JPH0414975B2 - - Google Patents
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- JPH0414975B2 JPH0414975B2 JP62191501A JP19150187A JPH0414975B2 JP H0414975 B2 JPH0414975 B2 JP H0414975B2 JP 62191501 A JP62191501 A JP 62191501A JP 19150187 A JP19150187 A JP 19150187A JP H0414975 B2 JPH0414975 B2 JP H0414975B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- waveform
- ecg
- alternating
- energy
- qrs
- Prior art date
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- Expired - Lifetime
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-
- 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
- A61B5/35—Detecting specific parameters of the electrocardiograph cycle by template matching
-
- 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]
- A61B5/333—Recording apparatus specially adapted therefor
- A61B5/336—Magnetic recording apparatus
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Pathology (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
（発明の背景）
本発明は心臓の電気的安定度を評価する装置に
関し、より詳細には心筋電気的安定度に対し有力
な相関性を有する交代ECG形態指数の生成に関
する。
関し、より詳細には心筋電気的安定度に対し有力
な相関性を有する交代ECG形態指数の生成に関
する。
心臓病に起因してその徴候が現われてから24時
間以内に死に至るとされる心臓病による突然死は
今日の心臓病学が直面する最も困難な問題とみな
されてきた。突然死の大部分はある程度持続する
徴候もしくは明らかな冠動脈の病気によつてでさ
え予期できぬものである。アメリカ合衆国だけで
も、心臓病による突発死亡は毎年40万〜50万人と
いう際立つた数字を残している。この中での死亡
の主たるものは20才〜64才迄の男性である。
間以内に死に至るとされる心臓病による突然死は
今日の心臓病学が直面する最も困難な問題とみな
されてきた。突然死の大部分はある程度持続する
徴候もしくは明らかな冠動脈の病気によつてでさ
え予期できぬものである。アメリカ合衆国だけで
も、心臓病による突発死亡は毎年40万〜50万人と
いう際立つた数字を残している。この中での死亡
の主たるものは20才〜64才迄の男性である。
大多数の心臓病による突発死の原因となるメカ
ニズムは心室細動であると考えられている。すな
わち、正常に体系づけられた心臓の電気的活動が
無秩序且つ混乱状態におちいるわけである。この
混乱した電気的活動により、心臓の心室が同様に
混乱しその機能が失われて機械的な萎縮をきた
し、ひいては循環機能の崩壊を招ねいて死に至
る。
ニズムは心室細動であると考えられている。すな
わち、正常に体系づけられた心臓の電気的活動が
無秩序且つ混乱状態におちいるわけである。この
混乱した電気的活動により、心臓の心室が同様に
混乱しその機能が失われて機械的な萎縮をきた
し、ひいては循環機能の崩壊を招ねいて死に至
る。
明らかに、心臓病による突然死の問題に対する
最も望ましく且つ潜在的に最も有効な解答とは予
防である。まず必然的にやるべき第１のステツプ
は、これら危険度の高い個々人を識別することで
ある。この識別こそ本発明が係わるものである。
最も望ましく且つ潜在的に最も有効な解答とは予
防である。まず必然的にやるべき第１のステツプ
は、これら危険度の高い個々人を識別することで
ある。この識別こそ本発明が係わるものである。
特定の個人の“心臓病の状態”を評価する一つ
の非侵襲性技術には、心電図（ECG）複合の形
態に於ける搏動対搏動からの交代分析を伴う。長
い間、ECG形態での交代と心筋電気的安定度と
の間には関連性が存在すると仮説が立てられてき
た。これまでの従来技術のわずかな成功はここに
由来する。従来技術では、心室細動に対する感知
性を有するECG複合のＴ波形態に於ける変動の
関係が理解されている。例えば、参考文献として
次のものが挙げられる。1984年，209−218，心電
学ジヤーナル17（３）に於ける著者アダム及びそ
の他による“Ｔ波形態に於ける変動と心室細動に
対する感知性”、1981年９月，「心電学のコンピユ
ータ」に於ける著者アダム及びその他による“Ｔ
波時系列分析による細動に対する心室の脆弱度の
推定”及び1EEE，1982年度「心電学コンピユー
タ」に於ける著者アダム及びその他による“心室
細動と再分極ベクトル量の変動”などである。こ
れら参照文献では、搏動対搏動からのＴ波エネル
ギーの交代はＴ波交代指数（TWAI）を生成す
るために測定されている。しかしこの技術では等
エネルギーの交代波形に帰着する波形形態での交
代を検出することはできない。更に検出交代量
は、特定静止部波形に左右されていた。従つて、
異なる増幅信号に重複する同一量の交代は、結果
としてＴ波交代指数に対する異なる値となつた。
この技術では元波形形態での交代の存在を全くあ
いまいにしてしまうであろう。
の非侵襲性技術には、心電図（ECG）複合の形
態に於ける搏動対搏動からの交代分析を伴う。長
い間、ECG形態での交代と心筋電気的安定度と
の間には関連性が存在すると仮説が立てられてき
た。これまでの従来技術のわずかな成功はここに
由来する。従来技術では、心室細動に対する感知
性を有するECG複合のＴ波形態に於ける変動の
関係が理解されている。例えば、参考文献として
次のものが挙げられる。1984年，209−218，心電
学ジヤーナル17（３）に於ける著者アダム及びそ
の他による“Ｔ波形態に於ける変動と心室細動に
対する感知性”、1981年９月，「心電学のコンピユ
ータ」に於ける著者アダム及びその他による“Ｔ
波時系列分析による細動に対する心室の脆弱度の
推定”及び1EEE，1982年度「心電学コンピユー
タ」に於ける著者アダム及びその他による“心室
細動と再分極ベクトル量の変動”などである。こ
れら参照文献では、搏動対搏動からのＴ波エネル
ギーの交代はＴ波交代指数（TWAI）を生成す
るために測定されている。しかしこの技術では等
エネルギーの交代波形に帰着する波形形態での交
代を検出することはできない。更に検出交代量
は、特定静止部波形に左右されていた。従つて、
異なる増幅信号に重複する同一量の交代は、結果
としてＴ波交代指数に対する異なる値となつた。
この技術では元波形形態での交代の存在を全くあ
いまいにしてしまうであろう。
従つて、本発明の目的は心筋電気的安定度の評
価に役立つ交代ECG形態の特質を表示する装置
を提供することである。
価に役立つ交代ECG形態の特質を表示する装置
を提供することである。
（発明の要約）
本発明は連続する心臓搏動から交代ECG形態
指数を導き出すものである。ECG電気信号波形
は各搏動毎に複数のサンプルポイントでデジタル
化される。サンプルポイントマトリツクスはデジ
タル化ECG信号より構成される。連続搏動に対
する各サンプルポイントでの交代エネルギーが算
出され、且つ総交代エネルギーを生成するため
に、全サンプルポイントにわたる交代エネルギー
が総和される。この総交代エネルギーは平均波形
のエネルギーについて正規化される。尚、かく正
規化された値とは交代ECG形態指数である。動
物実験では、交代ECG形態指数の増加に伴い心
室細動しきい値が減少すると云う高い相関性が示
された。
指数を導き出すものである。ECG電気信号波形
は各搏動毎に複数のサンプルポイントでデジタル
化される。サンプルポイントマトリツクスはデジ
タル化ECG信号より構成される。連続搏動に対
する各サンプルポイントでの交代エネルギーが算
出され、且つ総交代エネルギーを生成するため
に、全サンプルポイントにわたる交代エネルギー
が総和される。この総交代エネルギーは平均波形
のエネルギーについて正規化される。尚、かく正
規化された値とは交代ECG形態指数である。動
物実験では、交代ECG形態指数の増加に伴い心
室細動しきい値が減少すると云う高い相関性が示
された。
（好適な実施例の説明）
第１図には本発明に係わる全データ分析のスキ
ーム（概型）が図示されている。例えば、ヒユー
レツトパツカード（Hewlett−Pakard）
3968aFMテープレコーダにはアナログ電気搏動
信号が記録される。データセグメント選択・再生
ブロツク１０では、適切な被分析データセグメン
トが選択される。FMテープレコーダからのECG
出力チヤンネルは、６極バターワース
（Butterworth）低域フイルタ増幅器１２（遮断
周波数は360Hzに設定）を介してマスコンプ
MC500コンピユータに接続される。該マスコン
プMC500コンピユータは、16チヤンネルマルチ
プレクサーＡ／Ｄ変換器１４、166メガバイトデ
イスク及び２メガバイトコアメモリーを装備して
成る。ECGチヤンネルは毎秒試料数1000の比率
でサンプリングされ、更に隣接フアイルのデイス
ク上に配設される。QRS複合もしくはその他の
ECG複合は識別され、且つ起点（各QRS複合の
位置に対応するタイミングマーカー）はブロツク
１６に示されるテンプレート突合せスキームによ
つて決定される。以下を参照：ムーデイー、
（Moody），GB：ARISTOTLE：ツーリード
ECG′sに関する試験の為の移動性リアルタイム相
互作用システム、MIT生体工学センター、1983
年５月30日。QRS複合検出の初期位相に続き第
２の細分位相が開始される。ここでは、相互作用
的且つ適合的テンプレート突合せ（突合せフイル
タ）スキーム１８が初期起点推定値を細分する為
に用いられる。この細配列スキームに適した波形
はQRS複合のベクトル量（３つの直交リードの
二乗の和の平方根）となる。すなわち、 ｉ番目QRS複合のベクトル量＝ mQRS（ｉ，nT）＝ 〔xQRS2（ｉ，nT）＋yQRS2（ｉ，nT） ＋zQRS2（ｉ，nT）〕1/2 ここでｉは搏動数の指数、ｎは１回の搏動内の
試料数の指数、及びＴは隣接試料間の時間。
ーム（概型）が図示されている。例えば、ヒユー
レツトパツカード（Hewlett−Pakard）
3968aFMテープレコーダにはアナログ電気搏動
信号が記録される。データセグメント選択・再生
ブロツク１０では、適切な被分析データセグメン
トが選択される。FMテープレコーダからのECG
出力チヤンネルは、６極バターワース
（Butterworth）低域フイルタ増幅器１２（遮断
周波数は360Hzに設定）を介してマスコンプ
MC500コンピユータに接続される。該マスコン
プMC500コンピユータは、16チヤンネルマルチ
プレクサーＡ／Ｄ変換器１４、166メガバイトデ
イスク及び２メガバイトコアメモリーを装備して
成る。ECGチヤンネルは毎秒試料数1000の比率
でサンプリングされ、更に隣接フアイルのデイス
ク上に配設される。QRS複合もしくはその他の
ECG複合は識別され、且つ起点（各QRS複合の
位置に対応するタイミングマーカー）はブロツク
１６に示されるテンプレート突合せスキームによ
つて決定される。以下を参照：ムーデイー、
（Moody），GB：ARISTOTLE：ツーリード
ECG′sに関する試験の為の移動性リアルタイム相
互作用システム、MIT生体工学センター、1983
年５月30日。QRS複合検出の初期位相に続き第
２の細分位相が開始される。ここでは、相互作用
的且つ適合的テンプレート突合せ（突合せフイル
タ）スキーム１８が初期起点推定値を細分する為
に用いられる。この細配列スキームに適した波形
はQRS複合のベクトル量（３つの直交リードの
二乗の和の平方根）となる。すなわち、 ｉ番目QRS複合のベクトル量＝ mQRS（ｉ，nT）＝ 〔xQRS2（ｉ，nT）＋yQRS2（ｉ，nT） ＋zQRS2（ｉ，nT）〕1/2 ここでｉは搏動数の指数、ｎは１回の搏動内の
試料数の指数、及びＴは隣接試料間の時間。
平均QRSベクトル量＝
mQRS（nT）＝１／ｎN-1
〓i=0m
QRS（ｉ，nT）
テンプレートとしてのこの平均値により、各
QRS複合に対応する起点はmQRS（nT）及びm
QRS（ｉ，nT）間の相互相関を最大にするよう
置換される。mQRS（nT）は置換起点に基づいて
再計算される。全ての起点位置が安定する迄この
処理は繰り返される。慣例上、配列スキームを一
回通過することで一般的には充分とされている。
この時点で、ユーザー補助の検出及びミスエポツ
クの補正の為に、インターエポツク間隔をグラフ
を用いて検査する。次に、遂次ベクトル量波形の
波形セグメント（細分起点に関連するタイムウイ
ンドーに於ける試料値の配列として定義される）
を交代形態の為に検査される。
QRS複合に対応する起点はmQRS（nT）及びm
QRS（ｉ，nT）間の相互相関を最大にするよう
置換される。mQRS（nT）は置換起点に基づいて
再計算される。全ての起点位置が安定する迄この
処理は繰り返される。慣例上、配列スキームを一
回通過することで一般的には充分とされている。
この時点で、ユーザー補助の検出及びミスエポツ
クの補正の為に、インターエポツク間隔をグラフ
を用いて検査する。次に、遂次ベクトル量波形の
波形セグメント（細分起点に関連するタイムウイ
ンドーに於ける試料値の配列として定義される）
を交代形態の為に検査される。
波形形態に於ける交代を検出且つ定量化する為
に用いられる分析手順は、次の工程から成り立つ
ている。すなわち、関心となる交代用波形セグメ
ント内の各サンプルポイントを検査し、更に全波
形セグメントについて積分する。さて、この手法
の顕著な特徴を一例を挙げて説明する。この時点
までは、ブロツク２０に示す試料値の二次マトリ
ツクスの構成を見込んだエポツク検出・配列手順
について述べてきた。列は波形セグメント（時間
に対応）へのnT試料の観点から指標付けされ、
行はｉすなわち搏動数の観点から指標付けされ
る。１行を見てみると、例えば一つのQRS複合m
QRS（ｉ固定，nT）に対応する試料値が認めら
れるであろう。１つの列を見てゆくと（基準マー
カーからの同一時制オフセツトでの集合）、mQRS
（ｉ，ｎ固定 Ｔ）の開方の一定時に於いて波形が
取る異値を見ることができる。例えば、QRSピ
ーク振幅が搏動対搏動ベースで交代する場合、こ
の識別はQRSがそのピークｎピークＴ に達する
時間に対応する列を位置づけ、更に交代用のその
特定列（mQRS（ｉ，ｎピークＴ ）に対応する系
列の）を見てゆくことで可能となる。ｉとは独立
する静止部Ｓ（ｉ，nT）及び搏動対搏動ベースａ
（ｉ，nT）＝（−１）iａ（nT）で極性を交代させる
固定波形とみなされる交代部ａ（ｉ，nT）とによ
り構成されるものとしての考察下の波形ｍ（ｉ，
nT）をモデル化すれば、ａ（ｉ，nT）若しくは
単に 〓n a2（nT）と関連するエネルギー量を定量化
する方法を構成することができる。）もちろん、
実際の波形はまた変動を伴うが、これは搏動毎の
ベースでは交代しないがより複雑に搏動対搏動か
ら変化するものである。ここに提示された方法に
より、交代成分ａ（ｉ，nT）の選択識別が可能と
なる。）これは従来技術に勝る際立つた向上であ
る。従来技術では、波形エネルギーに現われる交
代は次の様に考察された。すなわち、系列の交代
は、 Ei＝ 〓n m2（ｉ，nT） あるいは、ｍ（ｉ，nT）を展開して、 Ei＝ 〓n 〔S2（ｉ，nT）＋2s（ｉ，nT） ａ（ｉ，nT）＋a2（is，nT）〕 この構成系列に於ける唯一の交代成分は交差項
2S（ｉ，nT）ａ（ｉ，nT）である。その根拠は、
Ｓ（ｉ，nT）はｉに関し静止しており、且つａ
（ｉ，nT）のみがｉについて符号上交代する為に
a2（ｉ，nT）は静止状態であるからである。従つ
て、この系列での測定交代はａ（ｉ，nT）ではな
く、Ｓ（ｉ，nT）という形に全く依存しているこ
とになる。恐らく、Ｓ（ｉ，nT）の効果は元来の
波形形態に於ける交代の存在を高め、あるいは減
じあるいは全く不明確にするはずである。
に用いられる分析手順は、次の工程から成り立つ
ている。すなわち、関心となる交代用波形セグメ
ント内の各サンプルポイントを検査し、更に全波
形セグメントについて積分する。さて、この手法
の顕著な特徴を一例を挙げて説明する。この時点
までは、ブロツク２０に示す試料値の二次マトリ
ツクスの構成を見込んだエポツク検出・配列手順
について述べてきた。列は波形セグメント（時間
に対応）へのnT試料の観点から指標付けされ、
行はｉすなわち搏動数の観点から指標付けされ
る。１行を見てみると、例えば一つのQRS複合m
QRS（ｉ固定，nT）に対応する試料値が認めら
れるであろう。１つの列を見てゆくと（基準マー
カーからの同一時制オフセツトでの集合）、mQRS
（ｉ，ｎ固定 Ｔ）の開方の一定時に於いて波形が
取る異値を見ることができる。例えば、QRSピ
ーク振幅が搏動対搏動ベースで交代する場合、こ
の識別はQRSがそのピークｎピークＴ に達する
時間に対応する列を位置づけ、更に交代用のその
特定列（mQRS（ｉ，ｎピークＴ ）に対応する系
列の）を見てゆくことで可能となる。ｉとは独立
する静止部Ｓ（ｉ，nT）及び搏動対搏動ベースａ
（ｉ，nT）＝（−１）iａ（nT）で極性を交代させる
固定波形とみなされる交代部ａ（ｉ，nT）とによ
り構成されるものとしての考察下の波形ｍ（ｉ，
nT）をモデル化すれば、ａ（ｉ，nT）若しくは
単に 〓n a2（nT）と関連するエネルギー量を定量化
する方法を構成することができる。）もちろん、
実際の波形はまた変動を伴うが、これは搏動毎の
ベースでは交代しないがより複雑に搏動対搏動か
ら変化するものである。ここに提示された方法に
より、交代成分ａ（ｉ，nT）の選択識別が可能と
なる。）これは従来技術に勝る際立つた向上であ
る。従来技術では、波形エネルギーに現われる交
代は次の様に考察された。すなわち、系列の交代
は、 Ei＝ 〓n m2（ｉ，nT） あるいは、ｍ（ｉ，nT）を展開して、 Ei＝ 〓n 〔S2（ｉ，nT）＋2s（ｉ，nT） ａ（ｉ，nT）＋a2（is，nT）〕 この構成系列に於ける唯一の交代成分は交差項
2S（ｉ，nT）ａ（ｉ，nT）である。その根拠は、
Ｓ（ｉ，nT）はｉに関し静止しており、且つａ
（ｉ，nT）のみがｉについて符号上交代する為に
a2（ｉ，nT）は静止状態であるからである。従つ
て、この系列での測定交代はａ（ｉ，nT）ではな
く、Ｓ（ｉ，nT）という形に全く依存しているこ
とになる。恐らく、Ｓ（ｉ，nT）の効果は元来の
波形形態に於ける交代の存在を高め、あるいは減
じあるいは全く不明確にするはずである。
本発明によれば、方法論の説明は一つの波形に
存在する交代成分のエネルギーを測定する為に行
われる。差分というものは、当初微妙に見えるか
もしれないが。非常に重要なものである。初期段
階の研究で波形エネルギーの交代が測定された
が、これは、結果的に等エネルギーの交代波形に
帰着する波形形態での交代を検出する事には失敗
している。付加的に云えば、検出された交代量は
特定の波形に依存していた。異なる増幅信号に付
加された同一交代量は、結果的にＴ−波交代指数
に対する異なる値になつた。波形交代成分のエネ
ルギーを測定する場合、これら二つの問題がもち
上がる。エネルギーは正の確定計量であり、また
その様なものとして、もし交代が波形系列に現わ
れた場合、そのエネルギーは常に正の項となる。
波形系列に現われる交代が交代成分の特定形式に
よつて遮へいされるか、あるいは高められる機会
は全くない。次に、交代成分のエネルギー測定
は、静止成分の特定波形に依存しない。後に比例
計量を構成する為に静止成分のエネルギーによつ
て結果が概算されるかもしれないが、交代成分の
エネルギーの初期計量は基調となる静止波形に左
右されてはいない。
存在する交代成分のエネルギーを測定する為に行
われる。差分というものは、当初微妙に見えるか
もしれないが。非常に重要なものである。初期段
階の研究で波形エネルギーの交代が測定された
が、これは、結果的に等エネルギーの交代波形に
帰着する波形形態での交代を検出する事には失敗
している。付加的に云えば、検出された交代量は
特定の波形に依存していた。異なる増幅信号に付
加された同一交代量は、結果的にＴ−波交代指数
に対する異なる値になつた。波形交代成分のエネ
ルギーを測定する場合、これら二つの問題がもち
上がる。エネルギーは正の確定計量であり、また
その様なものとして、もし交代が波形系列に現わ
れた場合、そのエネルギーは常に正の項となる。
波形系列に現われる交代が交代成分の特定形式に
よつて遮へいされるか、あるいは高められる機会
は全くない。次に、交代成分のエネルギー測定
は、静止成分の特定波形に依存しない。後に比例
計量を構成する為に静止成分のエネルギーによつ
て結果が概算されるかもしれないが、交代成分の
エネルギーの初期計量は基調となる静止波形に左
右されてはいない。
本発明に基づく波形系列の交代成分のエネルギ
ーの測定法を以下に述べる。この時点まで、デー
タのマトリツクス、ｍ（ｉ，ｎ固定 Ｔ）に対応す
る列及びｍ（ｉ固定，nT）に対応する行を構成す
る手法について述べてきた。系列ｍ（ｉ，ｎ固定
Ｔ）での交代エネルギーをスペクトル手法（すな
わち、系列の離散エネルギースペクトルを計算す
る）を介して推定し、更に各サンプルポイントｎ
毎にこれを繰り返し、且つ波形内の全サンプルポ
イントにわたる各サンプルポイントでの交代エネ
ルギーを総和してみると、ｍ（ｉ，nT）の交代成
分のエネルギーの測定が成功するはずである。す
なわち、 ｍ（ｉ，nT）＝Ｓ（ｉ，nT）＋ａ（ｉ，nT） サンプル自己相関関数 ＝Rm（ｉ，ｎ＝n0Ｔ），ｍ（itL，ｎ＝n0Ｔ）＝
１／Ｎ−Ｌ−１N-L 〓i=0 ｍ（ｉ，n0Ｔ）・ｍ（itL，n0Ｔ） ｍ（ｉ，n0Ｔ）及びｍ（itL，n0Ｔ）を展開して
みると、 Rm（ｉ，n0Ｔ），ｍ（itL，n0Ｔ）＝ １／Ｍ−Ｌ−１N-L 〓 〓i=0 〔Ｓ（ｉ，n0Ｔ）＋ａ（ｉ，n0Ｔ）〕・〔Ｓ（itL，
n0Ｔ）＋ａ（itL，n0Ｔ）〕 しかし、Ｓ（i.n0Ｔ）＝Ｓ（itL，n0Ｔ），及びａ
（ｉ，n0Ｔ）＝（−１）L・ａ（itL，n0Ｔ）、従つて、 Rm（ｉ，n0Ｔ）・ｍ（itL，n0Ｔ）＝ １／Ｎ−Ｌ−１N-L 〓 〓i=0 〔Ｓ（ｉ，n0Ｔ）＋ａ（ｉ，n0Ｔ）〕・〔Ｓ（itL，
n0Ｔ）＋（−１）L・ａ（ｉ，n0Ｔ）〕 さて、Ｌに対し奇数項は以下の関係を示す。
ーの測定法を以下に述べる。この時点まで、デー
タのマトリツクス、ｍ（ｉ，ｎ固定 Ｔ）に対応す
る列及びｍ（ｉ固定，nT）に対応する行を構成す
る手法について述べてきた。系列ｍ（ｉ，ｎ固定
Ｔ）での交代エネルギーをスペクトル手法（すな
わち、系列の離散エネルギースペクトルを計算す
る）を介して推定し、更に各サンプルポイントｎ
毎にこれを繰り返し、且つ波形内の全サンプルポ
イントにわたる各サンプルポイントでの交代エネ
ルギーを総和してみると、ｍ（ｉ，nT）の交代成
分のエネルギーの測定が成功するはずである。す
なわち、 ｍ（ｉ，nT）＝Ｓ（ｉ，nT）＋ａ（ｉ，nT） サンプル自己相関関数 ＝Rm（ｉ，ｎ＝n0Ｔ），ｍ（itL，ｎ＝n0Ｔ）＝
１／Ｎ−Ｌ−１N-L 〓i=0 ｍ（ｉ，n0Ｔ）・ｍ（itL，n0Ｔ） ｍ（ｉ，n0Ｔ）及びｍ（itL，n0Ｔ）を展開して
みると、 Rm（ｉ，n0Ｔ），ｍ（itL，n0Ｔ）＝ １／Ｍ−Ｌ−１N-L 〓 〓i=0 〔Ｓ（ｉ，n0Ｔ）＋ａ（ｉ，n0Ｔ）〕・〔Ｓ（itL，
n0Ｔ）＋ａ（itL，n0Ｔ）〕 しかし、Ｓ（i.n0Ｔ）＝Ｓ（itL，n0Ｔ），及びａ
（ｉ，n0Ｔ）＝（−１）L・ａ（itL，n0Ｔ）、従つて、 Rm（ｉ，n0Ｔ）・ｍ（itL，n0Ｔ）＝ １／Ｎ−Ｌ−１N-L 〓 〓i=0 〔Ｓ（ｉ，n0Ｔ）＋ａ（ｉ，n0Ｔ）〕・〔Ｓ（itL，
n0Ｔ）＋（−１）L・ａ（ｉ，n0Ｔ）〕 さて、Ｌに対し奇数項は以下の関係を示す。
Rm（ｉ，n0Ｔ），ｍ（itL，n0Ｔ）＝１／Ｎ−Ｌ−
１N-L 〓i=0 S2（ｉ，n0Ｔ）−a2（ｉ，n0Ｔ） また、Ｌに対し偶数項は以下の関係を示す。
１N-L 〓i=0 S2（ｉ，n0Ｔ）−a2（ｉ，n0Ｔ） また、Ｌに対し偶数項は以下の関係を示す。
Rm（ｉ，n0Ｔ），ｍ（itL，n0Ｔ）＝
１／Ｎ−Ｌ−１N-L
〓
〓i=0
S2（ｉ，n0Ｔ）＋2S（ｉ，n0Ｔ）・ａ（ｉ，n0Ｔ）
＋a2（ｉ，n0Ｔ） しかし、ａ（ｉ，n0Ｔ）はｉについてその符号
を交代するため、交差項2s（ｉ，n0Ｔ）・ａ（ｉ，
n0Ｔ）はｉにつついて符号を交代する。また、こ
れら交差項の偶数の総和を求めるため、その和は
零となる。従つて、Ｌに対し１つの偶数は以下の
関係を有する。
＋a2（ｉ，n0Ｔ） しかし、ａ（ｉ，n0Ｔ）はｉについてその符号
を交代するため、交差項2s（ｉ，n0Ｔ）・ａ（ｉ，
n0Ｔ）はｉにつついて符号を交代する。また、こ
れら交差項の偶数の総和を求めるため、その和は
零となる。従つて、Ｌに対し１つの偶数は以下の
関係を有する。
Rm（ｉ，n0Ｔ），ｍ（itL，n0Ｔ）＝１／Ｎ−Ｌ−
１N-L 〓i=0 s2（ｉ，n0Ｔ）＋a2（ｉ，n0Ｔ） 項を再分類すると、（全てのＬに対し）以下の
関係を示す。
１N-L 〓i=0 s2（ｉ，n0Ｔ）＋a2（ｉ，n0Ｔ） 項を再分類すると、（全てのＬに対し）以下の
関係を示す。
Rm（ｉ，n0Ｔ），ｍ（itL，n0Ｔ）＝１／Ｎ−Ｌ−
１N-L 〓i=0 s2（ｉ，n0Ｔ）＋（−１）L・a2（ｉ，n0Ｔ） 今、この自己相関関数の離散フーリエ変換を構
成してみると、離散ベキスペクトルを概算して次
の様な結果になる。
１N-L 〓i=0 s2（ｉ，n0Ｔ）＋（−１）L・a2（ｉ，n0Ｔ） 今、この自己相関関数の離散フーリエ変換を構
成してみると、離散ベキスペクトルを概算して次
の様な結果になる。
ベキスペクトル概算
｜Yn0（Ｋ）｜＝｜N-L
〓i=0
Rm（ｉ，n0Ｔ），ｍ（itL，n0Ｔ）・e-jLKω0｜
ここでω0＝2π／Ｎである。
Rm（ｉ，n0Ｔ），ｍ（itL，n0Ｔ）の置換を行い、
更にＫ＝Ｎ／２で｜Yn0（Ｋ）｜の数値を求める
と、以下の関係になる。
更にＫ＝Ｎ／２で｜Yn0（Ｋ）｜の数値を求める
と、以下の関係になる。
｜Yn0（Ｋ＝Ｎ／２）｜＝｜N-L
〓
〓L=0
（S2（ｉ，n0Ｔ）＋（−１）L・a2（ｉ，n0Ｔ）〕・
e-Lπ｜ e-Lπ＝（−１）Lを認識すると、以下の関係が得
られる。
e-Lπ｜ e-Lπ＝（−１）Lを認識すると、以下の関係が得
られる。
｜Yn0（Ｋ＝Ｎ／２）｜＝
｜N-L
〓
〓L=0
S2（ｉ，n0Ｔ）・（−１）L＋a2（ｉ，n0Ｔ）・（−
１）2L｜＝N.a2（ｉ，n0Ｔ） 従つて、０からＮまでの連続搏動の系列を介し
て指数化されたｉを有する系列ｍ（ｉ，n0Ｔ）の
離散ベキスペクトルの概算し、更にＮ／２（交代
周波数に対応する）でこのベキスペクトルこの操
作によりブロツク２２に於いて、n0のその値で交
代成分のＮ倍のエネルギーに達する。関心となる
波形の時間路に沿つてｎの各値ごとにこの処理を
実行し、その結果の和を求めて搏動数をＮで除算
すると、ブロツク２４に於いて交代成分の総エネ
ルギーが得られる。すなわち、 １／Ｎ 〓n ｜Yn（Ｋ＝Ｎ／２）｜＝１／Ｎ 〓n Ｎ・a2（nT）＝ 〓n a2（nT）＝交代成分のエネルギー この分析は、ECGコンプレツクス形態学に於
ける唯一搏動対搏動変分は、交代ａ（ｉ，nT）＝
（−１）iａ（nT）の変分と仮定して実行される。
しかしながら、前記スペクトル方法は交代成分を
ECGコンプレツクス形態に於ける他の搏動対搏
動可変性から分離するうえで効果的であり、且つ
それはＫ＜Ｎ／２の値に対するスペクトルYn
（Ｋ）に対する寄与分として表示される。交代成
分はナイキスト（Nyguist）周波数に対応する値
Ｋ＝Ｎ／２の時現われる。従つて、ベキスペクト
ル推定値を計算し、更にＫ＝Ｎ／２での値を求め
る事により、ECGコンプレツクス形態に於ける
搏動対搏動可変性の交代成分を可成りの信頼度で
識別できるようになる。
１）2L｜＝N.a2（ｉ，n0Ｔ） 従つて、０からＮまでの連続搏動の系列を介し
て指数化されたｉを有する系列ｍ（ｉ，n0Ｔ）の
離散ベキスペクトルの概算し、更にＮ／２（交代
周波数に対応する）でこのベキスペクトルこの操
作によりブロツク２２に於いて、n0のその値で交
代成分のＮ倍のエネルギーに達する。関心となる
波形の時間路に沿つてｎの各値ごとにこの処理を
実行し、その結果の和を求めて搏動数をＮで除算
すると、ブロツク２４に於いて交代成分の総エネ
ルギーが得られる。すなわち、 １／Ｎ 〓n ｜Yn（Ｋ＝Ｎ／２）｜＝１／Ｎ 〓n Ｎ・a2（nT）＝ 〓n a2（nT）＝交代成分のエネルギー この分析は、ECGコンプレツクス形態学に於
ける唯一搏動対搏動変分は、交代ａ（ｉ，nT）＝
（−１）iａ（nT）の変分と仮定して実行される。
しかしながら、前記スペクトル方法は交代成分を
ECGコンプレツクス形態に於ける他の搏動対搏
動可変性から分離するうえで効果的であり、且つ
それはＫ＜Ｎ／２の値に対するスペクトルYn
（Ｋ）に対する寄与分として表示される。交代成
分はナイキスト（Nyguist）周波数に対応する値
Ｋ＝Ｎ／２の時現われる。従つて、ベキスペクト
ル推定値を計算し、更にＫ＝Ｎ／２での値を求め
る事により、ECGコンプレツクス形態に於ける
搏動対搏動可変性の交代成分を可成りの信頼度で
識別できるようになる。
上記説明は完了したので、方法に関する追加的
且つ特定な詳細を以下に示す。それぞれの配列
ECGエポツク（QRS複合、STセグメント及びＴ
波）（Ｎ＝128）に対して、ベクトル量関数が生成
される。次にデータマトリツクスが二つ構成され
る。一つは復極（QRS複合）に対応するもので、
ここでは平均QRSベクトル量波形の中央に集中
する100ミリセコンドウインドーとして定義され、
いま一つは再分極（STセグメント及びＴ波）に
対応し、ここではQRSウインドーの端部に隣接
して続く200ミリセコンドウインドーとして定義
される。従つて、QRSデータマトリツクスは128
の行（それぞれは連続QRS複合に対応する）と
100の列（各列はQRS中の一つのサンプルポイン
トに対応する）とにより構成されている。ST−
Ｔ波データマトリツクスもまた同様に、それぞれ
が異なる連続ST−Ｔ波に対応する128の行と、こ
こでは原ST−Ｔ波のその他の各サンプルを表示
する100の列を有している。各データマトリツク
スの各列に対して、ベキスペクトル指定値は、ハ
ニングウインドーサンプル自己相関関数の離散フ
ーリエ変換を行うことで計算される。次にこれら
推定値は全ての列に対して代数的に総和される。
かくして、二つのデータマトリツクスのそれぞれ
に対し一つのベキスペクトルを生成する。交代
（ナイキスト周波数）と対応する集合ベキスペク
トラムでのポイントは、ブロツク２６に於いて、
隣接スペクトル帯のノイズの推定値と比較される
が、これはスペクトル帯での８つの隣接周波数試
料のサンプル平均値とサンプル標準偏差を表示す
ることで行われる。ノイズ推定は交代周波数の15
番目と16番目に位置する周波数帯に於いて為され
る。交代周波数でのベキがノイズ平均推定値を３
標準偏差値分だけ上まわる場合、形態学上の交代
は重要と判断される。尚、ベキスペクトル推定値
の平方偏差がDC及び交代周波数での各目値の二
倍であることから、有意性測定は実際には、交代
周波数でのベキがノイズ平均値を３×２分だけあ
るいは4.24標準偏差値分だけ上回るかどうかと云
うことである。現われた交代量に対して提示され
た値は、平均波形エネルギーによつて除算された
交代成分エネルギーのノイズ補正推定値である。
従つて、交代波形成分に関連するエネルギーのノ
イズ補正推定値は、QRS複合ごとにブロツク２
８にて概算されるが、この概算は平均ベクトル
QRS複合でのエネルギーによつて出される。ま
た、上記ノイズ補正推定値は、AEMI（QRS）と
して表示されるQRSに対する交代ECG形態指数
（AEMI）である。ST−Ｔ波に対しては、これは
AEMI（ST−Ｔ）として表示されてきた。交代
ECG形態指数（AEMI）はブロツク３０にて提示
される。
且つ特定な詳細を以下に示す。それぞれの配列
ECGエポツク（QRS複合、STセグメント及びＴ
波）（Ｎ＝128）に対して、ベクトル量関数が生成
される。次にデータマトリツクスが二つ構成され
る。一つは復極（QRS複合）に対応するもので、
ここでは平均QRSベクトル量波形の中央に集中
する100ミリセコンドウインドーとして定義され、
いま一つは再分極（STセグメント及びＴ波）に
対応し、ここではQRSウインドーの端部に隣接
して続く200ミリセコンドウインドーとして定義
される。従つて、QRSデータマトリツクスは128
の行（それぞれは連続QRS複合に対応する）と
100の列（各列はQRS中の一つのサンプルポイン
トに対応する）とにより構成されている。ST−
Ｔ波データマトリツクスもまた同様に、それぞれ
が異なる連続ST−Ｔ波に対応する128の行と、こ
こでは原ST−Ｔ波のその他の各サンプルを表示
する100の列を有している。各データマトリツク
スの各列に対して、ベキスペクトル指定値は、ハ
ニングウインドーサンプル自己相関関数の離散フ
ーリエ変換を行うことで計算される。次にこれら
推定値は全ての列に対して代数的に総和される。
かくして、二つのデータマトリツクスのそれぞれ
に対し一つのベキスペクトルを生成する。交代
（ナイキスト周波数）と対応する集合ベキスペク
トラムでのポイントは、ブロツク２６に於いて、
隣接スペクトル帯のノイズの推定値と比較される
が、これはスペクトル帯での８つの隣接周波数試
料のサンプル平均値とサンプル標準偏差を表示す
ることで行われる。ノイズ推定は交代周波数の15
番目と16番目に位置する周波数帯に於いて為され
る。交代周波数でのベキがノイズ平均推定値を３
標準偏差値分だけ上まわる場合、形態学上の交代
は重要と判断される。尚、ベキスペクトル推定値
の平方偏差がDC及び交代周波数での各目値の二
倍であることから、有意性測定は実際には、交代
周波数でのベキがノイズ平均値を３×２分だけあ
るいは4.24標準偏差値分だけ上回るかどうかと云
うことである。現われた交代量に対して提示され
た値は、平均波形エネルギーによつて除算された
交代成分エネルギーのノイズ補正推定値である。
従つて、交代波形成分に関連するエネルギーのノ
イズ補正推定値は、QRS複合ごとにブロツク２
８にて概算されるが、この概算は平均ベクトル
QRS複合でのエネルギーによつて出される。ま
た、上記ノイズ補正推定値は、AEMI（QRS）と
して表示されるQRSに対する交代ECG形態指数
（AEMI）である。ST−Ｔ波に対しては、これは
AEMI（ST−Ｔ）として表示されてきた。交代
ECG形態指数（AEMI）はブロツク３０にて提示
される。
マサチユーセツツ技術研究所にて行われた動物
実験により、心室細動しきい値（VFT）の減少
と交代心電図形態指数（AEMI）の増加との相互
関係が確立された。これら動物実験の詳細につい
ては以下に記述する。
実験により、心室細動しきい値（VFT）の減少
と交代心電図形態指数（AEMI）の増加との相互
関係が確立された。これら動物実験の詳細につい
ては以下に記述する。
体重15キロから25キロ迄の20匹の雑種犬に対
し、１mg／Kgのアセプロマイシンを皮下注射で、
30mg／Kgのソジウムペントバルビタル（ネムブタ
ル）を静脈注射で麻酔をかけた。深い麻酔を維持
するため必要に応じてネムブタルを追加的に投与
した。呼吸の維持は機械的な通気装置に連結され
たエアーカフ型気管内チユーブによるものであつ
た。三組の経皮ニードル電極が、基本となる（直
交）三方向（側部肢部リード−Ｘ；口部尾部リー
ド−Ｙ；背部腹部リード−Ｚ）に沿つて適用され
た。これは三直交リード心電図を記録するためで
ある（医薬ECG増幅器用エレクトロニクス，バ
ンドパス0.04−500Hz）。体系動脈圧はスタサム
P23a変換器に連結された動脈間カテーテルを介
して監視された。３つのECG信号と動脈圧信号
はヒユーレツトパツカード3968A8−トラツクFM
器械テープレコーダに記録された。この際のテー
プ速度は３−３／4ips（3dBバンド幅、０−1250
Hz）に設定された。
し、１mg／Kgのアセプロマイシンを皮下注射で、
30mg／Kgのソジウムペントバルビタル（ネムブタ
ル）を静脈注射で麻酔をかけた。深い麻酔を維持
するため必要に応じてネムブタルを追加的に投与
した。呼吸の維持は機械的な通気装置に連結され
たエアーカフ型気管内チユーブによるものであつ
た。三組の経皮ニードル電極が、基本となる（直
交）三方向（側部肢部リード−Ｘ；口部尾部リー
ド−Ｙ；背部腹部リード−Ｚ）に沿つて適用され
た。これは三直交リード心電図を記録するためで
ある（医薬ECG増幅器用エレクトロニクス，バ
ンドパス0.04−500Hz）。体系動脈圧はスタサム
P23a変換器に連結された動脈間カテーテルを介
して監視された。３つのECG信号と動脈圧信号
はヒユーレツトパツカード3968A8−トラツクFM
器械テープレコーダに記録された。この際のテー
プ速度は３−３／4ips（3dBバンド幅、０−1250
Hz）に設定された。
それぞれの実験に対する外科準備として、左側
部の開胸から手がけた。心膜を切開し、心臓を心
膜離被架に掛留した。１組の針毛突起状ペーシン
グ電極を左心房付属器（心房ペーシング用）に適
用した。一方、１組のスクリユー型電極は左方腹
部下行冠状動脈（VFT測定用）の第１及び第２
の対角支脈間の左心室自在壁に適用した。電極間
距離は約２cmに設定した。
部の開胸から手がけた。心膜を切開し、心臓を心
膜離被架に掛留した。１組の針毛突起状ペーシン
グ電極を左心房付属器（心房ペーシング用）に適
用した。一方、１組のスクリユー型電極は左方腹
部下行冠状動脈（VFT測定用）の第１及び第２
の対角支脈間の左心室自在壁に適用した。電極間
距離は約２cmに設定した。
冠動脈閉塞症の研究として、第１対角支脈に対
し遠位のLADの１cmのセグメントを周囲筋膜を
とつて解剖した。更に膨張可能塩水を満たした脈
管閉塞カフ（生体内計量、Healdsburg.CA，954
−48）を動脈のまわりにしつかりと固着した。心
膜は遊合接合し、筋肉と皮膚層は個別に癒着さ
れ、更に胸部は吸引排血管を通して空気抜きを行
つた。30〜45分の回復期間を置いて、ECG及び
血圧を種々の心房速度率で記録した。この時の
VFT測定は速度率範囲の極限値で行われた。
VFT測定は少なくとも15分おきに個別に且つ連
続して実施した。一過性（10分）の冠動脈閉塞は
各同一速度率で行われた。VFT測定は閉塞の第
３分目と第５分目の間に行われた。自然発生的心
室細動の場合は、VFTは零に選択された。
し遠位のLADの１cmのセグメントを周囲筋膜を
とつて解剖した。更に膨張可能塩水を満たした脈
管閉塞カフ（生体内計量、Healdsburg.CA，954
−48）を動脈のまわりにしつかりと固着した。心
膜は遊合接合し、筋肉と皮膚層は個別に癒着さ
れ、更に胸部は吸引排血管を通して空気抜きを行
つた。30〜45分の回復期間を置いて、ECG及び
血圧を種々の心房速度率で記録した。この時の
VFT測定は速度率範囲の極限値で行われた。
VFT測定は少なくとも15分おきに個別に且つ連
続して実施した。一過性（10分）の冠動脈閉塞は
各同一速度率で行われた。VFT測定は閉塞の第
３分目と第５分目の間に行われた。自然発生的心
室細動の場合は、VFTは零に選択された。
低体温法実験では、心膜内の適所に熱電対を縫
合し、また心膜と胸部は上述の如く癒着した。更
に逆電流熱交換器を右大腿部動脈と左大腿部静脈
間に接続した。30〜45分の回復期間後、ECG及
び血圧の記録を幾つかの心房速度率で行つたが、
この時のVFT測定は速度率範囲の極限値で実施
した。犬に対しては凝固防止策がとられた（ヘパ
リン、100uｇ／Kgiv）。次に、大腿部動脈・大腿
部静脈間バイパス熱交換器が開放された。逆電流
の温度は19〜120分内に目標温度に到達するよう
調整された。この温度で、正常体温条件下で設定
した実験プロトコルを許容限度まで繰り返した。
ひとたび低体温法温度でのデータの収集が完了す
ると、逆電流温度は上昇する。その後初期温度ま
で再び暖める操作を約60〜90分内で完了させる。
データの記録及びVFT測定は平常体温の温度で
繰り返され、続いて動物を安楽死させた。
合し、また心膜と胸部は上述の如く癒着した。更
に逆電流熱交換器を右大腿部動脈と左大腿部静脈
間に接続した。30〜45分の回復期間後、ECG及
び血圧の記録を幾つかの心房速度率で行つたが、
この時のVFT測定は速度率範囲の極限値で実施
した。犬に対しては凝固防止策がとられた（ヘパ
リン、100uｇ／Kgiv）。次に、大腿部動脈・大腿
部静脈間バイパス熱交換器が開放された。逆電流
の温度は19〜120分内に目標温度に到達するよう
調整された。この温度で、正常体温条件下で設定
した実験プロトコルを許容限度まで繰り返した。
ひとたび低体温法温度でのデータの収集が完了す
ると、逆電流温度は上昇する。その後初期温度ま
で再び暖める操作を約60〜90分内で完了させる。
データの記録及びVFT測定は平常体温の温度で
繰り返され、続いて動物を安楽死させた。
心室細動しきい値（VFT）はパルストレイン
技術を用いて測定した。ここでは連続する電流パ
ルスを１組の心室電極を介して心室再分極中に印
加した。これらの実験に際し、50％のデユーテイ
サイクルを有する100Hzのパルストレインが１組
の上記心室電極を介して印加されている。このパ
ルストレインは、中央QTセグメントで開始し且
つスカラーECGでのＴ波を越えるところまで延
在するようゲート制御される。かくして脆弱期間
及び直隣接保護ゾーンを走査する。電流パルスト
レインの増幅は当初2mAに設定され、心室細動
が開始される迄10搏動毎に2mAづつ上昇させた。
心室細動に帰着する電流の最小強度はVFTとし
て扱われた。前述した無限量AEMIは、各データ
記録値ごとにQRS波セグメント及びST−Ｔ波セ
グメントの双方に対して算出され、且つ対応する
VFT測定値と比較される。これら実験の結果は
以下に記す。
技術を用いて測定した。ここでは連続する電流パ
ルスを１組の心室電極を介して心室再分極中に印
加した。これらの実験に際し、50％のデユーテイ
サイクルを有する100Hzのパルストレインが１組
の上記心室電極を介して印加されている。このパ
ルストレインは、中央QTセグメントで開始し且
つスカラーECGでのＴ波を越えるところまで延
在するようゲート制御される。かくして脆弱期間
及び直隣接保護ゾーンを走査する。電流パルスト
レインの増幅は当初2mAに設定され、心室細動
が開始される迄10搏動毎に2mAづつ上昇させた。
心室細動に帰着する電流の最小強度はVFTとし
て扱われた。前述した無限量AEMIは、各データ
記録値ごとにQRS波セグメント及びST−Ｔ波セ
グメントの双方に対して算出され、且つ対応する
VFT測定値と比較される。これら実験の結果は
以下に記す。
10匹の犬に対し体系低体温法を実施する（該速
度は29℃まで下げる）。これらの実験のうち７回
は、（毎分少なくとも25搏動分だけ差異を付けた
速度率で）二つの測定集合を得た。また残る３回
の実験では、一つの測定集合を得ただけである。
17の測定集合では、低体温法により測定VFTは
全ての実験に於いて23.8＋／−2.5mA（平均＋／
−SEM）の平常体温値から8.5＋／−1.0mAの低
体温値まで減少した。これは、61％（Ｐ＜．
0001）分のVFTの平均減少に対応している。算
出AEMI（QRS）は、残る１つの測定集合（Ｐ
＜．0001）では変化しないままであつたが、（検
出不能）、17回の測定のうち16回目に上昇するの
判明した。平常体温条件下の平均AEMI（QRS）
は、3.7＋／3.0ppm（平均＋／−SEM）である事
が判明した。一方、低体温条件下の同一測定値
は、1488＋／−548ppmまで上昇した。AEMI
（ST−Ｔ）は17組の測定全てについて上昇した。
この上昇値は43.9／−18.4ppmの平常体温値から
19178＋／−5579ppm（Ｐ＜．0001）の低体温値ま
でであつた。
度は29℃まで下げる）。これらの実験のうち７回
は、（毎分少なくとも25搏動分だけ差異を付けた
速度率で）二つの測定集合を得た。また残る３回
の実験では、一つの測定集合を得ただけである。
17の測定集合では、低体温法により測定VFTは
全ての実験に於いて23.8＋／−2.5mA（平均＋／
−SEM）の平常体温値から8.5＋／−1.0mAの低
体温値まで減少した。これは、61％（Ｐ＜．
0001）分のVFTの平均減少に対応している。算
出AEMI（QRS）は、残る１つの測定集合（Ｐ
＜．0001）では変化しないままであつたが、（検
出不能）、17回の測定のうち16回目に上昇するの
判明した。平常体温条件下の平均AEMI（QRS）
は、3.7＋／3.0ppm（平均＋／−SEM）である事
が判明した。一方、低体温条件下の同一測定値
は、1488＋／−548ppmまで上昇した。AEMI
（ST−Ｔ）は17組の測定全てについて上昇した。
この上昇値は43.9／−18.4ppmの平常体温値から
19178＋／−5579ppm（Ｐ＜．0001）の低体温値ま
でであつた。
10匹の犬に対し一過性左方側部下行（LAD）
冠動脈閉塞を実施した。10回の連続した実験で、
24の異なる測定集合を得た。冠動脈閉塞では、24
の全ての測定集合で測定VFTの上昇が伴つた。
すなわち、23＋／−2.4mA（平均＋／−SEM）の
前閉塞値から閉塞状態（Ｐ＜．0001）に於ける
7.8＋／−1.6の値に上昇し、結果的にVFTが61％
増加した。前記閉塞では、24の測定集合のうち10
の集合に於いてAEMI（QRS）の上昇を伴い、24
のうち11の集合では変化が無く（検出不能）、更
に残る３つの集合（Ｐ＜．05）ではAEMI
（QRS）の減少がみられた。AEMI（QRS）の平
均前閉塞値は76.3＋／46.5ppm（平均＋／−SEM）
であつたが、この際の閉塞状態での平均値は245
＋／−111ppmである。AEMI（ST−Ｔ）は24の
測定集合のうち17の集合で上昇が判明し、４つの
集合では変化無しのままであり（検出不能）、３
つの集合（Ｐ＜．002）では減少が認められた。
AEMI（ST−Ｔ）に対する前閉塞平均値は842
＋／−505ppmであり、またこれは冠動脈閉塞に
ついては1365＋／−392ppmまで上昇した。
冠動脈閉塞を実施した。10回の連続した実験で、
24の異なる測定集合を得た。冠動脈閉塞では、24
の全ての測定集合で測定VFTの上昇が伴つた。
すなわち、23＋／−2.4mA（平均＋／−SEM）の
前閉塞値から閉塞状態（Ｐ＜．0001）に於ける
7.8＋／−1.6の値に上昇し、結果的にVFTが61％
増加した。前記閉塞では、24の測定集合のうち10
の集合に於いてAEMI（QRS）の上昇を伴い、24
のうち11の集合では変化が無く（検出不能）、更
に残る３つの集合（Ｐ＜．05）ではAEMI
（QRS）の減少がみられた。AEMI（QRS）の平
均前閉塞値は76.3＋／46.5ppm（平均＋／−SEM）
であつたが、この際の閉塞状態での平均値は245
＋／−111ppmである。AEMI（ST−Ｔ）は24の
測定集合のうち17の集合で上昇が判明し、４つの
集合では変化無しのままであり（検出不能）、３
つの集合（Ｐ＜．002）では減少が認められた。
AEMI（ST−Ｔ）に対する前閉塞平均値は842
＋／−505ppmであり、またこれは冠動脈閉塞に
ついては1365＋／−392ppmまで上昇した。
総計すると119組の測定集合（VFT及び
AEMI）がこれら一連の動物実験に於いて得られ
た。図２ａ及び２ｂは柱状グラフでこれら実験の
結果を示している。VFTとAEMI（QRS）間の階
数相関係数は−0.30（Ｐ＜．001）であり、VFT
及びAEMI（ST−Ｔ）間の同係数は−0.55（Ｐ＜．
0001）であつた。
AEMI）がこれら一連の動物実験に於いて得られ
た。図２ａ及び２ｂは柱状グラフでこれら実験の
結果を示している。VFTとAEMI（QRS）間の階
数相関係数は−0.30（Ｐ＜．001）であり、VFT
及びAEMI（ST−Ｔ）間の同係数は−0.55（Ｐ＜．
0001）であつた。
これら動物実験の試験目的は、１）固定率速度
の条件下に於けるECG複合形態での微妙な交代
の存在を理論的に予見する事、更により重要な目
的として、２）この様な交代が減少した心筋電気
的安定度の指標として役立つ事を予見する事であ
る。心臓電気的安定度は、心室細動しきい値の測
定を介して測定され、また波形交代は本発明の多
次元スペクトル推定法を用いて定量化される。
の条件下に於けるECG複合形態での微妙な交代
の存在を理論的に予見する事、更により重要な目
的として、２）この様な交代が減少した心筋電気
的安定度の指標として役立つ事を予見する事であ
る。心臓電気的安定度は、心室細動しきい値の測
定を介して測定され、また波形交代は本発明の多
次元スペクトル推定法を用いて定量化される。
低体温法により心臓電気安定度は再生可減少
し、この電気的安定度の減少はECG波形形態の
測定交代量の上昇を一貫して伴うものである。冠
動脈閉塞により心臓電気的安定度は再生可能に減
少する。これは上昇したECGの形態学的交代と
云う幾分一貫性を欠くがなお高い重要性を持つ発
見を伴つた。交代作用の仮説として取り上げた源
は、搏動間間隔を超える回復回数に起因して、各
励起波頭について再生可能に反応できない心筋細
胞の副集団である。この事を銘記するのは恐らく
重要であると思う。冠動脈閉塞は低体温法と比較
して比較的局部的は効果を有しているので、冠動
脈閉塞によつてもたらされる副次集団の大きさは
必然的に小さく、結果的に検知可能な効果は少な
くなる。この事は可成り予想されるところであ
る。
し、この電気的安定度の減少はECG波形形態の
測定交代量の上昇を一貫して伴うものである。冠
動脈閉塞により心臓電気的安定度は再生可能に減
少する。これは上昇したECGの形態学的交代と
云う幾分一貫性を欠くがなお高い重要性を持つ発
見を伴つた。交代作用の仮説として取り上げた源
は、搏動間間隔を超える回復回数に起因して、各
励起波頭について再生可能に反応できない心筋細
胞の副集団である。この事を銘記するのは恐らく
重要であると思う。冠動脈閉塞は低体温法と比較
して比較的局部的は効果を有しているので、冠動
脈閉塞によつてもたらされる副次集団の大きさは
必然的に小さく、結果的に検知可能な効果は少な
くなる。この事は可成り予想されるところであ
る。
動物実験の結果から、ECG形態に理論的に予
見した微妙な振動（交代）の存在が確証される。
心臓電気安定度の減少はECG複合形態の測定交
代量の増加を伴つた。従つて、ECG形態の交代
は、これら実験に於いて、電気的安定度の相対計
量（すなわち、交代の上昇は安定度の減少を伴
う）として役立つ。強調すべき所説は、関連した
AEMI計量についての全てのVFT測定の階数相
関によつて満たされる。VFT測定とQRS及びST
−Ｔ波交代計量との間の可成り有意性のある（消
極的）相関の発見によつて、ECG形態での交代
は心臓電気的安定の絶対指標として役立つであろ
うことが示唆される。
見した微妙な振動（交代）の存在が確証される。
心臓電気安定度の減少はECG複合形態の測定交
代量の増加を伴つた。従つて、ECG形態の交代
は、これら実験に於いて、電気的安定度の相対計
量（すなわち、交代の上昇は安定度の減少を伴
う）として役立つ。強調すべき所説は、関連した
AEMI計量についての全てのVFT測定の階数相
関によつて満たされる。VFT測定とQRS及びST
−Ｔ波交代計量との間の可成り有意性のある（消
極的）相関の発見によつて、ECG形態での交代
は心臓電気的安定の絶対指標として役立つであろ
うことが示唆される。
従つて心筋電気安定度と相関する交代ECG形
態指数を導き出す方法及び装置を開示したので本
発明の目的が達成された事が理解される。上記例
のその他の修正及び変更は当業者にとつて想起さ
れるであろう。
態指数を導き出す方法及び装置を開示したので本
発明の目的が達成された事が理解される。上記例
のその他の修正及び変更は当業者にとつて想起さ
れるであろう。
例えば、上記例ではECG波形形態は、３直交
ECGリードのそれぞれで測定された電圧の二乗
の和の平方根を意味するECGのベクトル量に基
づいて算出される。ベクトル量を活用する利点と
は、胸部心臓の無意識動作による影響は比較的ご
くわずかであるという事である。しかし、上記方
法を個々のECGリードに適応しても良い、ある
いは３直交リードが有効であるなら。各直交リー
ドごとに算定されたベキスペクトルを算出しても
良いし、またこの総計スペクトルに於ける交代関
数の範囲を測定しても良い。理論的には、これに
よつてベクトル量の活用より更に感度のよい交代
関数検出手段が提供される。しかし、電気的起点
のみの交代関数を効果的に識別することはない。
この後者の方法は心臓の循環と働きに関連する交
代関数を検出する。しかしながら、この後者の方
法は物理学的な交代関数が混乱要素でない場合好
ましいかもしれない。
ECGリードのそれぞれで測定された電圧の二乗
の和の平方根を意味するECGのベクトル量に基
づいて算出される。ベクトル量を活用する利点と
は、胸部心臓の無意識動作による影響は比較的ご
くわずかであるという事である。しかし、上記方
法を個々のECGリードに適応しても良い、ある
いは３直交リードが有効であるなら。各直交リー
ドごとに算定されたベキスペクトルを算出しても
良いし、またこの総計スペクトルに於ける交代関
数の範囲を測定しても良い。理論的には、これに
よつてベクトル量の活用より更に感度のよい交代
関数検出手段が提供される。しかし、電気的起点
のみの交代関数を効果的に識別することはない。
この後者の方法は心臓の循環と働きに関連する交
代関数を検出する。しかしながら、この後者の方
法は物理学的な交代関数が混乱要素でない場合好
ましいかもしれない。
本書に記述の例では、特にスペクトル分析法を
用いて電気的交代関数を識別する目的でECG複
合形態での搏動対搏動可変性を分析している。配
列されたECG波形ｍ（ｉ，nT）からデータマトリ
ツクスを構成する方法が、ECG波形形態での搏
動対搏動可変性を分析する極めて一般的で効果的
な非縮重方法として用いることが出来る。その様
な方法では、各列の可変性分析を実施してもよ
い。また、その可変性の計測が各列に対し表示さ
れ、且つ列にわたつて合計される。さもなけれ
ば、可変性の有益な全計測を提供する為に分析が
行われる。例えば、交代関数はここで提示される
スペクトル方法とは異なる数値技術を用いて、各
列に於いて測定でき得る。線形あるいは非線形自
己回帰分析技術のような時系列領域方法を用いる
ことが出来る、またこの方法は幾つかの波形にわ
たる交代列の混乱により（たとえば、心室早発搏
動の出現によつて）引き起こされる誤差に対して
受ける影響は少ない。
用いて電気的交代関数を識別する目的でECG複
合形態での搏動対搏動可変性を分析している。配
列されたECG波形ｍ（ｉ，nT）からデータマトリ
ツクスを構成する方法が、ECG波形形態での搏
動対搏動可変性を分析する極めて一般的で効果的
な非縮重方法として用いることが出来る。その様
な方法では、各列の可変性分析を実施してもよ
い。また、その可変性の計測が各列に対し表示さ
れ、且つ列にわたつて合計される。さもなけれ
ば、可変性の有益な全計測を提供する為に分析が
行われる。例えば、交代関数はここで提示される
スペクトル方法とは異なる数値技術を用いて、各
列に於いて測定でき得る。線形あるいは非線形自
己回帰分析技術のような時系列領域方法を用いる
ことが出来る、またこの方法は幾つかの波形にわ
たる交代列の混乱により（たとえば、心室早発搏
動の出現によつて）引き起こされる誤差に対して
受ける影響は少ない。
更に、交代関数以外の搏動対搏動可変性のパタ
ーンは診断法上重要であると云う事は当を得てい
るであろう。この様なパターンは、各列の可変性
を分析し、且つ各列毎の可変性の一つ以上の属性
を算出することで識別可能となる。この属性（あ
るいは複数の属性）は列にわたつて分析されるが
これは“属性”波形の特徴を表わす為、あるいは
列数にわたる属性を総和することにより、または
その他の類似する技術によつてこの“属性”波形
の幾分かの特質を表わすために、列数の関数とし
て属性を表示することで可能となる。更に、ここ
に於いて提示された分析方法を生理学上の調節及
び安定性を確認するため、また波形可変性の分析
のため、血圧波形や呼吸波形の様なその他生理学
上の波形に適用してもよい。
ーンは診断法上重要であると云う事は当を得てい
るであろう。この様なパターンは、各列の可変性
を分析し、且つ各列毎の可変性の一つ以上の属性
を算出することで識別可能となる。この属性（あ
るいは複数の属性）は列にわたつて分析されるが
これは“属性”波形の特徴を表わす為、あるいは
列数にわたる属性を総和することにより、または
その他の類似する技術によつてこの“属性”波形
の幾分かの特質を表わすために、列数の関数とし
て属性を表示することで可能となる。更に、ここ
に於いて提示された分析方法を生理学上の調節及
び安定性を確認するため、また波形可変性の分析
のため、血圧波形や呼吸波形の様なその他生理学
上の波形に適用してもよい。
図１はここに於いて開示されるデータ分析スキ
ームのブロツク図、図２ａ及び２ｂは減少する電
気的安定度はECG形態での交代を伴う事を証明
する柱状グラフ。 Fig１……データ分析スキーム、１０……デー
タセグメント選択／プレイバツク、１２……低
域／アンチアリアスフイルタリング（６極／360
Hz）、１４……デジタル化（1000Hz）、１６……粗
事前テンプレートQRS検出／起点推定集合平均
の推定、１８……集合平均との相互相関を介する
起点推定値の細分、２０……QRS及びST−Ｔサ
ンプルポイントマトリツクスの抽出（128連続搏
動）、２２……QRS及びST−Ｔ波形に於ける各
サンプルポイントでの交代エネルギーの概算、２
４……全波形にわたる交代エネルギーの合計、２
６……スペクトルノイズ推定値との比較／有意性
テスト、２８……平均波形のエネルギーによる総
交代エネルギーの正規化、３０……交代ECG形
態指数（AEMI）として提示される値。
ームのブロツク図、図２ａ及び２ｂは減少する電
気的安定度はECG形態での交代を伴う事を証明
する柱状グラフ。 Fig１……データ分析スキーム、１０……デー
タセグメント選択／プレイバツク、１２……低
域／アンチアリアスフイルタリング（６極／360
Hz）、１４……デジタル化（1000Hz）、１６……粗
事前テンプレートQRS検出／起点推定集合平均
の推定、１８……集合平均との相互相関を介する
起点推定値の細分、２０……QRS及びST−Ｔサ
ンプルポイントマトリツクスの抽出（128連続搏
動）、２２……QRS及びST−Ｔ波形に於ける各
サンプルポイントでの交代エネルギーの概算、２
４……全波形にわたる交代エネルギーの合計、２
６……スペクトルノイズ推定値との比較／有意性
テスト、２８……平均波形のエネルギーによる総
交代エネルギーの正規化、３０……交代ECG形
態指数（AEMI）として提示される値。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 各サイクル毎に複数のサンプルポイントで波
形をデジタル化する手段と、前記デジタル化波形
からサンプルポイントマトリツクスを構成する手
段と、前記サンプルポイントマトリツクスの各列
での可変性を分析する手段とを備えてなる生理学
的波形のサイクル対サイクル可変性を分析する装
置。 ２ 前記生理学的波形はECGであることを特徴
とする特許請求の範囲第１項記載の装置。 ３ 前記生理学的波形は血圧波形であることを特
徴とする特許請求の範囲第１項記載の装置。 ４ 前記可変性とは交代であることを特徴とする
特許請求の範囲第１項記載の装置。 ５ 前記可変性はスペクトル分析により分析され
ることを特徴とする特許請求の範囲第１項記載の
装置。 ６ 前記可変性は時系列領域分析により測定され
ることを特徴とする特許請求の範囲第１項記載の
装置。 ７ 前記生理学的波形とは呼吸波形であることを
特徴とする特許請求の範囲第１項記載の装置。 ８ 複数のサンプルポイントでECG電気信号波
形をデジタル化するＡ／Ｄ手段と、前記デジタル
化ECG信号からサンプルポイントマトリツクス
を構成する手段と、連続搏動に対し、前記各サン
プルポイントで交代エネルギーを算出するデジタ
ルコンピユータ手段と、前記総交代エネルギーを
生成するため前記全サンプルポイントにわたり前
記交代エネルギーを総和する算出手段と、平均波
形のエネルギーに対する前記総交代エネルギーを
正規化する算出手段とを備えて成り、前記正規化
値は交代ECG形態指数であることを特徴とする
連続する心臓搏動する交代ECG形態指数を導き
出す装置。 ９ 360Hzのカツトオフ周波数を有する６極低域
フイルタ増幅器を更に備えることを特徴とする特
許請求の範囲第８項記載の装置。 １０ 前記算出手段は２メガバイトのコアメモリ
ーを備えることを特徴とする特許請求の範囲第８
項記載の装置。 １１ スペクトルノイズ指定値に対する加法比較
による有意性テストを含むことを特徴とする特許
請求の範囲第８項記載の装置。 １２ 各搏動信号毎の起点推定を更に含むことを
特徴とする特許請求の範囲第８項記載の装置。 １３ 前記ECG電気信号の低域フイルタリング
を含むことを特徴とする特許請求の範囲第８項記
載の装置。 １４ 前記ECG信号は毎秒試料数1000の比率で
サイプリングされることを特徴とする特許請求の
範囲第８項記載の装置。 １５ 特許請求の範囲第８項において、前記
ECG形態指数は相対心筋電気的安定度と相関す
ることを特徴とする装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US06/891,653 US4802491A (en) | 1986-07-30 | 1986-07-30 | Method and apparatus for assessing myocardial electrical stability |
| US891653 | 1986-07-30 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6354149A JPS6354149A (ja) | 1988-03-08 |
| JPH0414975B2 true JPH0414975B2 (ja) | 1992-03-16 |
Family
ID=25398598
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62191501A Granted JPS6354149A (ja) | 1986-07-30 | 1987-07-30 | 心筋電気的安定度の評価装置 |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4802491A (ja) |
| EP (1) | EP0255348B1 (ja) |
| JP (1) | JPS6354149A (ja) |
| CA (1) | CA1310071C (ja) |
| DE (1) | DE3788251T2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
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