JP2020162894A - 心電図解析装置，方法およびプログラム - Google Patents

Abstract

【課題】医師が手作業で接線を引くことなく，紙媒体に表わされた心電図からコンピュータによりＱＴ時間に関する値を計測する。【解決手段】心電図を表わす所与の二値画像データについて，ＱＲＳ複合を検出し，その範囲を決定し，前記検出されたＱＲＳ複合の直後に存在するＴ波を検出し，少なくともＴ波の終点を決定し，前記決定されたＴ波の下降脚の最大勾配を持つ接線を算出し，前記決定されたＴ波の終点から次の心拍波形に向う基線を算出し，前記算出された接線と算出された基線との交点を算出し，そして前記決定されたＱＲＳ複合の前端に相当する位置と前記算出された交点の位置との間の時間軸に沿う間隔をＱＴ時間と決定する。【選択図】図21

Description

この発明は心電図（ＥＣＧ）の解析，特にＱＴ時間（ＱＴ間隔）の測定を行う装置，方法，および同装置，同方法をコンピュータで実現するためのプログラムに関する。

ＱＴ時間は心電図におけるＱ波の始まりからＴ波の終わりまでの時間であり，心室筋興奮の始まりから興奮が消退するまでの時間を示す。

心電図におけるＱＴ時間の異常は，心筋の再分極の異常を反映しており，心室性不整脈などの致死性不整脈や心臓突然死との関連が報告されており，重要な予後予測因子である。小児領域でも，学校心臓検診でＱＴ時間が長くなるＱＴ延長症候群を検出することは，きわめて重要である。

心電計に内蔵されたソフトウェアでＱＴ時間を自動計測することができる。このＱＴ時間自動計測ソフトは微分法を採用しており，実際よりも長いＱＴ時間が出力される傾向にあり，誤って陽性と判断されることがある（偽陽性）。

我が国で行われている学校心臓検診のガイドラインでは，ＱＴ時間の偽陽性判断を減じるため，医師自身で接線法を用いて計測することが推奨されている。接線法とはＴ波の下降脚の最大傾斜部分に接線を引き，その接線が基線（ベースライン）と交差する点をＴ波の終点とする方法である。しかし，検診を担う一般小児科医が接線法を用いて自身でＱＴ時間を測定することは，技術的にもばらつきが多く，日常診療内で迅速かつ正確にＱＴ時間異常の有無を判定することは難しいのが現状である。

特許文献１には，医師の労力をできるだけ軽減するために接線法を用いてＱＴ時間を計測するソフトウェアを内蔵したシステムが提案されている。しかしながら，このシステムでは表示画面上に表示された心電図波形において，Ｔ波の接線を引くための２点を医師が目視で指示しなければならないので，依然として医師に負担がかかる。

心電図をコンピュータで解析する研究が盛んに行なわれている。非特許文献１はＱＲＳ複合を検出するアルゴリズムを開示している。非特許文献２は，Ｔ波を検出するアルゴリズムについて述べている。

特許第４６０６７５２号

Hamed Beyramienanlou et al. "Shannon’s Energy Based Algorithm in ECG Signal Processing"Computational and Mathematical Methods in Medicine Volume 2017, Article ID 8081361 Mohamed Elgendi et al."Fast T Wave Detection Calibrated by Clinical Knowledge with Annotation of P and T Waves"Sensors 2015, 15, 17693-17714

この発明は，心電図におけるＱＴ時間（間隔）を医師等による指示を必要とすることなく計測する装置，方法およびプログラムを提供することを目的とするものである。

この発明による装置，方法，プログラムはまた，心電計機種等に依存せず，心電計から得られる紙媒体に表わされた心電図に基づいてＱＴ時間（間隔）を，医師が手作業で接線などを引く必要なく測定することを目的とするものである。

この発明はさらに，学校心臓検診等において，複数または多数の受診者の心電図に基づいて，ＱＴ時間異常の疑いのある者を迅速にスクリーニングするのに有効な装置，方法，プログラムを提供することを目的とするものである。

さらにこの発明は，上記の諸目的の一つまたはそれ以上を簡便に実現できるようにするものである。

この発明による心電図解析装置は，心電図を表わす二値画像データについて，ＱＲＳ複合を検出しその範囲を決定するＱＲＳ複合検出手段，前記ＱＲＳ複合検出手段によって検出されたＱＲＳ複合の直後に存在するＴ波を検出し，少なくともＴ波の終点を決定するＴ波検出手段，前記Ｔ波検出手段によって検出されたＴ波の下降脚の最大勾配を持つ接線を算出する接線算出手段，前記Ｔ波検出手段によって決定されたＴ波の終点から次の心拍波形に向う基線を算出する基線算出手段，前記接線算出手段によって算出された接線と上記基線算出手段によって算出された基線との交点を算出する交点算出手段，および前記ＱＲＳ複合検出手段によって決定されたＱＲＳ複合の前端に相当する位置と前記交点算出手段によって算出された交点の位置との間の時間軸に沿う間隔をＱＴ時間と決定するＱＴ時間決定手段を備える。

この心電図解析装置は，心電図を表わす二値画像データが与えられれば，医師等による指示を必要とすることなく心電図におけるＱＴ時間を計測する。医師が手作業で接線を引く必要もないし，検査者によるＱＴ時間測定値の差異も少なくなる。

好ましい実施態様では，前記ＱＲＳ複合検出手段によって算出されたＱＲＳ複合の直前に存在するＱＲＳ複合と同じ心拍のＰ波を検出し，少なくとも該Ｐ波の終点を決定するとともに，前記Ｔ波検出手段によって検出されたＴ波の直後に存在する次の心拍のＰ波を検出し，該Ｐ波の少なくとも始点を決定するＰ波検出手段を備える。基線算出手段は，Ｔ波の終点から次の心拍のＰ波の始点までの基線を算出することができる。基線の算出はたとえば回帰直線を算出すればよく，これは最小二乗法により行うことができる。また，ＱＲＳ複合の前端は同じ心拍のＰ波の終点に非常に近いので，該Ｐ波の終点をＱＲＳ複合の前端に相当する位置としてもよい。

さらに好ましい実施態様では，上記心電図解析装置は，心電図を表わす画像データに基づいて前記二値画像データを作成する前処理手段をさらに備える。したがって，心電計から出力される心電図をスキャナで読取って，または電子カメラで撮像して得られる画像データ（一般にはグレースケール画像データまたはカラー画像データ）から前記前処理手段が二値画像データを作成するので，心電計の機種等に依存せず，心電計から出力され紙媒体に表わされた心電図に基づいてＱＴ時間が算出される。医師による接線を引く手作業も不要となり，検査者による差異も少なくなる。

さらに好ましい実施態様では，上記二値画像データは複数の誘導信号のそれぞれについての二値画像データを含むものであり，各誘導信号に含まれる心拍波形についてＱＴ時間を決定する心電図解析装置であり，この場合に，複数の誘導信号における同一心拍について決定されたＱＴ時間の平均値，中央値およびばらつきの程度を表わす値のうちの少なくとも一つを算出する統計手段を備える。ＱＴ時間には心拍間隔によって修正されたＱＴc やその平均値，中央値，ばらつきの程度も含まれる。

ばらつきの程度を表わす値の一例としてＱＴ時間の最大値と最小値との差であるディスパージョンがある。複数の誘導信号における同一心拍のＱＴ時間の平均値，中央値，ばらつきの程度が算出されるため，妥当なＱＴ時間を知ることができる。

好ましい実施態様では，上記統計手段によって算出されたＱＴ時間に関する値を出力する出力手段をさらに備える。出力手段は，ＱＴ時間に関する値を可視的に表示する表示装置，プリントするプリンタ，外部のコンピュータに送信する通信装置，ＳＤカードやＣＤ−ＲＯＭ等の記録媒体に記録する装置，音声で出力する装置等がある。医師等はさまざまな媒体を通してＱＴ時間に関する値を知ることができる。

さらに好ましい実施態様では，複数の異なる被検者の心電図が与えられたときに各心電図について前記統計手段によって算出されたＱＴ時間に関する値とあらかじめ定められた評価基準値とを比較して，複数の被験者の比較結果のそれぞれを出力する評価手段をさらに備える。

複数の被験者の心電図について評価手段による評価結果を知ることができるので，集団心臓検診等において，ＱＴ値に関するスクリーニングを行うことが可能となり，異常の疑いのある心電図を抽出することができる。

この発明による心電図解析装置は，複数の異なる被験者の心電図のそれぞれについて，心電図に含まれる複数の誘導信号の心拍波形についてＱＴ時間を測定するＱＴ時間測定手段，前記複数の誘導信号の同一心拍について決定されたＱＴ時間を要素とする集合において最も小さいまとまりをもつ集合を選択する集合選択手段，および上記集合選択手段によって選択された最も小さいまとまりを有するＱＴ時間の集合において，ＱＴ時間の平均値，ＱＴ時間の中央値およびＱＴ時間のばらつきの程度を表わす値のうちの少なくとも１つを算出する統計手段を備える。最も小さいまとまりを有するＱＴ時間の集合とは，一例として，最も小さい分散を有する集合である。ＱＴ時間のばらつきの程度は，一例として上記のディスパージョンによって表わされる。複数の心拍の中から最もまとまりの小さいＱＴ時間の集合におけるＱＴ時間に関する値が算出されるから，最も適切なＱＴ時間に関する値を把握することが可能となる。好ましくは，上記統計手段によって算出されたＱＴ時間に関する値を出力する出力手段をさらに備える。また，上記統計手段によって算出されたＱＴ時間に関する値とあらかじめ定められた評価基準値とを比較して，比較結果を出力する評価手段をさらに備える。ＱＴ時間，ＱＴ時間に関する値には心拍間隔によって修正されたＱＴ時間，修正されたＱＴ時間に関する値も含まれる。

一実施態様では上記心電図解析装置は，スマートフォン，タブレット端末等の携帯端末装置として実現できるので，きわめて簡便にＱＴ時間に関する値が得られる。さらに上記心電図解析装置を心電計に含ませてもよい。

さらに望ましい実施態様では，上記二値画像データを生成して与える二値画像データ生成手段を備え，この二値画像データ生成手段は，少なくともスキャナ，電子カメラ，受信装置，記録媒体読取装置，心電計のうちのいずれか一つを含む。これにより，スキャナ，電子カメラ，ウェブ等のネットワーク，ＳＤカード，ＣＤ−ＲＯＭ等の記録媒体等さまざまな形態で心電図画像データを心電図解析装置に入力することが可能となり，汎用性が高まる。

この発明はさらに，心電図解析のための前処理装置を備えており，この前処理装置は，複数の誘導信号を含む心電図を生成する心電図画像生成手段から出力される画像データから心電図目盛を含む不要部分を除去する整形手段，整形手段によって不要部分が除去された複数の誘導信号を互いに分離する分離手段，および分離された個々の誘導信号の二値画像データを作成する二値画像データ作成手段を備える。これにより，上述したように，スキャナ，電子カメラ，通信ネットワーク，記録媒体等，さまざまな形態で心電図画像データを入力することができ，汎用性，利便性が高まる。

この発明は上記の心電図解析装置やその前処理装置をコンピュータで実現するためのコンピュータプログラム，同プログラムを記録した媒体，同プログラムにより実現される心電図解析方法も提供している。

心電図の基本波形を模式的に示す。 心電図解析装置の電気的構成例を示すブロック図である。 心電図画像データファイルを示す。 受診者ファイルを示す。 ＣＳＶファイルを示す。 心電図解析処理の全体的な流れを示すフローチャートである。 ＱＲＳ複合の検出処理を示すフローチャートである。 Ｔ波，Ｐ波の検出処理を示すフローチャートである。 解析結果ファイルを示す。 スキャナにより読取った心電図の画像データを示す。 図10に示す画像データから枠外の文字，数字等を除去したものである。 図11に示す画像データから目盛を表わす線を除去したものである。 心電図波形のシャノンエネルギーの計算結果を示す。 心電図波形を正規化した後の波形を示す。 ＱＲＳ複合の幅（範囲）の決定を解説するものである。 ＱＲＳ複合除去後の１心拍分の心電図波形を示す。 Ｔ波検出処理を説明するものである。 検出されたＴ波の始点と終点を示す。 検出されたＱＲＳ複合とＴ波の部分を一定値化する様子を示す。 検出されたＴ波，Ｐ波の始点と終点を示す。 ＱＴ時間の解析の様子を示す。 すべての誘導信号について解析結果を示す。 ＱＴ時間解析結果の表示例を示す。 ＱＴ時間解析結果の表示例を示す。 ＱＴ時間解析結果の詳細を示す。 過去のＱＴ時間解析結果の表示例を示す。 携帯端末装置において心電図解析を開始するときの表示画面の例を示す。 携帯端末装置において心電図を撮影するときの表示画面の例を示す。 携帯端末装置において心電図解析中であることを示す表示画面の例を示す。 携帯端末装置において心電図解析結果の表示例を示す。

図１は心電図の基本波形を模式的に示している。横軸は時間，縦軸は電圧である。

よく知られているように，右房，左房の順に興奮することにより生じる波がＰ波である。続いて左右両心室筋の興奮を示す部分がＱＲＳ複合（群，波，波群）で，最初に現われる下向きの波がＱ波，急峻なピークを示す上向きの波がＲ波，その後の下向きの波がＳ波である。心室筋の興奮が消退していく過程を反映するのがＴ波，そしてＴ波の後にＵ波がみられることがある。後述するように，心電図には一般的に12誘導の信号が含まれるが，図１に示すものと上下逆向きの誘導信号もある。

Ｒ波のピークと次のＲ波のピークとの間の時間（間隔）をＲＲ時間またはＲＲ間隔（時間間隔）という。心拍数は60（秒）をＲＲ間隔（秒）で除した値である。この明細書では，ＲＲ時間またはＲＲ間隔を心拍間隔（心拍時間間隔）ということがある。

Ｑ波の始まりからＴ波の終わりまでの時間をＱＴ時間（またはＱＴ間隔もしくはＱＴ時間間隔）という。ＱＴ時間は心室興奮の始まりから興奮が消退するまでの時間を示す。

この実施例で示す心電図解析装置は最終的にＱＴ時間を波形解析により導き出し，ＱＴ時間に関連する統計上の諸量を得るものである。

図２は心電図解析装置の電気的構成例を示している。

心電図解析装置10は一般的に，いわゆるコンピュータによって実現される。コンピュータは，パーソナル・コンピュータ（ＰＣ）と呼ばれるものであっても，タブレットやスマートフォン（アイフォーンを含む）等と呼ばれる携帯型端末装置または携帯型ＰＣであってもよい。心電図解析装置10は，後述する各種演算，処理等を実行する演算処理部（ＡＬＵ及びその周辺装置群）11，入力データ，処理中のデータ，解析結果データ等のデータおよび後述するプログラムを保持する記憶部（メモリ）12，入力画像，実行中の処理の進行，解析結果等を目視可能に表示する表示部（表示装置）13，各種指示データ等を入力するための入力部（キーボード，マウス，カーソル等，表示画面に表示されるものを含む）およびプリンタ等を含む出力部14（入，出力部14）ならびにサーバ，その他のコンピュータ，ホスト等と通信するための通信部15を備えている。通信部15を入，出力部14に含めてもよい。必要に応じて，ＳＤカード，ＣＤ−ＲＯＭ等の記録媒体からのデータの読取り，記録媒体へのデータの書込みを行う記録媒体読取（書込）部16も設けられる。これは一種の入出力部と考えてもよいし，後述する心電図画像データ生成部と考えてもよい。

心電図解析装置10にはスキャナ（撮像装置，撮像手段）20が着脱自在に接続される。スキャナ20は紙上に表わされた心電図（心電波形）を読取って（撮像して），その画像を表わす信号を出力する。画像信号は一般にはグレースケール・データであるが，カラー画像データでもよいし，二値画像データでもよい。心電図解析装置10がスマートフォン等の端末装置の場合には，撮像装置（撮像手段）は内蔵電子カメラでもよい。

心電図解析装置にスキャナ（撮像装置）を含めてもよい。心電図を測定する心電計に心電図解析装置を内蔵してもよい。この場合には，心電計が測定（取得）した心電波形データに基づいて心電波形をメモリ上で展開してグレースケール画像データまたは二値画像データを生成する機能（心電図画像生成手段）（ソフトウェア）を心電計または心電図解析装置にもたせることができる。心電図解析装置と心電計とを通信回路またはＷＥＢ等のネットワーク（無線，有線どちらでもよい）を通して通信可能とし，心電計から心電図解析装置に心電図波形を表わす画像データを送信するようにすることもできる。この場合には心電図画像生成手段には通信部15が含まれることになる。心電図解析装置10による解析結果を通信部15を通して心電計または他のコンピュータ（サーバ，端末）に送信することもできる。心電計は家庭用心電計でもよい。心電計で得られた心電図波形を表わすデータまたは心電図波形画像データをＳＤカード，ＣＤ−ＲＯＭ等の記録媒体に記録しておき，この記録媒体から記録媒体読取部16で画像データ等を読取るようにしてもよい。心電図波形を表わすデータに基づいて記憶部12上で心電図波形画像を展開してもよい。心電図解析結果を記録媒体読取部16で記録媒体に書込んでもよい。いずれにしても，上述した心電図をスキャニングするスキャナ，撮影する撮像装置，心電図データを受信する通信部，心電図波形データを記憶した記録媒体の読取部，画像データを展開する記憶部およびこれらのハードウェアを用いて心電図画像データを作成するソフトウェアのいずれか，またはそのいくつかの組合せを心電図画像データ生成手段という。

図３は心電図解析装置10の記憶部12に格納される心電図画像データファイルの一例を示している。

この心電図画像データファイルには受診者（被検者，被測定者）の識別符号に対応して，その受診者について心電計を用いて測定された心電図の画像データが格納されている。この画像データはこの実施例ではスキャナ20によって読取られたものである（心電図画像データ生成手段により生成されたものである。）。識別符号には，好ましくは心電計の識別符号（番号），受診者の氏名または受診番号，その他の事項が含まれる。必要に応じて，心電図画像データに対応して測定日付，時間等のデータも格納される。

心電図は最も典型的には，図10に示すように，目盛線上に表わされた12の誘導信号波形を含む。すなわち肢誘導Ｉ，II，III，aVR，aVL，aVF，胸部誘導V1，V2，V3，V4，V5，V6である。以下，これらを誘導信号ということにする。各誘導信号には複数心拍分（図10〜図12に示す例では７心拍分）の心拍波形が含まれている。

心電図には，上下左右の余白に，識別符号，日時，場所（病院名，棟名等），検査（測定）担当者氏名等が表わされる。その他に，横軸（時間軸），縦軸（信号電圧）の単位等が記録されるが，図10では図示を省略している。図11に示すように，これら余白（枠外，欄外）の情報を除去した目盛と波形を表わす12誘導の信号の画像データが上述した心電図画像データファイル（図３）に，識別符号，年月日時等に対応して記憶される。画像データはグレースケールの画像データ，カラー画像データ，二値画像データ，その他の画像データのいずれでもよい。

識別符号は一般に心電計において生成される。識別符号には受診者の受診番号または氏名を示すデータが挿入され，心電図に記録されることが好ましい。もっとも，心電図をスキャナや電子カメラで撮像したのちに，これにより得られる心電図画像データに，改めて識別符号（好ましくは受診番号，氏名等示すデータを含ませる）を付けてもよい。この場合に，識別符号は入，出力部14等を通すなどの何らかの方法で心電図解析装置10に入力される。

学校心臓検診などの複数（多数）人の心電図解析を行う場合には，図４に示すように，少なくとも受診番号と氏名を含む受診者名簿（受診者ファイル）をあらかじめ作成しておき，記憶部12内に格納しておく。紙に表わされた各受診者の心電図（図10に示す心電図）を順次スキャナ20で読取る。枠外に表わされた識別符号には受診番号を含ませておく。スキャナ20で読取った読取りデータから枠外の識別符号のデータを抽出し，これを文字認識技術で数字，文字データ（コード）に変換すれば，認識した数字，文字データと受診者ファイルの受診番号を比較することにより，スキャナ20で読取った各心電図画像の受診者名を特定することができる。操作者（検診者）による氏名入力の手間が省ける。操作者は氏名の確認だけを行えばよい。集団検診の場合に，心電図解析結果または評価（診断結果）を，受診者の氏名に対応させて出力（表示，プリント）することができる。もっとも，氏名等については入，出力部14，その他の入力手段を用いて入力することもできる。

上述したように心電図画像データの入力（画像データの生成）には，スキャナ20による読取りの外に，電子カメラによる撮像，通信部15による受信，ＳＤカード等の記録媒体からの読取り，心電計からの入力とメモリ上への展開等，さまざまな方法，手段がある。いずれにしても，これらの方法，手段を用いて入力された心電図画像データは心電図画像データファイル（図３）に，少なくともその識別符号に対応して記憶される。

図６は心電図解析装置10における，特にその演算処理部11による全体的な処理の手順を示している。図７はＱＲＳ複合検出処理（図６，Ｓ21）の詳細を，図８はＴ波，Ｐ波検出処理（図６，Ｓ22）の詳細をそれぞれ示している。図６から図８は心電図解析装置10の記憶部12に格納されたプログラムによる処理を表わす。

まず，スキャナ20によって読取られ，スキャナ20から出力される心電図画像データが心電図解析装置（演算処理部11）内に取込まれる（Ｓ11）。また，心電図の枠外に記入されている識別符号等の情報が除去され，心電図の画像のみが切り出される（Ｓ12）。この心電図画像は記憶部12内に設けられている心電図画像データファイル（図３）に書込まれる。切り出された心電図画像の例が図11に示されている。このとき，識別符号が入，出力部14から入力されれば，その識別符号を取込み，かつ切り出した心電図画像に関連づけて心電図画像データファイルに格納される。心電図の枠外に記入されている情報の読取りデータを文字認識処理により数字，文字（アルファベット等）に変換して得られるデータを，識別符号とともに，または識別符号として心電図画像データファイルに格納してもよい。通信部15により心電図画像データを受信した場合，記録媒体読取部16により心電図画像データを記録媒体から読取った場合等には，一般に識別符号が心電図画像データに付与されているので，そのまま心電図画像データファイルに格納される。心電計から送信される心電図を表わすデータには種々のフォーマットのものがあるが，最終的には心電図画像データ（または後述する二値画像データ）に変換され，心電図画像データファイルに格納される。多数の心電図がある場合には，これらの心電図をスキャナ20により順次取込んでもよいし（Ｓ11の処理を連続して行う），１枚の心電図を取込んだのち後述するＣＳＶファイルの作成（Ｓ13）までを行ったのち，Ｓ11に戻って次の心電図を取込むようにしてもよい。

心電図画像データファイルの心電図画像データには12の誘導信号と目盛（縦横の罫線）が含まれている。まず目盛を表わすデータが除去される。心電図における目盛を表わす縦，横の線は一般に細く，かつ薄い（グレーレベルで黒と白の中間の濃さ）。この性質を利用して目盛を除去することができる。たとえば，心電図画像データにぼかし処理を加え，ぼかし画像を適当な閾値で弁別すれば心電波形を表わす部分のみが残る。この後，心電波形を表わす部分を元の波形に戻す。目盛を表わす線は等間隔で引かれているので，等間隔の線を除去する処理を行ってもよい。この場合には，心電図波形と目盛とが重なっている部分について，目盛除去後，補間等により心電図波形を復元するとよい。目盛が除去された心電図画像データの例が図12に示されている。

心電図画像には，通常，12誘導信号が含まれているので，これらの誘導信号を１つずつに分離する。左右の６つずつの誘導信号群は不連続になっており，上下の誘導信号の間には空白があるので，これらを利用して12の誘導信号を相互に分離する。また，心電図波形画像がグレースケールのものである場合には，適当な閾値を用いて二値画像（ドットデータ）に変換する。カラー画像の場合には輝度データを二値化すればよい。誘導信号の分離と二値化はどちらを先に行ってもよい。

さらに必要ならば二値化した画像データについて，雑音（ノイズ）の除去処理を行う，たとえば画像データが 1200dpiの読取り分解能を有している場合に，隣接する４つのドットデータを平均化して１つのドットデータとすることにより平滑化する。これにより300dpiのドットデータとなる。雑音の除去は雑音成分を遮断（カット）するフィルタを用いて行うこともできる。

いずれにしても，二値化された（かつ雑音除去された）12誘導信号の波形（ドットデータによる波形）データに基づいてＣＳＶ（comma separated values）ファイルが作成される（Ｓ13）。ＣＳＶファイルの一例が図５に示されている。ＣＳＶファイルにおいては，一つの心電図画像データから得られた誘導信号（誘導信号Ｉ，II，III，aVR，aVL，aVF，V1，V2，V3，V4，V5，V6ごとに）がまとめられ，それらの全体に元の心電図画像データの識別符号が付けられている。各信号波形を表わす各ドットはｘ座標値とｙ座標値で表現される。ｘ座標値は心電図の横軸（Ｘ軸）（すなわち時間軸，単位はたとえばms）に対応し，ｙ座標値は心電図の縦軸（Ｙ軸）（すなわち電圧軸，単位はたとえばmV）に対応する。ＣＳＶファイルは，各ドットを表わすｘ値とｙ値の組を，Ｘ軸上のｘ値の並びの順（小さい値から大きい値に向う順）に記述したものである。これらの各誘導信号についてのＣＳＶファイルのｘｙ座標値データに基づいて，心電図解析処理が行なわれる。心電図の画像データが二値画像データとして与えられたときには，ＣＳＶファイルの作成のみ（Ｓ13のＣＳＶファイルの作成処理のみ）（Ｓ11，Ｓ12の省略）が行なわれる。もっとも雑音の除去処理を行ってもよい。

１人の受診の心電図から分離された12の誘導信号のそれぞれについて，ＣＳＶファイルのデータに基づいて，ＱＲＳ複合の検出処理（Ｓ21），Ｔ波，Ｐ波の検出処理（これらの始点，終点の決定処理）（Ｓ22），基線算出処理（Ｓ23），Ｔ波の後半部における接線算出処理（Ｓ24），そしてＱＴ時間の算出処理（Ｓ25）が行なわれる。これらＳ21〜Ｓ25の処理が12誘導信号のそれぞれについて終了すると，得られたＱＴ時間を統計処理してＱＴ時間に関する統計的諸量（解析結果）が算出され（Ｓ26），得られた解析結果が表示部13に表示されるか，入，出力部14からプリンタ等に出力されるか，通信部15から送信されるか，記録媒体読取部16により記録媒体に記録されるかにより出力される（Ｓ27）。

図７を参照してＱＲＳ複合検出処理について説明する。全体のイメージを把握しやすくするために，最初に，Ｓ34の正規化処理により正規化された信号波形を図14に示す。これは，図12の誘導信号IIの波形を縦軸の値として−1.00から＋1.00の間で正規化したものである。横軸は時間（単位はms）である。以下の波形図ではこの信号波形のうちの第２拍目の波形を例示する。

まず，ＱＲＳ複合の主要な周波数成分（たとえば10〜30Hz）を通過させる帯域通過フィルタ（たとえばバターワース（Butterworth ）フィルタ）（たとえば通過帯域は10〜30Hz程度）を用いて，誘導信号を通過させる（アナログ信号処理的な表現を用いているがもちろんデジタル信号処理である）（Ｓ31）。その前に，必要ならば雑音成分（非常に低い周波数帯域と非常に高い周波数帯域）を除去する。

続いて対象誘導信号（誘導信号II）のシャノン（Shannon ）エネルギーを算出する（Ｓ32）。シャノンエネルギーの算出は，信号波形をＱＲＳ複合付近で極大化してＱＲＳ複合を検出やすくするためである。シャノンエネルギーｙ_s は次式(1)で表わされる。

ｙ_s＝−［ｙ²logｙ²］／σ 式(1)

ここでｙは対象誘導信号の振幅（ＣＳＶファイルのｙ_i の値），σは信号（ｙの値）の標準偏差である。

図13は式(1) にしたがって演算した結果を示している。上述したように，これは誘導信号IIの第２拍目に相当する。このシャノンエネルギー分布を適当な閾値（図13では１）で弁別し，閾値を超える範囲の最も左側の点（時間軸上で最も時間の早い時点）（シャノンエネルギー波形の最初に閾値を超える点）をＱＲＳ複合におけるＲ波のピーク位置（頂点）と決定する（Ｓ33）。閾値は多くの心電図波形を参照して経験的に定めることができるし，機械学習によって定めることもできる（教師データは，たとえば医師が与える）。

この後，対象の誘導信号を正規化し（図14参照），ＱＲＳ複合の幅（時間軸上の範囲）（Ｑ波の始まりからＳ波の終わりまで）を次のようにして決定する。

ＲＲ間隔は心拍ごとに変化するので，ＱＲＳ複合の幅（範囲）も変化する。そこで，図15に示すように，着目しているＲ波（Ｒ_iで示す）とその直前のＲ波（Ｒ_i-1 で示す）とのＲＲ間隔をＲＲ１，Ｒ_i 波とその直後のＲ波（Ｒ_i+1で示す）とのＲＲ間隔をＲＲ２とする。Ｒ_i 波のピークからその直前のＱ波の始まりまでの時間幅はＲＲ１に比例するものと考え，その比例定数をαとする。同じように，Ｒ_i 波のピークからその直後のＳ波の終わりまでの時間幅はＲＲ２に比例するものと考え，その比例定数をβとする。Ｒ_i を中心とするＱＲＳ複合の幅（時間幅）を式(2)により算出する（Ｓ35）。

α（ＲＲ１）＋β（ＲＲ２） 式(2)

ここでα，βは試行錯誤を繰返して経験的に，または機械学習（教師データは，たとえば医師が与える）により適切な値に決定しておけばよい。一例としてαは0.02〜0.03程度，βは0.01〜0.03程度である。

そして次のＴ波，Ｐ波検出処理のために，図16に示すように，決定したＱＲＳ複合の範囲の正規化後のｙの値を，ＱＲＳ複合の範囲の最初の値に等しい一定値とする。

図８を参照して，ＱＲＳ複合の範囲内を一定値とした波形の誘導信号（一拍分を図16に示すような）を，Ｔ波，Ｐ波の周波数帯域を通過させるフィルタ（バターワースフィルタ：通常帯域は0.5〜10Hz程度）を用いてフィルタリングする（Ｓ41）。

Ｔ波は既に検出したＲ波の時間軸上前方（図で右方向）に存在し，その範囲は，着目しているＲ波ピークとその直後のＲ波ピークとのＲＲ間隔の0.15倍から0.75倍の間にあると仮定し，この間をＴ波サーチの対象とする。Ｔ波のサーチにはウィンドウ幅の異なる２つのウィンドウを用い，各ウィンドウを時間軸上（ｘ方向）に移動させながら各ウィンドウ内のｙの値の平均値を取り，その平均値を各ウィンドウの左側の端の点（ｘ）の値とする（Ｓ42）。すなわち，図17に示すように，幅の異なる２つのウィンドウ内の移動平均を取り，その交点をＴ波の暫定始点，暫定終点とする。ウィンドウの幅は，たとえば幅の小さいウィンドウの幅はｘ軸上で20ドット程度，幅の大きいウィンドウの幅は40ドット程度である。Ｔ波の暫定始点，終点が図18に黒丸で示されている。

この方法によると，特に暫定始点はＴ波の実際の始点よりもやや前方（時間軸上で右方向）の位置となりやすいので，最終的にはＴ波の始点を暫定始点よりも少し（たとえば10ドット程度）後方の位置と決定する。Ｔ波終点は暫定終点と同じ位置でもよいし，やや前方または後方の位置としてもよい。最終決定する始点，終点の位置も経験にもとづいて，または学習により決定することができる。そして，図19に示すように，次のＰ波の検出のために，Ｔ波の始点から終点までの間を，始点の位置のｙの値を採用して一定値とする（Ｓ43）。

Ｐ波はＱＲＳ複合の時間軸上後方（左方向）に存在するので，Ｔ波の検出と同じように，幅の異なる２つのウィンドウを用いてＱＲＳ複合の範囲の始点から後方に向ってウィンドウを移動させながら平均値をとり，２つのウィンドウによる移動平均の２つの交点を見つける（Ｓ44）。一つ前の心拍におけるＴ波の位置よりも前方で見つかった２つの前，後の交点をそれぞれＰ波の始点，終点と決定する（Ｓ45）。図20に決定したＰ波の始点と終点が黒の三角形で示されている。

次に基線（ベースライン）を算出する（図６のＳ23）。図21を参照して基線は既に決定したＴ波の終点から次の心拍のＰ波の始点までにおいて，ドットデータ（ｘ，ｙ）の回帰直線を求めることにより決定することができる。回帰直線はたとえば最小二乗法で求めることができる。Ｔ波の始点が検出できなければ基線は算出できないが，次の心拍のＰ波の始点が仮に検出できなくても，次の心拍との間のＲＲ間隔が既知であるから，次の心拍のはじめの付近は予測することができるので，Ｔ波の終点から次の心拍のはじめの付近までの回帰直線を求めて基線としてもよい。

さらにＴ波の後半の立下り（下降脚）の最大勾配（傾き）の接線を算出する（Ｓ24）。すなわちＴ波の各ドットごとに勾配（着目ドットの直前直後のドット間またはいくつか置いた前後のドットの間の勾配）を算出し，その最大値（下向きであるから絶対値の最大値）を持つ勾配の直線を算出する。これにもいくつかのやり方がある。その一は，Ｔ波の始点と終点が分っているのでこの２つの点の間のすべての傾きを算出し，その負方向に最大の傾きをもつ直線を接続とすればよい。その二は，Ｔ波の終点から時間軸の後方に向かって傾きを変曲点（Ｔ波の頂点）まで計算し，その中で絶対値が最大の傾きをもつ直線を接線とする。

最後にＱＴ間隔を算出する（Ｓ25）。図21に示すように，上で算出した基線と接線の交点を求めておく。そして，ＱＴ間隔をＱ波の始まり（ＱＲＳ複合の範囲の前端）から上記交点までの時間間隔（時間軸に沿う間隔）として算出する。ＱＲＳ複合の範囲の前端はＰ波の終点に非常に近いので，Ｐ波の終点をＱ波の始まり（ＱＲＳ複合の前端）とみなして，Ｐ波の終点から交点までをＱＴ時間としてもよい。

上記の処理は，心電図に含まれる12の誘導信号のそれぞれについて，それらの信号の可能な限り多くの心拍の波形について行なわれる。その結果が図22に示されている。例えば図10〜図12に示す心電図では，各誘導信号に７心拍分の波形がそれぞれ含まれている。各心拍の上述した波形解析では，着目心拍波形以外にその直前，直後の心拍の波形も用いているから，厳密には最初の第１拍目と最後の第７拍目についてＱＴ時間の計測は行なわれない。したがって，最大12×５＝60のＱＴ時間が求まることになる。もっとも，すべてのＱＲＳ複合，Ｔ波，Ｐ波が検出できるとは限らないので，解析の結果，最終的に得られるＱＴ時間は60よりも少ないものとなる。第１心拍，第７心拍の波形解析において，着目心拍の直前または直後の心拍の波形を着目心拍波形と同一とみなせば（または，デフォルト値を用いて），第１拍目，第７拍目についてもＱＴ時間の値を得ることは可能である。

いずれにしても最後に，12誘導信号のそれぞれについて得られたＱＴ時間の統計処理が行なわれる（図６，Ｓ26）。上述のように，各誘導信号について第２拍目から第６拍目の５心拍分（または第１心拍目から第７心拍目までの７心拍分）のＱＴ値（ＱＴ時間，ＱＴ間隔を単にＱＴ値ということがある）が得られている（欠けているものもあるかも知れないが）。便宜的に，12誘導信号について第ｉ心拍目から第ｋ心拍目までのｋ＋１−ｉ個のＱＴ値が得られたものとする（ｉは上記の例では１または２，ｋは６または７で，ｋ＋１−ｉは５または７）。ｉからｋまでの任意の心拍をｊとする。第ｊ心拍目（同一心拍）の12個（12個以下かも知れない）のＱＴ値の集合を考える。

まず第ｊ心拍目のＱＴ値の集合の中から異常と考えられるＱＴ値（これを外れ値という）を除外する。第ｊ心拍目のＱＴ値を小さい順に並べたときの第一４分位数（値）と第三４分位数（値）とを得，その差（第三４分位数から第一４分位数を差し引いた値）を計算する（この差の値をＩＱＲとする）。そして，
第三４分位数＋1.5×ＩＱＲ 式(3)
第一４分位数−1.5×ＩＱＲ 式(4)
を算出し，式(3)の値よりも大きいＱＴ値，式(4)の値よりも小さいＱＴ値を外れ値として，第ｊ心拍目のＱＴ値の集合から除外する。この外れ値除外処理をすべての心拍（第ｉ心拍目から第ｋ心拍目まで）のＱＴ値の集合について行う。外れ値として除外されずに残ったＱＴ値を有効ＱＴ値とする。

有効Ｑ値を要素として持つｋ＋１−ｉ個の集合の中で９個以上の有効ＱＴ値を持つ集合を選ぶ。９個以上の有効ＱＴ値を持つ各集合において，分散（まとまりの程度）を算出し，最も小さい分散の値を持つ集合を最適な集合として選択し，その集合に基づいて最終的な解析結果を算出する。９個以上の有効ＱＴ値を持つ集合が１つの場合にはその集合を選択する。外れ値を除いて９個以上の有効ＱＴ値を持つ集合はかなり信頼度が高いといえる。

９個以上の有効なＱＴ値を持つ集合が存在しない場合には，８個以上の有効なＱＴ値を持つ集合の存否を判断し，そのような集合があれば最も分散の小さい集合を選ぶことになる。８個以上有効なＱＴ値を持つという条件を満たす集合がなければ，条件を７，６と順次下げていって同様の処理を行う。

以上のようにして，最適なＱＴ値の集合がみつかるとその集合に含まれるＱＴ値を用いて次のような最終解析結果を算出する。まず，補正したＱＴ値，すなわちＱＴc （ｃはcorrectedを表わす）を算出する。

ＱＴc（心拍間隔で補正したＱＴ値）（ＱＴbc，ＱＴfcなど）

補正のやり方には種々の方法があり，心拍時間（間隔）をＲＲとして，測定したＱＴ値をＲＲ^d で除す。ｄとして1/2を採用するのがバゼット（Bazett）補正式，ｄとして1/3を採用するのがフリーデリシア（Fridericia）補正式といい，それぞれをＱＴcb，ＱＴcfで表わす。これらの補正された値ＱＴcb，ＱＴcf，その他の補正式により補正されたＱＴ値をまとめてＱＴcと表現することがある。ＱＴcは上記のいずれかの補正された値を指すときもある。心拍間隔ＲＲとしては，ＱＴ値を測定した誘導信号におけるＲＲ間隔の平均値，またはＱＴ値を測定した心拍とその直前の心拍との間のＲＲ間隔が採用される。

ディスパージョン（Dispersion）
ＱＴ時間のばらつきの程度を示すもので，心筋再分極の不均一性を表わしているとされる。拡張型心筋症や心筋梗塞，先天性心疾患術後の症例において，心不全や致死性不整脈の予測因子として使用されている。

ディスパージョンは，最適として選択された同一心拍の各誘導信号のＱＴ値の集合において，ＱＴ値の最大値と最小値との差として算出される。これをＱＴＤと表わす。ディスパージョンとして分散など，他の定義を用いてもよい。

最適として選択されたＱＴ値の集合から導かれるＱＴcb，ＱＴcfのそれぞれの集合におけるＱＴcb値，ＱＴcf値の最大値と最小値との差として算出されるディスパージョンをＱＴcbＤ，ＱＴcfＤと表記する。ＱＴcＤ と表記するときには，上記のいずれかのやり方で補正されたＱＴc値を用いて算出されたディスパージョンを指す。

中央値：最適として選択されたＱＴ値の集合に含まれるＱＴ値を大きさの順に配列したと きの中央に位置するＱＴ値（中央に位置するＱＴ値が２つある場合にはその平均 値）。ＱＴc値，ＱＴcb値，ＱＴcf値の中央値を算出することもできる。
平均値：最適として選択されたＱＴ値の集合に含まれるＱＴ値の平均値。ＱＴc値，ＱＴc b値，ＱＴcf値の平均値を算出することもできる。

以上の統計的諸量が算出されると，これらが出力（表示）される（図６，Ｓ27）。

図９は解析結果ファイルを示している。この解析結果ファイルには識別符号に対応して解析結果と判定結果が記憶される。

解析結果は識別符号ごとに作成される。解析結果には，12の各誘導信号の波形（画像データ，たとえば図３や図５に示すファイル）へのリンク（ルートまたはアドレス）を示すデータが含まれる。これにより，必要に応じて任意の識別符号の任意の誘導信号や任意の心拍の波形図を読出して表示できる。

解析結果には更に，各誘導信号ごとに，その誘導信号に含まれる各心拍の波形に関して，検出したＱＲＳ複合の位置（範囲）を示すデータ（特にｘ座標値），検出したＴ波，Ｐ波の始点や終点の位置を示すデータ（ｘ，ｙ座標値），算出した基線や接線を表わすデータ（各直線について少なくとも２点のデータ），ＱＴ時間に関する諸量が含まれ，解析結果ファイルに記憶される。各誘導信号については心拍間隔（ＲＲ値），その平均値等も算出され，記憶される。解析結果ファイルには，後述する判断基準を用いた心臓疾患の判定結果も記憶されている。

ＱＴ時間に関しては，算出された統計的諸量も記憶される。すなわち，ＱＴ時間に対応してＱＴcb，ＱＴcf等が記憶される。さらに，12誘導における同一心拍のＱＴ値の集合（外れ値を除いたもの）における検出された，または算出された最大値，最小値，ディスパージョンＱＴＤ，平均値，中央値等が記憶される。同じようにＱＴcb，ＱＴcfの集合における検出された，または算出された最大値，最小値，ディスパージョン（ＱＴcbＤ，ＱＴcfＤ），平均値，中央値等が記憶される。

心電図解析装置において，これらの解析結果ファイルに格納されたデータ，心電図画像ファイル（図３），受診者ファイル（図４），ＣＳＶファイル（図５）等に格納されたデータに基づいて，表示部13，入，出力部14，通信部15，記録媒体読取部16において，各種データがさまざまな形に編集されて出力（表示，送信，記録，プリント等）される。表示部13における表示の例をとって解析結果出力（編集）に関して説明する。

図23，図24は集団心臓検診において，検診結果を受診番号（0001，0002等の数字）（または氏名，Ａさん，Ｂさん等）別に表示するものである。図23は解析した結果のうちのＱＴ値（第２心拍の中央値）を受診者ごとに表にして示すものである。図24はＱＴcＤ （バゼット法で補正）の値について正常，異常，要注意等の判断結果を受診者に対応して示すものである。名前順ボタンを押せば，図24に示すように，氏名の順（受診番号順）に表示され，結果順ボタンを押せば正常，要注意，異常の判断内容ごとの表示に切り替わる。上述したように，ＱＴＤはある種の心臓疾患の予測因子の一つとされているので，ＱＴＤに基づく正常，異常，要注意の判断基準をあらかじめ作成して，記憶部12に記憶しておけばこの判断基準に基づいて判定を行い，判定結果を表示することができる。集団心臓検診の結果のスクリーニングに役立てることができる。

図23において，受診番号または氏名を指定し，詳細ボタンを押せば，指定された受診者についての解析結果の詳細が図25に示すように表示される。この図において，受診者の氏名とともにその受診者の誘導波形（第II誘導信号），接線，基線，ＱＴ間隔等がグラフで表示される。また，第２心拍におけるＱＴ間隔，ＱＴcb，ＱＴcfの平均値，中央値，ＱＴＤ等が表示される。受診者のその他の情報（生年月日，男女別，体重，身長等）も表示される。医師はこの詳細情報をみて，さらに詳しく診断することができる。図24の画面から受診者を指定して図25に遷移することも可能である。

図25において，「過去の結果を見る」ボタンを押せば，その受診者についての過去の心電図測定，解析結果の表示画面に遷移する（図26）。もちろん，その受診者についての過去のデータが記憶部12に蓄積されていることが前提である。

上述したように，心電図解析装置を実現するコンピュータ・プログラム（図６〜図８のフローチャートで表わされる）をスマートフォン等の携帯端末装置にインストールして，携帯端末装置により心電図解析を行うことができる。簡易型の心電図解析，特にＱＴ時間測定が実現する。

図27において，心電図解析ソフトを内蔵した携帯端末装置30において，アイコン等により心電図解析ソフトを選択すると，心電図解析が始まる旨が表示画面31に表示され，カメラ機能が有効とされる。端末装置30の電子カメラのレンズを紙に表わされた心電図に向けて焦点を合わせる。端末装置30の表示画面31に表示された画面をみて，正しい位置合わせをしてシャッタボタン32を押せば，図28に示すように，心電図が撮像される。電子カメラで撮像された画像が心電図画像データファイル（図３）に格納される。

この後，図６から図８に示すフローチャートで表わされるプログラムが自動的に動作し，撮像した心電図の解析処理を行っていく。表示画面31には図29に示すように解析処理中であることが示される。

解析処理が終ると，解析結果が表示される。図30に示す表示例では，ひとつの誘導波形と，解析結果（ＱＴ間隔，ＱＴcb，ＱＴcf，ＱＴ時間の平均値，ＱＴ時間の中央値，ＱＴＤ等）（第２心拍）が表示される。ＱＴ時間延長症候群の疑いがあるかどうかの基準（ＱＴ，ＱＴcb又はＱＴcfについて）が記憶部12に記憶されており（たとえばＱＴcbが450ms未満は正常，450〜459msは要注意，460〜479msは異常の疑い，480ms以上は異常等），測定したＱＴ値との比較により，ＱＴ時間延長症候群の疑いがあるかどうかが判定され，その結果（ＱＴ延長症の疑いはありません等）が表示画面31に表示される。図24に示すようなＱＴcＤ の正常，異常，要注意等の判断結果を示してもよい。図23，図24等において，受診者ごとにＱＴ延長症の疑いの有無を表示してもよい。

上述したように，心電図解析装置またはそのプログラムは心電計に内蔵することもできる。家庭用心電計等から送信された心電図データを心電図解析装置（携帯端末装置でもよい）で受信し，心電図解析ののち，その結果を家庭用心電計に送信するようにしてもよい。記録媒体から読取った心電図データに基づいて心電図解析を行い，その結果を表示したり記録媒体に書込むようにすることもできる。

10 心電図解析装置
11 演算処理部
12 記憶部
13 表示部
14 入，出力部
15 通信部
16 記録媒体読取部
20 スキャナ
30 携帯端末装置
31 表示画面
32 シャッタボタン

Claims (22)

1. 心電図を表わす二値画像データについて，ＱＲＳ複合を検出しその範囲を決定するＱＲＳ複合検出手段，
   前記ＱＲＳ複合検出手段によって検出されたＱＲＳ複合の直後に存在するＴ波を検出し，少なくともＴ波の終点を決定するＴ波検出手段，
   前記Ｔ波検出手段によって検出されたＴ波の下降脚の最大勾配を持つ接線を算出する接線算出手段，
   前記Ｔ波検出手段によって決定されたＴ波の終点から次の心拍波形に向う基線を算出する基線算出手段，
   前記接線算出手段によって算出された接線と上記基線算出手段によって算出された基線との交点を算出する交点算出手段，および
   前記ＱＲＳ複合検出手段によって決定されたＱＲＳ複合の前端に相当する位置と前記交点算出手段によって算出された交点の位置との間の時間軸に沿う間隔をＱＴ時間と決定するＱＴ時間決定手段，
   を備える心電図解析装置。
2. 心電図を表わす画像データに基づいて前記二値画像データを作成する前処理手段をさらに備える，請求項１に記載の心電図解析装置。
3. 上記二値画像データは複数の誘導信号のそれぞれについての二値画像データを含むものであり，各誘導信号に含まれる心拍波形についてＱＴ時間を決定する心電図解析装置であって，
   複数の誘導信号における同一心拍について決定されたＱＴ時間の平均値，中央値およびばらつきの程度を表わす値のうちの少なくとも一つを算出する統計手段を備える請求項１または２に記載の心電図解析装置。
4. 上記統計手段によって算出されたＱＴ時間に関する値を出力する出力手段，をさらに備える請求項３に記載の心電図解析装置。
5. 複数の異なる被検者の心電図が与えられたときに各心電図について前記統計手段によって算出されたＱＴ時間に関する値とあらかじめ定められた評価基準値とを比較して，比較結果を複数の被検者のそれぞれについて出力する評価手段をさらに備える請求項３または４に記載の心電図解析装置。
6. 複数の異なる被験者の心電図のそれぞれについて，心電図に含まれる複数の誘導信号の心拍波形についてＱＴ時間を測定するＱＴ時間測定手段，
   前記複数の誘導信号の同一心拍について決定されたＱＴ時間を要素とする集合において最も小さいまとまりをもつ集合を選択する集合選択手段，および
   上記集合選択手段によって選択された最も小さいまとまりを有するＱＴ時間の集合において，ＱＴ時間の平均値，ＱＴ時間の中央値およびＱＴ時間のばらつきの程度を表わす値のうちの少なくとも１つを算出する統計手段，
   を備える心電図解析装置。
7. 上記統計手段によって算出されたＱＴ時間に関する値を出力する出力手段，をさらに備える請求項６に記載の心電図解析装置。
8. 上記統計手段によって算出されたＱＴ時間に関する値とあらかじめ定められた評価基準値とを比較して，比較結果を出力する評価手段をさらに備える請求項７に記載の心電図解析装置。
9. 携帯端末装置である，請求項１から８のいずれか一項に記載の心電図解析装置。
10. 上記二値画像データを生成して与える二値画像データ生成手段を備え，この二値画像データ生成手段は，少なくともスキャナ，電子カメラ，受信装置，記録媒体読取装置，心電計のうちのいずれか一つを含む，請求項１から９のいずれか一項に記載の心電図解析装置。
11. 請求項１から９のいずれか一項に記載の心電図解析装置を含む心電計。
12. 複数の誘導信号を含む心電図を生成する心電図画像生成手段から出力される画像データから心電図目盛を含む不要部分を除去する整形手段，
    整形手段によって不要部分が除去された複数の誘導信号を互いに分離する分離手段，および
    分離された個々の誘導信号の二値画像データを作成する二値画像データ作成手段，
    を備える心電図解析のための前処理装置。
13. 心電図を表わす二値画像データについて，ＱＲＳ複合を検出し，その範囲を決定し，
    前記検出されたＱＲＳ複合の直後に存在するＴ波を検出し，少なくともＴ波の終点を決定し，
    前記検出されたＴ波の下降脚の最大勾配を持つ接線を算出し，
    前記決定されたＴ波の終点から次の心拍波形に向う基線を算出し，
    前記算出された接線と算出された基線との交点を算出し，そして
    前記決定されたＱＲＳ複合の前端に相当する位置と前記算出された交点の位置との間の時間軸に沿う間隔をＱＴ時間と決定する，
    心電図解析方法。
14. 紙に表された心電図を撮像装置によって読取り，この読取った画像データに基づいて上記二値画像データを作成する，請求項13に記載の心電図解析方法。
15. 複数の異なる被験者の心電図のそれぞれについて，心電図に含まれる複数の誘導信号の心拍波形についてＱＴ時間を測定し，
    前記複数の誘導信号の同一心拍について決定されたＱＴ時間を要素とする集合において最も小さいまとまりをもつ集合を選択し，
    選択された最も小さいまとまりを有するＱＴ時間の集合において，ＱＴ時間の平均値，ＱＴ時間の中央値およびＱＴ時間のばらつきの程度を表わす値のうちの少なくとも１つを算出する，
    心電図解析方法。
16. 心電図を表わす二値画像データについて，ＱＲＳ複合を算出しその範囲を決定し，
    前記検出されたＱＲＳ複合の直後に存在するＴ波を検出し，少なくともＴ波の終点を決定し，
    前記検出されたＴ波の下降脚の最大勾配を持つ接線を算出し，
    前記決定されたＴ波の終点から次の心拍波形に向う基線を算出し，
    前記算出された接線と算出された基線との交点を算出し，そして
    前記決定されたＱＲＳ複合の前端に相当する位置と前記算出された交点の位置との間の時間軸に沿う間隔をＱＴ時間と決定するようにコンピュータを制御する，
    心電図解析プログラム。
17. 複数の異なる被検者の心電図のそれぞれについて，心電図に含まれる複数の誘導信号の心拍波形についてＱＴ時間を測定し，
    前記複数の誘導信号の同一心拍について決定されたＱＴ時間を要素とする集合において最も小さいまとまりをもつ集合を選択し，
    選択された最も小さいまとまりを有するＱＴ時間の集合において，ＱＴ時間の平均値，ＱＴ時間の中央値およびＱＴ時間のばらつきの程度を表わす値のうちの少なくとも１つを算出するようコンピュータを制御する，
    心電図解析プログラム。
18. 上記算出されたＱＴ時間に関する値とあらかじめ定められた評価基準値とを比較して，比較結果を出力するようコンピュータを制御する，請求項17に記載の心電図解析プログラム。
19. 携帯端末装置または心電計にインストールされる，請求項17または18に記載の心電図解析プログラム。
20. 上記二値画像データを生成する二値画像データ生成プログラムを備え，この二値画像データ生成プログラムは，少なくともスキャナ，電子カメラ，受信装置，記録媒体読取装置，心電計のうちのいずれか一つから与えられる画像データに基づいて上記二値画像データを生成するものである，請求項17から19のいずれか一項に記載の心電図解析プログラム。
21. 複数の誘導信号を含む心電図を生成する心電図画像生成手段から出力される画像データから心電図目盛を含む不要部分を除去し，
    不要部分が除去された複数の誘導信号を互いに分離し，そして
    分離された個々の誘導信号の二値画像データを生成する，
    心電図解析のための前処理プログラム。
22. 請求項16から21のいずれか一項に記載のプログラムを記録したコンピュータ読取り可能な記録媒体。