JP2012519561A - 心電図を記録するための方法及び装置 - Google Patents

Abstract

本発明は、心電図を記録する方法であって、ａ）少なくとも２つの電極（２、３、４、５）から心電図信号を受信するステップと；ｂ）受信された心電図信号から目下の心電図を、電極（２、３、４、５）の配置を仮定して計算するステップと；ｃ）計算された目下の心電図と基準心電図との偏差を求めるステップと；ｄ）ステップｂ）とｃ）を繰り返すステップ（ただし各繰り返しの際には別の電極配置が仮定される）と；そしてｅ）求められた偏差のどれが最小であるか決定するステップとを含む方法に関する。
【選択図】図１０

Description

本発明は、一般的には電気的心臓信号を測定する方法及び装置に関連し、とりわけ心電図を記録するための方法及び装置に関する。

生物、とりわけヒトの心臓の電気的活動を測定する一般的装置及び方法は公知である。

心臓活動を測定するためのいわゆる心電図は公知であり、心電図は被験者に取り付けられた個々の電極によって、心筋の電位を皮膚表面で測定する。

電極は、そこでのそれぞれの電位を測定するために、すなわち誘導するために、種々異なる構成で身体箇所に装着又は配置することができる。種々の誘導システムが存在しており、それらは電極の数が異なるだけでなく、個々の電位を誘導するための身体での位置も異なる。電位は一般的には、所定の２つの電極間で測定される。測定された電位の時間経過が、いわゆる心電図を形成する。

基本的には、電極の配置を知っており、どの電極間で個々の電位が測定されたかを知っている医師又は自動評価アルゴリズムだけが、心電図に対して意味のある解釈をすることができる。

例えば従来技術としての特許文献１に示されるように、誘導システムに対してあらかじめ定められた位置に電極が正しく装着されず、それによって電極を取り違えてしまうことが実際にはしばしば生じる。そこに開示された方法は、１０個の電極により動作する誘導システムを使用し、電極の取り違え又は誤った位置決めを、ベクトル分析又はベクトル心電計によって識別する。このベクトル分析は、ベクトルの各電極への割り当て、及びベクトル分析の結果と基準結果との比較に基づいている。相当に偏差する場合に、システムは電極の取り違えを識別する。

さらに例えばベクトル心電計により、異なる誘導システムを互いに換算することが公知である。例えば特許文献２は、４個の電極しか使用しない誘導システムを、１０又は１２チャネル心電図に換算することを開示する。

既に述べたように、電極の位置決め、及びとりわけ正しい割当て、すなわち電極の正しい「パーミュテーション」はエラーに対して脆弱である。熟練者であっても、電極及び心電計の所属の信号入力端子が色でマークされているにもかかわらず、電極のパーミュテーションをしばしば間違って選択してしまう。

心臓循環器系患者の数の増大により、患者を入院で又は外来で観察する他に、しばしば長期ＥＣＧ観察も必要となるが、長期ＥＣＧ観察では、患者が携帯型ＥＣＧ機器を携帯する。さらに心臓病患者にとって、専門医の存在に関係なくＥＣＧ測定を、必要な場合に、例えばいわゆるホームモニタリングの際に実施することは意味のあることである。専門知識を有しないユーザが、自己装着の際にとりわけストレス状況で電極を取り違える危険性は、専門医の場合よりも格段に大きい。まさに専門知識を有しないユーザこそが、必要時又は非常時に確実にＥＣＧを作成し、例えば直ちに救急医に通知すべきであるとの警報を結果として確実に出力するシステムを必要とする。

電極のパーミュテーションを回避する別の公知のやり方は、例えばベスト、ベルト、器具、又は他の機械的手段によって電極を固定することにより、電極配置を固定的に設定することである。このような解決手段はしばしば柔軟性に欠ける。なぜなら異なる身体サイズ及び異なる解剖学的条件に簡単に適合できないからである。さらにそのようなシステムは、携帯するのがしばしば不快である。

ドイツ特許公開公報第１００６５５７８号 米国特許第４８５０３７０号

本発明の課題は、心電図を記録するための改善された装置及び改善された方法を提供することである。

第１の態様によれば、本発明は心電図を記録するための方法を提供し、この方法は、ａ）少なくとも２つの電極から心電図信号を受信するステップと；ｂ）受信された心電図信号から目下の心電図を、電極の配置を仮定して計算するステップと；ｃ）計算された目下の心電図と基準心電図との偏差を求めるステップと；ｄ）ステップｂ）とｃ）を繰り返すステップ（ただし各繰り返しの際には別の電極配置が仮定される）と；ｅ）求められた偏差のどれが最小であるか決定するステップと；を含む。

別の態様によれば、本発明は心電図を記録するための心電図装置を提供し、この装置は、心電図信号を出力するための少なくとも２つの電極と、少なくとも１つの基準心電図が記憶されている少なくとも１つの記憶手段と、第１の態様による方法を実施するように構成された少なくとも１つのプロセッサユニットを含む。

本発明のさらなる態様及び特徴は、従属請求項、添付図面、及び以下の好ましい実施例の説明から得られる。

本発明の実施例を単なる例示として、添付図面を参照して説明する。

第１の電極配置を備える誘導システムの概略図である。 図１の電極配置によって測定された基準ＥＣＧとしての電位経過を示す線図である。 第２の電極配置を備える図１の誘導システムの概略図である。 図３の電極配置によって測定された電位経過を示す線図である。 図４の電位経過と図２の基準ＥＣＧとの比較を示す線図である。 第３の電極配置を備える図１の誘導システムの概略図である。 図６の電極配置によって測定された電位経過を示す線図である。 図７の電位経過と図２の基準ＥＣＧとの比較を示す線図である。 本発明と合致する心電図装置の実施例を示す図である。 本発明と合致する、心電図を記録するための方法の実施例を示す図である。

図１には、４つ電極２、３、４、５による第１の電極配置を備えた誘導システム１が示されている。詳細に説明する前に、まず実施例とその利点を一般的に説明する。

上に既に示したように、心電図を使用する毎日の診察では、例えば専門家又は患者であるユーザが、装着の際に電極を取り違える。とりわけ未熟なユーザにとって、電極の正しい配置を識別することは常に容易とは限らない。さらに未熟なユーザは、例えば自宅でＥＣＧ機器の電極を自分に取り付ける際にしばしばストレス状況にあり、このことは電極の間違ったパーミュテーションを認識することをさらに困難にする。電極を取り違えたため、患者が心筋梗塞を煩っていることを指示する「間違った警報」を機器が発すると、ユーザは、完全に不要なさらなるパニックに陥ることになり得る。

さらに、本発明者は、冒頭に述べた特許文献１による解決手段は、電極の間違った位置決めを識別するためには複雑な角度計算が必要であることを認識した。さらにこの解決手段では、所定の固定した電極配置で基準結果を前もって記録しておくことが必要であり、この電極配置の設定は決して取り違えてはならない。基準結果の記録の際に電極が取り違えられていると、この解決手段では心電図の以降の記録の際に、電極の取り違えを確実に識別することはもはや不可能である。

本発明の実施形態は、例えば電極の「間違った」パーミュテーションを識別するだけでなく、電極のパーミュテーションの形式も識別することができ、例えば換算により、それでもなお「正しい」心電図、又は基準心電図からの正しいＥＣＧの偏差を出力することができる。これにより、例えば目下の心電図及び／又は基準心電図の記録の際に電極を取り違えた場合でも、新たなＥＣＧを記録する必要なしに生理学的変化を確定することができる。さらに実施形態では、電極の配置が基準心電図の記録の際に既知である必要がない。従って基準心電図及び／又は目下の心電図を、任意の未知の電極のパーミュテーションで記録することができる。

心電図は、通常は所定の位置で被験者に取り付けられた電極を介して電気信号を記録することにより形成される。被験者は、一般的にはヒトであると理解されたい。しかし本発明はヒトに限定されるものではなく、例えば動物にも適用することができる。

電極の数は、誘導システムに応じて変化することができる。とりわけ４つ、６つ、及び１０の電極を使用する誘導システムが広く使用されている。電位測定のためには少なくとも２つの電極が必要である。なぜなら最終的には、常に２つの電極間の電位差のみを測定することができるだけだからである。従って心電図は、個々の電極間の電位差の時間経過を表す。

電極間の電位差はとりわけ、被験者上の電極の位置に依存する。なぜなら心筋に流れる電流は、時間的にだけでなく、位置的にも異なるからである。

従って電極の位置に応じて、及び対応して測定された電位差の評価に応じて、時間的にも位置的にも異なる経過が心筋で測定され、観察され得る。

以下では例としていくつかの公知のＥＣＧ誘導を説明する。ここで本発明は、任意の誘導システムに適用することができる。

心臓電流によって発生する電位差は、種々のやり方で測定することができる。この測定は、誘導とも称される。これらは測定方法に応じて、すなわち誘導の形式及び電極が取り付けられた位置に応じて区別されることが知られている。

誘導は、例えば（誘導）電極の接続に応じて、双極誘導と単極誘導に分けられる。

双極誘導の場合は、身体表面の２つの対等のポイント間の電圧、例えば右腕と左腕の間の電圧が記録される。

これに対して単極誘導は、関電極と、不関電極又は基準電極と称される電気的「ゼロ点」との間の電圧を測定する。不関電極を得るために、それぞれ２つ又はそれ以上の四肢電極が抵抗を介して共通に接続される。

さらに誘導は、どの位置の間で決定されるかに応じて分けられる。ここでは例えば、四肢の間の電位差を測定する四肢誘導が、胸部の電極によって決定される胸壁誘導から区別される。

伝統的な１２チャネルＥＣＧは、例えば四肢誘導と並んで、その開発者名にちなんだ「アイントホーフェン」及び「ゴールドバーガー」により記録し、胸壁誘導は「ウィルソン」により記録する。ここでアイントホーフェンとゴールドバーガーは３チャネルを、ウィルソンは６チャネルを必要とする。

その他に例えば、「ネーブ」、「フランク」及び「ダウアー」による特殊誘導がある。ネーブによる誘導は、特別の臨床的問題の際に使用される補充的な誘導である。

このことは、ベクトル心電計の枠内で使用されるフランクによる誘導にも当てはまる。

フランクにより記述される誘導システムは、ＥＣＧのベクトル観察に基づくものであり、ＥＣＧの目下のベクトルが、直交座標系のＸ成分、Ｙ成分及びＺ成分に分解される。フランクによれば、電極の電位差から３つの誘導Ｘ、Ｙ及びＺへの変換が可能である線形方程式が知られている。得られた３つ誘導はＥＣＧのすべての情報を含んでおり、電気活動を種々の面に、例えばいわゆる「ベクトルループ」としてそれぞれ２つの誘導を２次元表示することによるベクトル表示を可能にする。さらに、フランクの３直交誘導から従来の１２チャネル誘導を可能にする方程式も公知である。

ダウアーによる誘導システムにより、１つの付加的なアース電極も含めた５つの電極（Ｅ、Ａ、Ｓ及びＩ）を介して、直交誘導Ｘ、Ｙ及びＺを計算することができる。ダウアーは４つの電極から３つの誘導を導出し、ここで１つの電極は共通の基準極として使用される。フランク変換の手続と同じように、ダウアーの誘導システムからも伝統的な１２チャネルＥＣＧを計算することができる。

多くの実施例で、アイントホーフェン、ゴールドバーガー、ウィルソン、ネーブ、フランク、又はダウアーによる誘導が心電図の記録の際に使用される。対応して、心電図を記録するための心電図装置は、実施例に応じてそれぞれの誘導システムに対して必要な数の電極を有する（例えば２、４、５、６、８、又は１０の電極）。ここでは電極の数は任意であり、同様に任意に使用される誘導システムに基づいている。

電極のパーミュテーション又は配置、及びそこから生じる測定されたＥＣＧと先行のＥＣＧとの偏差が、心電図を記録するための方法によって求められる。この方法は例えば心電図装置の制御部、例えば心電計で実行される。このために心電図装置は、例えば制御部の他に、心電図信号の記録のための少なくとも２つの電極と記憶手段を有し、記憶手段には少なくとも１つの基準心電図が記憶されている。

まず、例えば所定の位置でヒトに取り付けられた少なくとも２つの電極が皮膚の電位差を測定し、対応する信号を信号線路を介して例えば制御部に送信する。実施形態及び誘導に応じて、異なる数の電極、例えば４、５、６又は１０の電極が使用される。

複数の電極が一体として使用される場合、制御部は、通常は常に同じ電極間の電位差を測定する。これらの電極は上に述べたようとりわけ、間違って位置決めされたため、連続する測定で異なって配置されることがあり、又は信号線路を例えば心電計の対応する入力端子に差し込む際に取り違えることがある。このような取り違えを心電計又はその制御部は「気が付かず」、心電計は、測定の際に電極が所定の場所に配置されていることを常に前提とする。

制御部は、受信された心電図信号から目下の心電図を計算する。ここで制御部は、電極の配置又はパーミュテーションが例えば所定のとおりであることを前提にする。

次のステップで制御部は、計算された目下の心電図と基準心電図との偏差を、例えばガウスエラー法に従って求める。例えば制御部は、基準心電図を前もってメモリにファイルしており、この基準心電図は通例、目下の電極信号が発するのと同じ被験者から由来するものである。多くの実施形態で、基準心電図は標準の配置構成の電極によって記録されているが、他の実施形態では標準的でない配置又はパーミュテーションされていない配置によって記録されている。

制御部は、求められた偏差を例えばメモリにファイルすることができる。次に制御部は、電極の別の配置を仮定し、このパーミュテーションに基づいて、受信された同じ心電図信号から目下の心電図を再び計算する。この新たに計算された第２の目下の心電図に対しても、制御部は基準心電図からの（第２の）偏差を求める。

制御部は、電極配置に対して可能な各パーミュテーションについてこの経過を繰り返し、目下の心電図を作成するため計算し、基準心電図からの所属の偏差を求める。

パーミュテーションの数は、使用される電極の数に依存する。電極が２つの場合、２つの可能な配置があるが、これに対して電極が４つの場合には、４の階乗、すなわち２４のパーミュテーションがある。一般的にパーミュテーションの数は、関数：（電極数）！によって規定される。

一部のパーミュテーション又は実施形態に応じてすべてのパーミュテーションが計算された後、制御部は最小の偏差を求める。それと共に制御部は、基準心電図と目下の心電図との偏差が最小である所属の計算された目下の心電図、及び最終的には電極の配置も求め、同様に出力することができる。

多くの実施形態で制御部は、偏差が最小である心電図を目下の心電図として出力する。多くの実施形態では、最小偏差だけが出力されるか、又はこれが所属の心電図とともに出力される。さらに別の実施形態では、例えば最小偏差及び／又は心電図から誘導された信号が出力される。

偏差が最小の心電図を求めることにより、すなわち最終的には実際の電極配置を（間接的に）求めることにより、それぞれの電極と制御部の任意の信号入力端子とを接続することができる。言い替えると、例えば目下の心電図及び／又は基準心電図において電極を取り違えた場合でも、「正しい」心電図を出力することができ、生理学的パラメータの変化を、「正しく」求められたＥＣＧ及び／又は求められた最小の偏差に基づいて求めることができる。

心電図の出力は、種々のやり方で行うことができる。例えば心電図を表示手段、例えば画面又はプロッタに出力することができる。他方で心電図を、メモリにファイルするためにメモリに出力することもできる。

制御部は、仮定された電極配置に対する心電図を、例えばそれぞれの電極から受信した電位の加算によって計算することができる。ここでは常に、それぞれ２つの電極からの電位を加算することができる。しかし多くの実施形態では、３つ以上の電位も加算される。例えば２つの電極電位の平均値と第３の電極の値を加算することができる。

多くの実施形態で例えば制御部は、最小の偏差及び／又は所属の目下の心電図から、生理学的パラメータの変化、例えば血行、心臓のポンピング機能、不整脈等をさらに告知する。

例えば制御部が生理学的パラメータの変化を識別すると、制御部は多くの実施形態では警報信号を出力し、これにより患者は、例えば医師に診断してもらうべきか、又は救急医を呼ばなければならないかを判断することができる。患者が自分の目下の心臓状態を判断するのを容易にするため、制御部は例えば偏差の強さに応じて、生理学的変化の強さを表す数値を出力する。多くの実施形態では、最小偏差が所定の閾値を上回る場合、制御部が警報信号を出力する。また、制御部は、異なる閾値について異なる警報信号を出力することができる。このようにして制御部は患者に、警報信号を例えば信号灯の形で通知することができる。第１の低い閾値では、患者は緑色の照明信号を観察し、このことは患者に顕著なＥＣＧ変化を測定できなかったことを通知する。最小偏差が第２の閾値より上であるが、第３の閾値より下である場合、患者は例えば黄色信号を観察し、このことは患者に、緊急ではないが医師の診察を受けなければならならず、とりわけ速やかに治療を受けるべきであることを示唆する。第３の閾値より上で発生する赤信号は患者に、直ちに医師の診察を受けるべきである、あるいは救急医に知らせるべきであることを通知する。多くの実施形態で制御部は、偏差を直接的にも出力する。多くの実施形態で制御部は、偏差が最小である求められた心電図をまず出力する。

図１に戻ると、この図は、基準ＥＣＧを測定するために４つの電極２、３、４、５がそれぞれの位置６、７、８、９での第１の配置で、患者１に取り付けられていることを示す。この第１の配置では、電極２が位置６に、電極３が位置７に、電極４が位置８に、電極５が位置９にある。

図１による第１の配置に配置された電極信号の測定により、例えば図２に示すようなＥＣＧが得られる。このＥＣＧは、それぞれゼロ位置、すなわち位置６と、残りの３つの位置７、８、９の１つとの間の電位差の時間経過の測定によって発生する。

Ｖ（電極３、ｔ）−Ｖ（電極２、ｔ）＝Ｖ₁（位置７、位置６、ｔ）；
Ｖ（電極４、ｔ）−Ｖ（電極２、ｔ）＝Ｖ₂（位置８、位置６、ｔ）；そして
Ｖ（電極５、ｔ）−Ｖ（電極２、ｔ）＝Ｖ₃（位置９、位置６、ｔ）；
ここで「Ｖ」は対応する測定された電位電圧を表し、「ｔ」は時間変数を表す。図２では、測定されたそれぞれの電位差Ｖ₁、Ｖ₂、Ｖ₃の時間経過が曲線１０、１１、１２により示されており、Ｖ₁は太い曲線１０に対応し、Ｖ₂は灰色の曲線１１に、Ｖ₃は明るい曲線１２に対応する。

図３には、例えば電極４が位置６に、電極２が位置７に、電極５が位置８に、そして電極３が位置９にされたパーミュテーションが示されており、このことにより図４に示した別のＥＣＧが生じる。この線図は、心電計となるような基準ＥＣＧの場合のような同じ電極間の電位を測定すると、図２の基準ＥＣＧから異なる。なぜなら電極が取り違えられていることを「知らない」からである。

Ｖ（電極３、ｔ）−Ｖ（電極２、ｔ）＝Ｖ₁（位置９、位置７、ｔ）；
Ｖ（電極４、ｔ）−Ｖ（電極２、ｔ）＝Ｖ₂（位置６、位置７、ｔ）；そして
Ｖ（電極５、ｔ）−Ｖ（電極２、ｔ）＝Ｖ₃（位置８、位置７、ｔ）。

心電計は常に同じ電極／信号入力端子間で電位差を測定するので、数式から、基準ＥＣＧの場合とは別の位置での電位が決定される。その結果、位置Ｖ₁、Ｖ₂、Ｖ₃に対して生じた曲線１０’、１１’及び１２’は、図２の基準ＥＣＧの曲線１０、１１及び１２とは異なる。

対応する換算又は電極配置のパーミュテーションにより、図２の基準ＥＣＧで使用されたのと同じ位置の間の電位が決定又は計算される。

Ｖ₁（位置７、位置６、ｔ）＝−（Ｖ（電極４、ｔ）−Ｖ（電極２、ｔ））；
Ｖ₂（位置８、位置６、ｔ）＝−（Ｖ（電極４、ｔ）−Ｖ（電極２、ｔ））
＋Ｖ（電極５、ｔ）−Ｖ（電極２、ｔ）；
Ｖ₃（位置９、位置６、ｔ）＝−（Ｖ（電極４、ｔ）−Ｖ（電極２、ｔ））
＋Ｖ（電極３、ｔ）−Ｖ（電極２、ｔ）；
この換算により図５のＥＣＧが得られ、ここではＶ₁が曲線１０”に、Ｖ₂が曲線１１”に、Ｖ₃が曲線１２”に対応する。図２と図５の両方のＥＣＧの比較から容易に分かるように、この換算されたＥＣＧは、実質的に図２の基準ＥＣＧに対応する。なぜなら電極の実際の配置が計算のために仮定されたからである。言い替えるとこの換算は、数学的に取り違えた電極配置をシミュレートし、「正しい」基準ＥＣＧの所属の電位経過をシミュレートする。

この換算は、最終的にはベクトル加算に相当する。従って、例えば図１の位置６と７の間のベクトルと、位置７と８の間のベクトルの加算により位置６と８の間のベクトルＶ₂が得られる。同じように、位置６、７と位置７、９の間のベクトルの加算により、位置９と６の間のベクトルＶ₃が得られる。このベクトル加算は、例えば位置６、７、８又は６、７、８の間のベクトル三角形内では電位の和が一定であるという仮定を基礎とする。

図６は電極配置の別のパーミュテーションを示し、ここでは電極４が位置６に、電極５が位置７に、電極２が位置８に、そして電極３が位置９にある。これにより電位計算については、心電計と同じように、電極が実際に図１の位置にあると仮定すれば次のとおりである。

Ｖ（電極３、ｔ）−Ｖ（電極２、ｔ）＝Ｖ₁（位置９、位置８、ｔ）；
Ｖ（電極４、ｔ）−Ｖ（電極２、ｔ）＝Ｖ₂（位置６、位置８、ｔ）；そして
Ｖ（電極５、ｔ）−Ｖ（電極２、ｔ）＝Ｖ₃（位置７、位置８、ｔ）。

図７は得られたＥＣＧを示す。ここで曲線１０”’は電位経過Ｖ₁を、曲線１１”’は電位経過Ｖ₂を、そして曲線１２”’は電位経過Ｖ₃を示す。

次に図５と関連して述べたのと同じ電極配置であると仮定すると、以下のＥＣＧが得られる：
Ｖ₁（位置７、位置６、ｔ）＝−（Ｖ（電極４、ｔ）−Ｖ（電極２、ｔ））；
Ｖ₂（位置８、位置６、ｔ）＝−（Ｖ（電極４、ｔ）−Ｖ（電極２、ｔ））
＋（電極５、ｔ）−Ｖ（電極２、ｔ）；
Ｖ₃（位置９、位置６、ｔ）＝−（Ｖ（電極４、ｔ）−Ｖ（電極２、ｔ））
＋（電極３、ｔ）−Ｖ（電極２、ｔ）；
この計算から得られたＥＣＧが図８に示されており、曲線１０””、１１””、１２””は対応する電位経過Ｖ₁、Ｖ₂及びＶ₃を表す。図８のＥＣＧを図２の基準ＥＣＧと比較すると分かるように、曲線１０””と１１””が基準ＥＣＧとは入れ替わっている。従って前提とした電極配置は正しくない。しかし図８によるＥＣＧの上記計算では、図３で仮定されたパーミュテーションが基礎とされており、このパーミュテーションは図６のパーミュテーションから見分けが付かないので驚くことではない。

前に示した心電図は、例えば図９に示すような携帯型ＥＣＧ機器１３によって記録することができる。携帯型ＥＣＧ機器は、電極２、３、４、５の他に、制御部１４とメモリ１５を有する。ＥＣＧ機器又はＥＣＧ機器の制御部は、１６でスタートし、２２で終了する図１０の方法を実施するように構成されている。

このために制御部１４は第１のステップ１７で、患者に装着された電極２、３、４、５から対応する電極信号を受信し、これを評価する。従って、ＥＣＧ機器１３はまず、図１に示したように配置された電極２、３、４、５からＥＣＧ信号を受信する。これらの電極信号から制御部は、図２に示すような対応する電位経過曲線１０、１１、１２を計算する。次にＥＣＧ機器１３は、ここから得られたＥＣＧをメモリ１５に基準ＥＣＧとして、後での比較のために記憶する。

患者が後の時点で電極２、３、４、５を再び自分に装着すると、制御部はステップ１８で、受信された目下のＥＣＧ信号から（第１の）目下のＥＣＧを計算する。このとき制御部１４は、第１の電極配置、例えば基準ＥＣＧの配置を前提とする。ここでは患者が、基準ＥＣＧに所属する配置に関して取り違えていることがあり得る。又は患者は例えば、電極の信号線路をＥＣＧ機器に挿入する際に取り違えている。

次に制御部１４は、目下のＥＣＧの計算の際に、基準ＥＣＧを記録した電極配置であることを前提にする。制御部１４が基準ＥＣＧの電極配置を知っている必要はない。なぜなら、制御部１４は可能なすべての電極配置を以下のように仮定し、最小の偏差を計算し、基準ＥＣＧに対する配置が未知であっても、基準ＥＣＧに対応する心電図を求めることができるからである。対応して仮定された電極配置による目下のＥＣＧの計算は、例えば上に説明したように電極の対応するパーミュテーションと電位加算によって行われる。

次のステップ１９で制御部１４は、仮定した電極配置に基づき計算した目下のＥＣＧと、メモリ１５にファイルされている基準ＥＣＧとの偏差を求める。ここで電極２、３、４、５のパーミュテーションは、例えば図３又は図６に示すものであって良い。

ステップ２０で制御部１４は、可能なすべてのパーミュテーション、すなわち電極配置を検査し、基準ＥＣＧと比較したか否かを検査する。否定の場合、制御部１４はステップ１８にリターンし、仮定した電極配置に基づいて目下の心電図を、条件２０が満たされるまで求める。ここで制御部１４は、対応する電極配置を仮定して求めた目下のＥＣＧの間のそれぞれの偏差も求め、同様にメモリ１５にファイルする。制御部１４がすべてのパーミュテーションを計算し、比較し、所属の偏差を決定すると、制御部１４はステップ２１で、求めた偏差の中から最小の偏差を決定し、例えば最小の偏差に所属するＥＣＧ又は最小の偏差自体、又はそこから誘導された信号をＥＣＧ機器１３の（図示しない）表示部に出力する。

制御部は、求められた最小の偏差から生理学的パラメータの変化を推定することができる。このようなパラメータは、例えばポンピング能力、心臓の血行、又は不整脈に該当し得る。ここで制御部１４は、調節に応じて例えば偏差を、数値の形で又はカラー表示の形で出力することができる。

多くの実施形態でＥＣＧ機器１３は３つの発光ダイオード、緑、黄、赤を有する。制御部は、求められた最小偏差を、ＬＥＤの対応する色に所属する所定の閾値と比較する。従ってＥＣＧ機器１３は患者に、信号灯の場合のように患者の状態を通知することができる。ここで例えば緑色は、健康状態の悪化を示し得る顕著なＥＣＧ変化が測定できないことを、黄色は、遅滞なく医師の診察を受けるべきであることを、赤色は、緊急の危険が存在することを意味する。ここで制御部１４は、最小偏差が例えば所定の閾値以下である場合には緑色のＬＥＤを点灯する。最小偏差が第１と第２の所定の閾値の間であれば、黄色のＬＥＤを点灯する。最小偏差が第２の閾値より上にあれば、赤色のＬＥＤを点灯する。

多くの実施形態で最小偏差を求めることは、実際の電極配置を決定し、ひいては最小偏差に所属するＥＣＧを決定するために用いられる。その後、制御部は多くの実施形態で、さらなる分析、及び例えば目下のＥＣＧと基準ＥＣＧとのデータ比較を行うことができ、従って例えば互いに対応する電位経過（例えば１０と１０”、１１と１１”、１２と１２”）の特別の偏差、及びそれらの部分区間の特別の偏差を求めることができる。多くの実施形態で、特別な警報信号のさらなる出力は、例えばこの種の特別の分析に基づく。このようにしてＥＣＧ機器１３は、生理学的パラメータに応じて特別の警報信号を出力することができる。

Claims (14)

1. 心電図を記録する方法であって、
   ａ）少なくとも２つの電極（２、３、４、５）から心電図信号を受信するステップと；
   ｂ）受信された心電図信号から目下の心電図を、電極（２、３、４、５）の配置を仮定して計算するステップと；
   ｃ）計算された目下の心電図と基準心電図との偏差を求めるステップと；
   ｄ）ステップｂ）とｃ）を繰り返すステップ（ただし各繰り返しの際には別の電極配置が仮定される）と；
   ｅ）求められた偏差のどれが最小であるかを決定するステップと；
   を含む、方法。
2. 偏差が最小である目下の心電図が共に出力される、請求項１に記載の方法。
3. 基準心電図は、目下の心電図信号と同じ被験者（１）で記録されたものである、請求項１又は２に記載の方法。
4. 目下の心電図は、電極信号のそれぞれの電位の加算に基づいている、請求項１から３までのいずれか一項に記載の方法。
5. ステップｃ）とｄ）は、可能な各電極配置が少なくとも一度、仮定されるまで繰り返される、請求項１から４までのいずれか一項に記載の方法。
6. 電極信号は、アイントホーフェン、ゴールドバーガー、ウィルソン、ネーブ、ダウアーによる誘導によって受信される、請求項１から５までのいずれか一項に記載の方法。
7. さらなるステップで、求められた最小偏差から生理学的パラメータの変化を求める、請求項１から６までのいずれか一項に記載の方法。
8. 偏差の強さに依存して、生理学的変化の強さを表す数値が出力される、請求項６に記載の方法。
9. 求められた最小偏差が出力される、請求項１から８までのいずれか一項に記載の方法。
10. 所定の電極配置が出力される、請求項１から９までのいずれか一項に記載の方法。
11. 心電図を記録する心電図装置であって、
    ・心電図信号を生成するための少なくとも２つの電極（２、３、４、５）と；
    ・少なくとも１つの基準心電図が記憶されている少なくとも１つの記憶手段（１５）と；
    ・請求項１から１０までのいずれか一項による方法を実施するように構成された少なくとも１つの制御部（１４）と；
    を含む、装置。
12. アイントホーフェン、ゴールドバーガー、ウィルソン、ネーブ、フランク又はダウアーによる誘導システムを含む、請求項１１に記載の心電図装置。
13. 最小偏差が所定の閾値を上回ると、警報信号が出力されるように構成された、請求項１１又は１２に記載の心電図装置。
14. 種々異なる閾値に対して種々異なる警報信号が出力されるように構成された、請求項１１から１３までのいずれか一項に記載の心電図装置。

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