JP6381444B2 - リアルタイムｅｃｇにおいて心電図のｓｔ部レベルを全自動で測定する方法およびシステム - Google Patents

Description

本願発明は、一般的に心電図検査に関する。より特定的には、リアルタイムでの心電図（ＥＣＧ）のＳＴ部レベルの測定に関し、所定の参照例について説明される。しかしながら、他の使用シナリオにおけるアプリケーションを見い出すこともでき、上記のアプリケーションに必ずしも限定されるものではないことが理解されるべきである。

ＥＣＧは、一定期間にわたる心臓の電気的活動の記録である。心電計または他の好適な電気的トランスデューサは、そうした電気的活動を非侵襲的に測定する。記録は、それらの機器から生成され、及び/又は、コンピューターといった他の機器によって生成される。従来の心電計は、心臓の電気的活動を測定するために１０個の電極を使用する。それぞれの電極は、患者の上に、いくらかの許容範囲をもって所定の位置に配置される。これら１０個の電極から、１２個のリード（ｌｅａｄ）（つまり、電位差）が測定され、及び/又は、引き出される。他の従来の心電計は、３個、５個、１５個、１６個、ＥＡＳＩ、等のリードを有している。

図１には、従来の１２個リードの心電計に対する典型的な電極の配置が示されている。右足電極ＲＬは、他の電極に対するグラウンドとして機能する。リードＩは、右腕電極ＲＡから左腕電極ＬＡまでに測定され、リードＩＩは、右腕電極ＲＡから左足極ＬＬまでに測定され、リードＩＩＩは、左腕電極ＬＡから左足電極ＬＬまでに測定される。右腕電極ＲＡ、左腕電極ＬＡ、および、左足電極ＬＬの平均電圧Ｖ（つまり、ウィルソンの中央端子）が決定される。他の９個のリードは、Ｖと電極Ｖ_１−６との間の電位差から引き出される６個の定期的なリード、および、リードＩ、ＩＩ、および、ＩＩＩの組み合わせから引き出される３個の増大された肢誘導（ｌｉｍｂ ｌｅａｄ）ＶＲ、ＶＬ、および、ＶＦを含んでいる。リアルタイムのＥＣＧモニタリングのために、４個の手足電極（ＲＡ、ＬＡ、ＲＬ、ＬＬ）は、モーションアーチファクト（ａｒｔｉｆａｃｔ）を低減するように、通常は（メイソン−ライカー（Ｍａｓｏｎ−Ｌｉｋｅｒ）リード配置として知られている）対応する手足の近くの胴部上に配置される。

心電図のＳＴ部レベルは、典型的には、心筋梗塞、心臓拒血、等といった心血管疾患を検査し、診断するために使用される。心電図の重要な機能は、診断上のＥＣＧ検査、外来のＥＣＧ検査、および、リアルタイムのＥＣＧモニタリングにおいて、広く使用されている。ＥＣＧリードに対する選択された正常な脈拍のＳＴ部レベルは、Ｊ＋ｘポイントと等電点（Ｉｓｏ−ｅｌｅｃｔｒｉｃ ｐｏｉｎｔ）との間の電位差である。Ｊポイントは、ＱＲＳ複合波（ｃｏｍｐｌｅｘ）のオフセット又は終端であり、ｘは、選択された時間間隔であって、０から８０ｍｓまで変化する。典型的に、ｘは６０または８０ｍｓとして選択される。等電点は、ＱＲＳのオンセット（ｏｎｓｅｔ）Ｑ又はＱＲＳ複合波の開始点以前で、Ｐ波の終了後の時点である。実用的な医療アプリケーションにおいて、等電点は、大人の患者に対しては、一般にＱ−２０ｍｓに等しい。

ＳＴ部レベルを信頼性よく測定するための一つのチャレンジは、等電点とＪポイントを信頼性よく配置することである。リアルタイムで外来のＥＣＧモニタリングにおいてこれらのポイントを定めるために、少なくとも２つのアプローチがある。手動アプローチと自動アプローチである。

手動アプローチにおいて、等電点は、ＱＲＳピーク時間Ｒから固定の時間間隔ｕ（例えば、ｕ＝４０ｍｓ）を引き算して決定される（つまり、Ｉｓｏ＝Ｒ−ｕ）。Ｊポイントは、ＱＲＳピーク時間Ｒに固定の時間間隔ｚ（例えば、ｚ＝８０ｍｓ）を足し算して決定される（つまり、Ｊ＝Ｒ＋ｕ）。固定の時間間隔は、一般にモニタリングの最初に、それぞれの患者に対して手動で決定される。しかしながら、このアプリケーションは望ましいものではない。臨床医に、余計な負担をかけるからである。さらに、一旦ｕとｚのオフセットが設定されれば、それらの値は固定であり、ＱＲＳ形態の変化に適合しない。ＱＲＳ形態の変化は、ＪポイントでのＳＴ測定を妨げ、及び/又は、ＪポイントでのＳＴ測定に対して実質的な誤差の発生の原因となり得る。このことは、続いて、ＳＴアラームの失敗を生じ、及び/又は、真のＳＴイベントが見逃されかねない。

自動アプローチにおいて、等電点とＪポイントは、既定の時間ウィンドウで、選択されたノイズの無い正常な脈拍の平均化された脈拍サイクルＥＣＧ波形から、自動的に検出される。このことは、ノイズの無い正常な脈拍を選択すること、正常な平均脈拍を連続して構成すること、等電点を自動的に探知すること、および、それぞれのＥＣＧリードに対するＳＴ部レベルを計算すること、を含んでいる。

ノイズの無い正常な脈拍を選択することは、それぞれのＥＣＧ信号に対するノイズを検出することを含んでいる。一つのアプローチは、それぞれのリードに対して、ＳＴ部ｓ（ｉ）に対する５次元カルーネン−レーベ変換（ＫＬＴ：Ｋａｒｈｕｎｅｎ−Ｌｏｅｖｅ ｔｒａｓｆｏｒｍ）特徴ベクトル、および、ＱＲＳ複合波ｑ（ｉ）に対するもう一つの５次元特徴ベクトルを使用する。与えられた脈拍に対して、ｓ（ｉ）とｑ（ｉ）は、近隣の脈拍のものと比較され、ＳＴ部ｒ_ｓ（ｉ）及びＱＲＳ複合波ｒ_ｑ（ｉ）に対する正規化された残余誤算が計算される。アルゴリズムは、残余誤差、ｒ_ｓ（ｉ）またはｒ_ｑ（ｉ）が所定の割合（例えば、２５％）を超える場合に、脈拍ｉをノイズが多いとみなす。この方法は、近隣の脈拍の情報を使用する必要があり、近隣の脈拍の大部分がノイズの無い脈拍であることを仮定している。ｓ（ｉ）とｑ（ｉ）を引き出すための計算量は、比較的に多いものである。

ＥＣＧノイズの検出のための別のアプローチは、脈拍サイクルにおけるそれぞれのＥＣＧリードの主要な波形シャープネス、高周波数ノイズレベル、低周波数ノイズレベルによって、信号品質を評価する。主要な波形シャープネスは、既定のウィンドウ（例えば、４００ｍｓ）において、絶対波形領域で割り算された最大の絶対振幅（ａｍｐｌｉｔｕｄｅ）により測定される。高周波数ノイズ（ＨＦＮ）レベルは、Ｒ波を用いて中心決めされた一秒間の時間ウィンドウにおけるハイパス（２回微分）フィルターされたＥＣＧ信号の絶対値を合計し、Ｒ波振幅の絶対値の合計で割り算することによって、計算することができる。低周波数ノイズ（ＬＦＮ）レベルは、一秒間の時間ウィンドウにおけるローパスフィルターされたＥＣＧ信号の絶対値を合計し、Ｒ波振幅の絶対値の合計で割り算することにより測定される。

この方法にチャレンジは、正規化するためにＲ波振幅の絶対値によってＨＦＮとＬＦＮが調整されるので、同じ量のＨＦＮとＬＦＮが、異なるＲ波振幅の絶対値の下では、全く異なって表れることである。Ｒ波振幅が非常に低い場合には、シビア（ｓｅｖｅｒ）でないＨＦＮとＬＦＮの値が、シビアに表れてくる。Ｒ波振幅が非常に大きい場合には、シビアなＦＮとＬＦＮの値が、シビアでなく表れる。正しく理解されるように、これら両方のシナリオは、望ましいものではなく、間違ったノイズ見積りを生じてしまう。

平均化された脈拍を連続して構成することは、既定のウィンドウにおける平均化された正常な脈拍波形を創出する。このことは、さらに、ＥＣＧノイズレベルを低減し、等電点とＪポイントの自動的な探知を促進する。典型的には、１５秒の時間ウィンドウが使用される。それぞれの時間ウィンドウに対して、全ての選択された正常な脈拍を平均化することにより、平均化された正常な脈拍波形が構成される。

等電点とＪポイントの自動的な探知は、数多くのアプローチを使用して実行することができる。一つのアプローチは、コンピューターが検出したＱＲＳ位置ＲからＲ−１８０ｍｓの後方で、それぞれのＥＣＧリードの「最も平坦な」５個サンプルの部分を探知することによって、等電点を決定する。この部分の中間サンプルが、リードに対する等電点の候補とされる。全てのリードに例えばする最終的な等電点を決定するために追加のルールを使用してもよい。さらに、それぞれのＥＣＧリードにおいてＲからＲ＋１００ｍｓの先方で、連続的な信号電圧変化の量に基づいて波形が「平坦化」を開始するサンプルを探知することによって、Ｊポイントが決定される。このサンプルは、ＥＣＧリードにライトする等電点とみなされる。全てのリードの等電点の位置が比較され、最も最近の位置（つまり、Ｒから最も遠いもの）が、全てのリードに対する最終的なＪポイントであるとされる。

このアプローチの一つのチャレンジは、それぞれのＥＣＧリードの波形上で直接的な特徴を記録することによって等電点とＪポイントを決定することである。しかしながら、このことは、それぞれのリード全てに行う必要があるので、時間がかかるものである（つまり、コンピューターの負荷が高い）。別のチャレンジは、一つのリードが異常なＱＲＳ形態を示す場合、または、遅い「平坦化」ポイントを生じさせる局所的なノイズによって、最終的なＪポイントの位置が容易に悪化されることである。さらに別のチャレンジは、このアプローチは、波形をスムーズにするために脈拍の平均化を必要とし、そのため、脈拍患者関連情報のＳＴ測定ができないことである。

等電点は、ＱＲＳのオンセット（Ｑ）から容易に定められるので、等電点とＪポイントを探知するアプローチは、ＱとＪポイントを検出することに変えられる。効果的で効率的なＱＲＳのオンセットとオフセット（Ｑ、Ｊ）の検出は、波形長さ変換（ＷＬＴ）を使用し、複数リードのＥＣＧ信号を一つのチャンネル結合波形長信号（ＣＷＬＳ）に変換することができる。ＣＷＬＳは、全てのＥＣＧリードのＱＲＳ形態を考慮することにより、「グローバル」な方法でＱＲＳのオンセットとオフセットを保存する。そして、ＣＷＬＳからＱとＪポイントが検出される。一つのチャレンジは、複数のＥＣＧリードについて、一つのノイズが多く又は品質が低いリードが、Ｑ、Ｊ検出の精度を実質的に悪化させ得ることである。従って、追加の信号品質コントロールプロセスが無ければ、このアプローチは、等電点とＪポイントの信頼性の高い検出に適するものではない。

最後のコンポーネント、それぞれのリードのＳＴ部レベルの計算、は、適切に取得された等電点とＪポイントが与えられれば、ルーチンである。上述のように、選択されたＳＴ部レベル、一つのＥＣＧリードに対する通常の脈拍は、そのリードのＥＣＧ波形のＪ＋ｘポイントと等電点との間の電位差である。ここで、ｘは、選択された時間間隔であり、典型的には６０または８０ｍｓである。

本願発明は、上述の問題又は他の問題を克服するための新規で改善された方法を提供する。

一つの態様に従って、本システムは、心電図（ＥＣＧ）のＱ及びＪポイントを決定する。システムは、少なくとも一つのプロセッサを含んでいる。プロセッサは、複数のＥＣＧリードから選択された脈拍に対する脈拍サイクル波形を受け取るようにプログラムされている。信号品質が、複数のＥＣＧリードのそれぞれに対して決定され、既定の品質クライテリアを満たしているか又は超えている信号品質を伴うＥＣＧリードの脈拍サイクル波形が結合される。結合された脈拍サイクル波形上で、ＱとＪポイントが特定される。

別の態様に従って、本方法は、心電図（ＥＣＧ）のＱ及びＪポイントを決定する。本方法は、複数のＥＣＧリードから選択された脈拍に対する脈拍サイクル波形を受け取るステップを含んでいる。信号品質が、複数のＥＣＧリードのそれぞれに対して決定され、既定の品質クライテリアを満たしているか又は超えている信号品質を伴うＥＣＧリードの脈拍サイクル波形が結合される。結合された脈拍サイクル波形上で、ＱとＪポイントが特定される。

本発明の一つの利点は、ＳＴ部レベル測定に対するロバスト（ｒｏｂｕｓｔ）なリード選択に在る。

本発明の別の利点は、リード選択に対する改善されたノイズ検出に在る。

本発明の別の利点は、ＳＴ部レベル測定に対するノイズ許容範囲に在る。

本発明の別の利点は、リードに対する近隣の脈拍からの独立性に在る。

本発明の別の利点は、平均化された脈拍及び単独の脈拍に対するＳＴ部レベル測定における改善された精度に在る。

本発明の別の利点は、ＱＲＳ幅の検出に在る。

本発明の別の利点は、脈拍間におけるＳＴ部レベル測定に在る。

本発明の別の利点は、良好な信号品質を伴う全てのＥＣＧリードを使用したＱ、Ｊの検出に在る。

本発明のさらなる利点は、以降の詳細な説明を読んで理解すれば、当業者に正しく理解されよう。

本発明は、種々のコンポーネントとコンポーネントの構成での形式、および、種々のステップとステップの構成での形式をとり得る。図面は、好適な実施例を説明する目的だけのものであり、本発明を限定するものとして理解されるものではない。
図１は、従来技術の１２個リード心電計のための患者の上の電極配置をグラフィカルに表している。 図２は、マルチリード心電計システムのブロックダイヤグラムである。 図３は、Ｑ、Ｊ検出器のブロックダイヤグラムである。 図４は、結合された波形長信号と対比した８個のＥＣＧ信号のグラフである。 図５は、Ｑ、Ｊ検出器によって検出されたＱポイントとＪポイントがラベル表示された８個のＥＣＧ信号のグラフである。 図６は、等電点、Ｊポイント、および、Ｊ＋ｘポイントに対する測定ポイントを説明する脈拍サイクル波形のグラフである。 図７は、心電図のＳＴ部レベル及び/又はＱＲＳ幅を測定する方法のブロックダイヤグラムである。 図８は、Ｊ＋８０でのＳＴ測定と欧州心臓学会（Ｅｕｒｏｐｅａｎ Ｓｏｃｉｅｔｙ ｏｆ Ｃａｒｄｉｏｌｏｇｙ）のＳＴ−Ｔデータベースに対する心臓専門医の注釈を対比して表している散布図である。 図９は、Ｊ＋８０でのＳＴ測定と欧州心臓学会（のＳＴ−Ｔデータベースに対する心臓専門医の注釈との間の差異に係るヒストグラムである。 図１０は、Ｊ＋０でのＳＴ測定と経皮的冠動脈形成術データベースに対する心臓専門医の注釈を対比して表している散布図である。 図１１は、Ｊ＋０でのＳＴ測定と経皮的冠動脈形成術データベースに対する心臓専門医の注釈との間の差異に係るヒストグラムである。 図１２は、Ｊ＋６０でのＳＴ測定と経皮的冠動脈形成術データベースに対する心臓専門医の注釈を対比して表している散布図である。 図１３は、Ｊ＋６０でのＳＴ測定と経皮的冠動脈形成術データベースに対する心臓専門医の注釈との間の差異に係るヒストグラムである。 図１４は、測定されたＱＲＳ幅とＭＩＴ−ＢＩＴ不整脈データベースに対する参照ＱＲＳ幅との対比に係る散布図である。 図１５は、測定されたＱＲＳ幅とＭＩＴ−ＢＩＴ不整脈データベースに対する参照ＱＲＳ幅との間の差異に係るヒストグラムである。 図１６は、測定されたＱＲＳ幅と経皮的冠動脈形成術データベースに対する参照ＱＲＳ幅との対比に係る散布図である。 図１７は、測定されたＱＲＳ幅と経皮的冠動脈形成術データベースに対する参照ＱＲＳ幅との間の差異に係るヒストグラムである。

図２に関して、マルチリード心電計システム１０は、心電図に係る一つまたはそれ以上のソース１２を含んでいる。好適なソースの実施例は、心電計、ホルターモニター（Ｈｐｌｔｅｒ ｍｏｎｉｏｒ）、細動除去器、コンピューター、メモリー、ＥＣＧモニター、ソフトウェアコンポーネント、等を含んでいる。ソース１２は、リアルタイムで心電図を生成してよく、及び/又は、心電図を保管するように動作してよい。

心電図分析システム（ＥＡＳ）１４は、ソース１２から心電図を受け取り、心電図のＳＴ部レベル及び/又はＱＲＳ幅を測定する。ＥＡＳは、ＷＬＴベースのＱ、Ｊ検出アルゴリズムを、リード選択のための信号品質アセスメントと結合する。良好な信号品質をもつリードだけが、Ｑ、Ｊ検出に対して考慮される。以下に説明するように、このことは、信頼性があり効果的なＱ、Ｊ検出結果をもたらす。ＥＡＳ１４は、ＳＴ部レベル及び/又はＱＲＳ幅のリアルタイムまたはオフラインでの測定のために使用することができる。

ＥＡＳ１４のレシーバー１６は、ソース１２からそれぞれの心電図を受け取る。心電図は、Ｎ個のリードに対応するＮ個のＥＣＧ波形を含んでいる。Ｎは、１より大きく、大抵は、３から８の範囲にある。波形は、ソースに応じて、アナログ又はデジタルであってよい。前者に関して、レシーバー１６は、既定のレート（ｒａｔｅ）でアナログ波形をサンプルするアナログ−デジタル変換器を含んでいる。後者に関して、波形は、既定のレートでサンプルされる。

心電図を受け取ると、プロセッサ１８は、それぞれの脈拍を検出して分類する。脈拍の種類は、例えば、正常脈拍、異常脈拍（心室性期外収縮又はＰＶＣといったもの）、等を含んでいる。いくつかの実施例において、検出と分類は、リードのサブセットに対する波形の分析を通じて決定される。例えば、一つ又は二つのリードに対する波形だけが使用される。さらに、いくつかの実施例において、プロセッサ１８は、波形をフィルターして、検出と分類の以前に、求められていないノイズを除去及び/又は削減する。

脈拍セレクター２０は、検討する脈拍に対して前処理された波形から脈拍サイクル波形を選択する。検討する脈拍は、例えば、ユーザー入力デバイス２２を使用して、手動で特定され、または、一つまたはそれ以上のルールに従って自動的に特定されてよい。例えば、既定数量の脈拍のそれぞれが検討され、既定数量はゼロより大きいものである。

ＳＴ測定の目的のために、検討される脈拍は、個々の正常な脈拍又は平均化された正常な脈拍である。ＱＲＳ幅の測定の目的のために、検討される脈拍は、個々の正常な脈拍、平均化された正常な脈拍、または、あらゆる他のタイプの個々の脈拍である。平均化された正常脈拍は、既定のサイズのウィンドウにおいて正常な脈拍の波形を平均化することで決定される。例えば、平均化された正常な脈拍の脈拍サイクル波形は、正常な脈拍を前もって１５秒間ウィンドウにおいて平均化することによって取得することができる。ウィンドウも、また、心臓拍動において測定され得る。１５秒間心臓拍動ウィンドウといったものである。

いくつかの実施例において、検討される脈拍に対する脈拍サイクル波形は、ＱＲＳピークのＲの観点でＱＲＳ位置に基づいて選択される。脈拍サイクル波形は、[Ｒ−ｆ、Ｒ＋ｇ]の範囲において取得される。ここで、ｆとｇは、時間間隔である。時間間隔は、固定であっても、または、動的に決定されてもよい。例えば、ｆとｇは、大人の患者に対して、それぞれ５００ｍｓと８００ｍｓであってよい。別の実施例として、ｆとｇは、例えば、患者の脈拍に基づいて決定され得る。例えば、正常な心拍数より速いときは実施例よりも短く、正常な心拍数より遅いときは実施例よりも長くといったことである。

Ｑ、Ｊ検出器２４は、受け取った脈拍サイクル波形に基づいて、それぞれのリードの信号品質を評価する。「良好な」信号品質を伴うリードが、マルチチャンネル波形長変換（ＷＬＴ：ｗａｖｅ ｌｅｎｇｔｈ ｔｒａｓｆｏｒｍ）のために使用され、結合された波形長信号（ＣＷＬＳ）を生じる。ＱとＪポイントは、次に、ＣＷＬＳから決定される。

図３を参照すると、Ｑ、Ｊ検出器２４が説明されている。Ｑ、Ｊ検出器２４は、Ｎ個のリードそれぞれから検討中の脈拍に対する脈拍サイクル波形を受け取る。一つまたはそれ以上の信号品質評価器（ＳＱＡ：ｓｉｇｎａｌ ｑｕａｌｉｔｙ ａｓｓｅｓｓｏｒ）のコンポーネント２６_１、２６_２、・・・、２６_Ｎは、次に、それぞれのリードの信号品質を評価する。図示するように、それぞれのリードは、ＳＱＡコンポーネント（ＳＱＡ）を含んでいる。しかしながら、マルチリードＳＱＡコンポーネントも、また、考慮されることが理解されるべきである。例えば、一つのＳＱＡコンポーネントが、全てのリードのために使用され得る。リードに対する信号品質は、典型的に、以下の特徴の一つまたはそれ以上に関して評価される。すなわち、ａ）高周波数ノイズレベル、ｂ）低周波数ノイズレベル、および、ｃ）ＱＲＳ振幅、である。

リードの高周波数ノイズ（ＨＦＮ）レベルは、ＱＲＳ持続時間を除外して、対応する脈拍サイクル波形の２階微分を合計することにより測定される。一つの実施例は、数式（１）によって与えられる。

ここで、ｄｘ^２[ｉ]＝ｅｃｇ[ｉ]−（２×ｅｃｇ[ｉ−１]）＋ｅｃｇ[ｉ−２]であり、ｉはサンプルにおける時間インデックスであり、ｅｃｇ[ｉ]は、脈拍サイクル波形のｉ次のサンプルである。ｗ１、ｗ２、ｗ３、および、ｗ４は、サンプル単位における時間ウィンドウの境界であり、以下のように定義される。ｗ１＝Ｒ＋２−（３０４ｍｓ／ｓｉ）、ｗ２＝Ｒ−（９６ｍｓ／ｓｉ）、ｗ３＝Ｒ＋（９６ｍｓ／ｓｉ）、ｗ４＝Ｒ＋（３０４ｍｓ／ｓｉ）。Ｒは脈拍サイクル波形のＱＲＳピーク時間（サンプル単位での）であり、ｓｉはｍｓ単位でのサンプリング間隔である。特に、ｗ１とｗ２が、Ｒに関する第１の間隔を定め、ｗ３とｗ４が、Ｒに関する第２の間隔を定めるものである。

リードの低周波数ノイズ（ＬＦＮ）レベルは、スムーズ化された脈拍サイクル波形を再帰的に合計することにより測定される。数式（２）は、一つの実施例を与えるものである。

ここで、ｙ[ｉ]＝ｙ[ｉ−１]＋（ｅｃｇ[ｉ]−ｙ[ｉ−１]）／Ｌであり、ｉは時間インデックスであり、ｅｃｇ[ｉ]は、脈拍サイクル波形のｉ次のサンプルである。ｗ１とｗ２は、サンプル単位における時間ウィンドウの境界であり、以下のように定義される。ｗ１＝Ｒ−（３０４ｍｓ／ｓｉ）、ｗ２＝Ｒ＋（３０４ｍｓ／ｓｉ）。Ｒは脈拍サイクル波形のＱＲＳピーク時間（サンプル単位での）であり、Ｌ＝１２８ｍｓ／ｓｉ、ｙ[ｗ１−１]は以前にスムーズ化された値、そして、ｓｉはｍｓ単位でのサンプリング間隔である。再度ではあるが、ｗ１とｗ２は、Ｒに関する間隔を定めている。

リードのＱＲＳ振幅（ＱＲＳ＿ａｍｐ）は、ＱＲＳ領域における脈拍サイクル波形の値の間での最大差異をとることによって決定される。別の言葉で言えば、ＱＲＳ領域における脈拍サイクル波形の最小値と最大値が決定される。ＱＲＳ振幅は、すると、こうした極値間での差異である。いくつかの実施例において、ＱＲＳ領域は、[Ｒ−９６ｍｓ、Ｒ＋９６ｍｓ]であり、正常脈拍に対するＱＲＳ持続時間の全てをカバーする。

上記のＨＦＮ、ＬＦＮ、および、ＱＲＳ＿ａｍｐは、サンプリング間隔とリード上の解像度に従って、物理的単位に正規化される。いくつかの実施例において、高周波数ノイズ閾値（ｈｆｎ＿ｔｈｒ）、低周波数ノイズ閾値（ｌｆｎ＿ｔｈｒ）、および、ＱＲＳ振幅閾値（ｑｒｓ＿ａｍｐ＿ｔｈｒ）が、例えば、実験に基づいて確立される（例えば、ｑｒｓ＿ａｍｐ＿ｔｈｒは０．４ｍＶに設定される）。そして、正規化されたＨＦＮ、ＬＦＮ、および、ＱＲＳ＿ａｍｐは、それぞれ、ｈｆｎ＿ｔｈｒ、ｌｆｎ＿ｔｈｒ、および、ｑｒｓ＿ａｍｐ＿ｔｈｒと比較される。ＨＦＮがｈｆｎ＿ｔｈｒより小さく、ＬＦＮがｌｆｎ＿ｔｈｒより小さく、かつ、ＱＲＳ＿ａｍｐがｑｒｓ＿ａｍｐ＿ｔｈｒより大きい場合にだけ、リードは「良好（ｇｏｏｄ）」であるとラベル付される。そうでなければ、リードは「貧弱（ｐｏｏｒ）」であるとラベル付される。リードは、小さな高周波数ノイズ、小さな低周波数ノイズ、および、大きなＱＲＳ結合振幅に対する他のクライテリアに基づいて、ラベル付けされてもよいことが理解されよう。

リードが良好な信号品質を有するものと決定された場合、対応するＳＱＡコンポーネントは、リードを波形長変換（ＷＬＴ）コンポーネントへと導く。その点について、ＳＱＡコンポーネント２６_１、２６_２、・・・、２６_Ｎは、リードに対するゲートとして見ることができる。ＷＬＴコンポーネント２８は、ＳＱＡコンポーネント２６_１、２６_２、・・・、２６_Ｎから受け取ったＭ個のリードに対する波形を、一つのチャンネル結合波形長信号（ＣＷＬＳ）に変換する。特に、Ｍは、Ｎより小さいか、等しいものである。そして、ＣＷＬＳを介してＱＲＳオンセットとオフセットの検出が行われ、考慮される脈拍に対するＱＲＳオンセット（Ｑポイント）とＱＲＳオフセット（Ｊポイント）を生成する。

ＱＲＳのピークＲによってマーク付けた考慮される脈拍に対して、ＣＷＬＳ[ｉ]は、大人の患者に対する実施例として、数式（３）に従って、[Ｒ−２００ｍｓ、Ｒ＋２００ｍｓ]の領域において計算される。

ここで、ｉは時間インデックスであり、ｗは：ｗ＝（１４４ｍｓ／Δｔ）として定義されるサンプル単位におけるウィンドウである。Δｙ_ｊ、ｋ＝ｅｃｇ_ｉ[ｋ]−ｅｃｇ_ｉ[ｋ−１]であり、ｅｃｇ_ｉ[ｋ]は、サンプルＫでのリードｊの波形である。Ｍは、リードの数量であり、Δｔは、ｍｓでのサンプリング間隔である。特に、数式（３）において使用されるＭ個のリードは、「良好」なものとラベル付けされたリードである。従って、ノイズが多く、及び/又は、振幅の小さなリードは除外され、品質低下の無いＣＷＬＳが保証される。

図４には、ＣＷＬＳ、および、対応する８個の異なるリードの８個のＥＣＧ信号の対比の実施例が提供される。上から下に１番から８番のトレースは、それぞれ、リードＩＩ、Ｖ_２、ＩＩＩ、Ｖ_１、Ｖ_３、Ｖ_４、Ｖ_５、および、Ｖ_６の観点における入力ＥＣＧ信号である。下のトレースは、８個のリードのうち７個から生じたＣＷＬＳである。リードＩＩは、ＱＲＳ振幅が低い（つまり、０．２５ｍＶ＜ｑｒｓ＿ａｍｐ＿ｔｈｒ）ことによる貧弱な信号品質のために除外されている。

ＣＷＬＳの上昇領域は、理論的及び数学的にＱＲＳ持続時間に対応している。従って、ＣＷＬＳの上昇領域に係るオンセットおよびオフセットの位置は、それぞれに、ＱＲＳのオンセット（Ｑ）とオフセット（Ｊ）に対応している。検出コンポーネント３０は、以降に説明されるオンセットとオフセットの検出のためのアプローチを実施する一つまたはそれ以上のルールを含んでいる。

ＣＷＬＳの上昇領域のオンセットを位置決めするための一つのアプローチは、[Ｒ−２００ｍｓ、Ｒ＋２００ｍｓ]の領域においてＣＷＬＳの最大値（Ｌｔ＿ｍａｘ）を見つけることを含んでいる。次に、ＣＷＬＳ上の２つのポイントを結ぶ仮想線が描かれる。一つのポイントは、Ｒ−２００ｍｓのポイントであり、他のポイントは、Ｍｉｄ＿Ｌｔ＿Ｐｏｉｎｔでのポイントである。Ｍｉｄ＿Ｌｔ＿Ｐｏｉｎｔは、ＣＷＬＳが最初にＬｔ＿ｍａｘ／２と等しいか大きくなるポイントである。Ｍｉｄ＿Ｌｔ＿Ｐｏｉｎｔは、Ｒ−２００ｍｓからのフォワードサーチを用いて決定され得る。そして、ＣＷＬＳと[Ｒ−２００ｍｓ、Ｍｉｄ＿Ｌｔ＿Ｐｏｉｎｔ]の領域における仮想線との間の最大距離を伴う時点が決定される。この時点が、Ｑポイントに対応するものである。いくつかの実施例においては、最終Ｑポイントに達するためにオフセットが適用される。

ＣＷＬＳの上昇領域のオフセットを位置決めするための一つのアプローチは、ＣＷＬＳ上をバックワード形式で、Ｌｔ＿ｍａｘからＭｉｄ＿Ｌｔ＿Ｐｏｉｎｔまで、ＣＷＬＳが最初にＬｔ＿ｍａｘの９９％に等しいか小さくなる時点を見つけることを含んでいる。この時点が、Ｊポイントに対応するものである。いくつかの実施例においては、最終Ｊポイントに達するためにオフセットが適用される。

図５には、Ｑ、Ｊ検出の結果が脈拍ごとに示されている。上から下に、ＥＣＧ信号は、それぞれ、リードＩＩ、Ｖ_２、ＩＩＩ、Ｖ_１、Ｖ_３、Ｖ_４、Ｖ_５、および、Ｖ_６に対応している。実施例におけるそれぞれの脈拍のＱとＪポイントは、ＣＷＬＳを介して、全てのＥＣＧ信号から検出される。さらに、ＱとＪポイントは、それぞれの脈拍のそれぞれのリード上でラベル付されている。

図２に戻って参照すると、任意的なＳＴ測定器３２は、Ｑ、Ｊ検出器２４からＱとＪポイントを受け取る。それぞれのリードに対して、ＳＴ測定器３２は、Ｑポイントから等電点を決定し、等電点、Ｊポイント、および、Ｊ＋ｘポイントにおいて信号電圧を測定する。等電点は、Ｑポイントにオフセットｙを適用することにより得られる（つまり、Ｉｓｏ＝Ｑ−ｙ）。オフセットｙは、典型的には、大人の患者に対して２０ｍｓである。そして、ＪポイントでのＳＴ部レベル（ＳＴ＿Ｊ）及びＪ＋ｘポイントでのＳＴ部レベル（ＳＴ＿Ｊｘ）が、それぞれのリードに対して計算される。

いくつかの実施例において、ＪおよびＪ＋ｘポイントでのＳＴ部レベルは、それぞれに、数式（４）および数式（５）を使用して計算される。

ここで、ｊはリード番号であり、ＳＴ＿Ｊ_ｊはリードｊ上のＪポイントでのＳＴ部レベルであり、ｘは選択された時間間隔であり、典型的には６０または８０ｍｓである。ＳＴ＿Ｊｘ_ｊはリードｊ上のＪ＋ｘポイントでのＳＴ部レベルであり、ｅｃｇ_ｊ[Ｊ]およびｅｃｇ_ｊ[Ｊ＋ｘ]は、それぞれ、ＪポイントおよびＪ＋ｘポイントでのリードｊの信号電圧であり、ｅｃｇ_ｊ[Ｉｓｏ]は、等電点でのリードｊの信号電圧である。図６には、ＪおよびＪ＋ｘポイントでのＳＴ部レベルを計算するために使用される、Ｉｓｏ（等電点）、Ｊポイント、および、Ｊ＋ｘポイントが示されている。

他の実施例においては、等電点、Ｊポイント、および、Ｊ＋ｘポイントを取り囲む小さなウィンドウにおけるＥＣＧ信号のメディアン値（または中央値）を使用して、ＪおよびＪ＋ｘポイントでのＳＴ部レベルが計算される。このことは、等電点、Ｊポイント、および、Ｊ＋ｘポイントでの一つのポイントのＥＣＧ信号値を使用することと対照的である。小さなウィンドウとして道理にかなった大きさは４０ｍｓであり、ウィンドウは、等電点、Ｊポイント、および、Ｊ＋ｘポイントで中心決めされるべきである。

等電点はＱポイントに基づいて決定され、Ｑポイントは考慮されるそれぞれの脈拍に係る動的に検出されたＱＲＳオンセットであるので、等電点は、たとえＱＲＳ形態が変化しても信頼性があり安定している。Ｊポイントは、考慮されるそれぞれの脈拍のＱＲＳオフセットに対して直接的に決定されるので、Ｊポイントは、ＱＲＳ形態の変化に対して動的に適応することができる。

任意的なＳＴモニター３４は、ＳＴ＿ＪおよびＳＴ＿Ｊｘ値を受け取り、それらを警告クライテリアと比較し、警告クライテリアが満たされた場合にＳＴアラームを発行する。例えば、ＳＴ＿ＪおよびＳＴ＿Ｊｘ値が、既定の範囲の外側に落ち込んだ場合に、アラームを発行することができる。警告クライテリアは、臨床ガイドライン、及び/又は、ＳＴ部分上昇型心筋梗塞（ＳＴＥＭＩ）クライテリアに従って設定されてよい。ＳＴアラームは、臨床医にイベントを知らせるために適切に生成される。

任意的なＱＲＳ幅測定器３６は、Ｑ、Ｊ検出器２４からＱおよびＪポイントを受け取り。それぞれのリードに対して、ＱおよびＪポイントからＱＲＳ幅（ＱＲＳｗ）が計算される。別の言葉で言えば、ＱポイントとＪポイントの位置の差異が計算される。そして、ＱＲＳ幅は、脈拍分類のために使用される。脈拍タイプを区別することは繊細な機能である。超心室拍動および心室拍動といったものである。追加的または代替的に、ＱＲＳ幅は、ＱＲＳ幅モニター３８によって使用され得る。ＱＲＳ幅モニター３８は、ＱＲＳ幅を警告クライテリアと比較して、警告クライテリアが満たされた場合にＱＲＳアラームを発行する。ＱＲＳ幅の傾向は、心筋の脱分極（ｍｙｏｃａｒｄｉａｌ ｄｅｐｏｌａｒｉｚａｔｉｏｎ）の緩やかな延長、心筋状態の悪化を示すもの、を探知するために使用され得る。

ＥＡＳ１４のコンポーネントは、レシーバー１６、プリプロセッサ１８、脈拍セレクター２０、Ｑ、Ｊ検出器２４、ＳＴ測定器３２、ＳＴモニター３４、ＱＲＳ幅測定器３６、および、ＱＲＳ幅モニター３８を含めて、ハードウェア、ソフトウェア、または、それらの組み合わせにおいて実施され得る。ＥＡＳ１４のコンポーネントがソフトウェアとして実施される場合、ＥＡＳ１４のプロセッサ４０は、メモリー４２上に保管された、コンピューターで実行可能なインストラクションを実行し、コンポーネントを実施する。例えば、Ｑ、Ｊ検出器２４は、メモリー２４上に保管され、プロセッサ４０によって実行される、コンピューターで実行可能なインストラクションとして実施され得る。

システム１０は、集中治療室（ＩＣＵ）、手術室（ＯＲ）、一般病棟、患者の自宅、等において、患者をモニターするために配置され得る。さらに、システム１０は、J＋０でのＳＴ測定のＥＣＧモニタリングを用いて局所貧血症患者の臨床的効果を調査するために、臨床的研究において使用され得る。さらに、いくつかの実施例において、システム１０は統合される。例えば、ソース１２とＥＡＳ１４が結合される。

図７には、心電図のＳＴ部レベル及び/又はＱＲＳ幅を測定する方法５０が提供されている。方法５０は、ＥＡＳ１４によって適切に実行され、今までに説明したＥＡＳ１４のコンポーネントに対応する構成要素のステップが以降に説明される。さらに、方法５０は、ソフトウェア、ハードウェア、または、それらの組み合わせとして実施され得る。

方法５０は、心電図のＮ個のＥＣＧ波形をプリプロセス（前処理）５２することを含んでいる。ＥＣＧ波形は、異なるリードに対応している。プリプロセス５２は、それぞれの脈拍を検出すること、および、分類することを含んでおり、ノイズを除去するために波形を任意的にフィルターすることも同様に含んでいる。検討する脈拍が、波形の中から選択される５４。検討する脈拍は、例えば、ユーザー入力デバイス２２を使用して、手動で特定することができ、または、一つまたはそれ以上のルールに従って自動的に特定することができる。

検討中の脈拍に対して、脈拍サイクル波形におけるＱポイントおよびＪポイントが検出される５６。そうした過程においては、良好な信号品質を伴うリードに対応する脈拍サイクル波形だけが、検出のために使用される。さらに、良好な信号品質を伴う脈拍サイクル波形は、結合波形長信号へとマージされ、検出のために使用される。

ＱポイントとＪポイントは、Ｊポイント及び/又はＪ＋ｘポイントでのＳＴ部レベルを測定するために任意的に使用される。そして、ＳＴ部レベルが警告クライテリアと一致するかどうかに基づいて、ＳＴアラームが発行される６０。加えて、ＱポイントとＪポイントは、ＱＲＳ幅を測定するために任意的に使用され６２、次に脈拍分類及び/又は警告に適用される６４。後者に関して、ＱＲＳ幅アラームは、ＱＲＳ幅が警告クライテリアと一致するかどうかに基づいて、条件的に発行される。

ここにおいて使用されるように、メモリーは、一つまたはそれ以上の有形のコンピューターで読取り可能な媒体、磁気ディスク又は他の磁気記録媒体、光ディスク又は光記録媒体、ランダムアクセスメモリー（ＲＡＭ）、読み出し専用メモリー（ＲＯＭ）、または、他の電子メモリーデバイス又はチップ又は動作可能に相互接続されたチップセット、インターネット／イントラネットまたはローカルエリアネットワークを介して保管されたインストラクションをそこから取り出すことができるインターネット／イントラネットサーバー、等を含んでいる。さらに、ここにおいて使用されるように、プロセッサは、一つまたはそれ以上のマイクロプロセッサ、マイクロコントローラー、グラフィック処理ユニット（ＧＰＵ）、特定用途集積回路（ＡＳＩＣ）、フィールドでプログラム可能なゲートアレイ（ＦＰＧＡ）、等を含んでいる。ユーザー入力デバイスは、一つまたはそれ以上のマウス、キーボード、タッチスクリーンディスプレイ、一つまたはそれ以上のボタン、一つまたはそれ以上のスイッチ、一つまたはそれ以上のトグル、等を含んでいる。

テスト結果
ＳＴ部レベルを測定する前出のアプローチが、平均化された正常な脈拍のＥＣＧ信号を使用してテストされた。平均化された正常な脈拍は、１５秒間のウィンドウにおいて個々の正常な脈拍の脈拍サイクル波形を平均化することによって得られる。ＥＣＧ信号は、欧州心臓学会（ＥＣＳ）のＳＴ−Ｔデータベースから得られる。ＥＣＳのＳＴ−Ｔデータベースは、９０個のＥＣＧ記録を含んでおり、それぞれがＪ＋８０ｍｓでのＳＴ部レベルに対する心臓専門医の注釈を伴った２チャンネルのＥＣＧ信号を２時間分含んでいる。

図８は、上記のアプローチを使用して達成されたＪ＋８０ｍｓでのＳＴ測定値と、ＥＣＳのＳＴ−Ｔデータベースにおける９０個の記録に係る両方のＥＣＧチャンネルに対する心臓専門医の注釈を対比して示している散布図である。縦軸は、心臓専門医からのＳＴ値であり、横軸は、ＳＴ測定値である。散布図から、相関係数は９６．３であり、線形回帰（ＬＲ）傾きは０．９８、ＬＲオフセットは−２．９６（μＶ）である。図９は、Ｊ＋８０ｍｓでのＳＴ測定値と心臓専門医の注釈との差異に係るヒストグラムが示されている。平均差（μ）、標準偏差（ｓｔｄ）、および、平均絶対差異（μ（ａｂｓ））は、それぞれ、１．８３、６７．９、および、４９．１（μＶ）である。

ＳＴ部レベルを測定する前出のアプローチが、さらに、経皮的冠動脈形成術（ＰＴＣＡ）データベースから得られたＥＣＧ信号を使用してテストされた。データベースは、６０個のＥＣＧ記録を有しており、それぞれが、ＰＴＣＡプロシージャを受けた大人の患者から記録された１２個のリードのＥＣＧ信号を含んでいる。記録の持続時間は、２分２０秒から１６分の範囲である。それぞれの記録に対して、信号のＳＴ状況に従って、２つの１分間のＥＣＧ領域が選択される。第１の領域は、ＳＴベースラインのためのものであり、第２の領域は、ＳＴ上昇（または加工）を伴うものである。それぞれの記録のこれら２つの１分間領域において、心臓専門医がそれぞれの脈拍のＱおよびＪポイントを注釈している。心臓専門医が注釈したＱおよびＪポイントに従って、それぞれの脈拍に対するＪ＋０およびＪ＋６０（ｍｓ）でのＳＴ値が生成され、１５秒間のウィンドウにおいて平均化されて、ＪおよびＪ＋６０での参照ＳＴ注釈を生成する。ＪおよびＪ＋６０での参照ＳＴ注釈は、ＰＣＴＡデータベースの６０個の記録に対して、次に、Ｊ＋０およびＪ＋６０でのＳＴ測定値と、それぞれに比較される。

図１０は、Ｊ＋０でのＳＴ測定値とＪ＋０での参照ＳＴ注釈を対比して示している散布図である。相関係数、ＬＲ傾き、ＬＲオフセットは、それぞれ、９７．１１、０．９７、および＋０．４４（μＶ）である。図１１は、Ｊ＋０でのＳＴ測定値とＪ＋０での参照ＳＴ注釈との差異に係るヒストグラムが示されている。平均差（μ）、標準偏差（ｓｔｄ）、および、平均絶対差異（μ（ａｂｓ））は、それぞれ、−１．２７、３７．６７、および、２４．８６（μＶ）である。

図１２は、Ｊ＋６０でのＳＴ測定値とＪ＋６０での参照ＳＴ注釈を対比して示している散布図である。相関係数、ＬＲ傾き、ＬＲオフセットは、それぞれ、９６．６３、０．９３、および−３．１９（μＶ）である。図１３は、Ｊ＋６０でのＳＴ測定値とＪ＋６０での参照ＳＴ注釈との差異に係るヒストグラムが示されている。平均差（μ）、標準偏差（ｓｔｄ）、および、平均絶対差異（μ（ａｂｓ））は、それぞれ、−５．２３、２３．６２、および、１３．８７（μＶ）である。

ＱＲＳ幅を測定する前出のアプローチが、さらに、ＭＩＴ−ＢＩＴ不整脈データベースからのＥＣＧ信号を使用してテストされた。２チャンネルの２３個の記録、種々の脈拍タイプを伴う３０分間のＥＣＧ信号、正常な脈拍、心室性期外収縮（ＰＶＣ）、および、脚ブロック（ＢＢＢ）といったタイプのもの、が、ＭＩＴ−ＢＩＴ不整脈データベースから選択される。これら２３個の記録のそれぞれに対して、心臓専門医が６０秒間のＥＣＧエピソード（典型的には、１０分後から開始する）上にＱＲＳオンセットおよびオフセットを注釈し、参照ＱＲＳ幅が生成される。これら２３個のＱＲＳ幅、２チャンネルの記録が、次に、脈拍ごとのやり方で測定される。あらゆる脈拍タイプ（つまり、単に正常な脈拍でなく）が検討される。それぞれの脈拍から結果として生じるＱＲＳ幅測定値は、対応する参照ＱＲＳ幅と比較される。１７９０個の脈拍の全体が結果において考慮される。図１４を参照すると、測定されたＱＲＳ幅に対する参照ＱＲＳ幅に係る散布図が提供されている。図１５は、測定されたＱＲＳ幅と参照ＱＲＳ幅との間での差異に係るヒストグラムである。平均差と標準偏差は、それぞれ、６．１８ｍｓと１３．９１ｍｓである。

ＱＲＳ幅を測定する前出のアプローチが、さらに、ＰＴＣＡデータベースから得られるＥＣＧ信号を使用してテストされた。ＰＴＣＡデータベースの記録の半分（つまり、３０個の記録）が使用された。そして、脈拍ごとのやり方において、全てのチャンネルを使用して、これら３０個の記録のＱＲＳ幅が測定される。それぞれの脈拍から結果として生じるＱＲＳ幅測定値は、対応する参照ＱＲＳ幅と比較される。４５２８個の脈拍の全体が結果において考慮される。図１６は、測定されたＱＲＳ幅と参照ＱＲＳ幅とを対比して示している散布図である。図１７は、測定されたＱＲＳ幅と参照ＱＲＳ幅との間での差異に係るヒストグラムである。平均差と標準偏差は、それぞれ、７．８２８ｍｓと９．８２ｍｓである。

Ｊ＋８０、Ｊ＋６０、および、Ｊ＋０でのＳＴ測定のテスト結果は、優秀で満足なものである。特に、Ｊ（つまり、Ｊ＋０）でのＳＴ測定の満足のいくパフォーマンスは、ＪでのＳＴ部レベルのリアルタイムなモニタリングを保証することに注目すべきであり、最新の繊細なＳＴＥＭＩクライテリアの使用を可能にしている。さらに、上記のＱＲＳ幅テスト結果は、ＱＲＳ幅検出の優秀で満足なパフォーマンスを示している。

本発明は、好適な実施例に関して説明されてきた。前述の詳細な説明を読んで理解すれば、他者が本発明の変形又は代替を見出し得る。そうした変形又は代替の全ては、それらが添付の特許請求の範囲又は均等物の範囲内から生じている限り、本発明に含まれるものと理解されるように意図されている。

Claims (13)

1. 心電図（ＥＣＧ）のＱポイントとＪポイントを決定するためのシステムであって：
   前記システムは、少なくとも一つのプロセッサを有し：
   前記プロセッサは、
   複数のＥＣＧリードから選択された脈拍に対する脈拍サイクル波形を受け取り、
   前記複数のＥＣＧリードそれぞれの信号品質を決定し、
   前記複数のＥＣＧリードのうち既定の信号品質クライテリアを満たしているか又は超えている信号品質を伴うＥＣＧリードだけを選択使用して前記脈拍サイクル波形を結合し、
   前記結合された脈拍サイクル波形上でＱポイントとＪポイントを特定する、
   ようにプログラムされており、
   ＱポイントとＪポイントの前記特定は、
   前記結合された脈拍サイクル波形の最大値の半分の値を伴う前記結合された脈拍サイクル波形に係るＱＲＳ複合波上のポイントを決定すること、
   前記決定されたポイントから前記結合された脈拍サイクル波形上の第２のポイントまで延びている仮想線を生成すること、および、
   前記仮想線と前記結合された脈拍サイクル波形との間の最大距離を伴う時点を決定すること、を含み、
   前記時点は、前記Ｑポイントに対応している、
   ことを特徴とするシステム。
2. 前記決定は、それぞれのＥＣＧリードに対して、
   高周波数ノイズレベル（ＨＦＮ）、低周波数ノイズレベル（ＬＨＮ）、および、ＱＲＳ振幅、のうち少なくとも一つを決定すること、を含む、
   請求項１に記載のシステム。
3. 前記結合は、波形長変換（ＷＬＴ）を使用する、
   請求項１または２に記載のシステム。
4. ＱポイントとＪポイントの前記特定は、
   前記結合された脈拍サイクル波形の最大値を伴う前記結合された脈拍サイクル波形上のポイントから、バックワード方向に、前記最大値の約９９％に等しいか又は小さい第２のポイントを見つけること、を含み、
   前記第２のポイントは、前記Ｊポイントに対応している、
   請求項１乃至３のいずれか一項に記載のシステム。
5. 前記プロセッサは、さらに、
   前記Ｑポイントと前記Ｊポイントから前記脈拍のＳＴ部レベル、および、
   前記Ｑポイントと前記Ｊポイントから前記脈拍のＱＲＳ幅、
   のうち少なくとも一つを決定する、ようにプログラムされている、
   請求項１乃至４のいずれか一項に記載のシステム。
6. 前記脈拍サイクル波形は、心電計から受け取るものである、
   請求項１乃至５のいずれか一項に記載のシステム。
7. 心電図分析システム（ＥＡＳ）において、ソースから受け取る心電図（ＥＣＧ）について、ＱポイントとＪポイントを決定するための方法であって、
   複数のＥＣＧリードから選択された脈拍に対する脈拍サイクル波形を受け取るステップと、
   前記複数のＥＣＧリードそれぞれの信号品質を決定するステップと、
   前記複数のＥＣＧリードのうち既定の信号品質クライテリアを満たしているか又は超えている信号品質を伴うＥＣＧリードだけを選択使用して前記脈拍サイクル波形を結合するステップと、
   前記結合された脈拍サイクル波形上でＱポイントとＪポイントを特定するステップと、
   を含み、
   ＱポイントとＪポイントを前記特定するステップは、
   前記結合された脈拍サイクル波形の最大値の半分の値を伴う前記結合された脈拍サイクル波形に係るＱＲＳ複合波上のポイントを決定するステップと、
   前記決定されたポイントから前記結合された脈拍サイクル波形上の第２のポイントまで延びている仮想線を生成するステップと、
   前記仮想線と前記結合された脈拍サイクル波形との間の最大距離を伴う時点を決定するステップと、を含み、
   前記時点は、前記Ｑポイントに対応している、
   ことを特徴とする方法。
8. 前記決定するステップは、それぞれのＥＣＧリードに対して、
   高周波数ノイズレベル（ＨＦＮ）、低周波数ノイズレベル（ＬＨＮ）、および、ＱＲＳ振幅、のうち少なくとも一つを決定するステップと、を含む、
   請求項７に記載の方法。
9. 前記結合するステップは、波形長変換（ＷＬＴ）を使用する、
   請求項７または８に記載の方法。
10. ＱポイントとＪポイントを前記特定するステップは、
    前記結合された脈拍サイクル波形の最大値を伴う前記結合された脈拍サイクル波形上のポイントから、バックワード方向に、前記最大値の約９９％に等しいか又は小さい第２のポイントを見つけるステップと、を含み、
    前記第２のポイントは、前記Ｊポイントに対応している、
    請求項７乃至９のいずれか一項に記載の方法。
11. 前記方法は、さらに、
    前記Ｑポイントと前記Ｊポイントから前記脈拍のＳＴ部レベル、および、
    前記Ｑポイントと前記Ｊポイントから前記脈拍のＱＲＳ幅、
    のうち少なくとも一つを決定するステップと、を含む、
    請求項７乃至１０のいずれか一項に記載の方法。
12. 請求項７乃至１１のいずれか一項に従った前記方法を実行するようにプログラムされている、一つまたはそれ以上のプロセッサ。
13. 請求項７乃至１１のいずれか一項に従った前記方法を実行するように、一つまたはそれ以上のプロセッサをコントロールするソフトウェアを伝搬する、非一時的なコンピューターで読取り可能な媒体。

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