JP2511003B2 - 心電計により得られた値の表示方法および装置 - Google Patents
心電計により得られた値の表示方法および装置Info
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Description
【発明の詳細な説明】 産業上の利用分野 本発明は、心電計により得られた値の表示方法に関す
る。この値は、誘導電極によって誘導され、増幅器およ
び表示手段を介して表示される。さらに本発明は、この
方法を実施する装置にも関する。この装置は、誘導電極
と、該誘導電極に対応する増幅器および表示装置を有し
ている。
る。この値は、誘導電極によって誘導され、増幅器およ
び表示手段を介して表示される。さらに本発明は、この
方法を実施する装置にも関する。この装置は、誘導電極
と、該誘導電極に対応する増幅器および表示装置を有し
ている。
従来技術 心電図検査法は、心筋の活動により生じる電位を測定
することによって心臓の活動を測定する重要な方法であ
る。
することによって心臓の活動を測定する重要な方法であ
る。
発明の解決すべき問題点 心電計により得られる値は、多くの場合時間的に連続
した曲線として現われる。この値を解析することは確立
した診断方法であるが、前述の曲線と空胴筋の収縮との
関係が不明瞭だという欠点がある。この原因は、心筋に
より形成される電気的ダイポールが最大値になったと
き、即ちすべての筋肉のすべての繊維に及んだときに電
気信号が最も大きくなることにある。この状態は主に、
筋肉の収縮領域の拡がりが心筋の中心にまで進行したと
きに起きる。そこでは収縮領域はパーセンテージからい
って最も強く増大する。
した曲線として現われる。この値を解析することは確立
した診断方法であるが、前述の曲線と空胴筋の収縮との
関係が不明瞭だという欠点がある。この原因は、心筋に
より形成される電気的ダイポールが最大値になったと
き、即ちすべての筋肉のすべての繊維に及んだときに電
気信号が最も大きくなることにある。この状態は主に、
筋肉の収縮領域の拡がりが心筋の中心にまで進行したと
きに起きる。そこでは収縮領域はパーセンテージからい
って最も強く増大する。
つまり活動信号が、収縮領域の微分商にほぼ相応す
る。しかし、収縮領域の空間的拡がりに相応する値を得
ることが望ましい。
る。しかし、収縮領域の空間的拡がりに相応する値を得
ることが望ましい。
心臓の電気的活動の測定により得られる情報内容は大
きいが明瞭性を欠く例として、ベクトル心電図がある。
きいが明瞭性を欠く例として、ベクトル心電図がある。
従って本発明の課題は、一方では測定された電位にの
み依存し、他方では心筋の収縮部分の空間的拡がりの像
が得られる、心筋活動の表示方法および装置を提供する
ことにある。
み依存し、他方では心筋の収縮部分の空間的拡がりの像
が得られる、心筋活動の表示方法および装置を提供する
ことにある。
問題点を解決するための手段 本発明によれば、この課題は次のようにして解決され
る。すなわち、心筋の一全周期よりも短い間隔で、誘導
電極の信号を時間に従って取り出し、デジタル化し、更
に、興奮電位の広がりを表す座標を計算するために、コ
ンピュータに供給し、前記座標を用いた計算によって、
各断層面または各断層線を求め、かつ表示装置に表示さ
れる心臓模像ないしモデルに、前記各断層の間隔毎に連
続して記入し、その際、心筋を１本または複数本の電気
的ダイポールから構成されているものと見做し、かつ、
前記各断層面を前記１本ないし複数本の電気的ダイポー
ルに対する規準面として形成し、それによって心臓像に
おける興奮過程を認識できるようにしたのである。
る。すなわち、心筋の一全周期よりも短い間隔で、誘導
電極の信号を時間に従って取り出し、デジタル化し、更
に、興奮電位の広がりを表す座標を計算するために、コ
ンピュータに供給し、前記座標を用いた計算によって、
各断層面または各断層線を求め、かつ表示装置に表示さ
れる心臓模像ないしモデルに、前記各断層の間隔毎に連
続して記入し、その際、心筋を１本または複数本の電気
的ダイポールから構成されているものと見做し、かつ、
前記各断層面を前記１本ないし複数本の電気的ダイポー
ルに対する規準面として形成し、それによって心臓像に
おける興奮過程を認識できるようにしたのである。
発明の利点 本発明の構成の第１の利点は、心筋活動の信号を積分
するので、実際の電気的心筋活動から空間的な興奮過程
そのものが得られること、従って、機器を用いて断層線
および断層面を図形的な心臓像中に記入できるので、心
筋中での興奮部の拡がりを簡単に観察し且つ診断するこ
とができることである。
するので、実際の電気的心筋活動から空間的な興奮過程
そのものが得られること、従って、機器を用いて断層線
および断層面を図形的な心臓像中に記入できるので、心
筋中での興奮部の拡がりを簡単に観察し且つ診断するこ
とができることである。
この表示を行う装置は、正面および背面の装置内に取
付けることができる各誘導電極と、該各誘導電極間の各
信号の測定用の測定装置および増幅器と、表示装置とが
設けられており、その際、すべての対の正面の各電極と
背面の各電極の検出用の測定装置が設けられており、前
記すべての対の正面の各電極と背面の各電極の仮想の各
接続線が、心臓を貫通するように構成されており、測定
された電位値の記憶用の記憶装置が設けられており、前
記表示装置は、スクリーンとして構成されており、記憶
されたデータの処理および該データの、前記スクリーン
への可視表示用のコンピュータが設けられている。その
際誘導電極の信号は、デジタル式にコンピュータに供給
され、コンピュータは信号から興奮過程の座標を算定
し、引続いて、算定された座標が表示装置に供給され、
表示装置には、同時に図形的心臓像が持続的に図示され
る。
付けることができる各誘導電極と、該各誘導電極間の各
信号の測定用の測定装置および増幅器と、表示装置とが
設けられており、その際、すべての対の正面の各電極と
背面の各電極の検出用の測定装置が設けられており、前
記すべての対の正面の各電極と背面の各電極の仮想の各
接続線が、心臓を貫通するように構成されており、測定
された電位値の記憶用の記憶装置が設けられており、前
記表示装置は、スクリーンとして構成されており、記憶
されたデータの処理および該データの、前記スクリーン
への可視表示用のコンピュータが設けられている。その
際誘導電極の信号は、デジタル式にコンピュータに供給
され、コンピュータは信号から興奮過程の座標を算定
し、引続いて、算定された座標が表示装置に供給され、
表示装置には、同時に図形的心臓像が持続的に図示され
る。
詳細には心臓像は３次元の線像または輪郭像として表
示される。この心臓中に興奮部の広がりを示す断層線ま
たは断層面が記入される。その空間的位置はその都度算
定された電気的合成ベクトルにより決定され、その間隔
は合成ベクトルの絶対値によつて決定される。
示される。この心臓中に興奮部の広がりを示す断層線ま
たは断層面が記入される。その空間的位置はその都度算
定された電気的合成ベクトルにより決定され、その間隔
は合成ベクトルの絶対値によつて決定される。
これにより、ベクトル心電図に必要な全測定内容が評
価され、興奮過程を直接認識できるような形で表示され
る。
価され、興奮過程を直接認識できるような形で表示され
る。
特に複雑な過程の場合、またはデモンストレーシヨン
のために用いる場合、心臓像を複数の２次元断面で表示
すると有利である。
のために用いる場合、心臓像を複数の２次元断面で表示
すると有利である。
本発明の別の実施例において、誘導電極の信号を記憶
媒体、例えば磁気デイスクに記憶し、そこからコンピユ
ータにより呼出し可能とし、表示座標の計算後に表示装
置に表示可能であるようにする。
媒体、例えば磁気デイスクに記憶し、そこからコンピユ
ータにより呼出し可能とし、表示座標の計算後に表示装
置に表示可能であるようにする。
この実施例の利点は１つには、表示装置のオフライン
動作を可能にすることである。このオフライン動作で
は、断層線または断層面の計算のための計算速度が比較
的遅くてよい。さらに本発明により、興奮領域を表わす
断層面または断層線がゆつくりと生じるのを観察するこ
とにより、あるいは断層線像を全体として観察すること
によつて、興奮領域の拡がりをスローモーシヨンで追跡
できる。この場合、断層線間の間隔は時間の経過を表わ
し、断層面の傾きは合成ベクトルの方向に対応する。
動作を可能にすることである。このオフライン動作で
は、断層線または断層面の計算のための計算速度が比較
的遅くてよい。さらに本発明により、興奮領域を表わす
断層面または断層線がゆつくりと生じるのを観察するこ
とにより、あるいは断層線像を全体として観察すること
によつて、興奮領域の拡がりをスローモーシヨンで追跡
できる。この場合、断層線間の間隔は時間の経過を表わ
し、断層面の傾きは合成ベクトルの方向に対応する。
上述の直接表示法は、従来のベクトル心電図に見られ
る不明瞭性を克服し、極めて優れている。
る不明瞭性を克服し、極めて優れている。
断層線または断層面を用いた等体積表示のかわりに、
収縮状態を心臓像の着色状態によつても表示することが
できる。その際、合成ベクトルを計算し、この合成ベク
トルによつて心臓像の着色状態の進行を決める。この表
示は特に２次元部分に適している。
収縮状態を心臓像の着色状態によつても表示することが
できる。その際、合成ベクトルを計算し、この合成ベク
トルによつて心臓像の着色状態の進行を決める。この表
示は特に２次元部分に適している。
断層面を表示する際、心房内の興奮過程を心室内の興
奮過程から区別するために、種々の色を使うと有利であ
る。断層面自体の表示の際にも、断層面の下側と上側と
をより良く区別するために、種々の色または陰影線を使
うことができる。
奮過程から区別するために、種々の色を使うと有利であ
る。断層面自体の表示の際にも、断層面の下側と上側と
をより良く区別するために、種々の色または陰影線を使
うことができる。
興奮過程の改善された表示は、心臓像の各解剖学的要
素にベクトルを配属するようにして達成できる。と言う
のは、そうすることによつて、収縮過程についての付加
的に詳細な情報が得られ、かつ表示され得るからであ
る。
素にベクトルを配属するようにして達成できる。と言う
のは、そうすることによつて、収縮過程についての付加
的に詳細な情報が得られ、かつ表示され得るからであ
る。
しかし、そのためには、活動電位を相応に事細かに誘
導することが前提となる。そのことは、筋内に直接配設
された誘導電極によつて達成することができる。
導することが前提となる。そのことは、筋内に直接配設
された誘導電極によつて達成することができる。
また、それぞれ身体の正面および背面に配設された、
「ラスタ電極」と呼ばれる２つの誘導電極網を介しても
測定でき、この誘導電極網は電気的な心臓軸線の延長線
上にあるようにすると有利である。その際、両ラスタ電
極の各正面および背面電極間の電気的活動は順次または
同時に測定される。
「ラスタ電極」と呼ばれる２つの誘導電極網を介しても
測定でき、この誘導電極網は電気的な心臓軸線の延長線
上にあるようにすると有利である。その際、両ラスタ電
極の各正面および背面電極間の電気的活動は順次または
同時に測定される。
このようにして誘導された表示の場合、各電極対に１
つの個別ベクトルを配属しなければならない。そうする
ことによつて、１つの理想化された２次元断層面を拡が
りの先端面として表示することができるのみならず、断
層面を更に細かく分解して３次元の断層面を形成するこ
とができる。
つの個別ベクトルを配属しなければならない。そうする
ことによつて、１つの理想化された２次元断層面を拡が
りの先端面として表示することができるのみならず、断
層面を更に細かく分解して３次元の断層面を形成するこ
とができる。
本発明の別の実施例によると、心臓像の解剖学的要素
（例えば心房および心室の空間的拡がり）、筋肉の体
積、興奮減衰部の個所または興奮源の個所を空間的およ
び／または時間的に心臓像の中で調節することができ
る。そうすることによつて、筋肉像を心筋の模像として
形成し、この模像を実際に測定された現像に合致させる
ことができる。
（例えば心房および心室の空間的拡がり）、筋肉の体
積、興奮減衰部の個所または興奮源の個所を空間的およ
び／または時間的に心臓像の中で調節することができ
る。そうすることによつて、筋肉像を心筋の模像として
形成し、この模像を実際に測定された現像に合致させる
ことができる。
この方法の実施例によると、コンピユータプログラム
として構成された自己興奮形の表示可能な心臓模像がコ
ンピユータによつて実行され、この心臓モデルは、筋肉
体積、興奮源、興奮の減衰部、刺激伝導度、解剖学的要
素の拡がりのような解剖学的な模像パラメータを変える
ことによつて、そのつど測定された電気的な心電図記録
値に合致させることができ、その際、この合致は、シミ
ユレートされた心電図が実際に測定されたベクトル心電
図に同形状に重なるようにして行なわれる。
として構成された自己興奮形の表示可能な心臓模像がコ
ンピユータによつて実行され、この心臓モデルは、筋肉
体積、興奮源、興奮の減衰部、刺激伝導度、解剖学的要
素の拡がりのような解剖学的な模像パラメータを変える
ことによつて、そのつど測定された電気的な心電図記録
値に合致させることができ、その際、この合致は、シミ
ユレートされた心電図が実際に測定されたベクトル心電
図に同形状に重なるようにして行なわれる。
プログラム技術的に振幅、周波数、位相、遅延または
時間的跳躍として表わせるパラメータの選択から、実際
の筋肉での解剖学的特性についての報告が得られる。
時間的跳躍として表わせるパラメータの選択から、実際
の筋肉での解剖学的特性についての報告が得られる。
電気的な模像を心筋の実際の像と一緒に同じ表示装置
上で表示できるようにして、実際の興奮過程に更に合致
させることができる。そうすることによつて、同様に、
模像パラメータを実際の筋肉に合致させることができ
る。
上で表示できるようにして、実際の興奮過程に更に合致
させることができる。そうすることによつて、同様に、
模像パラメータを実際の筋肉に合致させることができ
る。
本発明は、例えば、人体での多数電極から得られる測
定値を評価するための、新規かつ発明性のある表示方法
を提供するものであり、この点に関して以下一実例を用
いて説明する。
定値を評価するための、新規かつ発明性のある表示方法
を提供するものであり、この点に関して以下一実例を用
いて説明する。
例えば、人体の正面及び背面に、その都度、多数の電
極を配置して、その際、任意の対の正面電極と背面電極
との仮想の多数の接続線が、できる限り、心臓を貫通し
て付き抜けるように配置される。その際、本発明の心電
計により得られた値の表示方法の場合、心筋の一全周期
の期間よりも短い時間間隔で、夫々の電極に生じる各電
位が測定される。それに続いて、各時点毎に、任意の対
全ての、相互に仮想的に接続されている正面電極と背面
電極との電位差が算出される（その際、電位差の算出
を、仮想接続線が心臓を貫通して突き抜けている電極対
に制限することができる）。本発明の方法の実施例で
は、このような電極対のうち、電位差が非常に大きな電
極対だけを極めて簡単に取り出すことができ、このよう
な電極間の仮想接続線によって、ダイポール（双極）ベ
クトル（心筋を電気的ダイポールと見做す）の方向が決
められる。このようにして、心臓を通る貫通点におい
て、このダイポールベクトルに垂直な平面ないし、平面
要素が、その時点（瞬時）の（心臓を貫通する）興奮部
先端として定義される。
極を配置して、その際、任意の対の正面電極と背面電極
との仮想の多数の接続線が、できる限り、心臓を貫通し
て付き抜けるように配置される。その際、本発明の心電
計により得られた値の表示方法の場合、心筋の一全周期
の期間よりも短い時間間隔で、夫々の電極に生じる各電
位が測定される。それに続いて、各時点毎に、任意の対
全ての、相互に仮想的に接続されている正面電極と背面
電極との電位差が算出される（その際、電位差の算出
を、仮想接続線が心臓を貫通して突き抜けている電極対
に制限することができる）。本発明の方法の実施例で
は、このような電極対のうち、電位差が非常に大きな電
極対だけを極めて簡単に取り出すことができ、このよう
な電極間の仮想接続線によって、ダイポール（双極）ベ
クトル（心筋を電気的ダイポールと見做す）の方向が決
められる。このようにして、心臓を通る貫通点におい
て、このダイポールベクトルに垂直な平面ないし、平面
要素が、その時点（瞬時）の（心臓を貫通する）興奮部
先端として定義される。
各心臓収縮の際、相応の刺激信号が、洞房結節から出
て、順次連続して全心筋組織に伝導（伝播）され、その
際、既に収縮されている心筋細胞から収縮されていない
心筋細胞への移行部が、興奮部先端の位置と定義され
る。最も簡単には、興奮部先端は、心尖部から出発し
て、心筋を横断する方向に延在していて、収縮期間中、
下から上の方に位置を変える平面によって近似すること
ができるが、但し、この平面は、刺激信号が心筋を巡っ
て伝導される間、その配向を変えて、順次連続する時点
で前述の位置に対して傾くことがあるす。ここで、この
興奮部先端の配向は、上述のように定義したダイポール
ベクトルに対して垂直な平面によって非常に良好に表現
することができる。その際、当該ダイポールベクトルに
沿った、この平面の位置は、拍動する心臓のレントゲン
画像または超音波画像と比較することによって非常に精
確に特定され、しかも、各近似測定の時間順序に相応し
て、順次連続する各平面間の平均間隔を確定することが
できるが、それによると、全心筋を巡る興奮先端の進行
は、上述の個所で定義したダイポールベクトルの法平面
の変位路と一致する。
て、順次連続して全心筋組織に伝導（伝播）され、その
際、既に収縮されている心筋細胞から収縮されていない
心筋細胞への移行部が、興奮部先端の位置と定義され
る。最も簡単には、興奮部先端は、心尖部から出発し
て、心筋を横断する方向に延在していて、収縮期間中、
下から上の方に位置を変える平面によって近似すること
ができるが、但し、この平面は、刺激信号が心筋を巡っ
て伝導される間、その配向を変えて、順次連続する時点
で前述の位置に対して傾くことがあるす。ここで、この
興奮部先端の配向は、上述のように定義したダイポール
ベクトルに対して垂直な平面によって非常に良好に表現
することができる。その際、当該ダイポールベクトルに
沿った、この平面の位置は、拍動する心臓のレントゲン
画像または超音波画像と比較することによって非常に精
確に特定され、しかも、各近似測定の時間順序に相応し
て、順次連続する各平面間の平均間隔を確定することが
できるが、それによると、全心筋を巡る興奮先端の進行
は、上述の個所で定義したダイポールベクトルの法平面
の変位路と一致する。
前述の手法は、本発明を、その最も簡単な実施例で説
明したにすぎない。つまり、本発明は、興奮部先端を、
唯一つの平面によって表現する実施例のみならず、多数
の面セグメントから合成する実施例をも含んでおり、そ
の際、各面セグメントの夫々は、同様に、相応の各電極
対の全仮想接続線の同じ貫通領域に対して、最大電位差
値を有するような電極対によって定義されるダイポール
ベクトルに対する法平面として形成される。このように
すると、興奮部先端は、３次元的に湾曲した面としても
表現することができ、この湾曲面は、近似的に、相互に
相対的に傾斜している個別面セグメントから構成するこ
とができる。それから、心臓内の興奮部先端の経過は、
相応の各セグメントを合成した面として現わされ、その
際、各セグメントは、計算機により、一枚の連続面にな
るように結合され、この連続面は、各個別測定の時間順
序に相応して、段階的に全心臓を巡って（心尖部から出
発して）伝播される。これら連続面の全ては、有利に
は、図式化した心臓模像を用いて実時間で、即ち、数ミ
リ秒の遅延で、スクリーン上に表示される。
明したにすぎない。つまり、本発明は、興奮部先端を、
唯一つの平面によって表現する実施例のみならず、多数
の面セグメントから合成する実施例をも含んでおり、そ
の際、各面セグメントの夫々は、同様に、相応の各電極
対の全仮想接続線の同じ貫通領域に対して、最大電位差
値を有するような電極対によって定義されるダイポール
ベクトルに対する法平面として形成される。このように
すると、興奮部先端は、３次元的に湾曲した面としても
表現することができ、この湾曲面は、近似的に、相互に
相対的に傾斜している個別面セグメントから構成するこ
とができる。それから、心臓内の興奮部先端の経過は、
相応の各セグメントを合成した面として現わされ、その
際、各セグメントは、計算機により、一枚の連続面にな
るように結合され、この連続面は、各個別測定の時間順
序に相応して、段階的に全心臓を巡って（心尖部から出
発して）伝播される。これら連続面の全ては、有利に
は、図式化した心臓模像を用いて実時間で、即ち、数ミ
リ秒の遅延で、スクリーン上に表示される。
この各連続面の進行状況から、即ち、例えば、各面セ
グメントの、各面の残りの部分に対しての位置的遅れ、
または強度の傾斜、または全平面の急激な傾斜（最も簡
単な実施例の場合）から、極めて一目瞭然に、興奮部先
端の空間的位置、および、場合によっては、心臓の、起
こり得る障害または欠陥の種類についても識別すること
ができ、その際、複雑なグラフ状曲線を解釈するのに、
極めて広範囲の経験を必要としない。つまり、スクリー
ン上に、心臓の図式化模像が表示され、この模像は、被
診断心臓に解剖学的に精確に相応してはいないが、この
模像には、興奮部先端の経過が、本発明の表示方法を用
いて、少なくとも近似的に表示され、即ち、被診断心臓
で実際に生じているように表示されるのであり、その結
果、診断者は、心臓の欠陥を非常に直感的かつ一目瞭然
に認識・評価することができるようになるのである。
グメントの、各面の残りの部分に対しての位置的遅れ、
または強度の傾斜、または全平面の急激な傾斜（最も簡
単な実施例の場合）から、極めて一目瞭然に、興奮部先
端の空間的位置、および、場合によっては、心臓の、起
こり得る障害または欠陥の種類についても識別すること
ができ、その際、複雑なグラフ状曲線を解釈するのに、
極めて広範囲の経験を必要としない。つまり、スクリー
ン上に、心臓の図式化模像が表示され、この模像は、被
診断心臓に解剖学的に精確に相応してはいないが、この
模像には、興奮部先端の経過が、本発明の表示方法を用
いて、少なくとも近似的に表示され、即ち、被診断心臓
で実際に生じているように表示されるのであり、その結
果、診断者は、心臓の欠陥を非常に直感的かつ一目瞭然
に認識・評価することができるようになるのである。
実施例 次に図面を参照しながら実施例について本発明を詳し
く説明する。
く説明する。
第1a図に示す誘導（導出）点Ａ1,A2,S1,S2,H1,H2は従
来技術で慣用されており、この例では心臓の電気的活動
を誘導するために用いられる。この場合、接続されたコ
ンピユータＣの中でベクトル検出のために相応の演算ル
ーチンが利用できるなら、他の公知誘導法を用いてもよ
い。
来技術で慣用されており、この例では心臓の電気的活動
を誘導するために用いられる。この場合、接続されたコ
ンピユータＣの中でベクトル検出のために相応の演算ル
ーチンが利用できるなら、他の公知誘導法を用いてもよ
い。
この例では、Ａ1,A2が軸方向電極、Ｈ1,H2は水平電
極、そしてＳ1,S2は前後電極である。各電極から取出さ
れた信号は増幅器1,2,3で増幅され、従来公知のように
直交ベクトルHV1,HV2,HV3として観察され、コンピユー
タＣの中で合成されて合成ベクトルHVが生じる。
極、そしてＳ1,S2は前後電極である。各電極から取出さ
れた信号は増幅器1,2,3で増幅され、従来公知のように
直交ベクトルHV1,HV2,HV3として観察され、コンピユー
タＣの中で合成されて合成ベクトルHVが生じる。
本発明によればこの合成ベクトルは、ベクトルだけ
で、あるいは終点として２次元的に表示されるのではな
く、断層面の基準として用いられる。この断層面は、例
えば、デイスプレイＡに持続的に表示される心臓HM（第
1b図参照）の断層面SF1である。
で、あるいは終点として２次元的に表示されるのではな
く、断層面の基準として用いられる。この断層面は、例
えば、デイスプレイＡに持続的に表示される心臓HM（第
1b図参照）の断層面SF1である。
この場合、ベクトルの絶対値の代わりに例えば断層面
の間隔Uiが表示される時は、断層面基準の表示は行なわ
なくともよい。この時、撮影される各々の断層面から断
面の輪郭線像が生じるが、それらの間の間隔Ｕ1,U2……
は、各合成ベクトルHVの絶対値によつて定まる。
の間隔Uiが表示される時は、断層面基準の表示は行なわ
なくともよい。この時、撮影される各々の断層面から断
面の輪郭線像が生じるが、それらの間の間隔Ｕ1,U2……
は、各合成ベクトルHVの絶対値によつて定まる。
断層面SF1,SF2，……の表示を改善するためには、特
別な表示パターンを用いて、各時点における可視断層面
を上側の面または下側の面として規定すればよい。
別な表示パターンを用いて、各時点における可視断層面
を上側の面または下側の面として規定すればよい。
極めて複雑な事象の場合は、心臓像の各々の部分断面
HM2を第1c図に従つて表示し、測定したまたは計算した
興奮部の先端線SF1,SF2，……を心臓像内に記入すれば
よい。
HM2を第1c図に従つて表示し、測定したまたは計算した
興奮部の先端線SF1,SF2，……を心臓像内に記入すれば
よい。
どの場合でも、測定または計算によつて得られた値は
コンピユータＣのデータメモリ内に記憶される。
コンピユータＣのデータメモリ内に記憶される。
第２図に示すように、「ラスタ電極」Ｒ1,R2,R3とし
てまとめられた誘導電極群Ａ1,A2，……Nnを身体正面お
よび／または背面に取りつけて心筋を撮影すれば、表示
状態が改善される。
てまとめられた誘導電極群Ａ1,A2，……Nnを身体正面お
よび／または背面に取りつけて心筋を撮影すれば、表示
状態が改善される。
身体正面にただ１つのラスタ電極（Ｒ3）を取りつけ
て胸側の面に心筋の最大投影像を得る場合は、公知の単
極ウイルソン誘導法が使用できる。この場合、線路Ｌ1,
L2，……によつて図示されていない増幅器と接続された
電極Ａ1,A2，……Nnは、同じく図示されてない集合電極
に対して測定される。従つて第2b図に示すように、Ａ1
……Nn電極の各々から最大信号を選び出すことによつ
て、興奮部先端線Ｅ1,E2……の分布が決定できる。
て胸側の面に心筋の最大投影像を得る場合は、公知の単
極ウイルソン誘導法が使用できる。この場合、線路Ｌ1,
L2，……によつて図示されていない増幅器と接続された
電極Ａ1,A2，……Nnは、同じく図示されてない集合電極
に対して測定される。従つて第2b図に示すように、Ａ1
……Nn電極の各々から最大信号を選び出すことによつ
て、興奮部先端線Ｅ1,E2……の分布が決定できる。
２つのラスタ電極Ｒ1,R2をそれぞれ身体の正面および
背面に取付け、２つの電極を結ぶ直線が心臓の軸線と一
致するようにすれば、第2c図に示すように、種々の部分
断面ベクトルが得られる。これらのベクトルは次の通り
である；心臓軸線に平行な「平行ベクトル」 1PA……1PN 「束ベクトル」 4VE−1DF（中央束ベクトル） nVA−3DB（右方頂点束ベクトル） 1VN−4DC（左方基底束ベクトル） コンピユータＣを用いて増幅器Ｖの全測定チヤネルか
ら信号を選択することによつて、上述の個別ベクトルか
ら各時点における最大ベクトルが検出される。
背面に取付け、２つの電極を結ぶ直線が心臓の軸線と一
致するようにすれば、第2c図に示すように、種々の部分
断面ベクトルが得られる。これらのベクトルは次の通り
である；心臓軸線に平行な「平行ベクトル」 1PA……1PN 「束ベクトル」 4VE−1DF（中央束ベクトル） nVA−3DB（右方頂点束ベクトル） 1VN−4DC（左方基底束ベクトル） コンピユータＣを用いて増幅器Ｖの全測定チヤネルか
ら信号を選択することによつて、上述の個別ベクトルか
ら各時点における最大ベクトルが検出される。
心筋の活動は実質的に心臓軸線に沿つて生じるので、
この測定方法だけによつて、興奮部の拡がりの実際の分
布を良好に近似できる。
この測定方法だけによつて、興奮部の拡がりの実際の分
布を良好に近似できる。
測定そのものは、電子コンピユータＣによつて制御さ
れ、筋肉の全興奮サイクルよりも短い間隔で行なわれ
る。この場合、電極信号のデジタル値が合成ベクトルＨ
Vの計算のために用いられるか、あるいはコンピユータ
Ｃが最大ベクトルの選択を行なう。得られたデータは、
有利にはコンピユータのデータメモリＭに記憶される。
れ、筋肉の全興奮サイクルよりも短い間隔で行なわれ
る。この場合、電極信号のデジタル値が合成ベクトルＨ
Vの計算のために用いられるか、あるいはコンピユータ
Ｃが最大ベクトルの選択を行なう。得られたデータは、
有利にはコンピユータのデータメモリＭに記憶される。
本発明による表示様式は拡張することができる。第1b
図では、２つの瞬時撮影像が同じ表示装置Ａに映し出さ
れる。１つは心臓の画像（以下心臓像と呼ぶ）HMであ
り、もう１つは実際の心筋の輪郭像RBである。輪郭像RB
は、例えばレントゲン線の透視によつてカメラで撮影で
きる。心臓像HMはコンピユータＣの内部で計算される。
図では、２つの瞬時撮影像が同じ表示装置Ａに映し出さ
れる。１つは心臓の画像（以下心臓像と呼ぶ）HMであ
り、もう１つは実際の心筋の輪郭像RBである。輪郭像RB
は、例えばレントゲン線の透視によつてカメラで撮影で
きる。心臓像HMはコンピユータＣの内部で計算される。
一連の輪郭像RBと心臓像HMを順次連続して撮影すれ
ば、心臓像HMにおける興奮過程と実際の輪郭像RBにおけ
る収縮が一致するかどうか比較できる。従つて、心筋の
実際の活動分布について判断の根拠が得られる。心臓像
HMは、心臓の実際の電気的活動の測定に基づいて形成さ
れているからである。
ば、心臓像HMにおける興奮過程と実際の輪郭像RBにおけ
る収縮が一致するかどうか比較できる。従つて、心筋の
実際の活動分布について判断の根拠が得られる。心臓像
HMは、心臓の実際の電気的活動の測定に基づいて形成さ
れているからである。
心活動の別の分析法として第３図に示すように、コン
ピユータＣで自律興奮性の心臓模像PHMをシミユレート
する。心臓模像の興奮過程は種種の要素から合成され
る。この要素は、３次元的な心房活動（ATL,ATR−1/2/
3）、３次元的な心室活動（VEL,VER,SE−1/2/3）、効率
および心筋部分の容積（増幅度）に対応している。また
これらの要素は、興奮減衰部（HB/PFL,HB/PERにおける
減衰）または興奮源（梗塞瘢痕のような自律興奮源BPL,
BPR）を含んでいる。
ピユータＣで自律興奮性の心臓模像PHMをシミユレート
する。心臓模像の興奮過程は種種の要素から合成され
る。この要素は、３次元的な心房活動（ATL,ATR−1/2/
3）、３次元的な心室活動（VEL,VER,SE−1/2/3）、効率
および心筋部分の容積（増幅度）に対応している。また
これらの要素は、興奮減衰部（HB/PFL,HB/PERにおける
減衰）または興奮源（梗塞瘢痕のような自律興奮源BPL,
BPR）を含んでいる。
以上のようにして、プログラムに従つて完全に自律振
動する心筋の等価物が得られる。そのパラメータは個別
に明らかになつている。また、これらのパラメータは、
心臓模像の興奮過程と実際の心筋の興奮過程が相互に一
致した後では、実際の心筋およびその特性と一致する。
動する心筋の等価物が得られる。そのパラメータは個別
に明らかになつている。また、これらのパラメータは、
心臓模像の興奮過程と実際の心筋の興奮過程が相互に一
致した後では、実際の心筋およびその特性と一致する。
この場合例えば、通常の活動電位誘導法によつて測定
され、曲線として表示された実際の心筋の心電図検査値
が、心臓模像PHM内で合成された興奮過程と一致するま
で、心臓模像PHMのパラメータの整合が行なわれる。
され、曲線として表示された実際の心筋の心電図検査値
が、心臓模像PHM内で合成された興奮過程と一致するま
で、心臓模像PHMのパラメータの整合が行なわれる。
心臓模像の興奮過程は次の通りである。まず、自律振
動する興奮中心ＳIＮが、心房ATL,ATRにおける興奮過程
を開始させる。この興奮過程の振幅および時間は３つの
座標1,2,3において制御可能である。この場合、あらゆ
る分極、再分極過程をシミユレートできる。この第１の
興奮過程によつて房室に関する別の興奮過程が開始す
る。この過程は伝導部HB/PFL,HB/PFRによつて心室VEL,V
ERに伝えられ、そこでも興奮過程が（逆電位で）開始す
る。
動する興奮中心ＳIＮが、心房ATL,ATRにおける興奮過程
を開始させる。この興奮過程の振幅および時間は３つの
座標1,2,3において制御可能である。この場合、あらゆ
る分極、再分極過程をシミユレートできる。この第１の
興奮過程によつて房室に関する別の興奮過程が開始す
る。この過程は伝導部HB/PFL,HB/PFRによつて心室VEL,V
ERに伝えられ、そこでも興奮過程が（逆電位で）開始す
る。
以上の過程が終了すると、自律興奮中心ＳIＮによつ
て新たな興奮サイクルが始まる。
て新たな興奮サイクルが始まる。
心筋模像PHMの実際の心臓における等価物は明白であ
る。まず、洞結節（ＳIＮ）が心房（AVL,AVR）における
興奮過程を開始させる。心房は、房室結節、ヒス筋束お
よびプルキンエ線維（HB/PFR-PFL）を介して心室（VEL,
VER）の興奮を開始させる。局部ベクトルと相反する興
奮拡張方向との重なり、あるいは位相のずれた興奮波の
重なり（ある筋肉部分の復極と別の筋肉部分の再極）に
よつて、公知のように、電気信号の部分的消失が生じ
る。拍動のリズムを決定する自律興奮要素ＳIＮに対す
る再極筋肉部分の反作用は分散導体（Streuleitung）Ｓ
によつて実現できる。
る。まず、洞結節（ＳIＮ）が心房（AVL,AVR）における
興奮過程を開始させる。心房は、房室結節、ヒス筋束お
よびプルキンエ線維（HB/PFR-PFL）を介して心室（VEL,
VER）の興奮を開始させる。局部ベクトルと相反する興
奮拡張方向との重なり、あるいは位相のずれた興奮波の
重なり（ある筋肉部分の復極と別の筋肉部分の再極）に
よつて、公知のように、電気信号の部分的消失が生じ
る。拍動のリズムを決定する自律興奮要素ＳIＮに対す
る再極筋肉部分の反作用は分散導体（Streuleitung）Ｓ
によつて実現できる。
上述のシミユレーシヨンで用いられるすべてのパラメ
ータ（ＳIN,AVL,AVR,AV,VEL,VER,HB/PFL,HB/PFR,HB/PF
M,BPR,BPL）は、その振幅が３つの座標（1,2,3）で調整
可能であり、興奮閾値および時間経過も調整可能であ
る。例えば、筋肉の異なる部分における分極または再極
によつて生じる電位が、完全にまたは部分的に相殺され
る場合、上述のパラメータは相互に打消し合うように作
用する。これは実際の筋肉に生じるのと同じ状況であ
る。また、上述のシミユレーシヨンでは個別要素を独立
して変化させることも、それを独立して表示することも
可能である。従つて、個個の過程は独自に認識でき、実
際の事象に対してさらに知識を深められる。
ータ（ＳIN,AVL,AVR,AV,VEL,VER,HB/PFL,HB/PFR,HB/PF
M,BPR,BPL）は、その振幅が３つの座標（1,2,3）で調整
可能であり、興奮閾値および時間経過も調整可能であ
る。例えば、筋肉の異なる部分における分極または再極
によつて生じる電位が、完全にまたは部分的に相殺され
る場合、上述のパラメータは相互に打消し合うように作
用する。これは実際の筋肉に生じるのと同じ状況であ
る。また、上述のシミユレーシヨンでは個別要素を独立
して変化させることも、それを独立して表示することも
可能である。従つて、個個の過程は独自に認識でき、実
際の事象に対してさらに知識を深められる。
発明の効果 本発明によれば、測定電位にのみ依存して心筋活動を
表示でき、その場合、心筋の収縮部分の空間的拡がりを
表わす画像が得られる。
表示でき、その場合、心筋の収縮部分の空間的拡がりを
表わす画像が得られる。
第1a図、第1b図、第1c図は誘導電極および心臓像表示装
置を有する測定装置を示す図、第2a図、第2b図、第2c図
は興奮先端面と合成ベクトルを正確に決定するためのラ
スタ電極を示す図、第３図は心臓模像を得るための装置
を示す図である。 1,2,3,V……増幅器、Ｃ……コンピユータ、Ａ……表示
装置、Ｍ……データメモリ
置を有する測定装置を示す図、第2a図、第2b図、第2c図
は興奮先端面と合成ベクトルを正確に決定するためのラ
スタ電極を示す図、第３図は心臓模像を得るための装置
を示す図である。 1,2,3,V……増幅器、Ｃ……コンピユータ、Ａ……表示
装置、Ｍ……データメモリ
Claims (9)
- 【請求項１】誘導電極により誘導され、増幅器および表
示手段を介して表示される心電計により得られた値の表
示方法において、 心筋の一全周期よりも短い間隔で、誘導電極の信号を時
間に従って取り出し、デジタル化し、更に、興奮部位の
拡がりを表す座標を計算するために、コンピュータ
（Ｃ）に供給し、 前記座標を用いた計算によって、各断層面または各断層
線（SF1,SF2,…）を求め、かつ表示装置（Ａ）に表示さ
れる心臓模像ないしモデル（HM）に、前記各断層の間隔
（U1,U2,…）毎に連続して記入し、その際、心筋を１本
または複数本の電気的ダイポールから構成されているも
のと見做し、かつ、前記各断層面を前記１本ないし複数
本の電気的ダイポールに対する基準面として形成し、そ
れによって、前記心臓模像（HM）における興奮過程を認
識できるようにしたことを特徴とする心電計により得ら
れた値の表示方法。 - 【請求項２】誘導検出のため、各ラスタ電極（A1,L1,…
Nn）を正面および背面に配設し、該配設は、前記各ラス
タ電極の仮想の接続線が心臓を貫通しているように行な
われる特許請求の範囲第１項記載の心電計により得られ
た値の表示方法。 - 【請求項３】各正面ラスタ電極（A1…）に対して、当該
正面ラスタ電極に対して最大電位差を有する背面ラスタ
電極（L1…）が検出され、または逆に、各背面ラスタ電
極（L1…）に対して、相応の正面ラスタ電極（A1…）が
検出され、各最大信号を有する各電極対の各仮想接続線
により、所属の各ダイポールベクトルの位置および方向
を定義し、最大ダイポールに属する基準面の総体から断
層面を合成する特許請求の範囲第２項記載の心電計によ
り得られた値の表示方法。 - 【請求項４】心臓模像の２次元的な部分像（HM2）を表
示装置（Ａ）に表示する特許請求の範囲第１項記載の心
電計により得られた値の表示方法。 - 【請求項５】各誘導電極（A1,L1,…Nn）の各信号をデジ
タル記憶し、かつコンピュータ（Ｃ）により呼出すこと
ができるようにし、各断層面または各断層線（SF1,SF2
…）の計算の後、当該各断層面または各断層線（SF1,SF
2…）を心臓模像（HM）と一緒に表示装置（Ａ）に表示
する特許請求の範囲第１項記載の心電計により得られた
値の表示方法。 - 【請求項６】心尖部から出発する興奮部先端を示す各面
の位置を、夫々のダイポールベクトル値の変化から求
め、その際、所属の興奮部先端の位置の前記ダイポール
ベクトル値の最大変化部を、心臓の中央部に相応させる
特許請求の範囲第１項〜第５項までのいずれか１項記載
の心電計により得られた値の表示方法。 - 【請求項７】心臓模像（HM）を、透視像（RB）と一緒
に、同一の表示装置に表示する特許請求の範囲第１項〜
第６項までのいずれか１項記載の心電計により得られた
値の表示方法。 - 【請求項８】ダイポールベクトルに属する興奮部先端の
位置を、透視像（RB）との比較により求める特許請求の
範囲第７項記載の心電計により得られた値の表示方法。 - 【請求項９】心筋の一全周期よりも短い間隔で、誘導電
極の信号を時間に従って取り出し、デジタル化し、更
に、興奮部位の拡がりを表す座標を計算するために、コ
ンピュータ（Ｃ）に供給し、前記座標を用いた計算によ
って、各断層面または各断層線（SF1,SF2,…）を求め、
かつ表示装置（Ａ）に表示される心臓模像（HM）に、前
記各断層の間隔（U1,U2,…）毎に連続して記入し、その
際、心筋を１本または複数本の電気的ダイポールから構
成されているものと見做し、かつ、前記各断層面を前記
１本ないし複数本の電気的ダイポールに対する規準面と
して形成し、それによって、前記心臓模像（HM）におけ
る興奮過程を認識できるようにした、誘導電極により誘
導され、増幅器および表示手段を介して表示される心電
計により得られた値の表示方法を実施する手段を有する
装置において、 正面および背面の装置内に取付けることができる各誘導
電極（A1,A2,H1,H2…）と、該各誘導電極間の各信号の
測定用の測定装置および増幅器と、表示装置とが設けら
れており、その際、すべての対の正面の各電極と背面の
各電極の検出用の測定装置が設けられており、前記すべ
ての対の正面の各電極と背面の各電極の仮想の各接続線
が、心臓を貫通するように構成されており、測定された
電位値の記憶用の記憶装置が設けられており、前記表示
装置は、スクリーンとして構成されており、記憶された
データの処理および該データの、前記スクリーンへの可
視表示用のコンピュータが設けられていることを特徴と
する心電計により得られた値の表示方法を実施する手段
を有する装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| DE19853536658 DE3536658A1 (de) | 1985-10-15 | 1985-10-15 | Verfahren zur darstellung elektrokardiografischer werte |
| DE3536658.3 | 1985-10-15 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS62231622A JPS62231622A (ja) | 1987-10-12 |
| JP2511003B2 true JP2511003B2 (ja) | 1996-06-26 |
Family
ID=6283571
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP61243315A Expired - Lifetime JP2511003B2 (ja) | 1985-10-15 | 1986-10-15 | 心電計により得られた値の表示方法および装置 |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4898181A (ja) |
| EP (1) | EP0223049B1 (ja) |
| JP (1) | JP2511003B2 (ja) |
| AT (1) | ATE99147T1 (ja) |
| DE (2) | DE3536658A1 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2002282230A (ja) * | 2001-03-23 | 2002-10-02 | Fukuda Denshi Co Ltd | 生体情報収集装置、生体情報処理装置及び処理方法 |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
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