JPS58212431A - 心電図測角装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は心電図法、殊にベクトル心゛亀図法の分野に関
し、そして特にカルジオゴニオメータ−法すな６ち、心
臓の電気量の空間ベクトル表・（ 示および心ＩＩＩ病の診察）のためにこれから導出され
るパラメータを表示しそして電気量を処理するだめのカ
ルジオゴニオメータ−に関するものである。

ｐ＝ａＧ（成気心゛Ｉシ図）の評価は前（額）面におけ
る電気的ＱＲ８ｔの最大ベクトルの決定を含みそしてこ
れは左位置、急傾斜位置などの用語で表現される。加え
て、再分極ベクトルの方向、すなわち電気的に検出可能
なＴ波の状態（）波の回向性または真向性状態）、特に
Ｑ、ＲＳベクトルの方向に関して考慮される。−例は心
筋梗塞の経過およびその発生におけるＲ波およびＴ波の
状態である。しかしながら、かかる評価は、平面上のベ
クトルの投影のみを基礎とし、このような平面に直角を
なす発散の確認に失敗することがあることから、大まか
な定量的方法でのみ可能であるに過ぎず、さらに加えて
、これらは投影誤差によるかなりの誤診がしばしば生ず
る０ 引続く結論は幾何的表記から知られる投影の不明瞭さを
基礎として描くことができる。我々の全てのＥＣＧ誘導
は一面における空間の実際の角の投影である。標準的実
務では正常の場合同向性Ｔ１異常の場合異向性Ｔが考慮
される。両者は修正可能であるが、投影の不明瞭さが加
わるので結局両者は不正確となる。実際には、正常であ
る２−病状があるかのいずれかによってＴ波の評価が極
めて困難であることが知られている。

このように、空間における対応する２つのべためおよび
Ｑ、Ｒ８波およびＴ波の最大ベクトルに対する変化をｊ
？を的に決定するために、三次元または直交座標誘導系
を使用する必要がある。直交座標誘導のだめの現在認め
られている方法（Ｐ、　Ｌｉｃｈｔｌｅｎ　　著、臨床
ベクトル心’ｔ’ｌ１図法、ベルリン、ハイデルベルグ
、ニューヨーク在スプリンガー社刊）は内部誘導による
人工電気双極子によって発生せしめられる胸部モデルの
表面での個々の局部電位の測定から構成される。抵抗回
路網の上流側接続に伴なうこれら重圧は３誘導に合同さ
れる。この３誘導は胸部モデルの前面（正面）、矢状面
（側面）および水平面上の人工電気双極子の投影に対応
する。これは簡単化のために暇界が一定の中性点をもっ
た双極子であるという理想的仮定のもとに成立するもの
である。

これは、ＳｃｈｍｉｔｔおよびＳｉｍｏｎｓｏｎのＢＹ
Ｆ２０　［１システム（１９５５年）、Ｆｒａｎｋのシ
ステム（１９５６年）およびＭＣＦｅｅとＰａｒｕｎｇ
ａｏのシステム（＋９６１）を構成する。全てのシステ
ムの再現性は良好でかつ互いに同等であると認識されて
いる。しかしながら、各執筆者は、３システムの全てが
モデルの正確な直交座標誘導を与えるにすぎないもので
あって、各々の体重が異なりかつ心臓を包囲する組織の
導電率が各々異質であることから人体から直交性は得る
ことができないことを認めている。したがって同じ被験
体を３システムをもって測定した場合、ベクトル方向（
方位および仰角２ならびにペク、：１） トル長さすなわち大きさにおいて異なる結果が得られた
ことには葱かざるを得ない（Ｓｃｈｍｉｔｔ１９５６年
、Ｔｕｎａ　Ｉ　９８０年）。

これら３システムのさらに他の欠点は１４．７または９
個の電極を使用する複雑な誘導技術である点にある。そ
の結果、この方法は診断用としては複雑でかつ極めて失
敗しやすいので、未だ診察の分野で慣用手法とされるに
は至っていない。

より簡単な誘導装置のための探求は、胸部の４点のみの
直交誘導を形成するために理論的に可能でなければなら
ないことが見出された。このアイデアは新しいものでは
なく、すでにＳｃｈｅｌｌｏｎｇが１９３６年に４電極
を有する誘導装置を開発している。用語「ベクトルダイ
ヤグラム」の名のもとに彼は互いに直角の３誘導を使用
した。これらの誘導は下鎖骨左（点ゼロ）および同右（
点１）の２点からの水平、点ゼロから下方の胸部への垂
直、Ｗｉｌｓｏｎの点ｖ５にはソ等しい点（彼は点３と
呼んだ）ならびに点ゼロから背部に向かう側方゛（点２
）である。彼はこれら６誘導を双極子の投影と考えそし
て各場合にループを形成するようにこれら２つが交差す
ると考え、これをブラウン管で観測することができた。

しかしながら、この技術は不正確さをもたらす簡単な方
法であり、ループの歪が生じ座。Ｄｕ（！ｈ０８ａｌお
よび５ｕｌｚｅｒ　（１９４９）は同じ立体系を使用し
たが歪を除くためにゼロ点（３軸の座標の系）を心臓か
らできるだけ離して、すなわち後方および右側のように
選んだ。

しかし、この系は、生物理学的装置ｌ　Ｆ３ＶＢＣＩ［
ＦｒａｎｋおよびＭｃＦｅθに一致はしてもより不正確
で（Ｓｃｈｍｉｔｔ　Ｉ　９５６　）　、満足なもので
はない。

全立体システムの不正確さは、各双極子誘導が心臓の双
極子モーメントの直接投影を表わすことに起因している
。これは各誘導が単なる電位差、すなわち無方向性量す
なわちスカラー景の測定であることから不可能であるの
に対して、実際はその大きさは別セして双極子モーメン
トは明らかに限定された方向を有する、すなわちベクト
ル特性を呈する（　Ｉｒｎ１ｃｈ　１９７６年）ことか
ら明らかである。

本発明の課題は直交投影を得るだめの簡易でしかも高信
頼性の操作方法を提供することである。本発明のその他
の課題は本発明に７３）ｄ−る誘導を基礎としてＱＲＳ
ループおよびＴルーズの最大ベクトル間の間隔における
実際の角度の決定を可能にする方法を提供することであ
る。Ｑ、Ｒ８およびＴの２つの最大ベクトルの位置は２
平而　　　　　。

上のこれらの投影によって得るととができる。

本発明の更に他の課題はこの方法を実施するための装置
を提供することである。

これらの１題は、特許請求の範囲の特徴音５分に記載の
構成によって達成される。

本発明は、限定的ではない実施例ならびに添付図を参照
して以下に開示される。

詳細な説明の前に、いくつかの重要点カニ概括的に与え
られる。双極子（ダイポール）モーメントの新しいモデ
ルを表わす方法は、個々の誘導から転じまたは３つの銹
導点によって形成される面の全ての電気的状態を考慮す
ることによッテ説明さレル。Ｋ（３Ｇ　（ｅｌｅｃｔｒ
ｏｃａｒｄｉｏｇｒａｍ）の用途での閉じたメツシュの
概念、すなわち、Ｎｅｈｂ　（ネーブ）誘導り、Ａおよ
びＪの形成においておよびこの三角形での電気的状態の
考察において、双極子モーメントの寸法を相対測定する
ことは心α図の偏向の寸法から概略得ることができる。

当然に、大きくまたは小さく同時に生ずる偏向は前述の
キルヒホッフの法則に対応して常例総和零となる。しか
しながら、部分的ベクトルとしてのこれら３誘導点によ
って与え、られる１狸位差を考慮しそしてこれらがベク
トル和の法則に則って一方では偏向の寸法およびその極
性をそして他方で誘導方向を考慮して加算された場合、
ここに示すモデルにおいては、ベクトル総和は全ての心
臓の双極子モーメントを考慮して以下のように得られる
。

ベクトルＶ二り十Ａ十工 これを基礎として、従来必要とされた抵抗回路網の上流
側接続なしに心臓ｉい４つの誘導点から３つの直交軸投
影！、７および２を得ることができる。

この新しいベクトル構造では当然に絶対正確な要求を得
ることはできない。これは、心臓を取巻く筋肉の、個々
の被験者にとっては一定の大きさであるが、異なる導電
率に起因するものであり、そのため等しく修正すること
は断念せざるを得す、この方法では全て経験的である三
次元系（Ｓｃｈｅｌｌｏｎｇ、　Ｄｕｃｈｏｓａｌ等）
が必要とされる０α界の異質性のために、したがって本
発明についての誘導点における電界ラインコースの知識
の欠如においても、双極子の大きさのみ対して得られる
（数百の測定によって確立された）。この結果は、本発
明による簡潔かつ信頼度の高い誘導法によって大いに助
長きれた。

第１図は本発明にかかる４点誘導系を示す。

空間的に考慮すべきでやる四面体誘導系は４つの電極取
付は点Ｆｔ１．　輸’）　Ｅ、およびＥ４を示す。この
ような誘導点は以下のように接続される。すなわち、低
い部分の対重のＥ、１．　Ｋ２．　Ｗｉｌｓｏｎ　　に
関する点ｖ４すなわち５工ＯＲ（肋間空間）およびＭａ
ｒ、（鎖骨中間線）に対応するＥｌおよびＥｌに対して
矢状面（側面）である点Ｅ２はＷｉｌｓｏｎに関する点
ｖ８に対応する。誘導点Ｅ、は上記点Ｅ１と直交しそし
て長さｇ、　’ｉ２の１７Ｃ／ｒ倍の長さであり、この
誘導は垂直でかつＶとして示される。水平の誘導の対Ｈ
（ｇ３．に４）は、被験者の右手側へ水平に長さＥ、１
！ｌｉ２の１（「倍に形成される。基準はまた背部誘導
Ｄ（］ｌ！！２．］！！４）および先の誘導Ａ（Ｅ！、
。

Ｕ、）を形成し、これらの繰返し間隔は前述の比例関係
によって決定される。先の誘導に対して誘導点Ｅ３から
の付加的垂線は２゜とじて図示される。この表現におい
てＡ／工は傾斜来状ｘ、ｙ面を示し、Ｚ／Ａは前（正）
面ｙ、Ｚ面を、そし゛で２／工はｚ、１面をそれぞれ示
す。不使用面で余分な対の誘導点に２．に３は考慮され
ない。これは診断上適切な情報はこの誘導からは得られ
ないことを意味する。

２つの誘導点Ｆ！２．Ｂ５は被験者の心臓に対する相対
位置に関して比較的限定されない。すなわち、成極を取
付ける際のある限界内の診断の分散は常に同じ結果を読
み取る。成極Ｅ３を持った誘導点は心臓上、の電極Ｅｌ
上の直交する相対的に置換可能な筋肉上に取付けられる
。この位置は極めて正確に決定されなければならない。

特に測定中の被験者の体位変化の間、この誘導点Ｅ３は
幾何学的にすなわち心臓に対応して配置される。しかし
ながら、これは過誤測定を読取ることはなく、また位置
変位に最も関係する電極６は電気的に適応する電極とし
て考えることができる。筋肉の変位または位置誤差は所
定の感度を有し、これは測定の利点として考えることが
できる。測定は被験者の位置変化によって重大な影響を
受けない。差異は常にＸ、７．ｚ投影間ならびに対応す
る電気的変位すなわちそれらの信号間に生ずることが指
適される。

成極は誘導のために以下の方法で被験者に取付けられる
。

ｔ　点■４に対応するｌｉ！、　（Ｗｉｌｓｏｎ　）　
＝＝　５工ＯＲおよびＭＣＬ　； ２、に、に対して矢状面であるｎ２（ｗｉｌｓｏｎ　　
のｖ８Ｖｃ対応する）； ３　距離０．７・Ｆ！、　ｇ２　でＥ、上で直交するＥ
３；４、　距離０．７・Ｆ！１ｆｆｉ２　で被験者の右
側に水平のＥ４； ５　アース電極は患者の右腕へ適当に取付けられる。

これは被験者に対して電極を取付ける適当な方法である
。しかしながら、動物の心臓診断のためには特定の動物
に適合する幾何学的電極形状のみを誘導のために使用す
べきであることが指摘されるが、直交誘導の決定のため
には、適合するパラメータを有する座標交換段を付加的
に設けることが必要とされるのみである。このように１
本発明は動物および人間の心臓診断の用途に同様に適合
する。

健康な心臓をもった被験者の場合、ベクトルループは上
前右から下前左へ通過しそして反対後ろへ向かった後再
び上前右に通過する。すなわち、ベクトルループは矢状
面に関して傾斜する面の上または面に平行で大きいかま
たは小さい範囲にある（第１図によれば３つの誘導点ｉ
ｔ　、Ｅ２およびＥ３に囲まれた面積）。この面内のＥ
ＯＧ誘導はベクトルルーズの変化に対して極めて敏感な
方法において結果的に反応しなければならない。このベ
クトルループは２０００以上のＥＣＧ測定において確認
された。この面は２つの直交する向きの投影Ｘおよびｙ
を形成するために使用されそして投影２゜を形成するた
めの前面はＮｅｈｂ面に直交する。

Ｎｅｈｂの場合は別として、三角関数法にとって有利で
ある直交座標誘導を得るために１点ｖ７け矢状面に関す
る三角形傾斜の背部誘導点としては選ばれず、Ｅ２に対
応するｖ８が選ばれる。これはＪｔｉ、　（心臓の頂点
）Ｋ対応する点ｖ４に対して傾斜した矢状面と−なる。

このように前記頂点上に直角が得られ、誘導Ａは通常の
ＢＯＧ用語による、　　　を 誘導工に直交するうさらに、Ｅ２に対応する誘導点ｖ８
は明瞭に決定することができかつ容易に発見できる。背
部誘導点としてＷｉｌｓｏｎによる点ｖ８の選択によっ
て、点Ｅ、＃２−Ｅ４を有する平面が得られる。この面
を以後、傾斜矢状面と呼称する。

Ｎｅｈｂによって使用されたこの誘導の名称り、Ａおよ
び工が得られる。

現直交座標系のｙ軸と平行に誘導ＡをそしてＸ軸と平行
に誘導工を選定することによって、誘導Ａは軸ｙ上のベ
クトルの投影として仮定することはできず、そして誘導
工は軸Ｘ上のベクトルの投影と考えることはできない。

実際に、ベクトル合成の目的からは、３つの誘導り、Ａ
および工の全てはＶ：Ｊ）＋Ａ＋Ｉの形でベクトル的加
算をしなければならない。このように形成されたベクト
ル和は第２図で示すようにＸ軸およびｙ軸上に投影され
る。以下の式は三角関数法演算の後得られる。

ｘ＝ＤｃＯＦ３４５°−Ｉ　＝：０．７　Ｄ−１ｔす３
１”＝Ｄｆｌｉｎ４５°十Ａ＝　ｏ、ｙ　Ｄ＋Ａ　　　
　　　　　（２Ｊこのような２軸に直交する付加的なベ
クトル投影は、直交座標系での第３の軸として必要とな
る。この投影２゜は点Ｅ１．Ｅ、およびＥ４の前面三角
形内の誘導によって得られる。これらの点Ｅ。

およびｆ！！４け傾斜矢状三角形の前面誘導点を表わす
０点Ｅ５は、第３図に示すように点Ｅ、およびＥ４から
等距離でこれら２線間が９０度で゛あり、したがって直
角二等辺三角形を形成するような方法によって選ばれる
。以Ｆの誘導はこの三角形によって得られる。すなわち
、Ｅ４からＥ３までの水平誘導Ｈ，Ｊｌ！！、からＥ、
までの垂直誘導ＶおよびＥ、からＥ４までの前方誘導Ａ
が得られ、それによってこれは傾斜矢状三角形り、Ａ、
　Ｉの誘導ＡＫ等しくなる。同様の手法によって、ベク
トル加算のための方法における正しい符号および軸内の
三つの誘導の同時変位したものを連結することによって
この前面三角形内にベクトルを形成することも可能であ
る。このベクトル和の関係は第６図における軸２゜上の
投影である。このＺｏ軸は、誘導Ａ上の点Ｅ３から垂直
でありしたがってＮｅｈｂ平面上にある。この垂線は点
Ｅ３での直角の二等分線であるから、ベクトルのこの投
影２゜は三角関数法によれば（Ｖ−Ｈ）・ｓｉｎ　４５
°として表わすことができる。正符号の場合、ペクトｚ
ｏ軸は、下向きである時正で、そして上向きの時負であ
り、傾斜矢状面に常に垂直であり、したがって軸Ｘおよ
びｙに垂直である。総括すれば、３個の直交軸投影ｘ、
ｙおよび２は以下のように表わすことができる。

Ｘ　＝＝　ＤＣ０８４５°＝Ｊ　：０．７　Ｄ−■＋す
ｙ：　Ｄ　ｅｌｉｎ　４５°＋Ａ　＝＝　ｏ、ｙ　Ｄ＋
Ａ　　　　　　　　（２）Ｚ　＝：　（Ｖ−Ｈ）　ｓｉ
ｎ　４５°：０．７　（Ｖ−Ｈ）　　　　（３）Ｑ、Ｒ
８およびＴの最大ベクトルの計算およびこれら２つの最
大ベクトル間の立体角φの決定は空間三角法によって行
なわれる。空間ベクトルは１および２によって示されそ
してＸ、７および２軸上へのこれらの投影は直交空間座
標系に属する上述の量としてｘｌ　１ｙｌ　１ｇ１ｌお
よび”２１　ｙ２　ｔ　ｚ２で示される。　　　　　　
　、） ベクトル演算のために通常１吏用される立体角。

φの式は次のようになる。

スカラー積は分子によって得られそして２ベクトルの絶
対値の積は分母によって得られる。

ベクトル１の長さは、 ム、嶋ｊセ￥、’、−２−）“　　　　　　（５うであ
り、これに対しベクトル２の長さは、Ｚ（ｘ２’＋７２
’＋２２’　）　　　　　　　　　（５’）である。

分極の最大ベクトルはしたがってｃｇｔｓのベクトルル
ーズの点であり、その３つの投影ｘ、ｙおよび２の象限
の和は最大である。すなわち次式％式％ （６ したがって同じことがＴルーズの最大ベクトルのために
も妥当する。

ｖＩｎ＆Ｘ　（Ｔ）　＝Ｖ”（ｘ２’＋Ｘ２’＋ｚ２’
）ｍａｘ　　　　　（６つ角φは別として、関心はＱＲ
８およびＴの空間における最大ベクトルの位置にも及び
、したがって、一方では傾斜矢状面内にそして他方では
前方面内におけるベクトルの投影を決定する必要がある
。電気的心電図法特にベクトル心電図法の歴史的理由か
ら、空間座標軸は、数学的には特異な方法、すなわち人
体に関連づけてＸ、７および２軸を規定し、原点をこれ
らのはソ中心に配置することによって、決定されること
を認識すべき、である。身体の長さ方向に柑る上Ｆ軸は
ｙ軸であり、負のｙ軸は上方の頭に向かい正のｙ軸は下
方に向かう。水平軸はＸ軸であり、正のＸ軸は右手に延
び、負のＸ軸は左手である。

２軸は身体の前から陵へ横切って通過しすなわち、正の
２軸は身体の中心から前方を示し、負の２軸は後方を示
す。これは通常の通りであり、第１図に示すｘｒ　７　
＋　ｚｏ　系に対応する本発明に関する直交座標系であ
りそして矢状面に対して４５度傾斜している。

軸Ｘおよびｙによって決定される傾斜矢状面は３６０度
内に細分される。すなわち０度は水平後方に固定され、
９０度は左および下方、１８０度は前方そして一９０度
は上方および右である（第４図参照）。直交座標軸Ｘお
よびｙの極座標への変換は、傾斜矢状面の極角度αとす
れば次式によって行なわれる。

象限ｌａｘ負、ｙｊＥ　　−ａａ＝ｔａｎ、　’　ｆｆ
−ｚ８ｏ°（８）Ｘ 象限ｍａｘ負、ｙ負　）α＝ｔａｎ−にｎ−＋ｏｏ°（
９）Ｘ １−ｙ 象限■：ｘ正、ｙ負　卓α＝ｔａｎ　　−（Ｉｎ）＋Ｘ 例：ｘ＝−１０、ｙ＝−４−１５、このベクトルは象限
Ｈになければならない。

５ ）α＝　ｔａｎ　’　−＋　Ｉ　８０°＝１２４゜０ この例は第４図の象限区内にプロットされたものである
。

この方法は傾斜矢状面のｙ軸を基として使用して、前平
面内に直交座標２およびｙに変換する際も使用され、そ
の結果０度は左Ｆ部へそして１８０度は右側へ傾斜する
上向きとなる。前平面におけるベースはしたがって身体
の軸すなわち傾斜矢状面に対して４５度となりＦｒａｎ
ｋ誘導のように水平にはならない。前平面における極内
はβに選ばれる。角βは前平面上の正確な投影を与え、
そしてもしもβが正であればベクトルは傾斜矢状面の下
を通過しまたもしもβが負であれば上を通過する。

誘導り、Ａ、工およびＨ，Ａ、Ｖの基礎により、すなわ
ち電気的誘導信号の使用によりＱＲ８およびＴノ最大ヘ
クトルの決定は本発明にかかるカルジオゴニオメータ−
（Ｃａｒａｉｏｇｏｎｉｏｍｅｔｅｒ　）の機能である
。５種類の誘導信号、Ｄ（背部二ｄｏｒ８ａｌ）Ａ（頂
部：　ａｎｔｅｒｉｏｒ　）、■（１部：　ｌｏｗｅｒ
　）、Ｈ（水平：　ｈｏｒｉｚｏｎｔａｌ）およびＶ（
垂直：ｖｅｒｔｉｃａｌ　）は、４測定点Ｂ１．Ｅ２．
Ｅ５およびＥ４Ｃｍｉ図）ならびに３つの投影”　ｖ　
７およびｚｔ／Ｃ変換するだめの上述の式（１、（２）
および（３）によって形成される。時間に関する３種の
合成電気信号は、例えば３ミリ秒のような時Ｍ　ｔｉＪ
ｌｍ　Ｋおける測定によって投影に相当する３つの曲線
路を形成し、平方して加算されそして最後にこれらの値
は再利用のために記憶装置に記憶される。これは一方で
は値ＱＲ８Ｋ：そして他方では値Ｔに対応するＯＴ波と
次の心拍ｐＰ波との間の値ＴＫ関して零ライン（線）は
決定されそして必要ならば対応する修正が行なわれ、ま
た全ての記憶値は確立され九零値に関係がある。一方で
は”１＋７１　およびＺｌ　、他方では”　２　ｅ　７
２および２．の最大合成象限が決定される。仁のデータ
を基礎としてカルジオゴニオメータ−はついで式（４）
により　ＣＯＳφを計算し、これからｃｏθ−１φを決
定する。このよ、　　うに与えられた単一の心拍の角φ
はほとんど瞬時に形成することが可能である。カルジオ
ゴニオメータ−は次いで式（７）〜（１のによって角α
Ｒ２αＴ。

βＲおよびβＴを計界しまた基礎データ”１　ｓ’ｆｌ
　ｓｚｌ　’　”　２　ｖ　７２　ｔ　Ｚ　２を含む前
記データが記憶される。

仁のように全部で１１のパラメータは同じ心拍によりて
得′ることができるが、心拍間隔は１２番目のパラメー
タとす込ことができる。その代り、緩速で変化する零線
□゛の問題はディジタルまたはアナログの高域通過フィ
ルタによって解決される。

カルジオゴニオメータ−の動作確認は、例えば３チヤン
ネル心電計（第９図）の記録投影Ｘ。

ｙおよび２を同時に接続する仁とによって行なうことが
できる゛。カルジオゴニオメータ−によって計算された
信号合成値は曲線路を含みストリップ上にマークされる
。その結果ＥＯＧの通常の表記を基礎として読取られ、
またある演算データまたは誘導の実際の投影のグラフ表
記も得られる。

カルジオゴニオメータ−の実際の例によれば、６測定Ｉ
Ｉ、φ、αＲ９βＲ１αＴ、βＴならびに心拍間隔はプ
リンタ（第５図）上で連続的にプリントされる。この方
法では、測定は概略各３心拍で実施される。このように
短時間で一連の測定が患者に対して行なわれ、これらの
測定は例えば平均値および標準誘導のような統計的値の
決定をも可能にする。

１例として、標準値は以下の基準を満足する健康な心臓
を持った＋００被験体の群（グループ）によって決定さ
れた。

１　器質性心臓病の臨床記録のりい者、２、　従来法に
おける１２標準誘導において正常ｆｆ１ＯＧの者、 五　心拍数１０以上にわたって本発明にかかる５パラメ
ータφ、αＲ２αＴ、βＲ２βＴの全てが一定値すなわ
ち±５度以下に分散している者。

これは各心拍の偏向および復帰が同じ″′屯気気径路に
あることを意味する。このように決定された値は以下の
通りである。

φ　　αＲβＲαＴ　　βＴ ｘ　１５°　８９．９°　９．４°　　９８°　６．２
ｃパ８７．９°　　１１．６°　　７．８°　　１０．
５°　　　８．８゜標準限界として±２標準誘導を選ぶ
と、健康な心臓の被験体を仰臥させた標準値が以下のよ
　゛うに得られる。

φ二００　〜３１゜ αＲ＝６５°〜１１５゜ βＲ：＝４−２５６〜−１０゜ αＴニア５°〜＋２０６ βＴ＝＝＋２０°〜−１５゜ このグループは年齢１４ないし８９歳の男５６人および
女４４人を含み、±２標準銹導によってカバーされる統
計の場合の９５．４％となる。

通常の場合、脱分極および再分極のための最大ベクトル
は互いに極めて接近し、空間φにおける実際の角度は０
°から３１’（１５°＋／−１ｓ°）を示す。３１０よ
りも小さな角度では、病理学上の状態は、もし脱分極お
よび再分極の両者が乱されれば、また存在する。このよ
うに、−Ｈ’なことは矢状面および前面に関してＲｍａ
Ｘおよび”ｍａｘの位置を付することである。これらは
中央腋の下Ｉｌ！（角α＝９０°）のまわりの小円内に
配位されそして傾斜矢状面のわずかに上または下に配位
される。第６図は上記点を図示するものである。

この電気的中心（第６′図’１１１１４（いベクトル矢
によって示す）から前、後、頂部および底部ならびにま
た後面（第６′図による球状面に表わされることを意味
する）上までのベクトルの発散は病理上の結果を意味す
る。このように、Ｒベクトルの典型的置換が得られる。

すなわち、ブロック図の場合、梗塞後のＲ喪失の場合と
同様にＬＳＥおよび／またはＲＢＢ　、　ＬＡＦＢまた
はＥＦＥの置換が生ずる。さらＫ、各再分極騒乱は障害
の焦点と反対の方向へのＴベクトルの発散として表われ
る。

左側方位置において、心臓は一般には’ｆ１０度後方に
位置する。このように角度αに関して標準値は１０度後
方に位置する。すなわちαＲ＝＝５５°から１０５°；
ａＴ＝６５°から１１００である。

左位置において右冠状動脈（ＲＯＡ　）に生ずる問題は
、冠状動脈被験体のコロナグラムと比較して本発明を使
用する場合、確実であるとの考えが以前から広く持たれ
てお沙、その結果左側方位置において局所貧血め、、場
合の右冠状動脈の範囲〜 でＴベクトルの前方置換（αＴが１１０度以上となる）
が生ずる。また角φの開放または増加が生じ、この角は
最大ベクトルＱＲ８および７間のスペースにおける実際
の角を示す。このように、通常の測走では、左位置にお
けるコロナグラムは常にＲＯＡの小機能テストとして位
置づけられるＯ Ｔベクトル値の大きなまたは小さな変動は技術的に完全
な投影”　＋　７および２の場合、冠不全を伴なう被験
体の一連の測定において発見される。

１０測定の標準偏向はたまたま５度以上の一定値以上と
なり、これはしばしば心筋局所貧血であることを示す。

本発明にかかるカルジオゴニオメータ−および誘導法は
前壁梗塞の起こる僅か以前の狭心状態にある被験者にお
いて浮動的現象を観察するための時間を可能にする。

ｉ７Ａ図および第７Ｂ図は本発明にかかる方法を実鵬す
るための装置を簡単に形成したものである。第７Ａ図に
おいて、人体から得られる情報は４装置段１０，２０，
１および４０内でディジタル量に分割される。第１の段
１０は第１図に示しだような誘導を行なう。これらの誘
導は４個の胸部電極Ｅ、〜八および好ましくは右腕に固
定されたアースル極を使用する本発明の誘導法によって
得られる。原則としてこの四面体から得ることができる
６個の誘導の、３つは線形で独立しており、本例では５
つが使用される。点Ｅ２およびＥ５間のさらに示されな
い誘導は興味のない投影面に沿って考えられることから
使用されずまたは無駄なものとして除外される。５つの
誘導は水平の■、背部のＤ１垂直のｖ１低部の工および
前方のＡとして示される。これら５誘導の電気信号は誘
導段１０によって座標形成段２０へ導かれる。座標形成
段２０内では求められた投影が直交座標系に誘導される
・これは適当なアナログ回路網２２によって行なわれ、
またディジタル化座標変換形成段２０において直接法に
より３つの線形独立誘導を得ることも可能である。ここ
に得られた投影ｘｔ　Ｙおよび２は座標形成段２０から
サンプリング段３０へ通過せしめられる。ここに各誘導
の投影はサンプルおよびホールド回路３２によってサン
プリングされる。得られた誘導を並列から直列に変換す
るだめのマルチプレクサ回路３４はサンプリング段５０
の一部を形成する。

個々の投影の直列に得られたデータは、サンプリング段
５０から、簡単にいえばアナログ／ディジタル変換器４
２によって形成されるディジモル化段４０内へ導かれる
。Ｘ、７．Ｚ投影は、実際の目的に適合するようにこの
段において例えば８ピツ）Ｋ解析または再解析されてデ
ィジタル化される。しかしながら、測定のより詳細な表
示のためまたは電気信号内からまた知られていない効果
を見出すためには、１６ビツトまたはそれ以上の解析を
行なうことも可能である。

記号的にはこのディジタル化された投影は（Ｘ。

７　ｒ　ｚ）ａｌｇとして表わす。

第７Ｂ図は、ディジタル化された投影（ｘｌＦｌｚ）　
ｄｉｇを対応する有益な量にミーするだめの本発明にか
かるカルジオゴニオメータ−の要部５０を対応する機能
を極端に簡焉化して示したものである。前述の例に従え
ば、これらはＱＲ８およＴ最大ベクトル間の間隔におけ
る実際の角度φと、本発明によれば直交軸ではない座標
に関する値αＲ２αＴ、βＲおよびβ丁とを有する。も
つとも、これら誘導が直交座標ではないとしても、誘導
から計算された投影ｘ、ｙおよび２は心拍間隔、例えば
２つのＱＲＳ側部の間に得られる直交座標のデータとし
て使用される。カルジオゴニオメータ−５０は、実際の
心拍データを含むランダムアクセス形の記憶装置５２お
よび処理プログラムを含む記憶装置５４を有する。この
処理プログラムは、データ管理のために必要とされ、例
えば、モトローラ型６８００のようなマイクロプロセッ
サによって実施することができる。

またカルジオゴニオメータ−では図示されていない中間
記憶装置からの有益なデータを有効に形成するためのス
イツｌチング回路網５８を有す６゜したヵ、つエデーダ
゛°はカヤジオ、＝オ、−２−から自然に直列データと
して供給することができる。厳密にいえば、前記データ
は、例えばディスプレイ装置、プリンタ、スクリーン等
のような周辺装置によって変換された後にのみ得られる
が、この簡単化された記載では、いかにして被験者に取
付けた電極から診断上有効な信号結果を導きそしてデー
タ処理をするかのみを開示する。

第８図は心拍インターバルの時間依存プロセス段を図示
するものである。ＦＩＣＧ曲線の典型的図形は完全に得
られたＱ、Ｒ８複合部から部分的に得られたＱＲ８＋、
複合部までの期間内の切断波形として示される。閾値１
におけるＱ、Ｒ）　！Ｊガーに続いて、スタートは心拍
インターバルτの測定が行なわれる。このτ二（Ｑ、Ｒ
８，ＱＲ８＋１）ｔの細分されたものは種々のデータ区
分ｔｃｌＲ８＊　ｔｐ　；　ｔＴ　＊ｔＯＶＩ　ｔＱＴ
のように個々に記憶され、時間ｔ。Ｖに付随する極めて
重要なデータを示す。この点において、曲線の基準線が
測定され、次いで平均された後電気的中性点零ボルト（
Ｏｖ）と比較される。この基準線電圧ＢＳは振幅値依存
の全ての量、例えば図示されたＱＲ８値ＭＱＲＢおよび
実際の生化学的零線等の修正値として使用される。

第９図は本発明にかかるカルジオゴニオメータ−の詳細
を示、すものである。５種類の誘導り。

Ａ、■、■およびＨの各電気的測定値は各々の入力増幅
器２４を経てアナログ演算回路網２５に印加される。こ
の回路網２５は本質的には座標形成回路２２を形成し、
この回路網内で、与えられた式に応じて投影”ｔＴおよ
び２が決定されそして各投影量の信号を形成することが
できる。

これらの信号は並列作動心電計またはその記録装置にお
いて記録することができる大きさに出力増幅器２６で増
幅され、このために取出し線２９が設けられる。

Ｘ、７．”ｊ；信号は巷別の増幅器３１を介してサンプ
ルおよびホールド回路３２に供給される。このサンプル
時間は制御回路５５からの線３５によって４見られる制
御プログラムによって決定される。これらと同期してマ
ルチプレクサ６４は同じ制御回路５３からの線３６の制
御のもとに発生する信号をサンプリングするために制御
されなければならない。この回路部ではアナログ信号処
理が行なわれ、アナログ信号はアナログ／ディジタル変
換器４２でディジタルデータに変換される。前述したよ
うに、本実施例では８ビツト解析が使用されるが、格別
の費用増を伴なわずに１６ビツト解析に拡げることがで
きる。ディジタルデータ処理部は入力回路５１、データ
記憶装置５２および制御プ四グラム記憶装置５４、なら
びに付随するマイクロブ四セッサ５６から構成される。

ランダムアクセス記憶装置がデータ記憶装置として使用
されるが、ｇＰＲＯＭ記憶装置が制御プログラムの記憶
装置として有利に使用できる。第７Ｂ図に示すように、
記憶データは第８図に示すような心臓リズム曲線のディ
ジタル化したものであるが制御プログラムは第１１図の
方法のストラクトグラム（処理系統図）を表わすもので
ある。

ストラクトグラムが開示′７九る前に、アナログ／ディ
ジタルアダプタモジュールの詳細な説明がなされるべき
であろう。問題の回路網は第１０図に示されており、！
、７．Ｚ入力増幅器３１応するサンプルおよびホールド
回路６２に接続され、これら回路は、入力回路５１から
マイクロコンピュータまでが図示されていない制御回路
網５３および供給線３５によって順次同期化される。ア
ナログ信号である”１７および２デ一タ信号は別にして
、マルチプレクサは、ディジタル入力回路５１を介して
マルチプレクサが命令０．１を発すると同様にチャンネ
ル選択命令を受取る。さらに入力増幅器６１および中間
増幅器３８は増幅度に関して同じ回路から制御される。

マルチプレクサからのディジタル化されるべき心臓リズ
ム信号は増幅器３８で中間的に増幅された後アナログ／
ディジタル変換器４２に印加される。この変換器は状態
表示の目的で線路を介して入力同時５１ならびにデータ
バスに４１’）、 接続される。入力回路５１は他の線路を介しての変換信
号によってアナログ／ディジタル変換器をスタートさせ
る。通常の方法では、入力回路５１は、３つのバスシス
テム、すなワチテータバス、アドレφバスおよび制御バ
スを介してマイクロコンピュータに接続される・ 最後に、第１１図は簡単化された形のＪａｃｋｓｏｎス
トラクトグラムを示すものである。Ｊａｃｋｓｏｎスト
ラクトグラムは上から下へおよび左から右へ読まれる。

図の左からこのストラクトグラムを考察すると、第１段
は探知相であシ、この相では被験者に装置を取付けそし
て増幅度、サンプリングインターバルおよびこれから決
まる心拍インターバル等のパラメータを設定する。この
目的のために第８図による３〜６サイクルが使用される
。心拍インターバルは２心拍間の時間測定で得られるか
ら、第８図に示した各種データ区分の被験者毎の適合が
行なわれる。これはデータアキジションによって後続さ
れ、それによってトリーガ点、心拍決定およびオフセッ
ト修正が得られる。心拍信号は例えば５ミリ秒間隔の間
連続的にサンプルされる。心拍サイクルの測定値は、ト
リーガ点が検出された後にのみ記憶されそして評価され
る。このトリーガ点はＱＲ側部の所定傾斜（酸度）を超
えることによって決定される。トリーガ点は確認されそ
して心拍決定が繰返されたのに引続いて、関数ブロック
の上布に小さな星によって示される。各３つの心拍は本
実施例のデータ変換速度では容易に決定することができ
る。もし、必要な付加的費用を掛ければ各心拍は決定す
ることができる。

予備的開発段階では、信号の処理はデータ変換および調
製と同様に最大ベクトルＲおよびＴの計算、量αＲ２α
Ｔ、βＲ２βＴ等の計算に関するものである。計算され
た量は、いわゆるオンライン読取りのだめの評価に使用
され、すなわち測定値はしばしばベッドサイド法と呼ば
れる被験者の測定の間の診断のために読取られる。これ
らはディジタルディスプレイ上での測定データリードア
ウト、ｄ己録およびファイリングの目的でこれらのリー
ドアウトおよびその他のデータ、また同様にグラフを追
跡するためにスクリーン上へのリードアウトを含む。ま
たいわゆるオフライン評価、例えば被験者から離れてい
る場合、記憶装置５２からの記憶された信号は例えば統
計等のその他のデータ処理のために使用される。

この場合大量の記憶容量が転送された値はより大きなコ
ンビニ〜りで対応する複雑なプキグラムによりさらに評
価することができる。

従来技術の心成計では、測定値が一面にしか含まれない
ことから同じ心拍内で心臓の電気法による完全決定が不
可能であった。これは三次元誘導法すなわちベクトル心
゛成図でのみ可能である。病床側ベクトル心電図法の第
１段階としてのカルジオゴニオメータ−法は新規かつ技
術的に簡単な三次元紡導システムとして使用され、プの
最大ベクトルのみが決定される。しかしながらこれら２
つの量の情報内容は極めて大きい。

従来は病床において測定値めより複雑な評価を得ること
は不可能であった。従来技術、例えばＨａｒｏｌｄ　Ｋ
ｅｎｎｅｄｙ　の１９７７年米国特許第４１０６４９５
号に開示する装置は身体上の測定データおよびこれらの
記録を修正し、次いでコンピュータにより時間消費によ
る評価が行なわれていた。このように１または数心拍内
の複合関係の事実上の直接決定、評価および再現が現実
的に必要とされる。オンライン評価はエルゴメータの医
学的用途および全ての触診の場合に、例えばスクリーン
上で心臓の反応の観察を可能にする。

Ｑ、ｆｌｓベクトルはいわゆる電気的心臓軸に対応する
。空間でのＱＲＥＩベクトルの位置は、横位置、急傾斜
位置、水平位置、左タイプ等の用語によって定貫的に特
徴づけられる。これらの量的用語の場合、カルジオゴニ
オメータ−法（ＯＧＭ　）は空間的に明らかに限定され
るような方向が与えられる。この方向のわずかな変化は
、例えば心臓肥大または異常発達、左前筋部の現示等の
増加ま九は減少のよう一時間の経過を、従来技術にかか
る測定による標準の心電図法でなんらかの変化を知る以
前に時間の経過として知ることができる。例えば左横位
置内のＱＲＢベクトルの位置変化または例えばニトログ
リセリンのような薬剤を投与した後のＱＲＳベクトルの
位置変化のような激しいテストにおけるＱＲＳベクトル
の変化は、冠状動脈の隔壁での局部検出および小循壌を
可能にする。

Ｔベクトルの位置変化は、心臓の再分極状態の情報例え
ば梗塞における代謝または散逸の乱れの情報を与える。

もし後壁（ＲＯＡ）の局所貧血がある場合は、Ｒベクト
ルは標準位置にはなく前方位置となり、また前壁（ＬＯ
Ａ）　Ｋ局所貧血の場合は、標準範囲の外側でかつよシ
後方に形成される。これらの変化は前壁または後壁の局
部代謝の場合にも現われる。もし休止時の梗塞が適切な
発散を生ずる場合は、Ｔベクトルは標準領域の外側には
ならない。これは相対的局所貧血、例えば、二）ｏグリ
セリン投与後の冠状発散を減することによる冠不全の潜
在の確認が可能である。冠発散の減少は予負荷または拍
動量の減少、すなわち血圧低下、ならびに心拍数の増加
をもたらす０両効果は冠発散の減少をもたらし、この減
少は既に僅かに狭窄した冠状における特別の効果を有す
る。局所貧血梗塞点゛から離れるＴベクトルの転移が結
果として生じそしてこの効果は冠状経験者の場合に明ら
かであり、エルゴメータ法が不要となる。

もし冠状狭窄が不完全である場合は、Ｔベクトルの転移
が生ずる。このフローティングといわれる効果は本発明
にかかるカルジオゴニオメータ法による直列測定によっ
て見出された。この効果は心臓の正弦圧迫等による後の
短時間の心臓停止の後に特に敏感でありかつ観測するこ
とができる。

これら２ベク上ルが心臓内の循環問題に対して極めて鋭
敏であるから、カルジオゴニオメータ法は被験体心臓の
モニタ、および梗塞発作または心臓手術後のモニタに特
に有利である。

無害で全く副作用の生じない検査法としてのカルジオゴ
ニオメータ法は、例えば喫煙者、糖尿病患者、管理者お
よび過度コレステロール患者等のような心筋梗塞になシ
易い被験者についての潜在性冠不全の早期発見のための
定期的年度検診のためＫも好適である。この方法は冠状
動脈の障害にも極めて敏感かつ直接に作用するので、心
臓能動化薬剤のチェックのためＫも有効である◇ カルジオゴニオメータ−は単に最大ベクトルを記憶する
のではなく両ベクトルループを完全に記憶するので、さ
らに、例えば初期ベクトル同様に時間ｔｘにおけるベク
トルＸの表示のように不規則な時間間隔のような量ま九
は大きさをオフライン法で得ることができる。また、最
大ベクトルのみならず完全なＱＲＢループおよヒＴルー
プもそれぞれ個々にまえは例えばフローしながら直列に
１これらをスクリーン上に表示することも可能である。

このように正確かつ完全にコンピユータ化され九心臓ｉ
断が行なわれその結果本発明にかかるカルジオゴニオメ
ータ−の小形化が達成されるので、殊に外来診察部門で
も特に有利である。

【図面の簡単な説明】

第１図は、本発明に力≧かる４点誘導法の説明図である
。 第２図は、投影の表示およびこれらの和ベクトルの形成
の説明図である。 第５図は、３誘導を含む前（額）面の形成の説明図であ
る。 第４図は、傾斜来状面の象限ダイヤグラムである。 第５図は、本発明にかかる心臓パラメータの表示である
。 第６図および第６′図は、デカルトおよび極座標表示の
ＴベクトルおよびＲベクトル方向のための統計上の標準
領域の確定図である。 第７Ａ図および第７Ｂ図は、本発明にかかる方法の実施
のための装置である。 第８図は、ｆｔｎｏＧ曲ｉトの部分図である。 第９図は、本発明にかかるカルジオゴニオメータ−の実
施例のブロック図である。 第１０図は、第９図の詳細図である。 ムである。 １０　・・・銹導段（ステージ） ２０・・・座標変換形成段 ６０・・・検出段 ４０　・・・ディジタル化段 ５０　・・・肝価段 １００　・・・カルジオゴニオメータ−２５・・・アナ
ログコンピュータ回路Ａ５１．５２，５４．４２　・・
・アナログ回路網５１．５２，５５，５４，５５，５６
．５７　・・・マイクロコンピュータＵ） ０ − α〕 」−続補一平町＜Ｊｉ　ｔ） 昭和９８年２　月２９日 特許庁長官　　若杉和夫　殿 １、　事件の表示 昭和　ケ８年特許願第　２０ダ６ｑ号 ２、　発明の名称 ３、補正をする者 事件との関係　　出願人 ４、代理人 住　所　東京都港区虎ノ門二丁目８番１号（虎の１“１
気ヒル）〔電話０３　（５０２）　１４７６　（代表）
〕５、補正命令の日附 昭和９８年　夕月ｌｌ　日 ６、補、Ｅ、）対象　　　　　　　　　　　　・霞）朗
＠４　％　１４１＋取千査ら９行目−印のｌ″％ｂ／　
）図、　謳′渾ｂＡ図、　　Ｈも１氏、し１′ろ、　　
　。 、、″・、

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 （１）誘導電極の手段によって人体の生成界を自然の心
   臓に関連する信号として電気的に検出する方法において
   、幾何学的電極配置が以下の通りであるカルジオゴニオ
   メータ−法。 （７）　　ウィルソンに関する点ｖ４にある第１電極、
   （イ）　ウィルソンに関する点ｖ８にあって前記第１ｆ
   ｌ！極の側方にある第２成極、 （ロ）　前記第１電極上で実質上垂直をなしていて、前
   記第＋　ｒ［極と前記第２１極との間の間隔の０．６な
   いし０．８倍の間隔に位置づけられた第６屯極、 に）　前記第１電極および前記第３成極を結ぶ線に対し
   略直角をなしかつ右体側の方向へ、前記第１電極と前記
   第２准極との間の間隔の０．６＝ないし０．８倍の間隔
   に配設された実質′上水平の第４電極。 （２、特許請求の範囲第１項記載の方法においで、前記
   第３電極と前記第１電極との間隔および前記第４１減極
   と前記第５　ｆｌｉ極との間隔が、前記第１電極と前記
   第２電極との間隔の１／、／２’倍に等しいもの。 （６）人体から得られる心臓に関する信号を峨気的に処
   理する装置において、以下の各段を有する装置。 （乃　座標変換形成段（２０）、 （イ）　検出段（３の、 較）ディジタル化段（４０）、 に）評価段（５０）。 （４）特許請求の範囲Ｍ３項記載の装置において、前記
   座標変換段（２０）が、座標内の直交軸投影であってか
   つ誘導電極によって形成される形状の空間に関連する投
   影を形成するためのアナログコンピュータ回路網（２５
   ）から構成されるもの。 （５）特許請求の範囲第３項および第４項のいずれかに
   記載の装置において、 直交軸投影の信号を処理するアナログ回路網（５１，５
   ２，３４，４２）およびマイクロコンピュータ（５Ｌ５
   ２，５３，５４，５５，５６，５７）から構成されるカ
   ルジオゴニオメータ−（１００）からなるスイッチング
   回路を有するもの。 （６）特許請求の範囲第５項記載の装置において、誘導
   ７に極の配置によって形成される空間の座標上の直交軸
   投影の信号（ｘ、ｙ、、ｚ）を並列に記録するための装
   置（２９）が配設されるもの。 （７）人体から得られる心臓に関する信号を電気的に処
   理するために、（７）座標変換段（２０）と、（イ）検
   出段００）と、（つ）ディジタル化段（４０）と、ｔｆ
   ｆ−）評価段（５のとから成る装置を使用するだめの方
   法において、 カルジオゴニオメータ−を構成するスイッチング回路網
   によってさらに処理される以前に、誘導成極の配置によ
   つ′ｌｌｃ′形成される空間の座標内に直交軸投影（Ｘ
   、７．ｚ）が形成される方法。 （８）特許請求の範囲第７項に記載の方法において、２
   心拍間の時間間隔を測定しかつ固定する処理段階が含ま
   れる方法。 （９）特許請求の範囲第８項記載の方法において、前記
   時間間隔が、生化学上の零線を決定しかつ限定するため
   に与えられる方法。 （１０）特許請求の範囲第９項記載の方法において、前
   記時間間隔が、生化学上の零線を決定しかつ限定するた
   めにＴ波の後方でかつＱＲ側部゛の前方に位置づけられ
   る方法。 （１１）特許請求の範囲第１０項記載の方法において、 測定データが生化学上の零線に関する方法。