JP5175834B2

JP5175834B2 - 呼吸でゲーティングされた心拍記録

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Publication number: JP5175834B2
Application number: JP2009501625A
Authority: JP
Inventors: ディーヘルフェンベイン，エリック; ディーンフォーブス，エイ
Original assignee: Koninklijke Philips NV; Koninklijke Philips Electronics NV
Current assignee: Koninklijke Philips NV
Priority date: 2006-03-22
Filing date: 2007-03-05
Publication date: 2013-04-03
Anticipated expiration: 2027-03-05
Also published as: EP1999639B1; WO2007109406A1; EP1999639A1; US9445738B2; US20110190647A1; CN101506798A; JP2009530047A

Description

以下は医療モニタリング技術に関する。心電計（ECG: electrocardiograph）装置および診断解析のための患者の心電図モニタリングに関連して格別な用途を見出し、特にそれらに言及して記載するが、以下は、日常的な医療検査の際、入院患者のモニタリングの一部としてなど、心電図モニタリング全般にも適用可能である。

診断的な心電記録における既存の自動化された心電図解析アルゴリズムは典型的には、代表心拍波形を形成するために、標準的な12リードのECG構成を使って、標準的な10秒記録内のすべての心拍を使う。毎分60〜90回の典型的な心拍数については、10秒の期間は10〜15回の心電図サイクルを与える（10〜15回の心拍に対応）。取得される10〜15の心電図サイクルは、たとえば心電図サイクルを時間的にシフトさせて心電図サイクルのR波ピークまたは一つもしくは複数の他の特徴を位置合わせまたは整列させ、位置合わせされた心電図サイクルを平均化またはメジアン・フィルタ処理することによって平均される。医療診断に使われるキーとなる時間期間、電圧などの測定は、平均されたデータに対して行われる。

平均化またはメジアン・フィルタ処理は、筋振戦、患者の呼吸または他の動きアーチファクトに起因するノイズの削減や、60Hzおよび180Hzの電力線ノイズのような電磁干渉（EMI）ノイズの削減を可能にする。従来式の10秒周期にわたる10〜15の心電図サイクルは一般に十分なノイズ削減を与えると考えられてきたが、実際は、平均またはフィルタ処理後でもいまだノイズが問題であることが見出されており、相続く試験からの一貫した結果が得られるとは限らない。さらなるノイズ抑制を提供するために、当業者は時に10秒より長い時間期間にわたって取得される追加的な心電図サイクルを平均する。この手法はたとえば、集中治療または連続的な心電図モニタリングが実行される他の場面において使われることがある。心電図サイクル間の一貫性を改善するもう一つの既知の手法は、平均化に先立ってR波または他の心電図特徴の振幅を規格化することである。しかしながら、この手法はデータをゆがめ、診断解析に悪影響を及ぼす。

既存の平均化および／または規格化技法は著しいノイズ削減を提供するものの、当技術分野では、そのような平均化後に残るノイズがいまだ医療診断、健康検査およびその他の心電図モニタリングの精確さ、信頼性および再現性を制限することがあることが知られている。

以下は、上述した制限およびその他の問題を克服するための改良を考える。

ある側面によれば、心拍記録方法（cardiographic method）であって、心拍記録データ（cardiographic data）の取得の間に生起する呼吸に相関する呼吸波形を決定し；取得された心拍記録データのうち、前記呼吸波形を使って識別される呼吸サイクルの一つまたは複数の実質的に静穏な部分に対応する一つまたは複数の部分から心拍記録データセット（cardiographic dataset）を生成することを含む方法が開示される。

もう一つの側面によれば、心電図記録装置（electrocardiographic apparatus）であって、心電図データ（electrocardiographic data）を取得し；心電図データの取得の間に生起する呼吸サイクルの一つまたは複数の終呼気期間（end-expiration period）を決定し；前記呼吸サイクルの前記一つまたは複数の終呼気期間の間に取得された心電図データから心電図データセット（electrocardiographic dataset）を生成する手段を有する装置が開示される。

もう一つの側面によれば、心拍記録装置（cardiographic apparatus）が開示される。複数の電極が被験体との動作的な接続のために構成される。心拍記録データを取得するために前記複数の電極に心拍記録計（cardiograph）が接続される。終呼気期間を識別するよう呼吸ゲートが構成され、それにより、少なくとも識別された終呼気期間の間に前記心拍記録計によって取得された心拍記録データからの、識別された終呼気期間に限定された心拍記録データセットが生成される。

一つの効果は、心電図データ取得時間の増加を伴わない、心電図データにおけるノイズ削減にある。

もう一つの効果は、呼吸に関係した心電図モニタリング・ノイズの削減にある。

もう一つの効果は、筋肉の動きに関係した心電図モニタリング・ノイズの削減にある。

もう一つの効果は、心電図データに基づく医療診断、健康検査などの信頼性の向上にある。

もう一つの効果は、心電図データにおける改良された一貫性にある。

好ましい実施形態の以下の詳細な記述を読めば、数多くの追加的な効果および利点が当業者には明白となるであろう。

本発明は、さまざまなコンポーネントおよびコンポーネント配置ならびにさまざまなプロセス動作およびプロセス動作の配置の形をとりうる。図面は好ましい実施形態を例示する目的のみのためであり、本発明を限定するものと解釈されるべきではない。

図１を参照すると、心拍記録装置１０は、図示した心電計（ECG）１２またはインピーダンス心拍記録計などのような心拍記録計を含んでいる。該心拍記録計は患者１４（患者が本心拍記録装置１０の構成要素でないことを示すために点線で示されている）または他の被験体に、複数の電極１６によって接続される。図示した電極１６は図的に描かれている。いくつかの実施形態における電極１６は典型的な12リードのECG構成に従う。12リードのECG構成では、二つの電極が患者の腕または手に接続され、二つの電極が患者の脚または足に接続され、通常「V1」と記される一つの電極が胸骨のすぐ右に接続され、電極「V2」が胸骨のすぐ左に接続され、追加的な電極「V3」「V4」「V5」および「V6」が胸骨から逐次により大きな距離のところで胸骨の左を接続する。ここに記載され、図示される例示的なECG信号は、当技術分野で知られる通常の10電極、12リードのECG構成を使って取得されたものであるが、本稿で開示される呼吸ゲーティングされた心電図技法および装置は、他のECGリード構成でも好適に実施される。そうした他のECGリード構成としては、3リードECG構成のように12リードより少ないまたは多いリードを用いるECGリード構成や、胸部および／または選択された四肢に異なる配位で接続されるリードを含むおよび／または胸部および四肢以外の身体部分に接続される電極を含むECGリード構成などが含まれる。

引き続き図１を参照すると、いくつかの実施形態では、呼吸モニタ２０が、心電図データ取得の間に生起する呼吸と相関する呼吸波形２１（図１では有線接続を表す呼吸モニタ２０から延びる信号線によって図的に指示されているが、呼吸モニタについては無線出力も考えられている）を生成する。いくつかの好適な呼吸モニタは、たとえば、図示した鼻気流センサー２０、あるいは肺の気流を測定するプレチスモグラフまたは胸部拡張を測定する機械的なひずみ計、あるいは肺の気流、胸部の動きまたは呼吸と相関するその他の生体計量パラメータを測定する他の呼吸モニタを含む。そのような呼吸モニタ２０は、好適にはECG１２とは動作上独立している。図２および図３を参照してより詳細に論じるように、いくつかの実施形態では、呼吸波形２１は心電図データそのものから、あるいはECG１２に接続された複数のリード１６のうちの選択されたリード間のインピーダンス測定から生成される。（これらの実施形態のための呼吸波形２１は、図１ではECG１２からの点線によって図的に示されているが、ECG１２によって出力されるまたはECG１２に関連する呼吸波形が任意的には無線出力であることは理解しておくものとする。）呼吸サイクル識別器２２は、呼吸モニタ２０によって出力される、あるいはECG１４もしくはリード１６によって出力されるまたはECG１４もしくはリード１６に関連する呼吸波形２１をモニタリングして、呼吸サイクルの一つまたは複数の実質的に静穏な部分を判別する。そのような静穏部分の間、肺は好ましくは実質的に止まっているまたは非活動的であり、よって胸部の動きが軽減され、より一貫した心電図データが提供される。

ここで例示される実施形態では、心電図データをゲーティングするために用いられる静穏部分は、呼吸サイクルの終呼気期間である。おのおのの終呼気期間は呼吸波形２１において検出可能であり、呼吸波形２１の呼気期間が時間的に先行し、呼吸波形２１の吸気期間が時間的に後続する。換言すれば、終呼気期間は、一息の息を吐くことの完了と次の息の息を吸うことの開始との間の静穏期間にほぼ相当する。本発明者らは、終呼気期間が心電図データ収集をゲーティングするために著しい利点を有することを見出した。終呼気期間は比較的長く、典型的には安静呼吸についての呼吸サイクルの約３分の２、より激しい呼吸についての呼吸サイクルの約２分の１にわたる。さらに、本発明者らは、終呼気の間に取得される心電図サイクル（心臓サイクルに対応する）が、複数の息にまたがっても著しい一貫性があることを観察した。

いかなる特定の動作理論にも限定されることなく、終呼気の間に生起する心拍は安定した心拍形態または形状を形成し、胸腔内での心臓の平行移動および／または回転に起因する呼吸に誘起される軸シフト（axis shift）が著しく軽減され、心臓とECG電極との間の位置関係が一貫し、胸部筋肉および横隔膜の電気的活性化に起因する高周波の筋肉アーチファクト・ノイズが著しく軽減されると信じられる。よって、終呼気期間の間に取得された心電図サイクルはより再現性があり、呼吸の他のフェーズまたは期間の間に取得された心電図サイクルよりも精密に測定可能である。

終呼気期間が心電図データをゲーティングするために適切な静穏呼吸期間であると見出されたものの、心電図データをゲーティングするために呼吸サイクルの他の静穏な期間を用いることも考えられている。たとえば、吸気の完了と呼気の開始との間に配される終吸気期間などである。終吸気期間は拡張された肺のため、肺に含まれる空気がより少ない終呼気期間に比べて、呼吸に誘起される心臓の軸シフトをより多く示すと予想される。さらに、終吸気期間は典型的には継続時間が終呼気期間より短い。しかしながら、終吸気期間も、有利なことに、終吸気の間、心臓が呼吸に誘起される著しい平行移動や回転を受けていないという点で、実質的に静穏であると予想される。

呼吸サイクル識別器２２は呼吸波形２１をモニタリングして、一つまたは複数の終呼気期間のような、呼吸サイクルの一つまたは複数の実質的に静穏な部分を判別する。この情報は、データ・ビン分け器（data binner）２６によって、呼吸サイクルの前記一つまたは複数の実質的に静穏な部分に対応する、取得された心電図データの一つまたは複数の部分からの心電図データセット３０を生成するために使われる。任意的に、データ・ビン分け器２６は、吸気期間の間に取得された心電図データ３２、呼気期間の間に取得された心電図データ３４などといった、呼吸波形２１に基づく呼吸サイクルの他の期間からの心電図データもビン分けする。データ・ビン分け器２６は、心電図データの遡及的な呼吸に基づくゲーティングを提供する。この場合、心電図データはECG１２によって連続的に取得され、連続的に取得された心電図データのうち、呼吸サイクルの識別された一つまたは複数の実質的に静穏な部分の間に取得された一つまたは複数の部分として、心電図データセット３０が生成される。

あるいはまた、先見的なゲーティング手法を使うことができる。先見的手法では、ECG１２は連続的に動作するのではなく、呼吸サイクル識別器２２によって制御される。呼吸サイクル識別器２２はリアルタイムで（または実質的にリアルタイムで）動作し、呼吸波形２１をモニタリングして、終呼気期間のはじまりを検出する。そのような検出がされると、呼吸サイクル識別器２２は、心電図データの取得を開始するようコントローラ３６を動作させる。呼吸サイクル識別器２２は終呼気期間の間、呼吸波形２１のモニタリングを続け、後続の吸気期間のはじまりを検出する。吸気のはじまりが検出されると、呼吸サイクル識別器２２は、心電図データの取得を停止するようコントローラ３６を動作させる。このようにして、コントローラ３６は、ECG１２に、識別された終呼気期間の間にのみ心電図データを取得させる。それにより、取得された心電図データが、一つまたは複数の終呼気期間に限定された心電図データセット３０を定義する。

いくつかの実施形態では、結果として得られる心電図データセット３０は複数の心電図サイクルを含む。たとえば、標準的な10秒12リードECG取得では、典型的には約10〜15心電図サイクルが取得される。安静な終呼吸期間が全呼吸サイクルの約３分の２だとすると、終呼気期間に限定された心電図データセット３０は約6〜10心電図サイクルを含むことになる。逆に、サンプリングは所定のサイクル数、たとえば15サイクルが取得されるまで延長されることができる。これは測定期間を10秒から約15秒に伸ばす。そのような場合、心電図データセット３０の心電図サイクルは任意的に心電図サイクル組み合わせ器４０によって組み合わされて、代表心電図サイクルを生成する。そのような組み合わせは、たとえば、心電図サイクルを時間的に位置合わせし（たとえば、R波ピークの時間的な生起を整列させる）、心電図サイクルに沿った各点で諸信号を平均することによって実行できる。この組み合わせは任意的に、補間、平滑化または他の信号処理を含む。さらに、平均によって組み合わせるのではなく、組み合わせはメジアン・フィルタ処理または他の組み合わせ方法を含むこともできる。

心電図サイクル組み合わせ器４０によって生成された代表心電図サイクルは、任意的に、診断ECGプロセッサ４２によって処理される。診断ECGプロセッサ４２はたとえば、時間期間もしくは継続時間、信号振幅、ピーク面積もしくは形態の定量的な指標または診断解析において使うために好適な他の定量的指標を抽出しうる。いくつかの例示的な定量的尺度は：QRS群が占める時間期間；P波の振幅、R波の振幅、T波の振幅、QRS群の面積；T波の面積などを含みうる。本発明者らは、代表心電図サイクルが終呼気期間の間に取得された心電図サイクルのみを組み合わせることによって構築されるとき、特にQRS群の間のそのような定量的な測定値が著しく改善されることを見出した。

引き続き図１を参照し、さらに図２を参照すると、ECG１２′のある実施形態が示されており、この実施形態は、呼吸波形２１を生成するために複数の電極１６のうちの選択された電極の間のインピーダンスをモニタリングするインピーダンス・モニタ４６を含んでいる。肺に空気が充満するにつれ、胸郭にまたがる電気インピーダンスが変化する。呼吸波形２１は、患者１４の胸部または四肢に取り付けられた複数の電極１６のうち選択された対の電極間のインピーダンスを測定することによって得られる。有利には、この呼吸モニタリング技法は、心電図データ取得のために用いられる電極１６以外の患者１４への追加的なセンサーまたは接続は用いない。ECG１２′は、典型的な心電図データ取得電子回路に加えてインピーダンス測定ハードウェア４６を含む。PageWriter Trim心拍記録計（オランダ国アインドーフェンのフィリップス・メディカル・システムズから入手可能）は、電極間のインピーダンスを測定する機能を含む信号取得チップを用いており、よってそのような既存のECGをインピーダンス・モニタ４６を含むよう修正することはストレートにできる。

引き続き図１を参照し、さらに図３を参照すると、ECG１２″のある実施形態が示されており、この実施形態は、心電図データから呼吸波形２１を抽出するための信号処理コンポーネント５０、５２、５４を含んでいる。図示した実施形態は、米国特許第5,913,308号において詳細に開示されている信号処理を用いる。呼吸波形２１を生成するためのこの手法は、以下の生理現象を利用する。肋間胸部筋が呼吸の間、活性化されると、筋活動は典型的には高周波の筋肉アーチファクトすなわち心電信号に重畳される振動として拾われる。筋肉アーチファクトのエネルギーは呼吸サイクルのフェーズまたは期間と相関がある。ECG１２″では、高域通過（high-pass）フィルタ５０が少なくとも部分的にその高周波筋振戦を心電図信号のより低周波の成分から単離する。高域通過フィルタ５０は心電図信号の低周波およびDC成分を除去する。ある好適な手法では、高域通過フィルタ５０は、250Hzのカットオフをもつ有限インパルス応答（FIR）高域通過フィルタである。これは、毎秒2000サンプルでサンプリングされる心電図データを処理するには好適である。任意的に、スケーリング／補間回路５２は高域通過フィルタ処理されたデータを処理してさらに筋肉アーチファクトまたは振動に関係しない成分を除去する。たとえば、スケーリング／補間回路５２は任意的に、当該QRS群にわたって平滑化または補間を行い、心臓サイクルに関係する特徴をさらに抑制する。高域通過フィルタ処理され、任意的にスケーリングもしくは補間された信号を平滑化して、主として呼吸に関連する筋肉アーチファクトまたは振動を含む呼吸波形２１を生成するために、低域通過フィルタ５４が任意的に適用される。好適な低域通過フィルタの一例は、米国特許第5,511,554に記載されている生理学的イベント時刻平均（PETA: physiological event time averaging）である。心電図データから呼吸波形２１を抽出するための記載される信号処理コンポーネント５０、５２、５４が例であり、呼吸波形２１を抽出するために信号処理の他の構成または配位が使用されてもよいことは理解しておくべきである。

図２および図３において、ECG１２′およびECG１２″はそれぞれ、ECGに統合された、呼吸波形２１を生成するためのコンポーネント４６、５０、５２、５４を含む。しかしながら、他の実施形態では、そのようなコンポーネントの一部または全部はECGに対して外的であってもよく、たとえばECGと呼吸サイクル識別器２２との間に介在していてもよく、および／または呼吸サイクル識別器２２に統合されていてもよい。

ここで図４〜図９を参照して、いくつかの例示的な実験結果について述べる。心電図データは、電極１６について12リード心電図構成を使って取得された。呼吸波形２１は、図２のインピーダンス・モニタ４６を、心臓ポンプ作用の効果を除去し、平滑化された呼吸波形２１を生成するために米国特許第5,511,554号に記載されたPETAフィルタ処理と組み合わせて用いて生成された。これらの結果は、ECG「ノイズ」のかなりの部分が、呼吸が心電図に対してもつ主要な効果に起因していることを示す。呼吸サイクルの間、胸部筋肉および横隔膜の電気的活性化に起因する筋肉アーチファクト・ノイズが心電図信号上に、特に吸気の間、重畳される。また、被験体が呼吸する際、各呼吸サイクルの間、心臓が胸腔内で持ち上がり、回転し、よって胸部表面に置かれた記録電極に対して空間内で動く。よって、所定の記録リードにおいて記録される個々の心拍波形は、心臓が種々の位置にあるときに撮られた心臓の「スナップショット」を表す。波形には、この呼吸効果のみに起因する、かなりの量の心拍から心拍への変動および軸シフトがある。これらのスナップショットが一緒に平均されると、呼吸の効果は考慮されず、結果は「ぼやけた」像のように考えられる。この効果は、逐次繰り返される試験が異なる結果を生じうるという点で、試験の一貫性において主要な役割を演じる。したがって、心電図モニタリングにおける呼吸の効果に対処することによってさらなるノイズ削減を提供する改良された方法および装置が望ましい。

図４は、心電図データ（上、リードX使用）を、呼吸波形２１（下）に対してプロットしている。図４では、心電図データにおける変動が呼吸波形２１と相関する程度を例証するために、R波ピークの補間６０が描かれている。

図５は、図２のインピーダンス・モニタを使って取得された呼吸波形２１を時間的に整列させたものを、通常の12リードのECG構成のリードI、リードII、リードIII、リードaVR、リードaVL、リードaVFおよびリードV1について示す図である。図５の文字「E」は呼気期間のはじまりを示し、両矢印の時間期間インジケータ６２は呼吸サイクル識別器２２によって決定された終呼気期間を示す。各終呼気期間の開始および終了は、呼吸波形２１から、たとえば呼吸波形２１の変曲点に基づいて決定できる。図５は、終呼気期間が典型的には全呼吸サイクルのかなりの割合（たとえば、２分の１ないし３分の２）であることを示している。このことは、典型的な10秒取得期間についてかなりの数の心電図サイクルが与えられることを保証する。さらに、終呼気期間の位置および継続時間は、インピーダンス測定のためにどのリードが選択されるかには強くは依存しない。

図６および図７は、呼吸ゲーティングなし（図６）およびあり（図７）での、減極開始（QRS起点）のところで整列された心電図サイクルの三次元プロットを示している。図６のゲーティングされていないデータ中のサイクル間には、心電図データのより高い変動が見られる。換言すれば、図７のゲーティングされた心電図データは、図６のゲーティングされていない心電図データと比較して、著しく改善された一貫性を示す。

図８および図９は、それぞれ図６および図７の心電図サイクルの標準偏差をプロットしている。図７のゲーティングされた心電図サイクルについての標準偏差は、図６のゲーティングされていない心電図サイクルについての標準偏差と比べて著しく低い。図６のゲーティングされていない心電図データについては、R波ピークのところに約70マイクロボルトの最大変動が生起する。これに比して、図７のゲーティングされた心電図データは約20マイクロボルトの著しく低い最大変動を有する。

図６〜図９では、12リードECG構成の単一のリードからの心電図データがプロットされている。より一般に、取得される12リードECG構成の各リード上で終呼気期間の間に取得される諸心電図サイクルの諸心電図データ信号が一緒に組み合わされて（平均、メジアン・フィルタ処理またはその他の方法によって）、各リードについての代表心電図サイクルが得られる。疾病診断のためにその後使われる測定は、これらの代表心拍合成物に対してなされる。通常の12リードECG構成以外のECG構成が用いられる場合、同様に、そのECG構成の各リードが、そのリードについての代表心電図サイクルを生成するために処理されることができる。任意的に、たとえばある種の利用可能な取得チャネルのみが診断のために求められる定量的情報を提供する場合、取得チャネルの一つまたは複数が処理されなくてもよい。

例示した実施形態は、呼吸によってゲーティングされる心電図記録（electrocardiography）に関するが、本稿に開示される呼吸ゲーティング技法をインピーダンス心拍記録（impedance cardiography）のような他の心拍記録技法と一緒に用いることも考えられている。インピーダンス心拍記録では、心電図データではなくインピーダンス心拍記録データが取得される。有利なことに、インピーダンス心拍記録データは、図２の手法と同様に呼吸波形を決定するために使用できる電極間のインピーダンス測定を本来的に提供する。

本発明は、好ましい実施形態を参照して記載してきた。明らかに、以上の詳細な記述を読み、理解すれば他の者にも修正および変更が思いつくであろう。本発明が、付属の請求項またはその等価物の範囲内にはいる限りそのようなすべての修正および変更を含むものとして解釈されることが意図されている。

呼吸ゲーティングを含む心拍記録装置を図的に示す図である。図１の心拍記録装置において好適に使用される、一つのECGベースの呼吸モニタリング手法を図的に示す図である。図１の心拍記録装置において好適に使用される、もう一つのECGベースの呼吸モニタリング手法を図的に示す図である。心電図データ（上、リードX使用）を、図２のインピーダンス・モニタを使って取得された呼吸波形（下）に対してプロットした図である。図２のインピーダンス・モニタを使って取得された呼吸波形を時間的に整列させたものを、通常の12リードのECG構成のリードI、リードII、リードIII、リードaVR、リードaVL、リードaVFおよびリードV1について示す図である。図５の文字「E」は呼気期間のはじまりを示し、両矢印の時間期間は決定された終呼気期間を示す。呼吸ゲーティングなしでの、減極開始（QRS起点）のところで整列された心電図サイクルの三次元プロットを示す図である。終呼吸期間の間に得られた心電図サイクルのみが含められるようにした、呼吸ゲーティングありでの、減極開始（QRS起点）のところで整列された一連の心電図サイクルの三次元プロットを示す図である。図６の心電図サイクルの標準偏差をプロットした図である。図７の呼吸ゲーティングされた心電図サイクルの標準偏差をプロットした図である。

Claims

心拍記録データを取得するために複数の電極に接続する心拍記録計と；
静穏呼吸期間を識別し、少なくとも識別された静穏呼吸期間の間に前記心拍記録計によって取得された心拍記録データからの、識別された静穏呼吸期間に限定された心拍記録データセットを生成するよう構成された呼吸ゲートとを有する、
心拍記録装置。
前記呼吸ゲートが：
前記心拍記録計によって取得される心拍記録データを受領し、該データから静穏呼吸期間を識別する信号処理コンポーネントを含む、
請求項１記載の心拍記録装置。
前記呼吸ゲートが：
前記複数の電極のうち選択された電極間のインピーダンスをモニタリングし、該インピーダンスから静穏呼吸を識別するインピーダンス・モニタを含む、
請求項１記載の心拍記録装置。
前記呼吸ゲートが：
静穏呼吸期間を識別するために、（ｉ）肺の気流および（ｉｉ）胸部の動きの少なくとも一つをモニタリングするよう構成された呼吸モニタを含む、
請求項１記載の心拍記録装置。
前記呼吸ゲートが、（ｉ）前記心拍記録データセットを定義するために、取得された心拍記録データのうちの、識別された静穏呼吸期間と対応する部分を選択する信号処理および（ｉｉ）前記心拍記録計に、識別された静穏呼吸期間の間のみ心拍記録データを取得させるコントローラの少なくとも一つを含む、請求項１記載の心拍記録装置。
前記心拍記録データの取得と並行して呼吸データを取得し、前記心拍記録データの取得において使用される心拍記録電極とは動作上独立している呼吸センサーをさらに含む、
請求項１記載の心拍記録装置。
前記の動作上独立している呼吸センサーが、（ｉ）肺の気流を測定するプレチスモグラフ、（ｉｉ）鼻気流センサーおよび（ｉｉｉ）胸部の拡張を測定する機械的なひずみ計からなる群より選択される、請求項６記載の心拍記録装置。
心電図データを取得するための12リードの心電図構成をさらに含む、
請求項１記載の心拍記録装置。
心電図データを取得する手段と；
心電図データの取得の間に生起する呼吸サイクルの一つまたは複数の静穏呼吸期間を判別する手段と；
呼吸サイクルの前記一つまたは複数の静穏呼吸期間の間に取得された心電図データから心電図データセットを生成する手段とを有する、
心電図記録装置。
請求項９記載の心電図記録装置であって、心電図データセットを生成する前記手段が：
前記一つまたは複数の静穏呼吸期間の間に取得された取得心電図データのうちの前記心電図データセットを定義する諸部分を選択するか；
心電図データの取得を、該取得が前記一つまたは複数の静穏呼吸期間の間のみ実行されるよう制御するかする、
心電図記録装置。
心拍記録データとともに呼吸に相関する呼吸波形を決定する段階と；
取得された心拍記録データのうちの、前記呼吸波形を使って識別される、呼吸サイクルの一つまたは複数の実質的に静穏な部分に対応する一つまたは複数の部分から心拍記録データセットを生成する段階とを有する、
心拍記録方法。
前記生成される心拍記録データセットが複数の心拍記録サイクルを含み、当該方法がさらに：
前記心拍記録データセットの前記複数の心拍記録サイクルを組み合わせて代表心拍記録サイクルを生成する段階を有する、
請求項１１記載の心拍記録方法。
前記組み合わせることが：
前記心拍記録データセットの前記複数の心拍記録サイクルを平均して前記代表心拍記録サイクルを生成することを含む、
請求項１２記載の心拍記録方法。
前記組み合わせることが：
前記心拍記録データセットの前記複数の心拍記録サイクルをメジアン・フィルタ処理して前記代表心拍記録サイクルを生成することを含む、
請求項１２記載の心拍記録方法。
前記代表心拍記録サイクルの診断処理を実行する段階をさらに含む、
請求項１２記載の心拍記録方法。
呼吸サイクルの一つまたは複数の実質的に静穏な部分に対応する心拍記録データセットを生成する前記段階が：
前記呼吸波形の変曲点に基づいて前記一つまたは複数の静穏呼吸期間を識別する段階を含む、
請求項１１記載の心拍記録方法。
心拍記録データの取得が心電図データの取得を含み、前記呼吸波形を決定する段階が：
前記心電図データの取得の間、該心電図データの取得にも使われている選択された心電図電極間のインピーダンスを測定すること；および
取得された心電図データに対して信号処理を実行して該心電図データから呼吸波形を抽出することのうちの少なくとも一方を含む、
請求項１１記載の心拍記録方法。
心拍記録データの取得が：
心電図データの取得；および
インピーダンス心拍記録データの取得のうちの一方を含む、
請求項１１記載の心拍記録方法。
心拍記録データが連続的に取得され、前記心拍記録データセットを生成する前記段階が：
前記心拍記録データセットを、連続的に取得された心拍記録データのうちの、呼吸サイクルの識別された一つまたは複数の実質的に静穏な部分の間に取得された一つまたは複数の部分として選択する段階と含む、
請求項１１記載の心拍記録方法。
心拍記録データが選択された取得期間の間に取得され、前記心拍記録データセットを生成する前記段階が：
取得される心拍記録データが前記心拍記録データセットを定義するよう、呼吸サイクルの識別された一つまたは複数の実質的に静穏な部分に対応する取得期間を選択する段階を含む、
請求項１１記載の心拍記録方法。
請求項１１記載の方法を実行するプログラムを有するコンピュータ可読媒体。