JPH1189809A - 心臓機能の波形表現評定方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 心電図記録装置により発生された心臓機能の
波形表現の自動的分析を行ない、不整脈の自動検出の感
度および選択性を共に高める。 【解決手段】 入力ＥＫＧ信号７００がＡ／Ｄ変換器７
１０に送られ、出力されたディジタル入力信号７３０が
周期計算装置７４０に送られる。周期計算装置７４０
は、Ｔを計算し、Ｔの計算値をディジタル入力信号７３
０と共にＶＦ指数を計算する多数のＶＦ指数計算装置７
５０に送る。多数のＶＦ指数は、信号を予想半周期Ｔ／
２の周りに増分的に移行することにより計算される。そ
の後、ＶＦ指数計算値を、最小ＶＦ指数計算値を決定し
てそれを選択する最小値選択装置７６０に送る。その
後、最小ＶＦ指数計算値を、周期計算装置７４０からの
Ｔの計算予想値と共に二次元閾値比較装置７７０に送
り、分析した入力ＥＫＧ信号７００がＶＦまたは非ＶＦ
と矛盾しないか否かを決定する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、一般に、心臓機能
の波形表現を自動的に分析する方法および装置に関す
る。特に、本発明は、心電図記録装置により発生された
心臓機能の波形表現を自動的に分析し、心臓機能の波形
表現を評定する方法に関する。

【０００２】

【従来の技術】心電図（ＥＫＧ）は、心臓の電気的活動
により発生する電位の図式記録である。心臓の各収縮に
関連する電気インパルスの形成および伝導は、身体全体
を通じて広がる弱い電流を生ずる。電極を身体の色々な
位置に設置し、これら電極を心電図記録装置に接続する
ことにより、電位の大きさの変化を記録する。

【０００３】正常なＥＫＧは、各心臓サイクルで繰返さ
れる一連の波から構成されている。これらの波は、慣例
に従ってＰ，ＱＲＳ，およびＴの名称が付けられてい
る。Ｐ波は両心房の減極および収縮を表し、ＱＲＳ群は
心室の減極および収縮を表し、Ｔ波は心室の再分極を表
す。

【０００４】正常の心臓伝導が乱されまたは中断する
と、不整脈（不規則な心搏）が生ずる。不整脈は、多数
の異なる形で発生する可能性があり、不整脈の色々な特
性に従って歴史的に分類されてきた。不整脈を、心搏数
に基づいて、緩慢不整脈（心搏が遅い）および急速不整
脈（心搏が速い）に分類することができる。不整脈を、
心臓内の発生場所に基づいて、心房不整脈、連接部不整
脈、および心室不整脈に分類することができる。また、
不整脈を、その根源的な異常生理学的機構に基づいて、
伝導異常（伝導閉塞、再入、または反射により生ず
る）、およびインパルス形成異常（自動活動または刺激
型活動の変化により生ずる）に分類することができる。
不整脈には全体として無症候性で良性のもの（これら不
整脈は、循環に影響せず、より重大な不整脈の発展への
可能性もない）があり、他のものは症候性で生命を脅か
すものである（これら不整脈が、身体の要求を満たすに
十分な血液を汲み上げる心臓の能力を害なっているた
め）ことがあり、最終的にかなりな死亡率および罹病率
を生ずる。

【０００５】心室細動（ＶＦ）は、致命的不整脈であ
る。その最も頻繁な原因は、冠動脈の病気であり、これ
は突然の心臓死における最も普通の末期事象である。Ｖ
Ｆは、多数の異所性心室病巣が心室刺激の正常な順序の
完全な分裂を生ずる際に起り、心室の震え運動を生ず
る。表面的なＥＫＧパターンは、識別できるＱＲＳ群が
なく、急速な一連の反復する無秩序波によって特徴付け
られる。調整された電気的および機械的活動を欠いてい
るため、心臓は無効なポンプとなり、数秒以内に循環の
停止状態が発生する。患者は、通常電気的細動除去によ
り正常な自発的律動が回復しなければ、数分以内に死亡
する。したがって、適切な療法を即座に開始できるよう
にＶＦの急速且つ正確な認識が非常に重要である。

【０００６】心室頻脈（ＶＴ）は、定義により、心室に
おいて毎分１００搏より大きい割合で発生する別の不整
脈である。単一形（一様ＱＲＳ形態），多形（一定に変
化するＱＲＳ形態），torsades de points（ＱＴ間隔の
延長部のある多形ＶＴ）、および心室の痙攣（正弦状形
態）などの幾つかの異なる形のＶＴが存在する。持続し
ないＶＴ（継続時間が短く、血流力学的崩壊のないＶ
Ｔ）は直ちに生命を脅かしたりしないが、非常に急速な
割合のおよび／または継続時間の長いＶＴは、重大な血
流力学的劣化を生ずる可能性があり、常に生命を脅かす
可能性がある。臨床データは、ほとんどの突然の心臓死
の患者は、その初期事象として、心室細動に変質するＶ
Ｔを持っている。したがって、適切な療法を開始するこ
とができるように、ＶＦ症状の発現であるこれらＶＴの
直接的前兆を検出することが非常に望ましい。

【０００７】この理由で、高速単一形ＶＴ，多形ＶＴ
（torsades de pointsのような），および心室の痙攣な
どの幾つかの形態のＶＴは普通、ＶＦ検出のための自動
検出方法を計画する際に、心室細動と同じ生命を脅かす
範疇として考えられている。したがって、これら検出方
法は普通、ＶＦ検出方法と言われてはいるが、事実上述
のように心室細動および幾つかの形態の生命を脅かす可
能性のある心室頻脈の双方を検出するよう計画されてい
る。検出方法計画の観点からは、この双方の検出は実際
に望ましいことであるが、しばしばＶＴとＶＦとの中間
にあるＶＴ波形に関連する特異なＱＲＳ形態により、そ
れらＱＲＳ形態を真のＶＦ症状の発現から区別するのは
困難である。

【０００８】過去２０年にわたり自動化ＶＦ検出用コン
ピュータプログラムを開発するのに大量の作業が行なわ
れてきた。現在では、自動ＶＦ検出能力は、（１）リア
ルタイムＥＫＧ／不整脈モニタ、（２）インプラント電
気除細動器−細動除去器（ＩＣＤ）、および（３）自動
外部細動除去器（ＡＥＤ）を含む三つの主要心臓治療装
置において不可欠の構成要素である。生命救助および死
亡率低減で表したこれら装置の臨床的価値は、これら装
置に使用されているＶＦ検出方法が完全ではないという
事実にも拘らず、よく確定されている。これら自動検出
方法の正確さは、疑似陰性（真のＶＦ症状の発現が検出
されない）および疑似陽性（ＶＦ症状の発現がＶＦとし
て検出されない）により測定される。所定の検出方法に
ついて、疑似陽性と疑似陰性間の設計上の取引は、通常
検出閾値を調節することにより行なうことができる。生
命を脅かす不整頻脈を検出し損ねると患者の罹病率およ
び死亡率にかなりの影響があるが、他方疑似陽性の検出
は患者に不適切な処置を受けさせる可能性がありこれも
望ましくない結果を生ずることがある。したがって、性
能向上の最終目標は、検出閾値を変えることでは達成で
きない、疑似陰性および疑似陽性を共に減らすことであ
る。

【０００９】自動ＶＦ／ＶＴ検出に現在利用されている
多数の色々なＶＦ検出手法が存在する。このような手法
の一つは、１９７８年にＩＥＥＥコンピュータ学会が発
行した心臓学におけるコンピュータｐｐ．３４７−３４
９に、S.KuoとR.Dillmanが「心室細動のコンピュータ検
出」という題で説明しており、これを参考のためここに
その全体について記載しておく。図１１に従来技術のＶ
Ｆ検出器の簡略ブロック図を示す。

【００１０】図１１を参照して、従来技術のＶＦ検出方
法を下記のように簡潔に説明することができる。第１
に、入力ＥＫＧ信号３００を、Ａ／Ｄ変換器３０２に送
りサンプルされたＥＫＧ信号Ｖ（ｊ）を発生し、次にＥ
ＫＧ信号を周期計算装置３０４に送る。周期計算装置３
０４は、下記数１を使用して周期予想値Ｔを計算する。

【００１１】

【数１】

【００１２】第２に、数１から得られた周期予想値Ｔを
使用して、サンプルされたＥＫＧ信号をＶＦ指数計算装
置３０６に送り、そこでＥＫＧ信号は予想半周期（すな
わち、Ｔ／２）だけ移されて元のＥＫＧ信号に加えられ
る。次に合成された残余信号の絶対値の和を計算し、Ｖ
Ｆ指数計算装置３０６の内部で下記数２を使用して正規
化する。

【００１３】

【数２】

【００１４】ここで、明瞭にするために、数２が先に引
用した参考文献で説明しているようなＶＦフィルタ漏洩
をここではＶＦ指数として説明していることに注目され
たい。その後で、ＶＦ指数計算値を閾値計算装置３０８
に送り、ここでＶＦ指数が閾値と比較される。現時点で
は、ＶＦ指数が小さければ（すなわち、所定の閾値より
少なければ）ＶＦを表すことができる。（KuoとDillman
の文の３４８ページを参照。)

【００１５】概観すると、これまでの方法が行なってい
るのは、波形を数１により近似される周期予想値Ｔを持
つ正弦波形に類似させ、類似させた波形を半周期「滑ら
せ」、元の波形と「滑らせた」波形とを加え合わせる。
このようにして、或る程度の規則性のある（すなわち、
波のサイクル同志で或る程度の規則性のある）波形につ
いての和は、波形がそれ自身完全に繰返すのに必要な時
間の約半分の時間量の遅れで最小値になる。

【００１６】説明したＶＦ／ＶＴの自動検出方法は、提
示された波形が正弦波形（たとえば、心室の痙攣）に似
ているとき良く動作する。波形の対称性の特性は、複製
信号が移されて元の信号に重ね合わされた後で優れた相
殺を生ずる。しかし、信号がより無秩序になると、重ね
合わされてからの相殺は不十分になり（大きな正規化残
余を生じ）、したがって心室細動を検出するのがより困
難になる。

【００１７】

【発明が解決しようとする課題】過去１８年の期間にわ
たり、説明したＶＦ／ＶＴ自動検出方法の全体の精度を
上げるのにかなりな努力が払われてきた。現時点で利用
されている方法は、色々な異なる不整脈を検出しようと
するために、色々な異なるＶＦフィルタ漏洩閾値レベル
を使用することである。しかし、より無秩序な不整脈を
検出しようとするこのような現時点で利用されている方
法（たとえば、検出のために更に高い閾値を使用する）
は、疑わしくなる（たとえば、検出器を更に敏感にする
と、現在利用されている方法のもとでは、一般に疑似陽
性検出の可能性も増加する、逆もまた真になりやすい）
傾向がある。

【００１８】したがって、前述のことから、心電図記録
装置により発生された心臓機能の波形表現の自動的分析
を行ない、且つ心臓機能のひどく無秩序な波形表現の中
でさえ不整脈の自動検出の感度および選択性を共に高め
る方法および装置の必要性が存在することが明らかであ
る。

【００１９】したがって本発明の一つの目的は、心臓機
能の波形表現の自動的分析を行なう方法および装置を提
供することである。

【００２０】本発明の他の目的は、心電図記録装置によ
り発生された心臓機能の波形表現の自動的分析を行なう
方法および装置を提供することである。

【００２１】本発明の更に他の目的は、心電図記録装置
により発生された心臓機能の波形表現の自動的分析を行
ない、且つ心臓機能のひどく無秩序な波形表現の中でさ
え不整脈の自動検出の感度および選択性を共に高める方
法および装置を提供することである。

【００２２】

【課題を解決するための手段】前述の目的は、次に説明
するようにして達成される。方法および装置はその目的
を下記により達成する。心臓機能の波形表現の内部の三
角形状成分の指標を計算する。前記心臓機能を示す波形
表現により囲まれている区域の指標を計算する。前記区
域の指標計算値および前記三角形状成分の指標計算値を
使用して比を計算し、前記心臓機能の波形表現の無秩序
性を評定する。別に、心室細動指数を計算する。二次元
空間において、前記心室細動指数の計算値を前記区域の
指標計算値および前記三角形状成分の指標計算値を使用
して計算した比と共に使用して、前記心臓機能の波形表
現に基づき心室細動の可能性を評定する。更に別に、最
小心室細動指数を計算する。前記最小心室細動指数計算
値を、二次元空間において、前記区域の指標計算値およ
び前記三角形状成分の指標計算値を使用して計算した比
と共に使用して、前記心臓機能の波形表現に基づき心室
細動の可能性を評定する。最小心室細動指数計算値は一
次元空間においてもまた使用され、前記心臓機能の波形
表現に基づき心室細動の可能性を評定する。

【００２３】上述の他、本発明の別の目的、特徴、およ
び長所は、下記詳細説明により明らかになるであろう。

【００２４】本発明の特性であると信じられている新規
な特徴を付記した特許請求の範囲に示してある。しか
し、本発明自身の他、使用の好適形態、更に他の目的、
およびその長所は、付図と関連して読むとき、例示実施
形態の下記詳細説明を参照することにより最も良く理解
されよう。

【００２５】

【発明の実施の形態】方法および装置の一つの局面は、
後に示すが、心臓機能の非常に無秩序な波形表現をも分
析し、且つこのような分析に基づき不整脈の存在を選択
的におよび敏感に検出することができるが、検出器の性
能を最適にするという問題に関係している。検出器の性
能を最適にするという問題は、誤差の確率（疑似陽性お
よび疑似陰性の総数）が極小であるように閾値を選択す
ることに関係している。

【００２６】図１（Ａ）および（Ｂ）は検出器を最適化
することに関する問題を示したものである。図１（Ａ）
は、非ＶＦ波形およびＶＦ波形に対するＶＦ指数の発生
頻度を例示した図式プロットである（ＶＦ指数は、心室
細動の存在の指標であり、好適実施形態においてＶＦ指
数の計算する方法をこの説明において後に示すことにす
る）。図１（Ａ）では二つの形式（非ＶＦ波形およびＶ
Ｆ波形）に対するＶＦ指数の発生頻度のプロットが重な
っていないので、Ｘ２とＸ３との間のどの閾値も良く動
作する（それにより疑似陽性および疑似陰性が極小にな
る）。したがって、図１（Ａ）は、ＶＦ波形および非Ｖ
Ｆ波形が共に発生するＸ（ＶＦ指数）値の重なりが存在
しないという点で、検出が比較的簡単である理想的事例
を描いている。

【００２７】残念ながら、最も現実的な生命の問題と同
様に、ＶＦの検出に関してここに述べる方法は、判定空
間での非重畳ＶＦ指数の発生頻度グラフを作製しない。
図１（Ｂ）は、非ＶＦ波形およびＶＦ波形に対するＶＦ
指数の発生頻度を例示した図式プロットである。図１
（Ａ）に示した情況と異なり、図式プロットの明確な重
なりが存在することに注目されたい。特に、Ｘ３とＸ２
との間でＸ軸に沿うすべての点で、発生頻度の軸に平行
に上向きに延びる垂直線を引くことができ、この線は、
非ＶＦ波形およびＶＦ波形の双方に対する発生頻度グラ
フに共に交差する。実際的に言えば、これが意味するこ
とは三つの別々の閾値が関係しているということであ
る。すなわち、（１）検出閾値１００のような、Ｘ２と
Ｘ４との間にあるように選択された閾値であり、このよ
うな閾値より低い値は、ＶＦであると判定されるが、図
１（Ｂ）に示したように、このような値の幾つかは非Ｖ
ＦのＥＫＧも表す可能性があり、この場合には、疑似陽
性が多分発生している可能性があり、（２）検出閾値１
０２のような、Ｘ１とＸ３との間にあるように選択され
た閾値であり、このような閾値より上の値は、非ＶＦで
あると判定されるが、図１（Ｂ）に示したように、この
ような値の幾つかはやはりＶＦを表している可能性があ
り、この場合には、疑似陰性が多分発生している可能性
があり、（３）検出閾値１０４のような、Ｘ２とＸ３と
の間にあるように選択された閾値であり、疑似陽性およ
び疑似陰性が多分発生している可能性がある。疑似陽性
と疑似陰性との間の取引は、閾値を選択する際に行なわ
ねばならない。取引は閾値を変えることにより行なわれ
るが、全体としての性能（疑似陽性および疑似陰性に関
して測った）を改善することができない。

【００２８】図１（Ｂ）にＶＦ指数の発生頻度グラフに
おいて現実的生命の挙動が重なっていることを示した。
公式的には、ＶＦ指数の発生頻度グラフにおける現実的
生命の挙動は、一次元判定空間で（すなわち、信号から
得られた唯一の特徴だけを使用して）重なっていると述
べることができる。

【００２９】多数の特徴（すなわち、より高次元の判定
空間）を注視することにより、明白な判定（疑似陽性お
よび疑似陰性がない）を行なうことができるように重な
りのない分布を、またはより良い判定（疑似陽性および
疑似陰性が少ない）を行なうことができるようにわずか
な重なり領域のある分布を作ることが、時に可能なこと
がある。図２に二次元判定空間における検出器を最適化
することに関係する問題を示す。図２に示した二つの個
別の図式プロット２００、２０２が一次元判定空間の各
々で（すなわち、各特徴を無関係に注視することによ
り）重なっているが、それらは、二次元判定空間２０４
では（すなわち、二つの特徴を同時に注視することによ
り）重なっていない。すなわち、二次元閾値を使用し
て、図示した一次元図式プロットの両者に存在する重な
りの問題を排除することができる。したがって、ＶＦ検
出方法の全体性能を改善する一つの方法は、より高次元
の判定空間でＶＦ指数の重なり（図１（Ｂ）に示した重
なりのような）と一緒に使用した際、より好ましい分布
（すなわち、重ならない領域、またはわずかな重なり領
域）を発生する信号と関連する他の特徴を見いだすこと
が可能であるか確認することである。

【００３０】本発明において例示された実施形態では、
前述の二次元判定空間におけるＶＦ指数と共に使用して
ＶＦ検出器の全体性能を更に改善することができる別の
特徴が述べられている。この新しい特徴は、数１におい
て周期予想値Ｔとして導入され参照された先の数量であ
る。しかし、この数量を全体を通じてＴとして参照する
が、下に示すように、ここに使用するようにＴを或る特
定の信号における無秩序の程度の指標として別に使用す
る、すなわち、ここで使用するように、Ｔの分子および
分母を幾分、信号の形態を示すものと解釈し、したがっ
て、分子および分母の商をＥＫＧ信号の無秩序の程度を
示すものとして利用することができることを示すことに
する。

【００３１】ここに使用するように、上に示した一般的
数１は下記の特定の形を有する。

【００３２】

【数３】

【００３３】ここでＶ（ｊ）は、ＥＫＧのｊ番目のサン
プル点の振幅であり、ｎは、現在のサンプル点であり、
Ｋは、サンプルにおいて合計が取られる時間窓の幅であ
る。当業者が時間において合計が取られる時間窓の幅
を、ＶＦを検出するのに十分である（一般に継続時間で
表して２秒と４秒との間の或る時間間隔）と理解するで
あろう。

【００３４】入力されるＥＫＧ信号Ｖ（ｊ）に関して数
３を使用すると、周期予想値Ｔを計算することができ
る。ここに使用するように、ＶＦ指数に関する数式は下
記特定の形を備えている。

【００３５】

【数４】

【００３６】ここでＶ（ｊ）は、ＥＫＧのｊ番目のサン
プル点の振幅であり、ｎは、現在のサンプル点であり、
Ｌは、サンプルにおいて合計が取られる時間窓の幅であ
る。当業者が時間において合計が取られる時間窓の幅
を、ＶＦを検出するのに十分である（一般に継続時間で
表して２秒と４秒との間の或る時間間隔）と理解するで
あろう。

【００３７】このＶＦ指数の代わりの名称を正規化残余
とすることができる。正規化残余（またはＶＦ指数）の
値は、０から１までの範囲にある。

【００３８】図３に数３に示した公式の波形及び分子の
図式説明図、図４に数３に示した公式の波形及び分母の
図式説明図を示す。図３に示したように、分子を信号の
下の区域にたとえることができる。すなわち、信号の下
の区域の計算は、各サンプル値にサンプル幅を乗ずる必
要があるが、図３に示すものは、まさにサンプル値の合
計である。したがって、この合計は、発生したものが使
用されてはきたが、それを合計の外にくくり出すことに
より数式から除かれた時間サンプルを有していることに
「たとえる」ことができる。このような合計を、計算さ
れた区域が正規化された後使用されたてきた時間サンプ
ルを有することに「たとえる」こともできる。

【００３９】図４は、三角形状波形５００に対して二つ
の隣接サンプル間の差の絶対値の和が三角形状信号の高
さの２倍（２Ｈ）に等しいということを示している。図
４はまた、二つの隣接サンプル間の差の絶対値の和は、
サンプル値が究極の最大値に達する前に単調に減少しな
ければ、信号の実際の形態に関係なく信号が究極的に到
達する高さの２倍に等しいということ、並びに信号の始
まりおよび終わりの点が同じ大きさであれば、サンプル
値は、究極の最大値に続いて、終点に達するまで単調に
増加しないということを示している。図４は、不規則形
状波形５０２を参照することによりこのことを示してい
る。この事実を特定の信号の無秩序の程度を示すのに下
で利用することにする。

【００４０】図３および図４に伴う説明は、ここに使用
したＴに対する数式（数３）を解釈するのに、特定の信
号の内部の無秩序、または不規則性の指標として使用す
ることができる。図３は、分子を或る特定の信号の下の
区域と解釈できることを示した。図４は、二つの隣接サ
ンプル間の差の絶対値の和が、形態に関係なく、信号が
究極的に到達する高さに等しいことを示した。したがっ
て、どんな信号の実際の形態に関係なくこのような信号
は一般に、三角形状チャンクに分解されると概念的に考
えることができる（三角形状という用語を、図４に関連
して説明した波形の差の絶対値の和が究極的に到達する
高さの２倍に等しいことを示すのに使用する。説明して
きたようにこのような偏位を、それらが事実上同じレベ
ルで始まり且つ終わるかぎり、どんな形態にすることも
できる）。したがって、信号の各三角形状偏位は、偏位
の高さのほぼ２倍に幾らかほぼ等しい量だけ数３の分母
に寄与する。その結果、同じ区域を持つ（したがって数
３で同じ分子を有する）二つの信号に対して、より無秩
序な（すなわち、更に多い偏位または転回点を有する）
信号は、更に大きい分母を持つことになる（より多くの
三角形状偏位、したがって更に莫大な偏位から分母への
更に大きい寄与が存在することになる）。したがって、
Ｔに関する数式はこのような信号に対して更に小さいＴ
値を生ずる。このようにして、Ｔは信号内部の無秩序の
相対指標として役立つことができる。

【００４１】前述の観察から、周期予想値Ｔと信号（ま
たは得られた正規化残余）の無秩序の程度との間に関係
が存在することが明らかである。（ＶＦ信号のような）
より無秩序な信号について信号は、（信号の相殺が不十
分なため）更に大きい正規化残余および（分母が更に大
きいため）更に小さいＴ値を備える。他方、より正弦状
の信号について信号は、（信号の相殺が良いため）更に
小さい正規化残余および（分母が更に小さいため）更に
大きいＴ値を備える。

【００４２】上に説明した理由の他に、正規化残余（Ｖ
Ｆ指数）を増加させる他の因子が存在することがあるこ
とに注目する。先に示したように、周期予想値Ｔは、信
号が正弦波状であるという仮定に基づいて得られてい
る。正弦波状に似ていない無秩序信号の場合、周期予想
の計算値は、正規化残余の計算で最良の信号相殺を生じ
ないことがある。しかし、この効果を、ＶＦ指数の計算
でＶＦ指数最小値が得られるまで予想半周期の点の周り
に信号を左右に移すことにより排除できることが見いだ
されている。この発見を利用して、図６および図８に関
連して下に示すように、検出の精度を上げることができ
る。他方、信号自身の無秩序のため正規化残余の増大を
ＶＦ指数の計算での移行によって排除することはできな
い。

【００４３】次に開示するものは、周期予想値Ｔの計算
値とＥＫＧ信号の無秩序の程度との間に関係が存在する
という観察を、開示したＶＦ指数と関連して使用し、こ
れまで存在していた方法およびシステムに対してはるか
により選択的且つ敏感であるＶＦ検出のための方法およ
び装置を提供することができる仕方である。ＶＦ検出で
一次元判定空間（すなわち、図２に示したとほぼ同様
に、ＶＦ指数だけを使用するもの）から二次元判定空間
（すなわち、ＶＦ指数および周期予想値Ｔを共に使用す
るもの）に拡張することにより、全体としての性能（疑
似陽性および疑似陰性の双方）を改善することができ
る。

【００４４】図５は、本発明において例示された実施形
態に対する最適検出閾値の説明図である。このような最
適検出閾値を、誤差の確率がＶＦ指数および周期予想値
Ｔによりつながれた二次元判定空間において極小である
ように、判定線を見いだすことにより、経験的に決定す
ることができる。この判定される閾値は、ＶＦ指数およ
び周期予想値Ｔの両者の関数である。実際には、単純な
区分的線形閾値関数が十分よく動作することが見いださ
れている。

【００４５】単純な区分的線形閾値関数を、図５に図的
に示してあり、下記のように記述することができる。Ｖ
Ｆは、以下の条件ならば検出される。 周期予想値Ｔ ＶＦ指数 （８ミリ秒サンプル） ＜３０ ＜３２／６４ ＞＝３０で且つ＜３５ ＜３１／６４ ＞＝３５で且つ＜４５ ＜３０／６４ ＞＝４５ ＜２９／６４

【００４６】小さいＴ値は信号がＶＦ（より無秩序）で
ある際、発生されることを説明してきた。したがって、
ＶＦ指数に関して高い閾値を使用してＶＦを検出しやす
くする。この高い閾値を使用すれば検出器の感度が更に
増大する（図５に疑似陰性（Ｆ−）減少と記してあ
る）。他方、Ｔ値が大きい（ＶＦである可能性が少な
い）際ＶＦ指数に関して低い閾値が使用され、したがっ
て波形ＶＦの検出が更に困難になる。この低い閾値を使
用すれば、疑似陽性検出が減少する（図５に疑似陽性
（Ｆ＋）減少と記してある）。したがって、両特徴（Ｖ
Ｆ指数およびＴ計算値）を同時に利用する前述の方法が
検出器の感度を上げるだけでなく、疑似陽性の検出の可
能性をも減少する。更に、使用する別の特徴である周期
予想値ＴがＶＦ指数を発生するため必然的に計算される
ので、二次元判定空間の解法により発生される性能高揚
は、それに関連する追加処理費用を必要としない。

【００４７】図６は、本発明に係る例示システムの実施
形態のブロック図を示す。図６で、最小ＶＦ指数は入力
信号を予想半周期Ｔ／２の周りに増分的に移行すること
により計算される。補正Ｎの最大量は、ＶＦ検出の全体
性能を最適にするよう選択される設計パラメータであ
る。図６に示すように、入力ＥＫＧ信号７００がＡ／Ｄ
変換器７１０に送られる。続いて、Ａ／Ｄ変換器７１０
に出力されたディジタル入力信号７３０が周期計算装置
７４０に送られる。周期計算装置７４０は、Ｔを計算す
るのに前記数３を利用する。

【００４８】Ｔを計算した後、Ｔの計算値をディジタル
入力信号７３０と共に、先に示したＶＦ指数計算公式
（数４）を使用してＶＦ指数を計算する多数のＶＦ指数
計算装置７５０に送られる。図６に示したように、多数
のＶＦ指数は、信号を予想半周期Ｔ／２の周りに増分的
に移行することにより計算される。その後、ＶＦ指数計
算値を、最小ＶＦ指数計算値を決定してそれを選択する
最小値選択装置７６０に送る。そして最小ＶＦ指数計算
値を、周期計算装置７４０からのＴの計算値と共に、図
５に示した二次元判定空間における検出閾値による関連
する閾値比較を行なう二次元閾値比較装置７７０に送
り、分析した入力ＥＫＧ信号７００がＶＦまたは非ＶＦ
と矛盾しないか否かを決定する。

【００４９】図６は、まさに説明したとおり、最小ＶＦ
指数が計算されて二次元閾値と関連して使用される実施
形態を示している。図７は、単独のＶＦ指数計算装置を
使用する他の実施形態のブロック図を示している。むし
ろ、この実施形態では、単独ＶＦ指数を計算するのに単
独のＶＦ指数計算装置７５０が使用される。

【００５０】図７に示したように、入力ＥＫＧ信号７０
０がＡ／Ｄ変換器７１０に送られる。続いて、Ａ／Ｄ変
換器７１０に出力されたディジタル入力信号７３０が周
期計算装置７４０に送られる。周期計算装置７４０は、
前記数３を利用してＴを計算する。

【００５１】Ｔを計算した後、Ｔの計算値をディジタル
入力信号７３０と共に、先に示したＶＦ指数計算公式
（数４）を使用してＶＦ指数を計算する単独のＶＦ指数
計算装置７５０に送られる。このＶＦ指数は、周期計算
装置７４０からのＴの周期予想値と共に、図５の二次元
判定空間における検出閾値による関連する閾値比較を行
なう二次元閾値比較装置７７０に送られ、分析した入力
ＥＫＧ信号７００がＶＦまたは非ＶＦと矛盾しないか否
かを決定する。

【００５２】次に、図８は一次元閾値と共に使用してＶ
Ｆ検出の精度を向上させる第３の実施形態を示すブロッ
ク図である。図８に示したように、入力ＥＫＧ信号７０
０がＡ／Ｄ変換器７１０に送られる。続いて、Ａ／Ｄ変
換器に出力されたディジタル入力信号７３０が周期計算
装置７４０に送られる。周期計算装置７４０は、前記数
３を利用してＴを計算する。

【００５３】Ｔを計算した後、そのＴの計算値は、ディ
ジタル入力信号７３０と共に、先に示したＶＦ指数計算
公式（数４）を使用してＶＦ指数を計算する多数のＶＦ
指数計算装置７５０に送られる。図８に示したように、
多数のＶＦ指数は、信号を予想半周期Ｔ／２の周りに増
分的に移行することにより計算される。その後、ＶＦ指
数計算値を、最小ＶＦ指数計算値を決定してそれを選択
する最小値選択装置７６０に送る。そして、最小ＶＦ指
数計算値を、一次元閾値比較装置７８０に送り、分析し
た入力ＥＫＧ信号７００がＶＦまたは非ＶＦと矛盾しな
いか否かを決定する。

【００５４】前述では、分析しようとする波形を移行し
ない場合の（すなわち、図７に示した実施形態のよう
に）使用に対し最適化した、経験的に得られた区分的線
形閾値関数を導入した。当業者は、上に開示した情報を
利用して他の最適閾値関数も経験的に得ることができる
ことを認識するであろう。当業者はまた、このような閾
関数が選択したパラメータの特定の値（たとえば、パラ
メータＫ（数３に対するサンプルの時間窓の幅）、Ｌ
（数４に対するサンプルの時間窓の幅）、およびＮ（予
想半周期Ｔ／２に対して波形を移行させる時間の究極の
大きさ））によって変わることを認識するであろう。す
なわち、当業者は、一つ以上のパラメータが変わると、
一般に最適閾値を経験的に決定する必要が生ずることを
理解するであろう。

【００５５】次に、図９は本発明において例示された実
施形態の方法および装置に従って利用できるデータ処理
システムの絵画的表現を示す説明図である。本発明にお
いて例示された実施形態により与えられる方法および装
置を、図９に描いたデータ処理システムで実現できる。
システムユニット１０２２、ビデオ表示端末１０２４、
キーボード１０２６、およびマウス１０２８を備えたコ
ンピュータ１０２０が描かれている。コンピュータ１０
２０を市場入手可能なメインフレームコンピュータ、ミ
ニコンピュータ、またはマイクロコンピュータのよう
な、どんな適切な強力コンピュータを使用しても実施す
ることができる。

【００５６】図１０は、本発明において例示された実施
形態を実施できるコンピュータ１０２０の所定構成要素
を示すブロック図である。システムユニット１０２２
（図９参照）は、通常のマイクロコンピュータのよう
な、中央処理装置（ＣＰＵ）１１３１、およびシステム
バス１１３２により相互接続されている多数の他のユニ
ットを備えている。コンピュータ１０２０は、読出書込
記憶装置（ＲＡＭ）１１３４、読出専用記憶装置（ＲＯ
Ｍ）１１３６、システムバス１１３２をビデオ表示端末
１０２４に接続するための表示アダプタ１１３７、およ
び周辺装置（たとえば、ディスクおよびテープ装置１１
３３）をシステムバス１１３２接続するためのＩ／Ｏア
ダプタ１１３９を備えている。ビデオ表示端末１０２４
は、コンピュータ１０２０の視覚出力であり、コンピュ
ータハードウェアの分野で周知のＣＲＴベースビデオ表
示装置とすることができる。しかし、携帯型またはノー
トブック型コンピュータ、ビデオ表示端末１０２４を、
ＬＣＤベースのまたはガス・プラズマベースの扁平パネ
ル表示装置で置き換えることができる。コンピュータ１
０２０は更に、キーボード１０２６、マウス１０２８、
スピーカ１１４６、マイクロホン１１４８、および／ま
たはタッチスクリーン装置（図示せず）のような他のユ
ーザインターフェース装置をシステムバス１１３２に接
続するためのユーザインターフェース・アダプタ１１４
０を備えている。通信アダプタ１１４９はコンピュータ
１０２０をデータ処理ネットワークに接続する。

【００５７】適切な機械読み可能な媒体が、ＲＡＭ１１
３４、ＲＯＭ１１３６、磁気ディケット、磁気テープ、
または光ディスク（最後の三つはディスクおよびテープ
装置１１３３に設置される）のような、本発明において
例示された実施形態の方法および装置を保持することが
できる。適切な動作システムおよび関連図形ユーザイン
ターフェースをＣＰＵ１１３１に向けることができる。
タッチスクリーン技術または人間の音声制御のような他
の技術もＣＰＵ１１３１に関連して利用することができ
る。他に、コンピュータ１０２０は、コンピュータ記憶
装置１１５０に記憶されている制御プログラム１１５１
を備えている。制御プログラム１１５１には、ＣＰＵ１
１３１で実行されると、必要に応じて、図１、図２、図
３、図４、図５、図６、図７、および図８で図示し説明
した動作を行ない、ここに記した例示実施形態を実現す
る指令が入っている。

【００５８】当業者は、図１０に示したハードウェアが
特定の用途に対して変わることがあることを認識するで
あろう。たとえば、光ディスク媒体、オーディオアダプ
タ、またはコンピュータハードウェアの分野で周知のＰ
ＡＬまたはＥＰＲＯＭプログラミング装置のようなチッ
プ・プログラミング装置のような、他の周辺装置など
を、既に描いたハードウェアに加えてまたは代わりに使
用することができる。

【００５９】最終事項として、本発明において例示され
た実施形態を、完全に機能し得る計算システムに関連し
て説明してきたし、今後も続けるが、当業者は、本発明
において例示された実施形態の機構が多様な形でプログ
ラム生産品として配布し得ること、および本発明におい
て例示された実施形態が実際に配布を行なうのに使用さ
れる信号保持媒体の特定の形式に関係なく等しく適用さ
れることを認識するであろう。信号保持媒体の例には、
フロッピーディスク、ハードディスク駆動装置、ＣＤ−
ＲＯＭ、のような記録し得る形式の媒体、およびディジ
タルおよびアナログの通信リンクのような伝達形式の媒
体がある。

【００６０】例示実施形態を特に図示し、説明してきた
が、当業者はそれに、例示実施形態の精神および範囲か
ら逸脱することなく形態および細目の色々な変更を行う
ことができることを理解するであろう。

【００６１】以下に本発明の実施の形態を要約する。

【００６２】１． 心臓機能の波形表現の無秩序な性質
を評定する方法であって、前記波形表現内の三角形状成
分の指標を計算するステップと、前記波形表現により囲
まれた区域の指標を計算するステップと、前記区域の指
標の計算値と前記三角形状成分の指標の計算値との比を
使用して前記心臓機能の波形表現の無秩序な性質を評定
するステップと、を含むことを特徴とする心臓機能の波
形表現評定方法。

【００６３】２． 心臓機能の波形表現に基づき心室細
動の可能性を評定する方法であって、前記波形表現内の
三角形状成分の指標を計算するステップと、前記波形表
現により囲まれた区域の指標を計算するステップと、心
室細動指数を計算するステップと、二次元判定空間にお
いて、前記心室細動指数の計算値を前記区域の指標の計
算値と前記三角形状成分の指標の計算値との比と共に使
用して、前記心臓機能の波形表現に基づき心室細動の可
能性を評定するステップと、を含むことを特徴とする心
臓機能の波形表現評定方法。

【００６４】３． 前記三角形状成分の指標を計算する
ステップは更に、前記心臓機能の波形表現の連続してサ
ンプルされた値の差の絶対値を合計するステップ、を備
えていることを特徴とする上記１または２記載の心臓機
能の波形表現評定方法。

【００６５】４． 前記区域の指標を計算するステップ
は更に、前記心臓機能の波形表現の連続してサンプルさ
れた値の絶対値を合計するステップ、を備えていること
を特徴とする上記１または２記載の心臓機能の波形表現
評定方法。

【００６６】５． 心臓機能の波形表現に基づき心室細
動の可能性を評定する方法であって、前記心臓機能の波
形表現に対する予想周期を計算するステップと、最小心
室細動指数を計算するステップと、一次元判定空間にお
いて、前記最小心室細動指数の計算値を使用して、前記
心臓機能の波形表現に基づき心室細動の可能性を評定す
るステップと、を含むことを特徴とする心室細動の可能
性評定方法。

【００６７】６． 心臓機能の波形表現の無秩序な性質
を評定する装置であって、前記波形表現内の三角形状成
分の指標を計算する手段（７４０）と、前記波形表現に
より囲まれた区域の指標を計算する手段（７４０）と、
前記区域の指標の計算値と前記三角形状成分の指標の計
算値との比を使用して前記心臓機能の波形表現の無秩序
な性質を評定する手段と、を備えていることを特徴とす
る心臓機能の波形表現評定装置。

【００６８】７． 心臓機能の波形表現に基づき心室細
動の可能性を評定する装置であって、前記波形表現内の
三角形状成分の指標を計算する手段（７４０）と、前記
波形表現により囲まれた区域の指標を計算する手段（７
４０）と、心室細動指数を計算する手段（７５０、７６
０）と、二次元判定空間において、前記心室細動指数の
計算値を前記区域の指標の計算値と前記三角形状成分の
指標の計算値との比と共に使用して、前記心臓機能の波
形表現に基づき心室細動の可能性を評定する手段（７７
０）と、を備えていることを特徴とする心臓機能の波形
表現評定装置。

【００６９】８． 前記三角形状成分の指標を計算する
手段は更に、前記心臓機能の波形表現の連続してサンプ
ルされた値の差の絶対値を合計する手段（７４０）を備
えていることを特徴とする上記６または７記載の心臓機
能の波形表現評定装置。

【００７０】９． 前記区域の指標を計算する手段は更
に、前記心臓機能の波形表現の連続してサンプルされた
値の絶対値を合計する手段（７４０）、を備えているこ
とを特徴とする上記６または７記載の心臓機能の波形表
現評定装置。

【００７１】１０． 心臓機能の波形表現に基づき心室
細動の可能性を評定する装置であって、前記心臓機能の
波形表現に対する予想周期を計算する手段（７４０）
と、最小心室細動指数を計算する手段（７４０）と、一
次元判定空間において、前記最小心室細動指数の計算値
を使用して、前記心臓機能の波形表現に基づき心室細動
の可能性を評定する手段（７８０）と、を備えているこ
とを特徴とする心室細動の可能性評定装置。

【００７２】

【発明の効果】本発明によれば、心臓機能の波形表現の
自動的分析を行なう方法および装置を提供でき、また、
心電図記録装置により発生された心臓機能の波形表現の
自動的分析を行なう方法および装置を提供でき、心電図
記録装置により発生された心臓機能の波形表現の自動的
分析を行ない、且つ心臓機能のひどく無秩序な波形表現
の中でさえ不整脈の自動検出の感度および選択性を共に
高める方法および装置を提供することが可能である。

【図面の簡単な説明】

【図１】非ＶＦ波形およびＶＦ波形に対するＶＦ指数の
発生頻度を例示した図式プロットである。

【図２】二次元判定空間における検出器を最適化するこ
とに関係する問題を示す説明図である。

【図３】数３に示した公式の波形及び分子の図式説明図
である。

【図４】数３に示した公式の波形及び分母の図式説明図
である。

【図５】本発明において例示された実施形態に対する最
適検出閾値の説明図である。

【図６】本発明に係る例示システムの実施形態のブロッ
ク図である。

【図７】単独のＶＦ指数計算装置を使用する他の実施形
態のブロック図である。

【図８】一次元閾値と共に使用してＶＦ検出の精度を向
上させる第３の実施形態を示すブロック図である。

【図９】本発明において例示された実施形態の方法およ
び装置に従って利用できるデータ処理システムの絵画的
表現を示す説明図である。

【図１０】本発明において例示された実施形態を実施で
きるコンピュータの所定構成要素を示すブロック図であ
る。

【図１１】従来技術のＶＦ検出器の簡略ブロック図であ
る。

【符号の説明】

１００，１０２，１０４ 検出閾値 ７００ 入力ＥＫＧ信号 ７１０ Ａ／Ｄ変換器 ７４０ 周期計算装置 ７５０ ＶＦ指数計算装置 ７６０ 最小値選択装置 ７７０ 二次元閾値比較装置

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 マイケル・ナカガワ アメリカ合衆国 マサチューセッツ，ケン ブリッジ，ナンバー３ ダッドリー・スト リート 146

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 心臓機能の波形表現の無秩序な性質を評
   定する方法であって、 前記波形表現内の三角形状成分の指標を計算するステッ
   プと、 前記波形表現により囲まれた区域の指標を計算するステ
   ップと、 前記区域の指標の計算値と前記三角形状成分の指標の計
   算値との比を使用して前記心臓機能の波形表現の無秩序
   な性質を評定するステップと、を含むことを特徴とする
   心臓機能の波形表現評定方法。