JP2001224565A - 哺乳動物の心臓の生理学的状態の統計学的マッピング - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【目的】 哺乳動物の心臓の生理学的状態の指標を提供
する。 【構成】 心臓周期のシークエンスにおける内部心臓器
官の周期的な活動を検出する工程と、選択された活動に
特徴的な予め決定される物理量を観察する工程と、心臓
周期の選択された数のシークエンスについて予め決定さ
れる物理量の予め決定される統計学的パラメータを評価
する工程と、及び評価された統計学的パラメータを参照
値と比較し、それにより選択された活動の状態の指標を
提供する工程とを含む。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、一般には心電図検査に
関し、特には心電図の可変性評価に関する。

【０００２】

【従来の技術及び発明が解決しようとする課題】心電
図、すなわち“ＥＣＧ”は、心臓の活動によって生じる
電位の図的な記録である。心臓の活動が周期的であるの
と同様に、心臓の活動によって生じる電位も周期的であ
り、それらの測定は公知の特徴的なＥＣＧ波形を生じ
る。この波形の部分は、ＥＣＧ波形に通常認められる６
つの転移点故に、一緒になって心臓の周期的活動を形成
する異なる現象に対応し、公知の基本Ｐ、Ｑ、Ｒ、Ｓ、
Ｔ、Ｕ波がそのように言われることが知られる、これら
に点によって結び付けられる波形の部分は特定の心臓内
器官の活性を表すものとして理解される。例えば、ＱＲ
Ｓ複合体としても知られるＱＲＳ部分（すなわち、ＱＲ
Ｓ節の間で定義される波形の部分）は心室が収縮すると
き、すなわち“収縮期”に生じる。いわゆる“Ｔ波”は
収縮に続く電気系の再分極、すなわち“拡張期”により
生じる。これらの波のいずれにおいて観察される変化も
様々な心臓診断目的で用いることができ、例えば、Ｓ−
Ｔ上昇は心臓梗塞の古典的な徴候として解釈される。

【０００３】実際、心電図の現在の解釈は、心臓が非常
に複雑な臓器であることが知られ、かつそれらの動作周
期が単に心電図に示されるもののような小数の現象に限
定されないため、非常に制限されることが知られてい
る。この非常に多数の心臓の現象の発生は公知であり、
例えば、Ｌｉｐｍａｎ、Ｍａｓｓｉｅ及びＫｌｅｉｇｅ
ｒによる、国会図書館カタログ番号７２−１８８５７７
のＣＬＩＮＩＣＡＬ ＳＣＡＬＡＲ ＥＬＥＣＴＲＯＣ
ＡＲＤＩＯＧＲＡＰＨＹと題する書籍において論じられ
ている。さらに、そこに収載されるデータの可変性を評
価することにより、特定の心臓器官の機能に関する有用
な情報を抜き出すことが知られる。当該技術分野におけ
る現状の指標は米国特許第５，１８８，１１６号及び第
５，４１９，３３８号によって提供される。

【０００４】“Ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈ
ｉｃ Ｍｅｔｈｏｄ ａｎｄ Ｄｅｖｉｃｅ”と題する
‘１１６刊行物は、心電図（ＥＣＧ）から心臓疾患を検
出するための方法及び装置に向けられている。この方法
は、ＥＣＧ信号を獲得する工程、呼吸によって生じる信
号の可変性を修正する工程及び心筋機能による残りの可
変性の水準を算出する工程を包含する。この装置は信号
入力システム、保存システム、マイクロプロセッサ及び
出力システムを具備する。このマイクロプロセッサは信
号データをこの方法に従って処理するためのプログラム
論理を有する。“Ａｕｔｏｎｏｍｉｃ Ｎｅｒｖｏｕｓ
Ｓｙｓｔｅｍ Ｔｅｓｔｉｎｇ ｂｙ Ｂｉ−Ｖａｒ
ｉａｔｅ Ｓｐｅｃｔｒａｌ Ａｎａｌｙｓｉｓ ｏｆ
Ｈｅａｒｔ Ｐｅｒｉｏｄ ａｎｄ ＱＴ Ｉｎｔｅ
ｒｖａｌ Ｖａｒｉａｂｉｌｉｔｙ”と題する‘３３８
刊行物は、心電図データのデータ処理によって得られる
心臓周期（ＲＲ）及びＱＴ間隔可変性の二変量解析によ
り哺乳動物の自律神経系を試験するための装置及び方法
を開示する。この方法及びこの装置により、それたの間
の不均衡についての心臓の副交感及び交感制御の両者の
評価が可能となり、この不均衡は突然心臓死の素因を示
すものであり得る。

【０００５】上述の方法のいずれも、標準に対する被験
者の心臓の全体的な状態の決定、様々な心臓の機能のマ
ッピング、及び傾向の決定を、例え被験者の心臓の異常
が深刻なものであると思われたとしても、その被験者の
状態が改善されているのか、あるいは悪化しているのか
を確定することができるように可能にする全体的なアプ
ローチを提供することはない。

【０００６】

【課題を解決するための手段】したがって、本発明の目
的は、心臓の活動の測定及びＥＣＧの結果の徹底的な定
量的診断評価のための新規方法及び装置を提供すること
にある。この方法及び装置はＥＣＧ読取りの高解像度サ
ンプリング、複数の特徴的な点の正確な確立、間隔の統
計学的評価、及び評価したデータのマッピングに基づく
ものである。したがって、本発明の好ましい態様による
と、心臓周期のシークエンスにおける心臓内器官の周期
的な活動を検出する工程、選択された活動に特徴的な予
め決定される物理量を観察する工程、心臓周期の選択さ
れた数のシークエンスについて予め決定される物理量の
予め決定される統計学的パラメータを評価する工程、及
び評価された統計学的パラメータを参照値と比較し、そ
れにより選択された活動の状態の指標を提供する工程に
よって哺乳動物における心臓の生理学的状態の指標を提
供する方法が提供される。

【０００７】加えて、本発明の好ましい態様によると、
観察工程は各々の活動に要する時間を測定する工程を含
み、評価工程は心臓周期の選択された数のシークエンス
における選択された活動の時間の予め決定される統計学
的パラメータを評価する工程を含む。さらに、本発明の
好ましい態様によると、評価工程は検出工程を実施する
時点での選択された活動の状態を示す第１の統計学的パ
ラメータを評価することを含み、かつ比較工程は評価さ
れた第１パラメータを参照範囲と比較することを含み、
さらに評価された第１の統計学的パラメータと参照範囲
との間の関係を決定し、それにより検出工程を実施する
時点での哺乳動物の生理学的状態をも決定する工程を含
む。

【０００８】加えて、本発明の好ましい態様によると、
評価工程は選択された活動の状態における傾向を示す第
２の統計学的パラメータを評価することをも含み、かつ
比較工程は評価された第２パラメータを参照範囲と比較
することをも含み、さらに評価された第２の統計学的パ
ラメータと参照範囲との間の関係を決定し、それにより
選択された活動の状態における傾向をも決定する工程を
含む。さらに、本発明の好ましい態様によると、比較工
程は参照範囲に対応する第１の視覚的指標を含む視覚的
参照システムを提供する工程をさらに含み、この第１の
視覚的指標は複数の参照軸を含み、これらの参照軸の各
々は異なる予め決定される心臓の活動に対応し、かつ関
係を決定する工程は各々の心臓の活動の予め決定される
統計量の値に対応する第２の視覚的指標を該参照軸上に
提供する下位工程、及び該第２の視覚的指標を該第１の
視覚的指標と視覚的に比較し、それによりそれらの間の
関係を決定する下位工程を含む。

【０００９】加えて、本発明の好ましい態様によると、
前記参照システムは起点から放射状に広がる複数の軸を
有する多軸参照システムであって、各々の軸は予め決定
される心臓の活動に対応する予め決定される統計学的量
の可能な値の範囲を示す尺度を規定し、かつ前記参照シ
ステムの第１の視覚的指標は起点の周囲に同心円状に設
けられた閉じた形状の線標識であってそれにより２つ以
上の参照領域を規定し、さらに第１領域内の視覚的指標
はその哺乳動物の心臓の第１の健康状態を示し、かつ第
２領域内の視覚的指標は第１の健康状態とは異なるその
哺乳動物の心臓の第２の健康状態を示す多軸参照システ
ムであり、並びに、第２の視覚的指標を第１の視覚的指
標と比較する工程は第２の視覚的指標がその参照領域の
どこに入るのかを決定し、それにより哺乳動物の心臓の
健康状態を視覚的に決定することを含む。

【００１０】さらに、本発明の好ましい態様によると、
参照システムを提供する工程は、各々が類似の生理学的
状態を有する統計学的に代表的な数の被験者について、
心臓周期のシークエンスにおける内部心臓器官の周期的
活動を検出する工程、各々が既知の心臓の活動に特徴的
な、複数の予め決定される物理量を観察する工程、被験
者の各々について、心臓周期の選択された数のシークエ
ンスに対する予め決定される物理量の各々の選択された
統計学的パラメータを評価する工程、選択された統計学
的パラメータの各々の最小値及び最大値を決定し、それ
により該生理学的状態を有する被験者について各々のパ
ラメータの値の範囲を規定する工程、及び該値の範囲を
多軸参照システムにプロットし、それにより各々の心臓
活動の各々の統計学的パラメータについて最小値及び最
大値を視覚的に示す工程を含む。加えて、本発明の好ま
しい態様によると、内部心臓器官の周期的な活動を検出
する工程は、哺乳動物の体表面でのそれらの心臓の活動
によって生じる電位を、予め決定される最小数の連続す
る心臓周期の間探知すること、探知された電位に対応す
るアナログ出力信号を提供すること、該アナログ出力信
号が探知された電位に含まれる全ての情報を実質的に留
めるデジタル信号に変換されるように該アナログ出力信
号を高周波数のサンプリングレートでサンプリングする
こと、該デジタル信号を入力データとして初期入力ファ
イルに保存すること、及び実質的に心臓の活動に関する
情報のみが表される、該入力データに対応する高解像度
出力波形を提供することを含む。

【００１１】この高解像度波形を提供する工程は、波形
特有点を決定し、該特有点を出力波形に重ね合わせ、そ
れにより該波形を各々が単一の心臓周期に対応する複数
の波形周期に分割し、かつ波形周期の各々を複数の波形
部分に分割し、ここで該波形部分は２つの選択された特
有点の間に位置し、かつ複数の点によって規定され、波
形部分整列点を選択し、波形周期の全ての対応する部分
を選択された整列点に沿って互いに整列させ、及び全て
の整列化波形点の全ての点の縦座標を平均化し、それに
より有用でない情報の効果を減少させ、したがってその
哺乳動物の心臓の活動に特徴的な単一の波形を生成する
ことを含む。本発明のさらなる態様によると、哺乳動物
の心臓の生理学的状態の指標を提供するためのシステム
であって、心臓周期のシークエンスにおける内部心臓器
官の周期的活動を検出し、かつそれらに対応する出力信
号を提供するための装置、該出力信号を受信し、かつそ
れらに従って活動に特徴的な、予め決定される物理量を
決定するための、該検出のための装置と協働する装置、
心臓周期の選択された数のシークエンスについて予め決
定される物理量の予め決定される統計学的パラメータを
評価するための装置、及び評価された統計学的パラメー
タを参照値と比較し、それにより選択された活動の状態
の指標を提供するための装置を具備するシステムが提供
される。

【００１２】本発明のさらなる態様によると、哺乳動物
の心臓の健康状態を示すための多軸視覚的参照システム
であって、起点から放射状に広がる複数の軸を具備し、
ここで各々の軸は予め決定される心臓の活動に対応する
予め決定される統計学的量の可能な値の範囲を示す尺度
を規定し、及び起点の周囲に同心円状に設けられ、それ
により２つ以上の第１及び第２参照領域を規定する閉じ
た形状の線標識を具備し、ここで第１領域内の視覚的指
標はその哺乳動物の心臓の第１の健康状態を示し、かつ
第２領域内の視覚的指標は第１の健康状態とは異なるそ
の哺乳動物の心臓の第２の健康状態を示す多軸視覚的参
照システムが提供される。

【００１３】加えて、本発明の好ましい態様によると、
前記第１領域は予め決定される心臓の活動の統計学的に
決定される健康の範囲を規定する第１の値の範囲を示
し、かつ第２領域は第１の範囲を超える第２の値の範囲
を示し、それによりその予め決定される心臓の活動に関
する不健康の範囲を示す。さらに、本発明の好ましい態
様によると、この参照システムは第３の領域をも有し、
この第３領域は予め決定される心臓の活動の統計学的に
決定される疾患範囲を規定する第３の値の範囲を示し、
ここで前記第２領域は第１及び第３範囲の間の値の範囲
を示し、それにより予め決定される心臓の活動の統計学
的に決定される中間健康範囲を示す。加えて、本発明の
好ましい態様によると、２つ以上の参照領域内の視覚的
指標はその哺乳動物の心臓の活動がサンプリングされる
時点での哺乳動物の心臓の健康状態に対応する。さら
に、本発明の好ましい態様によると、２つ以上の参照領
域内の視覚的指標は、その哺乳動物の心臓の活動がサン
プリングされる時点に続く、哺乳動物の心臓の健康状態
における統計学的に決定される傾向に対応する。

【００１４】

【発明の実施の形態】以下の詳細な説明から認められる
ように、本発明の方法は以下のいずれを提供するのにも
用いることができる。 １．前臨床段階での心臓の機能低下の検出、 ２．心電図波形における小さいが永続的な変化と同様に
小さい異常の検出、 ３．心臓の活動の簡単なリアルタイム動的評価及び有害
な心臓の状態の検出のための連続する周期における利用
者が選択したＥＣＧ波形間隔の三次元比較視覚化の提
供。

【００１５】図１及び２を参照して、本発明は哺乳動物
における心臓の活動を決定する改善法を提供する。本発
明の方法は、電極１０を用いて被験者の体表面でそれら
の心臓の活動によって生じる電位を予め決定された最小
数の連続する心臓周期の間探知することに基づく。電極
１０によってもたらされる出力信号は１２で示されるよ
うに増幅され、探知された電位に対応するアナログ出力
としてアナログ−デジタルコンバータ１４に送られる。
コンバータ１４は、このアナログ出力信号が探知された
電位に含まれる実質的に全ての情報を留めるデジタル信
号に変換されるように、アナログ信号を高周波数のサン
プリングレートでサンプリングするように用いられる。
好ましくは、このサンプリングは毎秒５００回を上回る
割合で行われる。好ましい最小サンプリングレートは図
８の波形４２に見られるような約毎秒７５０回であり、
これは毎秒３００−４００回のサンプリングレートで動
作する連続的ＥＣＧでは識別できない現象の指標をもた
らす。しかしながら、毎秒５，２９０回以上のサンプリ
ングレートが最も好ましい。ここに示されて記載される
結果は主にこの非常に高いサンプリングレートに基づく
ものであり、これは心電図技術で従来識別できない多く
の異なる現象を明らかにする。

【００１６】従来技術では電極からの直接のアナログデ
ータを使用することをためらっているが、このデータが
心臓の活動に関する大量の有益な情報を含むことは認識
されるであろう。この「生」データを使用することの重
要性は、既述のように非常に高いサンプリングレートを
用い、それにより非常に高い解像度をもたらすことがで
きるという事実にある。この高解像度出力はＥＣＧ波形
の選択された部分に焦点を当ててそれを拡大することを
可能にし、今まで人間の目では識別できなかった詳細が
得られる。上述のサンプリングから生じ、心臓の活動に
関する検出された情報の全てを留めるデジタルデータは
適切な非揮発性保存媒体に初期入力ファイルとして保存
される。この初期入力ファイルのコピーを作成し、それ
に対して適切な信号処理手段１６により様々な処理技術
を施す。この信号処理手段１６は、選択に応じて、代表
的な波形周期、それらの一部、又はそれらの下位波形を
本発明に従って適切なディスプレイ１８にもたらすよう
に作動する。

【００１７】ブロック２０（図２）に示されるように、
検出されたデータの有意義な解析に必須のものは初期波
形の安定化である。１００の連続する心臓周期の実際の
ＥＣＧ波形である図２に明瞭に認められるように、実線
２２として示されるこの波形の基線はそれ自体が相当ぶ
れ、すなわち変動し、そのぶれを除去するように波形を
安定化し、それにより有用な情報を表示する安定化した
波形をもたらすことが必要となる。従来技術では電気的
フィルタリングによる波形の安定化が考慮されている
が、これは上述のように多くの有用な情報の相当の損失
を生じるものであり、本発明は、高域適応ソフトウェア
フィルタリングのプロセスによって有用な情報の実質的
に全てを留める波形安定化の技術を用いる。このプロセ
スは図４〜図６と共に以下に詳細に記載されている。図
２に見られるように、波形を安定化し（ブロック２
０）、安定化された波形を含むマスターファイルを作成
した後、従来技術のＥＣＧ技術では従来失われていた多
くの情報を利用可能とするため、それらに様々な追加技
術を適用する。これらの引き続いて行われる工程には波
形特有点の決定（ブロック２４）、間隔の決定（ブロッ
ク２６）、並びに波形解析及び診断（ブロック２８）が
含まれる。

【００１８】図４を参照して、本発明の波形安定化の技
術は、アナログ−デジタルコンバータ１４（図１）から
受信した生デジタルデータを“調整された”波形を得る
ために２段階適応ソフトウェア高域フィルタリングにか
ける第１段階（ブロック３０）、及びその調整された波
形を各々の心臓の活動の基線の決定に用いる第２段階
（ブロック３２）、及び各々の周期について決定された
基線を安定化された波形を得るのに用いる第３段階（ブ
ロック３４）を含む。フィルタリング及び基線決定の段
階を、それぞれ図５及び６と共に、詳細に説明する。図
５に見られるように、好ましくは２段階の適応ソフトウ
ェア高域フィルタリングを「引窓（ｓｌｉｄｉｎｇ ｗ
ｉｎｄｏｗ）」技術を用いて行う。この引窓の幅は被験
者の心拍数に従って適切に決定できることが本発明者に
より見出されている。第１段階に対しては、一般には３
６を参照して、引窓の幅「Ｗ１」を定義する適切な式は Ｗ１＝２．５×Ｒ−Ｒ であり、ここでＲ−Ｒは被験者の１つの心臓周期に要す
る時間である。第２段階に対しては、一般には３８を参
照して、引窓の幅「Ｗ２」を定義する適切な式は Ｗ２＝Ｗ１／１．５ である。

【００１９】第１段階３６において、図７に示されるよ
うに、破線で示される窓４０が定義され、その幅は式Ｗ
１＝２．５×Ｒ−Ｒに従って定義される。次に、この窓
の範囲に入る波形の部分を複数の一次「再計算点」に分
割する。これらの点は、これらがその波形の再計算に用
いられ、かつその適所に一次調整済み波形をもたらすの
に用いられるという事実のためにそのように呼ばれる。
これらの再計算点は予め決定された均一な増分間隔ｉだ
け離して配置される。新たな縦座標ｍ０’をこれらの再
計算点の中間点「Ｍ０」ついて算出する。この新たな縦
座標の値は窓の中の全ての点の縦座標の平均である。次
に、この新たな縦座標を元のＥＣＧ波形上の対応する点
の縦座標から減じ、得られた差異をＷ１で示される新た
な「一次調整済み」波形における第１の点の縦座標とし
て保持する。次に、引窓をＸ軸に沿って選択された増分
だけ４０’まで漸進的にずらし、上記プロセスを新たな
中間点Ｍ１、Ｍ２、．．．、Ｍｎ（ここで、「ｎ」は最
終一次再計算点の数字である）の各々について繰り返
す。全ての点をこのようにして再計算すると、一次調整
済み波形が得られる。

【００２０】フィルタリング技術の第２段階３８は、こ
の第２段階においてはＥＣＧ波形ではなく一次調整済み
波形に上述の引窓計算技術を施し、引窓の幅を好ましく
は上述の式Ｗ２＝Ｗ１／１．５を用いることにより算出
することを除いて、第１段階３６と同様である。第２段
階３８から得られる波形は「最終」調整済み波形として
知られる。図６及び８を参照すると、この最終調整済み
波形４２が基線４４と共に見られる。図９は生データに
基づく初期波形４１、及び基線４４を伴う安定化された
形態の波形４２を示す。この基線４４も引窓技術を用い
ることにより決定され、この引窓技術は、好ましくは
２．５周期の幅を有する引窓を最終調整済み波形上に規
定し（ブロック４６）、複数の縦座標範囲内で縦座標値
を有する波形に沿って各々の点の数を合計する（ブロッ
ク４７）ことを含む。これらの縦座標値の「出現」を合
計したら、それらを図８の５０に見られるようにＹ軸に
沿ってヒストグラムとしてプロットする。ヒストグラム
のモード５２をこの窓における第１周期の基線４４とし
て採用する（ブロック４８）。次に、窓を周期１つ分ず
らし、同じプロセスを第２周期、第３周期及び第４周期
の半分に対して行って第２周期の基線を得る（ブロック
４９）。このようにして、各々の単一周期、したがって
別々の基線を決定する。連続する周期の基線間に不連続
が存在することがあり、これが元のＥＣＧ波形の周期間
の大きなずれ又は変移を示すことに注意されたい。従来
技術においては、このような変移は波形全体に沿って再
分配され、それにより波形の誤った解釈につながること
があった。しかしながら、各々の周期について別々の基
線を算出すること、及び本発明による基線の決定及び引
き続く波形の安定化が従来技術において得られるものよ
りも非常に正確な安定化波形に備えるものであることを
当該技術分野における熟練者は理解するであろう。波形
安定化の段階に続いて、特有点の決定を行うことが重要
である。上に論じられるように、ＥＣＧ波形は通常６つ
の特有点を有するものと考えられ、各々の点は一連のＰ
ＱＲＳＴＵのうちの一文字で知られ、かつ２つの曲線部
分の間の移行点又は境界点を表し、この曲線部分の各々
は異なる心臓内器官の活動を表す。図１０を簡単に参照
すると、５４と参照符号がふられた、理想化されたＥＣ
Ｇ波形が認められ、この波形上には通常のＰ、Ｑ、Ｒ、
Ｓ、Ｔ、及びＵ点に加えて本発明において提供される追
加の８つの点が認められ、それらの提供は本発明によっ
て得られる非常に高い解像力の結果によって容易になる
だけではなく、全ての典型的なＥＣＧ波形において固有
であることが本発明者によって見出されているさらなる
例示的な特有曲線部分を識別する上で必要でもあり、こ
こでこの部分の各々は１つ以上の異なる心臓内器官の機
能を示す。さらなる特有点はＰ１、Ｐ２、Ｑ１、Ｓ１、
Ｔ１、Ｔ２、Ｕ１及びＵ２である。特有点の決定はマス
ターファイルのコピーを作成した後に幾つかの段階にお
いて行い、それは以下の２つの段階からなる。

【００２１】（特有点算出の第１近似）まず、安定化し
た波形上で最大を同定することにより全ての間隔のＲピ
ークを決定する。続いて、このＲ点を取りまく最小点Ｑ
及びＳを近似する。これらは、Ｒの直前を先行し、かつ
その直後に続く波形部分に沿って波形の第１微分係数を
決定することにより同定される。多くの場合、特に健常
被験者の場合、Ｑ及びＳが、波形の第１微分係数が記号
を変化させる点として決定される。Ｑ及びＳが明瞭な最
小として同定されない幾つかの場合においては、これら
の第１微分係数のそれぞれの値が予め決定された、実験
により得られた閾値を超える点が近似的なＱ及びＳ点と
して決定される。このＳの第１近似はＳ’として採用さ
れる。次の段階は点Ｐ１、Ｐ２、Ｔ１及びＴ２の決定で
ある。まず、指数関数式ｙ（ｘ）＝Ａｅ^−λｘ２を用い
ることによりＰ波を近似する。ここで、ｙはＰ波に沿う
点の縦座標を表し、Ａは上記指数関数式の最大であっ
て、Ｐ１とＰ２との中点に位置し、λは波形の縦座標間
の平均平方偏差及び上記指数関数式の合計のうちの最小
から決定される。Ｐ１とＰ２との間及びＴ１とＴ２との
間の距離は両者とも経験的に得られた関数κ（λ、Ａ）
×λにより決定する。したがって、Ａの位置が既知であ
る場合、点Ｐ１、Ｐ２、Ｔ１及びＴ２のそれぞれの位置
を決定することができる。Ｐ及びＴの位置を決定するた
め、Ｐ波及びＴ波の三次多項式近似を行う。ここで、Ｐ
１及びＰ２はこの近似の根のうちの２つであり、それぞ
れの立方根（ｔｈｉｒｄ ｒｏｏｔ）をＰ及びＴとして
採用する。

【００２２】（第２近似）七次多項式をＱ−Ｔ１波形部
分について作成する。Ｓ”として採用されるＳの第２近
似をＲの直後に続くこの多項式の根として決定する。次
の工程として、第１及び第２近似の両者の統計学的に代
表的な数の周期をとる。Ｒ−Ｓ’間隔の標準偏差σ’を
算出し、Ｒ−Ｓ”間隔の標準偏差σ”を算出し、かつこ
れらの２つの標準偏差を比較する。σ’＜σ”である場
合、Ｓは明瞭な最小地点に出現する。この場合、Ｓ１は
Ｒに続く上記七次多項式の第２の根として決定する。
σ’＞σ”である場合、Ｓは明瞭な最小地点には出現せ
ず、この場合、Ｓ及びＳ１はＲの直後に続く第１の根に
一致する。Ｑ１は、Ｑが上述のように明瞭な最小として
決定される場合にのみ存在する。Ｑ１を決定するため、
垂線をＱから基線に延ばす。Ｑ１は、Ｑからの垂線が基
線と交差する点よりも、その交点と基線のＱＲ部分との
交点との間隔に等しい間隔だけ前に位置する基線上の点
としてとらえられる。Ｑが明瞭な最小として決定されな
い別の場合には、Ｑ及びＱ１は一致するものと考えられ
る。Ｐ１、Ｐ及びＰ２の決定について上述されたものと
同じ方法を、図１１と共に以下に記載される、平均化後
の点Ｕ１、Ｕ及びＵ２の決定に用いる。再度図２を簡単
に参照して、特有点が決定されると、それらの間隔も固
有にわかる。

【００２３】次に、本発明の好ましい態様に従って行わ
れる波形処理の工程を示す図１１を参照する。ここに記
載される波形解析の目的は、波形の微細な詳細を従来技
術の波形よりも非常に高い解像力で明らかにし、診断能
力を実質的に改善し、かつ心臓の活動の詳細な研究をも
容易にすることである。図９を簡単に参照すると安定化
された波形４２が認められ、これは、上述のように、引
き続いて図１０に示される１４の特有点が決定されるよ
うに解析することが求められ、各々の波形部分は異なる
心臓内器官の機能を表すこれらの点の対によって結び付
けられる。

【００２４】以下の様々な方法の工程の説明において、
波形はデジタルの形態でコンピュータファイルとして保
存され、波形の特定の部分の選択、拡大等を含む適切な
通常のコンピュータグラフィック技術により表示及び操
作が可能であることに注意するべきである。図１１のブ
ロック７０に示される波形の解析の第１工程として、利
用者−通常は熟練診断者−は、（上述のようにマスター
ファイルとして保持される）安定化された波形の全体を
コンピュータディスプレイで閲覧した後、その波形の選
択された部分を拡大、すなわちズームインすることがで
きる。波形の選択された部分にズームインすることによ
り、人間の目では従来視認できなかった微細な詳細が明
らかとなることが理解されるであろう。

【００２５】続いて、上で決定された特有点を安定化さ
れた波形に重ね合わせた後（ブロック７２）、特に関心
のあるものであり得る部分の領域を同定したら、利用者
はこの領域の中心に可能な限り最高の解像度で見ようと
願う点として整列点を選択する（ブロック７４）。この
整列点は、実際には、図１２（Ａ）に見られるように、
整列化しようとするサンプルの各々に見出される点「ｐ
ａ」である。例として、整列点がＰ１点である場合（図
１０）、全ての波形サンプルを、図１２（Ｂ）に見られ
るように、全てのＰ１点がそれらのそれぞれのサンプル
に同時に出現するように整列化する。ブロック７８に示
されるように、全ての対応するサンプルを整列化（ブロ
ック７６）した後、それらを平均化し、それにより図１
２（Ｃ）に見られる平均化された曲線を提供する。この
曲線は、整列点のすぐ近傍の波形部分によって表される
心臓の活動を大きく高められた明瞭性で示す。この波形
部分に沿う点は、整列点のすぐ近傍で最大であり、かつ
整列点から最も遠い点で最低である解像度で見られる。

【００２６】説明のための例として、様々な特徴、例え
ば、他の多くのものに加えていわゆるヒス束、洞結節棘
波が電極１０（図１及び２）によって誘導されるアナロ
グ信号が提供する情報の合計に含まれるが、実際には、
これらの特徴は従来技術のＥＣＧにおいては、それらに
よって提供される波形の解像度の質が低下しているた
め、識別不可能である。上述のように、本発明の目的
は、例えばＥＣＧにより検出される心臓の電気的活動を
検査時の被験者の心臓の状態及び傾向の両者のマッピン
グに用いることができ、それにより診断用及び予後用の
ツールを構成するツールを提供することである。本発明
の診断面の特有の利点は、検査時にいかなる内部心臓器
官でも特別の問題が示されない場合であっても、その診
断用画像を提供するものと同じ試験データを１つ以上の
内部心臓器官の機能の点から否定的な傾向を示すのに用
いることもできるというものである。反対に、検査時に
１つ以上の内部心臓器官に特定の問題が示される場合で
あっても、その診断用画像を提供するものと同じ試験デ
ータを１つ以上の内部心臓器官の機能の点から肯定的な
傾向、例えばその患者が心臓手術から回復しているかど
うか、を示すのに用いることもできる。

【００２７】本発明は、図９、１０、及び１１と併せて
上で説明される通りに決定される、予め選択される特有
点の間の複数の予め選択される周期間及び周期内間隔を
用いる、好ましくはＥＣＧデータの、統計学的マッピン
グに基づく。図１３（Ａ）及び１３（Ｂ）を参照する
と、１心臓周期の理想化された波形及び一対の連続的な
心臓周期についての一対の理想化された波形が示されて
いる。図１３（Ａ）の波形には１０の特有点が示されて
おり、これらは、とりわけ、下記表１にまとめられるよ
うに４５の周期内間隔を規定する。

【表１】 さらに、図１３（Ｂ）の二連波形には１５の特有点が示
されており、これらは、とりわけ、下記表２にまとめら
れるように４０の周期間間隔を規定する。

【００２８】

【表２】 上記間隔の各々について幾つかの統計学的パラメータを
算出することが可能であり、これらには Ｍ−平均間隔長 σ−間隔の標準偏差 σ／Ｍ×１００％−変動係数 Ｍ_ｒｒ−平均周期長 σ_ｒｒ−周期長の標準偏差 Ｍ／Ｍ_ｒｒ−標準化平均間隔 σ／σ_ｒｒ−間隔の標準化標準偏差 が含まれる。Ｍ及びσはそれら自体で有用であるが、Ｍ
／Ｍｒｒ及びσ／σｒｒで記される対応する「標準化」
Ｍ及びσが試験した全ての被験者について等しい指標を
表し、より有用であることは理解されるであろう。

【００２９】図１４を簡単に参照して、健常被験者につ
いて、各々の統計学的パラメータに対して各々異なる間
隔「正常」範囲が存在することが本発明者により発見さ
れている。この「正常」状態は図１４のブロック１００
に示される。さらなる範囲も存在し、それらは図１４に
ブロック１０２（僅かな伸張）、１０４（中程度の伸
張）、及び１０６（高度の伸張）として示され、これら
は全て治療しなければブロック１０８に見られる同期の
喪失又はブロック１１０に示される疾患のいずれかにつ
ながる可能性のある心臓の問題を示す。疾患自体は、表
面的には、ブロック１１２に示される、心臓が機能的変
化を受け、かつ可逆的な状態である状態、又は、疾患が
より進行した段階で、ブロック１１４に示される、心臓
が基質的変化を受け、かつ不可逆的であると考えること
ができる状態のいずれかであるとして理解することがで
きる。図１４と併せて上述される概念は、所定の間隔及
び特定の患者について評価されたパラメータの全てがそ
の間隔の正常範囲に入る場合、その間隔が関連する心臓
内器官（１つもしくは複数）の活動も正常であることを
示すものとして理解することができる。他方、万一これ
らのパラメータのうちのいずれかが正常範囲外に出た場
合、これはその間隔が関連する心臓内器官（１つもしく
は複数）の活動の特定の程度の異常を示すものである
が、それらの重篤性の程度を明らかにする。もちろん、
図１４に示される状態の進行が健康な人の徐々に重くな
る状態を通した一方向の進行を意図するものではないこ
とは理解されるべきである。むしろ、図示される進行
は、ＥＣＧデータの診断又は予後の評価により示される
場合、本発明におけるように、総じて可逆的である幾つ
かの状態を示すものであることを理解するべきである。

【００３０】全ての間隔及び全てのパラメータについて
の上記正常範囲を確立するため、本発明者は１００名の
健常被験者に対して試験を行った。検査した被験者の８
０％は女性であり、２つの年齢範囲、すなわち、３０−
４０歳及び４０−５０歳の年齢に分類された。これらの
試験の大部分は１９９６年１０月２０日−２４日に８７
名の被験者に対して行った。これらの試験の間、心臓の
異常を患うことが知られる何人かの人を検査した。これ
らにはＳＮ結節徐脈を患う６５歳の女性が含まれ、彼女
の異常は、図２０（Ａ）〜２２及び表４と併せて以下に
記載されるように、試験結果により明瞭に示された。理
解されるように、各々の間隔は特定の内部心臓器官及び
それらの群の心臓活動を反映し、これらの間隔の統計学
的挙動の理解はその間隔が関与する心臓器官（１つもし
くは複数）の状態に光を投げかける。さらに、被験者の
心臓の状態を一組の「動的フィンガープリント」として
画像として表すことができることが見出されており、こ
れはあらゆる内部心臓器官又は内部心臓器官の群におけ
るあらゆる異常の存在の明瞭かつ明示的な視覚的指標を
提供する。

【００３１】図１５を参照して、各々のフィンガープリ
ントは１２０に一般的に示される多軸参照システム上の
多重間隔プロットに基づく。この参照システムは起点か
ら放射状に広がる複数の軸からなり、ここで、各々の軸
は予め決定される間隔について得られる上記統計学的パ
ラメータのうちの予め決定されるものの可能な値の範囲
を示す尺度を規定する。図１５の参照システム１２０
は、事実上、図１４と併せて上述される状態の系列に直
接対応するものである。図１６及び１７と併せて以下に
示され、かつ記載されるプロットの説明からさらに理解
されるように、このフィンガープリントは各々の間隔に
ついて得られる特定のパラメータの値に従って軸上に示
される点を通る閉じた形態のプロットからなる。したが
って、各々のプロットは試験時の所定の被験者の選択さ
れた全ての間隔についての単一のパラメータの値を示
し、それによりその心臓の状態の一組の動的フィンガー
プリントのうちの１つを構成することが理解されるであ
ろう。

【００３２】図１５の参照システムは複数の軸を示し、
その各々に予め決定される間隔の統計学的パラメータの
値を示すことができる。図示される参照システムでは１
６の間隔のみが示されており、これと同じ１６の間隔は
図１６及び１７のプロットに示されているが、これは例
としてだけのものであり、実際には、この参照システム
はあらゆる適切な数の間隔からなることができ、しかし
ながら好ましくは、図１３（Ａ）及び１３（Ｂ）と併せ
て上述される４５の周期内間隔及び４０の周期間間隔を
上回らないものからなる。全ての間隔軸が一連の同心円
又は環状領域を通して延び、その各々が図１４に示され
る臨床段階のうちの１つに対応し、かつ、個々の間隔と
合わせて、これが、どの内部心臓器官が特定の臨床的状
況の原因であり、又は原因であると予想され得るのかを
示す役割を果たすことがわかる。したがって、図１４に
おける参照番号を図１５の参照システムにおける対応領
域を示すために用いる。これにより、参照システム１２
０においては、最も広い領域は正常領域１００であり、
これには上部及び下部境界「ｍａｘ Ｎ」及び「ｍｉｎ
Ｎ」が接し、これらの各々はプロットされたパラメー
タの統計学的に決定される上方及び下方値を表す。境界
値ｍａｘ Ｎ及びｍｉｎ Ｎを越える移動は、本質的
に、便宜上参照番号１０４で示される中間範囲への移動
である。中間領域１０４の境界１０２及び１０６は、そ
れぞれ、正常、僅かな伸張及び中程度の伸張の間での移
行に一線を画し、かつ中程度の伸張、高度の伸張及び疾
患又は同期の喪失の間での移行に一線を画す。

【００３３】疾患の第１の領域１１２は機能的変化を示
し、この第１の領域１１２と境を接する第２の領域１１
４はより深刻な疾患を示し、ここでは心臓に基質的変化
が生じている。ひとまとめに考えられるこれらの２つの
領域は、同期の喪失を示す参照番号１０８、及び１１０
の両者により示される。同期の喪失は必ずしも疾患では
ないが、それでもやはり心臓の性能の深刻な低下を示
す。黒で示される領域は図で説明するためだけのもので
あり、領域１１２及び１１４を越えて出現する値が末期
状態を指すことを示す役割を果たす。また、あらゆる特
有のプロットから、その被験者が問題のある状態を有す
るかだけではなく、どの間隔軸に沿ってこの状態が観察
されるかに応じて、その問題が存在する内部心臓器官を
見出すことが可能であることにも注意するべきである。
図１６及び１７を参照すると、試験した被験者について
の異なるパラメータの２つのプロットが示されている。
この図面に示される図１５の多軸参照システム１２０の
領域は正常領域１００のみである。図１６のプロットは
Ｍパラメータについてのものであり、完全に正常領域内
にあるものと思われる。しかしながら、図１７のプロッ
トはσパラメータについてのものであり、これらは上方
境界「ｍａｘ Ｎ」に接近しているものと思われ、Ｓ−
Ｔ２、Ｒ−Ｔ、Ｑ−Ｔ、Ｑ−Ｔ２及びＱ−Ｓ間隔につい
て評価したσの値については、上方境界「ｍａｘ Ｎ」
と一致し、又はそれと交差するように思われる。

【００３４】Ｍについての明らかに正常なプロットとσ
についての異常なプロットとの間の相違がこれらの２組
の評価された統計学的パラメータの間の実際の矛盾によ
るものではなく、これらのパラメータが示すものの相違
によるものであることは理解されるであろう。Ｍパラメ
ータが試験時の患者の状態を示し、問題が存在しないこ
とを示すのに対し、σパラメータは、明らかに正常な被
験者が記載される内部心臓器官の性能に、この例におい
てはＳ−Ｔ２、Ｒ−Ｔ、Ｑ−Ｔ、Ｑ−Ｔ２及びＱ−Ｓ間
隔で、問題のある状態の最初の徴候を示していることを
示す。図１６及び１７のプロットが基にするデータを以
下の表に示す。図１６において、正常範囲はこの表の
（２）欄によるものであり、かつ図示されるフィンガー
プリントをもたらすプロットされた試験データは（３）
欄に示される通りであることは理解されるであろう。同
様に、図１７において、正常範囲は（４）欄に示され、
かつ図示されるフィンガープリントをもたらすプロット
された試験データは（５）欄に示される通りである。
（６）及び（７）欄は、図１６及び１７にフィンガープ
リントが示される同じ被験者から得られた、Ｍ／Ｍ_ｒｒ
として示される「標準化Ｍ」のための正常範囲値及び試
験データを示し、これに対して（８）及び（９）欄は、
同様に同じ被験者から得られた、σ／σ_ｒｒとして示さ
れる「標準化標準偏差」のための正常範囲値及び試験デ
ータを示す。

【００３５】

【表３】 上述の「動的フィンガープリント」の特有の利点は、被
験者の状態を一瞥して評価することを可能にすることで
ある。さらに、本発明による上述の統計学的パラメータ
の評価及び表示は、それらの固有の値にもかかわらず、
公知の方法では明らかではなく、かつ単独で、又はＥＣ
Ｇもしくは他の解析方法と共に、心臓の活動を評価する
ための貴重なツールを構成する。本発明の方法の統計学
的な可変性の測定及び表示の有用性のさらなる証拠とし
て、図２０（Ａ）〜２２に加えて下記表４を参照する
と、１９９６年１０月後期に行われたＥＣＧ試験から引
き出された、ＳＮ結節徐脈を患う６５歳の女性の実験デ
ータ及びフィンガープリントプロットが示されている。

【００３６】図２０（Ａ）は従来技術の方法により実施
されたＥＣＧプロットであり、これに対して図２０
（Ｂ）は、毎秒７５０回のサンプリングレートで本発明
の方法により実施された安定化波形を示す。図２０
（Ａ）に見られる波形サンプル及び図２０（Ｂ）の安定
化波形のいずれも、図２０（Ａ）においてＲ−Ｒ_１及び
Ｒ−Ｒ _２として示されるＲ−Ｒ間隔間の明瞭な相違に反
映される不安定な心拍を別にして、被験者の直接的に明
白な心臓の問題を明らかにしていない。被験者の心臓の
状態の明白な正常性にも関わらず、本発明に従う図２０
（Ｂ）に見られる安定化波形の統計学的解析は彼女の疾
患を明瞭に反映する結果をもたらした。

【００３７】より詳細には、１６の周期内間隔について
の量Ｍ、σ、Ｍ／Ｍ_ｒｒ及びσ／σ _ｒｒを算出した。そ
れらを下記表４に正常範囲の値と並べて収載する。続い
て、上記図１６及び１７においてフィンガープリントプ
ロットして示される表３のデータと同様に、この被験者
のＭ及びσデータを同様の方法で本発明の参照システム
１２０（図１５）上にプロットした。図２１及び２２の
類似する形態のプロットから直ちに明らかとなるよう
に、この被験者の試験データには明瞭な異常が存在す
る。

【表４】

【００３８】本発明者が実施したさらなる試験に基づい
て、異なる試験被験者から集めたデータについて特定の
相関係数を評価し、それにより上記フィンガープリント
アプローチが補完され、その妥当性をさらに示す役割が
果たされ得ることが見出されている。特には、図１８を
参照すると、Ｑを起点とする２組の周期内間隔のＭの２
つの重ね合わせたプロットが示されている。これらのプ
ロットは４６歳の男性及び３５歳の女性についてのもの
であり、両者とも検査時には健康であった。わかるよう
に、これらの２つのプロットは高度の相関を示し、それ
は図面における２つの斜線領域１及び２の重なりによっ
て示される。図１８に図示される結果とは対照的に、図
１９においては、異なる被験者の対の、Ｑを起点とする
周期内間隔のさらなる２組のＭが同様の方法で示されて
いる。この場合、一方の被験者は健康であることが知ら
れていたが、他方はバイパス手術を受けていることが知
られていた。彼らの状態の著しい相違は部分的にのみ重
なって見える斜線領域１及び２によって明瞭に示され、
それらの間の統計学的な相関は僅かに５３％と評価され
ている。

【００３９】図１８及び１９に示されるデータは、図１
８の場合には３５の周期内間隔、図１９の場合には４０
のそのような間隔を評価することにより得られたが、こ
の差異は重要ではなく、したがって上述のようにデータ
の比較が可能のままであることは当該技術分野における
熟練者には明らかであろう。本発明の範囲は、単に例と
して上に具体的に示され、かつ記載されているものによ
って限定されるものではないことは当該技術分野におけ
る熟練者には明らかであろう。むしろ、本発明の範囲は
請求の範囲によってのみ限定される。

【図面の簡単な説明】

【図１】図１は、本発明に従って電気的な心臓信号処理
を行うための装置を示すブロック図である。

【図２】図２は、本発明による電気的な心臓信号処理の
主要段階を示す流れ図である。

【図３】図３は、１００の連続するＥＣＧサイクルを含
み、それらの基線の変動を示す、波形を圧縮した図であ
る。

【図４】図４は、本発明において用いられる波形安定化
の新規技術のブロック図である。

【図５】図５は、図４の技術において用いられる適応ソ
フトウェアフィルタリングの流れ図である。

【図６】図６は、図４の技術において基線の位置を決定
するのに用いられるヒストグラム形成の流れ図である。

【図７】図７は、図５の適応ソフトウェアフィルタリン
グにおける引窓技術の使用を示す図である。

【図８】図８は、図４〜図６の方法に従って調整したＥ
ＣＧ波形に重ね合わせた縦座標のヒストグラムである。

【図９】図９は、生データに基づく元のＥＣＧ波形及び
図８の通りに決定した基線に従って調整した波形の両者
を示す表示である。

【図１０】図１０は、本発明の好ましい態様に従って１
４の特徴的な点を規定する、理想化されたＥＣＧ周期で
ある。

【図１１】図１１は、本発明の波形処理の方法工程の流
れ図である。

【図１２】図１２（Ａ）は、整列化に先立って平均化の
ために選択された、異なる周期から採取された波形部分
サンプルを示し、ここでこのサンプルの出発点は整列点
と見なされる。図１２（Ｂ）は、同じく整列後の波形部
分サンプルを示す。図１２（Ｃ）は、同じく平均化され
た波形部分を示す。

【図１３】図１３（Ａ）は、１０の特有点が示され、こ
れらの特有点はそれらの間に４５の周期内間隔を規定す
る、理想化された波形を示す。図１３（Ｂ）は、同じく
１５の特有点が示され、これらの特有点はそれらの間に
４０の周期内間隔を規定する、１対の理想化された波形
を示す。

【図１４】図１４は、被験者の心臓の生理学的状態の範
囲のブロック図である。

【図１５】図１５は、被験者の心臓の生理学的状態を示
す多間隔フィンガープリントプロット用の多軸参照シス
テムを示す。

【図１６】図１６は、平均周期長についての、ＥＣＧ試
験データに基づくフィンガープリントプロットである。

【図１７】図１７は、標準偏差についての、ＥＣＧ試験
データに基づくフィンガープロットである。

【図１８】図１８は、高度の相関を示す一対の健常被験
者に対する、一対の比較重ね合わせプロットである。

【図１９】図１９は、同じく一方が健康であり他方が心
臓に異常があることが知られる一対の被験者に対する、
一対の比較重ね合わせプロットである。

【図２０】図２０（Ａ）及び２０（Ｂ）は、本発明の方
法に従って試験した被験者の波形である。

【図２１】図２１は、平均周期長についての、図２０
（Ａ）及び２０（Ｂ）のＥＣＧ波形から得られた統計デ
ータのフィンガープロットである。

【図２２】図２２は、標準偏差についての、図２０
（Ａ）及び２０（Ｂ）のＥＣＧ波形から得られた統計デ
ータのフィンガープロットである。

【符号の説明】

４４ 基線 ５４ ＥＣＧ波形 １００ 正常領域 １２０ 参照システム

Claims (37)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 心臓周期のシークエンスにおける心臓内
   器官の周期的な活動を検出する工程と、 選択された活動に特徴的な予め決定される物理量を観察
   する工程と、 心臓周期の選択された数のシークエンスについて予め決
   定される物理量の予め決定される統計学的パラメータを
   評価する工程と、及び評価された統計学的パラメータを
   参照値と比較し、それにより選択された活動の状態の指
   標を提供する工程と、によって哺乳動物の心臓の生理学
   的状態の指標を提供する方法。
2. 【請求項２】 前記観察工程が各々の活動に要する時間
   を測定する工程を含み、かつ前記評価工程が心臓周期の
   選択された数のシークエンスにおける選択された活動の
   時間の予め決定される統計学的パラメータを評価する工
   程を含む、請求項１に記載の方法。
3. 【請求項３】 前記評価工程が前記検出工程を実施する
   時点での選択された活動の状態を示す第１の統計学的パ
   ラメータを評価することを含み、かつ前記比較工程が該
   評価された第１パラメータを参照範囲と比較することを
   含み、さらに該評価された第１の統計学的パラメータと
   参照範囲との間の関係を決定し、それにより前記検出工
   程を実施する時点での哺乳動物の生理学的状態をも決定
   する工程を含む、請求項２に記載の方法。
4. 【請求項４】 前記評価工程が選択された活動の状態に
   おける傾向を示す第２の統計学的パラメータを評価する
   ことをも含み、かつ前記比較工程が該評価された第２パ
   ラメータを参照範囲と比較することをも含み、さらに該
   評価された第２の統計学的パラメータと参照範囲との間
   の関係を決定し、それにより選択された活動の状態にお
   ける傾向をも決定する工程を含む、請求項３に記載の方
   法。
5. 【請求項５】 前記比較工程が前記参照範囲に対応する
   第１の視覚的指標を含む視覚的参照システムを提供する
   工程をさらに含み、該第１の視覚的指標は複数の参照軸
   を含み、これらの参照軸の各々は異なる予め決定される
   心臓の活動に対応し、かつ前記関係を決定する工程は、 各々の前記心臓の活動の予め決定される統計量の値に対
   応する第２の視覚的指標を該参照軸上に提供する下位工
   程と、及び該第２の視覚的指標を該第１の視覚的指標と
   視覚的に比較し、それによりそれらの間の関係を決定す
   る下位工程とを含む、請求項４又は５に記載の方法。
6. 【請求項６】 前記参照システムが起点から放射状に広
   がる複数の軸を有する多軸参照システムであって、各々
   の軸は予め決定される心臓の活動に対応する予め決定さ
   れる統計学的量の可能な値の範囲を示す尺度を規定し、
   かつ前記参照システムの第１の視覚的指標は起点の周囲
   に同心円状に設けられた閉じた形状の線標識であってそ
   れにより少なくとも第１及び第２の参照領域を規定し、
   さらに該第１領域内の視覚的指標は哺乳動物の心臓の第
   １の健康状態を示し、かつ該第２領域内の視覚的指標は
   該第１の健康状態とは異なる哺乳動物の心臓の第２の健
   康状態を示す多軸参照システムであり、 並びに、前記第２の視覚的指標を第１の視覚的指標と比
   較する工程が、前記第２の視覚的指標が該参照領域のど
   こに入るのかを決定し、それにより哺乳動物の心臓の健
   康状態を視覚的に決定することを含む、請求項５に記載
   の方法。
7. 【請求項７】 前記参照システムを提供する工程が、 各々が類似の生理学的状態を有する統計学的に代表的な
   数の被験者について、心臓周期のシークエンスにおける
   内部心臓器官の周期的活動を検出する工程と、 各々が既知の心臓の活動に特徴的な、複数の予め決定さ
   れる物理量を観察する工程と、 被験者の各々について、心臓周期の選択された数のシー
   クエンスに対する予め決定される物理量の各々の選択さ
   れた統計学的パラメータを評価する工程と、 該選択された統計学的パラメータの各々の最小値及び最
   大値を決定し、それにより該生理学的状態を有する被験
   者について各々の該パラメータの値の範囲を規定する工
   程と、及び該値の範囲を多軸参照システムにプロット
   し、それにより各々の該心臓活動の各々の該統計学的パ
   ラメータについて該最小値及び最大値を視覚的に示す工
   程とを含む、請求項６に記載の方法。
8. 【請求項８】 前記内部心臓器官の周期的な活動を検出
   する工程が、 哺乳動物の体表面でのそれらの心臓の活動によって生じ
   る電位を、予め決定される最小数の連続する心臓周期の
   間探知し、 探知された電位に対応するアナログ出力信号を提供し、 該アナログ出力信号が探知された電位に含まれる全ての
   情報を実質的に留めるデジタル信号に変換されるように
   該アナログ出力信号を高周波数のサンプリングレートで
   サンプリングし、 該デジタル信号を入力データとして初期入力ファイルに
   保存し、及び実質的に心臓の活動に関する情報のみが表
   される、該入力データに対応する高解像度出力波形を提
   供することを含み、 該高解像度出力波形を提供する工程が、 波形特有点を決定し、 該特有点を該出力波形に重ね合わせ、それにより該波形
   を各々が単一の心臓周期に対応する複数の波形周期に分
   割し、かつ該波形周期の各々を複数の波形部分に分割
   し、ここで該波形部分は２つの選択された特有点の間に
   位置し、かつ複数の点によって規定され、 波形部分整列点を選択し、 該波形周期の全ての対応する部分を選択された整列点に
   沿って互いに整列させ、及び全ての該整列化波形点の全
   ての該点の縦座標を平均化し、それにより有用でない情
   報の効果を減少させ、したがって哺乳動物の心臓の活動
   に特徴的な単一の波形を生成することを含む、請求項１
   ないし７のいずれかの請求項に記載の方法。
9. 【請求項９】 前記サンプリング工程が毎秒５００回を
   上回る割合で行われる、請求項８に記載の方法。
10. 【請求項１０】 前記サンプリング工程が少なくとも毎
    秒７５０回の割合で行われる、請求項９に記載の方法。
11. 【請求項１１】 前記サンプリング工程が少なくとも毎
    秒５，２９０回の割合で行われる、請求項１０に記載の
    方法。
12. 【請求項１２】 前記高解像度出力波形を提供する工程
    が該波形を視覚的に表示する工程を含む、請求項８に記
    載の方法。
13. 【請求項１３】 前記視覚的に表示する工程が個々の内
    部心臓器官の活動に対応する視覚的な指標の提供を含
    む、請求項１２に記載の方法。
14. 【請求項１４】 前記波形特有点を決定する工程がＱ、
    Ｒ及びＳ点を決定することを含み、かつ出力波形上の最
    大を同定し、それによりそれらの全ての間隔のＲピーク
    を決定する下位工程と、 該Ｒピークの直前を先行する最小点Ｑを決定する下位工
    程と、及び該Ｒピークの直後に続く最小点Ｓ’を近似す
    る下位工程と、を含む、請求項８に記載の方法。
15. 【請求項１５】 前期最小点Ｑを決定する工程が出力波
    形の第１微分係数を、Ｒの直前を先行するそれらの部分
    に沿って得る下位工程を含み、かつ前記Ｓ最小点を近似
    する工程が波形の第１微分係数を、Ｒの直後に続くそれ
    らの部分に沿って得る下位工程を含む、請求項１４に記
    載の方法。
16. 【請求項１６】 前記近似工程の後に、 Ｑ点に先行し、かつ点Ｐ１及びＰ２によって結び付けら
    れるＰ波部分を決定する工程と、及びＳ点に続き、かつ
    点Ｔ１及びＴ２によって結び付けられるＴ波部分を決定
    する工程と、をも含む、請求項１４に記載の方法。
17. 【請求項１７】 前記Ｐ波部分を決定する工程が指数関
    数式ｙ_ｐ（ｘ）＝Ａ _ｐｅ^−λｘ２を適用することにより
    Ｐ波を近似することを含み、 ここで、ｙ_ｐはＰ波に沿う点の縦座標を表し、 Ａ_ｐは該指数関数式の最大であって、点Ｐ１とＰ２との
    中点に位置し、かつλは波形の縦座標間の平均平方偏差
    の合計及び該指数関数式の合計のうちの低い方から決定
    され、及び前記Ｔ波を決定する工程が指数関数式ｙ
    _ｔ（ｘ）＝Ａ_ｔｅ^−λｘ２を適用することによりＴ波を
    近似することを含み、該指数関数式において、 ｙ_ｔはＴ波に沿う点の縦座標を表し、 Ａ_ｔは該指数関数式の最大であって、点Ｔ１とＴ２との
    中点に位置し、かつλは波形の縦座標間の平均平方偏差
    の合計及び該指数関数式の合計のうちの低い方から決定
    される、請求項１６に記載の方法。
18. 【請求項１８】 前記Ｐ波を決定する工程が、 Ｐ１とＰ２との距離を関数κ（λ、Ａ）×λを適用する
    ことにより決定する工程、及び点Ｐ１及びＰ２の位置を
    決定する工程、をも含み、かつ前記Ｔ波を決定する工程
    が、 Ｔ１とＴ２との距離を関数κ（λ、Ａ）×λを適用する
    ことにより決定する工程、及び点Ｔ１及びＴ２の位置を
    決定する工程、をも含む、請求項１７に記載の方法。
19. 【請求項１９】 前記Ｐ波を決定する工程がＰ波の三次
    多項式近似を行う工程をも含み、ここでＰ１及びＰ２は
    該近似の根のうちの２つであり、かつそれらの第３の根
    がＰであり、及び前記Ｔ波を決定する工程がＴ波の三次
    多項式近似を行う工程をも含み、ここでＴ１及びＴ２は
    該近似の根のうちの２つであり、かつそれらの第３の根
    がＴである、請求項１９に記載の方法。
20. 【請求項２０】 Ｑ−Ｔ１波形部分について七次多項式
    を作成する工程と、点Ｓ”の第２近似を行う工程と、及
    び点Ｓ”をＲの直後に続く該七次多項式の根として決定
    する工程とをさらに含む、請求項２０に記載の方法。
21. 【請求項２１】 哺乳動物の心臓の生理学的状態の指標
    を提供するためのシステムであって、 心臓周期のシークエンスにおける内部心臓器官の周期的
    活動を検出し、かつそれらに対応する出力信号を提供す
    るための手段と、 該出力信号を受信し、かつそれらに従って活動に特徴的
    な、予め決定される物理量を決定するための、該検出の
    ための手段と協働する手段と、 心臓周期の選択された数のシークエンスについて予め決
    定される物理量の予め決定される統計学的パラメータを
    評価するための手段と、及び評価された統計学的パラメ
    ータを参照値と比較し、それにより選択された活動の状
    態の指標を提供するための手段と、を具備するシステ
    ム。
22. 【請求項２２】 前記受信及び決定のための手段が、各
    々の活動が要する時間を決定するための手段を含み、か
    つ前記評価のための手段が、心臓周期の選択された数の
    シークエンスにおける選択された活性の時間の予め決定
    される統計学的パラメータを評価するための手段を含
    む、請求項２２に記載のシステム。
23. 【請求項２３】 前記評価のための手段が、前記検出の
    ための手段が作動する間の選択された活動の状態を示す
    第１の統計学的パラメータを評価するための手段を含
    み、かつ前記比較のための手段が、 評価された第１のパラメータを哺乳動物の健康状態に対
    応する参照範囲と比較するための手段と、及び該参照範
    囲及び評価された第１のパラメータを視覚的に表示し、
    それにより哺乳動物の健康状態の指標を提供するための
    手段と、を含む、請求項２３に記載のシステム。
24. 【請求項２４】 前記評価のための手段が選択された活
    性の状態における傾向を示す第２の統計学的パラメータ
    を評価するための手段をも含み、かつ前記比較のための
    手段が、 評価された第２のパラメータを哺乳動物の心臓の健康状
    態における傾向に対応する参照範囲と比較するための手
    段と、及び該参照範囲及び評価された第２のパラメータ
    を視覚的に表示し、それにより哺乳動物の心臓の健康状
    態における傾向の指標を提供するための手段と、を含
    む、請求項２４に記載のシステム。
25. 【請求項２５】 前記比較のための手段が多軸視覚的参
    照システムを含み、該多軸視覚的参照システムが起点か
    ら放射状に広がる複数の軸であって、各々の軸は予め決
    定される心臓の活動に対応する前記予め決定される統計
    学的量の可能な値の範囲を示す尺度を規定する複数の軸
    と、 該起点の周囲に同心円状に設けられ、それにより少なく
    とも第１及び第２参照領域を規定する閉じた形状の線標
    識であって、該第１領域内の視覚的指標は哺乳動物の心
    臓の第１の健康状態を示し、かつ該第２領域内の視覚的
    指標は該第１の健康状態とは異なる哺乳動物の心臓の第
    ２の健康状態を示す線標識と、を含む、請求項２２に記
    載のシステム。
26. 【請求項２６】 前記周期的活動を検出するための手段
    が、 哺乳動物の体表面でのそれらの心臓の活動によって生じ
    る電位を予め決定される最小数の連続する心臓周期の間
    探知し、かつ探知された電位に対応するアナログ出力信
    号を提供するための電極手段と、 該アナログ出力信号を高周波数のサンプリングレートで
    サンプリングし、かつ該アナログ出力信号を探知された
    電位に含まれる実質的に全ての情報を留めるデジタル信
    号に変換するためのサンプリング手段と、 該デジタル信号を入力データとして初期入力ファイルに
    保存するための記憶手段と、及び実質的に心臓の活動に
    関する情報のみが表される、該入力データに対応する高
    解像度出力波形を提供するための処理手段を有し、該処
    理手段が、 波形特有点を決定するための手段と、 該特有点を該出力波形に重ね合わせ、それにより該波形
    を各々が単一の心臓周期に対応する複数の波形周期に分
    割し、かつ該波形周期の各々を複数の波形部分に分割す
    るための手段であって、該波形部分は２つの選択された
    特有点の間に位置し、かつ複数の点によって規定される
    手段と、 波形部分整列点を選択するための手段と、 該波形周期の全ての対応する部分を該選択された整列点
    に沿って互いに整列させるための手段と、及び全ての該
    整列化波形部分の全ての該点の縦座標を平均化し、それ
    により有用でない情報の効果を減少させ、したがって哺
    乳動物の心臓の活動に特徴的な単一の波形を生成するた
    めの手段と、を有する、請求項２２に記載のシステム。
27. 【請求項２７】 前記サンプリング手段を、前記アナロ
    グ出力信号を毎秒５００回を上回る割合でサンプリング
    するように作動させる、請求項２７に記載のシステム。
28. 【請求項２８】 前記サンプリング手段を、前記アナロ
    グ出力信号を毎秒７５０回を上回る割合でサンプリング
    するように作動させる、請求項２８に記載のシステム。
29. 【請求項２９】 前記サンプリング手段を、前記アナロ
    グ出力信号を少なくとも毎秒５，２９０回の割合でサン
    プリングするように作動させる、請求項２９に記載のシ
    ステム。
30. 【請求項３０】 前記波形を視覚的に表示するための、
    前記処理手段と協働する表示手段をさらに含む、請求項
    ２７に記載のシステム。
31. 【請求項３１】 前記表示手段が個々の内部心臓器官の
    活動に対応する視覚的な指標を表示するための手段を含
    む、請求項３１に記載のシステム。
32. 【請求項３２】 前記処理手段が前記出力波形を安定化
    するための手段をさらに含み、該手段が、 調整された波形を提供するための、被験者の心拍数に従
    って予め選択される閾値でのデジタル信号の適応高域フ
    ィルタリング手段と、 該調整された波形の縦座標ヒストグラムを決定するため
    の手段と、 該ヒストグラムのモード値を決定するための手段と、 該ヒストグラムの該モード値に対応する該調整された波
    形の基線を決定するための手段と、及び該基線と該調整
    された波形とを組み合わせて安定化された波形を提供す
    るための手段と、を含む、請求項２７に記載のシステ
    ム。
33. 【請求項３３】 哺乳動物の心臓の健康状態を示すため
    の多軸視覚的参照システムであって、 起点から放射状に広がる複数の軸であり、各々の軸は予
    め決定される心臓の活動に対応する予め決定される統計
    学的量の可能な値の範囲を示す尺度を規定する複数の軸
    と、及び該起点の周囲に同心円状に設けられ、それによ
    り少なくとも第１及び第２参照領域を規定する閉じた形
    状の線標識であり、該第１領域内の視覚的指標は哺乳動
    物の心臓の第１の健康状態を示し、かつ該第２領域内の
    視覚的指標は該第１の健康状態とは異なる哺乳動物の心
    臓の第２の健康状態を示す線標識と、を含む多軸視覚的
    参照システム。
34. 【請求項３４】 前記第１領域が予め決定される心臓の
    活動の統計学的に決定される健康の範囲を規定する第１
    の値の範囲を示し、かつ前記第２領域が該第１の範囲を
    超える第２の値の範囲を示し、それにより予め決定され
    る心臓の活動に関する不健康の範囲を示す、請求項３４
    に記載の参照システム。
35. 【請求項３５】 予め決定される心臓の活動の統計学的
    に決定される疾患範囲を規定する第３の値の範囲を示す
    第３領域をも含む請求項３５に記載の参照システムであ
    って、前記第２領域は前記第１及び第３範囲の間の値の
    範囲を示し、それにより予め決定される心臓の活動の統
    計学的に決定される中間健康範囲を示す参照システム。
36. 【請求項３６】 前記少なくとも第１及び第２の参照領
    域内の前記視覚的指標が哺乳動物の心臓の活動がサンプ
    リングされる時点での哺乳動物の心臓の健康状態に対応
    する、請求項３４に記載の参照システム。
37. 【請求項３７】 前記少なくとも第１及び第２の参照領
    域内の視覚的指標が、哺乳動物の心臓の活動がサンプリ
    ングされる時点に続く、哺乳動物の心臓の健康状態にお
    ける統計学的に決定される傾向に対応する、請求項３４
    に記載の参照システム。