JP5236200B2 - Ｅｃｇ形態及び時系列の解析及び編集のための方法及び装置 - Google Patents

Description

本発明は、心電計（ＥＣＧ）信号の形態及び時系列の関係に対する解析及び編集のための方法及び装置に関する。

心臓は、酸素及びＣＯ_２放出のために肺に血液を循環させる右側と、身体全体の血液循環領域に酸素負荷された血液を循環させる左側と、を有する。この各側は、心筋の弛緩中（心拡張期）に血液を受け取る心房と、心筋の収縮時（心収縮期）に血液を放出する心室と、を有する。

ＥＣＧ信号データは、対象の肺及び全身の循環領域を通過させるように血液をポンピングする際の心臓伝導系及び筋肉の電気的活動を反映する。この信号は、心臓の反復的な作用（すなわち、拍動）によって生成された連続する波形を包含している。毎分約６０〜８０拍動の通常の心拍数では、この波形が約０．７５〜１秒ごとに（すなわち、約７５０〜１０００ミリ秒ごとに）生成される。

典型的なＥＣＧ波形を図１に示す。この波形は、Ｐ波、ＱＲＳ群、及びＴ波を含む。Ｐ波は、心房収縮が起きる前に心房が脱分極する際に発生する電位によって生じる。ＱＲＳ群は、心室が収縮前に脱分極する際に発生する電位によって生じており、またこのＱＲＳ群は顕著なＲピークを特徴としている。心臓の収縮及びポンピング作用が発生すると、心筋の再分極が先ずゆっくりと開始され、次いでＥＣＧ波形がＴ波で（ある場合には、Ｕ波で）終了する際にはこれがさらに速くなる。

ＥＣＧ解釈においては、ＥＣＧ波形の成分の存在及び形状（すなわち、形態）に加えて、各成分の長さ及び各成分間の離間（すなわち、間隔）が有用である。図１に示したよく用いられる間隔は、Ｐ−Ｒ間隔、ＱＲＳ持続時間、ＳＴ−Ｔセグメント、及びＱＴ間隔である。心臓のある部分の再分極遅れに由来すると考えられているＵ波（ＥＣＧ波形のＳ−Ｔセグメント内にある若干の凹部）が用いられることもある。

ある種の薬剤（あるいは、薬剤の組み合わせ）を使用すると、心臓細胞のイオンチャンネルに悪影響を及ぼす可能性があり、またこれがＥＣＧ波形の特性の変化になって反映される。この一例は、ＱＴ間隔の延長を誘導するような抗うつ薬や抗レトロウイルス薬などの薬剤を使用することである。この延長は、「トルサードドポアンツ（ｔｏｒｓａｄｅ ｄｅ ｐｏｉｎｔｅｓ）」と呼ばれる（単に「トルサード」やＴｄＰと呼ぶことも多い）心室性頻脈（速度の過剰）の形態をした致命的な不整脈に繋がる可能性がある。臨床薬剤試験において薬剤誘導のＴｄＰの可能性を予測するためには、目下のところはＱＴ間隔を用いるのが規制当局によって承認された唯一の技法である。

このため、ＱＴ間隔の適正な計測値の取得、並びに時系列のＥＣＧ波形のＱＴ間隔の補正値の正確な計算に労力が向けられてきた。この補正値（ＱＴｃ）は、心拍数の変化に対するＱＴ間隔の決定を調整するために使用される。以前は、ＱＴ間隔は直前に生じたＲ−Ｒ間隔に基づいて補正されるのが通常であった。このＲ−Ｒ間隔は、連続する波形のＲピーク同士の間隔である。しかし、より研究を重ねることによって、Ｒ−Ｒ間隔の変化とＱＴ間隔の変化の間にある種の遅延効果が存在する可能性があることが分かった。「ヒステリシス」とも呼ばれるこの遅延効果は、ある種のケースでは２分程度の長さになることがある。しかし最も実際的な状況では、ＥＣＧ信号データのうちのある短いセグメント（例えば、１０秒分のデータ）だけが利用可能である。心拍動中に不規則なＲ−Ｒ間隔によって立証されるようなあるタイプの不整脈が存在するときにＱＴｃ計算に異なるＥＣＧ拍動が選択された場合に大きな差が生じる可能性がある。したがって、ＥＣＧ信号データの利用可能な短いセグメント範囲内でＱＴｃ計算に適したＥＣＧ拍動群を選択することが重要である。

目下のところ、ＱＴ間隔の計測及びＱＴ補正（ＱＴｃ）を実行する際には、ＥＣＧ解析アルゴリズムを用いてその信号内でＱＴ間隔及びＱＴｃの計測に適当と見なされるＥＣＧ波形にフラグ付けすることによってある量のＥＣＧ信号に解析を実施している。次いでこの信号データは、ＱＴ間隔計測及びＱＴｃ計算にどの波形を利用するかを判断する心臓専門医や別の臨床医による検討を受ける。この選択はＱＴ量の計算に使用するデータの質を向上させかつ決定の最終的な精度を向上させるように設計されているが、この選択は目下のところ臨床医にとって困難な作業であることが多い。

ＱＴ間隔及びＱＴｃを決定する際に、本発明の実施形態の方法及び装置は、ＥＣＧ信号データを取得し、このデータ内の波形に関してＲ−Ｒ間隔及びＱＴ間隔を決定する。このＥＣＧ信号データのうちの比較的安定した心拍数を示す部分が選択される。この安定心拍数の波形の選択は、ＥＣＧ波形のＲフィーチャ同士の間隔（すなわち、Ｒ−Ｒ間隔）の標準偏差の比較に基づくことがある。波形内における最大Ｒ−Ｒ間隔と最小Ｒ−Ｒ間隔の間のばらつきが使用されることもある。

具体的には、選択されるＥＣＧ信号データの波形はＲ−Ｒ間隔の最小標準偏差及びＲ−Ｒ間隔の最小ばらつきを有する波形である。当該波形のＲ−Ｒ間隔とＱＴ間隔をグラフ的に関連付ける新規の表示によって手作業の選択を支援することができる。選択したＥＣＧ信号データからＱＴｃが計算される。

その後、Ｑ−Ｔ特性の解析並びにこれに基づく診断を可能にするように、ＥＣＧ信号データの選択した各心拍動ごとにＲ−Ｒ間隔、ＱＴ間隔及びＱＴｃが表示される。

ＥＣＧ信号データがＴｄＰの予測子として長いＱＴ間隔にわたって解析されるように記載してきたが、この解析は異常に短いＱＴ間隔の存在の判定を目的とすることもあることを理解されたい。ＱＴ間隔が短いことは、致命的な不整脈とも結びつけられている。

より一般的には、本発明の技法は診断目的に有用な方式で心臓に関連する２つ以上の状態を比較しながらデータ組を取得し表示するために使用されることがある。

本発明の実施形態は、添付の図面と連係して取り上げた以下の詳細な説明によってさらに理解が深まるであろう。

本発明で使用する場合、ＥＣＧ信号データは、図２に示すように対象１２の身体に対して電極１０を装着することによって従来の方式で取得される。本発明の装置では、電極１０の電気信号は前置増幅器１４で増幅されており、一連の連続波形を含む図１に示すアナログ形態をしている。このアナログ信号は、アナログ／ディジタル変換器１６でアナログ対ディジタル変換を受けると共に、本発明の方法を実行するアルゴリズムを包含した中央処理ユニット１９を使用して動作させるコンピュータ２０のメモリ１８内に保存される。コンピュータ２０は、グラフ形式及び／またはテキスト形式で情報を表示するための画面２２を含む。

本発明の方法の一実施形態を図３の流れ図に表している。工程４０で方法を開始させた後、対象１２から受け取るか、あるいはより典型的にはコンピュータ２０のメモリ１８に保存されたデータから受け取るかのいずれかにより一連の連続波形の形態をしたＥＣＧ信号データが取得される。この処理は工程４２で行われる。こうして取得したデータを、約１０秒の典型的なサンプリング期間にわたる２つの誘導のＥＣＧ信号データを含むようにした図４Ａに表している。図４Ａでは、心拍動に連続番号を付与している。

次いでこのデータを解析し、比較的安定した心拍数を有するＥＣＧ信号データ波形が選択される。この処理は、ＥＣＧ信号データを解析し、連続するＥＣＧ波形のＲピーク同士の間隔（すなわち、Ｒ−Ｒ間隔）の大きさを決定することによって実施することが好ましい。各波形に存在するＱＴ間隔も取得される。この処理は図３に示した工程４４で実施される。所与の波形のＲピークと直前の波形のＲピークの間のＲ−Ｒ間隔は、当該波形のＱＴ間隔と対応させる。ＥＣＧ信号データは工程４６で画面２２上に表示させることがあり、またＲ−Ｒ間隔は図４Ａにおいてミリ秒単位で表している。

このデータに関するグラフ指示を提供するために画面２２上でこれが、対応させた直前のＲ−Ｒ間隔とＱ−Ｔ間隔のデータ対をリレーショナル・バーとして示す時系列リレーショナル・マップ内に図４Ｂに示した方式で表示される。これらの間隔の大きさは、垂直線の高さによって指示される。Ｒ−Ｒ間隔ではこれがライン４６となり、またＱ−Ｔ間隔ではこれがライン４８となる。Ｒ−Ｒ間隔ライン４６の高さが均一であることは、対象の心拍数が比較的安定していることの視覚的指示となる。水平のライン、あるいはライン４６上のティック５０は、ライン４６の全長のうちのある割合（例えば、Ｒ−Ｒ間隔の半分すなわち５０％）を示している。これは、臨床医がＲ−Ｒ間隔と対応するＱＴ間隔の大きさを視覚化するのに役立つ。例えば、Ｑ−Ｔ間隔が直前のＲ−Ｒ間隔の半分より長いことは、Ｑ−Ｔ間隔の延長の可能性に関する警告サインである。

図４Ａは、図４Ｂのリレーショナル・マップまたは表示を作成したＥＣＧ波形を表している。拍動２〜５に関しては、Ｒ−Ｒ間隔の範囲及びライン４６の高さが概ね均一であり、Ｒ−Ｒ間隔は８５８〜８８８ミリ秒の範囲にある。拍動５と６の間のＲ−Ｒ間隔はこれより短く６９０ミリ秒であり、また拍動６と７の間のＲ−Ｒ間隔はこれより長く１０７２ミリ秒である。このことは、図４Ｂのライン４６−６と４６−７のそれぞれの高さの違いに反映されている。

図４Ｃは、その形態及びタイミングの変動を示すように波形を表示する別の方法を表している。図４Ｃでは、連続する心拍動からのＥＣＧ波形データを用い、画面２２上により暗いライン５２で表示させた中央値または平均値波形を生成させている。各心拍動に関する波形５４は、非定型の波形（またしたがって、心拍動）が容易に識別できるようにして中央値波形５２上に重ね合わされている。

本発明の方法の一実施形態では、ＱＴ間隔及びＱＴｃの決定に使用するＥＣＧ信号データ波形の選択では、Ｒ−Ｒ間隔の標準偏差、またさらには最大Ｒ−Ｒ間隔対最小Ｒ−Ｒ間隔のばらつきが利用される。

標準偏差はデータが中央値または平均値の周りにどの程度の近さで集まっているかに関する尺度である。ばらつきの最も簡単な尺度は、ＥＣＧ信号データの一部分において見出した最大Ｒ−Ｒ間隔と最小Ｒ−Ｒ間隔の間の範囲（すなわち、差）である。ばらつきに関して別の表現も利用可能である。

本発明の一実施形態では、その選択されるＥＣＧ信号データ波形はＲ−Ｒ間隔の最小標準偏差ＳＴＤとＲ−Ｒ間隔の最小ばらつきとを有するデータ波形である。最小標準偏差とは、信号データの選択部分に関するＲ−Ｒ間隔の大きさが中央値の周りで近くに集まっていることを意味する。最小ばらつきとは、最大値と最小値の差が小さいことを意味する。図４の例では、選択される波形は心拍動波形１〜５を含む部分となる。

Ｒ−Ｒ間隔の標準偏差及びＲ−Ｒ間隔の最大−最小ばらつきの決定、並びにＥＣＧ信号データのうちの最小Ｒ−Ｒ間隔標準偏差及び最小Ｒ−Ｒ間隔ばらつきを有する部分の選択は、本方法の工程６０及び６２で実施される。データのこの選択した部分は、図３の工程６４に示したように、心拍動波形２〜４としてさらに詳細に図５Ａ、Ｂ及びＣに表示される。

工程６６では、利用しようとするＥＣＧ信号データ波形に関して、図４または図５のいずれかまたは両者の形態の表示を使用して臨床医がＥＣＧ信号データを手作業で編集することがある。ＥＣＧデータのうちの本方法の別の工程で利用する部分は、工程６０及び６２の基準及び／または工程６６における手作業による選択に従って、工程６８で確定し工程７０で表示させる。

工程７２では、信号データの各選択波形ごとにＱＴ間隔が計算されるか、または工程４４で実施した直前の決定からＱＴ間隔が取得される。

工程７４では、ＥＣＧ信号データの選択部分の波形に関して、ＱＴ間隔に対する心拍数の効果を示すＱＴｃが決定される。この目的では一般に多くの式が使用されている。これらの式には、Ｂａｚｅｔｔの式（ＱＴｃ＝ＱＴ／ＲＲ^１／２）、Ｆｒｉｄｅｒｉｃａの式（ＱＴｃＦ＝ＱＴ／ＲＲ^１／３）、及び線形回帰方程式（ＱＴｃＬ＝ＱＴ＋０．１５４×［１−ＲＲ］）が含まれる。この線形回帰方程式は、Ｆｒａｍｉｎｇｈａｍ（Ｍａｓｓａｃｈｕｓｅｔｔｓ）の長期心臓研究を参考にしたＦｒａｍｉｎｇｈａｍの式と呼ばれることが多い。ＱＴｃの計算はＥＣＧ信号データの選択部分内にある各心拍動波形ごとに実施される。

工程７６では、ＥＣＧ信号データのうちの選択した心拍動波形に関して図６に示した方式でデータが表示される。図６に示すようにこのデータは、縦座標をミリ秒を単位とする時間とした複数の垂直バーとしてグラフ表示することが好ましい。この表示したデータには、Ｒ−Ｒ間隔７６−１、ＱＴ間隔７６−２、並びに様々な式によって決定したＱＴ補正値７６−４、７６−６及び７６−８が含まれる。図６の表示によって、ＱＴｃ値のリアルタイムの動的変化を対象１２に対して不都合となる可能性がある状態を示すＱＴ間隔特性の変化を特定するためのビューによってモニタするためのＲＲ／ＱＴ／ＱＴｃトレンド分析が可能となる。

本発明の別の態様では、ＥＣＧ波形信号データの２つ以上の要素を臨床医が使用できるように時系列ベースでグラフ表示し比較するために、図４及び５に表したタイプのグラフ表示がより一般的な時系列リレーショナル・マップ表示まで拡張されることがある。例えばこのグラフ表示では、心臓再分極フィーチャと一緒に心臓脱分極関連のフィーチャをグラフ表示することがある。さもなければ、表示する要素をいずれもが脱分極現象と関連するものとするが、その一方を心室脱分極関連のフィーチャとし、もう一方を心房脱分極関連のフィーチャとすることがある。

本発明のこの態様を実施するためには、図７の開始工程１００に続いて、工程１０２において表示させる所望のフィーチャが決定される。例えば図８Ａは、図８Ｃに示したような表示を生成するように対にすることができる典型的な心臓脱分極関連のフィーチャ及び再分極フィーチャを表している。図８Ｂは、対にすることができる心室脱分極関連のフィーチャ及び心房脱分極フィーチャに関する同様の表を示している。心電図のベクトル解析に関するよく知られた原理によって、例えばＱＲＳ波軸またはＰ波軸に関連するフィーチャが決定される。

工程１０４では、ＥＣＧ信号波形データが取得される。所望により工程１０４と工程１０２の順序を逆にすることもできることを理解されたい。

解析中のフィーチャについて所望であれば、工程１０６においてＥＣＧ信号データの所望の部分または波形を選択することができる。この選択は、上述した方式または何か別の適当な方式で実施することができる。

その後、所望のフィーチャ（図８Ａに示した脱分極関連から選択した１つのフィーチャと再分極フィーチャから選択した１つのフィーチャなど）が工程１０８においてＥＣＧ信号波形データから抽出される。その後工程１１０において、このデータが図８Ｃに示した方式で表示される。

図８Ｃに示した方式によってデータを表示した結果は、ＥＣＧフィーチャの時系列解析に関する拍動単位のリレーショナル・マップとなる。このリレーショナル・マップは図３〜５を用いて記述したＲ−Ｒ間隔及びＱ−Ｔ間隔の解析に関連して上述したのと同じ方式で使用することができる。

様々な代替形態及び実施形態も、発明と見なせる対象を具体的に指摘し明確に特許請求している添付の特許請求の範囲の域内にあるものと企図される。また、図面の符号に対応する特許請求の範囲中の符号は、単に本願発明の理解をより容易にするために用いられているものであり、本願発明の範囲を狭める意図で用いられたものではない。そして、本願の特許請求の範囲に記載した事項は、明細書に組み込まれ、明細書の記載事項の一部となる。

心電図波形の図である。 本発明の装置を表した簡略概要図である。 本発明の方法の各工程を表した流れ図である。 本発明で利用されるデータ表示の図である。 本発明で利用されるデータ表示の図である。 本発明で利用されるデータ表示の図である。 ＥＣＧ信号データのうちの本発明においてＱ−Ｔ間隔の特性の決定に使用するように選択された一部分の特性をグラフ表示している図４と同様の図である。 ＥＣＧ信号データのうちの本発明においてＱ−Ｔ間隔の特性の決定に使用するように選択された一部分の特性をグラフ表示している図４と同様の図である。 ＥＣＧ信号データのうちの本発明においてＱ−Ｔ間隔の特性の決定に使用するように選択された一部分の特性をグラフ表示している図４と同様の図である。 本発明の別の表示の図である。 本発明の方法の別の実施形態を表した流れ図である。 図７に示した方法で使用できる心電図フィーチャを示した表である。 図７に示した方法で使用できる心電図フィーチャを示した表である。 本発明の表示に関する図４Ｂ及び５Ｂと同様のグラフ表示である。

符号の説明

１０ 電極
１２ 対象
１４ 前置増幅器
１６ アナログ／ディジタル変換器
１８ メモリ
１９ 中央処理ユニット
２０ コンピュータ
２２ 画面
３６ 表示データ
４０ 方法の開始
４２ 信号データの取得
４４ Ｒ−Ｒ及びＱ−Ｔ間隔の決定
４６ Ｒ−Ｒ間隔のグラフ
４８ Ｑ−Ｔ間隔のグラフ
５０ グラフ４６、４８上のティック
５２ 中央値波形
５４ 心拍動波形
６０ 標準偏差及びばらつきの決定
６２ 最小の標準偏差及びばらつきを有するデータの選択
６４ データの表示
６６ データの手作業編集
６８ ＥＣＧデータ部分の選択
７０ データの表示
７２ Ｑ−Ｔ間隔の計算
７４ ＱＴｃの決定
７６ データ（７６−２、７６−４、７６−６、７６−８）の表示
１００ 方法の開始
１０２ 所望のフィーチャの決定
１０４ ＥＣＧ信号データの取得
１０６ ＥＣＧ信号データの一部分の選択
１０８ フィーチャの抽出
１１０ データ組の表示

Claims (10)

1. ＥＣＧ信号データの特性を解析するための方法であって、
   複数の波形を含むＥＣＧ信号データを取得する工程（１０４）であって、各波形が再分極フィーチャと脱分極フィーチャとを含む、前記工程と、
   プロセッサが、前記複数の波形の各々から脱分極フィーチャを抽出する工程と、
   前記プロセッサが、抽出された前記脱分極フィーチャの統計的特性に基づいて、前記複数の波形から安定した波形のセットを選択する工程と、
   前記プロセッサが、前記安定した波形のセットの各波形から再分極フィーチャを抽出する工程と、
   を含む方法。
2. 前記再分極フィーチャがＱ−Ｔ間隔である、請求項１に記載の方法。
3. 前記脱分極フィーチャがＲ−Ｒ間隔である、請求項２に記載の方法。
4. さらに、最大Ｒ−Ｒ間隔から最小Ｒ−Ｒ間隔までのばらつきを決定する工程（６０）、並びに該ばらつき及び標準偏差を使用して前記安定した波形のセットを選択する工程（６２）を含む、請求項１乃至３のいずれかに記載の方法。
5. 前記脱分極フィーチャと前記再分極フィーチャを、データ組のリレーショナル・バー形式で表示する工程であって、リレーショナル・バーの伸びの量は該バーが示す各フィーチャの規模に比例している表示工程として規定される、請求項１乃至４のいずれかに記載の方法。
6. さらに、Ｒ−Ｒ間隔バー上にバーの伸びの量のうちの選択した割合を示すインジケータを配置する工程として規定される、請求項５に記載の方法。
7. 前記ＥＣＧ信号データの手作業での編集を受け入れる工程（６６）を含む、請求項１乃至６のいずれかに記載の方法。
8. 前記ＥＣＧ信号データのうちのリレーショナル・バー形式で表示（１１０）させる再分極フィーチャが心室関連のフィーチャ及び心房関連のフィーチャである、請求項５または６に記載の方法。
9. 前記プロセッサが、
   抽出された前記再分極フィーチャからトルサードドポアンツ（ＴｄＰ）指標を計算する工程と、
   前記トルサードドポアンツ（ＴｄＰ）指標をディスプレイに表示する工程と、
   を含む、請求項１乃至８のいずれかに記載の方法。
10. ＥＣＧ信号データの特性を解析するシステムであって、
    各波形が再分極フィーチャと脱分極フィーチャとを含む複数の波形を含むＥＣＧ信号データを取得する手段と、
    前記複数の波形の各々から脱分極フィーチャを抽出し、
    抽出された前記脱分極フィーチャの統計的特性に基づいて、前記複数の波形から安定した波形のセットを選択し、
    前記安定した波形のセットの各波形から再分極フィーチャを抽出するプロセッサと、
    前記再分極フィーチャと前記脱分極フィーチャとを表示するディスプレイと、
    を含むシステム。