KR102490960B1 - 수량적 심장 테스팅 - Google Patents

수량적 심장 테스팅 Download PDF

Info

Publication number
KR102490960B1
KR102490960B1 KR1020227009097A KR20227009097A KR102490960B1 KR 102490960 B1 KR102490960 B1 KR 102490960B1 KR 1020227009097 A KR1020227009097 A KR 1020227009097A KR 20227009097 A KR20227009097 A KR 20227009097A KR 102490960 B1 KR102490960 B1 KR 102490960B1
Authority
KR
South Korea
Prior art keywords
time
repolarization
frequency
wave
heart
Prior art date
Application number
KR1020227009097A
Other languages
English (en)
Other versions
KR20220042476A (ko
Inventor
광렌 첸
데이빗 크룹색
마크 힐즈
애런 피터슨
Original Assignee
허트 테스트 레버러토리스, 인크.
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 허트 테스트 레버러토리스, 인크. filed Critical 허트 테스트 레버러토리스, 인크.
Publication of KR20220042476A publication Critical patent/KR20220042476A/ko
Application granted granted Critical
Publication of KR102490960B1 publication Critical patent/KR102490960B1/ko

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/74—Details of notification to user or communication with user or patient ; user input means
    • A61B5/742—Details of notification to user or communication with user or patient ; user input means using visual displays
    • A61B5/7435—Displaying user selection data, e.g. icons in a graphical user interface
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/25—Bioelectric electrodes therefor
    • A61B5/271—Arrangements of electrodes with cords, cables or leads, e.g. single leads or patient cord assemblies
    • A61B5/273—Connection of cords, cables or leads to electrodes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
    • A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
    • A61B5/339—Displays specially adapted therefor
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0002—Remote monitoring of patients using telemetry, e.g. transmission of vital signals via a communication network
    • A61B5/0004—Remote monitoring of patients using telemetry, e.g. transmission of vital signals via a communication network characterised by the type of physiological signal transmitted
    • A61B5/0006—ECG or EEG signals
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/25—Bioelectric electrodes therefor
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/25—Bioelectric electrodes therefor
    • A61B5/279—Bioelectric electrodes therefor specially adapted for particular uses
    • A61B5/28—Bioelectric electrodes therefor specially adapted for particular uses for electrocardiography [ECG]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
    • A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
    • A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
    • A61B5/346—Analysis of electrocardiograms
    • A61B5/349—Detecting specific parameters of the electrocardiograph cycle
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
    • A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
    • A61B5/346—Analysis of electrocardiograms
    • A61B5/349—Detecting specific parameters of the electrocardiograph cycle
    • A61B5/352—Detecting R peaks, e.g. for synchronising diagnostic apparatus; Estimating R-R interval
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
    • A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
    • A61B5/346—Analysis of electrocardiograms
    • A61B5/349—Detecting specific parameters of the electrocardiograph cycle
    • A61B5/355—Detecting T-waves
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7235—Details of waveform analysis
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7235—Details of waveform analysis
    • A61B5/7253—Details of waveform analysis characterised by using transforms
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7235—Details of waveform analysis
    • A61B5/7253—Details of waveform analysis characterised by using transforms
    • A61B5/726—Details of waveform analysis characterised by using transforms using Wavelet transforms
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/74—Details of notification to user or communication with user or patient ; user input means
    • A61B5/742—Details of notification to user or communication with user or patient ; user input means using visual displays
    • A61B5/743—Displaying an image simultaneously with additional graphical information, e.g. symbols, charts, function plots

Abstract

심장 컨디션 및 기능은 예를 들어, T파와 연관되는 시점들에 기초하여, 심전도의 시간-주파수 변환으로부터 유도되는 재분극 측정치들 및/또는 재분극 인덱스들을 사용하여 수량화될 수 있다. 심전도들, 이로부터 유도되는 시간-주파수 맵들, 및/또는 시간-주파수 맵들 및 심전도들의 분석에 의해 획득되는 인덱스들이 사용자 인터페이스 내로 집결될 수 있다. 추가적인 실시예들이 기술된다.

Description

수량적 심장 테스팅{QUANTITATIVE HEART TESTING}
관련 출원들에 대한 상호-참조
이 출원은 2015년 9월 30일에 출원된 미국 가출원 제62/235,309호, 2016년 1월 8일에 출원된 미국 가출원 제62/276,596호, 2016년 1월 8일에 출원된 미국 가출원 제62/276,639호, 및 2016년 4월 13일에 출원된 미국 가출원 제62/321,856호를 우선권 주장하고, 이들의 이익을 주장한다. 모든 4개의 가출원의 개시내용들은 이에 의해 참조로 본원에 포함된다.
기술 분야
본 개시내용은 일반적으로 심장 테스팅에 관한 것이고, 더 특별하게는 심장 컨디션을 수량화 및/또는 시각화하기 위한 시스템들, 디바이스들 및 방법들에 관한 것이다.
관상 동맥 심장병, 심근 허혈, 및 다른 비정상적 심장 컨디션들에 대한 심장 테스팅은, 환자의 피부 상에 배치되는 전극들을 통해 측정되는 심장의 전기적 활동을 반영하는 전위들을 나타내는 심전도(ECG)를 사용하여 일상적으로 수행된다. 심장의 전기적 시스템은 심장의 세포들을 통해 전기 신호를 송신함으로써 심박 타이밍을 제어한다. 심장은 심장의 전기 신호를 반송하기 위한 전도성 세포들, 및 심장의 전기 신호에 의해 트리거링될 때 심장의 챔버들을 수축시키는 근육 세포들을 포함한다. 전기 신호는 동방(SA)결절이라 명명되는 심장의 최상부에 있는 세포들의 그룹에서 시작한다. 신호는 이후 심장을 통해 전도성 세포에서 전도성 세포로, 아래로 이동하여, 먼저 2개의 심방 및 이후 2개의 심실을 트리거링한다. 간단히 말하면, 각각의 심박은 전기적 임펄스를 내보내는 SA 결절에 의해 발생한다. 임펄스는 "심방"이라 명명되는 상부 심장 챔버들을 통해 이동하여, 심방을 전기적으로 탈분극시키고 이들이 수축하도록 한다. 오른방실판막에 가까운 심방중격 상에 위치되는, 심장의 방실(AV) 결절은, His-Purkinje 시스템을 통해, 심장의 하부 챔버들로 임펄스를 송신하여, 심실들의 탈분극 및 수축을 야기한다. 심실들의 그 다음의 재분극에 후속하여, SA 결절은 또다른 신호를 수축할 심방에 송신하여, 사이클을 재시작한다. 이러한 패턴 및 질병을 나타내는 그것에서의 변형들은 ECG에서 검출가능하며, 숙련된 의료진이 심장의 컨디션에 관한 추론들을 도출하도록 한다. 그러나, 모든 진행중인 비정상성이 ECG에서 즉시 보일 수 있는 것은 아니며, 결과적으로, 많은 환자가 건강한 것으로 오진단받는다. 또한, ECG들이 요즘 통상적으로 기록되고 전기적으로 디스플레이되지만, 이들은 종종, 이들이 제공하는 정보의 타입 및 이러한 정보가 표시되는 직관성 및 편의성에 있어서 과거의 인쇄된 ECG 트레이스들을 거의 넘어서지 않는다.
도 1은 다양한 실시예들에 따라 심장 컨디션을 수량화 및 시각화하기 위한 예시적인 시스템을 예시하는 블록도이다.
도 2는 다양한 실시예들에 따라 사용되는 다양한 세그먼트들 및 시점들을 예시하는, 예시적인 ECG이다.
도 3a 및 3b는, 일 실시예에 따라, 각자, 정상 심장에 대한 예시적인 ECG 및 그것의 웨이블렛 변환으로부터 초래되는 스캘로그램의 그래프들이다.
도 3c 및 3d는, 일 실시예에 따라, 각자, 비정상적 심장에 대한 예시적인 ECG 및 그것의 웨이블렛 변환으로부터 초래되는 스캘로그램의 그래프들이다.
도 4는 다양한 실시예에 따라, 심장 컨디션을 수량화 및 시각화하기 위한 방법들의 플로우차트이다.
도 5는 다양한 실시예들에 따른 예시적인 심장 테스트 디바이스의 투시도이다.
도 6은 다양한 실시예들에 따른 예시적인 홈 스크린에 대한 사용자 인터페이스 다이어그램이다.
도 7은 다양한 실시예들에 따른 예시적인 보고 스크린을 도시하는 사용자 인터페이스 다이어그램이다.
도 8a-8c는 다양한 실시예들에 따라, 높은 심근 에너지, 중간 심근 에너지, 및 낮은 심근 에너지에 대응하는, 3개의 상이한 상태로 도 7의 보고 스크린에 포함되는 에너지 아이콘을 도시한다.
도 9는 다양한 실시예들에 따라, 상이한 스크롤링 위치에서 도 7의 예시적인 보고 스크린의 일부분을 도시하는 사용자 인터페이스 다이어그램이다.
도 10은 다양한 실시예들에 따른 리드 선택을 위한 사용자-입력 제어를 포함하는 예시적인 보고 스크린을 도시하는 사용자 인터페이스 다이어그램이다.
도 11a 및 11b는 다양한 실시예들에 따른 심전도 작업흐름을 예시하는 플로우차트이다.
도 12는 다양한 실시예들에 따라 프로세싱 설비로서의 역할을 할 수 있는 예시적인 컴퓨터 시스템의 블록도이다.
다양한 실시예들에서, 진보된 신호 프로세싱을 통해, 그리고 유의미한, 사용자-친화적인 방식으로의 데이터의 표현을 통해 ECG들의 진단 능력들 및 유틸리티를 향상시키기 위한 시스템들, 디바이스들 및 방법들이 본원에 기술된다.
다양한 실시예들에 따라, ECG들 ― 즉, 하나 이상의 심장 사이클에 걸친 심장의 전위를 반영하는 시간-도메인 신호들 ― 은, 적절한 시간-주파수 변환에 의해, 각자의 2-차원 시간-주파수 맵들로 계산상으로 전환된다. "시간-주파수 맵"에서, 그 용어가 본원에서 널리 이해되는 바와 같이, 신호 값(예를 들어, 측정된 전위에 대응하는)은 2개의 독립 변수: 시간, 및 예를 들어 주파수(더 좁은 의미에서) 또는 스케일링 인자와 같은 신호의 스펙트럼 컴포넌트들의 측정치의 함수로서 제공된다. 예를 들어, 일부 실시예들에서, 단기 푸리에 변환이 사용되어 ECG들을 스펙트로그램들로 전환시키며, 여기서 신호 값은 시간 및 주파수의 함수이다. 다른 실시예들에서, ECG들은 (연속적 또는 이산적) 웨이블렛 변환에 의해 소위 스캘로그램들로 전환되며, 여기서 신호 값은 시간 및 스케일링 인자의 함수이다. 더 일반적으로, 필터 뱅크가 사용되어 ECG를 시간-주파수 표현으로 변환시킬 수 있다. 참조의 용이함을 위해, 주파수 또는 스케일링 인자(또는 스펙트럼 컴포넌트들의 임의의 다른 측정치)에 대응하는 시간-주파수 맵의 디멘젼은 본원에서 일반적으로 주파수 디멘젼 또는 단순히 주파수라 지칭된다.
시간-주파수 맵들은, 단독으로 또는 이들이 유도되는 ECG들과 함께, 해석을 위해 의사(또는 다른 진료 인원)에게 디스플레이되고, 그리고/또는 자동으로 분석되어 심장 컨디션 및 이로부터의 기능의 수량적 메트릭들을 유도할 수 있다. 측정되는 ECG 신호들의 스펙트럼 컴포넌트들을 확산시킴으로써, 시간-주파수 맵들은 ECG 자체만으로 식별불가능한 정보를 시각화할 수 있는데, 이는 예를 들어, 심근 허혈과 같은, ECG들에 기초하여 통상적으로 진단되지 않는 컨디션들을 검출하는 것을 도울 수 있다.
심실의 재분극을 나타내는, ECG 내의 T파와 연관된 신호 부분이 심장 컨디션의 특히 적합한 표시자라는 것이 발견되었다. 따라서, 다양한 실시예들에서, T파 내의 하나 이상의 시점(또는 시간의 범위들)과 연관된 재분극 측정치들이 결정된다. 더 구체적으로, 일부 실시예들에서, T파, 및 그 내의 하나 이상의 관련된 시점이 ECG 내에서 식별되고, ECG로부터 유도되는 시간-주파수 맵이 이후 주파수에 걸친 시간-주파수 맵의 신호 값의 하나 이상의 극값(즉, 최대값들 또는 최솟값들)을 결정하기 위해 하나 이상의 시점에서 분석된다. (구문 "주파수에 걸쳐"는, 이 문맥에서, 최댓값 또는 최솟값이 주파수만의 함수(1-차원)로서 시간-주파수 맵의 신호 값으로부터의 고정된 시점에 대해 결정됨을 의미한다. 반대로, "시간 및 주파수에 걸쳐" 결정되는 극값은 2-차원 시간-주파수 맵(또는 예를 들어, 시간 디멘젼이 구간으로 제한되는 경우, 그것의 2-차원 부분) 내의 최대 또는 최소 신호값이다.) 특정 실시예들에서, 재분극 측정치들은 T파가 피크인(즉, 그것의 최댓값을 가정하는) 시점에 대해, 그리고/또는 T파 내의 "이른" 및/또는 "늦은" 시점들에 대해, 즉, T파의 최댓값에 선행하는 및/또는 후속하는 그리고 그 최댓값 근처에 있는 시점들(예를 들어, T파가 그것의 최댓값의 절반을 가정하는 T파 최댓값을 괄호로 묶는(bracketing) 2개 포인트에 의해 정의되는 시간 구간 내에 드는 포인트들)에 대해 결정된다. 특정 실시예들에서, 이른 시간 및 늦은 시간은 피크에 가능한 가깝게 선택되는 한편 여전히 구별가능하다. "재분극 피크 측정치(RPM)", "재분극 조기 측정치(REM)" 및 "재분극 추후 측정치(RLM)"는 본원에서 각자, T파가 피크인 시간, 이른 시간 및 늦은 시간에서의 시간-주파수 맵의 최대 또는 최소 신호 값으로서 정의된다.
환자에 대해 결정되는 하나 이상의 재분극 측정치(예를 들어, T파와 연관된 다양한 시점들에서 주파수에 걸친 극값에 대응하는)로부터, 하나 이상의 재분극 인덱스가 계산될 수 있다. 예를 들어, 재분극 측정치들(예를 들어, REM들, RLM들, 및/또는 RPM들과 같은)은 상이한 리드들의 ECG들(예를 들어, 상이한 전극들에 의해 취득되는 신호들 또는 이들의 조합들)로부터 계산될 수 있고, 다수의 리드, 각각의 시간-주파수 맵 내의 다수의 심장 사이클, 또는 둘 모두에 걸쳐 평균화될 수 있다. 심자의 좌심실 또는 우심실의 컨디션을 나타내는, 좌 및 우심실 재분극 인덱스들은 임의적으로 연령-및/또는 성별-종속적 조정 인자들 및/또는 측정되는 심박과 함께, 각자, 좌심실 및 우심실과 연관된 리드들과 연관된 하나 이상의 재분극 측정치로부터 유도될 수 있다. 재분극 인덱스들은 심실들의 컨디션의 평가를 용이하게 하기 위해 의사(또는 다른 숙련된 의료진)에게 디스플레이되거나 또는 달리 통신될 수 있거나, 또는 자동 진단 알고리즘에 출력될 수 있다. 일부 실시예들에서, 재분극 측정치들 또는 재분극 인덱스들은 서로, 또는 임계값과 비교되어, 심장 기능이 손상되었는지 그리고/또는 어느 정도로 손상되었는지를 평가한다. 예를 들어, REM을 초과하는 RLM, 좌심실 재분극 인덱스를 초과하는 우심실 재분극 인덱스, 또는 특정된 임계값 미만으로 떨어지는 RLM 또는 REM은 모두 심장 기능에서의 비정상을 나타낼 수 있다.
ECG들에서의 전체 신호 레벨, 및 결과적으로 또한 이로부터 유도되는 시간-주파수 맵들은, (예를 들어, 상이한 시간들에서 취해지는) 측정들 간의, 그리고 심장의 컨디션 및 기능과는 관련되지 않은, 그리고 따라서 일반적으로 의료상의 중요성을 포함하지 않는 측정 내에서 리드들 간의 상당한 변형들을 보여줄 수 있다. 따라서, 데이터(ECG들, 시간-주파수 맵들, 재분극 측정치들 및 재분극 인덱스들을 포함함)를 측정치들, 리드들, 및 심지어 환자들에 걸쳐 비교가능하도록 만들기 위해, 시간-주파수 맵은, 다양한 실시예들에서, 재분극 측정치들의 디스플레이 및/또는 결정에 앞서, 정규화된다. 정규화는 그것이 시간-주파수 변환으로부터 직접 초래하는 것과 같은 부호화된 시간-주파수 맵, 즉, 양 및 음의 신호값들 모두를 일반적으로 가지는 시간-주파수 맵에, 또는 그것이 시간-주파수 변환의 절댓값을 취함에 의해 초래하는 것과 같은 무부호화된 시간-주파수 맵에 적용될 수 있다. 또한, 정규화는 전체 시간-주파수 맵에, 또는 그것의 상이한 부분들(예를 들어, 개별 심박들에 대응하는 부분들)에 별도로 균일하게 적용될 수 있다. 정규화는 시간-주파수 맵의 최댓값과 최솟값 사이의 차이(전체적으로) 또는 그 일부분(예를 들어, 시간 디멘젼에서 정수개의 심박들, 단일 심박, 또는 심지어 심박 내의 ECG 신호의 세그먼트에만 대응하는 시간 구간으로 제한되는 부분)에 기초할 수 있다. 예를 들어, 시간-주파수 맵은 그것의 음의 최솟값만큼 신호 값에서 상향 시프트되고(따라서, 시프트된 맵의 최솟값은 0과 같다), 이후 (새로운) 최댓값에 기초하여 스케일링될 수 있다. 통상적으로, 시간-주파수 변환의 최댓값은 QRS 콤플렉스 내의 R 피크 또는 S 피크(각각의 리드에서 항상 명료하게 식별가능하지는 않음)에 대응하지만, QRS 콤플렉스에 대응하는 시간 구간 밖에 드는 최댓값이 또한 가능하다. 다양한 실시예들에서, 정규화를 위한 최댓값 및 최솟값이 식별되는 시간-주파수 맵의 일부분은 적어도 RS 세그먼트를 포함하도록 선택된다.
다양한 실시예들에 따르면, 심장 테스팅으로부터 초래되는 ECG들, 시간-주파수 맵들, 및/또는 재분극 인덱스들은 예를 들어, 의사에게 디스플레이하기 위해 사용자 인터페이스 내로 집결된다. 시간-주파수 맵들은 (만약 정규화된 신호 값들에 기초하는 경우, 각각이 레드에서 블루까지의 전체 컬러 범위에 걸쳐 있을 수 있는) 컬러 맵들로서 도시될 수 있다. 일반적으로, 모든 ECG들 및 연관된 시간-주파수 맵들이 항상 심장 테스트 디바이스의 디스플레이 내에 동시에 맞지는 않기 때문에, 사용자 인터페이스는 운용자가 ECG 및/또는 시간-주파수 맵들이 디스플레이될 리드들을, 그리고 어떤 순서로든 선택하게 하는 사용자-입력 제어 엘리먼트들을 제공할 수 있다. 사용자 인터페이스는 추가로 운용자가 모든 이용가능한 리드들을 통해 스크롤할 수 있도록, 그리고 주어진 리드에 대한 ECG 및/또는 시간-주파수 맵 내에서, 상이한 부분들에 대해 시간 축을 따라 스크롤할 수 있도록 하고; 일부 실시예들에서, 이러한 스크롤링은 터치스크린 디스플레이 상에서의 스와이핑 제스쳐를 통해 달성될 수 있다. 시간 축을 따르는 스크롤링 동안, ECG 및 그것의 대응하는 시간-주파수 맵은 둘 모두 동일한 제한된 시간 범위를 디스플레이하기 위해 잠길 수 있다. 일부 실시예들에서, 사용자 인터페이스는 추가로 Glasgow-분석 요약 (본 기술분야의 통상의 기술자에게 알려진 바와 같이), 및/또는 수치상의 재분극 인덱스들에 기초하여 생성되는 그래픽 아이콘을 추가로 디스플레이하여 전체 심장 컨디션의 직관적인 시각적 표시자를 제공한다. 아이콘은, 예를 들어, 달리 유색화되는 심볼 내의 다수의 회색화된 세그먼트를 통해, 심장 기능의 손상 정도(예를 들어, 심장 컨디션이 정상인지, 비정상인지, 또는 의심스러운지의 여부)를 나타내는 세그먼트화된 파형 심볼이거나 또는 이를 포함할 수 있다. ECG 테스팅의 결과들은 환자 선택 및 환자 전극들의 접속으로부터 심전도 테스트의 성능을 통해 테스트 결과들의 표시까지, 심전도 프로세스를 통해 의료진을 가이드하도록 구성되는 다중-스크린 사용자 인터페이스의 보고 스크린 내에 디스플레이될 수 있다.
이전 내용은 첨부 도면들을 참조하는, 후속하는 더 상세한 설명으로부터 더 용이하게 이해될 것이다.
도 1은, 블록도 형태로, 다양한 실시예들에 따른 심장 컨디션을 수량화 미 시각화하기 위한 예시적인 시스템의 다양한 기능적 컴포넌트들을 예시한다. 시스템(100)은 ECG 신호들을 취득하기 위한 하나 이상의 전극(102)(예를 들어, 전통적인 12-리드 ECG에 대해 10개 전극), 예를 들어, 시간-주파수 맵들 및 재분극 인덱스들을 취득하도록, ECG 신호들을 프로세싱하기 위한 프로세싱 설비(104), 및 전극들(102)을 프로세싱 설비(104)에 접속시키는 전극 인터페이스(106)를 포함한다. 전극 인터페이스(106)는 예를 들어, 아날로그 입력 신호들을 디지털 방식으로 샘플링함으로써, 프로세싱 설비(104)에 대한 입력으로서 적합한 전기 신호들을 출력하는 회로를 포함한다. 시스템(100)은 예를 들어, ECG 테스트 결과들(예를 들어, ECG들, 시간-주파수 맵들, 및/또는 재분극 인덱스들을 포함함)을 출력하기 위한 디스플레이 디바이스(108), 및 키보드 및 마우스 및/또는 프린터와 같은 임의적으로 다른 입력/출력 디바이스들(109)을 더 포함한다. 디스플레이 디바이스(108)는 사용자-입력 디바이스를 겸하는 터치스크린일 수 있다. 프로세싱 설비(104), 전극 인터페이스(106), 디스플레이(108), 및 입력/출력 디바이스들(109)은 ECG 신호 프로세싱 및 표시를 위한 모든 계산상의 기능성을 구현하는 단일의, 독립형 디바이스로서 구현될 수 있다. 대안적으로, 이들은 다수의 통신상으로 커플링되는 디바이스의 조합에 의해 제공될 수 있다. 예를 들어, 디바이스의 전극 인터페이스(106)를 통해 하나 이상의 전극(102)으로부터 수신되는 ECG 신호들을 기록 및/또는 프로세싱하기 위한 제한된 기능성을 가지는 ECG 테스트 디바이스는 그것이 유선 또는 무선 네트워크를 통해 통신상으로 커플링되는 다른 컴퓨터들에 특정 계산상으로 강도높은 프로세싱 작업들을 위탁할 수 있다. 따라서, 프로세싱 설비(104)의 기능성은 서로 통신하는 다수의 계산 디바이스들 사이에 분배될 수 있다. 단일 디바이스에 제공되든 또는 분배되든 간에, 프로세싱 설비(104)는 전용의, 특수-목적 회로(예를 들어, 디지털 신호 프로세서(DSP), 필드-프로그래밍가능 게이트 어레이(FPGA), 아날로그 회로 등과 같은), 적절하게 프로그래밍된 범용 컴퓨터(적어도 하나의 프로세서 및 연관된 메모리를 포함하는), 또는 둘 모두의 조합을 이용하여 구현될 수 있다.
프로세싱 설비(104)는 (예를 들어, 필터링, 평활화, 스케일링 등에 의한) 디스플레이를 위한 (예를 들어, 디지털 방식으로 샘플링된) 전위들을 준비하는 ECG-신호-프로세싱 모듈(110); 각각의 ECG 신호를 2-차원 시간-주파수 맵(부호화된 또는 무부호화된)으로 전환하고, 임의적으로, 시간-주파수 맵을 정규화시키는 시간-주파수 변환 모듈(112); ECG들 및/또는 시간-주파수 맵들을 분석하여 재분극 측정치들 및/또는 재분극 인덱스들을 결정하는 인덱스-빌더 모듈(114)(이는, 예를 들어, 연속적인 심장 사이클들 간의 구분자들을 식별하는 것, ECG들 내의 특정 특징들(예컨대, QRS 콤플렉스, T파, 및 다른 세그먼트들)을 결정하는 것, T파 내의 시점들을 선택하는 것, 시간-주파수 맵들로부터 재분극 측정치들(예를 들어, REM들, RLM들, 및/또는 RPM들과 같은)을 결정하는 것, 임의의 다른 관련 파라미터들(성별- 또는 연령-기반 조정 인자들, 심박수 등과 같은)을 결정하는 것, 및 심실 인덱스들 및/또는 그것의 임의의 기능들을 계산하는 것을 수반할 수 있음); 재분극 인덱스들로부터 추가적인 메트릭들을 유도하고 그리고/또는 심장 컨디션을 결정하는 분석 모듈(116); 및 다른 모듈들에 의해 제공되는 데이터의 그래픽 표현들을 생성하고 이들을 디스플레이를 위해 스크린 내에 집결시키는 사용자-인터페이스(118) 모듈과 같은, 다양한 기능적으로 다른 모듈들을 포함할 수 있다. ECG-신호-프로세싱 모듈(110)은 상업적으로 이용가능한 심장 모니터들에서 사용되는 바와 같은 그리고/또는 본 기술분야의 통상의 기술자에 의해 직접 구현이 가능한 바와 같은, 종래의 프로세싱 모듈일 수 있다. 시간-주파수 변환 모듈(112), 인덱스-빌더 모듈(114), 분석 모듈(116), 및 사용자-인터페이스 모듈(118)은 알고리즘들을 구현하고 하기에 상세히 설명되는 기능성을 제공하며, 본 개시내용의 이점이 주어진다면 본 기술분야의 통상의 기술자에 의해 용이하게 구현될 수 있다.
용이하게 이해될 바와 같이, 도시된 모듈들은 프로세싱 설비(104)의 모든 계산적 기능성을 조직하기 위한 몇몇 상이한 가능성들 중 단지 하나를 반영한다. 모듈들은, 물론, 추가로 구획되고, 조합되거나, 또는 변형되어 기능성을 상이하게 분배할 수 있다. 다양한 모듈들은 하드웨어 모듈들, 범용 프로세서에 의해 실행되는 소프트웨어 모듈들, 또는 둘 모두의 조합으로서 구현될 수 있다. 예를 들어, 성능을 최적화하기 위한 특수-목적 회로를 이용하여, 각각의 인입 ECG 신호에 대해 동일한 동작들을 일반적으로 수반하는 시간-주파수 변환 모듈(112)을 구현하는 한편, 예를 들어, 새로운 의료 데이터에 응답하여, 파라미터들 및 알고리즘들을 조정하기 위한 유연성을 제공하도록 소프트웨어에서 인덱스-빌더 모듈(114) 및 분석 모듈(116)을 구현하는 것이 참작가능하다.
본원에 따른 심장 기능의 수량화가, 일반적으로 임의의 특정 개수의 전극들에 제한되지는 않지만, 시스템(100)은, 다양한 실시예들에서, 의료 분야에서 일상적으로 사용되는 바와 같이, 표준 12-리드 ECG를 획득하는 것을 용이하게 하기 위해 10개의 전극들(102)을 포함한다. 표준 구성에 따르면, 10개 전극들 중 4개(통상적으로 LA, RA, LL, RL로 라벨링됨)가 환자의 좌우 팔다리들 상에 배치되고; 2개의 전극들(V1 및 V2로 라벨링됨)이 흉골의 좌측 및 우측 상의 4번째 늑골 5번째 늑골 사이에 배치되고; 추가적인, 단일의 전극(V3로 라벨링됨)이 4번째 늑간 공간 상의 V2와 V4 사이에 배치되고; 하나의 전극(V4로 라벨링됨)은 쇄골 중간선(쇄골의 중간으로부터 아래로 확장하는 가상의 기준선)에서 5번째 늑골과 6번째 늑골 사이에 배치되고, 그에 맞춰, 또다른 전극(V5로 라벨링됨)이 앞겨드랑선(쇄골과 팔이 만나는 포인트로부터 남쪽으로 이어지는 가상의 기준선) 내에 위치되고, 제10 전극(V6으로 라벨링됨)은 이들 2개와는 동일한 수평선 상에 배치되지만, 중간겨드랑선(환자의 겨드랑이로부터 똑바로 아래인 가상의 기준점)을 따라 배향된다. 전극들(V1 내지 V6)에 의해 측정되는 전위들은 12개 표준 리드들 중 6개에 대응하고; 나머지 6개 리드들은 개별 전극들을 이용하여 측정되는 신호들의 후속하는 조합들에 대응한다: I = LA - RA; II = LL - RA; III = LL - LA; aVR = RA - ½ (LA+LL); aVL = LA - ½ (RA+LL); 및 aVF = LL - ½ (RA+LA).
도 2는 P파(202), QRS 콤플렉스(204)(이는 RS 세그먼트(206)를 포함함), 및 T파(208)를 예시하는, 단일 심장 사이클에 대한 예시적인 ECG(200)를 개략적으로 도시한다. 도시된 바와 같이, 전위는 일반적으로 QRS 콤플렉스(204) 중 R에서 그것의 최댓값(210)에 도달한다. 그러나, 신호의 극성은 반전될 수 있다(따라서, R 피크는 음의 값을 가진다). 또한, 일부 ECG 신호들에서, S 피크는 R 피크보다 더 큰 절댓값을 가진다. 실제로, 모든 ECG가 (다소 통상적인) 예시적인 ECG(200)에서 도시되는 특징들을 명료하게 보여주지는 않는다. 이러한 불확실성은 예를 들어, R 피크와 같은, ECG의 이산적 특징에 기초하여 신호를 정규화하려는 시도에서 어려움을 야기할 수 있다. 이러한 어려움을 회피하기 위해, 다양한 실시예들은, 정규화 대신, (만약 존재하는 경우) 그 최댓값 또는 최솟값이 대응하는 특징과는 무관하게, 적어도 RS 세그먼트(206)를 포함하는(그리고 따라서 이들이 실제로 신호에서 명백하게 표현되는 경우 R 및 S 피크 모두를 포함하는) 시간 구간과 같은 시간 범위에 걸쳐 식별되는 신호 최댓값 및 최솟값에 기초한다. 도 2는 T파(208)가 그것의 최댓값을 가정하는 시간(212), 및 T파의 최댓값을 괄호로 묶는 예시적인 이른 시간 및 늦은 시간(214, 216)과 같이, 데이터가 다양한 실시예들에 따라 평가되는 특정 시점들을 또한 예시한다. 일반적으로, 이른 시간 및 늦은 시간(214, 216)은 T파의, 각자 상승 에지 및 하강 에지 상의 어느 곳에나 있을 수 있다. 다양한 실시예들에서, 이들은 각자, T파 최댓값과 T파 최댓값에 선행하는 그리고 후속하는 시점들 사이의 범위 내에서 선택되며, 여기서 T파는, 예를 들어, 그것의 최댓값의 절반인, 일부 특정된 일부를 가정한다.
본원에 따르면, 측정된 ECG들은 예를 들어, 웨이블렛 변환과 같은, 적절한 수학적 변환에 의해 2-차원 시간-주파수 맵들로 변환된다. 주어진 연속적 ECG 신호
Figure 112022029347845-pat00001
에 대해, 연속적 웨이블렛 변환은:
Figure 112022029347845-pat00002
로 주어지고, 여기서
Figure 112022029347845-pat00003
는 선택된 웨이블렛이고, b는 시프트된 시점에 대응하고, a는 스케일링 인자에 대응하고,
Figure 112022029347845-pat00004
는 또한 웨이블렛 계수들이라고 명명되는, 변환으로부터 초래되는 시간 및 스케일에서의 위치의 2차원 함수이다. 유사하게, 구분된 ECG 신호
Figure 112022029347845-pat00005
에 대해(여기서, k는 정수임), 연속적 웨이블렛 변환은:
Figure 112022029347845-pat00006
로 주어지고, 여기서 T는 샘플링 주기이다. 프로세싱하기 위해 선택되는 웨이블렛은, 예를 들어, Mexican hat 웨이블렛, Morlet 웨이블렛, Meyer 웨이블렛, Shannon 웨이블렛, Spline 웨이블렛, 또는 본 기술분야의 통상의 기술자에게 알려진 다른 웨이블렛일 수 있다. 대안적으로 연속적 또는 이산적 웨이블렛 변환을 위해 사용될 수 있는 다른 널리-알려진 시간-주파수 변환들은 예를 들어, 단기 푸리에 변환을 포함한다.
시간-주파수 맵들(예를 들어, 스캘로그램들과 같은)은 일반적으로 양의 값 및 음의 값 모두를 포함한다. 그러나, 심장의 전기 에너지의 측정치로서 시간-주파수 맵의 신호 값의 직관적 해석을 위해, 부호는 관련되지 않는다(에너지의 측정치에서는, 전위가 제곱되기 때문에). 따라서, 일부 실시예들에서, 신호 값의 절댓값(또는 신호 값의 제곱)이 각각의 시간-주파수 포인트에서 취해져서, 무부호화된 시간-주파수 맵을 초래한다. 무부호화된 시간-주파수 맵은, 그것이 즉각적인, 직관적으로 식별가능하게 의료상으로 중요하지 않고 잠재적으로 정신을 산란시키는 정보를 표시하는 것을 회피하기 때문에, 특히 사용자 인터페이스에서의 (예를 들어, 의사에 대한) 디스플레이에 대해 유리할 수 있다. 반면, 부호화된 시간-주파수 맵이 무부호화된 시간-주파수 맵보다 일반적으로 더 많은 정보를 포함하기 때문에, 재분극 측정치들 및 인덱스들의 계산은 부호화된 맵에 기초할 수 있다(그러나 그럴 필요는 없다).
도 3a 및 3b는, 각자, 정상적 심장 및 그것의 웨이블렛 변환(절댓값을 취하는 것에 선행함)으로부터 초래되는 무부호화된 스캘로그램에 대한 예시적인 ECG를 예시한다. 스캘로그램에서, 시간에 대응하는 위치(b)는 가로좌표를 따르고, 스케일(a)(주파수에 대응함)은 세로좌표를 따르고, 신호 값(W)은 컬러 혹은 강도(예를 들어, 그레이-스케일 값)에 의해 인코딩된다. 알 수 있는 바와 같이, 정상적 ECG의 다양한 피크들이 스캘로그램에서 상대적으로 높은 강도로 반영되어, 상이한 ECG 세그먼트들의 식별을 허용한다. 비교를 위해, 도 3c 및 3d는 비정상적 심장에 대한, 각자, 예시적인 ECG 및 연관된 스캘로그램을 도시한다. 여기서, 정상적 스캘로그램에서 우세한 특징들(예를 들어, T파)은 다소 낮은 강도를 가진다. 이러한 더 낮은 강도가 일반적으로 ECG에서 T파의 더 낮은 값들을 추적하지만, 스캘로그램이 더 양호한 시각적 단서들을 제공할 수 있다는 것이 이해될 것이다. 따라서, 스캘로그램은 의사 또는 다른 숙련된 임상의가 심장 기능을 평가하는 것을 도울 수 있다.
상이한 리드들에 대해 동시에 획득된 ECG로부터 유도되는 시간-주파수 맵들 사이의 유의미한 비교들을 용이하게 하기 위해, 시간-주파수 맵들이 정규화될 수 있다. 정규화는 맵(또는 하기에 설명되는 바와 같이, 맵의 적어도 일부분) 내의 신호 값들의 범위를 특정된 수치 범위(이하, "타겟 범위"), 예를 들어, 0 내지 255 또는 -128 내지 +127로 매핑하기 위해 (이진 표현들을 위해 편리한 범위이고, 다음으로 디스플레이를 위한 컬러 또는 그레이-스케일 값들로 직접 매핑될 수 있는 바와 같이) 시간-주파수 맵에서 신호 값들을 스케일링 및/또는 시프팅하는 것을 수반할 수 있다. 일관적으로 리드들에 걸쳐서 뿐만 아니라, 상이한 시간들에서 그리고/또는 심지어 상이한 환자들에 대해 취해지는 측정들에 걸쳐 특정 정규화 및 연관된 타겟 범위를 사용하는 것은, 그것이 전체 신호-레벨 변형들을 제거하거나 적어도 감소시킴에 따라, 또한 시간상으로 그리고 환자 모집단에 걸쳐 데이터의 비교성을 개선하는 역할을 하는데, 이는 종종 상이한 심장 컨디션들에 기인하지 않아서, 의사들이 시간-주파수 맵 내의 의료상으로 관련된 상대적 신호 레벨들에 집중하게 한다.
정규화는 선택된 구간 내의 주파수에 걸쳐 그리고 시간에 걸쳐 시간-주파수 맵의 최댓값 및 최솟값으로서 정의되는 국부적 최댓값 및 최솟값에 기초할 수 있고, 이후 제1 선택된 구간과 동일할 수 있거나 동일하지 않을 수 있는 제2 선택된 구간에 적용될 수 있다. 그 제2 선택된 구간 내의 주파수에 걸친 그리고 시간에 걸친 시간-주파수 맵의 최댓값 및 최솟값은 이하, 절대 최댓값 및 절대 최솟값으로 명명되며, 이들은 국부적 최댓값 및 최솟값과 일치할 수 있지만, 그럴 필요는 없다. 제1 선택된 구간은, 통상적으로 제2 선택된 구간보다 더 짧지만, 더 짧도록 요구되지는 않는다. 일부 실시예들에서, 국부적 최댓값 및 최솟값은, 그것이 유도되는 ECG의 전체 측정 시간에 대응하는, 전체 시간-주파수 맵에 걸쳐 결정되며, 이후 정규화가 그 동일한 범위에 대해 적용된다(따라서, 제1 및 제2 선택된 구간들은 동일하다). 다른 실시예들에서, 국부적 최댓값 및 최솟값은 그것의 시간 디멘젼에 있어서, 예를 들어, 정수 개의 심박들(예를 들어, 부분적 심박들을 무시한) 또는 오직 단일의 심박으로 제한되는 시간-주파수 맵의 일부분 내에서 식별된다. 다수의 심박을 포함하는 시간-주파수 맵은, 예를 들어, 개별 심박들에 대응하는 부분들로 분해될 수 있고, 각각의 부분은 별도로 정규화될 수 있고(정규화된 시간-주파수 맵에서 신호 값들의 일부 불연속성을 잠재적으로 초래함); 이 경우, 제1 및 제2 선택된 구간들은 마찬가지로 서로 동일하다. 정규화는 심지어, 절대 최댓값 및 최솟값을 포함할 가능성이 있도록(그러나 명백하지는 않게) 선택되는, 심박의 일부만을 포함하는 시간 구간에 기초할 수 있다. 예를 들어, 일부 실시예들에서, 국부적 최댓값 및 최솟값은 적어도 RS 세그먼트를 포함하는 시간-주파수 맵의 일부분 내에서 결정된다. 그러나, 예를 들어, T파 최댓값이 QRS 콤플렉스에서 최댓값을 초과하는 것이 가능하다는 것에 유의한다. 시간-주파수 맵의 절대 최댓값 및 최솟값이 국부적 최댓값 및 최솟값이 결정되는 맵의 일부분 밖에 있는 경우들에서, 정규화는 타겟 범위를 초과하는 신호 값들을 초래할 것이다. (정규화는 또한 시간 도메인에 적용될 수 있다. 이 경우, 국부적 최솟값 및 최댓값은 선택된 시간 구간 상의 시간에 걸쳐 있다.)
정규화는 다음 수학식에 따라 적용될 수 있다:
Figure 112022029347845-pat00007
여기서,
Figure 112022029347845-pat00008
는 정규화된 데이터 포인트이고;
Figure 112022029347845-pat00009
는 정규화된 타겟-범위 최솟값이고;
Figure 112022029347845-pat00010
는 정규화된 타겟-범위 최댓값이고;
Figure 112022029347845-pat00011
는 정규화될 데이터 포인트이고;
Figure 112022029347845-pat00012
는 국부적 최솟값이고;
Figure 112022029347845-pat00013
는 국부적 최댓값이다.
예를 들어, 0 내지 255의 타겟 범위로 매핑하기 위해,
Figure 112022029347845-pat00014
는 0이고,
Figure 112022029347845-pat00015
는 255이고; 실제로, 이 정규화는 시간-주파수 맵을 0와 동일한 최솟값으로 시프트시키고, 이후 그것의 시프트된 국부적 최댓값에 기초하여 시프트된 맵을 스케일링한다. 더 일반적으로, 정규화는 시간-주파수 맵을
Figure 112022029347845-pat00016
와 동일한 최솟값으로 시프트시키고, 이후 (최솟값에 대해 취해지는) 시프트된 시간-주파수 맵의 값들을 타겟 범위의 최댓값과 최솟값 사이의 차이 대 국부적 최댓값과 최솟값 사이의 차이의 비만큼 스케일링한다.
정규화는 부호화된 시간-주파수 맵 뿐만 아니라 무부호화된 시간-주파수 맵에도 적용될 수 있다. 이해될 바와 같이, 정규화의 결과는 기반 시간-주파수 맵이 부호화되는지 또는 무부호화되는지에 따라 달라질 것이다. 예를 들어, 부호화된 시간-주파수 맵을 양의 R 피크 및 음의 S 피크와 0 내지 255의 타겟 범위 상으로 매핑시킬 때, S 피크에 대응하는 시점에서의 주파수들 중 몇몇은 0으로 또는 거의 0으로 매핑할 것이다. 그러나, 정규화가 달리 동일한 시간-주파수 맵의 절댓값에 적용될 때, R과 S 사이의 시점들에서의 일부 주파수들은 이제 0으로 또는 거의 0으로 매핑할 것인 반면 S 피크에 대응하는 시점에서의 주파수들 중 몇몇은 타겟 범위 내의 상대적으로 더 큰 양수로 매핑할 것이다.
시간-주파수 맵들은 (임의적으로 정규화에 후속하여) 평가를 위해 의사에게 디스플레이될 수 있다. 대안적으로 또는 추가로, 이들은 추가로 분석되어, 다양한 실시예들에 따라, 심장 컨디션 및 기능의 다양한 수량적 표시자들을 결정할 수 있다. 그러한 목적으로, 심장의 전기적 활동의 다양한 측정치들은, 예를 들어, 기반 ECG들의 다른 특징들에 대응하는 특정 시점들(또는 시간 범위들)에서, 특히, T파와 연관된 특정 시점들(또는 시간 범위들)에서, (정규화된) 시간-주파수 맵(W 또는 |W|)의 주파수에 걸쳐 극값들(즉, 최댓값 및/또는 최솟값)을 결정함으로써 획득될 수 있다. T파와 연관된 측정치들은 본원에서 "재분극 측정치들"이라 지칭되며, 예를 들어, T파 내의 이른 시간에서의 최댓값(REM), T파 내의 늦은 시간에서의 최댓값(RLM), 또는 T파의 피크에서의 최댓값(RPM)을 포함한다. 예를 들어, T파 내의 시간 구간에 걸친 적분을 포함하는, 추가적인 재분극 측정치들은 또한 심장 컨디션을 수량화하도록 정의되고 사용될 수 있다.
시간-주파수 맵에서 결정되는 재분극 측정치들로부터, 하나 이상의 재분극 인덱스들은, 예를 들어, ECG 또는 시간-주파수 맵에 대해 외부에 있는 정보를 평균화함으로써 또는 정보에 기초하여 유도될 수 있다. 예를 들어, 재분극 측정치들이 다수의 심장 사이클을 커버하는 ECG들에 기초하여 획득되는 경우, 개별적으로 결정되는 최댓값들이 이러한 사이클들에 대해 평균화될 수 있다. 또한, 다양한 재분극 측정치들은 일반적으로 상이한 개별 리드들에 대해 측정되는 ECG들의 변환에 의해 획득되는 상이한 시간-주파수 맵들로부터 별도로 유도될 수 있고 동일한 타입의 재분극 측정치들(예를 들어, REM들)은 다수의 리드에 걸쳐 평균화될 수 있다. 특히, 심실 재분극 인덱스들은 동일한(즉, 좌 또는 우) 심실과 연관된 리드들에만 걸쳐 평균화함으로써 유도될 수 있다. 예를 들어, 우심실에 대한 심실 인덱스 조기 측정치(VIEM_RV)는 리드들(V1 및 V2)의 REM들에 대해 (예를 들어, 산술적으로) 평균화함으로써 계산될 수 있고, 우심실에 대한 심실 인덱스 추후 측정치(VILM_RV)는 리드들(V1 및 V2)의 RLM들에 대해 평균화함으로써 계산될 수 있고, 우심실에 대한 심실 인덱스 피크 측정치(VIPM_RV)는 리드들(V1 및 V2)의 RPM들에 걸쳐 평균화함으로써 계산될 수 있다. 유사하게 좌심실에 대한 VIEM, VILM, 및/또는 VIPM(VIEM_LV, VILM_LV, 및 VIPM_RV)은 리드들(V4, V5 및 V6)의 각자, REM들, RLM들, 및 RPM들에 대해 평균화함으로써 계산될 수 있다. 특정 실시예들에서, 추가적인 인덱스들이 선행 인덱스들로부터 유도된다. 예를 들어, 우심실에 대한 심실 인덱스 평균 측정치(VIAM_RV)는 (분당 비트로 측정되는) 심박수에 의해 나누어지는, VIEM_RV와 VILM_RV의 합산으로서 계산될 수 있다. 유사하게, 좌심실에 대한 심실 인덱스 평균 측정치(VIAM_RV)는, 심박수에 의해 나누어지는, VIEM_LV와 VILM_LV의 합산으로서 계산될 수 있다. 또한, 일부 실시예들에서, 전체적인 심장에 대한 인덱스는 예를 들어, 좌우 심실 인덱스들의 비, 차이, 또는 일부 다른 함수를 형성함으로써, 좌우 심실들에 대한 각자의 인덱스들로부터 계산된다.
또한, 재분극 측정치들은 일반적으로 심장이 얼마나 잘 기능하는지에 대한 표시자들이지만, 이들은 또한, 임의의 비정상적 심장 컨디션과는 독립적으로, 연령 및 성별에 의해서 영향을 받을 수도 있다. 심장 비정상으로부터 초래되는 차이들을 제거하거나 적어도 감소시키기 위해, 재분극 측정치들은, 재분극 인덱스들을 계산할 때, 적절한 연령- 및/또는 성별-종속적 인자들을 이용하여 조정될 수 있다. 일 실시예에서, 조정은 남성에 대해서는 1의 조정 인자를 사용하고(즉, 측정치들을 평소대로 유지함) 여성에 대해서는 1보다 더 작은 조정 인자(예를 들어, 1/1.24)를 사용하여, 단지 남성 환자와 여성 환자를 구별한다. 일부 실시예들에서, 40세까지의 환자들과 40세 초과의 환자들을 구별하기 위해 추가적인 정제들이 이루어질 수 있다. 예를 들어, 40세 초과의 여성에 대해, 조정 인자는 1/1.26으로 감소할 수 있다. 다른 연령-기반 분류들 및 조정 인자들 역시 구현될 수 있다.
도 4는 다양한 실시예들에 따라 심장 컨디션을 수량화하고 시각화하기 위한 방법들(400)을 요약한 플로우차트이다. 방법(400)은, 환자 상에 배치되는 하나 이상의 전극을 사용하여, 하나 이상의 각자의 리드와 연관되는 하나 이상의 ECG들을 측정하는 것을 수반한다(동작(402)). 일부 실시예들에서, 10개의 전극이 사용되어 12개의 리드를 획득한다. (구문 "심전도를 측정하는"은 전극들을 이용한 심전도 신호들의 취득, 및 전술된 바와 같이, 다수의 심전도 신호를 결합시켜 단일 리드에 대한 심전도를 획득하는 것을 포함할 수 있는, 각각의 리드에 대한 심전도를 생성하기 위한 이러한 신호들의 디지털화 및/또는 초기 프로세싱 둘 모두를 포함하도록 의도된다.) 동작(404)에서, ECG(들)는 시간-주파수 변환(예를 들어, 웨이블렛 변환)에 의해 하나 이상의 각자의 2-차원 시간-주파수 맵들(예를 들어, 스캘로그램들)로 전환된다. 시간-주파수 맵(들)은 원래의 부호화된 형태로 사용되거나, 또는 각각의 시간-주파수 포인트에서 절댓값을 취함으로써 무부호화된 맵(들)으로 전환되거나(임의적 동작(406)), 또는 둘 모두일 수 있다. 또한, 전술된 바와 같이, 시간-주파수 맵(들)은 정규화될 수 있다(동작(408)). 일부 실시예들에서, 예를 들어, 시간-주파수 맵은 적어도 RS 세그먼트를 포함하는(그리고 일부 실시예들에서, 전체 심장 사이클(또는 심박), 다수의(정수개의) 심장 사이클, 또는 측정 시간 전체를 포함하는) 주파수에 걸쳐 그리고 시간 구간에 걸쳐 시간-주파수 맵에서 식별되는 최댓값 및 최솟값에 기초하여 정규화된다.
심장 컨디션을 시각화하기 위해, ECG들 및/또는 대응하는 시간-주파수 맵들을 디스플레이하는 사용자 인터페이스가 생성될 수 있다(동작(410)). 시간-주파수 맵들에서의 신호 값들은, 예를 들어, 컬러-코딩되거나 또는 그레이 스케일에 따라 표현될 수 있다. 심장의 전기 에너지에 사용자의(예를 들어, 해석하는 의사의) 주의를 집중시키기 위해, 위에서 표시된 바와 같이, 무부호화된(즉, 절댓값) 시간-주파수 맵들을 제시하는 것이 유리할 수 있다. 공간적 제약들로 인해, 사용자 인터페이스는, 임의의 주어진 시간에, ECG들 및 전체 측정 시간보다 더 작은 시간 구간들에 대응하는 시간-주파수 맵들의 일부분들만을 디스플레이할 수 있다. 예를 들어, 12초 구간에 대한 데이터 중에서, 디스플레이는 3-초 서브세트로 제한될 수 있다. 추가로, 임의의 주어진 시간에 디스플레이되는 ECG들 및 시간 주파수 맵들의 수는 예를 들어, 12개 ECG들 및 대응하는 시간-주파수 맵들 중 3개로 제한될 수 있다. 디스플레이되는 ECG들 및 시간-주파수 맵의 선택 및 디스플레이되는 시간-범위는, (412에서 수신되는) 사용자 입력에 의존할 수 있고, 사용자 입력에 기초하여 조정될 수 있다. 예를 들어, ECG 및 시간-주파수 맵에 할당되는 각각의 스크린 부분 다음에 디스플레이되는 드롭-다운 메뉴는 이용가능한 리드들 중 임의의 것의 선택을 용이하게 할 수 있다. 또한, 사용자는 ECG 또는 시간-주파수 맵을 디스플레이하는 영역에서, 예를 들어, 종래의 스크롤바를 이용하여, 또는 마우스-제어 커서를 이용하거나 터치스크린 상에서 수행되는 스와이핑 제스쳐를 이용하여, 전체 측정 시간에 걸쳐 스크롤하는 능력을 가질 수 있다. ECG 내의 특징들이 대응하는 시간-주파수 맵 내의 특징들과 적절히 상관될 수 있도록 하기 위해, 디스플레이되는 부분들은 시간상으로 정렬되고(그리고 일반적으로, 시간상으로 동일한 시간에 걸쳐 있고), 사용자가 ECG 또는 시간-주파수 맵을 통해 스크롤함에 따라 정렬이 유지된다(또는 다시 말해, "잠긴다(locked-in)"). 또한, ECG들 및 시간-주파수 맵들이 다수의 리드에 대해 디스플레이되는 경우, 이들은 마찬가지로 시간상으로 정렬되고 시간상으로 동일한 시간에 걸쳐 있으며, 사용자가 이들 중 임의의 하나를 통해 스크롤함에 따라 이들의 정렬이 잠길 수 있다.
심장 컨디션을 수량화하기 위해, 시간-주파수 맵들이 각자의 ECG들과 함께 분석된다. 구체적으로, 동작(414)에서, T파와 연관된 하나 이상의 시점(예를 들어, 이른 시간 및 늦은 시간, 및/또는 T파가 피크인 시간)이 ECG 내에서 식별된다. 대응하는 시간-주파수 맵은 이후 이들 시점들에서 분석되어, 각각의 시점에서(또는 각자의 시점들을 둘러싸는 작은 시간 구간 내에서) 별도로, 주파수에 걸쳐 최댓값 및/또는 최솟값을 결정한다(동작(416)). 각자의 ECG들에서 식별되는 하나 이상의 시점들에서 시간-주파수 맵들 내에서 결정되는 주파수에 걸친 하나 이상의 극값이 재분극 측정치들을 구성한다. 이러한 재분극 측정치들에 기초하여, 동작(418)에서 하나 이상의 재분극 인덱스가 결정될 수 있다. 재분극 인덱스는 단일 재분극 측정치에 기초할 수 있거나(그리고 가장 간단한 경우 이와 동일할 수 있거나) 또는 (예를 들어, 리드들 또는 심장 사이클들에 대한 재분극 측정치들을 평균화함으로써) 다수의 재분극 측정치들을 결합시킬 수 있다. 추가로, 재분극 인덱스는 환자의 연령 또는 성별, 또는 환자의 일부 다른 특성 또는 측정 환경에 기초하는 조정 인자를 포함할 수 있다. 계산된 재분극 인덱스들은 다양한 방식들로 (동작(420)에서) 출력될 수 있다. 예를 들어, 이들은 온-스크린 디스플레이를 위한 사용자 인터페이스 내에(예를 들어, ECG들 및 시간-주파수 맵들과 함께) 또는 인쇄가능한 보고 내에 포함되거나, 일부 다른 방식으로 사용자에게 통신되거나, 또는 또다른 알고리즘에 대한 입력으로서 제공될 수 있다.
일부 실시예들에서, 재분극 측정치들 및/또는 재분극 인덱스들은, 휴리스틱 또는 실험상의 데이터에 기초하여, 자동으로 분석되어(동작(422)), 심장 컨디션의 질적 평가를 획득한다. 예를 들어, 조기 재분극 측정치가 추후 재분극 측정치보다 더 크다는 예상에 기초하여, (동일한 ECG 및 시간-주파수 맵에 대한) 조기 재분극 측정치를 초과하는 추후 재분극 측정치의 관측은 비정상적 또는 손상된 심장 기능의 징후로서 취해지고, 따라서 사용자에게 통신될 수 있다. 유사하게, 건강한 심장에 대해서는 좌심실 재분극 인덱스가 우심실 재분극 인덱스보다 더 커야하기 때문에, 반대의 관계(즉, 우심실 재분극 인덱스가 좌측 재분극 인덱스보다 더 큼)는 사용자에게 통신될 수 있는 비정상 또는 손상을 표시한다. 따라서, 재분극 측정치들과 재분극 인덱스들 간의 비교들이 사용되어 심장 기능을 평가할 수 있다. 대안적으로 또는 추가로, 재분극 측정치들 및 인덱스들(정규화된 시간-주파수 맵들로부터 적절하게 정규화되거나 계산됨)은 실험적 임계값들과 비교될 수 있다. 예를 들어, 0 내지 255의 범위로의 시간-주파수 맵들의 정규화를 이용하여, 55-75의 범위 내의 임계값 아래에 드는 좌심실 또는 우심실에 대한 이른 또는 늦은 재분극 측정치가 발견되어 심장 기능에서의 일부 문제점들과 강하게 상관한다. 일부 실시예들에서, 하나 이상의 재분극 인덱스는 심근 에너지 카테고리를 결정하도록, 예를 들어, (기능 손상 없음 또는 낮은 기능 손상에 대응하는) 높은 에너지, (중간 기능 손상에 대응하는) 중간 에너지, 및 (높은 기능 손상에 대응하는) 낮은 에너지를 구별하도록 사용된다. 재분극 측정치들 및/또는 재분극 인덱스들의 서로에 대한 또는 다양한 조합들에서의 특정된 임계값들에 대한 비교들은 또한 심장 기능을 정상, 의심, 또는 비정상으로 분류하는 역할을 할 수 있다.
방법(400)의 다양한 수정들이 구현될 수 있다. 예를 들어, 위에서 주지된 바와 같이, 심실 인덱스들이 이른 시간 또는 늦은 시간이 아닌 하나 이상의 시점에서, 그리고/또는 하나 이상의 시간 범위에 대해 시간-주파수 맵의 값들로부터 결정되는 재분극 측정치들에 기초하여 계산될 수 있다. 또한, 도시된 방법(400)의 모든 동작이 모든 실시예에서 구현될 필요는 없다. 따라서, 도시된 방법(400)은 단지 하나의 예시적인 실시예로서 이해될 것이다.
도 5는 예시적인 심장 테스트 디바이스(500)를 투시도로 도시한다. 도시된 디바이스는 터치스크린 디스플레이(502) 뿐만 아니라 (예를 들어, 태블릿(500)을 파워 온/오프하기 위한) 물리적 버튼들을 가지는 제어 패널(504)을 포함하는 태블릿 컴퓨터(500)의 형태를 취한다. 일부 실시예들에서, 도시된 바와 같이, 디스플레이(502)는 도 6-10에 대해 하기에 더 상세히 설명되는, 멀티-탭 사용자 인터페이스를 제시한다. 탭들 중 일부(디스플레이(502)의 우측 에지를 따라 도시되는)는 제어 패널(504)의 물리적 버튼들에 의해 복제되어, 운용자가 상이한 스크린들과 연관된 디바이스 기능들 사이에서 상이한 방식들로 탐색하도록 할 수 있다. ECG 신호들을 취득하기 위한 전극들은 적절한 커넥터(506)(예를 들어, DB15 커넥터)를 통해 태블릿 컴퓨터(500)에 연결될 수 있다. 태블릿(500)은 범용 프로세서, 및 기능적 프로세싱 모듈들(110, 112, 114, 116, 118)을 구현하기 위한 명령들을 저장하는 휘발성 및 비휘발성 메모리를 포함한다. 물론, 다양한 대안적인 실시예들에서, 심장 테스트 디바이스는, 각각이 적절한 전극 인터페이스를 가지는, (단지 몇몇을 들자면) 데스크톱 컴퓨터, 랩톱 컴퓨터, 또는 스마트폰의 폼 팩터와 같은, 상이한 폼 팩터들을 취할 수 있으며, 이는 전극 신호들을 소프트웨어를 이용한 추가적인 프로세싱에 적합한 디지털 신호들로 전환하기 위한 커스텀 회로를 포함할 수 있다. 또한, 본원에 기술되는 기능성을 제공하는 심전도 시스템은 반드시 단일 디바이스로 구현될 필요가 있는 것은 아니며, 조합으로 사용되는 다수의 디바이스, 예를 들어, 본원에 기술되는 프로세싱 기능성을 구현하기 위해 소프트웨어를 실행하는 범용 컴퓨터에 접속되는 종래의 ECG 모니터에 의해 제공될 수 있다.
이제 사용자 인터페이스를 참조하면, 도 6은, 예를 들어, 운용자가 먼저 ECG 테스트 디바이스(500)를 턴온시킬 때, 그것이 나타날 수 있는 바와 같은 사용자 인터페이스의 예시적인 홈 스크린을 도시한다. 홈 스크린은, 예를 들어, 퀵-스타트 가이드 및 더 포괄적인 사용자 매뉴얼과 같은 참고 자료들에 대한 링크들을 제공할 수 있다. 일 실시예에 따르면, 도시된 바와 같이, 사용자 인터페이스는, 각각의 스크린 내에서(예를 들어, 오른손 측에서) 시각적이어서, 스크린들 사이의 용이한 탐색을 허용하는, 다수의 각자의 스크린에 대응하는, 다수의 탭을 포함한다. 탭들은 하기에 추가로 기술되는, 심전도 프로세스를 통한 자연스러운 작업흐름에 대응하는 순서로 배열될 수 있다. 예를 들어, 홈 스크린 및 설정 스크린에 대한 일반적인 탭들 뿐만 아니라, 탭들은, 이 순서로, 환자 탭, 테스트 탭, 및 보고 탭을 포함할 수 있다.
도 7은 다양한 실시예들에 따른 예시적인 보고 스크린을 예시한다. 도시된 바와 같이, 보고 스크린은 뷰어가 원하는 정보를 신속하게 위치확인(locate)하도록 하기 위해 직관적 방식으로 배열되는 다수의 스크린 부분으로 구획될 수 있다. 스크린의 최상부에서, 고유한 환자 식별자 및 환자의 이름과 같은 환자 정보, 뿐만 아니라, 연령 및 성별과 같은, ECG들의 해석에 영향을 주는 환자-특정적 파라미터들이, 예를 들어, 테스트의 날짜 및 타임 스탬프로 구성되는 기록 식별자와 함께, 디스플레이될 수 있다. 좌측 패널 내에, 하나 이상의 리드에 대한 ECG들 및 시간-주파수 맵들이, 예를 들어, 수직 배열로 디스플레이될 수 있다. 시간-주파수 맵들은 예를 들어, 심장 사이클 내의 다양한 스테이지들 동안 심장의 전기적 에너지의 사진을 제공함으로써, 이들이 유도되는 ECG들로부터 구별가능하지 않은 정보를 시각화할 수 있고, ECG들에 기초하여 통상적으로 진단되지 않는, 심근 허혈과 같은 컨디션들을 검출하는데 유용할 수 있다. ECG들은 의사 및 다른 전문 의료진들에 대한 이들의 친숙성 때문에, 그리고 QRS 콤플렉스 및 T파와 같은 신호의 시간상으로 정의된 특징들을 식별할 목적으로 디스플레이 내에 포함된다. 다양한 실시예들에 따르면, 시간-주파수 맵의 신호 값(예를 들어, 시간 및 주파수의 함수로서 그려지는 전위 또는 전압)이 컬러 스케일로(또는, 대안적으로, 흑백 도면들에서 도시되는 바와 같이, 그레이 스케일로) 인코딩된다. ECG에 적용되는 시간-주파수(예를 들어, 단기 푸리에 또는 웨이블렛) 변환으로부터 초래되는 바와 같은, 신호 값 자체가 부호화된 값일 수 있지만(일반적으로, 맵에 걸쳐 양 및 음의 값들 모두를 초래함), 컬러-코딩되는 도시된 값은, 절댓값을 계산함으로써 부호화된 값으로부터 획득되는 바와 같이, 무부호화될 수 있다. 컬러-코딩된 맵들에서 무부호화된 신호 값들을 사용하는 것은, 시간-종속적 주파수 콘텐츠의 에너지 레벨을, 그 주파수들이 위상과는 무관하게, 표현하는 역할을 하여, 양 또는 음의 위상의 에너지가 시간-주파수 맵 상의 동일한 포인트에서(주파수를 따라) 나타나도록 한다.
전술된 바와 같이, ECG들 및 시간-주파수 맵들이 분석되어, 다양한 실시예들에 따라, 심장 건강을 나타내는 수량적 인덱스들 및/또는 수량적 평가 또는 카테고리화를 제공할 수 있다. 분석의 결과들은, 도 7의 우측패널에 도시된 바와 같이, 수치, 문자 및/또는 그래픽 형태로 제시될 수 있다. 예를 들어, 도시된 바와 같이, 우측 패널은, 환자의 전반적 심장 건강, 아이콘 아래에 보다 상세한 그림을 제공하는 다수의 수치 인덱스들(예를 들어, 전술된 바와 같은 재분극 인덱스들), 및 수치 인덱스들 아래의 종래의 Glasglow-분석 문자 요약을 나타내는 "에너지 아이콘"을 포함할 수 있다. Glasgow-분석 요약 부분은, 환자의 심박수 및 특정 ECG 특징들(QRS 콤플렉스와 같은)의 듀레이션들과 같은, ECG들로부터 유도되는, 메트릭들을 디스플레이할 수 있다. 추가로, 그것은 예를 들어, 다양한 리드들의 신호-대-잡음 레벨들에 기초하여, 테스트의 품질 및 신뢰성을 요약할 수 있다. Glasgow 분석은 본 기술분야의 통상의 기술자에게 공지되어 있으며, 본원에서 추가로 상술되지 않을 것이다.
도 8a-8c는 각자, 높은 심근 에너지, 중간 심근 에너지, 및 낮은 심근 에너지에 대응하는, 3개의 상이한 상태들로 분리된 도 7의 에너지 아이콘을 도시한다. (이러한 3개의 상태는 각자, 정상, 의심 및 비정상 컨디션으로 해석될 수 있다). 도시된 실시예에서, 에너지 아이콘은, 건강한 환자(도 8a)에 대해, 시간-주파수 맵들의 컬러 스케일을 반영하는 색 계조(흑백 도면들로의 전환으로 인해, 그레이스케일 값에서의 변형들을 가지고 도시됨)로 채워지는, 3개의 세그먼트(800, 802, 804)를 포함하는 세그먼트화된 파형 심볼이다. 중간 정도로 손상된 심장 기능 또는 의심되는 심장 컨디션을 가지는 환자(도 7b)에 대해, 처음, 가장 좌측 세그먼트가 회색화된다(이전 변형과 분리되는 것으로서 고유한 회색 채움에 의해 도시됨). 강하게 손상된 또는 비정상적 심장 기능을 가지는 환자(도 6c)에 대해, 좌측 세그먼트 및 중간 세그먼트 모두 회색화되어, 훨씬 더 낮은 심근 에너지를 상징한다. 따라서, 에너지 아이콘은 환자의 심장 건강에 대한 즉각적인 시각적 단서를 임상의에게 제공한다. 용이하게 이해될 바와 같이, 에너지 아이콘은 3개 초과의 세그먼트를 포함하도록 수정되는 경우 진단 평가의 더 미세한 계조를 받아들일 수 있다.
많은 수의 리드에 대해, 예를 들어, 전체 12-리드 ECG에 대해, 모든 12개 ECG 및 연관된 시간-주파수 맵들을 한꺼번에 디스플레이 상에 디스플레이하는 것은 일반적으로 실현불가능하다. 따라서, 다양한 실시예들에서, ECG(좌) 패널을 통해 수직으로 스크롤하여 리드들 중 상이한 것들을 보는 능력이 사용자에게 주어진다. 예시를 위해, 예를 들어, 도 7 및 도 9를 비교한다. 도 7에서, 리드들(I, II 및 III)에 대한 ECG들 및 시간-주파수 맵들이 도시되는 반면, 도 9는, 대신, 리드들(aVL 및 aVF)에 대한 ECG들 및 시간-주파수 맵들이 보일 수 있는 상이한 스크롤링 위치에서의 스크린을 예시한다.
모든 리드들을 통해 스크롤할 수 있는 것에 대해 대안적으로 또는 추가로, 좌측 패널의 (서브-) 부분들 각각에 대한 디스플레이를 위한 리드들을 선택하고 이에 의해 리드들이 디스플레이되는 순서를 특정할 기회가 사용자에게 주어질 수 있다. 다양한 실시예들에서, 리드 선택을 위한 사용자-입력 제어들은, 각자의 ECG들 및 시간-주파수 맵들에 대한 스크린 부분들에 인접하게, 초기에는 닫힌 상태로, 디스플레이되는 드롭-다운 메뉴이다. 각각의 드롭-다운 메뉴는, 일단 활성화되어 운용자에 의해 열리면, 모든 12개 리드를 열거하여, 현재 스크린 부분 내의 디스플레이를 위한 리드들 중 임의의 하나의 사용자 선택을 용이하게 한다; 도 10은 처음 디스플레이되는 리드에 대한 열린 드롭-다운 메뉴를 예시한다. 일부 실시예들에서, 일단 새로운 리드가 선택되면, 그것의 위치는 각자의 스크린 부분을 이전에 점유한 리드와 뒤바뀐다. 예를 들어, 리드(V1)가 드롭-다운 메뉴에서 리드(V5)로 변경되는 경우, 각자의 ECG들 및 시간-주파수 맵들의 수직 위치들은 뒤바뀔 것이고, V1은 V5가 이전에 위치했던 곳에 보일 것이다.
도 7, 9 및 10에 도시되는 보고 스크린들에서 도시되는 바와 같이, ECG들은 (관례적인 바와 같이) 수평으로 확장하는 시간축을 가지고 디스플레이될 수 있다. 다양한 실시예들에 따르면, 대응하는 시간-주파수 맵들이 마찬가지로 수평 방향으로 이들의 시간 축들을 가지고 배향되며, ECG들에 맞춰 시간상으로 정렬되는데, 이는 ECG 및 대응하는 시간-주파수 맵 모두가 동일한 수평 위치에서 주어진 시점을 보여주는 것을 의미한다. ECG 및 이로부터 유도되는 시간-주파수 맵을 보여주는 스크린 부분 내의 시간상 정렬에 더하여, 상이한 ECG들(및 대응하는 시간-주파수 맵들)을 디스플레이하는 다양한 스크린 부분들이 마찬가지로 시간상으로 정렬될 수 있다. 또한, 좌측 패널(및 실제로는, 스크린)은 전체 취득 주기를 커버하도록 전체적으로 ECG들 및 시간-주파수 맵들을 디스플레이하기에는 충분히 넓지 않을 수 있다. 대신, ECG들 및 시간-주파수 맵들은, 제한된 시간 범위에 대해, 부분적으로 디스플레이될 수 있다. 그러나, 사용자 인터페이스는 디스플레이되는 제한된 시간 범위의 시간적 시프트에 영향을 주도록 ECG 및/또는 시간-주파수 맵을 통해 운용자에 의한 수평 스크롤을 용이하게 할 수 있다. 이러한 스크롤 동안, ECG 및 대응하는 시간-주파수 맵은 이들의 시간적 정렬을 유지하기 위해 "잠길" 수 있다. 유사하게, 보고 스크린 내의 다른 ECG들 및 시간-주파수 맵들은 스크롤링되는 스크린 부분에 대해 잠길 수 있고, 따라서, 스크롤링되는 ECG/시간-주파수 맵과 함께 이동할 수 있다. 스크롤은 다양한 방식들로, 예를 들어, 전통적인 스크롤 바에 의해 영향을 받을 수 있다. 그러나, 다양한 실시예들에서, 심장 모니터 디바이스의 디스플레이의 터치스크린 능력이 사용되어, ECG 및 대응하는 시간-주파수 맵을 디스플레이하는 스크린 부분 내에서, 실질적으로 수평 방향으로(그리고 따라서 ECG의 시간 축에 대해 평행한 방향으로) 온-스크린으로 수행되는 스와이핑 제스쳐를 통한 스크롤링을 허용한다. 스와이핑 제스쳐로부터, 시프트된 제한된 시간 범위가 결정되어, 디스플레이되는 ECG/시간-주파수 맵 부분들의 시프팅에 대해 적용될 수 있다. (본 기술분야의 통상의 기술자에 의해 용이하게 이해될 바와 같이, 전술된 시간상 정렬 및 시간상 잠금의 특징들은 시간 축의 수평 배향 여부에 따르지 않는다. 오히려, ECG들 및/또는 대응하는 시간-주파수 맵들이 아래쪽을 지정하는 이들의 시간축들과 수평 정렬로 디스플레이되는 것이 참작가능하며, 어느 경우든, 시간상 정렬은 수직일 것이다.)
도 11a 및 11b는 다양한 실시예들에 따른, 도시된 사용자 인터페이스에 의해 지원되는 심전도 작업흐름(1100)을 예시하는 플로우차트를 제공한다. 이러한 작업흐름을 수행하는 의료 전문가는 통상적인 임상 설정에서(그러나 필수적이지는 않게), (의사보다는) 간호사이다. 여기서 (예를 들어, 도 11a 및 11b에 도시된 작업흐름을 수행하도록, 또는 후속적으로 결과들을 보도록) 심장 모니터 디바이스를 동작시키는 사람은 일반적으로 "운용자"라 명명된다. 도 11a 및 11b에서, 운용자의 동작들은 우측에 도시되며, 심장 테스트 디바이스에 의해 수행되는 동작들은 좌측에 도시된다. 도 11a를 참조하면, 멀티-탭 사용자 인터페이스가 제시되는(동작(1102)) 운용자는, 일반적으로 환자 탭을 선택함으로써(동작(1104)) 시작한다. 그 결과 디스플레이되는 환자 스크린 상에서(동작(1106)), 운용자는 (임의적으로 운용자-제공형 탐색 토큰들에 기초한 필터링과 함께) 리스트로부터 기존의 환자를 선택하거나, 또는 예를 들어, 스크린 상에 디스플레이되는 "신규" 버튼을 누르고 관련 환자 정보를 입력함으로써 새로운 환자를 생성할 수 있다(동작(1108)). 일단 환자가 선택되면, 팝-업 메시지가 선택을 확인하기 위해 환자 스크린 상에 간단히 나타날 수 있다(동작(1110)).
운용자는 이후 테스트 스크린을 탐색한다(동작(1112)). 환자가 테스트를 위해 아직 준비되지(예를 들어, 전극들이 환자에 부착되었고, 환자 케이블이 심장 모니터 디바이스 및 전극들에 부착되는 것 등) 않은 경우, 운용자는 이 스테이지에서 그렇게 수행할 수 있다(동작(1114)). 일단 이용가능한 경우, 테스트 스크린은 ECG 신호들의 실시간 트레이스들을 디스플레이한다(동작(1116)). 운용자는, 모든 전극들이 접속되고 ECG 신호들이 테스트를 진행하기에 적합한지를 평가하기 위해 일반적으로 실시간 ECG 트레이스들을 본다. 일단 운용자가 실시간 트레이스들의 품질에 만족하면, 운용자는 예를 들어, 테스트 스크린 상에 제공되는 "테스트" 버튼을 누름으로써 테스트를 개시할 수 있다(동작(1118)). 활성화 시, 이 버튼은 테스트가 진행 중인 동안 나머지 테스트 듀레이션을 디스플레이하고, 또한 테스트의 운용자 취소(operator abortion)를 용이하게 하는, "중지/카운트다운 타이머" 버튼으로 대체될 수 있다(동작(1120)).
ECG 테스트가 완료될 때, 사용자 인터페이스는 보고 스크린에 대한 운용자를 자동으로 탐색한다(동작(1122)). 보고 스크린은 인덱스들 및 에너지 아이콘이 계산되는 동안, 단지 ECG들 및 대응하는 시간-주파수 맵들 뿐만 아니라 운용자에 의해 보기 위한 Glasgow 분석 요약을 초기에(예를 들어, 처음 15-20초 동안) 디스플레이할 수 있다(동작(1124)). 임의적으로, "계산하는..." 또는 유사한 문자 메시지는 추가적인 정보가 마련되었음을 운용자에게 경보할 수 있다. 운용자는 완료할 아이콘 및 인덱스들의 계산을 단순히 기다릴 수 있다. 일단 보고 스크린이 계산된 인덱스들 및 아이콘을 이용하여 업데이트되면(동작(1126)), 운용자는 결과들을 볼 수 있다(동작(1128)). 보고를 인쇄하거나 (예를 들어, 외부 USB 드라이브에) 내보내는 옵션이 운용자에게 또한 주어질 수 있다(동작(1130)). 운용자가 결과들을 인쇄하도록 선택하는 경우(1128에서), 인쇄-미리보기 창은 운용자가 보고의 가능한 다수의 페이지들을 탐색할 뿐만 아니라 보고를 네트워크 또는 물리적으로 부착된 프린터에 송신하도록 할 수 있다. 인쇄는 (운용자가 아닌) 의사가 환자와 결과를 논의하기 위해 진료실로 돌아오기 전에 테스트 결과들을 보도록 하는데 유용하다.
본원에서 전술된 실시예들은 ECG들로부터 유도되는 시간-주파수 맵들과 함께 ECG들에 기초한 심장 컨디션의 수량화 및 시각화에 관한 것이다. 그러나, 시간-주파수 맵들에 관해 기술된 특징들 중 일부는, 또한 ECG들 자체에 적용되고, ECG들 자체의 상황에서 유리할 수 있다. 예를 들어, 리드들에 걸친 ECG들, 측정들 및 환자들의 더 양호한 비교가능성을 위해, ECG들은 (전체적으로) ECG 또는 그 일부분의 절대 최댓값 및 최솟값에 기초하여 정규화될 수 있다. T파와 연관된 특정 시점들에서의 정규화된 ECG들의 값들은 심장 컨디션의 수량화를 위한 재분극 측정치들로서의 역할을 할 수 있다.
특정 실시예들은 다수의 로직 컴포넌트 또는 모듈을 포함하는 것으로서 본원에 기술된다. 모듈들은 소프트웨어 모듈들(예를 들어, 비-일시적 머신-판독가능한 매체 상에 또는 신호 내에 내장되는 코드) 또는 하드웨어-구현형 모듈들을 구성할 수 있다. 하드웨어-구현형 모듈은 특정 동작들을 수행할 수 있는 유형적 유닛이며, 특정 방식으로 구성되거나 배열될 수 있다. 예시적인 실시예들에서, 하나 이상의 컴퓨터 시스템들(예를 들어, 독립형의, 클라이언트 또는 서버 컴퓨터 시스템) 또는 하나 이상의 프로세서들은 본원에 기술된 바와 같은 특정 동작들을 수행하도록 동작하는 하드웨어-구현형 모듈로서 소프트웨어(예를 들어, 애플리케이션 또는 애플리케이션 일부분)에 의해 구성될 수 있다.
다양한 실시예들에서, 하드웨어-구현형 모듈은 기계적으로 또는 전자적으로 구현될 수 있다. 예를 들어, 하드웨어-구현형 모듈은 특정 동작들을 수행하도록 영구적으로 구성되는 전용 회로 또는 로직을(예를 들어, 필드 프로그래밍가능 게이트 어레이(FPGA) 또는 응용-특정적 집적 회로(ASIC)와 같은 특수-목적 프로세서로서) 포함할 수 있다. 하드웨어-구현형 모듈은 특정 동작들을 수행하도록 소프트웨어에 의해 일시적으로 구성되는 프로그래밍가능 로직 또는 회로를(예를 들어, 범용 프로세서 또는 다른 프로그래밍가능 프로세서 내에 포함되는 것으로서) 또한 포함할 수 있다. 전용의 그리고 영구적으로 구성되는 회로 내에서 또는 일시적으로 구성되는(예를 들어, 소프트웨어에 의해 구성되는) 회로 내에서, 하드웨어-구현형 모듈을 기계적으로 구현하기 위한 결정이 비용 및 시간 고려사항들에 의해 이루어질 수 있다는 것이 이해될 것이다.
따라서, 용어 "하드웨어-구현형 모듈"은 유형적 엔티티를 포함하는 것으로 이해되어야 하며, 그것은 특정 방식으로 동작하도록 그리고/또는 본원에 기술되는 특정 동작들을 수행하도록 물리적으로 만들어지고, 영구적으로 구성되고(예를 들어, 하드배선되고) 또는 일시적으로 또는 과도적으로 구성되는(예를 들어, 프로그래밍되는) 엔티티이다. 하드웨어-구현형 모듈들이 일시적으로 구성되는(예를 들어, 프로그래밍되는) 실시예들을 고려하면, 하드웨어-구현형 모듈들 각각은 임의의 하나의 시간 인스턴스에서 구성되거나 예증될 필요가 없다. 예를 들어, 하드웨어-구현형 모듈들이 소프트웨어를 사용하여 구성되는 범용 프로세서를 포함하는 경우, 범용 프로세서는 상이한 시간들에서 각자의 상이한 하드웨어-구현형 모듈들로서 구성될 수 있다. 소프트웨어는, 예를 들어, 하나의 시간 인스턴스에서는 특정 하드웨어-구현형 모듈을 만들고, 상이한 시간 인스턴스에서는 상이한 하드웨어-구현형 모듈을 만들도록, 프로세서를 그에 따라 구성할 수 있다.
하드웨어-구현형 모듈들은, 다른 하드웨어-구현형 모듈들에 정보를 제공하고, 다른 하드웨어-구현형 모듈들로부터 정보를 수신할 수 있다. 따라서, 기술된 하드웨어-구현형 모듈들은 통신상으로 커플링되는 것으로서 간주될 수 있다. 이러한 하드웨어-구현형 모듈들의 다수가 동시에 존재하는 경우, 통신들은 하드웨어-구현형 모듈들을 접속시키는 신호 전송을 통해(예를 들어, 적절한 회로들 및 버스들 상에서) 달성될 수 있다. 다수의 하드웨어-구현형 모듈들이 상이한 시간들에서 구성되거나 예시되는 실시예들에서, 이러한 하드웨어-구현형 모듈들 사이의 통신들은, 예를 들어, 다수의 하드웨어-구현형 모듈들이 액세스를 가지는 메모리 구조체들 내의 정보의 저장 및 검색을 통해, 달성될 수 있다. 예를 들어, 하나의 하드웨어-구현형 모듈은 동작을 수행하고, 그것이 통신상으로 커플링되는 메모리 디바이스에 그 동작의 출력을 저장할 수 있다. 추가적인 하드웨어-구현형 모듈이, 이후, 추후 시간에, 메모리 디바이스에 액세스하여 저장된 출력을 검색하고 프로세싱할 수 있다. 하드웨어-구현형 모듈들은 또한 입력 또는 출력 디바이스들과의 통신들을 개시할 수 있고, 리소스(예를 들어, 정보의 콜렉션) 상에서 동작할 수 있다.
본원에 기술된 예시적인 방법들의 다양한 동작들은, 적어도 부분적으로는, 관련 동작들을 수행하도록 (예를 들어, 소프트웨어에 의해) 일시적으로 구성되거나 영구적으로 구성되는 하나 이상의 프로세서에 의해 수행될 수 있다. 일시적으로 또는 영구적으로 구성되든 간에, 이러한 프로세서들은 하나 이상의 동작 또는 기능을 수행하도록 동작하는 프로세서-구현형 모듈들을 구성할 수 있다. 본원에서 참조되는 모듈들은, 일부 예시적인 실시예들에서, 프로세서-구현형 모듈들을 포함할 수 있다.
유사하게, 본원에 기술되는 방법들은 적어도 부분적으로 프로세서-구현형일 수 있다. 예를 들어, 방법의 동작들 중 적어도 일부는 하나의 또는 프로세서들 또는 프로세서-구현형 모듈들에 의해 수행될 수 있다. 동작들 중 일부의 성능은, 단일 머신 내에 상주할 뿐만 아니라 다수의 머신들에 걸쳐 배치되는, 하나 이상의 프로세서 사이에 분배될 수 있다. 일부 예시적인 실시예들에서, 프로세서 또는 프로세서들은 단일 위치에(예를 들어, 홈 환경, 오피스 환경 내에 또는 서버 팜으로서) 위치될 수 있는 반면, 다른 실시예들에서, 프로세서들은 다수의 위치에 걸쳐 분배될 수 있다.
하나 이상의 프로세서는 "클라우드 컴퓨팅" 환경에서 또는 "서비스로서의 소프트웨어(software as a service)"(SaaS)로서 관련 동작들의 성능을 지원하도록 또한 동작할 수 있다. 예를 들어, 동작들 중 적어도 일부는 (프로세서들을 포함하는 머신들의 예들로서) 컴퓨터들의 그룹에 의해 수행될 수 있고, 이러한 동작들은 네트워크(예를 들어, 인터넷)를 통해 그리고 하나 이상의 적절한 인터페이스(예를 들어, 응용 프로그램 인터페이스(API)들)를 통해 액세스가능하다.
예시적인 실시예들은 디지털 전자 회로에서, 또는 컴퓨터 하드웨어, 펌웨어, 소프트웨어에서, 또는 이들의 조합들에서 구현될 수 있다. 예시적인 실시예들은 컴퓨터 프로그램 제품, 예를 들어, 데이터 프로세싱 장치, 예를 들어, 프로그래밍가능 프로세서, 컴퓨터 또는 다수의 컴퓨터에 의한 실행을 위해, 또는 이들의 동작을 제어하기 위해, 정보 캐리어 내에, 예를 들어, 머신-판독가능한 매체 내에 유형적으로 내장되는 컴퓨터 프로그램을 사용하여 구현될 수 있다.
컴퓨터 프로그램은 컴파일된 또는 해석된 언어들을 포함하는, 임의의 형태의 프로그래밍 언어로 기입될 수 있고, 그것은 독립 프로그램으로서 또는 컴퓨터 환경에서 사용하기에 적합한 모듈, 서브루틴 또는 다른 유닛으로서를 포함하는, 임의의 형태로 배치될 수 있다. 컴퓨터 프로그램은 하나의 컴퓨터 상에서 또는 하나의 사이트에서의 다수의 컴퓨터들 상에서 실행되도록 배치되거나 또는 다수의 사이트에 걸쳐 분배되고 통신 네트워크에 의해 상호접속될 수 있다.
예시적인 실시예들에서, 동작들은 입력 데이터에 대해 동작하고 출력을 생성함으로써 기능들을 수행하도록 컴퓨터 프로그램을 실행하는 하나 이상의 프로그래밍가능 프로세서에 의해 수행될 수 있다. 특수 목적 로직 회로, 예를 들어, 필드 프로그래밍가능 게이트 어레이(FPGA) 또는 응용-특정적 집적 회로(ASIC)에 의해 방법 동작들이 또한 수행될 수 있고, 이들로서 예시적인 실시예들의 장치가 구현될 수 있다.
컴퓨팅 시스템은 클라이언트들 및 서버들을 포함할 수 있다. 클라이언트 및 서버는 일반적으로 서로 원격이며, 통상적으로 통신 네트워크를 통해 상호작용한다. 클라이언트 및 서버의 관계는 각자의 컴퓨터들 상에서 실행하며 서로에 대해 클라이언트-서버 관계를 가지는 컴퓨터 프로그램들에 의해 발생한다. 프로그래밍가능 컴퓨팅 시스템을 배치하는 실시예들에서, 하드웨어 및 소프트웨어 아키텍처들 모두가 고려될 필요가 있다는 것이 이해될 것이다. 구체적으로, 영구적으로 구성된 하드웨어(예를 들어, ASIC)에서, 일시적으로 구성되는 하드웨어(예를 들어, 소프트웨어와 프로그래밍가능 프로세서의 조합)에서, 또는 영구적으로 그리고 일시적으로 구성되는 하드웨어의 조합에서 구현될지의 여부에 대한 선택이 설계 선택일 수 있다는 것이 이해될 것이다.
도 12는 머신이 본원에 논의되는 방법론들 중 임의의 하나 이상을 수행하게 하기 위한 명령들이 실행될 수 있는 컴퓨터 시스템(1200)의 예시적인 형태인 머신의 블록도이다. 대안적인 실시예들에서, 머신은 독립 디바이스로서 동작하거나 또는 다른 머신들에 접속(예를 들어, 네트워킹)될 수 있다. 네트워킹된 배치에서, 머신은 서버-클라이언트 네트워크 환경에서, 또는 피어-투-피어(또는 분산형) 네트워크 환경에서의 피어 머신으로서 서버 또는 클라이언트 머신의 용량 내에서 동작할 수 있다. 단일 머신만이 예시되지만, 용어 "머신"은 또한 본원에 논의되는 방법론들 중 임의의 하나 이상을 수행하도록 명령들의 세트(또는 다수의 세트)를 개별적으로 또는 공동으로 실행하는 임의의 머신들의 콜렉션을 포함하도록 취해질 것이다. 예시적인 컴퓨터 시스템(1200)은 하나 이상의 프로세서(1202)(예를 들어, 중앙 처리 장치(CPU), 그래픽 프로세싱 유닛(GPU) 또는 둘 모두), 주 메모리(1204) 및 정적 메모리(1206)를 포함하는데, 이는 버스(1208)를 통해 서로와 통신한다. 컴퓨터 시스템(1200)은 비디오 디스플레이 유닛(1210)(예를 들어, 액정 디스플레이(LCD) 또는 음극선관(CRT))을 추가로 포함할 수 있다. 컴퓨터 시스템(1200)은 또한 영숫자 입력 디바이스(1212)(예를 들어, 키보드), 사용자 인터페이스(UI) 탐색 디바이스(1214)(예를 들어, 마우스), 디스크 유도 유닛(1216), 신호 생성 디바이스(1218)(예를 들어, 스피커), 네트워크 인터페이스 디바이스(1220), 및 (예를 들어, 전극 인터페이스(106)와 같은) 데이터 인터페이스 디바이스(1228)를 포함한다.
디스크 드라이브 유닛(1216)은 본원에 기술되는 방법론들 또는 기능들 중 임의의 하나 이상을 구현하거나 이에 의해 이용되는 명령들 및 데이터 구조들(예를 들어, 소프트웨어)(1224)의 하나 이상의 세트를 저장하는 머신-판독가능한 매체(1222)를 포함한다. 명령들(1224)은 또한, 완전히 또는 적어도 부분적으로, 컴퓨터 시스템(1200)에 의해 그것의 실행 동안 주 메모리(1204) 내에 그리고/또는 프로세서(1202) 내에 상주할 수 있고, 주 메모리(1204) 및 프로세서(1202)는 또한 머신-판독가능한 매체를 구성한다.
머신-판독가능한 매체(1222)가 예시적인 실시예에서 단일 매체인 것으로 도시되지만, 용어 "머신-판독가능한 매체"는 하나 이상의 명령 또는 데이터 구조를 저장하는 단일 매체 또는 다수의 매체(예를 들어, 중앙화된 또는 분산형 데이터베이스, 및/또는 연관된 캐시들 및 서버들)를 포함할 수 있다. 용어 "머신-판독가능한 매체"는 또한, 머신에 의한 실행을 위한 명령들을 저장하고, 인코딩하거나, 반송할 수 있는, 그리고 머신이 본 발명의 방법론들 중 임의의 하나 이상을 수행하게 하는, 또는 이러한 명령들에 의해 이용되는 또는 이러한 명령들과 연관된 데이터 구조들을 저장하고, 인코딩하거나, 반송할 수 있는 임의의 유형적 매체를 포함하도록 취해진다. 용어 "머신-판독가능한 매체"는 따라서 고체-상태 메모리들, 및 광학 및 자기 매체를 포함하도록 취해지지만, 이에 제한되지는 않는다. 머신-판독가능한 매체의 특정 예들은 예로써 반도체 메모리 디바이스, 예를 들어, 소거가능한 프로그래밍가능 판독-전용 메모리(EPROM), 전기적 소거가능한 프로그래밍가능 판독-전용 메모리(EEPROM), 및 플래시 메모리 디바이스들을 포함하는, 비휘발성 메모리; 내부 하드 디스프들 및 제거가능한 디스크들과 같은 자기 디스크들; 자기-광학 디스크들; CD-ROM 및 DVD-ROM 디스크들, 또는 다른 데이터-저장 디바이스들을 포함한다. 또한, 용어 "머신-판독가능한 매체"는 전기 신호, 자기 신호, 전자기 신호, 음향 신호 및 광학 신호를 포함하는, 비-유형적 신호 또는 전송 매체를 포함하도록 취해질 것이다.
후속하는 넘버링된 예들은 예시적인 실시예들이다:
1. 방법으로서: 환자 상에 배치되는 하나 이상의 전극을 사용하여 하나 이상의 각자의 리드와 연관되는 하나 이상의 심전도를 측정하는 것; 하나 이상의 심전도를 시간-주파수 변환에 의해 하나 이상의 각자의 2-차원 시간-주파수 맵으로 전환시키는 것; 하나 이상의 심전도 내에서, T파와 연관된 하나 이상의 시점을 식별하는 것; 하나 이상의 시간-주파수 맵 중 적어도 하나에 대해, T파와 연관된 하나 이상의 시점에서 각자의 시간-주파수 맵의 주파수에 걸친 극값들에 대응하는 하나 이상의 재분극 측정치를 결정하는 것; 및 하나 이상의 재분극 측정치에 기초하여 적어도 하나의 재분극 인덱스를 출력하는 것을 포함한다.
2. 예 1의 방법으로서, RS 세그먼트를 포함하는 구간 내의 시간에 걸친 그리고 주파부에 걸친 각자의 시간-주파수 맵에서 식별되는 최댓값과 최솟값 간의 차이에 적어도 부분적으로 기초하여 하나 이상의 시간-주파수 맵 각각을 정규화하는 것을 더 포함하고, 하나 이상의 재분극 측정치는 정규화된 시간-주파수 맵으로부터 결정된다.
3. 예 2의 방법으로서, 하나 이상의 시간-주파수 맵을 정규화하는 것은 각각의 시간-주파수 맵을 0과 동일한 최솟값으로 시프트하고, 이후 최댓값에 기초하여 각자의 시간-주파수 맵을 스케일링하는 것을 포함한다.
4. 예 1 또는 예 2의 방법으로서, 시간-주파수 맵에서 최댓값 및 최솟값이 식별되는 시간 구간은 적어도 하나의 심박을 포함한다.
5. 예 1 또는 예 2의 방법으로서, 시간-주파수 맵에서 최댓값 및 최솟값이 식별되는 시간 구간은 연관된 심전도의 측정 시간을 전체적으로 포함한다.
6. 예 1 또는 예 2의 방법으로서, 시간-주파수 맵에서 최댓값 및 최솟값이 식별되는 시간 구간은 정수개의 심박들에 대응한다.
7. 예 1-6 중 임의의 하나의 방법으로서, T파와 연관된 하나 이상의 시점은 T파가 그것의 최댓값의 절반을 가정하는 T파의 최댓값에 선행하는 및 후속하는 포인트들에 의해 정의되는 시간 구간 내에 있다.
8. 예 7의 방법으로서, T파와 연관된 하나 이상의 시점은 T파의 최댓값에 선행하는 제1 시점 및 T파의 최댓값에 후속하는 제2 시점을 포함한다.
9. 예 8의 방법으로서, 제1 시점에서의 극값에 대응하는 제1 재분극 측정치 및 제2 시점에서의 극값에 대응하는 제2 재분극 측정치가 결정되고, 방법은 제1 재분극 측정치와 제2 재분극 측정치를 비교하는 것을 더 포함한다.
10. 예 9의 방법으로서, 비교에 기초하여 심장 컨디션을 결정하는 것을 더 포함한다.
11. 예 10의 방법으로서, 심장 컨디션을 사용자에게 통신하는 것을 더 포함한다.
12. 예 10 또는 예 11의 방법으로서, 제2 재분극 측정치가 제1 재분극 측정치보다 더 큰 것에 기초하여 비정상적 심장 컨디션이 결정된다.
13. 예 1-12 중 임의의 하나의 방법으로서, 환자의 심장의 좌심실과 연관된 적어도 하나의 리드 및 환자의 심장의 우심실과 연관된 적어도 하나의 리드에 대해 심전도들이 측정되고 각자의 재분극 측정치들이 결정되며, 좌심실에 대해 결정되는 적어도 하나의 재분극 측정치에 기초하는 좌심실 재분극 인덱스는 우심실에 대해 결정되는 적어도 하나의 재분극 측정치에 기초하는 우심실 재분극 인덱스와 비교된다.
14. 예 13의 방법으로서, 비교에 기초하여 심장 컨디션을 결정하는 것을 더 포함한다.
15. 예 14의 방법으로서, 심장 컨디션을 사용자에게 통신하는 것을 더 포함한다.
16. 예 14 또는 예 15의 방법으로서, 우심실 재분극 인덱스가 좌심실 재분극 인덱스보다 더 큰 것에 기초하여 비정상적 심장 컨디션이 결정된다.
17. 예 13-16 중 임의의 하나의 방법으로서, 좌심실 재분극 인덱스는 좌심실과 연관된 다수의 각자의 리드에 대해 측정되는 심전도들에 기초하여 결정되는, 시점들 중 선택된 하나의 시점에서의 극값들에 대응하는, 다수의 재분극 측정치에 대한 평균을 포함하고, 우심실 재분극 인덱스는 우심실과 연관된 다수의 각자의 리드에 대해 측정되는 심전도들에 기초하여 결정되는, 선택된 시점에서의 극값들에 대응하는, 다수의 재분극 측정치에 대해 평균화함으로써 결정된다.
18. 예 1-17 중 임의의 하나의 방법으로서, 적어도 하나의 재분극 인덱스는 2개 이상의 재분극 측정치에 대한 평균을 포함한다.
19. 예 18의 방법으로서, 평균은 2개 이상의 심박에 대해 취해진다.
20. 예 18 또는 예 19의 방법으로서, 평균은 2개 이상의 리드에 대해 취해진다.
21. 예 1-20 중 임의의 하나의 방법으로서, 적어도 하나의 재분극 인덱스는 환자의 연령 또는 성별 중 적어도 하나에 기초하는 조정 인자를 포함한다.
22. 예 1-21 중 임의의 하나의 방법으로서, 적어도 하나의 재분극 인덱스는 적어도 하나의 재분극 측정치 및 환자의 심박수로부터 계산된다.
23. 예 1-22 중 임의의 하나의 방법으로서, 시간-주파수 변환은 웨이블렛 변환을 포함하고, 시간-주파수 맵은 스캘로그램을 포함한다.
24. 예 23의 방법으로서, 시간-주파수 변환은 연속적 웨이블렛 변환을 포함한다.
25. 예 1-24 중 임의의 하나의 방법으로서, 시간-주파수 맵들은 절댓값 맵들이다.
26. 예 1-25 중 임의의 하나의 방법으로서, 적어도 하나의 재분극 인덱스와 임계값의 비교에 기초하여 심장 컨디션을 결정하는 것을 더 포함한다.
27. 예 26의 방법으로서, 심장 컨디션을 사용자에게 통신하는 것을 더 포함한다.
28. 예 26 또는 예 27의 방법으로서, 적어도 하나의 재분극 인덱스가 임계값 미만인 것에 기초하여 비정상적 심장 컨디션이 결정된다.
29. 예 1-28 중 임의의 하나의 방법으로서, 출력하는 것은 사용자 인터페이스에서 적어도 하나의 재분극 인덱스를 디스플레이하는 것을 포함한다.
30. 심장 테스트 시스템으로서, 전극 인터페이스에 접속가능한 하나 이상의 각자의 전극을 통해 하나 이상의 심전도 신호를 수신하도록 구성되는 전극 인터페이스; 및 전극 인터페이스에 통신상으로 커플링되는 프로세싱 설비를 포함하고, 프로세싱 설비는: 하나 이상의 심전도 신호로부터, 하나 이상의 각자의 리드에 대해 하나 이상의 심전도를 생성하고; 하나 이상의 심전도를 시간-주파수 변환에 의해 하나 이상의 각자의 2-차원 시간-주파수 맵으로 전환하고; 하나 이상의 심전도 내에서, T파와 연관된 하나 이상의 시점을 식별하고; 하나 이상의 시간-주파수 맵 중 적어도 하나에 대해, T파와 연관된 하나 이상의 시점에서 각자의 시간-주파수 맵의 극값들에 대응하는 하나 이상의 재분극 측정치를 결정하고; 하나 이상의 재분극 측정치에 기초하여 적어도 하나의 재분극 인덱스를 출력하도록 구성된다.
31. 예 30의 시스템으로서, 전극 인터페이스 및 프로세싱 설비는 단일 심장 테스트 디바이스 내에 통합된다.
32. 예 30 또는 예 31의 시스템으로서, 프로세싱 설비는 예 2-29 중 임의의 하나의 방법을 구현하도록 구성된다.
33. 하나 이상의 각자의 리드와 연관된 하나 이상의 심전도를 프로세싱하기 위한 명령들을 저장하는 하나 이상의 컴퓨터-판독가능한 매체로서, 명령들은, 하나 이상의 컴퓨터 프로세서에 의해 실행될 때, 하나 이상의 컴퓨터 프로세서로 하여금: 하나 이상의 심전도를 시간-주파수 변환에 의해 하나 이상의 각자의 2-차원 시간-주파수 맵으로 전환하게 하고; 하나 이상의 심전도 내에서, T파와 연관된 하나 이상의 시점을 식별하게 하고; 하나 이상의 시간-주파수 맵 중 적어도 하나에 대해, T파와 연관된 하나 이상의 시점에서 각자의 시간-주파수 맵의 극값들에 대응하는 하나 이상의 재분극 측정치를 결정하게 하고; 하나 이상의 재분극 측정치에 기초하여 적어도 하나의 재분극 인덱스를 출력하게 한다.
34. 예 33의 하나 이상의 컴퓨터-판독가능한 매체로서, 하나 이상의 컴퓨터 프로세서에 의해 실행될 때, 상기 하나 이상의 컴퓨터 프로세서로 하여금 예 2-29 중 임의의 하나의 방법을 수행하게 하는 명령들을 저장한다.
35. 방법으로서, 환자 상에 배치되는 하나 이상의 전극을 사용하여, 하나 이상의 각자의 리드와 연관되는 하나 이상의 심전도를 측정하는 것; 하나 이상의 심전도를 시간-주파수 변환에 의해 하나 이상의 대응하는 2-차원 시간-주파수 맵으로 전환하는 것; 및 하나 이상의 심전도 중 적어도 하나에 대해, 심전도의 적어도 일부분을, 그리고 이것과 시간상으로 정렬되는, 대응하는 시간-주파수 맵의 시간상으로 동일한 시간에 걸쳐 있는 부분을 디스플레이하는 사용자 인터페이스를 생성하는 것을 포함한다.
36. 예 35의 방법으로서, 하나 이상의 심전도 내에서, T파와 연관된 하나 이상의 시점을 식별하는 것; T파와 연관된 하나 이상의 시점에서 하나 이상의 시간-주파수 맵의 값들로부터 적어도 하나의 재분극 인덱스를 결정하는 것; 및 적어도 하나의 재분극 인덱스가 상기 사용자 인터페이스 내에 디스플레이되도록 하는 것을 더 포함한다.
37. 예 36의 방법으로서, 다수의 리드에 대해, 다수의 각자의 심전도가 측정되고 다수의 대응하는 시간-주파수 맵으로 변환되고, 생성되는 사용자 인터페이스는 다수의 심전도 및 대응하는 시간-주파수 맵의 전부보다 더 적은 개수의 심전도 및 대응하는 시간-주파수 맵을 포함하는 서브세트만을 디스플레이하고, 적어도 하나의 재분극 인덱스는 디스플레이되는 서브세트 내에 포함시키기 위한 심전도들 및 시간-주파수 맵들의 선택과는 독립적이다.
38. 예 36 또는 37의 방법으로서, 사용자 인터페이스를 생성하는 것은 컬러 스케일에 기초하여 하나 이상의 시간-주파수 맵의 무부호화 값들을 표현하는 것을 포함하고, 적어도 하나의 재분극 인덱스는 T파와 연관된 하나 이상의 시점에서 하나 이상의 시간-주파수 맵의 부호화 값들로부터 결정된다.
39. 예 36-38 중 임의의 하나의 방법으로서, 적어도 하나의 재분극 인덱스에 기초하여 심장 컨디션을 결정하고, 사용자 인터페이스 내의 디스플레이를 위해, 심장 컨디션을 표시하는 아이콘을 생성하는 것을 더 포함한다.
40. 예 39의 방법으로서, 아이콘은, 달리 유색화되는 파형 심볼 내의 다수의 회색화된 세그먼트를 통해, 심장 기능의 손상 정도를 나타내는 세그먼트화된 파형 심볼을 포함한다.
41. 예 35-40 중 임의의 하나의 방법으로서, 심전도 및 대응하는 시간-주파수 맵의 디스플레이되는 부분들은 심전도의 전체 측정 시간보다 더 적은 측정 시간을 포함하고, 방법은, 사용자 입력에 응답하여, 심전도 및 대응하는 시간-주파수 맵의 디스플레이되는 부분들을 시간상으로 시프트하는 것을 더 포함한다.
42. 예 41의 방법으로서, 디스플레이되는 부분들은 심전도를 디스플레이하는 스크린 부분 또는 대응하는 시간-주파수 맵을 디스플레이하는 스크린 부분 중 적어도 하나와 연관된 스크롤링 동작을 포함하는 사용자 입력에 기초하여 시간상으로 시프트된다.
43. 예 42의 방법으로서, 스크롤링 동작은 심전도 또는 대응하는 시간-주파수 맵을 디스플레이하는 스크린 부분 내에서 그리고 심전도 및 대응하는 시간-주파수 맵의 시간축에 대해 실질적으로 평행한 방향으로 수행되는 스와이핑 제스쳐를 포함한다.
44. 예 43의 방법으로서, 스크롤링 동작은 터치스크린 상에서 수행된다.
45. 예 35-44 중 임의의 하나의 방법으로서, 생성되는 사용자 인터페이스는 다수의 각자의 리드에 대한 다수의 심전도 및 대응하는 시간-주파수 맵의 적어도 일부분들을 디스플레이하고, 리드들 중 상이한 리드들에 대한 심전도들 및 시간-주파수 맵들의 일부분들은 시간상으로 동일한 시간에 걸쳐 있으며 서로 시간상으로 정렬된다.
46. 예 45의 방법으로서, 심전도들 또는 대응하는 시간-주파수 맵 중 하나와 연관되는 스크롤링 동작에 응답하여, 다수의 심전도 및 대응하는 시간-주파수 맵 모두 중 디스플레이되는 부분들을 시간상으로 시프트하는 것을 더 포함한다.
47. 예 35-46 중 임의의 하나의 방법으로서, 다수의 리드에 대해, 다수의 각자의 심전도가 측정되고 다수의 대응하는 시간-주파수 맵으로 변환되고, 생성되는 사용자 인터페이스는 다수의 심전도 및 대응하는 시간-주파수 맵의 전부보다 더 적은 개수의 심전도 및 대응하는 시간-주파수 맵을 포함하는 서브세트만을 디스플레이하고, 서브세트는 사용자 인터페이스에 포함되는 하나 이상의 사용자-입력 제어 엘리먼트들을 통해 선택가능하다.
48. 예 47의 방법으로서, 사용자 인터페이스는 다수의 스크린 부분을 포함하고, 다수의 스크린 부분 각각은, 사용자-입력 제어 엘리먼트들 중 연관된 하나의 사용자-입력 제어 엘리먼트를 통해, 스크린 부분에 디스플레이하기 위한 측정된 심전도들 중 하나 및 대응하는 시간-주파수 맵의 사용자 선택을 용이하게 한다.
49. 예 48의 방법으로서, 사용자-입력 제어 엘리먼트들 각각은 활성화 시, 리드들 전부에 대한 사용자-선택가능 심볼들을 디스플레이하는 드롭-다운 메뉴를 포함한다.
50. 심장 테스트 시스템으로서, 전극 인터페이스에 접속가능한 하나 이상의 각자의 전극을 통해 하나 이상의 심전도 신호를 수신하도록 구성되는 전극 인터페이스; 디스플레이 디바이스; 및 수신되는 하나 이상의 심전도 신호에 적어도 부분적으로 기초하여 사용자 인터페이스 스크린을 생성하고, 디스플레이 디바이스 상에 사용자 인터페이스 스크린의 디스플레이를 야기하도록 구성되는 프로세싱 설비를 포함하고, 사용자 인터페이스 스크린의 디스플레이를 생성하고 야기하는 것은: 하나 이상의 심전도 신호로부터, 하나 이상의 각자의 리드에 대한 하나 이상의 심전도를 생성하는 것; 하나 이상의 심전도를 시간-주파수 변환에 의해 하나 이상의 대응하는 2-차원 시간-주파수 맵으로 전환하는 것; 하나 이상의 심전도 중 적어도 하나에 대해, 심전도의 적어도 일부분을 그리고, 이것과 시간상으로 정렬하여, 대응하는 시간-주파수 맵의 시간상으로 동일한 시간에 걸쳐 있는 부분을 디스플레이하는 사용자 인터페이스를 생성하는 것을 포함한다.
51. 예 50의 시스템으로서, 전극 인터페이스, 디스플레이 디바이스, 및 프로세싱 설비는 단일 심장 테스트 디바이스 내에 통합된다.
52. 예 50 또는 예 51의 시스템으로서, 디스플레이 디바이스는 터치스크린을 포함한다.
53. 예 50-52의 시스템으로서, 프로세싱 설비는 예36-49 중 임의의 하나의 방법을 구현하도록 구성된다.
54. 하나 이상의 각자의 리드와 연관되는 하나 이상의 심전도를 프로세싱하기 위한 명령들을 저장하는 하나 이상의 컴퓨터-판독가능한 매체로서, 명령들은, 하나 이상의 컴퓨터 프로세서에 의해 실행될 때, 하나 이상의 프로세서로 하여금: 하나 이상의 심전도를 시간-주파수 변환에 의해 하나 이상의 대응하는 2-차원 시간-주파수 맵으로 전환하게 하고; 하나 이상의 심전도 중 적어도 하나에 대해, 심전도의 적어도 일부를, 그리고 이것과 시간상으로 정렬하여, 대응하는 시간-주파수 맵의 시간상으로 동일한 시간에 걸쳐 있는 부분을 디스플레이하는 사용자 인터페이스를 생성하게 한다.
55. 예 54의 하나 이상의 컴퓨터-판독가능한 매체로서, 하나 이상의 컴퓨터 프로세서에 의해 실행될 때, 하나 이상의 프로세서로 하여금 예 35-49 중 임의의 하나의 방법을 수행하게 하는 명령들을 저장한다.
56. 심장 테스트 디바이스로서: 전극 인터페이스에 접속가능한 복수의 각자의 전극을 통해 복수의 심전도 신호를 수신하도록 구성되는 전극 인터페이스; 디스플레이 디바이스; 및 수신된 심전도 신호들에 적어도 부분적으로 기초하여 사용자 인터페이스 스크린을 생성하고 디스플레이 디바이스 상의 사용자 인터페이스 스크린의 디스플레이를 야기하도록 구성되는 회로를 포함하는 프로세싱 설비를 포함하고, 사용자 인터페이스 스크린의 디스플레이를 생성하고 야기하는 것은: 심전도 신호들에 기초하여, 복수의 각자의 리드에 대한 복수의 1-차원 시간-종속적 심전도를 생성하는 것; 사용자 인터페이스 스크린의 다수의 각자의 스크린 부분 내에, 리드들의 서브세트에 대응하는, 심전도들의 서브세트의 적어도 부분적 디스플레이를 야기하는 것; 그 내에 적어도 부분적으로 디스플레이되는 심전도에 인접한 스크린 부분들 각각 내에, 복수의 리드 중 임의의 하나의 리드의 사용자 선택을 용이하게 하는 사용자-입력 제어 엘리먼트의 디스플레이를 야기하는 것; 및 사용자-입력 제어 엘리먼트들을 통해 리드들 중 하나의 리드의 사용자 선택에 응답하여, 대응하는 스크린 부분 내에, 선택된 리드에 대한 심전도의 적어도 부분적 디스플레이를 야기하는 것을 포함한다.
57. 예 56의 디바이스로서, 사용자-입력 제어 엘리먼트는, 활성화 시, 모든 리드들에 대한 사용자-선택가능한 심볼들을 디스플레이하는 드롭-다운 메뉴를 포함한다.
58. 예 56 또는 예 57의 디바이스로서, 적어도 부분적으로 디스플레이되는 심전도들은 시간상으로 정렬된다.
59. 예 56-58 중 임의의 것의 디바이스로서, 사용자 인터페이스 스크린의 디스플레이를 생성하고 야기하는 것은: 디스플레이를 위해, 복수의 리드에 대한 1-차원 시간-종속적 심전도들 각각으로부터, 대응하는 2-차원 시간-주파수 맵을 생성하는 것; 리드들의 서브세트에 대응하는, 2-차원 시간-주파수 맵들의 서브세트의 적어도 부분적 디스플레이를 야기하는 것 ― 서브세트의 각각의 시간-주파수 맵은 대응하는 스크린 부분 내에 대응하는 심전도들과 함께 디스플레이됨 ― ; 및 사용자-입력 제어 엘리먼트들을 통한 리드들 중 하나의 리드의 사용자 선택에 응답하여, 대응하는 심전도와 함께 대응하는 스크린 부분 내의 선택된 리드에 대한 시간-주파수 맵의 적어도 부분적 디스플레이를 야기하는 것을 더 포함한다.
60. 방법으로서: 환자 상에 배치되는 복수의 각자의 전극을 사용하여 복수의 심전도 신호를 측정하는 것; 수신된 심전도 신호들에 적어도 부분적으로 기초하여 사용자 인터페이스 스크린을 생성하고 디스플레이 디바이스 상의 사용자 인터페이스 스크린의 디스플레이를 야기하도록 프로세싱 설비를 사용하는 것을 포함하고, 사용자 인터페이스 스크린의 디스플레이를 생성하고 야기하는 것은: 심전도 신호들에 기초하여, 복수의 각자의 리드에 대한 복수의 1-차원 시간-종속적 심전도를 생성하는 것; 사용자 인터페이스 스크린의 다수의 각자의 스크린 부분 내에, 리드들의 서브세트에 대응하는, 심전도들의 서브세트의 적어도 부분적 디스플레이를 야기하는 것; 그 내에 디스플레이되는 심전도에 인접한 스크린 부분들 각각 내에, 복수의 리드 중 임의의 하나의 리드의 사용자 선택을 용이하게 하는 사용자-입력 제어 엘리먼트의 디스플레이를 야기하는 것; 및 사용자-입력 제어 엘리먼트들을 통해 리드들 중 하나의 리드의 사용자 선택에 응답하여, 대응하는 스크린 부분 내에, 선택된 리드에 대한 심전도의 적어도 부분적 디스플레이를 야기하는 것을 포함한다.
61. 심장 테스트 디바이스로서: 전극 인터페이스에 접속가능한 하나 이상의 각자의 전극을 통해 하나 이상의 심전도 신호를 수신하도록 구성되는 전극 인터페이스; 디스플레이 디바이스; 및 수신된 하나 이상의 심전도 신호에 적어도 부분적으로 기초하여 사용자 인터페이스 스크린을 생성하고, 디스플레이 디바이스의 사용자 인터페이스 스크린의 디스플레이를 야기하도록 구성되는 회로를 포함하는 프로세싱 설비를 포함하고, 사용자 인터페이스 스크린의 디스플레이를 생성하고 야기하는 것은: 하나 이상의 심전도 신호로부터, 하나 이상의 리드 각각에 대해, 1-차원 시간-종속적 심전도를 생성하는 것; 하나 이상의 심전도 각각으로부터, 시간 및 주파수의 함수로서 무부호화된 신호 값을 나타내는 대응하는 2-차원 시간-주파수 맵을 계산하기 위해 시간-주파수 변환을 사용하는 것; 리드들 중 적어도 하나에 대해, 심전도 및 대응하는 시간-주파수 맵의 시간상으로 정렬된 부분들의 디스플레이를 야기하는 것을 포함하고, 시간-주파수 맵의 무부호화된 신호 값은 컬러-코딩된다.
62. 방법으로서: 전기적 심장 모니터 디바이스의 디스플레이 상에, 심전도 작업흐름을 통해 디바이스의 운용자를 가이드하도록 구성되는 멀티-탭 사용자 인터페이스를 제시하는 것 ― 멀티-탭 사용자 인터페이스는 적어도 환자 탭, 테스트 탭, 및 보고 탭을 포함함 ― ; 환자 탭의 운용자 선택에 응답하여, 기존의 환자들의 리스트 중 한 환자의 운용자 선택을 용이하게 하는 하나 이상의 제1 사용자-입력 제어 엘리먼트들, 및 새로운 환자에 대한 환자 정보의 운용자 입력을 용이하게 하는 하나 이상의 제2 사용자-입력 제어 엘리먼트들을 포함하는 환자 스크린을 제시하는 것; 테스트 탭의 운용자 선택 및 하나 이상의 전극들의 심장 모니터 디바이스로의 후속적인 접속에 응답하여, 하나 이상의 접속되는 전극에 의해 측정되는 하나 이상의 각자의 심전도 신호의 하나 이상의 실시간 트레이스를 포함하는 테스트 스크린을 제시하고, 심전도 테스트의 운용자 개시를 용이하게 하는 제3 사용자-입력 제어 엘리먼트를 추가로 제시하는 것; 제3 사용자-입력 제어 엘리먼트의 운용자 선택 시, 특정된 테스트 듀레이션 전반에 걸쳐 하나 이상의 심전도 신호의 취득을 야기하고, 테스트 스크린 내에, 특정된 테스트 듀레이션에 기초하여 카운트다운 타이머를 디스플레이하고 심전도 테스트의 운용자 취소를 용이하게 하는 제4 사용자-입력 제어 엘리먼트를 제시하는 것; 심전도 테스트의 완료 시, 보고 탭과 연관된 보고 스크린, 및 보고 정보의 인쇄 또는 내보내기 중 적어도 하나의 운용자 개시를 용이하게 하는 하나 이상의 제5 사용자-입력 제어 엘리먼트를 자동으로 제시하는 것을 포함하고, 보고는 하나 이상의 심전도 신호에 기초하여 계산되는 적어도 하나의 심전도를 포함하는 보고 정보를 포함한다.
발명이 특정 예시적인 실시예들에 관해 기술되었지만, 발명의 더 넓은 범위로부터 벗어나지 않고 이들 실시예들에 대해 다양한 수정들 및 변경들이 이루어질 수 있다는 것이 명백할 것이다. 따라서, 명세서 및 도면들은 제한적 의미보다는 예시적 의미로 간주되어야 한다.

Claims (29)

  1. 심장 테스트 방법으로서,
    환자 상에 배치되는 하나 이상의 전극을 사용하여, 하나 이상의 각자의 리드와 연관된 하나 이상의 심전도를 측정하는 단계; 및
    적어도 하나의 프로세서를 사용하여, 하기를 포함하는 동작들을 수행하는 단계로서:
    상기 하나 이상의 심전도를 시간-주파수 변환에 의해 하나 이상의 각자의 2-차원 시간-주파수 맵으로 전환하는 단계;
    상기 하나 이상의 심전도 내에서, T파와 연관된 하나 이상의 시점을 식별하는 단계;
    상기 하나 이상의 시간-주파수 맵 중 적어도 하나에 대해, 상기 T파와 연관된 상기 하나 이상의 시점에서 상기 각자의 시간-주파수 맵의 극값들에 대응하는 하나 이상의 재분극 측정치를 결정하는 단계; 및
    상기 하나 이상의 재분극 측정치에 기초하여 적어도 하나의 재분극 인덱스를 출력하는 단계를 포함하는 수행 단계를 포함하는 방법.
  2. 제1항에 있어서,
    RS 세그먼트를 포함하는 구간 내의 시간에 걸친 그리고 주파수에 걸친 각자의 시간-주파수 맵에서 식별되는 최댓값과 최솟값 간의 차이에 적어도 부분적으로 기초하여 상기 하나 이상의 시간-주파수 맵 각각을 정규화하는 단계를 더 포함하고,
    상기 하나 이상의 재분극 측정치는 상기 정규화된 시간-주파수 맵으로부터 결정되는 방법.
  3. 제2항에 있어서,
    상기 하나 이상의 시간-주파수 맵을 정규화하는 단계는 각각의 시간-주파수 맵을 0과 동일한 최솟값으로 시프트하고, 이후 최댓값에 기초하여 상기 각자의 시간-주파수 맵을 스케일링하는 단계를 포함하는 방법.
  4. 제1항에 있어서,
    상기 시간-주파수 맵에서 최댓값 및 최솟값이 식별되는 시간 구간은 적어도 하나의 심박을 포함하는 방법.
  5. 제1항에 있어서,
    상기 시간-주파수 맵에서 최댓값 및 최솟값이 식별되는 시간 구간은 상기 연관된 심전도의 측정 시간을 전체적으로 포함하는 방법.
  6. 제1항에 있어서,
    상기 시간-주파수 맵에서 최댓값 및 최솟값이 식별되는 시간 구간은 정수개의 심박들에 대응하는 방법.
  7. 제1항에 있어서,
    상기 T파와 연관된 하나 이상의 시점은 상기 T파가 최댓값의 절반을 가정하는 T파의 최댓값에 선행하는 및 후속하는 포인트들에 의해 정의되는 시간 구간 내에 있는 방법.
  8. 제7항에 있어서,
    상기 T파와 연관된 하나 이상의 시점은 상기 T파의 최댓값에 선행하는 제1 시점 및 상기 T파의 최댓값에 후속하는 제2 시점을 포함하는 방법.
  9. 제8항에 있어서,
    상기 제1 시점에서의 극값에 대응하는 제1 재분극 측정치를 상기 제2 시점에서의 극값에 대응하는 제2 재분극 측정치와 비교하는 단계를 더 포함하는 방법.
  10. 제9항에 있어서,
    상기 비교에 기초하여 심장 컨디션을 결정하는 단계를 더 포함하는 방법.
  11. 제10항에 있어서,
    상기 심장 컨디션이 사용자에게 통신되도록 하는 단계를 더 포함하는 방법.
  12. 제10항에 있어서,
    상기 제2 재분극 측정치가 상기 제1 재분극 측정치보다 더 큰 것에 기초하여 비정상적 심장 컨디션이 결정되는 방법.
  13. 제1항에 있어서,
    상기 심전도 및 각자의 재분극 측정치는 환자의 심장의 좌심실과 연관된 적어도 하나의 리드 및 환자의 심장의 우심실과 연관된 적어도 하나의 리드에 대한 심전도 및 재분극 측정치를 포함하고, 상기 방법은 상기 좌심실에 대해 결정되는 적어도 하나의 재분극 측정치에 기초하여 결정되는 좌심실 재분극 인덱스를 상기 우심실에 대해 결정되는 적어도 하나의 재분극 측정치에 기초하여 결정되는 우심실 재분극 인덱스와 비교하는 단계를 더 포함하는 방법.
  14. 제13항에 있어서,
    상기 비교에 기초하여 심장 컨디션을 결정하는 단계를 더 포함하는 방법.
  15. 제14항에 있어서,
    상기 심장 컨디션이 사용자에게 통신되도록 하는 단계를 더 포함하는 방법.
  16. 제14항에 있어서,
    상기 우심실 재분극 인덱스가 상기 좌심실 재분극 인덱스보다 더 큰 것에 기초하여 비정상적 심장 컨디션이 결정되는 방법.
  17. 제13항에 있어서,
    상기 좌심실 재분극 인덱스는 좌심실과 연관된 다수의 각자의 리드에 대해 측정되는 심전도들에 기초하여 결정되는, 시점들 중 선택된 하나의 시점에서의 극값들에 대응하는, 다수의 재분극 측정치에 대한 평균을 포함하고, 우심실 재분극 인덱스는 우심실과 연관된 다수의 각자의 리드에 대해 측정되는 심전도들에 기초하여 결정되는, 선택된 시점에서의 극값들에 대응하는, 다수의 재분극 측정치에 대해 평균화함으로써 결정되는 방법.
  18. 제1항에 있어서,
    상기 적어도 하나의 재분극 인덱스는 2개 이상의 재분극 측정치에 대한 평균을 포함하는 방법.
  19. 제18항에 있어서,
    상기 평균은 2개 이상의 심박에 대해 취해지는 방법.
  20. 제18항에 있어서,
    상기 평균은 2개 이상의 리드에 대해 취해지는 방법.
  21. 제1항에 있어서,
    상기 적어도 하나의 재분극 인덱스는 환자의 연령 또는 성별 중 적어도 하나에 기초하는 조정 인자를 포함하는 방법.
  22. 제1항에 있어서,
    상기 적어도 하나의 재분극 인덱스는 적어도 하나의 재분극 측정치 및 환자의 심박수에 기초하는 방법.
  23. 제1항에 있어서,
    상기 시간-주파수 변환은 연속적 웨이블렛(wavelet) 변환을 포함하고, 상기 시간-주파수 맵은 스캘로그램(scalogram)을 포함하는 방법.
  24. 제1항에 있어서,
    상기 시간-주파수 맵들은 절댓값 맵들인 방법.
  25. 제1항에 있어서,
    상기 적어도 하나의 재분극 인덱스와 임계값의 비교에 기초하여 심장 컨디션을 결정하는 단계를 더 포함하는 방법.
  26. 제25항에 있어서,
    상기 심장 컨디션이 사용자에게 통신되도록 하는 단계를 더 포함하는 방법.
  27. 제25항에 있어서,
    상기 적어도 하나의 재분극 인덱스가 상기 임계값 미만인 것에 기초하여 비정상적 심장 컨디션이 결정되는 방법.
  28. 제1항에 있어서,
    상기 출력하는 단계는 상기 적어도 하나의 재분극 인덱스가 사용자 인터페이스 내에 디스플레이되도록 하는 단계를 포함하는 방법.
  29. 심장 테스트 시스템으로서:
    전극 인터페이스에 접속가능한 하나 이상의 각자의 전극을 통해 하나 이상의 심전도 신호를 수신하도록 구성되는 전극 인터페이스; 및
    전극 인터페이스에 통신상으로 커플링되는 프로세싱 설비를 포함하고, 프로 세싱 설비는 적어도 하나의 프로세서 및 적어도 하나의 컴퓨터 프로세서에 의한 실행을 위한 명령들을 저장하는 메모리를 포함하고, 상기 명령들은, 실행될 때, 적어도 하나의 컴퓨터 프로세서로 하여금:
    하나 이상의 심전도 신호로부터, 하나 이상의 각자의 리드에 대해 하나 이상의 심전도를 생성하고;
    하나 이상의 심전도를 시간-주파수 변환에 의해 하나 이상의 각자의 2-차원 시간-주파수 맵으로 전환하고;
    하나 이상의 심전도 내에서, T파와 연관된 하나 이상의 시점을 식별하고;
    하나 이상의 시간-주파수 맵 중 적어도 하나에 대해, T파와 연관된 하나 이상의 시점에서 각자의 시간-주파수 맵의 극값들에 대응하는 하나 이상의 재분극 측정치를 결정하고;
    하나 이상의 재분극 측정치에 기초하여 적어도 하나의 재분극 인덱스를 출력하도록 구성되는 심장 테스트 시스템.
KR1020227009097A 2015-09-30 2016-09-20 수량적 심장 테스팅 KR102490960B1 (ko)

Applications Claiming Priority (10)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US201562235309P 2015-09-30 2015-09-30
US62/235,309 2015-09-30
US201662276596P 2016-01-08 2016-01-08
US201662276639P 2016-01-08 2016-01-08
US62/276,596 2016-01-08
US62/276,639 2016-01-08
US201662321856P 2016-04-13 2016-04-13
US62/321,856 2016-04-13
KR1020187012249A KR102378287B1 (ko) 2015-09-30 2016-09-20 수량적 심장 테스팅
PCT/US2016/052717 WO2017058578A1 (en) 2015-09-30 2016-09-20 Quantitative heart testing

Related Parent Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
KR1020187012249A Division KR102378287B1 (ko) 2015-09-30 2016-09-20 수량적 심장 테스팅

Publications (2)

Publication Number Publication Date
KR20220042476A KR20220042476A (ko) 2022-04-05
KR102490960B1 true KR102490960B1 (ko) 2023-01-19

Family

ID=58406071

Family Applications (2)

Application Number Title Priority Date Filing Date
KR1020187012249A KR102378287B1 (ko) 2015-09-30 2016-09-20 수량적 심장 테스팅
KR1020227009097A KR102490960B1 (ko) 2015-09-30 2016-09-20 수량적 심장 테스팅

Family Applications Before (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
KR1020187012249A KR102378287B1 (ko) 2015-09-30 2016-09-20 수량적 심장 테스팅

Country Status (10)

Country Link
US (4) US20170086693A1 (ko)
EP (1) EP3355768B1 (ko)
JP (1) JP6650514B2 (ko)
KR (2) KR102378287B1 (ko)
CN (1) CN108471942B (ko)
AU (1) AU2016332207B2 (ko)
CA (1) CA3000369C (ko)
IL (1) IL258358B (ko)
MX (1) MX2018003994A (ko)
WO (1) WO2017058578A1 (ko)

Families Citing this family (28)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR102378287B1 (ko) 2015-09-30 2022-03-23 허트 테스트 레버러토리스, 인크. 수량적 심장 테스팅
US10617356B2 (en) * 2016-03-15 2020-04-14 Anhui Huami Information Technology Co., Ltd. Garment and cardiac data processing
USD805552S1 (en) * 2016-06-23 2017-12-19 Heart Test Laboratories, Inc. Display screen or portion thereof with a graphical user interface
US10575788B2 (en) * 2016-10-18 2020-03-03 Arizona Board Of Regents On Behalf Of Arizona State University Compressive sensing of quasi-periodic signals using generative models
US10845955B2 (en) 2017-05-15 2020-11-24 Apple Inc. Displaying a scrollable list of affordances associated with physical activities
EP3681380A1 (en) * 2017-09-11 2020-07-22 Heart Test Laboratories, Inc. Time-frequency analysis of electrocardiograms
US10667766B2 (en) * 2017-10-30 2020-06-02 General Electric Company Method and system for monitoring multiple patient parameters on a touchscreen
DK180246B1 (en) 2018-03-12 2020-09-11 Apple Inc User interfaces for health monitoring
US11103177B2 (en) * 2018-04-18 2021-08-31 St, Jude Medical, Cardiology Division, Inc. System and method for mapping cardiac activity
DK179992B1 (en) 2018-05-07 2020-01-14 Apple Inc. DISPLAY OF USER INTERFACES ASSOCIATED WITH PHYSICAL ACTIVITIES
US11317833B2 (en) 2018-05-07 2022-05-03 Apple Inc. Displaying user interfaces associated with physical activities
CN109171704A (zh) * 2018-09-19 2019-01-11 深圳市理邦精密仪器股份有限公司 心电波形分析的方法、装置、终端和计算机可读存储介质
CN112822980A (zh) * 2018-11-09 2021-05-18 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 一种应用于监护设备的响应触摸操作的方法及监护设备
CN109745037B (zh) * 2019-02-14 2022-06-24 广州视源电子科技股份有限公司 一种图像处理方法、装置、设备和存储介质
US11209957B2 (en) 2019-06-01 2021-12-28 Apple Inc. User interfaces for cycle tracking
DK201970534A1 (en) 2019-06-01 2021-02-16 Apple Inc User interfaces for monitoring noise exposure levels
US11152100B2 (en) 2019-06-01 2021-10-19 Apple Inc. Health application user interfaces
US11228835B2 (en) 2019-06-01 2022-01-18 Apple Inc. User interfaces for managing audio exposure
US11234077B2 (en) 2019-06-01 2022-01-25 Apple Inc. User interfaces for managing audio exposure
US11445918B2 (en) * 2019-08-30 2022-09-20 Heart Test Laboratories, Inc. Electrocardiogram-based assessment of diastolic function
CN114286975A (zh) 2019-09-09 2022-04-05 苹果公司 调查研究用户界面
DK181037B1 (en) 2020-06-02 2022-10-10 Apple Inc User interfaces for health applications
US11698710B2 (en) 2020-08-31 2023-07-11 Apple Inc. User interfaces for logging user activities
KR20220073209A (ko) * 2020-11-26 2022-06-03 조선대학교산학협력단 심전도 신호로부터 설명 가능한 히트맵 영상에 근거한 질병을 판별하는 시스템 및 판별 방법
WO2022201393A1 (ja) * 2021-03-24 2022-09-29 三菱電機株式会社 診断装置及び診断方法
KR20230025954A (ko) * 2021-08-17 2023-02-24 주식회사 메디컬에이아이 단일유도 심전도기기를 활용한 건강상태 예측 시스템
KR20230025955A (ko) * 2021-08-17 2023-02-24 주식회사 메디컬에이아이 비동기 심전도를 이용한 건강상태 예측 시스템
CN114190951B (zh) * 2021-12-31 2023-11-03 上海联影医疗科技股份有限公司 Ecg信号处理方法、系统、装置及介质

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20050234357A1 (en) 2004-04-15 2005-10-20 Ge Medical Systems Information Technologies, Inc. Method and apparatus for detecting cardiac repolarization abnormality
US20110092838A1 (en) 2007-09-12 2011-04-21 Koninklijke Philips Electronics N.V. Qt interval monitoring system with alarms and trending
JP2012529347A (ja) 2009-06-12 2012-11-22 ニューカーディオ，インコーポレイテッド 心臓の電気的事象の定量的評価システムと方法

Family Cites Families (57)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4333475A (en) 1979-12-06 1982-06-08 Medical Concepts, Inc. Ambulatory cardiac monitoring system
US5109862A (en) * 1990-03-19 1992-05-05 Del Mar Avionics Method and apparatus for spectral analysis of electrocardiographic signals
US5842997A (en) * 1991-02-20 1998-12-01 Georgetown University Non-invasive, dynamic tracking of cardiac vulnerability by simultaneous analysis of heart rate variability and T-wave alternans
US5797840A (en) * 1994-09-14 1998-08-25 Ramot University Authority For Applied Research & Industrial Development Ltd. Apparatus and method for time dependent power spectrum analysis of physiological signals
US5935082A (en) 1995-01-26 1999-08-10 Cambridge Heart, Inc. Assessing cardiac electrical stability
US5827195A (en) * 1997-05-09 1998-10-27 Cambridge Heart, Inc. Electrocardiogram noise reduction using multi-dimensional filtering
US6148228A (en) 1998-03-05 2000-11-14 Fang; Dan Oun System and method for detecting and locating heart disease
US7479131B2 (en) * 1999-07-29 2009-01-20 Fenwal, Inc. Biological fluid sampling apparatus, assembly and method
JP2001218747A (ja) * 2000-02-10 2001-08-14 Tokyo Denki Univ 心電図解析システム、および、そのためのプログラムを記録したコンピュータ読み取り可能な記録媒体
US6438419B1 (en) * 2000-09-28 2002-08-20 The University Of Pittsburgh Method and apparatus employing a scaling exponent for selectively defibrillating a patient
GB0129390D0 (en) * 2001-12-07 2002-01-30 Clark Terrence D Electrodynamic sensors and applications thereof
US7933644B2 (en) 2003-03-26 2011-04-26 Cytoptics Corporation Instantaneous autonomic nervous function and cardiac predictability based on heart and pulse rate variability analysis
WO2006008743A2 (en) * 2004-07-21 2006-01-26 Widemed Ltd. Sleep quality indicators
CN1539372A (zh) * 2003-10-24 2004-10-27 南京大学 基于高频心电波形的心脏疾病早期诊断的方法及装置
GB0407293D0 (en) * 2004-03-31 2004-05-05 Cardiodigital Ltd A method for the prediction of the likelihood of successful defibrillation for patients exhibiting ventricular fibrillation
DK1814451T3 (en) * 2004-10-25 2018-04-23 Tai Chuan Alfred Kwek A SYSTEM AND APPARATUS TO DETECT A HEART EVENT
US7117030B2 (en) * 2004-12-02 2006-10-03 The Research Foundation Of State University Of New York Method and algorithm for spatially identifying sources of cardiac fibrillation
US20060287605A1 (en) 2005-06-16 2006-12-21 Dailycare Biomedical Inc. Heart rate variability analyzing device
US8229545B2 (en) * 2005-09-15 2012-07-24 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. System and method for mapping complex fractionated electrogram information
US7751873B2 (en) * 2006-11-08 2010-07-06 Biotronik Crm Patent Ag Wavelet based feature extraction and dimension reduction for the classification of human cardiac electrogram depolarization waveforms
CN100450435C (zh) * 2007-02-06 2009-01-14 赵峰 一种向量心电图仪及实现方法
US7676264B1 (en) 2007-04-13 2010-03-09 Pacesetter, Inc. Systems and methods for use by an implantable medical device for evaluating ventricular dyssynchrony based on T-wave morphology
US20080255465A1 (en) 2007-04-16 2008-10-16 Inovise Medical, Inc. Heart-function information display including color-range scalogram content
CN100493448C (zh) * 2007-04-26 2009-06-03 中国科学技术大学 心室复极高频波体表检测方法与装置
US8041416B2 (en) * 2007-09-18 2011-10-18 Harbinger Medical, Inc. Method and apparatus for determining susceptibility for arrhythmias using wedensky modulated electrocardiography and alternans analysis
EP2234538B1 (en) 2007-12-18 2016-03-23 Koninklijke Philips N.V. Automated identification of culprit coronary artery using anatomically oriented ecg data display
WO2010000009A1 (en) 2008-07-02 2010-01-07 Cardanal Pty Ltd Improved detection of cardiac dysfunction
RU2374986C1 (ru) 2008-07-22 2009-12-10 Федеральное Государственное Учреждение "Саратовский Научно-Исследовательский Институт Кардиологии Федерального Агентства По Высокотехнологичной Медицинской Помощи" Способ оценки функционального состояния сердечно-сосудистой системы человека
CN101642368B (zh) * 2008-08-04 2011-10-12 南京大学 自主神经功能信号的处理方法、装置和测试系统
US8478393B2 (en) * 2008-11-10 2013-07-02 Cardioinsight Technologies, Inc. Visualization of electrophysiology data
US8457724B2 (en) 2008-12-11 2013-06-04 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. System for heart performance characterization and abnormality detection
US20120123232A1 (en) 2008-12-16 2012-05-17 Kayvan Najarian Method and apparatus for determining heart rate variability using wavelet transformation
CA2757612A1 (en) * 2009-04-03 2010-10-07 Intrapace, Inc. Feedback systems and methods to enhance obstructive and other obesity treatments
ES2745861T3 (es) 2009-06-12 2020-03-03 Bard Access Systems Inc Aparato, algoritmo de procesamiento de datos asistido por ordenador y medio de almacenamiento informático para posicionar un dispositivo endovascular en o cerca del corazón
US8433395B1 (en) * 2009-11-03 2013-04-30 Vivaquant Llc Extraction of cardiac signal data
US8838226B2 (en) 2009-12-01 2014-09-16 Neuro Wave Systems Inc Multi-channel brain or cortical activity monitoring and method
US8442624B2 (en) * 2010-05-12 2013-05-14 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. System for cardiac medical condition detection
US8406862B2 (en) 2010-08-25 2013-03-26 Angel Medical Systems, Inc. Ischemia detection based on combination of parameters associated with different sensors
EE05619B1 (et) 2011-03-09 2013-02-15 Tensiotrace O� Meetod ja seade kardiovaskulaarsete parameetrite varieeruvuse pikaajaliseks monitooringuks ambulatoorselt registreeritud elektrokardiogrammi ja pulsilaine signaalide baasil
US8849386B2 (en) 2011-07-06 2014-09-30 James Waters Analyzing electrocardiograms
US20130035738A1 (en) * 2011-08-03 2013-02-07 Pacesetter, Inc. Methods and systems for determining pacing parameters based on repolarization index
EP2744402B1 (en) * 2011-10-12 2020-12-09 Koninklijke Philips N.V. System and method for determining the q and j points of an electrocardiogram
CN102512152A (zh) * 2011-10-21 2012-06-27 南京大学 远程心电监控系统
US9345415B2 (en) 2011-12-30 2016-05-24 Intel Corporation Method and apparatus for measuring multiple ECG leads using a device with embedded leads
US9037223B2 (en) 2012-01-10 2015-05-19 The Regents Of The University Of Michigan Atrial fibrillation classification using power measurement
JP2012106004A (ja) * 2012-01-13 2012-06-07 Fukuda Denshi Co Ltd 心電図解析結果レポート
US9364160B2 (en) * 2012-03-28 2016-06-14 Qualcomm Incorporated Systems and methods for ECG monitoring
US9204815B2 (en) * 2012-05-04 2015-12-08 The Cleveland Clinic Foundation Frequency analysis tool for cardiac resynchronization
AU2013306440A1 (en) 2012-08-23 2015-03-12 Nitto Denko Corporation Method and device for quantifying heart rate variability (hrv) coherence
EP2895063B8 (en) * 2012-09-11 2019-03-27 Drägerwerk AG & Co. KGaA A system and method for detecting the presence of a p-wave in an ecg waveform
US20140073969A1 (en) * 2012-09-12 2014-03-13 Neurosky, Inc. Mobile cardiac health monitoring
US9282911B2 (en) 2012-11-27 2016-03-15 Physio-Control, Inc. Linear display of ECG signals
US9486151B2 (en) * 2013-06-12 2016-11-08 Medtronic, Inc. Metrics of electrical dyssynchrony and electrical activation patterns from surface ECG electrodes
US10849509B2 (en) 2014-11-21 2020-12-01 Siemens Healthcare Gmbh Patient signal filtering
CN104382590B (zh) * 2014-12-11 2017-08-11 成都瑞迪康医疗科技有限公司 一种结合心电时频域特征分析的可电击复律心律自动识别和归类方法
KR102378287B1 (ko) 2015-09-30 2022-03-23 허트 테스트 레버러토리스, 인크. 수량적 심장 테스팅
US20170196473A1 (en) 2016-01-08 2017-07-13 Heart Test Laboratories, Inc. Quantitative heart monitoring and diagnostics

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20050234357A1 (en) 2004-04-15 2005-10-20 Ge Medical Systems Information Technologies, Inc. Method and apparatus for detecting cardiac repolarization abnormality
US20110092838A1 (en) 2007-09-12 2011-04-21 Koninklijke Philips Electronics N.V. Qt interval monitoring system with alarms and trending
JP2012529347A (ja) 2009-06-12 2012-11-22 ニューカーディオ，インコーポレイテッド 心臓の電気的事象の定量的評価システムと方法

Also Published As

Publication number Publication date
EP3355768A4 (en) 2018-10-03
CN108471942A (zh) 2018-08-31
CA3000369A1 (en) 2017-04-06
KR20220042476A (ko) 2022-04-05
CN108471942B (zh) 2021-10-15
AU2016332207A1 (en) 2018-05-10
BR112018005982A2 (pt) 2018-10-09
CA3000369C (en) 2024-03-05
US10561327B2 (en) 2020-02-18
AU2016332207B2 (en) 2021-08-12
JP6650514B2 (ja) 2020-02-19
US20170086693A1 (en) 2017-03-30
KR20180058823A (ko) 2018-06-01
EP3355768A1 (en) 2018-08-08
US20170086696A1 (en) 2017-03-30
US20200146574A1 (en) 2020-05-14
US9700226B2 (en) 2017-07-11
KR102378287B1 (ko) 2022-03-23
WO2017058578A1 (en) 2017-04-06
IL258358B (en) 2022-08-01
MX2018003994A (es) 2018-11-09
JP2018529470A (ja) 2018-10-11
US20170303806A1 (en) 2017-10-26
IL258358A (en) 2018-06-28
EP3355768B1 (en) 2021-12-29
US11445968B2 (en) 2022-09-20

Similar Documents

Publication Publication Date Title
KR102490960B1 (ko) 수량적 심장 테스팅
US20210204860A1 (en) Electrocardiogram processing system for delineation and classification
JP6396253B2 (ja) 電気生理学データの視覚化
US10856756B2 (en) Time-frequency analysis of electrocardiograms
US8755875B2 (en) System for heart performance characterization and abnormality detection
CN111433860A (zh) 用于分析心电图的用户界面
US20120330557A1 (en) System for Cardiac Condition Analysis Based on Cardiac Operation Patterns
US20170196473A1 (en) Quantitative heart monitoring and diagnostics
JP2020146204A (ja) 情報処理装置、情報処理方法、プログラムおよび情報処理システム
US11672464B2 (en) Electrocardiogram processing system for delineation and classification
US9474460B2 (en) Non-invasive evaluation of cardiac repolarisation instability for risk stratification of sudden cardiac death
BR112018005982B1 (pt) Método e sistema de teste cardíaco quantitativo e meios legíveis em computador
US10512412B2 (en) Method of ECG evaluation based on universal scoring system
US20230301577A1 (en) Monitoring system, atrial fibrillation comprehensive management method and monitoring data display method
KR102585080B1 (ko) 심전도 파형을 분류하기 위한 어노테이션 툴 제공장치
JP2023068217A (ja) 心電図解析装置およびその制御方法

Legal Events

Date Code Title Description
A107 Divisional application of patent
A201 Request for examination
A302 Request for accelerated examination
E902 Notification of reason for refusal
E701 Decision to grant or registration of patent right
GRNT Written decision to grant