JPH0767843A - 心電図信号のスペクトル分析方法および装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【目的】 本発明は、心臓の電気的活動度を分析するた
めの方法および装置に関し、特定に急死を含む心臓リズ
ム由々しい擾乱の危険性のある患者を識別するのに重要
であると考えられる心臓内の電気的伝導の異常を示すグ
ラフプロットおよび数値パラメータ得ることができるこ
の種装置および方法に関する。 【構成】 本発明は、ＥＣＧ信号の短い一部重畳するセ
グメントの周波数分析を採用し、時間、周波数およびパ
ワーの３軸より成る三次元マップ（スペクトロカーディ
オグラム）を生成し、短い時間間隔にわたるＥＣＧ信号
の周波数含分の変化を明らかにする。本発明はまた、フ
ーリエ分析自体に加えて、使用者により選択可能な信号
の前処理、後処理、表示およびプロットの幅広い選択を
可能にし、通常および異常のスペクトロダイアグラム間
の差を可視的に識別し、定量化するため、周波数スペク
トルについて反復的な数学的な計算を遂行することを可
能にする。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は心臓の電気的活動の分析
方法および装置に関し、特定すると、従来の心電図上に
明らかでない異常を検出することと関連する、高解像度
心電図として周知の分野に関する。本発明により意図さ
れる特定の主たる目的は、心臓の寿命を脅かすような不
整脈のリスクについて患者を臨床的に評価することであ
る。しかしながら、方法および装置とも、心臓の電気的
活動の多種の他の不規則性の研究や診断、脳波図（ＥＥ
Ｇ）上に記録される信号のような他の生物−電気的信号
の分析に潜在的に適当である。

【０００２】

【従来技術、発明の課題】本発明の目的や方法を十分に
理解するためには、特定の標準的生理学的および心電図
に関する用語体系と親しくなることが必要である。医学
的用語に精通していない読者の利益のために、ここでそ
の用語体系の関係する部分について簡単に集約する。

【０００３】通常の心臓のポンプ作用は、数百万の個々
の筋肉細胞の規則正しい収縮から生ずる。各心拍は、洞
房結節として知られる構造体のある特種の細胞の自然発
生的な周期的活動により開始される。心筋細胞の賦活
は、洞房結節に発生される電気的ペース信号によって開
始され、心臓の伝導系として集合的に知られる特殊化組
織により伝搬される。細胞レベルでは、活動のプロセス
はデポラリゼーションとして知られる。これは、そのプ
ロセスがイオンの通過によって引き起こされる細胞膜に
掛る電位の過渡的変動を包含するからである。通常の休
止状態への回復のプロセスは、リポラリゼーションと称
される。

【０００４】心臓の心房（すなわちプライマポンピング
室）中における電気的デポラリゼーションの波頭の広が
りは、心電図上に「Ｐ」波として知られる歪を生じさせ
る。主心臓ポンピング室すなわち心室の収縮は、「ＱＲ
Ｓコンプレックス」として知られるＥＣＧ波形の２相な
いし多相の歪と関連づけられる。心室中における電気的
回復（レポラリゼーション）の波頭の広がりは、ＥＣＧ
の「Ｔ」波を生じさせる。ＳＴセグメントと称されるＱ
ＲＳコンプレックスの終了とＴ波との時間間隔は、通常
電気的活動がないが、「遅延（late) 電位」と称される
小振幅信号を含むことがあり、これは、ＱＲＳコンプレ
ックスの終了時を越えて（普通の拡大率で観察される）
ＳＴセグメント中に延びでる。ＥＣＧ波形成分はすべ
て、個々の心臓細胞の活動または回復と関連づけられ
て、数百万の心臓細胞を横切る電気信号の同期的広がり
から生ずる。

【０００５】米国においては、年間50,000を越える人々
が、ほとんど常に心室の細動として知られる心臓内にお
ける通常の電気的伝動の破局的不全から来る予測できな
い、すなわち急激な心臓死で死んでいる。血のポンプ作
用が起こるに必要な心筋の通常の規則的かつ同期的収縮
に代って、個々の筋肉細胞がランダムにかつ総体的に混
乱した態様で収縮する。この不整脈（異常心臓リズム）
は、心筋梗塞（心臓発作）と関連して、最初の数分また
は数時間、あるいは時には数箇月ないし数年後に起こる
ことが多いが、心臓の原因に依るほとんどすべての形式
の死に対する最終的な共通の道筋でもある。心室細動は
末期の事象である。何故ならば、リズムが修正されるか
（「脱細動」）、循環がＣＰＲや心臓−肺バイパス
（「心臓−肺機械」）のようなある他の手段により人工
的に支援されない限り、血液は全然ポンプ作用を受け
ず、脳のような生命の機関は酸素の欠乏により死ぬから
である。

【０００６】心室の細動によくある直接的な前兆は、心
室の心拍急速（「ＶＴ」）として知られる他の不整脈で
あり、その間血液は若干のポンプ作用を受けるが、心拍
は、心臓が有効なポンプとして有効に機能しすることが
できる最大速度よりも普通ずっと急速である。この過剰
の心拍は、意識の損失やふらふら状態のような兆候をも
たらすことが多い。ＶＴは、より平常な心臓リズムに自
発的に戻ることもあり（非持続性）、３０秒以上長引く
こともある（「持続性」）。後者の場合、兆候の発展す
なわち心室細動への進展がずっと一般的である。

【０００７】心室不整脈の予防や修正のため薬剤療法、
外科手術または植込み可能な細動除去器のような多少と
も成功した各種の処置の存在にかかわらず、それらの使
用はリスクやそれ自体の費用を伴わずにはなし得ない。
数十年間に実施された古典的な心電法は、不幸にして、
このような事象を被るかもしれないものを予測すること
において不幸にして非常に劣っていた。厳しく損傷を受
けた、あるいは膨張した左心室（心臓の主ポンピング
室）のような特定の状態ではリスクが大きいことが知ら
れているけれども、寿命を脅かす心不全のリスクが低く
また積極的な（または高価な）治療法がよいというより
実際には有害であるような大多数の潜在的候補の中か
ら、積極的な治療法から真に利益を受けるかもしれない
かなりの危険性の患者を区分けするためのある種の手段
に対する緊急の必要性が残っている。このような心不全
のリスク選別試験は、好ましくは非侵略的、すなわち、
皮膚表面を破る必要がなく、かつ患者に対してリスクや
不快を与えないようにすべきである。

【０００８】致命的な心不全の発生の可能性を予測する
ための現在入手し得るもっとも信頼できる方法は、「電
気生理学的スタディ」（ＥＰ）と称される診断的手続き
であるが、この方法にあっては、細いワイヤ（ペーシン
グカテーテル）が皮膚を通して大静脈中に導入され、Ｘ
線の案内下において心臓室自体内に送り込まれる。ワイ
ヤに取り付けられて、ペースメーカにより発生される電
気的パルスに類似した電気的パルスを発生するデバイス
を使用すると、心臓の内面は電気的刺激パルスを受け、
ＶＴを発生しようとする。もしも「単一形」（一形状ま
たは一形式よりなる）で「持続性」（自発的に終了しな
い）の心室心拍急速を誘起できることが分かると、患者
は致命的なリズムの不整が自発的に起こる可能性が非常
に高いと認められる。残念ながら、ＥＰスタディは侵入
型であり、患者を病院に収容することを必要とし、うま
く誘起された不整脈から細動が除去されることを必要と
するかも知れない患者を苦しめることが多く、時間や労
働や費用が掛かる。

【０００９】現在利用可能な非侵入型不整脈リスク評価
技術の中で、いわゆる「遅延電位分析」が文献において
も商業的にももっとも注目を引いた。Simsonの米国特許
第4,422,459 号、Netravali の米国特許第4,458,691
号、Strickの米国特許第4,492,235 号は、実時間ＥＣＧ
で現在広く使用されている方法を教示している。この方
法の多くの変形が、医学文献に提唱されている。遅延電
位は、非常に低い振幅の信号であり（主ＥＣＧ信号自体
に対して40μV 対約1mV 以下）、したがって信号が背景
ノイズ上に識別できるように「信号平均化」として知ら
れる特種の雑音低減技術を採用することを必要とする。
正常のＱＲＳコンプレックスの終了時を越えてそれらが
存在すると、ＥＰスタディにおける持続性単一形ＶＴの
誘導の可能性、したがって由々しい自発的心室不整脈の
発生に対して約70〜80％の予測性である。したがって、
遅延電位分析は、ある比較的一般的形式のＥＣＧ異常の
存在において全く使用できず、その性格ないし特性およ
び感度はなお所望されるべき多くのものを残している。

【００１０】Symsonの方法は、遅延電位の周波数または
スペクトル内容を何ら明瞭に分析しようとせずに、時間
領域のみにおける分析によって遅延電位を識別すること
を教示している。３本の直交表面リードからの双極性Ｅ
ＣＧ信号が、双方向において濾波され、ついで代数的に
単一の「ベクトルマグニチュード」に加算され、そして
それについて、端末のＱＲＳ信号のある種の特性がつい
で測定される。遅延電位は、端末ＱＲＳ領域の継続時間
および振幅に依存または不存在と認められる。上述した
ように、遅延電位は、完全に普通の健康な個人には見出
されることもまれではない（時間領域技術により）。本
発明は、ほかにもあるが、周波数スペクトルすなわちそ
の「スペクトルカーディオグラフ（スペクトル心電
図）」的特徴に基づいて、由々しい不整脈のリスクと関
連する遅延電位から「偽の正の」遅延電位を識別する新
規な方法を教示するものである。

【００１１】Ambos, Cain およびSobel の米国特許第4,
680,708 号号は、端末ＱＲＳを越えて位置するＥＣＧ信
号の単一の比較的長いセグメントのフーリエ分析を使用
して、遅延電位識別のための周波数領域技術を開示して
いる。異常は、二次高周波数ピークの存在および高周波
数対低周波数の比が過度に大きいことによりより表わさ
れると言及されている。

【００１２】Kelen の米国特許第4,883,065 号において
は、移動者モニタ例えばHolterモニタ上でなされるＥＣ
Ｇの長期間記録から遅延電位を分析するための新規シス
テムを開示している。

【００１３】

【発明の課題を解決するための手段】本発明は、全ＱＲ
Ｓコンプレックスに跨がり、多数の一部重なるＥＣＧ信
号セグメントのスペクトルマップを作成することを教示
するもので、異常がCain または本発明者等が知る周知
技術に開示ないし示唆されない、三次元マップの可視的
特徴および計算されたパラメータにより確認し得るもの
である。本発明において使用されるスペクトル特徴分析
による新規な診断方法および装置は、Holterモニタテー
プ上に記録されるＥＣＧ信号ならびに実時間でのＥＣＧ
信号の分析に応用できるできる。

【００１４】本発明の目的は、由々しい心室不整を経験
する患者をかなり思い切って識別できるＥＣＧ分析およ
び装置を提供することである。

【００１５】本発明の他の目的は、人体を傷つけるこ
と、患者の皮膚に孔を開けること、病院への収容、ある
いは患者に対する相当のリスクや痛みや不快感を与える
ことを必要としない心室不整のリスク分析方法および装
置を提供することである。

【００１６】本発明の他の目的は、正常の被検者に生ず
る偽の正信号から由々しい心不全と関連するであろう遅
延電位を識別できるＥＣＧ信号を周波数分析するための
方法および装置を提供することである。

【００１７】本発明の他の目的は、異常心臓機能から正
常心臓機能を識別するのに有用である数値的パラメータ
の計算、および数値的計算が誘導されるスペクトルマッ
プのグラフィック表示およびハードコピーの生成を行な
い、もって記録を分類するための可視的定性的かつ数値
的定量的方法を提供する方法および装置を提供すること
である。

【００１８】本発明の他の目的は、その標準のデフォル
トモードの動作において、心室不整のリスクの予測に適
当な可視プロットおよび数値的レポートを発生するに際
して走査者の介入なしにもたらされる固定の予め定めら
れた段階的信号処理プロトコルに従って、単一の命令の
発生にて分析を遂行する周波数分析方法および装置を提
供することである。このデフォルト定常モードの動作に
おいては、本発明は専門家の使用に適当なはずである。

【００１９】本発明の他の目的は、メニューから分析プ
ロトコルの個々の段階を注文できるように操作者対話モ
ードの動作を有し、かつ、時間とともに変わるＥＣＧ信
号の周波数特性の可視化および測定に基づき心電図診断
をなす改善された手段を見出そうとする研究者が使用す
るに適当なように十分の変幻性と便利さを備える周波数
分析方法および装置を提供することである。

【００２０】本発明のこれらおよびその他の目的は、図
面を参照して行なった以下の説明を参照するとき一層明
らかとなろう。ここに開示される本発明は上述の諸目的
を達成できかつ上述の利点を提供できるものであるけれ
ど、本明細書に含まれる開示は、単に好ましい具体例に
ついての例示であり、本発明の技術思想はここに記述さ
れる実施例の詳細に限定されるものでなく、前記特許請
求の範囲の記載のみによって限定されるものであること
を理解されたい。

【００２１】

【発明の概要】簡単に述べると、本発明は、意図される
目的に適当な前処理および後処理との組合せで、１また
は複数のチャンネルからのＥＣＧ信号の比較的短く、段
階化され、ただし一部重畳するセグメントについて周波
数分析を遂行して、前記ＥＣＧ信号の種々の周波数成分
についての振幅および時間推移、すなわちフーリエスペ
クトル、を反映する三次元マップを生成する方法および
装置を包含するものである。マップを生成するのに使用
される同じ周波数成分またはスペクトルデータから、輪
郭の滑らかさや周波数ピークの数や位置のようなマップ
の可視的に現われる形態構造的特徴を定量化する数値パ
ラメータについての計算がなされる。三次元マップは、
若干の異なる配向でプロットし得るのであるが、このマ
ップが数値パラメータのプリントアウトと結合されて、
異常についての可視的な形態構造的かつ定量的評価をな
し得るレポートを生成する。

【００２２】

【実施例】第１図は、本発明に従い心電図信号のスペク
トル分析を行なう装置の基本的実施例のブロック図であ
る。第１図の装置の殆どは、マイクロプロセッサシステ
ム上で動作するソフトウェアモジュールとして実施でき
る。技術に精通したものであれば、装置は第１図の種々
のブロックに対して指示される機能を遂行する代わりの
手段で実施できることが認められるであろう。

【００２３】第１Ａ図〜第１Ｃ図を参照すると、本発明
に従うＥＣＧ周波数分析システムの簡単化されたブロッ
ク図が示されている。図面に示されるように、処理のほ
とんどは、好ましくは、信号平均化面心電図の３つのチ
ャンネル（Ｘ，ＹおよびＺ）の各チャンネル上で、別個
にただし同一の態様で遂行される。簡単にするため、チ
ャンネルＸ上で実施される処理のみがブロック図に示さ
れている。 ただし、特にブロック２２および３９にお
ける、１以上のチャンネルからのデータ組合せの存在を
除く。

【００２４】第１Ａ図、ブロック１に示されるように、
双極性心電図信号の３つの直交チャンネル（Ｘ，Ｙおよ
びＺ）が、数百ビートの時間スパンにわたり、患者に直
接適当な隔絶されたプリアンプを取り付けることにより
実時間で、あるいは適当な走査デバイスを介してプレイ
バックされる先に記録された２４時間Holterテープのよ
うなある他のソースから収集される。ブロック３にて、
背景ノイズを従来の時間領域遅延電位分析に対して一般
に容認し得ると考えられるレベル、すなわち25〜250 Hz
にて１μV rms 以下のノイズに減ずるために、信号の平
均化が遂行される。一般に、所望の雑音低減を達成する
ために、約200 〜500 の心拍が平均化されることを必要
とする。本発明で行われる実際の周波数分析は、ブロッ
ク４で開始される。１、２または３チャンネルの平均化
ＥＣＧ信号が、少なくとも1.5 uV/ ビットの分解能をも
って普通1000Hzでディジタル化され、コンピュータメモ
リまたはある種の恒久記憶媒体上に記憶される。

【００２５】標準化された定常的臨床能力と変幻性のあ
る研究応用能力の両方を提供するという二重の目的を遂
行するために、分析は、使用者の選択で２つのモードの
いずれかにおいて遂行できる。自動（デフォルト）モー
ドにおいては、全分析は、あらかじめ定められた１組の
処理パラメータに従って、単一のキーストローク命令の
発生にて実施され、スペクトルマップおよび数値印刷レ
ポートの印刷で完結されることになる。他の場合には、
使用者は、分析の開始前にメニューにアクセスし、その
メニューから、広範囲の順列および組み合わせで代りの
分析パラメータを選択できる。本発明においてこのよう
な任意の使用者の対話が行われる図面上のボックスは、
スイッチ符号で識別され、手動制御の可能性を示してい
る。デフォルトパラメータの使用者による無効化は、本
明細書の以下の記述において「手動」モードとして言及
することにする。

【００２６】再度第１Ａ図に戻ると、ブロック４にて、
続いての分析が遂行されるＥＣＧ信号の領域が決定され
る。デフォルトモードにおいて、ＱＲＳ領域がコンピュ
ータアルゴリズム（当技術に精通したものには多くの適
当なアルゴリズムが既知である）によりまず見出され、
そしてＱＲＳコンプレックス前25msecで開始されコンプ
レックス後125 msecで終了する信号領域が画定される。
ブロック５で示される手動モードにおいて、使用者は、
マウス作動のカーソルを使用することによって、分析さ
れるべき領域のオンセット（開始点）およびオフセット
（終了点）、ならびにマップのプロットに使用されるべ
き配向を指示する。第２〜４、８および９図に例示され
るように周波数スペクトルプロットの三次元的性質のた
め、関係のある低振幅波形は大きなものの「後ろ」に隠
されることがある。関心が、主としてＰ波またはHIS 束
のようなQRS 前に起こる信号にある場合、マップは、ず
っと大きなＱＲＳ波形自体により邪魔されないようにこ
れらの構造が「前に」あるようにプロットされよう。他
方関心が、主としてＱＲＳの後ろに起こる遅延電位のよ
うな信号にある場合（デフォルト状態）、マップは逆方
向にプロットされ、後で起こる構造が先に起こっている
ＱＲＳの前にプロットされる。

【００２７】分析の次の段階は信号前（プレ）処理であ
る。デフォルトモードのブロック６において、信号の一
次微分が次の式、すなわち、y[t]=(x(t+1)-x(t-1)/2+(x
[t+2]-x[t-2])/8 。ここで、y[t]はサンプル時における
信号の新しい振幅、x[t+1]は次のサンプル点の古い振
幅、以下そのようになる、に従って計算される。手動モ
ードにおいては、使用者は、ブロック７により指示され
るように、ブロック６における処理の代わりに、全然信
号変更なし、あるいは、上の一次微分式に対するのと同
じ符号体系を使用する式すなわち、y[t]=x[t+1]+x[t-1]
-2(x[t])に従う二次微分を入れるように選択できる。非
微分ＥＣＧ信号は、時間の関数であるデポラリゼーショ
ン波頭の振幅を表わすから、一次微分は速度に対応し、
他方二次微分は波頭加速度に類似である。デフォルトモ
ードにおける一次微分の使用は、高エネルギ低周波数の
信号成分を含む通常の、ただし傾斜するＳＴセグメント
が、スペクトルプロットにおける低振幅遅延電位の存在
を隠すような望ましくない影響を最小にする。

【００２８】ブロック８にて、関係する信号領域に亙る
時間が、ブロック９のパラメータに従って等しい長さの
一部重畳するセグメントすなわち時間スライスに分割さ
れる。デフォルトモードにおいて、スライスは24 msec
の継続時間より成り、各逐次のスライスは、その直前の
ものより2 msec遅く開始される。例えば、分析されるべ
き信号領域が、240 msecであると、他の処理に提供され
るスライスは、1+(240-24)/2すなわち、109 となろう。
手動モードおいては、セグメント長は5 msec〜150 msec
の範囲とし得るが、ステップ間隔は 1〜20msec．の間で
選択し得る。ついでスライスがブロック１０〜１８を経
て逐次処理されるたびに、ブロック１９にて二次元テー
ブル（第１０図）がコンピュータメモリに組み込まれ
る。ここで、各行は、単一時間スライスの複数の周波数
高調波におけるパワースペクトル密度（PSD)を表わし、
各列は、関係する信号領域に跨がる単一の周波数におけ
る全時間スライスのPSD を含む。

【００２９】ブロック１０におけるデフォルトモードに
おいて、信号の平均値が各時間スライスに対して計算さ
れ、DCオフセットを除去するため、そのスライス内の各
データ点から減算される。手動モードにおけるブロック
１１および１５に示されるように、平均減算は、全く無
効化されるか、ブロック１２における「窓掛け」の後ま
で遅延される。

【００３０】ブロック１２のデフォルトモードにおい
て、ブロック１６の高速フーリエ変換における固有のス
ペクトル漏洩およびエッジ不連続性の影響を最小化する
ため、各時間スライスは、等長の４期間ベックマン−ハ
リスウィンドにより乗算される。方形のハニングまたは
ハンミング窓の選択は、ブロック１３に描かれるように
手動モードにおいては置換され得る。

【００３１】手動モードにおいては、ブロック１４およ
び１５により示されるように、DCオフセットを除去する
ように、窓掛けの後に平均減算が行われようが、デフォ
ルトモードにおいては減算は窓掛けの前になされる。

【００３２】次の処理段階は、ブロック１６における各
時間スライスに関する離散高速フーリエ変換(FFT) の遂
行である。時間スライスデータ値は、メモリアレイの始
点にまず移動され、ついで所望のFFT の長さとなるよう
に０が付加される。デフォルトモードにおいては、64ポ
イントFFT が使用され、手動モードにおいては32〜1024
ポイントが代りに使用される（ブロック１７）。25デー
タポイントおよび64ポイントFFT により表される24msec
のデフォルトスライス長に対しては、ポイント２６〜６
４がゼロにセットされ、その後二重精密FFT が実施され
る。

【００３３】次に、ブロック１８にて、パワスペクトル
密度が実数および虚数フーリエ係数の平方の和として計
算され、ブロック１９にて、各逐次の時間スライスに対
して、PSD マトリックステーブルの次の行に装入され
る。

【００３４】ブロック８〜１８の処理は、各時間スライ
ス（および各ＥＣＧリードに対して）反復され、関係す
る全信号領域にわたり、ブロック１９、２０および２１
のPCD マトリクスを形成する。これらのPCD テーブル
は、ついで第１Ｃ図に見られるようなスペクトルマップ
を生成するように、あるいは第１Ｂ図に見られるような
他の数値パラメータを計算するのに使用される。

【００３５】第１図、ブロック２２にて、Ｘ、Ｙおよび
Ｚリードマトリクスの平均値を含む第４のPSD マトリッ
クスが計算される。その後、この「Ｘ＋Ｙ＋Ｚ平均」PS
D テーブルは表示され、プロットされ、そして原Ｘ、Ｙ
およびＺリードに同一の態様で数値量子化のために使用
される。

【００３６】第２〜４、８および９図に図示される可視
的プロットに対する後述の論述から明らかなように、異
常被検者のスペクトルマップは明らかに「乱れて」いて
スペクトルの輪郭が通常のもののスペクトルより滑らか
でないことがわかった。第１ｂ図、ブロック２３および
３５に示される数値的計算は、精確な分類基準の発生を
可能にするように、通常のマップおよび異常マップ間の
差の多くのものを定量化する。各計算されたパラメータ
は、追って論述されるように、正常スペクトルマップお
よび異常スペクトルマップの比較から明らかな可視的な
量的な差に対応している。

【００３７】ブロック１９におけるリードＰＳＤマトリ
クスの各行は、単一時間スライスの周波数分析を含むこ
とが思い起こされよう。第１Ｂ図、ブロック２３にて、
「総PSD 列」と称される追加の列が、ここで、各時間ス
ライスに対して全周波数における総計パワースペクトル
密度を表すように各行に対して全高調波にてＰＳＤを加
算することによって、各ＥＤＧリードに対してテーブル
に付加される。ブロック２４にて、ＱＲＳコンプレック
スの標準すなわち基準時間スライスが、今計算された総
ＰＳＤ列に最高の総ＰＳＤをもつ列として識別される。

【００３８】次にブロック２５にて、平均背景ノイズ値
およびその標準偏差が、最低の平均（総）ＰＳＤを有す
る総ＰＳＤ列内に40msec領域（２msecのデフォルトステ
ップ間隔）にて２１の連続する時間スライス）を識別す
ることによって計算される。

【００３９】ついで、ブロック２６にて、ＱＲＳ開始お
よび終了に対応する時間スライス行が、もっとも遠い行
として識別され、ブロック２４のＱＲＳ基準スライスか
ら逐次遠ざかって移動し、ブロック２５の平均背景ノイ
ズレベルより少なくとの５標準偏差大きい総ＰＳＤを有
する。

【００４０】ブロック２３にて計算される総ＰＳＤ列か
ら、下部パワー端末領域が、基準スライスの0.2 ％より
小さい総ＰＳＤを有する基準ＱＲＳスライスに続く最初
の時間スライスにて始まるものとして定義される。この
領域は、従来形式の時間領域分析の遅延電位領域に類似
である。かくして、ブロック２６にて画定される総ＱＲ
Ｓコンプレックスは、ブロック２９にて「ハイパワー端
末領域」に、ブロック２８にて「ローパワー端末」領域
に分割される。

【００４１】この間ブロック２７にて、ブロック２６に
て画定されるＱＲＳコンプレックスの端末40msecに亙る
総PDS の総和が計算される。「PSD40」として知られるこ
のパラメータの値は、時間領域遅延電位を有するものよ
りも正常の被検者の方が高いことが分かった。

【００４２】ここで、他の１組の数値計算が、ブロック
２８および２９で画定されるローパワーおよびハイパワ
ーＱＲＳ領域で別個に遂行される。ハイパワー主ＱＲＳ
領域で遂行される処理は同一であるから、簡潔にするた
め、ここではローパワー領域計算のみを論じる。正常な
被検者と異常被検者のスペクトルマップ間の明らかな差
は、特に高周波数にて、異常マップに明らかなスペクト
ルピークの数の増大である。したがって、ブロック３０
にて、６個の別個の基準により、ローパワー端末ＱＲＳ
領域内のスペクトルピークについての計数がなされる。
最初、ピークは、250Hz(高周波数）以上で起こるか、25
0 Hz（低周波数）以下で起こるかにしたがって分類され
る。ついで、高周波数および低周波数に対して別々に、
ＰＳＤマトリクステーブルの行に沿う周波数軸線に起こ
るピーク（周波数軸線ピーク）、ＰＳＤテーブルの列に
沿う時間軸において起こるピーク、あるいは両軸線にお
いて起こるピーク（両軸線ピーク）についての計数がな
される。本発明者等は、時間領域遅延電位および心室不
整を有する患者は、遅延電位を有するがＶＴに対する傾
向をもたない被検者より高いピーク計数値を有すること
を発見した。有意義なことに、異常者のこの特性は、主
ハイパワＱＲＳ領域ならびに遅延電位領域において計算
されるピークに対してもし真である。

【００４３】ブロック３１にて、第２の追加の列が、各
行の直下の行とともにその各行のピアソン相関係数を含
め、各リードのＰＳＤマトリックステーブルに対して計
算される。かくして、この新しい列は、各時間スライス
のスペクトル特性が隣接する時間スライスのスペクトル
に似る程度を表す。このスライス間相関係数列は、第１
Ｃ図、ブロック４９にて可視表示オプションの１つとし
て後でプロットされ、同時に診断上の重要な数種の他の
数値的基準を生ずる。

【００４４】第１Ｂ図、ブロック３２にて、0.985 以下
の値を有するスライス間相関係数の例証の数が計数され
る。本発明者等は、正常な被検者は相関性の薄い時間ス
ライス対の例証が極僅かであり、他方ＶＴの傾向のある
患者の例証はずっと高いことを観察した。

【００４５】ブロック３３は、ブロック３１にて計算さ
れる列の相関係数の平均および標準偏差の計算を示して
いる。正常な被検者の時間スライスは、異常者のそれよ
り高い平均相関およびより低い標準偏差を有する。

【００４６】ブロック３４にて、ブロック３１にて計算
される列における相関係数の分布の傾斜は、ブロック３
３にて計算される平均値より小さい相関係数の例証の数
をロパワー領域におけるスライスの総数により割ること
によって見出される。正常な被検者においては、相関係
数は、異常の被検者におけるよりもその平均の回りによ
り均等に分布される。

【００４７】ブロック３５にて、時間スライスの周波数
スペクトルが領域の平均周波数スペクトルと異なる程度
を評価するため、スペクトルエントロピーと称するパラ
メータが計算される。スペクトルエントロピーは下記の
ように計算される。ローパワー領域の時間スライスを表
す行の各高調波周波数にて計算される平均ＰＳＤを包含
させるため、追加の行がＰＳＤマトリックステーブルに
加えられる。ついで、各時間スライス行とこの新しい平
均ＰＳＤ行との平均相関が次に計算され、ついで１から
減算され、領域に対するスペクトルエントロピー統計値
を得る。正常の被検者は異常者より低いスペクトルエン
トロピー値を有することが分かった。

【００４８】ブロック３６にて、ブロック２７ないし３
５にて誘導される数値パラメータは、リードＸに対する
数値的パラメータを形成するように一緒に収集され、そ
してこれは、ブロック４０にて、リードＹおよびＺから
同じように誘導された数値および合成されたＸＹＺ平均
マトリックスと結合され、第５図および第６図に例示さ
れる印刷されたレポートを形成する。

【００４９】次に、ＰＳＤマトリックステーブルを表す
ブロック１９，２０，２１および２２を参照すると、第
１Ｃ図は、第２図〜第４図および、第８図および第９図
に例示される可視ＣＲＴ表示および印刷スペクトルマッ
プを生成するのにこれらの表が使用される態様を示して
いる。

【００５０】第１Ｃ図、マニュアルモードにおけるブロ
ック４１にて、使用者、ＰＳＤマトリックステーブルに
実際に含まれる値を表示またはプロットするのでなく、
時間に関するそれらの一次または二次微分を表示または
プロットするように任意に選択してよい。デフォルトモ
ードにおいては、ブロック４０にて計算または変化はな
されない。もしも、ブロック４１にて一次微分（「速
度」）後処理が選択されると、各スライス時に、行がそ
の上の行から減算され、各スライスステップにおけるＰ
ＳＤの変化を表す。もしも、二次微分誘導後処理（加速
度）が選択されると、各時間スライス列がその直上の列
およびその直下の列の平均から減算される。これらの任
意の後処理ステップは、正常および異常のマップ間の可
視的差のあるものを目立たせる。

【００５１】ブロック４２にて、表示およびプロット利
得が決定される。デフォルトモードて使用される利得
は、フルスケールが5%ＰＳＤ、すなわち臨床診断におい
て有用な十分の解像度の可視的特長を得るように実験に
より見いだされる値に対応するように、20である。手動
モードにおいて、使用者はブロック４３にて0.01ないし
1000の利得を選択する。

【００５２】ブロック４４にて、図示および／または表
示されるべきスペクトルマップの配向が決定される。第
２図、第８図および第９図を検討すれば、多数の角度か
らこれらの三次元構造体を観察することができるという
実用性が分かる。何故ならば、潜在的な関係のあるすべ
ての特徴を検査するための理想的な単一の図面はないか
らである。デフォルトモードでは、すべての利用可能な
図面は自動的に印刷されるが、マニュアルモードにおい
ては、ブロック４５にてこれが無効化され、図面の単一
または限定された組合せを選択し得る。

【００５３】利得および図の選択に加えて、本発明は、
表示またはプロット前に手動モードにおいて任意の非直
線的なスケール圧縮を可能にする。デフォルトモードに
おいては、ＰＳＤ値が使用されるが、ブロック４７に示
されるように、手動モードにおいては、代りに、スペク
トルデータのべき（ＰＳＤの平方根）または対数(dB)表
示を選択し得る。

【００５４】第２図〜第４図を参照すると、本発明の利
点を有する二三の特定の例が、実際の患者から得られた
記録により示されている。第２図および第３図は、両方
とも、心臓疾患をもたず、心室不整脈の傾向をもたない
正常な有志者からのものである。第４図は、心臓発作を
起こし、寿命を脅かす不整脈の複数回の経験を有した患
者からのものである。第３図の被検者は危険状態にはな
いが、「不完全右束枝ブロックとして知られる心電図の
一般の若干のわずかな通常の変形を有しており、そして
これは、ＱＲＳコンプレックスの端部が若干不鮮明とな
った状態をもたらす。この種の不鮮明は、「擬の正の」
遅延電位をもたらし、したがって、第３図の被検者は、
遅延電位の存在に対する試験に基づき危険状態にあるも
のとして分類されよう。遅延電位信号は、第３図および
第４図上で矢印で指示されている。両患者が、如何にＱ
ＲＳコンプレックスの端部を越えて延び出る低振幅信号
を有しているかに注目されたい。しかしながら、第３図
において（擬の正）、遅延電位のスペクトル輪郭は滑ら
かであり、第４図において（真の正）、スペクトル輪郭
は乱れており、混乱せしめられている。また、第４図の
真の正の患者においては、全ＱＲＳコンプレックス（遅
延電位領域だけでなく）を通じてスペク輪郭が如何によ
り乱れているかにも注目されたい。

【００５５】上述の例は、本発明が、従来の技術による
と「危険状態にある」として誤診されたであろう患者に
ついての正しい危険についての分類を決定する手段を如
何に提供するかの１例を示すものである。

【００５６】第５図は、第２図に示されるスペクトルプ
ロットから生成される健康な有志者の数値的レポートで
ある。

【００５７】第６図は、スペクトルプロットが第３図に
示される「擬の正の」患者から生成される数値レポート
であり、第７図は、第４図の「真の正の」患者からのも
のである。

【００５８】スペクトルプロットに可視的に観察される
差がどのようにそれに対応して異なる計算数値データを
もたらしているかに注目されたい。それにより、診断目
的のために異常についての特定の数値基準を生成するこ
とが可能となる。

【００５９】第８図および第９図は、第２図および第５
図を発生するのに使用される健康な有志者から得られる
同じ列データから、第１図の装置により発生されるスペ
クトルプロットである。しかしながら、第８図および第
９図においては、装置のでデフォルト分析プロトコル
は、下記のように操作者の介在により変更されている。

【００６０】第８図は、直線の垂直または縦座標上に、
３つの直交するリードセットＸ、ＹおよびＺから得られ
るＥＣＧ波形のパワースペクトル密度の振幅と、Ｘ、Ｙ
およびＺリードから得られる信号の総和の第４のスペク
トル心電図を表示している。

【００６１】第９図は、第８図と同じリード形態に対す
るパワースペクトル密度を示しているが、パワースペク
トル密度は、直線スケールでなく、対数(db)スケール上
に表示されている。

【００６２】第８図および第９図は、本発明の方法およ
び装置により可能とされる表示フォーマットの非常に多
数の変形から２つの例だけを示していることを認識され
たい。これらの変形の中には、偽の正と真に危険状態に
ある患者を区別するという本発明の力を明瞭に示す第３
図および第４図の表示に加えて、ＥＣＧまたは生物電気
信号の他の異常の検出に有用であることが分かるものが
ある。

【図面の簡単な説明】

【図１Ａ〜１Ｃ】本発明に従う心電図信号のスペクトル
分析装置の１具体例のブロック図である。

【図２〜図４】デフォルトモードで作動される第１図の
装置により発生される第１図の装置により発生されるス
ペクトルＥＤＧプロットを示す図である（第２図は遅延
電位不存在、スペクトル輪郭滑らか、スペクトル擾乱の
少ない正常有志者、第３図はＥＣＧに若干の正常な変
形、「偽の正の」遅延電位を有するが、スペクトル擾乱
が少ない正常有志者、第４図は「真の正の」遅延電位が
存在し、スペクトル擾乱の大きい不整脈の危険状態にあ
る患者に対するものである）、

【図５〜図７】図２〜４のスペクトルプロットに対応す
る図１の装置により発生される印刷レポートを示す図で
ある（第６図は「偽の正の」健康有志者、第７図は危険
状態にある「真の正の」患者に対するものである）。

【図８〜図９】図１の装置により発生されるスペクトル
ＥＣＧプロットで、装置のデフォルト分析プロトコルが
操作者の介在により変更されたものである。

【図１０】第１図の装置により計算される中間値のテー
ブルを示す概略図である。

【符号の説明】

１，１１１，２１１ リード ２ 信号平均化装置 ３ アナログ−ディジタルコンバータ ４ 分析領域選択装置 ６ 予備処理装置 ７ 一次微分装置 ８ 信号セグメンタ １０ 平均減算装置 １２ 窓掛け装置 １４ 平均減算装置 １６ 高速フーリエ変換装置 １８ パワースペクトル密度減算装置 １９ ＰＳＤマトリクステーブル

Claims (9)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 心臓内の電気伝導の異常を検出するため
   にＥＣＧ信号を分析するための装置において、 ａ）前記ＥＣＧ信号の単一の信号、または前記サイクル
   の全平均の振幅対時間変動を表わす波形を選択的に記憶
   するための手段と、 ｂ）前記波形内に関係のある時間間隔を見つけるための
   手段と、 ｃ）前記時間間隔を一連の一部重畳するセグメント、す
   なわち時間スライスに分割するための手段と、 ｄ）前記一部重畳する各セグメントの周波数分析を遂行
   し、前記波形が分解され得る離散フーリエ成分すなわち
   パワースペクトル密度成分（ＰＤＳ）の相対振幅を決定
   するのに有効な、分析遂行手段と、 ｅ）前記周波数分析手段により得られる各周波数成分の
   振幅の数値マトリクステーブルであって、見出しの第１
   のラインが離散周波数値を有し、見出しの直交する第２
   のラインに、各スライスの始点に対応する離散時間間隔
   を有する数値マトリックステーブル生成手段と、 ｆ）前記テーブルを、正常および異常の被検者から得ら
   れる対応するテーブルと比較するための手段とを備える
   ＥＣＧ信号分析装置。
2. 【請求項２】 前記周波数分析を遂行するに先立ち前記
   各時間スライスの時間領域振幅の平均値を計算するため
   の手段と、各スライス内の各データ点値からそのスライ
   スの前記平均時間領域値を減算し、前記時間スライス内
   のＤＣオフセットを除去するための減算手段を備える請
   求項１記載のＥＣＧ信号分析装置。
3. 【請求項３】 前記手段（ａ）乃至（ｅ）が、複数の別
   個のＥＣＧチャンネルについてそれらの指示される機能
   を遂行できる請求項２記載のＥＣＧ信号分析装置。
4. 【請求項４】 時間スライス行内の各ＰＳＤ値を加算し
   て、ＰＳＤ総和を形成し、ＰＳＤ総和列を形成するため
   の手段と、該ＰＳＤ列内の各垂直位置における前記ＰＳ
   Ｄ総和値を、各他のＰＳＤ値と比較し、最高のＰＳＤ総
   和値を有する時間スライス行を決定し、それにより前記
   ＥＣＧ波形のＱＲＳコンプレックスの標準乃至基準時間
   スライスを決定する手段を備える請求項３記載のＥＣＧ
   信号分析装置。
5. 【請求項５】 ＥＣＧ信号の前記ＱＲＳ部分の開始点お
   よび終了点を見出すための手段と、前記ＱＲＳコンプレ
   ックスの末端間隔Ｔ１にわたりＰＤＳの総和を計算する
   ための手段と、前記ＰＳＤマトリクスの前記ＱＲＳ部分
   を低パワー端末部分と高パワー部分に分割するための手
   段を含み、前記低パワー端末部分が、前記基準スライス
   のある割合Ｐ１より小さいＰＳＤ総和を有する前記ＱＲ
   Ｓスライスに続く最初の時間スライスで始まるものであ
   り、前記ＱＲＳ部分の前記高パワー部分が、ＰＳＤマト
   リクスの前記ＱＲＳ部分の残りである請求項４記載のＥ
   ＣＧ信号分析装置。
6. 【請求項６】 別個の処理手段として、前記ＰＳＤマト
   リクステーブルの周波数軸すなわち行に沿って起こるピ
   ークまたは最大値（周波数軸ピーク）、前記ＰＳＤマト
   リクステーブルの時間軸線すなわち列に沿って起こるピ
   ークまたは最大値（時間軸ピーク）、および両軸におい
   て同時に起こるピーク（両軸ピーク）を計数するための
   手段を含む請求項５記載のＥＣＧ信号分析装置。
7. 【請求項７】 前記各ＰＳＤマトリクステーブルに対し
   て、各行と、該行の直下の行とのピアソン相関係数を計
   算し、該相関係数に対応する追加の１列の数を表示する
   ために記憶するための手段を備える請求項６記載のＥＣ
   Ｇ信号分析装置。
8. 【請求項８】 前記ＰＳＤマトリクス表に、前記ＰＳＤ
   の選択された行の各高調波周波数の計算された平均ＰＳ
   Ｄを含む追加の列を加え、各時間スライス行と平均ＰＳ
   Ｄの新しい行との平均相関を計算し、そして該平均相関
   値を１から減算することによってスペクトルエントロピ
   ーと称される数の表示のため計算し記憶するための手段
   を備える請求項７記載のＥＣＧ信号分析装置。
9. 【請求項９】 前記マトリクステーブルの数値から得ら
   れる数値テーブル、および三次元様輪郭プロットで時間
   および周波数に対する前記スペクトル成分の振幅を表示
   するための手段を備える請求項１記載のＥＣＧ信号分析
   装置。