JP2007517633A - Ｅｃｇデータの視覚的三次元表現 - Google Patents

Abstract

本発明は、ベクトル概念を使用して測定データのコンピュータ化された３次元空間表現を利用することによるＥＣＧデータの解析に関係する。ヒトの心臓の３次元表現は、心臓の電気的活動の双極子近似に基づいて標準的なＥＣＧ信号又は導出されたＥＣＧ信号に特有の波形と相関させられる。３次元心臓モデルは回転させられ、ＥＣＧ信号は対話式にモデルとリンクされる。可視化プロセスにおいて、心臓ベクトルホドグラフのグラフィック表現、心臓の任意に選ばれた点における信号波形のグラフィック表現、および、選ばれた瞬間における心臓の等電位線のマップのグラフィック表現を含む様々なタイプの信号表現が使用される。表示ツールと共に対話式に使用され、ＥＣＧデータを解析する付加的なツールがさらに設けられる。

Description

（関連出願の相互参照）
本特許出願は、２００４年１月１６日に出願されたセルビアモンテネグロ国特許出願Ｐ−４３／０４に基づく優先権を主張し、これはその全体が本明細書に参考として援用される。

（技術分野）
本発明は医療用電子機器の分野に関係する。特に、本発明は、診断データの捕捉および表現のための電子デバイスに関係する。本発明は、心電図（ＥＣＧ）データの捕捉および解析と、ＥＣＧデータのより精密な診断解釈を可能にするＥＣＧデータの３次元可視化のためのデバイスおよび手順を含む。国際特許分類（ＩＰＣ）によれば、本発明は、診断目的の測定又は記録のための方法又はデバイスを規定するＡ６１Ｂ ５／００クラスに分類される。より正確には、本発明は、心電計のような、人体又は器官の生体電気の測定又は記録のための機器を規定するＡ６１Ｂ ５／０４クラスに分類される。

（技術的課題）
ＥＣＧは２０世紀の初頭から始まる心臓病学において広く認められた診断方法であるが、最新の心電図記録法の主要な問題は、ＥＣＧ記録の解釈に熟練した心臓医の不足である（非特許文献１）。ＥＣＧを解釈する際によく間違いが起こるのは、ＥＣＧの解釈の最も一般的なアプローチが、ベクトル概念および心電図記録の基本原理を使用することではなく、波形の記憶に基づくからである（非特許文献２）。本発明の一実施形態は、心臓医の個々の空間想像能力に頼るのでなく、ベクトル解釈概念を簡略化し、患者のＥＣＧ信号の視覚的な３次元表現を、ヒトの心臓の３次元モデルと共に提供する。本発明は、従来のＥＣＧ解釈の原理との調和を保ちながら、電気的な心臓の活動の双極子近似を利用する。

従来のＥＣＧ記録の別の問題は、ＥＣＧが心臓のある特定の領域、特に、後方の領域の電気的活動の適切な指標を提供しないことである。本発明の実施形態は、特に、一般に従来のＥＣＧ記録を使用してあまり示されなかった、後方の領域のような心臓の領域の心臓活動のより正確な近似を提供し、虚血のような心臓の事象のより良好な指標も提供する。

さらに、従来のＥＣＧ記録の解析は、記録された波形の読み取りにかなりの量の訓練および精通を必要とした。本発明の実施形態は、心臓の電気的活動の解釈に役立つ解析ツールを提供する。

（背景技術）
診断目的のため患者の体表面の電位分布を測定するときに標準的な１２誘導ＥＣＧ測定から付加的な情報を抽出する多数の試みが行われている。これらの試みは、標準的な１２誘導ＥＣＧ点以外に、新しい測定点の導入の有無とはかかわらず、測定信号の解釈についての新しい方法を含んでいる。これらのすべては、解釈の空間的な（すなわち、３次元）局面を改良する試みである。

これらの試みは、ベクトルＥＣＧ（ＶＣＧ）、ＶＣＧの修正、心電図マッピング、および、逆心外膜マッピングを含むいくつかの方向で行われた。

（ベクトルＥＣＧ）
ＶＣＧは、ＥＣＧの空間的な局面の改良を含む最も旧いアプローチである（非特許文献３）。従来のＥＣＧ解釈と同様に、ＶＣＧは電気的な心臓の活動の双極子近似を使用する。双極子のサイズおよび方位は、心拍サイクル中に連続的に変化するベクトルによって表現される。標準的な１２誘導ＥＣＧの場合のように測定点（波形）から信号波形を表現する代わりに、ＶＣＧにおいては、測定点は３個の導出された信号が３個の直交軸（Ｘ，Ｙ，Ｚ）に対応するように配置され、３個の信号はベクトルホドグラフの３平面（前額面、矢状面および水平面）への投影として表現される。このようにして、ＶＣＧは信号の空間的表現へ向けての工程を示すが、心臓医の空間想像技能は依然としてＥＣＧ信号、特に、心臓の解剖学的構造との関連を解釈するのに必要であった。さらに、時間依存性の局面（すなわち、信号波形）はこの手順と共に失われ、この局面はＥＣＧ解釈のため非常に重要である。ＶＣＧは、標準的な１２誘導ＥＣＧの範囲内では見つけられない有用な要素を導入するが、不完全な空間的表現、および、時間依存性の損失は、（ＥＣＧと比べて）ＶＣＧが心筋梗塞のような心臓不具合を非常にしばしば正確に診断するにもかかわらず、ＥＣＧとは異なり、ＶＣＧが広く採用されなかった理由である。

（ベクトルＥＣＧの修正）
上記のＶＣＧ法の欠点を解決するための多数の試みがなされている。これらの方法は、ＶＣＧ（Ｘ，Ｙ，Ｚ）と同じ信号を利用するが、それらの信号表現は、３平面へのベクトルホドグラフのＶＣＧ投影とは異なる。

「ポーラーカージオグラム（Ｐｏｌａｒｃａｒｄｉｏｇｒａｍ）」は、３次元ベクトルホドグラフの表現のためエイトフ（Ａｉｔｏｆｆ）地図投影法を使用する（非特許文献４）。

「スフェロカージオグラム（Ｓｐｈｅｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｍ）」は、可変半径の円を描くことによりベクトル振幅上の情報をエイトフ投影に加算する（非特許文献５）。

「３Ｄ ＶＣＧ」は、ホドグラフを、診断を確立するため最も適当であるとして選択された一つの平面に投影する（非特許文献６）。

「４次元ＥＣＧ」は「３Ｄ ＶＣＧ」と類似しているが、すべての心拍サイクルが、時間変数が空間変数のうちの一つに重畳される別個のループとして表現される点で相異する（非特許文献７）。

「クロノトポカージオグラム（Ｃｈｒｏｎｏｔｏｐｏｃａｒｄｉｏｇｒａｍ）」は、球面に投影された一連の心拍活動の時間マップを表示する（非特許文献８）。

これらのＶＣＧの修正はいずれも診断学において広く認められていないが、それらはＶＣＧを上回る改良点を有する。

（心電図マッピング）
心電図マッピングは、患者の身体上のいくらかの個数の測定点（通常は２５乃至２００点）からの信号を測定することに基づく。信号は患者の胴体上の等電位線のマップとして表現される（非特許文献９）。この方法は、心電図信号の空間依存性に関する重要な情報を提供する。しかし、この方法の欠点は、ＥＣＧより延長された測定手順と、人体電位マップと心臓の解剖学的構造との間の弱い関連性である。

（逆心外膜マッピング）
逆心外膜マッピングは名前の異なる様々な方法を含むが、これらの方法は僅かに共通する点があり、これらの方法はすべてがＥＣＧマッピングで使用される信号と同じ入力データ用の信号を使用し、すべてがいわゆる心電図の逆問題の数値解法に基づいている（非特許文献１０）。その結果として、心臓上の電位の分布が獲得される。これらの方法は非常に複雑であり、今もなお開発中であり、今のところ、有用な臨床デバイスをもたらしていない。

上記のすべての方法は、ＥＣＧ解釈の空間的局面の問題を部分的に解決するにとどまり、これらの方法のすべては、新しい規準、すなわち、新しい解釈の原理を心臓病診断に採用することを強いる。
Ｆｉｓｃｈ，Ｃ．，Ｃｅｎｔｅｎｎｉａｌ ｏｆ ｔｈｅ ｓｔｒｉｎｇ ｇａｌｖａｎｏｍｅｔｅｒ ａｎｄ ｔｈｅ ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｍ，Ｊ．Ａｍ．Ｃｏｌｌ．Ｃａｒｄｉｏｌ．，２０００年１１月１５日；３６（６）、ｐ．１７３７−４５ Ｈｕｒｓｔ，Ｊ．Ｗ．，Ｍｅｔｈｏｄｓ ｕｓｅｄ ｔｏ ｉｎｔｅｒｐｒｅｔ ｔｈｅ １２−ｌｅａｄ ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｍ：Ｐａｔｔｅｒｎ ｍｅｍｏｒｉｚａｔｉｏｎ ｖｅｒｓｕｓ ｔｈｅ ｕｓｅ ｏｆ ｖｅｃｔｏｒ ｃｏｎｃｅｐｔｓ，Ｃｌｉｎ．Ｃａｒｄｉｏｌ．，２０００年１月；２３（１）：ｐ．４−１３ Ｆｒａｎｋ，Ｅ．，Ａｎ Ａｃｃｕｒａｔｅ，Ｃｌｉｎｉｃａｌｌｙ Ｐｒａｃｔｉｃａｌ Ｓｙｓｔｅｍ Ｆｏｒ Ｓｐａｔｉａｌ Ｖｅｃｔｏｒｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈｙ，Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ，１９５６年５月，１３：ｐ．７３７ Ｓａｔａ，Ｔ．，ｅｔ ａｌ．，Ｐｏｌａｒｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈｉｃ ｓｔｕｄｙ ｏｆ ｉｎｆｅｒｉｏｒ ｍｙｏｃａｒｄｉａｌ ｉｎｆａｒｃｔｉｏｎ：ｇｌｏｂａｌ ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ ｏｆ ｈｅａｒｔ ｖｅｃｔｏｒ，Ｊ．Ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｌ．，１９８２年；１５（３）：ｐ．２５９−６４ Ｎｉｅｄｅｒｂｅｒｇｅｒ，Ｍ．，ｅｔ ａｌ．，Ａ ｇｌｏｂａｌ ｄｉｓｐｌａｙ ｏｆ ｔｈｅ ｈｅａｒｔ ｖｅｃｔｏｒ（ｓｐｈｅｒｏｃａｒｉｏｇｒａｍ）．Ａｐｐｌｉｃａｂｉｌｉｔｙ ｏｆ ｖｅｃｔｏｒ−ａｎｄ ｐｏｌａｒｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈｉｃ ｉｎｆａｒｃｔ ｃｒｉｔｅｒｉａ，Ｊ．Ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｌ．，１９７７年；１０（４）：ｐ．３４１−６ Ｍｏｒｉｋａｗａ，Ｊ．ｅｔ ａｌ．，Ｔｈｒｅｅ−ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ ｖｅｃｔｏｒｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈｙ（３−Ｄ ＶＣＧ）ｂｙ ｃｏｍｐｕｔｅｒ ｇｒａｐｈｉｃｓ ｉｎ ｏｌｄ ｍｙｏｃａｒｄｉａｌ ｉｎｆｒａｃｔｉｏｎ．Ａｎｇｉｏｌｏｇｙ，１９８７年６月；３８（６）：ｐ．４４９−５６ Ｍｏｒｉｋａｗａ，Ｊ．，ｅｔ ａｌ．，Ｄｅｌｉｎｅａｔｉｏｎ ｏｆ ｐｒｅｍａｔｕｒｅ Ｐ ｗａｖｅｓ ｏｎ ｆｏｕｒ−ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈｙ， ａ ｎｅｗ ｄｉｓｐｌａｙ ｏｆ ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ ｆｏｒｃｅｓ ｂｙ ｃｏｍｐｕｔｅｒ ｅｔｃｈｎｉｑｕｅｓ，Ａｎｇｉｏｌｏｇｙ，１９９６年１１月；４７（１１）：ｐ．１１０１−６ Ｔｉｔｏｍｉｒ，Ｌ．Ｉ．，ｅｔ ａｌ．，Ｃｈｒｏｎｏｔｏｐｏｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈｙ：ａ ｎｅｗ ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ ｐｒｅｓｅｎｔａｔｉｏｎ ｏｆ ｏｒｔｈｏｇｏｎａｌ ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｍｓ ａｎｄ ｖｅｃｔｏｒｃａｒｄｉｏｇｒａｍｓ，Ｉｎｔ Ｊ Ｂｉｏｍｅｄ Ｃｏｍｐｕｔ，１９８７年５月；２０（４）：ｐ．２７５−８２ ＭｃＭｅｃｈａｎ，Ｓ．Ｒ．，ｅｔ ａｌ．，Ｂｏｄｙ ｓｕｒｆａｃｅ ＥＣＧ ｐｏｔｅｎｔｉａｌ ｍａｐｓ ｉｎ ａｃｕｔｅ ｍｙｏｃａｒｄｉａｌ ｉｎｆａｒｃｔｉｏｎ，Ｊ． Ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｌ．１９９５年；２８ 補遺：ｐ．１８４−９０ Ａ．ｖａｎ Ｏｏｓｔｅｒｏｍ，Ｉｎｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ ｏｆ ｔｈｅ Ｓｐａｔｉａｌ Ｃｏｖａｒｉａｎｃｅ ｉｎ ｔｈｅ Ｉｎｖｅｒｓｅ Ｐｒｏｂｌｅｍ，Ｂｉｏｍｅｄｉｚｉｎｉｓｃｈ Ｔｅｃｈｎｉｋ．，１９９７年，Ｖｏｌ．４２−Ｅ１，ｐ．３３−３６

（発明の要旨）
本明細書に記載されたデバイスおよび手順は、３次元で視覚的に表現される正規化されたＥＣＧデータを提供することにより上記の技術的課題を解決する。

本発明は、ヒトの心臓の３次元表現と相関させられ、同時に標準的なＥＣＧから導出された波形との相関性を維持する、コンピュータで正規化された心臓電気信号を提供する。

本明細書に記載されているのは、患者の体表面の複数の実際の誘導部位から測定されたＥＣＧデータを得る工程と、複数の実際の誘導部位で測定されたＥＣＧデータから、電気的な心臓の活動を近似し、かつ、患者の心臓の中心付近に原点を有する、時間的に変化する電気双極子のサイズおよび方位を表現する時間的可変性の心臓ベクトルを計算する工程と、時間的に可変性の心臓ベクトルの向きを変えることなく、患者のＥＣＧデータから計算された正規化因子によって、時間的に可変性の心臓ベクトルを正規化する工程とを包含する、心臓の電気的活動を解析する方法である。

ある種のバージョンでは、この方法は、仮想的な誘導に対応する位置を選択する工程と、生成された正規化された時間的可変性の心臓ベクトルと選択された位置に対応する誘導ベクトルとのスカラー乗算によって、選択された位置に対応する電位に関する情報を生成する工程とをさらに包含する、。

心臓電気信号は正規化された時間的可変性の心臓ベクトルから導出される。心臓電気信号はモデル心臓の３次元画像の表現を使用して表示される。実際の誘導部位は標準的なＥＣＧ誘導部位を含む。時間的可変性の心臓ベクトルの成分は、少なくとも３個の実際の誘導部位で測定されたＥＣＧデータの線形結合として計算される。時間的可変性の心臓ベクトルの正規化は、選択された減衰値を有する正規化表面への心臓ベクトルの正規化を含む。

正規化因子は、

に従う実際の誘導部位の誘導正規化因子ρ_ｉによって計算され、式中、Ｖ_ｉ（ｔ）は、実際の誘導部位から長時間に亘って測定された電圧であり、

は時間的可変性の心臓ベクトルであり、

は実際の誘導部位に対応する誘導ベクトルであり、Ｔは時間である。正規化因子の計算は、複数の実際の誘導部位からの誘導正規化ベクトルの計算と、複数の実際の誘導部位に関して計算された最大誘導正規化因子と最小誘導正規化因子とによって定められる範囲内からの正規化因子の選択とからなる。複数の実際の誘導部位に関して計算された最大誘導正規化因子と最小誘導正規化因子とによって定められる範囲内からの正規化因子の選択は、複数の誘導正規化因子の平均値の選択を含む。時間Ｔは、患者の体表面の複数の実際の誘導部位でＥＣＧデータが測定された時間を含む。誘導正規化因子は前胸部の誘導に関して計算される。

時間依存性電圧Ｖ１は、患者の心臓の周りに中心が置かれた仮想球面から選択された点についての誘導ベクトルと正規化された時間的可変性の心臓ベクトルとのスカラー積から計算される。

心臓電気信号は正規化された時間的可変性の心臓ベクトルから導出される。心臓電気信号はモデル心臓の３次元画像の表現を使用して表示される。ユーザは心臓電気信号の表示フォーマットを選択し、ここで、ユーザは心臓電気信号を、心臓ベクトル、ベクトルループホドグラフ、等電位プロット、ＥＣＧ波形、またはこれらのある種の組み合わせとして表示するように選ぶ。指定された位置に対応する電位に関する情報の生成は、心臓表現上の指定された位置に対応するＥＣＧ波形の少なくともＳＴ部から電位に関する情報を生成することからなる。

心臓の電気的活動を解析する方法は、心臓サイクルの第１の点に対応する第１の時点を選択する工程と、心臓サイクルの第２の点に対応する第２の時点を選択する工程と、第１の時点の時間的可変性の心臓ベクトルおよび第２の時点の時間的可変性の心臓ベクトルから心臓ベクトルの空間角度に関する情報を生成する工程とをさらに含む。

さらに本明細書に記載されているのは、患者の体表面の複数の部位から測定されたＥＣＧデータを得るデータ入力と、時間的可変性の心臓ベクトルの向きを変えることなく、患者のＥＣＧデータから計算された正規化因子によって正規化された、患者の身体の電気的活動を近似する時間的に変化する電気双極子のサイズおよび方位を表現する、正規化された時間的可変性の心臓ベクトルを計算する信号処理モジュールと、処理された正規化された時間的可変性の心臓ベクトルをレポートする出力とを包含する、心臓の電気的活動を解析するデバイスである。

本明細書にさらに記載されているのは、患者の体表面の複数の実際の誘導部位から測定されたＥＣＧデータを得る工程と、複数の実際の誘導部位で測定されたＥＣＧデータから、電気的な心臓の活動を近似し、かつ、患者の心臓の中心付近に原点を有する、時間的に変化する電気双極子のサイズおよび方位を表現する時間的可変性の心臓ベクトルを計算する工程と、ＥＣＧ信号波形から心臓サイクル中の第１の点に対応する第１の時点を選択する工程と、ＥＣＧ信号波形から心臓サイクル中の第２の点に対応する第２の時点を選択する工程と、第１の時点での時間的可変性の心臓ベクトルおよび第２の時点での時間的可変性の心臓ベクトルから心臓ベクトルの空間角度に関する情報を生成する工程を包含する、心臓の電気的活動を解析する方法である。

さらに記載されているのは、複数の実際の誘導部位で測定された患者特有のＥＣＧデータから、電気的な心臓の活動を近似し、かつ、患者の心臓の中心付近に原点を有する、時間的に変化する電気双極子のサイズおよび方位を表現する時間的可変性の心臓ベクトルを計算する工程と、患者のＥＣＧデータから計算された正規化因子によって、時間的可変性の心臓ベクトルの向きを変えることなく、時間的可変性の心臓ベクトルを正規化する工程と、時間的可変性の心臓ベクトルから正規化されたＳＴセグメントベクトル絶対値を計算する工程と、正規化されたＳＴセグメントベクトル絶対値をＳＴセグメント虚血規準に比較することにより虚血に関する情報を提供する工程を包含する、虚血を検出する方法である。この方法のある種のバージョンでは、ＳＴセグメント虚血規準は０．１ｍＶである。

本明細書にさらに記載されているのは、患者の体表面の複数の実際の誘導部位から測定されたＥＣＧデータを得る工程と、複数の実際の誘導部位で測定されたＥＣＧデータから、電気的な心臓の活動を近似し、かつ、患者の心臓の中心付近に原点を有する、時間的に変化する電気双極子のサイズおよび方位を表現する時間的可変性の心臓ベクトルを計算する工程と、患者のＥＣＧデータから計算された正規化因子によって時間的可変性の心臓ベクトルを正規化する工程と、正規化された時間可変性の心臓ベクトルから心臓の電気信号を導出する工程と、モデル心臓の３次元画像の表現を使用して心臓の電気信号を表示する工程を包含する、心臓の電気的活動を可視化する方法である。

ユーザは、心臓の電気信号の表示フォーマットを選択し、心臓ベクトル、ベクトルループホドグラフ、等電位プロット、ＥＣＧ波形、またはこれらのある種の組み合わせとして心臓の電気信号を表示するように選ぶ。実際の誘導部位は標準的なＥＣＧ誘導部位を含む。時間的可変性心蔵ベクトルの成分は少なくとも３個の実際の誘導部位で測定されたＥＣＧデータの線形結合として計算される。

時間的可変性の心臓ベクトルの正規化する工程は、１個以上の実際の誘導部位毎に、次の比率：

に従って、誘導正規化因子ρ_ｉを計算する工程を含み、ここで、Ｖ_ｉ（ｔ）は、実際の誘導部位から長時間に亘って測定された電圧であり、

は時間的可変性の心臓ベクトルであり、

は実際の誘導部位の方向に向く誘導ベクトルであり、Ｔは時間であり、１個以上の実際の誘導部位について計算された最大誘導正規化因子と最小誘導正規化因子とによって定められる範囲内から正規化因子を選択する工程を含み、正規化因子によって常に時間的可変性の心臓ベクトルの絶対値をスケーリングする工程を含む。

ある種のバージョンでは、１個以上の実際の誘導部位について計算された最大誘導正規化因子と最小誘導正規化因子とによって定められる範囲内から正規化因子を選択する工程は、１個以上の誘導正規化因子の平均を選択する工程を含む。誘導正規化因子は前胸に対して計算される。正規化された心臓ベクトルから心臓の電気信号を導出する工程は、時間範囲を選択する工程と、その時間範囲に亘って３次元心臓ベクトルホドグラフを導出する工程を含む。正規化された心臓ベクトルから心臓の電気信号を導出する工程は、スカラー積から時間依存性電圧Ｖ_１を導出する工程を含み、ここで、

であり、式中、ｌ_ｘ、ｌ_ｙおよびｌ_ｚは、患者の心臓の周りに中心が置かれた仮想球面上の選択点での誘導ベクトルＬの成分であり、Ｘ’、Ｙ’、Ｚ’は正規化された時間的可変性の心臓ベクトルの成分である。

ある種のバージョンでは、この方法は、モデル心臓の表面上の点を選択する工程と、モデル心臓の画像上の選択された点の場所を示す工程と、選択された点に相関させられた、正規化された心臓ベクトルから導出された、ＥＣＧ波形を含む心臓の電気信号Ｖ_１を表示する工程をさらに包含する、。この方法は、患者の体表面の上記実際の誘導部位の一つから測定されたＥＣＧ波形を表示する工程をさらに含む。ある種のバージョンでは、この方法は、正規化された時間的可変性の心臓ベクトルから心臓の電気信号を導出する工程を含み、時点を選択する工程を含む。時点を選択する工程はＥＣＧ波形から時点を選択する工程を含む。モデル心臓の画像上の心臓の電気信号を表示する工程は、選択された時点に正規化された心臓ベクトルを表示する工程を含む。

ある種のバージョンでは、心臓の電気的活動を可視化する方法は、時点を選択する工程と、電圧スレッショルドを選択する工程と、モデル心臓の画像上で、選択された電圧スレッショルド以上の電圧の等電位線を表示する工程とをさらに含み、等電位プロット線は選択された時点でのモデル心臓の表面全体に亘る心臓の電気信号に対応する。この方法は、ユーザがモデル心臓の様々な透視図を表示するためにモデル心臓を回転させることを許可する工程をさらに含む。表示はカラーでもよい。モデル心臓の一部分は透明にされる。モデル心臓と相関させられた身体参照座標系もまた表示される。この方法は、モデル心臓上で、患者の身体の表面からの従来型の胸部ＥＣＧ測定部位Ｖ１、Ｖ２、Ｖ３、Ｖ４、Ｖ５、Ｖ６と特殊な胸部ＥＣＧ測定部位Ｖ３Ｒ、Ｖ４Ｒ、Ｖ５Ｒ、Ｖ６Ｒ、Ｖ７、Ｖ８、Ｖ９のうちの少なくとも一つの場所に対応する場所を示す工程をさらに含む。３次元モデル心臓は心臓の解剖学的構造の特徴を含む。

さらに記載されているのは、患者の体表面の複数の部位から測定されたＥＣＧデータを得るデータ入力と、モデル心臓を発生し、患者のＥＣＧデータから正規化された心臓ベクトルを導出する信号処理モジュールと、モデル心臓の３次元画像の表現を使用して心臓の電気信号を表示するディスプレイと、ユーザがモデル心臓および対応する心臓の電気信号の透視図を選択することを可能にするユーザ入力とを包含する、心臓の電気活動を可視化するデバイスである。

本明細書にさらに記載されているのは、患者の体表面の複数の実際の誘導部位で測定されたＥＣＧデータを得る工程と、複数の実際の誘導部位で測定されたＥＣＧデータから、電気的な心臓活動を近似し、かつ、患者の心臓の中心付近に原点を有する、時間的に変化する電気双極子のサイズおよび方位を表現する時間的可変性の心臓ベクトルを計算する工程と、複数の実際の誘導部位で測定されたＥＣＧデータから正規化因子を計算する工程と、正規化因子によって時間的可変性の心臓ベクトルをスケーリングすることにより正規化された時間的可変性の心臓ベクトルに関する情報を生成する工程を包含する、心臓の電気的活動を解析する方法である。ある種のバージョンでは、この方法は、仮想的な誘導に対応する位置を選択する工程と、生成された正規化された時間的可変性の心臓ベクトルと選択された位置に対応する誘導ベクトルとのスカラー乗算により、選択された位置に対応する電位に関する情報を生成する工程をさらに含む。実際の誘導部位は標準的なＥＣＧ誘導部位を含む。実際の誘導部位は前胸部ＥＣＧ誘導部位を含む。

正規化因子を計算する工程は、複数の実際の誘導部位から誘導正規化因子を計算する工程と、複数の実際の誘導部位について計算された最大誘導正規化因子と最小誘導正規化因子とによって定められる範囲内から正規化因子を選択する工程とをさらに包含する、。複数の実際の誘導部位について計算された最大誘導正規化因子と最小誘導正規化因子とによって定められる範囲内から正規化因子を選択する工程は、複数の誘導正規化因子の平均値を選択する工程を含む。時間Ｔは、ＥＣＧデータが患者の体表面の複数の実際の誘導部位で測定された時間を含む。

本明細書にさらに記載されているのは、患者の体表面の複数の実際の誘導部位で測定されたＥＣＧデータを得る工程と、複数の実際の誘導部位で測定されたＥＣＧデータから、電気的な心臓の活動を近似し、かつ、患者の心臓の中心付近に原点を有する、時間的に変化する電気双極子のサイズおよび方位を表現する時間的可変性の心臓ベクトルを計算する工程と、複数の実際の誘導部位で測定されたＥＣＧデータから正規化因子を計算する工程と、正規化因子により時間的可変性の心臓ベクトルをスケーリングすることにより正規化された時間的可変性の心臓ベクトルを計算する工程と、時間的可変性の心臓ベクトルと同じ原点を有する３次元心臓表現を表示スクリーン上に生成する工程と、表示スクリーン上に心臓表現上で指定された位置を示す工程と、正規化された時間的可変性の心臓ベクトルと選択された位置に対応する誘導ベクトルとのスカラー乗算によって指定された位置に対応する電位に関する情報を生成する工程とを包含する、心臓の電気的活動を表示する方法である。ある種のバージョンでは、心臓の電気的活動を表示する方法は、表示スクリーン上で、指定された位置を心臓表現上に示す工程をさらに包含し、表示スクリーン上で、指定された位置で心臓表現上にマーカーを表示する工程を含む。示されるべき位置は心臓表現上でも指定される。

ある種のバージョンでは、この方法は、表示スクリーン上で、指定された位置に対応する電位に関する生成された情報を表示する工程を含む。この方法は、表示スクリーン上で、指定された位置に対応する電位に関する生成された情報を、示された位置をもつ心臓表現と共に、表示する工程をさらに含む。

指定された位置に対応する電位に関する情報を生成する工程は、心臓表現上の指定された位置に対応するＥＣＧ波形の指定された一時的な位置の電位に関する情報を生成する工程を含む。指定された位置に対応する電位に関する情報を生成する工程は、心臓表現上の指定された位置に対応するＥＣＧ波形の少なくともＳＴ部から電位に関する情報を生成する工程を含む。指定された位置に対応する電位に関する情報を生成する工程は心臓表現上の指定された位置に対応するＥＣＧ波形の少なくともＳＴ部に関する情報を生成する工程を含み、表示スクリーン上に、心臓表現上の指定された位置に対応するＥＣＧ波形のＳＴ部の少なくとも一部を表示する工程をさらに含む。

ある種のバージョンでは、この方法は、時刻を選択する工程と、表示スクリーン上で、選択された時刻に指定された位置に対応する心臓ベクトルを示す工程とをさらに含む。この方法は、時刻を選択する工程と、選択された時刻に正規化された心臓ベクトルと心臓表現に対応する誘導ベクトルとのスカラー乗算によって電位に関する情報を生成する工程と、表示スクリーン上で、選択された時点についての心臓表現に等電位プロットを示す工程をさらに含む。

ある種のバージョンでは、この方法は、スレッショルド電圧を選択する工程と、時刻を選択する工程と、選択された時刻における正規化された心臓ベクトルと心臓表現に対応する誘導ベクトルとのスカラー乗算によって心臓表現全体に亘る電位に関する情報を生成する工程と、表示スクリーン上で、選択された時刻における上記の選択されたスレッショルド電圧の絶対値以上の電位を表す心臓表現上の等電位プロットを示す工程とを含む。３次元心臓表現は心臓の解剖学的構造の特徴を含む。３次元心臓表現の一部は透明にさせられる。心臓表現と相関させられた身体参照座標系は表示スクリーン上で示される。心臓ベクトルに対応する３次元ベクトルループホドグラフは表示スクリーン上に示され、ベクトルループホドグラフは心臓表現上に示される。

ある種のバージョンでは、心臓の電気的活動を表示する方法は、時刻を選択する工程と、表示スクリーン上で、選択された時刻に対応する心臓ベクトルを示す工程とを含み、心臓ベクトルは心臓表現上に示される。この方法は、ＥＣＧ波形から時刻を選択する工程と、表示スクリーン上で、選択された時刻に対応する心臓ベクトルを示す工程とを含み、心臓ベクトルは心臓表現上で示される。患者の身体の表面から実際の誘導部位の少なくとも一つの場所に対応する場所は表示スクリーン上で心臓表現に示される。

さらに含まれるのは、患者の体表面の複数の実際の誘導部位で測定されたＥＣＧデータを得る工程と、複数の実際の誘導部位で測定されたＥＣＧデータから、電気的な心臓の活動を近似し、かつ、患者の心臓の中心付近に原点を有する時間的に変化する、電気双極子のサイズおよび方位を表現する時間的可変性の心臓ベクトルを計算する工程と、複数の実際の誘導部位で測定されたＥＣＧデータから正規化因子を計算する工程と、正規化因子によって時間的可変性の心臓ベクトルをスケーリングすることにより正規化された時間的可変性の心臓ベクトルに関する情報を生成する工程を包含する、方法によって生成されたコンピュータ読み取り可能な情報で符号化された製品である。

ある種のバージョンでは、この製品は、仮想的な誘導に対応する位置を選択する工程と、生成された正規化された時間的可変性の心臓ベクトルと選択された位置に対応する誘導ベクトルとのスカラー乗算によって、選択された位置に対応する電位に関する情報を生成する工程とをさらに含む。

本明細書にさらに記載されているのは、表示スクリーン上で心臓の電気的活動の表現を生成するため、患者の体表面の複数の実際の誘導部位で測定されたＥＣＧデータを使用するシステムであって、このシステムは、複数の実際の誘導部位で測定されたＥＣＧデータから、電気的な心臓の活動を近似し、かつ、患者の心臓の中心付近に原点を有する、時間的に変化する電気双極子のサイズおよび方位を表現する、時間的可変性の心臓ベクトルを計算し、心臓ベクトル、および、複数の実際の誘導部位で測定されたＥＣＧデータから計算される正規化因子から正規化された心臓ベクトルをさらに計算する信号処理モジュールと、表示スクリーンを含み、表示スクリーン上に、心臓ベクトルと同じ座標に向けられた３次元心臓表現を生成する対話式可視化モジュールと、表示スクリーン上で、心臓表現上の指定された位置を示す入力とを包含し、さらに信号処理モジュールが、正規化された心臓ベクトルと心臓表現上の位置に対応する誘導ベクトルとのスカラー乗算によって、指定された位置に対応する電位に関する情報を生成する。

本明細書にさらに記載されているのは、患者の体表面の複数の実際の誘導部位で測定されたＥＣＧデータを得る工程と、複数の実際の誘導部位で測定されたＥＣＧデータから、電気的な心臓の活動を近似し、かつ、患者の心臓の中心付近に原点を有する、時間的に変化する電気双極子のサイズおよび方位を表現する時間的可変性の心臓ベクトルを計算する工程と、複数の実際の誘導部位で測定されたＥＣＧデータから正規化因子を計算する工程と、正規化因子によって時間的可変性の心臓ベクトルをスケーリングすることにより正規化された時間的可変性の心臓ベクトルを計算する工程と、ＥＣＧ波形のＳＴセグメント中の時点を選択する工程と、Ｘ、ＹおよびＺが選択された時点で正規化された心臓ベクトルの成分である場合に、（Ｘ^２＋Ｙ^２＋Ｚ^２）の平方根の計算を適用することにより、正規化されたＳＴセグメントベクトル絶対値に関する情報を生成する工程とを包含する、心臓の電気的活動から虚血を検出する方法である。ＳＴセグメント中の時点を選択する工程は、Ｊ＋８０の点を選択することを含む。実際の誘導部位は、標準的なＥＣＧ誘導部位又は前胸部ＥＣＧ誘導部位を含む。

ある種のバージョンでは、この方法は、正規化されたＳＴセグメントベクトル絶対値を虚血の規準と比較する工程と、比較に基づいて虚血に関する情報を生成する工程とをさらに含む。虚血の規準は約０．１ｍＶより大きい。

本明細書にさらに記載されているのは、３次元心臓表現と、３次元心臓表現の表面上に示され空間位置を選択するため３次元心臓表現の表面上を移動させられるマーカーと、患者の体表面の複数の実際の誘導部位で測定されたＥＣＧデータから計算され、さらに、複数の実際の誘導部位で測定されたＥＣＧデータから正規化因子を計算し、正規化因子によって時間的可変性の心臓ベクトルをスケーリングすることにより正規化された、電気的な心臓の活動を近似し、かつ、患者の心臓の中心付近に原点を有する、時間的に変化する電気双極子のサイズおよび方位を表現する、正規化された時間的可変性の心臓ベクトルから選択された空間位置で計算されたＥＣＧ信号を示すＥＣＧ信号波形を包含する、心臓内の心臓電気活動を描画するディスプレイである。

本明細書にさらに記載されているのは、患者の体表面の複数の実際の誘導部位で測定されたＥＣＧデータを得る工程と、複数の実際の誘導部位で測定されたＥＣＧデータから、電気的な心臓の活動を近似し、かつ、患者の心臓の中心付近に原点を有する、時間的に変化する電気双極子のサイズおよび方位を表現する時間的可変性の心臓ベクトルを計算する工程と、複数の実際の誘導部位で測定されたＥＣＧデータから正規化因子を計算する工程と、正規化因子によって時間的可変性の心臓ベクトルをスケーリングすることにより正規化された時間的可変性の心臓ベクトルに関する情報を生成する工程と、仮想的な誘導に対応する位置を選択する工程と、生成された正規化された時間的可変性の心臓ベクトルと選択された位置に対応する誘導ベクトルとのスカラー乗算によって選択された位置に対応する電位に関する情報を生成する工程と、選択された仮想的な誘導位置を生成された情報と関連付ける工程とを包含する、方法によって生成された情報構造体で符号化されたコンピュータ読み取り可能な媒体を含む製品である。

デバイスは、捕捉のためのモジュール、処理のためのモジュール、および、データの可視化のためのモジュールの３個のモジュールを有する。

データ捕捉モジュールは、信号の測定と信号のＡ／Ｄ（アナログ／デジタル）変換の機能を実行し、すなわち、標準的なＥＣＧ信号の捕捉を実行する。

信号処理モジュールは、フィルタリング、ベースレベル変動の除去、および、１２個の標準的なＥＣＧ誘導の３個の直交ベクトル誘導（Ｘ、ＹおよびＺ）への変換を実行する。

可視化モジュールは、コンピュータスクリーンを使用し、導出された信号を診断の空間的な局面を認識するのに適した方法で表現することを可能にする。表現のベースは、回転させ、透明にすることが可能であるヒトの心臓の３次元モデルである。提示された信号はモデルと相関させられ、モデルと共に回転する。

獲得された心臓の電気信号は、少なくとも三つの方法、すなわち、
・３次元心臓モデル上での心臓ベクトルホドグラフのグラフィック表現
・心臓モデル上の任意に選択された点からの信号波形のグラフィック表現
・選択された瞬間の心臓モデル上の等電位線のマップのグラフィック表現
で表現される。

選択された標準的なＥＣＧ誘導（波形）、心臓の３次元モデル、および、「仮想的な」（擬似的な）ＥＣＧ波形を含めて、これらの表現のうちのどれでも表示される。これらの表示は相関させられるので、一つの表示に対してなされた変更は他の表示に反映される。たとえば、ＥＣＧ波形からの時点の選択は、その時点での電気的活動を心臓モデル上に表示させ、心臓モデルからの点の選択はその点に関して導出されたＥＣＧ波形を示すために波形表示を変更する。

心臓の電気的データを表現する上記の手順を使用すると、直接的な３次元表現がスクリーン上に提供されるので、心臓医はＥＣＧを解釈するときに自分の空間想像能力に頼る必要がなくなる。その上、心臓データおよび標準的なＥＣＧ波形を表現する本発明の方法は同時に使用される。さらに、データの空間表現における時間軸（すなわち、波形）の損失に関連したベクトルＥＣＧの主な欠点は同様に取り除かれる。

本発明の別の重要な利点は、新しい診断基準を提案する（「スフェロカージオグラム」および「４次元ＥＣＧ」のような）以前に導入されたある種の方法とは異なり、本発明の方法が標準的なＥＣＧ解析の診断学内で受け入れられていた診断規準を使用し、本発明の方法が以前のこれらの標準的な診断学の利用をより容易なものとし、ＥＣＧ結果の解釈に役立つことである。

（発明の詳細な説明）
本明細書に記載されたデバイス、システム、製品、および、方法は、心臓ＥＣＧデータを処理し、患者から記録されたＥＣＧデータのコンピュータ化された３次元空間表現を含む様々なタイプの解析ツールを提供することにより、心臓の電気的活動の表示および解析を可能にする。ＥＣＧデータが提供され、処理され、表示される。データ処理および表示は、ユーザが様々なデータ解析および表示パラメータを選択することを可能にすることにより対話式に実行される。提供されたＥＣＧデータから導出された心臓の電気信号がモデル心臓上に３次元表現として表示され、この３次元表現がユーザによって操作され、標準的なＥＣＧ波形のような心臓の電気信号の２次元表現と相関させられる。よって、心臓の電気信号は空間的かつ時間的に可視化される。さらに、心臓の電気信号は、心臓の電気的活動の解析を簡略化又は向上させる、本明細書に記載された種々のツールを用いて解析される。本明細書に記載されたＥＣＧアナライザは本明細書に記載されたようなＥＣＧデータを解析するため使用される。

（Ａ． ＥＣＧデータの捕捉）
患者ＥＣＧデータの適切なソースが使用される。たとえば、ＥＣＧデータは患者から直接的に記録されるか、または保存された、前に記録されたデータから供給される。よって、本発明は、リアルタイムＥＣＧデータ、またはアーカイブソースからのＥＣＧデータを使用する。

ＥＣＧデータはどんな適切なタイプでもよい。ＥＣＧデータは患者の体表面の複数の誘導部位から記録される。ある種のバージョンでは、標準的な１２誘導ＥＣＧ記録（たとえば、誘導Ｉ、ＩＩ、ＩＩＩ、ａＶＲ、ａＶＦ、ａＶＬ、Ｖ１、Ｖ２、Ｖ３、Ｖ４、Ｖ５およびＶ６）が提供される。適切な身体部位に置かれた適切な個数のＥＣＧ誘導が使用される。その他のＥＣＧ誘導システムの実施例は、「Ｆｒａｎｋ」電極誘導システム（たとえば、７電極）と、マカフィー・パランガオ（ＭｃＦｅｅ−Ｐａｒｕｎｇａｏ）誘導システム、ＳＶＥＣ ＩＩＩ誘導システム、フィッシュマン・バーバー・バイス（Ｆｉｓｃｈｍａｎｎ−Ｂａｒｂｅｒ−Ｗｅｉｓｓ）誘導システム、および、ネルソン（Ｎｅｌｓｏｎ）誘導システムを含む。その他の実施例は、右側前胸部誘導、後方誘導、上側若しくは下側肋間腔に配置された誘導などの追加を含む。本明細書に記載されたＥＣＧデータの実施例は標準的な１２誘導システムを参照するが、どれでも適切なＥＣＧ誘導システムが発明の基本原理を変えることなく使用されることが理解されるべきである。ある種のバージョンでは、ＥＣＧデータのソースに関する情報がＥＣＧアナライザに供給される。たとえば、ＥＣＧアナライザは、心臓、身体、および／またはその他の誘導に対するＥＣＧ誘導の位置のようなＥＣＧデータのソースに基づいて、ディスプレイおよび／又は解析ツールの構成を適合させる。

様々な量のＥＣＧデータがさらに供給される。たとえば、ＥＣＧ波形は多重繰り返し「ＰＱＲＳＴ」波形を含む。ある種のバージョンでは、（たとえば、多数の心拍を記述する）多重サイクルのＰＱＲＳＴが供給される。しかし、わずかな単一のＰＱＲＳＴ（たとえば、単一の心拍）サイクル、或いは、１回の心周期のほんの一部が使用される。その他のバージョンでは、信号平均化ＥＣＧ波形（Ｓｉｇｎａｌ−Ａｖｅｒａｇｅｄ Ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈｙ： Ｅｘｐｅｒｔ Ｃｏｎｓｅｎｓｕｓ Ｄｏｃｕｍｅｎｔ， Ｊ Ａｍ Ｃｏｌｌ Ｃａｒｄｉｏｌ １９９６；２７：２３８−４９）が使用される。

患者統計値（身長、体重、年齢など）、バイタルサイン、病歴、物理的な検査所見（たとえば、過剰心音、心障害、心雑音）などを含む付加的な患者データがさらに供給される。このような患者データは、データ処理および表示のための患者固有ＥＣＧデータと共に使用され、またはＥＣＧデータから抽出された情報を相関させるため使用される。たとえば、心臓の方位は、患者固有データ（たとえば、身長、体重、胴囲など）に基づいて計算され、心臓モデルおよびその他の解析的特徴を正しい方向に置くため使用される。

（ＥＣＧアナライザ）
データはＥＣＧアナライザによって捕捉されるか、または別のソース（たとえば、ＥＣＧレコーダなど）から獲得される。本明細書で使用されるように、「ＥＣＧデータを獲得」は、ＥＣＧデータを獲得又は受信する適切な方法を意味し、ＥＣＧデータの直接的な測定、記録された（たとえば、保存された）ソースからのＥＣＧデータの読み出し、別のデバイスからのＥＣＧデータの受信を含むが、これらに限定されない。ある種のバージョンでは、ＥＣＧアナライザは捕捉モジュールを包含する、。捕捉モジュールは受信するデータに「条件を設定する」（又は「事前に条件を設定する）。たとえば、捕捉モジュールは、保存されたデータソースを含むソースから供給されたＥＣＧデータにフィルタリング、増幅、フォーマット化、またはその他の操作を行う。ＥＣＧアナライザは、患者データを含む非ＥＣＧデータも受信する。ある種のバージョンでは、捕捉モジュールは、患者に接続された電気誘導からの直接入力によってＥＣＧデータを捕捉する。

（Ｂ． 信号処理）
患者ＥＣＧデータは処理され表示される。心臓の電気的活動の解析および可視化は、心臓の電気的活動を電気双極子として近似することにより簡単化される。よって、ＥＣＧデータは心臓内の電気的現象を表現する心臓ベクトルに変換される。心臓ベクトルは三つの直交投影：Ｘ、ＹおよびＺによって定義される。与えられたＥＣＧデータが心臓ベクトルの形式でないならば、記録されたＥＣＧデータ（実際のＥＣＧデータ）が（たとえば、標準的な１２誘導ＥＣＧから）心臓ベクトルを計算するため使用される。心臓ベクトルは「仮想的な」ＥＣＧ波形を計算するために（組織減衰を近似する）誘導ベクトルと共に使用される。さらに、心臓ベクトルは正規化因子によって正規化され、結果として得られた正規化された心臓ベクトル、および、正規化された心臓ベクトルから計算された仮想的なＥＣＧ波形が、心臓の心電気活動を正確かつ精密に解析するため使用される。

（１． 心臓ベクトルの計算）
ＥＣＧデータは長時間に亘る心臓の電気的活動を反映する時間依存性の電圧を提供し、多数のＥＣＧ誘導部位はこの全体的な電気的活動を反映する様々な時間依存性の電圧波形を提供する。ＥＣＧ誘導の空間的な場所が与えられるならば、単一の時間依存性の心臓ベクトルが心臓の電気的活動を患者の心臓の中心付近に原点を有する双極子として近似することにより計算される。時間的に変化する電気双極子のサイズおよび方位を表現する時間依存性の心臓ベクトルは心臓の電気的活動を近似することにより計算される。

（４乃至６個の電極に対応する）わずかに３個の誘導が心臓ベクトルのＸ、Ｙ、Ｚ直交を得るため使用される。誘導の組が与えられるならば、適切な行列がそれらを心臓ベクトルのＸ、Ｙ、Ｚ直交成分に変換するため使用される。たとえば、心臓ベクトルは、１２誘導をＸ、Ｙ、Ｚ（たとえば、Ｆｒａｎｋ）誘導に変換することにより、標準的な１２誘導ＥＣＧデータから計算される。あるバーションでは、変換行列は、１２誘導ＥＣＧ電圧を３個の直交成分Ｘ、ＹおよびＺに変換するため使用される。１２誘導ＥＣＧデータを心臓ベクトルに変換するとき、逆Ｄｏｗｅｒ行列が使用される。Ｄｏｗｅｒ行列および逆Ｄｏｗｅｒ行列の例は、参照によって全体がここに引用された米国特許第４，８５０，３７０号および第５，７１１，３０４号に記載されている。その他のタイプの行列、たとえば、Ｌｅｖｋｏｖ行列（Ｌｅｖｋｏｖ， Ｃ．Ｌ．， Ｏｒｔｈｏｇｏｎａｌ ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｍ ｄｅｒｉｖｅｄ ｆｒｏｍ ｔｈｅ ｌｉｍｂ ａｎｄ ｃｈｅｓｔ ｅｌｅｃｔｒｏｄｅｓ ｏｆ ｔｈｅ ｃｏｎｖｅｎｔｉｏｎａｌ １２−ｌｅａｄ ｓｙｓｔｅｍ， Ｍｅｄ． Ｂｉｏｌ． Ｅｎｇ． Ｃｏｍｐｕｔ． １９８７， ２５， １５５−１６４）がＥＣＧデータ（たとえば、１２誘導ＥＣＧデータ）を心臓ベクトルに変換するため使用される。適切な手段がＥＣＧデータを心臓ベクトルに変換するため使用される。ある種のバージョンでは、行列又は変換パラダイムは、たとえば、実験データから導出される。本明細書で使用されるように、特に断らない限り、行列は２組の変数の間の変換を定義する一次方程式の組である。

心臓ベクトルは心臓の心電気信号双極子表現であり、心臓の表面から（たとえば、身体表面電極、食道電極のような内部電極、および、内部電極と外部電極の組み合わせから）ある程度の距離で取得された記録から計算される。

（実施例１：実際のＥＣＧデータからの心臓ベクトルの計算）
たとえば、心臓ベクトルは（誘導Ｉ、ＩＩ、Ｖ_１、Ｖ_２、Ｖ_３、Ｖ_４、Ｖ_５およびＶ_６で記録された）８個の標準的なＥＣＧ誘導から計算される。本実施例では、逆Ｄｏｗｅｒ行列が、標準的な誘導からのデータを、心臓の電流（および電圧）を近似する時間的に変化する電気双極子のサイズおよび方位を表現する時間的可変性の心臓ベクトルに変換するため使用される。

心臓ベクトルは、

すなわち、

によって記述される。

８個の独立したＥＣＧ誘導からのＥＣＧデータはベクトル

すなわち、

として記述され、誘導Ｉ、ＩＩ、Ｖ_１、Ｖ_２、Ｖ_３、Ｖ_４、Ｖ_５およびＶ_６は患者の体表面の実際の誘導部位で記録されたＥＣＧから記録された電位を表す。

逆Ｄｏｗｅｒ行列（ＩＤ）を使用すると、ＥＣＧデータは３個の直交成分Ｘ、Ｙ、Ｚを含む心臓ベクトルに変換される。この場合、妥当なＤｏｗｅｒ行列は、

によって与えられる。

この逆Ｄｏｗｅｒ行列（３×８）は、誘導の標準的な位置から記録されたＥＣＧ信号に適用される（Ｐｅｔｔｅｒｓｏｎ ｅｔ ａｌ．， Ｊ． Ｃａｒｄｉｏｌ． ２８；１６９， １９９５）。式（２）および（３）から、心臓ベクトルは行列乗算、すなわち、

によって計算され、この行列乗算は（１次方程式として表現された）：

と等価である。

よって、心臓ベクトルのＸ、ＹおよびＺ成分はＥＣＧデータをこれらの１次方程式に適用することによりどの時点でも解かれる。

心臓ベクトルによって与えられた心臓の活動の双極子近似は、心臓の電気的活動の近似を提供するが、心臓ベクトルはすべての特定の身体表面における電気的活動を与えない。たとえば、ＥＣＧ波形に現れる心臓の電気信号は、典型的に、身体の表面から（または心臓からある程度の距離にある、ある種の内部身体部位から）記録される。したがって、心臓から生じる電気的活動は心臓と測定点との間の身体組織によって減衰させられる。その結果、経験的に決定された「誘導ベクトル」が心臓の周囲のいずれかの場所で記録された「仮想的な」信号波形（たとえば、ＥＣＧ波形）を推定するため使用される。

（２． モデル心臓からの任意点の信号波形の計算）
一般に、心臓ベクトルおよび誘導ベクトルは、心臓の周りの位置でのＥＣＧ信号波形を導出するため使用される。誘導ベクトルＬは、成分ｌ_ｘ、ｌ_ｙおよびｌ_ｚによって記述される。誘導ベクトルの絶対値は、電気現象の発生源（心臓）と「仮想的な」記録点との間の身体組織の減衰率を記述する（Ｈ．Ｅ． Ｂｕｒｇｅｒ， Ｊ．Ｂ． ｖａｎ Ｍｉｌａａｎ， Ｈｅａｒｔ Ｖｅｃｔｏｒ ａｎｄ Ｌｅａｄｓ， Ｂｒｉｔ． Ｈｅａｒｔ Ｊ． １０：２２９， １９４８）。たとえば、心臓から身体表面上の点までの減衰率を記述する誘導ベクトルは、種々の減衰率（すなわち、心臓中心からの距離）に対応する種々の値の絶対値を有する。よって、適切な誘導ベクトルが仮想的なＥＣＧ記録を導出するため使用される。ある種のバージョンでは、誘導ベクトルは実証的測定に基づいて決定される。本明細書で使用されるように、特に断らない限り、用語「誘導ベクトル」は、現実の電極測定（電極のパラメータが測定点における信号の向きおよび減衰を反映するとき）と、仮想的な表面上の点の向きおよび減衰率によって規定される仮想的な（すなわち、架空の）測定表面のパラメータの両方を意味する。

誘導ベクトルは、身体表面上の記録電極（たとえば、実際の記録電極又は「仮想的な」記録電極）の位置に対応する向きと、心臓と記録電極が位置する身体の表面との間の電気的減衰に類似したある種の減衰率におおよそ等しい大きさとを有する。よって、スカラー乗算によって、心臓の電気信号（たとえば、ＥＣＧ波形）が仮想的な誘導に対して決定され、心臓の周りの位置が仮想的な誘導として選定される。たとえば、ある点（仮想的な誘導）は、心臓ベクトルおよび誘導ベクトルと同じ座標原点を使用して中心に置かれた心臓モデルの表面から選択される。心臓モデルの周りの点はその点を含む向きを有する誘導ベクトル（たとえば、ｘ、ｙおよびｚが点を記述する場合に、ｌ_ｘ、ｌ_ｙおよびｌ_ｚ）と相関させられる。したがって、心臓モデルから選択された任意の点は、時間依存性の心臓ベクトルとその点の空間的な方向を有する誘導ベクトルとのスカラー乗算によって仮想的なＥＣＧを発生する。

その点における誘導ベクトルと心臓ベクトルとのスカラー積は、その電極位置におけるＥＣＧ誘導の瞬時電位を与える。この関係は、

によって表現される。

ここで、Ｖ_１は患者の身体上の任意の点における時間依存性の電位（記録された誘導信号の値）であり、ｌ_ｘ、ｌ_ｙ、ｌ_ｚは身体表面上の任意の点からの誘導ベクトルＬの成分であり、Ｘ、ＹおよびＺは心臓ベクトルの成分、すなわち、予め定義されたような３個の直交ベクトル誘導における値である。

よって、心臓の周りの身体表面上の点について計算された仮想的なＥＣＧ波形は、心臓ベクトルと、その点での（誘導ベクトルによって与えられる）減衰率とのスカラー積によって近似される。

仮想的な（シミュレートされた）ＥＣＧ波形と実際の（記録された）ＥＣＧ波形の両方は、身体表面上のある点で記録された心臓から生じる電圧を反映する。この電気信号は心臓から身体組織を通って伝達され、ＥＣＧ波形が記録された身体表面上の場所に応じて減衰させられる。よって、体表面の異なる点で記録（又はシミュレート）された電気信号の大きさを相互に、または心臓を解析するため有用である経験的な電気的規準（たとえば、ＳＴ下降若しくは上昇）と正確に比較することは困難である。さらに、導出された心臓ベクトル（たとえば、Ｆｒａｎｋベクトル）の大きさは典型的に不確定であり、心臓の周りに中心が置かれた架空の表面だけに対応する。しかし、心臓ベクトルは、心臓の周りのどこかでシミュレートされたＥＣＧ波形からの電圧（又は電流）が臨床関連ベンチマークと確実に比較されるように正規化される。

（３． 心臓ベクトルの正規化）
心臓ベクトルは、正規化された心臓ベクトル（または正規化された心臓ベクトルから導出された心臓の電気信号）を臨床関連ベンチマークと比較することを可能にする適切な方法によって正規化される。たとえば、心臓ベクトルは、正規化因子を用いて全時間に亘って心臓ベクトルの絶対値をスケーリングすることにより正規化される。正規化因子は患者毎に固有である実際のＥＣＧデータから導出される。正規化因子は、心臓ベクトルの原点に中心が置かれた正規化表面（たとえば、球面）を定義する。本明細書で使用されるように、用語「スケーリング」は、ベクトルの絶対値が正規化因子によって乗算されるようにベクトルに正規化因子を乗算することを含む。

一般に、正規化因子は、選択された誘導で記録された実際の電圧と仮想的な電圧との差を最小化することにより決定される。正規化は心臓ベクトルの（向きではなく）大きさだけを変える。

心臓ベクトルは、心臓ベクトル（又は正規化された心臓ベクトルから導出された仮想的なＥＣＧ波形）の大きさが個々の前胸部誘導又は前胸部誘導の組み合わせから記録された信号の大きさと同じくらいになるように正規化される。前胸部誘導（たとえば、誘導Ｖ_１、Ｖ_２、Ｖ_３、Ｖ_４、Ｖ_５、Ｖ_６）ははっきりした特徴があり、心臓現象のいくらかの臨床関連ベンチマークが標準的な前胸部位から記録されたＥＣＧ波形の領域の絶対値（たとえば、ＳＴ下降／上昇、Ｒ波絶対値など）から導出されている。よって、正規化のため選定される誘導は、記録された信号が仮想的な心臓ベクトルを解析するため使用される特定のベンチマーク（又は規準）の確立に寄与する誘導に対応すべきである。したがって、（四肢誘導のような前胸部以外の誘導を含む）どのような誘導も心臓ベクトルを正規化するため使用されるが、特定のベンチマークの確立に対応しなかった誘導は正規化に悪影響を与え、その特定のベンチマーク又は規準のための正規化に含まれるべきでない。

あるバーションでは、正規化因子（ρ）は、実際の誘導ｉ毎に、個別の正規化誘導因子（ρ_ｉ）を最初に計算することにより導出される。よって、６個の前胸部誘導が正規化因子を決定するため使用されるならば、個別の誘導正規化因子（ρ_ｉ）が６個の前胸部誘導のそれぞれ（Ｖ_ｉ、ここでｉ＝１から６）について計算され、正規化因子ρはこれらの６個の誘導正規化因子の最大値と最小値によって定められる範囲から選択される。

本実施例では、各誘導正規化因子（ρ_ｉ）は、ある時間（Ｔ）に亘る実際のＥＣＧ波形と、同じ時間（Ｔ）に亘って（上記のような誘導ベクトルへのスカラー乗算によって）その点の心臓ベクトルから計算された仮想的なＥＣＧ波形との間の最小自乗差の最小値を解くことにより計算される。ある種のバージョンでは、各誘導正規化因子（ρ_ｉ）は、スケーリングされた心臓ベクトルを使用して発生させられた仮想的なＥＣＧ波形の絶対値を、心臓の周りの同じ位置（たとえば、同じ誘導位置）で記録された実際のＥＣＧ波形とおおよそ同じ絶対値に設定する値におおよそ等しい。正規化因子（ρ）は次に個別に計算された誘導正規化因子（ρ_ｉ）の範囲内から選択される。

換言すると、各誘導正規化因子は、ある時間に亘って所定の誘導の心臓ベクトルから導出された心臓信号（たとえば、５秒間誘導で記録された「仮想的な」ＥＣＧ信号）と、同じ時間の期間に同じ誘導で記録された実際の心臓信号との間の比（たとえば、最小自乗差）とおおよそ等しい。よって、誘導正規化因子は、記録された誘導と導出された誘導との間の誤差が最小化されるように選定される。ある種のバージョンでは、正規化因子は、胸部の最も近くで記録された（たとえば、前胸部誘導の）実際の誘導と導出された誘導との間の差が最小化されるように選定される。前胸部誘導を使用して計算された正規化因子は、前胸部電極又は同等の信号をもつ電極のため測定された臨床関連ベンチマーク（たとえば、電圧又は電流）に基づく解析規準を使用するときに適切である。

したがって、正規化因子を計算するとき、「仮想的な」信号波形は、詳細に上述されたように、実際の誘導の位置で心臓ベクトルから計算される。

（実施例２：正規化因子の計算）
本実施例では、正規化因子（ρ）は６個の標準的な前胸部誘導を使用して計算される。Ｖ_ｉ（ｔ）は誘導から長時間に亘って記録された電圧（たとえば、ｉ＝１乃至６である場合に、前胸部誘導１乃至６からの実際の電圧）であり、Ｖｄ_ｉ（ｔ）はＥＣＧ誘導のそれぞれ（たとえば、同じ誘導１乃至６）について導出された電圧である。上述のように、仮想的な誘導電圧は、心臓ベクトル

と誘導ベクトル

とのスカラー積として計算され、

であり、ここで、

はｉ番目の電極（たとえば、前胸部電極１乃至６）の位置の方向を有するものとして定義され、ρ_ｉは各電極の未知正規化因子である。心臓ベクトルを正規化するとき、導出された電圧は、同じ誘導で記録された実際の電圧におおよそ等しく設定される。

誘導毎の未知因子ρ_ｉは、したがって、関数：

の最小値として計算され、ここで、Ｔは記録時間（たとえば、５秒）である。この式から、関係：

が導出される。

よって、前胸部電極（ｉ＝１乃至６）のそれぞれに対応する誘導正規化因子が計算される。これらの正規化因子のすべてから、共通正規化因子ρが決定される。たとえば、共通正規化因子は、（たとえば、６個の前胸部誘導から記録されたときに）個別の正規化因子の平均値：

である。

式（１４）は個別の誘導正規化因子の平均として正規化因子を例示するが、正規化因子は誘導正規化因子によって定まる範囲（たとえば、最大誘導正規化因子と最小誘導正規化因子によって定まる範囲）からのどのような値でもよい。さらに、心臓ベクトルの正規化因子（ρ）は誘導正規化因子の妥当な組み合わせである。たとえば、正規化因子は複数の誘導正規化因子の中央値に等しい。実施例２は６個の前胸部誘導からの正規化因子（ρ）の計算を示すが、正規化因子は、単一の誘導（たとえば、Ｖ_１）だけを使用して計算してもよく、または標準外の誘導を含む誘導の組み合わせ（たとえば、Ｖ_２、Ｖ_３、Ｖ_４）を使用して計算してもよい。特に、正規化因子は、ＥＣＧアナライザによって適用された規準又はベンチマークを導出するため（或いは、規準又はベンチマークと共に）使用された誘導に匹敵する誘導（たとえば、実際の誘導）を使用して計算される。

さらに、ρの計算が個別の誘導正規化因子ρ_ｉの計算を必要としないことは明白である。たとえば、正規化因子は、ある時間Ｔに亘る実際の誘導波形の合計と仮想的な誘導波形の合計との最小自乗差から計算される。

図１１は心臓ベクトルの正規化を説明する実施例を示す。心臓ベクトルは、胸壁１１１２内の心臓１１１０を取り囲む仮想的な表面（球面）１１１５に正規化される。この正規化表面の半径は胸部誘導ベクトル（Ｖ_１、Ｖ_２、Ｖ_３、Ｖ_４、Ｖ_５およびＶ_６）から計算される。仮想的な表面上の類似した誘導（「仮想的な誘導」）は同じ方向をもつが、すべての仮想的な誘導は通常の胸部誘導距離の平均によって定められる心臓からの距離と同じ距離を有するので、心臓からの距離が実際の表面誘導とは異なる。ここで使用されるように、「距離」は物理的な距離又は「電気的距離」のいずれかである。電気的距離は身体表面上で測定された心臓電気信号の電気的減衰に対応する。特に、正規化された仮想的な球の半径を参照するとき、半径は、減衰の点では、電気的距離として表現される。よって、仮想的な球の半径は物理的な半径（たとえば、心臓からの位置）に対応しないが、その代わりに心臓からの電気的距離を表す。

図１１はＥＣＧデータを解析するため使用される臨床関連規準の相関をさらに示す。急性虚血を検出するため使用される一つの経験的に基づく診断用ベンチマークは、胸部からの２個以上の隣接した誘導における０．１ｍＶを超えるＳＴセグメントシフトである。よって、この規準は胸部誘導（たとえば、Ｖ_１、Ｖ_２、Ｖ_３、Ｖ_４、Ｖ_５、Ｖ_６）とよく相関する。誘導Ｖ８およびＶ７について、０．０５ｍＶのＳＴセグメントシフトは虚血を示す。（図１１に「新規準」として示される）虚血を示す別のＳＴセグメントシフト規準は、Ｖ_１、Ｖ_２、Ｖ_３誘導における０．２ｍＶを超えるＳＴセグメントシフト、またはＶ_４、Ｖ_５、Ｖ_６誘導における０．１ｍＶを超えるＳＴセグメントシフトである。本明細書に記載された正規化手順は、（たとえば、心臓の周りのいずれかの場所から選定された）仮想的な誘導に適用される単一の規準の使用を可能にする。たとえば、６個の胸部誘導が心臓ベクトルを正規化するため使用されるとき、心臓の周りのいずれかの場所からの任意の仮想的な誘導は、仮想的な誘導が６個の胸部誘導のうちの一つであるかのように、６個の胸部誘導に標準的に適用される規準（たとえば、０．１ｍＶ規準）と正確に比較される。

心臓ベクトルは、心臓ベクトルの絶対値を正規化因子ρでスケーリングすることによって正規化され、

または

ここで、

は正規化された心臓ベクトルである。正規化された心臓ベクトルから、正規化された「仮想的な」ＥＣＧ波形は、上述のように心臓の周りの任意の点で計算され、

ここで、Ｖ_１’は患者の身体上の任意の点における正規化された時間依存性の電位であり、ｌ_ｘ、ｌ_ｙ、ｌ_ｚは身体表面上の任意の点の誘導ベクトルＬの成分であり、Ｘ、ＹおよびＺは心臓ベクトルの直交成分であり、ρは正規化因子である。誘導ベクトルＬは、正規化因子を計算するため使用された誘導ベクトルのモジュールによって定められる一定の絶対値を有する。

正規化は、心臓の周りのあらゆる場所の心臓の電圧レベルと臨床ベンチマーク（たとえば、ＳＴセグメントシフト）との比較、または心臓の他の領域との比較を可能にする。正規化は、ＥＣＧ、または虚血のため最も広く受け入れられている診断テストの一つであるＳＴセグメントシフトのような少なくとも部分的に記録された心臓の電気信号の大きさに依存するその他のテストのため特に役立つ。

心臓ベクトルは、（たとえば、記録電極から離れた）心臓の周りのあらゆる場所における心臓の電気的活動に関する情報を提供する能力があり、「仮想的な」ＥＣＧトレーシングを発生するため使用されるが、これらの信号の大きさは、信号が本明細書に記載されているように正規化されない限り、適切に解析されない。心臓ベクトルの正規化、および、その結果の正規化された心臓ベクトルから発生された「仮想的な」ＥＣＧトレーシングは、心臓の周りの仮想的な記録場所からの心臓の電気データの大きさを臨床的に検証された規準と比較することを可能にする。

正規化因子は個別の患者ＥＣＧデータセット毎に計算される。正規化因子は、したがって、患者に固有であるか、または患者ＥＣＧデータセットに固有である。予備的な結果は、６個の前胸部誘導を使用して計算された正規化因子が患者間で非常に変わりやすいということを示し、患者データのセット毎の正規化の重要性を強調するので、同じ規準が患者の集団の全体に亘る患者心臓データを解析するために使用される。

これらの心臓の電気信号はどれもが（たとえば、心臓ベクトル、正規化された心臓ベクトルなど）、心臓の電気的活動に関する時間情報および空間情報の両方を含む心臓の３次元モデルと共に提示され、従来のＥＣＧ波形、またはシミュレートおよび／又は正規化された信号波形と統合される。この表示情報は心臓の電気データの操作およびさらなる解析を可能にする。

（Ｃ． 心臓の電気的活動の表示）
記録され、シミュレートされた心臓のデータは３次元表現および２次元表現においてユーザによって表示され操作される。心臓の電気信号は心臓の３次元モデル上に表現され、このモデルは、ユーザによって回転させられるか、または自動的に回転させられる。ユーザは、心臓の電気信号が表示される心臓上の点を選択する。１個以上のＥＣＧ波形が、たとえば、長時間に亘る電圧の２次元プロットとして、心臓の３次元モデルと共に表示される。

（心臓モデル）
心臓の適当なモデル（たとえば、解剖学的構造モデル）が、シミュレートされた心臓モデル、および、実際の患者データに基づく心臓モデルを含む心臓モデルとして使用される。ある種のバージョンでは、心臓モデルは実際の患者の生理機能と相関させられる。たとえば、心臓モデルは、医療走査技術（たとえば、ＣＴ、ＭＲＩなど）から導出される。よって、心臓モデルは個別の患者の解剖学的構造を反映する。

ある種のバージョンでは、心臓モデルは完全にシミュレートされる。このようなモデルは実際の患者データ（たとえば、集団情報に基づく合成物）に基づく。種々の心臓モデルが使用される。たとえば、ＥＣＧデータが解析される患者に適合した集団を反映する心臓モデルのクラス又はカテゴリーが使用される。たとえば、ＥＣＧアナライザは、ＥＣＧデータからの特性および付加的な情報を含む患者に関して与えられた情報に基づいてどの心臓モデルを使用するかを選定する。よって、性別、体重、年齢などに関して典型的な心臓モデルがある。

心臓モデルは患者データとシミュレーションの組み合わせでもよい。心臓モデルは、個別の患者の解剖学的構造、病状、または病歴を反映する特徴を含む。たとえば、心臓モデルは、以前の心臓発作、傷跡、または外科手術を示すマーカーを含むシミュレートされた心臓である。

（心臓データの表現）
図１は、ＥＣＧデータの３次元表現を提供するデバイスの一実施例を示す。患者１は、標準的な１２誘導（誘導Ｉ、ＩＩ、ＩＩＩ、ａＶＲ、ａＶＦ、ａＶＬ、Ｖ１、Ｖ２、Ｖ３、Ｖ４、Ｖ５およびＶ６）を記録する電極およびケーブル２に接続される。データは、電気信号を増幅し、Ａ／Ｄ（アナログ・デジタル）変換する捕捉モジュール３によって捕捉される。捕捉モジュールは増幅器レベルおよびＡ／Ｄ変換器を含む。よって、捕捉モジュールは標準的なデジタルＥＣＧデバイスとして機能する。

本実施例では、信号処理モジュール４は、フィルタ処理、ベースライン変動の除去、および、標準的な１２ＥＣＧ誘導の３個の直交ベクトル誘導Ｘ、ＹおよびＺへの変換を行う。Ｆｒａｎｋベクトル誘導は、（Ｆｒａｎｋ， Ｅ．， Ａｎ Ａｃｃｕｒａｔｅ， Ｃｌｉｎｉｃａｌｌｙ Ｐｒａｃｔｉｃａｌ Ｓｙｓｔｅｍ Ｆｏｒ Ｓｐａｔｉａｌ Ｖｅｃｔｏｒｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈｙ， Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ １３： ７３７， Ｍａｙ １９５６）に記載されるように、導出されたＸ、ＹおよびＺ誘導のため使用される。Ｆｒａｎｋベクトル系のため使用される軸方向をもつ直交座標系が図２に示されている。逆Ｄｏｗｅｒ行列は１２誘導のＸ、ＹおよびＺへの変換のため使用される（Ｅｄｅｎｂｒａｎｄｔ， Ｌ．， Ｐａｈｌｍ， Ｏ．， Ｖｅｃｔｏｒｃａｒｄｉｏｇｒａｍ ｓｙｎｔｈｅｓｉｚｅｄ ｆｒｏｍ ａ １２−ｌｅａｄ ＥＣＧ： ｓｕｐｅｒｉｏｒｉｔｙ ｏｆ ｔｈｅ ｉｎｖｅｒｓｅ Ｄｏｗｅｒ Ｍａｔｒｉｘ， Ｊ． Ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｌ． １９８８ Ｎｏｖ；２１（４）：３６１−７）。３個の直交誘導Ｘ、ＹおよびＺは、他の変換行列又は他の方法によって獲得される。たとえば、Ｋｏｒｓ（Ｋｏｒｓ， Ｊ．Ａ． ｅｔ ａｌ．， Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ ｏｆ Ｆｒａｎｋ ｖｅｃｔｏｒｃａｒｄｉｏｇｒａｍ ｆｒｏｍ ｓｔａｎｄａｒｄ ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈｉｃ ｌｅａｄｓ： ｄｉａｇｎｏｓｔｉｃ ｃｏｍｐａｒｉｓｏｎ ｏｆ ｄｉｆｆｅｒｅｎｔ ｍｅｔｈｏｄｓ， Ｅｕｒ． Ｈｅａｒｔ Ｊ． １９９０ Ｄｅｃ；１１（１２）：１０８３−９２）、Ｌｅｖｋｏｖ（Ｌｅｖｋｏｖ， Ｃ．Ｌ．， Ｏｒｔｈｏｇｏｎａｌ ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｍ ｄｅｒｉｖｅｄ ｆｒｏｍ ｔｈｅ ｌｉｍｂ ａｎｄ ｃｈｅｓｔ ｅｌｅｃｔｒｏｄｅｓ ｏｆ ｔｈｅ ｃｏｎｖｅｎｔｉｏｎａｌ １２−ｌｅａｄ ｓｙｓｔｅｍ， Ｍｅｄ． Ｂｉｏｌ． Ｅｎｇ． Ｃｏｍｐｕｔ． １９８７， ２５， １５５−１６４）などがある。

本実施例では、対話式可視化モジュール５は、プロセッサ６、モニター７、入力および出力デバイス（キーボード８およびマウス９）、並びに、メモリ１０を含む。可視化モジュール５は、信号処理モジュール４からの信号Ｘ、ＹおよびＺを使用し、スクリーン７上に心臓の電気的活動を可視化する様々な方法を可能にする。患者の個人データおよびその他の診断データを含む記録された信号は、メモリ１０内のデータベースにデジタル形式で記憶されるか、またはデータ処理又は表示に使用される。

心臓の電気的活動の可視化を可能にする基本的な前提は、電気的活動が電気双極子によって近似されることである。心臓の電気信号は、図３、４および５に示されるように、心臓の３次元モデル２０の上に提示される。心臓モデルは、大動脈およびその他の主要な血管のような基本的な解剖学的構造要素を含む。入力および出力デバイス（たとえば、キーボード８およびマウス９）は、モデル２０および提示された信号の対話式操作のため使用される。

モデルは回転させられる。たとえば、モデルは（たとえば、マウス９を使用して）２本の直交回転軸の周りで対話式に回転させられ、スクリーン上のどの位置へでも動かされ、すなわち、心臓と関連した信号の見え方がユーザによって選定される。心臓は、スクリーン平面上の水平軸および垂直軸のような（スクリーン上に示されていない）２本の架空の回転軸の周りで回転させられる。ユーザは、適切な入力デバイス（たとえば、キーボード又はマウス）によって心臓モデルの運動を制御する。たとえば、マウス９を動かすことにより、モデルは上下および左右に回転させられる。ある種のバージョンでは、モデル心臓は自動的に回転させられる（たとえば、モデル心臓は、電位又は心臓の異常のような特定の特徴を中心に置き、またはモデル心臓は１以上の軸周りに連続的に回転する）。

モデルが回転させられるとき、心臓モデル上に表示された情報もまた回転させられる。たとえば、モデルの座標系、心臓ベクトル、および、誘導ベクトルは心臓モデルと共に回転させられる。座標系２１はモデルにリンクされ、心臓モデルの回転と一緒に回転させられる３本の直交軸Ｘ、ＹおよびＺとして表されるので、患者の身体に関するモデル方位はどのような視野角でも自明である。方位ガイド、すなわち、身体参照座標系もまた、患者に対する心臓の方位を示すため組み込まれる。たとえば、ヒトの小さい像が表示され、患者の身体に対する心臓方位を示すために方向が合わされる。

心臓モデル（又はモデルの一部）は透明にされ得る。たとえば、ユーザは、モデルの一部を透明にさせ、心臓内の基本的な解剖学的構造（たとえば、心房および心室）を明らかにするため、キーボード８又はマウス９からコマンドを選択する。

解析されたＥＣＧデータの可視化は、（１）心臓ベクトルホドグラフのグラフィック表現、（２）心臓上の任意に選ばれた点での信号波形のグラフィック表現、および、（３）選ばれた瞬間での心臓上の等電位線のマップのグラフィック表現を含む。

（（１）心臓ベクトルホドグラフのグラフィック表現）
心臓ベクトル、および、心臓ベクトルホドグラフのグラフィック表現は図３、４および５に示されている。心臓ベクトルホドグラフがスクリーン上に表されるとき、３個の要素が可視的であり、第１の要素２２（図３）は、３次元心臓モデル２０上に心臓ベクトル２３およびそのホドグラフ２４を示し、すなわち、単一の心拍サイクル中の心臓ベクトルの上端のパスラインを示し、第２の要素２５（図４）は、心臓モデルを表示することなく心臓ベクトル２３および座標系２１と共に心臓ベクトルのホドグラフ２４を示し、第３の要素２６（図５）は、１２個の標準的なＥＣＧ誘導のうちの一つの波形２７を与える。波形は実際のＥＣＧ波形のいずれかから（たとえば、提示されたデータから）選択されるか、または心臓モデルを使用して選択された仮想的な波形である。要素２６に提示されているような１２個の標準的なＥＣＧ誘導のいずれかからの波形は、対話式に選ばれる。心臓モデルは、ＥＣＧ波形が作り出された元の誘導の場所も示す。

これらの３個の表示要素は、時点又は空間点が一つの表示から選択されたときに、選択（又は変更）が他の表示で反映されるように相関させられる。図３および４において、心臓ベクトルは時間的に同じ瞬間に矢印２３によって示されている。その瞬間（たとえば、この心臓ベクトルの時間値）は、図５（要素２６）におけるＥＣＧ波形内の垂直マーカー線２８の位置に相関させられる。ユーザはいかなる時間値でも選択できる。ある種のバージョンでは、ユーザはＥＣＧ波形上でカーソル２８を対話式に移動させる（又は配置する）ことにより時間値を選択する。このようにして、時間軸、すなわち、波形の損失に関係したベクトルＥＣＧの主要な欠点は、上記のように除去される。

ユーザは、心臓ベクトルホドグラフ上に表示されるべき時間間隔（たとえば、心臓サイクル数、または単一の心臓サイクルの量）をさらに選択する。波形を示す図５の要素２６では、波形に沿って対話式に動かされ、よって、（２本のマーカー線の間に）完全な心拍サイクルより短い時間間隔を定め、ホドグラフの対応する部分だけを可視化する２個の垂直マーカー線２９（左と右）がある。図５において、括弧２９は、完全な心臓サイクル（ＰＱＲＳＴ）が選択され、図３および４において心臓ホドグラフとして表示されることを示す。ある種のバージョンでは、ユーザは関心のある時間を選択する。たとえば、ユーザは括弧２９を対話式に動かす。多数のサイクルが選択されるとき、ホドグラフは、単一の（たとえば、平均化された、または減算された）ホドグラフが表示されるように、異なるサイクルからのデータを処理することにより計算される。

心臓モデルおよび可視化された電気的活動は対話式に動かされ、種々の成分（たとえば、３Ｄ要素および２Ｄ要素）の回転は同期させられる。たとえば、座標系２１の共通軸はいかなる視野角でも平行に保たれる。同じことが要素２２および２５における心臓ベクトル２３の表現に当てはまる。

図１２および１３はＥＣＧアナライザによって表示される画像の実施例を示す。図１２は、３個の従来のベクトルカージオグラフィック表現（たとえば、３個の直交平面（前額面、矢状面および水平面）における３個の２次元ベクトルホドグラフループ）を示し、この表現では、右下隅に示されたＥＣＧ波形を使用して心臓ベクトルに対応する時点を選択するためのツールと共に、心臓ベクトルが個別の平面に示される。図１３は、心臓ベクトルおよび心臓モデル上の心臓ベクトルの３次元表現（白い矢印）を含む（胸部誘導が心臓モデルを取り囲む架空の球面上に投影されて示されている）、３次元ベクトルホドグラフ表現を示す。図１３は、スクリーンの下側にＥＣＧ波形から心臓ベクトルに対応する時点を選択するツールをさらに示す。

（（２） 心臓上の任意に選ばれた誘導の信号波形のグラフィック表現）
「仮想的な」誘導は心臓モデルの表面上の点の正規化された心臓ベクトルを使用して計算される。点はユーザによって選択される。ある種のバージョンでは、ユーザは心臓モデルの連続した表面上の点を選択する。ある種のバージョンでは、心臓モデルの領域は選択可能ではない（たとえば、電気的にアクティブではない領域）。心臓上の任意に選ばれた点の信号波形のグラフィック表現の一実施例は図６、７および８に記載される。これらの要素の全部、またはこれらの要素の一部が表示され、ユーザは３次元心臓モデル、実際のＥＣＧ波形、および／または仮想的なＥＣＧ波形が見える。

第１の要素３１（図６）は、小さい円として描かれ、任意に選ばれた誘導の位置を定めるシンボル３２を含む心臓モデル２０を表す。シンボル３３は、シンボル３２に取り付けられた任意の誘導の位置で心臓モデル表面に垂直である誘導ベクトルを表現する。標準的なＥＣＧ誘導（Ｖ１、Ｖ２、Ｖ３、Ｖ４、Ｖ５およびＶ６）の位置に対応するシンボル３４と、特殊なＥＣＧ誘導（Ｖ７、Ｖ８、Ｖ９、Ｖ３Ｒ、Ｖ４ＲおよびＶ５Ｒ）の位置に対応するシンボル３５が同様に示されている。誘導（実際の誘導と仮想的な誘導）の場所を含む関心のある点は心臓モデル上で示される。

第２の要素３６（図７）は、図５に関して既に説明されたような１２個の標準的なＥＣＧ誘導のうちの一つの波形を、マーカー線２８および２９なしで示す。ＥＣＧ波形の画像のすべてにおいて、時間軸が示され、ラベル付けされている。

第３の要素３８（図８）は、心臓モデルを使用して点を選択することにより、心臓上の任意に選ばれた点で決定された「仮想的な」信号波形３９を示す。この信号波形３９は、心臓表面上のシンボル３２の位置に基づいて決定される。上記のように、ユーザは心臓モデル２０の表面の全体でシンボル３２を対話式かつ連続的に動かす。シンボルの移動は波形３９の形状を変えるので、波形３９は心臓の表面上のシンボル３２の位置の波形に対応する。あるバージョンでは、ユーザが心臓モデルの全体でシンボルを動かすとき、ＥＣＧ波形は、位置が変化するのに応じて、波形の連続的な変化を更新し反映する。

ＥＣＧ波形３９と心臓上のシンボル３２の位置との間の相関は、上記のように心臓ベクトルおよび正規化誘導ベクトルを使用して計算される。よって、患者の身体上の任意の点における電位Ｖ１、すなわち、記録された誘導信号の値はスカラー乗算によって与えられ、

ここで、ｌ_ｘ、ｌ_ｙ、ｌ_ｚは身体表面上の任意の点の誘導ベクトルＬの成分であり、Ｘ’、Ｙ’およびＺ’は正規化された心臓ベクトルの成分、すなわち、先に定義された３個の直交ベクトル誘導の値である。標準的なＥＣＧ誘導に対応する点における誘導ベクトルＬの値は、直交誘導Ｘ、ＹおよびＺを得るため使用される。式（１）を使用することにより、電位Ｖ_１、すなわち、正規化誘導ベクトルを使用して、標準的な測定点毎にベクトルＬの既知の値に対する直交誘導に基づいて対応する波形を獲得できる。得られた値は正規化される。この考え方に基づいて、点の位置に対応するベクトルＬの値が既知であるならば、他の点の値Ｖ_１を獲得できる。波形３９は、式（１）を使用して獲得されるので、位置３２に対応する誘導ベクトルＬの値に対し、点３２の角座標が使用される。本実施例では、誘導ベクトルのベクトルモジュールは、前胸部誘導Ｖ１乃至Ｖ６のベクトルＬモジュールの平均値に設定される。すなわち、波形３９は、心臓モデルと同じ中心を有し、（電気的距離、たとえば、減衰として測定された）前胸部電極測定点の半径の平均値に対応する半径をもつ球面上に置かれた仮想的な測定点に対応する。

心臓モデル上でシンボル３２を対話式に移動させることにより、表面上の点は、誘導ベクトルによって記述された仮想的な表面（たとえば、本実施例では、球面）の測定点に対応する（図２に示されるように方向を合わされた）角座標を使用して選ばれる。シンボル３２と共に移動する、任意の誘導点での心臓モデル表面に垂直であるベクトルのシンボル３３は、心臓表面に垂直な方向を表し、シンボル３２によってマークされた選ばれた測定点の（心臓方位に対する）正確な角度位置に関するより優れた可視情報を可能にする。

ある種のバージョンでは、心臓モデル表面上で選択又は指示された点又はデータ（たとえば、等電位プロット）は、心臓モデルの周りの架空の表面（たとえば、球面）から心臓モデルへの投影である。よって、点は架空の球面から選択され、（たとえば、架空の球からの直交投影によって）心臓モデル上に表され、不規則に成形された心臓モデルを使用して表示および処理を簡単化する。

実際の波形（たとえば、図７の第２の要素３６）と仮想的な波形（たとえば、図８の第３の要素３８）は同様に直接的に比較される。たとえば、これらの波形は互いに隣接して描かれ、または同じグラフに配置される（たとえば、異なる色又はパターンで表示される）。「減算された」波形は、２個（またはことによるとそれ以上の）波形の間の差を強調するため、同様に生成される。図７および８は実際の波形と仮想的な波形を示すが、二つの波形が表示又は比較される。ある種のバージョンでは、３個以上の波形が表示および／又は比較される。

本明細書に記載された視覚的要素のいずれの場合でも、ユーザは、画像の拡大、すなわち、画像の「ズーム」イン若しくは「ズーム」アウトを行う。たとえば、ユーザは、心臓モデルの領域、またはＥＣＧ信号波形の領域にズームインする。たとえば、ユーザは、時間軸が多数のＰＱＲＳＴ波形サイクルを表すように、実際若しくは仮想的な波形の画像からズームアウトし、画像にズームインすると、（たとえば、単一のＰＱＲＳＴ波形に対応する）時間軸内の単一の領域が次に選択される。多数の波形が表示されるとき、１個の波形の時間軸のスケールの変更は、表示された波形のすべての時間軸を同時に変更するか、または各波形は異なる時間軸スケールを有する。ある種のバージョンでは、ユーザは、１個以上の波形の時間軸を「スクロール」する。ＥＣＧ信号波形の電圧軸は、ユーザによって同様に制御可能であり、様々な波形画像の間で統一される。

要素３１に示された３次元心臓モデルにおいて、標準的なＥＣＧ誘導（Ｖ１、Ｖ２、Ｖ３、Ｖ４、Ｖ５およびＶ６）の角座標に対応するシンボル３４は心臓モデル上に投影されていることがさらに示されている。前の説明からわかるように、シンボル３２がシンボル３４のうちの一つ（たとえば、Ｖ６）の位置に移動させられ、同じ誘導（Ｖ６）が要素３６内の心臓モデル上で選ばれるならば、要素３８内の仮想的な信号波形３９は、要素３６に示されたＶ６誘導の実際のＥＣＧ波形と同じ全体的な形状を有する。信号振幅は正規化に依存する倍率で異なる。本実施例では、心臓ベクトルが（たとえば、前胸部誘導の平均値に基づく半径を有する球に）正規化されるとき、信号波形は、前胸部電極のモジュールの平均値に対するＶ６誘導のベクトルＬモジュールの比だけ異なる。要素３１に示された３次元心臓モデルにおいて、「特殊な」ＥＣＧ誘導（Ｖ７、Ｖ８、Ｖ９、Ｖ３Ｒ、Ｖ４ＲおよびＶ５Ｒ）の角座標に対応するシンボル３５は、典型的に特殊なケースにおいて記録される。シンボル３２をこれらの点に配置することにより獲得される波形は、心臓ベクトルが正規化されているので、（前胸部誘導と同様に）対応する記録された誘導とあまり類似しない。

図１４は、心臓モデル上の選択された点（選択された点は白矢印で表されている）で仮想的な電極から計算された「仮想的な」信号波形（右下に「Ｉｎｖ」とラベル付けされている）の実施例を示す。実際の記録点上に記録された実際の信号波形が同様に指示されている（Ｖ５）。本実施例では、選択された点は実際の記録点に対応するので、２個の波形の形状には小さい相違しかない。

正規化された「仮想的な誘導」測定は、以下詳述されるように、非常に有用な診断情報を提供する。

（（３）選ばれた瞬間の心臓上の等電位マップのグラフィック表現）
心臓表面の電圧マップはいかなる時点でも計算され、心臓モデルの表面に表示される。等電位線は同じ電位を有するすべての点を接続する線である（ｅｑｕｉｐｏｔｅｎｔｉａｌ線は、ｉｓｏｅｌｅｃｔｒｉｃ線又はｉｓｏｐｏｔｅｎｔｉａｌ線とも称される）。等電位線のマップのグラフィック表現は図９および１０に示されている。この表現がスクリーン上にあるとき、２個の要素が見え、第１の要素４１（図９）は、等電位線のマップ４２が選ばれた瞬間に表示される心臓モデル２０を示し、第２の要素４３（図１０）はＥＣＧ波形を示す。図１０において、ＥＣＧ波形は１２個の標準的なＥＣＧ誘導のうちの一つとして示される。

図５のように、ＥＣＧ波形は、時間軸上の瞬間（たとえば、時点）を選ぶマーカー線４４を含む。この時点は心臓モデルに表示されたマップ４２と対応する。ＥＣＧ波形は、等電位線を示すための最小電位（たとえば、電圧）値、または電圧範囲を選ぶ付加的なマーカー線４５および４６をさらに含む。

等電位線は選択された任意の時刻ｔで正規化された心臓ベクトルから計算される。時点ｔにおける心臓ベクトルは等電位線の中心を決定する。隣接する等電位線の間の電圧工程（ΔＶ）（たとえば、０．０５ｍＶ、０．１ｍＶなど）は選択されるか、またはプリセットされる。同心円状の等電位線はこの電圧工程によって分離される。等電位線は、導出されたＥＣＧ信号を計算することにより正規化された心臓ベクトルを使用して決定される。関係式は、

であり、式中、Ｖｄ_ｉ（ｔ）は導出された電位であり、ｔは選択された時刻であり、Ｃ_ｉは所定の電圧であり、Ｃ_１は選択された最小電圧（スレッショルド値）であり、各増加電圧は電圧工程（ΔＶ）ずつ増加する。最大電圧範囲が選択されるならば、Ｃ_ｎは最大値におおよそ等しい。

要素４１内の心臓モデルに表示された等電位線４２は、マーカー線４４の位置に対応する選ばれた時点で決定される。これらの線は、上記のように正規化された心臓ベクトル成分に基づいて計算される。ユーザは、マーカー線４５、４６の位置を選ぶことにより最小絶対電圧値を選択し、またはプリセットされた最小電圧値が使用される。この電圧は、スレッショルドの絶対値に達しない心臓の電気信号が表示されないようにスレッショルドを決定する。たとえば、これらのマーカー線の間の信号値は心臓モデル上に等電位線として表示されない。

一般に、情報は適切な方法によって心臓モデル上に表示される。たとえば、変換が心臓モデルの表面に対応する心臓ベクトルから計算された電圧（たとえば、正規化された電圧）の位置を決定するため使用される。あるバージョンでは、情報は心臓を取り囲む架空の表面（たとえば、球面）から心臓モデル上に直交投影される。典型的に、心臓モデルの中心は心臓ベクトルの原点と同じ点である。心臓ベクトルは、心臓の中心を双極子の近似原点としてもつ簡単化された双極子モデルである。よって、心臓ベクトルから計算された心臓の電気データは心臓モデルの表面に（直交）投影される。たとえば、等電位線は上記のように正規化された心臓ベクトルから計算される。この計算方法は、結果として、（たとえば、正規化された心臓ベクトルの誘導ベクトルへのスカラー乗算によって）心臓モデルを取り囲む架空の球の表面上にある電圧を生じる。しかし、電圧は、直交投影によって心臓ベクトルを取り囲む架空の球から心臓モデルへ投影される。代替的に、心臓モデルと身体表面との間の空間関係を反映する変換は等電位線を心臓モデルの表面へ写像するため使用される。

等電位線を表示する技術は、虚血のような臨床関連情報を示すためにも使用される。たとえば、時点（又は時間範囲）が、図１０にマーカー線４４によって示されるように、波形のＳＴセグメント内で選択され、最小電圧レベルもまた（たとえば、マーカー線４５を使用して）選択される。臨床データに基づいて、ＳＴセグメントの最小電圧が０．１ｍＶを超えるとき、ＳＴセグメントは「上昇」し、虚血を示す。これは以下でより十分に説明される。

心臓モデル２０の回転のみならず、全部で３本のマーカー線の位置の選定が対話式に実行されるので、３次元（心臓モデル）要素および２次元（波形）要素が時間的かつ空間的に相関させられる。

等電位線によって示された電位のマップはカラーで表示される。さらに、表示要素はどれでもカラーで表示され、関連した値（たとえば、絶対値、方向又は時刻）がカラーで示される。

対話式ディスプレイはＥＣＧアナライザの一部である。たとえば、ＥＣＧアナライザは、単一デバイスのコンポーネントとして（図１における）モジュール３、４および５を含む。よって、ＥＣＧアナライザは、ＥＣＧデータを受信し、データを処理し、データを表示し、ユーザコマンドに応答する。ある種のバージョンでは、ＥＣＧアナライザは、モニター又はその他の表示デバイス、および、（たとえば、キーボード若しくはマウスからの）１個以上のコマンド入力のようなコンポーネントを有するコンピュータを含む。ある種のバージョンでは、ＥＣＧアナライザは、上記のデータ処理および／又は対話式可視化の手順をサポートするコンピュータで動くソフトウェアを含む。付加的な出力デバイス（たとえば、プリンタ、電子コネクション、デジタル記憶媒体など）が、たとえば、出力をレポートし、または可視化のプロセス中に獲得された選択されたスクリーンショットを印刷するため使用される。

ＥＣＧアナライザは（たとえば、ディスプレイモジュールの一部として）ディスプレイを含み、または付加的なデバイスによって表示されるフォーマットでデータを提示する。ある種のバージョンでは、ＥＣＧアナライザは処理された心臓データを表示する準備をしないが、処理された（たとえば、正規化された）データを保存のため、または他のデバイス若しくは方法による使用のため提供する。たとえば、ＥＣＧアナライザはＥＣＧデータを処理し、ＥＣＧデータを正規化し、このＥＣＧデータを別のデバイス又はツールへ渡す。正規化されたＥＣＧデータは、デジタルデータ、ベクトル、若しくは、波形、またはその他の役に立つフォーマットのようである。

ある種のバージョンでは、ＥＣＧアナライザはグラフィック出力を提供しない。たとえば、ＥＣＧアナライザは、非グラフィックフォーマットで診断情報又は患者ＥＣＧデータの解析のような出力を提供する。ＥＣＧアナライザは、解析されたデータを表示することなく、心臓不具合の危険、または電気生理学的状態を知らせる。出力は、テキスト、音（たとえば、「ビープ音」若しくはその他の可聴出力）、電子（たとえば、電子デバイスへの出力）、ビジュアル（たとえば、インジケータ光のトグリング）などでもよい。

（Ｄ． 解析ツール）
心臓からの正規化された心臓の電子的活動（たとえば、正規化された心臓ベクトル）は適切な方法によって解析される。特に、解析ツールは上記のように処理された心臓の電気的活動を検査する。解析ツールは、異常若しくは病的な心臓活動（たとえば、虚血）を検出するツール、または正常な心臓活動を特徴付けるツールを含む。本明細書に記載されたデバイス、システム、製品、および、方法は、ＥＣＧデータが処理され、心臓の周りのあらゆる場所から記録（又は「仮想的に記録」）された電気的活動の有意義な比較を可能にするように正規化されるので、より正確かつ臨床的に関連した情報を提供する。

（ＳＴセグメント解析）
標準的なＥＣＧの解析は、心臓病患者に対する医師の可能性および危険性の推定の中心となり、その後の治療判断に大きな影響を与える（Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｃｏｌｌｅｇｅ ｏｆ Ｃａｒｄｉｏｌｏｇｙ／Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｈｅａｒｔ Ａｓｓｏｃｉａｔｉｏｎ Ｇｕｉｄｅｌｉｎｅｓ ｆｏｒ ｔｈｅ Ｍａｎａｇｅｍｅｎｔ ｏｆ Ｐａｔｉｅｎｔｓ ｗｉｔｈ ＳＴ−Ｅｌｅｖａｔｉｏｎ Ｍｙｏｃａｒｄｉａｌ Ｉｎｆａｒｃｔｉｏｎ， ｗｗｗ．ａｃｃ．ｏｒｇ／ｇｕｉｄｅｌｉｎｅｓ／ｓｔｅｍｉ／ｉｎｄｅｘ．ｐｄｆ， ａｃｃｅｓｓｅｄ ０１−１４−０５）。ＥＣＧデータを解釈するため利用される主要な技術の一つはＳＴセグメント偏差およびＴ波異常性の解析である。

たとえば、ＳＴ偏差は、患者の症状が心筋虚血に起因する可能性を予測するため使用される。このことは、特に変化が新しいものであるか、又は一時的である場合にあてはまる。ＳＴセグメントおよびＴ波の変化は、危険性評価にも著しく寄与する。ＳＴセグメントに広範囲に亘る変化（たとえば、上昇又は下降）がある患者は、変化がない若しくは最小限の変化しかない患者より、死の短期的危険が一般に高い（ＡＣＣ／ＡＨＡ ２００２ Ｇｕｉｄｅｌｉｎｅ Ｕｐｄａｔｅ ｆｏｒ Ｍａｎａｇｅｍｅｎｔ ｏｆ Ｐａｔｉｅｎｔｓ ｗｉｔｈ Ｕｎｓｔａｂｌｅ Ａｎｇｉｎａ ａｎｄ Ｎｏｎ−ＳＴ−Ｓｅｇｍｅｎｔ Ｅｌｅｖａｔｉｏｎ Ｍｙｏｃａｒｉｎａｌ Ｉｎｆａｒｃｔｉｏｎ， Ｊ Ａｍ Ｃｏｌｌ Ｃａｒｄｉｏｌ ２００２； ４０：３６６−７４）。

ＳＴ上昇の有無は治療経路をさらに決定する。ＳＴセグメント上昇型心筋梗塞（ＳＴＥＭＩ）のある患者は一般に血栓溶解療法又は迅速な冠インターベンション（ＰＣＩ、正式にはバルーン血管形成術と称される）で処置され、非ＳＴセグメント上昇型心筋梗塞（ＮＳＴＥＭＩ）又は不安定な狭心症のある患者は、血栓溶解薬ではなく、内科的治療又はＰＣＩで治療される。

ＳＴセグメントに関する情報は心筋虚血のある患者を評価する際に決定的な重要性があるが、標準的な１２誘導ＥＣＧ技術は、このような事象を十分に強調しないか、またはこのような事象を検出するために全く役に立たない。ＥＣＧアナライザを用いるＥＣＧデータの処理は、結果として、ＳＴ偏差のような臨床的な標識の解析により大きく影響される処理済みのＥＣＧデータを生じる。

（正規化されたＳＴセグメントベクトル絶対値）
ＥＣＧアナライザは、正規化された心臓ベクトルから計算される正規化されたＳＴセグメントベクトル絶対値（ＮＳＴＶＭ）の値を計算するため使用される。心臓ベクトルが本明細書に記載されるように正規化されるとき、ＮＳＴＶＭ値はＳＴセグメント中の点（たとえば、Ｊ、Ｊ＋６０、Ｊ＋８０の点など）で計算される。ＮＳＴＶＭは次式；

を使用して計算される。

式中、Ｘ、ＹおよびＺは、使用された時点（たとえば、Ｊ＋８０）における正規化された心臓ベクトルの大きさの値である。この値は、虚血領域の中心の真上に誘導（たとえば、前胸部誘導）が存在するならば、ミリボルトで記録されたＳＴシフト値に対応する。よって、ＮＳＴＶＭ値は、虚血領域の中心の真上のある種の架空の誘導におけるＳＴシフト値である。ＮＳＴＶＭ値を計算した後、この値は、虚血を判定する規準であるスレッショルド値と比較される。心臓ベクトルが６個の前胸部誘導の最大値と最小値との間の値（たとえば、６個の前胸部誘導の絶対値の平均）に正規化されるとき、０．１ｍＶより大きいＮＳＴＶＭ値が虚血の陽性推定に相関する。この規準（０．１ｍＶ）は標準的なＥＧＣデータを解釈することによって決定される経験的データから導出され、虚血を示す適当な規準であると理解されている。しかし、その他の経験的に適切な規準（たとえば、０．０５、０．１、０．１５ｍＶ、０．２ｍＶなど）を含む他のＮＳＴＶＭ規準を使用してもよいことは明白である。

従来の「０．１ｍＶを上回る２個の誘導」規準は、ＬＡＤ（左前下行枝）ゾーンおよび前胸部誘導の虚血を示す規準として十分に確立されている。よって、ＮＳＴＶＭ規準（０．１ｍＶ）は従来の規準の一般化である。この規準は虚血ゾーンとは独立であり、従来の０．１ｍＶ規準が前胸部ゾーンのため機能するのと同様にあらゆる心臓ゾーンのため機能する。どのような適切な規準でも使用される。たとえば、より精密な規準が正規化されたＥＣＧデータ（たとえば、正規化された心臓ベクトル又はＮＳＴＶＭ）および臨床データを経験的に検査することによって決定される。

正規化されていない心臓ベクトルの大きさは単一の規準（たとえば、０．１ｍＶ）と確実には比較されず、既存の経験的に実証された規準と対応しない。正規化工程は、虚血のための０．１ｍＶ規準を上回るような規準と確実に比較できるように、心臓ベクトルの大きさをスケーリングする。ＥＣＧアナライザのある種のバージョンでは、心臓ベクトルは、胸部ＥＣＧ誘導（前胸部誘導）の平均値に正規化される。よって、心臓ベクトルは心臓の中心に中心が置かれ、心臓からの前胸部誘導の平均減衰に対応する半径を有する球に正規化される。心臓ベクトルがこのように正規化されるとき、ＮＳＴＶＭレベルは、Ｖ４誘導の下に中心が置かれたＳＴシフトのレベルと等しい。ＮＳＴＶＭは、したがって、前胸部ゾーン内の虚血場所の従来の規準と容易に比較される。よって、正規化された心臓ベクトルは心臓のその他の領域のＮＳＴＶＭを使用して虚血を予測するため一般化される。このような形式による心臓ベクトルの正規化は、ＮＳＴＶＭ規準を、十分に確立された胸部誘導および前壁梗塞のＳＴシフト値規準に等しくさせる。

心電図身体表面マッピング研究からの証拠は、急性虚血に感応する誘導の場所が従来の１２誘導ＥＣＧ記録部位の場所からかなり遠くに最適配置されることを示した。さらに、四肢誘導および前胸部誘導のＳＴシフトレベルは、電圧源（心臓）と皮膚との間の身体組織の導電率（すなわち、減衰）が等しくないため等価ではない。たとえば、誘導Ｖ１およびＶ１６の誘導ベクトルの大きさは同じ範囲に入る。その結果として、多数の臨床医および研究者は、異なる誘導に対し異なる規準電圧レベルをもつＳＴ規準を使用することを提案している。ＥＣＧアナライザによって実行される正規化は、種々の減衰の効果を除去し、虚血を確実に識別する単一の規準を可能にする。

ＮＳＴＶＭ計算はＮＳＴＶＭツールの一部、または視覚的虚血モニタリングツールのようなその他のツールの一部である。

（虚血モニターツール）
実際には、ユーザは、本明細書に記載された虚血ツールをさらにグラフィック的に可視化するか、または適用する。虚血検出ツールを選択するとき、ユーザは、虚血を検出する時点（たとえば、Ｊ＋８０）、または時間範囲を対話式に選択する。たとえば、ユーザは、ＥＣＧ波形（たとえば、「仮想的な」若しくは実際のＥＣＧ波形）の点を選択する。ＥＣＧアナライザは、次に、ＮＳＴＶＭ値を計算する。ＳＴ偏差に基づく虚血の検出に対応する視覚信号もまた、上記の等電位表示と同様に使用される。

あるバージョンでは、ユーザは、３次元心臓モデルと相関させられた１個以上のＥＣＧ信号波形（たとえば、シミュレートされたＥＣＧ波形又は実際のＥＣＧ波形）を表示する「虚血モニター」スクリーンを選択する。信号波形から時点を選択した後（たとえば、Ｊ＋８０点のような波形のＳＴ領域内の点を選択した後）、虚血モニターツールは、規準スレッショルド（たとえば、０．１ｍＶ）を上回る電位を有する心臓の領域の場所を示す等電位グラフ（「ステイン（ｓｔａｉｎ）」とも称される）を表示する。ユーザは規準スレッショルドを入力若しくは修正し、または提案された規準を選択する。規準はＥＣＧデータに使用された正規化と相関させられ、たとえば、心臓ベクトルは異なる規準に対し別々に正規化される。

ツールは、ステイン領域内に中心が置かれるまで心臓の表面に沿ってカーソルを移動させるユーザによって、またはＥＣＧアナライザによって自動的に「ステイン」の中心に対応する仮想的な信号波形をさらに表示する。

図１５は、ＥＣＧアナライザと共に使用される虚血ツールの一実施例を示す。心臓モデル１１５が表され、ステインパターン１２０を示す。正規化された心臓ベクトルは、白矢印１３０としてモデル心臓の表面上に表される。モデル上の「ステイン」は、信号波形窓１１７、１１５のいずれかの垂直線１６０によって示された時点の信号レベルに対応する。ステインは虚血レベルに対応する。（白矢印１３０によって示された）心臓モデル上に示されたゾーンの中央は仮想的なＥＣＧのＳＴシフトが最大になる点である。

（実施例３： 虚血検出の臨床評価）
予備的な臨床試験は、本明細書に記載されたような正規化されたＥＣＧデータの使用が心筋虚血中に、特に、いわゆる「クワイエットゾーン」（たとえば、標準的なＥＣＧが比較的感応しない心臓の領域）におけるＳＴセグメント変化をより確実に検出することを実証した。多施設臨床研究が本明細書に記載されたＥＣＧアナライザの診断精度を調べるために開始された。予備的な結果は、標準的な１２誘導ＥＣＧを使用してＳＴセグメントを評価し、それを本明細書に記載されるように計算された正規化されたＥＣＧと比較することにより、急性虚血の診断を比較した。

この臨床試験は、冠動脈がＰＴＣＡバルーンで塞がれる経皮経管的冠動脈形成術（ＰＴＣＡ）を受ける患者に実施された。このような患者は一時的な心筋虚血のモデルとなる。バルーン閉塞は血流の完全な阻害を保証し、動脈によって供給される心筋は約３０秒から１分の範囲内で虚血になる。よって、この研究は、引き起こされた虚血を検出するためのＥＣＧアナライザの能力と標準的なＥＣＧ技術を比較するため計画された。

方法： 標準的なＥＣＧはＰＴＣＡを受ける５１人の患者から記録された。全部で１１７のバルーン閉塞が評価された（ＬＡＤ内の４６の閉塞、ＲＣＡ内の３４の閉塞、ＬＣｘ内の３７の閉塞）。標準的なＥＣＧ上で虚血を検出する規準は、Ｅｕｒｏｐｅａｎ Ｓｏｃｉｅｔｙ ｏｆ Ｃａｒｄｉｏｌｏｇｙ／Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｃｏｌｌｅｇｅ ｏｆ Ｃａｒｄｉｏｌｏｇｙ Ｃｏｍｍｉｔｔｅｅ ｆｏｒ ｔｈｅ Ｒｅｄｅｆｉｎｉｔｉｏｎ ｏｆ Ｍｙｏｃａｒｄｉａｌ Ｉｎｆａｒｃｔｉｏｎによって発表された規準であった。正規化されたＥＣＧデータを使用して虚血を判定する規準は、Ｊ点後の８０ｍｓｅｃに測定されたＳＴ絶対値≧０．１ｍｖであった。ＥＣＧは特注のデジタルＥＣＧレコーダとソフトウェアを使用して、１０秒毎に３００Ｈｚのサンプリングレートで記録された。ＥＣＧアナライザデータに対し、正規化は本明細書に記載されているように６個の前胸部誘導を使用して行われた。ＳＴセグメントシフトはＪ＋６０ミリ秒の点で測定された。バルーン収縮の前の最後の記録は虚血解析のための最も代表的なＥＣＧ記録として解析された。

結果： ＥＣＧアナライザデータは、虚血検出のため標準的な１２誘導ＥＣＧより実質的に優れた感度（それぞれ、９０％対６０％）を示した。さらに、ＥＣＧアナライザの正規化されたデータに対する感度優位性が三つの冠動脈分布のそれぞれにおいて観察された。それぞれの事例で、標準的なＥＣＧを超えるＥＣＧアナライザの感度優位性は、統計的に有意である（Ｆｉｓｈｅｒの正確なテスト：有意水準ｐ≦０．０５、両側アルファ）。動脈分布が比較されるとき、ＥＣＧアナライザの優位性は、ＬＡＤよりＲＣＡおよびＬＣｘにおいて大きく現れた。

（表１：虚血検出の結果）

結論： 本明細書に記載されているように正規化されたＥＣＧアナライザデータは、理論的予想と優れた相関性がある様々な冠動脈の閉塞の虚血診断に関して感度が増加した。前胸部電極によって理論的にうまく覆われている閉塞部位の場合でさえ、二つの方法の間の感度差は十分であり（ＬＡＤ、感度の絶対的な１３％の改善）、一方、前胸部ゾーンから外れた部位に対し、感度差はなお一層有意である（ＲＣＡでは絶対的な３５％の増加、ＬＣｘでは絶対的な２４％の増加）。したがって、本臨床試験は、ＥＣＧアナライザがＰＴＣＡ中に動脈閉塞によって引き起こされた急性虚血を検出するのに標準的な１２誘導ＥＣＧより優れた感度を有することを実証する。

虚血モニタリングツールは、虚血事象に関する定位情報を提供するＳＴセグメント上昇／下降ツールを含むその他のツールと組み合わされ、または他のツールと組み合わせて使用される。

（ＳＴセグメント上昇／下降ツール）
ＥＣＧアナライザは、心臓モデル上の電気的事象が、虚血領域（ＳＴセグメントの傷害電流のソース）のような明確な場所を有する場合に、電気的事象を引き起こす心臓の領域を示すＳＴセグメント上昇／下降ツールを使用して、これらの電気的事象の定位に関する情報をさらに提供する。ＳＴセグメント上昇／下降ツールは、潜在的な虚血ＳＴセグメントシフトを引き起こす心臓領域の場所を推定するため、仮想的なＥＣＧ信号波形を（同じ誘導で記録された）実際のＥＣＧ信号波形と比較する。ＳＴセグメント上昇／下降は、したがって、ＳＴセグメントシフトの定位と、ＳＴセグメントシフトのタイプ（たとえば、上昇又は下降）の識別の両方を可能にする。

ＳＴセグメントシフトのタイプ（たとえば、上昇又は下降）のみならず、潜在的に虚血性のＳＴセグメントシフトの定位は、有意な診断結果および治療結果を有する。たとえば、前胸部誘導におけるＳＴセグメント下降は、前心内膜下梗塞に起因し、前胸部誘導におけるＳＴセグメント上昇は、前貫壁性梗塞に起因する。しかし、ＳＴセグメント下降又は上昇は、心臓の後壁に位置する心内膜下梗塞又は貫壁性梗塞によって引き起こされることもある。このような事例では、「正反対」の効果が見られる。たとえば、胸部誘導におけるＳＴセグメント上昇は、心臓の後方領域の心内膜下梗塞に起因するが、胸部誘導におけるＳＴセグメント下降は、心臓の後方領域の貫壁性梗塞である。さらに、心内膜下梗塞および貫壁性梗塞は、全く異なる治療によって処置され、誤診されるならば深刻な結果になる。

ＳＴセグメント上昇／下降ツールは、「本物の」心臓の電気的活動と心臓の双極子としての近似との間の差を利用する。上述のように、心臓の電気的活動は、心臓の中心に中心が置かれた双極子としてモデル化される。双極子モデルの結果として、心臓ベクトルを使用してシミュレートされたあらゆる心臓の電気的事象は、大きさが等しく逆向きの、対応する鏡像をモデル心臓の反対側に有する。同様の現象は患者の実際の電極から測定されるが（たとえば、身体の一方側で記録された電気的事象は身体の反対側に「鏡映される」が）、電気的活動は典型的に、心臓の中心ではなく、心臓の壁から発生するので、差が生じる。よって、実際のＥＣＧ波形は、実際のＥＣＧ波形の「非双極子成分」のため、部分的に（心臓ベクトルから計算されたような）「仮想的な」ＥＣＧ波形と異なる。双極子近似では典型的に、記録が行われる場所が電気的ソース（たとえば、心臓）から離れるほど、ソースはさらに一層双極子のように見える。よって、記録誘導が心臓に近づくほど、記録されたＥＣＧの非双極子成分が大きくなる。選択された誘導で記録された実際のＥＣＧ波形を同じ誘導の心臓ベクトルを使用して計算された正規化された仮想的なＥＣＧ波形と比較することにより、選択された誘導に対して、心臓のどちらの「側」で電気信号が生じたかを見分けることが可能である。

ＳＴセグメント上昇／下降ツールは、最初に潜在的なＳＴシフトを識別した後に使用される。たとえば、ＮＳＴＶＭツール（または虚血モニタリングツール）が虚血規準（たとえば、０．１ｍＶ、０．２ｍＶなど）以上のＳＴセグメントシフトが存在することを示すならば、ＳＴセグメント上昇／下降ツールは、ＳＴセグメントシフトが発生した心臓の領域を決定する。ＳＴセグメント上昇／下降ツールのある種のバージョンでは、ツールは、最大検出可能ＳＴセグメントシフトを有する実際の電極を最初に選定する。たとえば、ＳＴセグメント上昇／下降ツールは、ＳＴセグメントシフトを示すＥＣＧ波形のＳＴ部の間に心臓ベクトルに最も近い実際の誘導を選択する。代替的に、ＳＴセグメント上昇／下降ツールは、複数の誘導の実際の（又は仮想的な）ＥＣＧ波形のＳＴ部を比較し、最大のＳＴセグメントシフトを有する一つを選択する。ツールは、次に、この選択された誘導の仮想的なＥＣＧ波形、（たとえば、正規化された心臓ベクトルを用いて計算される）正規化された仮想的なＥＣＧ波形、または（たとえば、正規化されていない心臓ベクトルを用いて計算される）正規化されていない仮想的な波形のいずれかを計算する。

ある種のバージョンでは、ＳＴセグメント上昇／下降ツールは、次に、選択された誘導のため発生された仮想的なＥＣＧ波形を、選択された誘導で記録された実際のＥＣＧ波形へ個別に正規化する。たとえば、ＥＣＧ波形は選択された誘導のためρ_ｉによって正規化され、ここで、ρ_ｉは上述のように計算される。よって、ＥＣＧ波形は、

から計算され、式中、Ｖ_Ｌｅａｄ（ｔ）は選択された誘導における時間依存性の電圧であり、ρ_ｉは選択された誘導における誘導正規化因子であり、ｌ_ｘ、ｌ_ｙおよびｌ_ｚは選択された誘導における誘導ベクトルの成分であり、Ｘ、ＹおよびＺは心臓ベクトルの直交成分である。ある種のバージョンでは、仮想的なＥＣＧ波形は、単に仮想的なＥＣＧ波形を同じピーク値（たとえば、Ｒ波の高さ）を有するように正規化することによって、実際のＥＣＧ波形に正規化される。よって、仮想的なＥＣＧ波形は、実際のＥＣＧ波形からのピークＲ波と仮想的なＥＣＧ波形からのピークＲ波との比によって乗算される。この誘導固有正規化は、選択された誘導における仮想的なＥＣＧ波形のＳＴ領域と実際のＥＣＧ波形のＳＴ領域との間の差を強調するために役立つ。

ＳＴセグメント上昇／下降ツールは、次に、虚血の可能性があるＳＴセグメントシフトが選択された実際の誘導にどれだけ接近していたかを判定するために、実際の波形のレベルと仮想的な波形のレベルを比較する。よって、実際のＥＣＧ波形のＳＴ領域シフトの絶対値が正規化された仮想的なＥＣＧ波形のＳＴセグメントシフトの絶対値より大きいならば、信号は心臓に対して選択された実際の誘導と同じ側にある。同様に、実際のＥＣＧ波形のＳＴ領域シフトの絶対値が正規化された仮想的なＥＣＧ波形のＳＴ領域シフトの絶対値より小さいならば、信号は心臓に対して選択された実際の誘導と反対側にある。ある種のバージョンでは、ツールはこの計算の「信頼」レベルをさらに示す。たとえば、ツールは、正規化された仮想的なＳＴ領域と実際のＳＴ領域との間の差を（たとえば、これらの領域から平均値を減算することにより、またはこれらの二つの領域からの平均、中央値、若しくは、その他の適切な尺度を比較することにより）さらに比較し、この差に基づいて信頼レベルを提示する。よって、ツールは高い信頼値を示し、すなわち、正規化されたＥＣＧ波形のＳＴ領域が実際のＥＣＧ波形のＳＴ領域より５％、１０％、１５％又は２０％大きいならば、ツールは電気的事象の定位を正確に近似した可能性が高い。

図１６はＳＴセグメント上昇／下降ツールの一実施例を示す。実際の測定電極（たとえば、Ｖ５）の信号レベルと仮想的な測定電極（たとえば、Ｖ５’）の信号レベルは、信号のソース（したがって、虚血の可能性）が、心臓の中心Ｏと比べられたときに、（心臓の壁１６０５として表されているように）ゾーンＡの方に近いか、またはより離れたゾーンＢの方に近いかを決定するために比較される。この特定の実施例では、仮想的な電極Ｖ５’で計算された仮想的な波形は、Ｖ５で記録された実際のＥＣＧ波形の大きさに正規化されることに注意すべきである。この誘導固有正規化因子は、誘導正規化因子によって定まる半径を有する仮想的な球１６１０（断面では円）として示されている。この誘導正規化因子は心臓ベクトル全体を正規化するため使用される正規化因子（ρ）とは異なる。

虚血梗塞ゾーンの定位を示すのに加え、ＳＴセグメント上昇／下降ツールは、貫壁性梗塞又は心内膜下梗塞のような虚血事象のタイプをさらに示す。たとえば、ツールはＳＴセグメントシフトのタイプ（上昇又は下降）を検出する。あるバージョンでは、ツールはＳＴセグメントシフトを（たとえば、波形の他の部分から、またはその他の波形からの）ベースラインレベルと比較することによりＳＴセグメントシフトのタイプを判定する。

ＳＴセグメント上昇／下降ツールは、ＳＴセグメントシフトを特徴付けるため、その他の適切なツール、特に、ＮＳＴＶＭツール又は虚血モニタリングツールと共に使用される。ツールは自動的又は選択的に適用される。さらに、ツールは（結果の信頼レベルを含む）結果を示すため適切な出力を提供する。たとえば、ＳＴセグメント上昇／下降ツールは、ＳＴレベルシフトの定位を示すため、既存の表示（たとえば、虚血の可能性がある領域を表す等電位プロット）を変更する。さらに、ツールは、ＳＴレベルシフトが上昇であるか下降であるかを示し、虚血事象が貫壁性であるか心内膜下であるかをさらに示す。あるバージョンでは、ＳＴセグメント上昇／下降ツールは、指示色によって（たとえば、心臓の前領域又は後領域に）ＳＴ上昇の可能性のある定位を示す。あるバージョンでは、ツールはテキスト表示の一部として定位又は診断を示す。

心臓ベクトルの角度又は心臓を流れる電流の向きを解析するツールを含む付加的なツールが潜在的な虚血、またはその他の心臓の電気的事象を示すため使用される。

（角度解析）
心臓ベクトル（正規化された心臓ベクトルを含む）は、心臓を通る電流の向きと平行である向きを有する。よって、電流が心臓の電気的活動中に移動するとき、心臓ベクトルの向きはこの移動を反映する。しかし、記録されたＥＣＧ波形の典型的な２次元解析は、心臓を通る電流フローの限定された理解しか提供しない。よって、心臓ベクトルの３次元形状および運動の解析は心臓の電気的活動を解釈するため役立ち、新たな診断ツールおよび規準を提供する。角度ツールは、選択された時間に亘る心臓ベクトルの角度差を測定するため使用される。

（角度ツール（心臓ベクトル空間角度差ツール））
時間的に変化する心臓ベクトルは、心臓の心電気活動の相対的な大きさと向きの両方を反映する。よって、心臓ベクトルの向きは、上述のように、心臓ベクトルホドグラフからわかるように、長時間に亘って変化する。角度ツールと呼ばれる角度解析ツールは、２以上の時点における心臓ベクトルの間の角度の差を測定するため使用される。

一般に、角度ツールは２個以上の心臓ベクトルの角度差を比較する。あるバージョンでは、ユーザは（たとえば、ＥＣＧ波形から）２個の時点を対話式に選択し、ツールはこれらの２個の時点からの心臓ベクトルの角度差を計算する。時点の対話式選択は、時点が表示された実際のＥＣＧ波形又は仮想的な波形から選択されるので、非常に役立つ。ある種のバージョンでは、自動選択が使用される（特徴的な形体を識別するための波形解析を含む）。ツールは２個の指定された時点で（または時間の範囲に亘って）心臓ベクトルをさらに解析する。たとえば、ツールは長時間に亘って心臓ベクトルの角度の変動を計算し、この時間に亘る心臓ベクトルの変動（たとえば、差）をマップする。ツールは、心臓ベクトルの動きの速度、心臓ベクトルの最大差と最小差などを含むがこれに限定されない適切な統計量を計算する。ある種のバージョンでは、ツールは統計データを表示するか、さもなければ、提供する。ツールはグラフィックデータをさらに表示するか、または提供する。たとえば、単位時間当たりの角度の変化は、上述のホドグラフ表示と同様に、グラフ化され表示されるか、または選択された時間範囲に亘る心臓ベクトルの３次元運動が表示される。ツールのすべてと同様に、データは表示され、伝送され、または記憶される。

デカルト座標系では、２個の心臓ベクトルＡ（ａ_ｘ，ａ_ｙ，ａ_ｚ）とＢ（ｂ_ｘ，ｂ_ｙ，ｂ_ｚ）の間の角度は、それらの直交成分（ａ_ｘ，ａ_ｙ，ａ_ｚおよびｂ_ｘ，ｂ_ｙ，ｂ_ｚ）から、以下の式：

によって計算され、式中、αは２個の心臓ベクトルの間の角度である。ツールは、正規化された時間依存性の心臓ベクトル又は正規化されていない時間依存性の心臓ベクトルのいずれかを使用して、指定された時点（たとえば、ｔ_０およびｔ_１）から心臓ベクトルＡおよびＢを決定する。

ツールは自動でも使用され、そのときには心臓ベクトル角度を測定するプリセット時刻が指定される。たとえば、診断規準が定められ、そのときには既知の時間（たとえば、ＪからＪ＋８０など）に亘る心臓ベクトルの差がツールを使用して決定される。同様に、ツールは、ツールによって導出された空間角度測定量に適用される規準を含む。このような規準の一実施例はＳＴ−Ｔ角度と呼ばれる。

ＥＣＧ波形のＳＴ−Ｔ部に亘って測定された心臓ベクトルの空間角度の変化は虚血を
表す。たとえば、虚血中に、心拍のＳＴ部からＴ部に亘って心臓内で移動する電流前線は特徴的な量で向きを変えることが提案されている（Ｈｕｒｓｔ Ｊ．Ｗ．， Ａｂｎｏｒｍａｌｉｔｉｅｓ ｏｆ ｔｈｅ Ｓ−Ｔ ｓｅｇｍｅｎｔ − Ｐａｒｔ Ｉ．， Ｃｌｉｎ． Ｃａｒｄｉｏｌ． ２０（６）：５１１−２０， １９９７）。よって、ツールは、時間の中間ＳＴ乃至Ｔ領域に亘る空間的な心臓角度の差に基づいて虚血を検出するためにＳＴ−Ｔ角度規準（または規準の組）を使用する。たとえば、ツールは、心臓ベクトルのＳＴ−Ｔ角度が規準角度を上回ることを検出したならば、虚血の可能性を示す。ＳＴ−Ｔ角度規準は、この時間に亘る約８０°より大きい、約６０°より大きい、約４０°より大きい、約３０°より大きい、約２０°より大きい、または約１０°より大きい空間角度の変化に設定される。さらに、ツールはこのような規準を経験的に決定（又は評価）するため使用される。よって、ツールは診断規準を心臓ベクトルに精密に適用するため使用される。

角度ツールは、新しい診断基準を調査し適用するためにも使用される。たとえば、心臓ベクトルのＳＴ領域に亘る心臓ベクトル角度の変化の相対的な不足は同様に虚血を示す。よって、ツールは、心臓サイクルのＳＴ領域に亘る心臓ベクトルの変化がある種の規準未満であったかどうかを判定する。このテストはＳ−Ｔ角度テストと呼ばれる。心臓サイクルのＳＴ領域のある部分（又は全部）に及ぶ時点は、本明細書に記載されているように対話式に選択されるか、または（たとえば、Ｊ、Ｊ＋６０、Ｊ＋８０などのような時点を選択することにより）自動的に選択される。ツールは、次に、選択された時間の間に心臓角度がどれほど変化したかを判定し、この変化をＳ−Ｔ角度規準と比較する。たとえば、ツールは、心臓のＳ−Ｔ角度が空間Ｓ−Ｔ角度規準を下回ることを検出するならば、虚血の可能性を示す。あるバージョンでは、Ｓ−Ｔ角度規準は約１０°未満である。あるバージョンでは、Ｓ−Ｔ角度規準は約２０°未満である。あるバージョンでは、Ｓ−Ｔ角度規準は約３０°未満である。あるバージョンでは、Ｓ−Ｔ角度規準は約４０°未満である。あるバージョンでは、Ｓ−Ｔ角度規準は約５０°未満である。あるバージョンでは、Ｓ−Ｔ角度規準は約６０°未満である。よって、ツールは、Ｓ−Ｔ角度規準を超えたときを示し、および／またはＳ−Ｔ角度規準の適用に基づいて虚血の潜在的な可能性を示す。ある種のバージョンでは、Ｓ−Ｔ角度規準のような規準は、虚血のような心臓事象の重み付き確率を与える、値の組、またはルックアップテーブルである。一実施例では、１組の波形のＳＴ部に亘る角度の変化が、上記の実施例３に記載されたように、引き起こされた虚血から記録されたデータを使用して解析された。

（実施例４： Ｓ−Ｔ角度規準の適用）
心臓サイクルのＳＴ領域中の角度の変化は角度ツールを使用して解析された。ツールはこの時間に亘る（ΔＳ−Ｔ角度規準の範囲内で記述された）角度の変化を提供した。ＳＴ期間はＪ点とＪ＋８０点における代表的なＥＣＧトレースからツールを使用して選択された。ツールによって測定された心臓角度の変化は表２に示されている。

（表２： （１１７の全ＰＴＣＡ手順からの）ＪからＪ＋８０の範囲に亘るＳ−Ｔ角度）

この予備的な研究は、ツールが（たとえば、Ｓ−Ｔ領域に対応する）選択された時点の心臓ベクトルからの角度を測定するため使用されることを表す。さらに、ツールは、（プリセットされるか、またはユーザが選択した）規準又は規準のテーブルを測定されたデータにさらに適用し、測定と結果を適当な方法で表示する。ツールは新たな規準を決定するため、または既存の規準をテストするためにも使用される。

よって、角度ツールは虚血のような現象の診断の特定性を増大するため有益である。特に、ツールは、付加的なツール又はテストと組み合わされ、それによって、虚血事象と非虚血事象の区別に役立つ。たとえば、角度ツールは、Ｓ−Ｔ角度、ＳＴ−Ｔ角度、または両方を測定しテストし、ＮＳＴＶＭおよび／又は虚血モニタリングツールと共に使用される。このことは検出の付加的な層を追加するだけでなく、心臓事象のタイプをさらに診断し、個別の方法の失敗を補強するのにも役立つ。たとえば、Ｓ−Ｔ角度テストおよびＳＴ−Ｔ角度テストのような角度測定テストは、早期再分極、心膜炎などから急性虚血を区別することにより、虚血検出の特定性を増大する。

（領域マッピングツール）
時間に関する心臓ベクトルの動きは、心臓の電気的興奮と相関させられた情報をさらに含む。たとえば、心臓ベクトルが電気的活性の小さい心臓の領域に残る可能性は低い。さらに、心臓のある領域の電気的活動は正常な心臓の活動又は異常な心臓の活動と相関させられる。よって、ＥＣＧアナライザは、心臓ベクトルが１回以上の心臓のＰＱＲＳＴサイクルの間に移動する（又は移動しない）心臓の領域を検査する領域マッピングツールを含む。

領域マッピングツールは長時間に亘って心臓モデルの表面上で心臓ベクトルの位置を追跡し、このような領域を表示する。たとえば、ツールは、心臓ベクトルが殆どの時間を使った領域、または殆ど時間を使わなかった領域を（たとえば、色強度によって）示す。ツールは対話型であり、ユーザが（たとえば、全データ期間から）時間と、表示タイプ（たとえば、心臓モデル上の表示）と、解析機能（たとえば、心臓ベクトルが移動した領域、または移動しなかった領域を表示するなど）を選択することを可能にする。

領域マッピングツールは、さらに、プリセットされた、またはユーザが定義した領域（すなわち、「大陸（ｃｏｎｔｉｎｅｎｔ）」）を含み、心臓表面上の関心のある領域を示し、このような領域にかかわる心臓ベクトルに関する情報を計算し表示する。このような関心のある領域は、「正常」又は典型的な電気的活動のマップ、および／または異常な心臓の電気的活動の典型であるマップに対応する。その他の関心のある領域は、梗塞瘢痕、虚血前の領域などのような患者固有領域を含む。これらの「大陸」は同様に心臓モデル上に表示される。

領域マッピングツールは、さらに、心臓ベクトルが特定の表面領域の内部又は外部で費やした時間の量だけでなく、心臓ベクトルが辿った経路を表示し追跡する。さらに、ツールは、心臓ベクトルの経路と、特定された、または選択された領域とに基づいて、その他の関連した統計量を計算又は決定する。たとえば、ツールは、損傷した組織、たとえば、旧い梗塞の領域と相関する心臓の領域を特定する。また、心臓ベクトルは、一つ以上の心臓表面領域における心臓ベクトルのドゥエル時間に基づいて解析（又は「採点」）される。たとえば、「大陸」は、健康な心臓軸（たとえば、ＱＲＳコンプレックス中の心臓ベクトル）と、Ｑ波に基づく異常な、または梗塞心臓軸との両方について規定される。（梗塞瘢痕の印かもしれない）Ｑ波は、電気的な心臓軸の偏差である。これらの「大陸」は、身長、体重、性別、胴体形状（胴まわり）などのような因子に応じて様々な患者集団に対して別々に定められる。

ＥＣＧ情報の心臓の電気的活動を解析するために役立つツールの他に、ＥＣＧアナライザは、心臓の方位の近似に基づいてＥＣＧアナライザを修正するツールのような、解析および表示データの正確さを改良するツールを含む。

（心臓の方位）
胸腔内の心臓の方位は患者間で変化する。たとえば、体脂肪の少ない成人の心臓は、肥満体の、すなわち、体重の重い成人の心臓より、（たとえば、心臓の長軸が身体の長軸とより平行になるように）垂直方向に向けられる。同様に、幼児の心臓は成人の心臓ほどには垂直方向に向けられない。よって、本明細書に記載された心臓モデルの近似は、心臓の方位情報を使用して訂正される。さらに、心臓方位ツールが患者データに基づいて心臓の方位を推定するためＥＣＧアナライザに組み込まれる。心臓方位モデルは、「大陸」場所（たとえば、領域マッピング）のような、心臓の方位による影響を受けるＥＣＧアナライザのどの部分においても心臓の方位をさらに訂正する。

心臓方位ツールは患者固有データに基づいて心臓の方位を推定する。たとえば、実際の心臓の方位は、適切な技術によって推定され、（たとえば、患者のＥＣＧデータと共に）患者データの一部として入力される。よって、医師は、心臓の方位を決定する能力を備えたデバイス（たとえば、Ｘ線、ＰＥＴスキャナ、ＣＡＴスキャナ、心エコーなど）を、個別に、またはＥＣＧ測定プロセスの一部として使用する。たとえば、患者データは、胸および／又は心臓に対する心臓誘導の位置を示すフィデュシアリ（ｆｉｄｕｃｉａｒｙ）マーカーに関する情報を含む。ある種のバージョンでは、誘導場所が心臓方位ツールに提供される。よって、心臓方位ツールは、誘導のアライメント、特に、「標準的な」誘導フォーメーションをさらに訂正する。心臓の方位は、看護士又は技能士のような心臓の方位の近似の訓練を受けた、または経験した人によっても推定される。（誘導の方位を含む）心臓の方位データは、次に、心臓方位ツールへ提供される。

ある種のバージョンでは、心臓方位ツールは、年齢、性別、体重、胴囲（胴まわり）などのような物理的な因子に基づいて心臓の方位を近似する。たとえば、このような因子のいずれか（すべて）を相関させるルックアップテーブルが心臓の方位を近似するため提供される。このようなルックアップテーブルは、経験的に又は実験的に決定される。さらに、心臓方位ツールは（たとえば、新しいデータの追加によって）修正される。ある種のバージョンでは、心臓方位ツールは、表示若しくはデータ解析のいずれか、または両方に選択的に適用される。ある種のバージョンでは、ユーザは心臓の方位に関して調整されたデータを調整されていないデータと比較する。

心臓方位ツールは、本明細書に記載されたＥＣＧアナライザの様々な局面で使用される心臓の方位をさらに調整する。たとえば、心臓方位ツールはモデル心臓の方位を訂正する。よって、モデル心臓は、最初は、ある典型的な（すなわち、平均的な）位置、またはその他の患者データに基づく位置に向きを合わせられ、心臓方位ツールが近似された心臓の方位データに基づいて心臓モデルの向きを直す。よって、１個以上の心臓の電気信号（たとえば、心臓ベクトル、ホドグラフ、等電位プロットなど）を表す心臓モデルの表示は心臓の方位を使用して調整され、心臓の視覚的表示および解析をより正確にする可能性がある。心臓モデル上の誘導（たとえば、前胸部誘導）の場所は心臓の方位に基づいて調整される。ある種のバージョンでは、心臓方位ツールは、誘導ベクトルＬの位置方向も訂正する。心臓方位ツールは本明細書に記載されたいずれのツールと組み合わせて使用してもよい。

本明細書に記載された方法、製品、システム、および、デバイスは、虚血と、虚血を検出する方法について検討しているが、発明は虚血に限定されるべきでなく、あらゆる心臓の電気的現象（たとえば、心臓の電気伝導プロセスの異常、心臓の鼓動の乱れ、すなわち、不整脈、梗塞、ＱＴ延長症候群など）の解析、診断又は治療に適用されるであろう。

さらに、上記の発明は、理解の明瞭さの目的のため、例証および一例としてある程度詳細に記載されているが、ある種の変更および修正が請求項の精神と範囲を逸脱することなく本発明になされることは本発明の教示に照らして当業者に容易に理解できる。さらに、本明細書において引用されたすべての参考文献はそれらの全体が本明細書に完全に組み込まれることが意図されている。

図１は、本明細書に記載されたＥＣＧデータの３次元表現のためのデバイスの１バージョンのブロック図を示す。 図２は、Ｆｒａｎｋ直交座標系を示す。 図３は、３次元心臓モデル上の心臓ベクトルホドグラフを示す。 図４は、心臓ベクトルの孤立したホドグラフを示す。 図５は、１２個の標準的なＥＣＧ誘導の一つからの波形の一実施例を示す。 図６は、任意に選択された点が選択された心臓モデルを示す。 図７は、１２個の標準的なＥＣＧ誘導の一つからのＥＣＧ波形の一実施例を示す。 図８は、心臓モデル上の任意に選択された点から導出された信号波形の一実施例を示す。 図９は、選択された瞬間における心臓モデル上の等電位線のマップを示す。 図１０は、マーカー線と共にＥＣＧ波形を示す。 図１１は、正規化された心臓ベクトルの一例を示す。 図１２は、本明細書に記載されたようなＥＣＧアナライザを使用するホドグラフツールの一実施例を示す。 図１３は、本明細書に記載されたようなＥＣＧアナライザを使用するホドグラフツールの別の実施例を示す。 図１４は、本明細書に記載されたようなＥＣＧアナライザを使用する仮想的な誘導計算ツールの一実施例を示す。 図１５は、本明細書に記載されたようなＥＣＧアナライザを使用する虚血ツールの一実施例を示す。 図１６は、本明細書に記載されたようなＳＴセグメント上昇／下降ツールの一実施例を示す。

Claims (18)

1. 心臓の電気的活動を解析する方法であって、
   患者の体表面の複数の実際の誘導部位から測定されたＥＣＧデータを得る工程、
   該複数の実際の誘導部位から測定された該ＥＣＧデータから、時間的可変性の心臓ベクトルを計算する工程であって、該時間的可変性の心臓ベクトルは時間的に変化する電気双極子のサイズおよび方位を表し、該電気双極子は、電気的な心臓の活動を近似し、かつ該患者の心臓の中心付近に原点を有する、工程、ならびに
   該時間的可変性の心臓ベクトルの向きを変えることなく、正規化因子によって該時間的可変性の心臓ベクトルを正規化する工程であって、該正規化因子は、該患者のＥＣＧデータから計算される、工程
   を包含する、方法。
2. 請求項１に記載の方法であって、
   仮想的な誘導に対応する位置を選択する工程、および
   生成された正規化された時間的可変性の心臓ベクトルと該選択された位置に対応する誘導ベクトルとのスカラー乗算によって、該選択された位置に対応する電位に関する情報を生成する工程
   をさらに包含する、方法。
3. 請求項１に記載の方法であって、
   前記正規化された時間的可変性の心臓ベクトルから心臓の電気信号を導出する工程
   をさらに包含する、方法。
4. 請求項３に記載の方法であって、
   モデル心臓の３次元画像の表現を使用して該心臓の電気信号を表示する工程
   をさらに包含する、方法。
5. 前記実際の誘導部位が標準的なＥＣＧ誘導部位を含む、請求項１に記載の方法。
6. 前記時間的可変性の心臓ベクトルの成分が、少なくとも３個の実際の誘導部位で測定された前記ＥＣＧデータの線形結合として計算される、請求項１に記載の方法。
7. 前記時間的可変性の心臓ベクトルを正規化する工程が、該心臓ベクトルを、選択された減衰値を有する正規化表面に対して正規化する工程を包含する、請求項１に記載の方法。
8. 請求項１に記載の方法であって、正規化因子を計算する工程をさらに包含し、正規化因子を計算する工程が、実際の誘導部位に関して、比率：
   

   

   に従って、誘導正規化因子ρ_ｉを計算する工程を包含し、
   式中、Ｖ_ｉ（ｔ）は実際の誘導部位から長時間に亘って測定された電圧であり、
   

   

   は前記時間的可変性の心臓ベクトルであり、
   

   

   は前記実際の誘導部位に対応する誘導ベクトルであり、そしてＴは時間である、方法。
9. 正規化因子を計算する工程が、
   複数の実際の誘導部位から誘導正規化因子を計算する工程、および
   該複数の実際の誘導部位に対して計算された最大誘導正規化因子と最小誘導正規化因子とによって規定される範囲内から正規化因子を選択する工程
   を包含する、請求項８に記載の方法。
10. 前記複数の実際の誘導部位に対して計算された最大誘導正規化因子と最小誘導正規化因子とによって規定される範囲内から正規化因子を選択する工程が、該複数の誘導正規化因子の平均値を選択する工程を包含する、請求項９に記載の方法。
11. Ｔが、ＥＣＧデータが患者の体表面の前記複数の実際の誘導部位で測定された時間を含む、請求項８に記載の方法。
12. 前記誘導正規化因子が前胸部誘導に対して計算される、請求項８に記載の方法。
13. 請求項１に記載の方法であって、
    前記患者の心臓の周りに中心が置かれた仮想的な球面から選択された点に対する誘導ベクトルと前記正規化された時間的可変性の心臓ベクトルとのスカラー積から、時間依存性の電圧Ｖ_１を計算する工程
    をさらに包含する、方法。
14. 請求項１に記載の方法であって、
    前記正規化された時間的可変性の心臓ベクトルから心臓の電気信号を導出する工程、および
    モデル心臓の３次元画像の表現を使用して該心臓の電気信号を表示する工程
    をさらに包含する、方法。
15. 請求項１４に記載の方法であって、ユーザが前記心臓の電気信号の表示フォーマットを選択することを可能にする工程をさらに包含し、該ユーザは、心臓ベクトル、ベクトルループホドグラフ、等電位プロット、ＥＣＧ波形、またはこれらの組み合わせとして、該心臓の電気信号を表示することを選択し得る、方法。
16. 指定された位置に対応する電位に関する情報を生成する工程が、心臓表現上の該指定された位置に対応するＥＣＧ波形の少なくともＳＴ部から電位に関する情報を生成する工程を包含する、請求項２に記載の方法。
17. 請求項１に記載の方法であって、
    心臓サイクルの第１の点に対応する第１の時点を選択する工程、
    該心臓サイクルの第２の点に対応する第２の時点を選択する工程、ならびに
    該第１の時点での前記時間的可変性の心臓ベクトルおよび該第２の時点での前記時間的可変性の心臓ベクトルから心臓ベクトルの空間角度に関する情報を生成する工程、
    をさらに包含する、方法。
18. 心臓の電気的活動を解析するデバイスであって、
    患者の体表面の複数の部位から測定されたＥＣＧデータを得るためのデータ入力、
    患者の身体の電気的活動を近似する時間的に変化する電気双極子のサイズおよび方位を表現する、正規化された時間的可変性の心臓ベクトルを計算するための信号処理モジュールであって、該正規化された時間的可変性の心臓ベクトルは、時間的可変性の心臓ベクトルの向きを変えることなく、正規化因子によって正規化され、該正規化因子は、該患者のＥＣＧデータから計算される、信号処理モジュール、ならびに
    処理された正規化された時間的可変性の心臓ベクトルをレポートするための出力、
    を備える、デバイス。

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