JP5417658B2 - 体表面心電図を解析し、ｔ波交互脈または心房細動波に関する２次元機能図を生成する心電図解析装置 - Google Patents

Description

本発明は心電図解析装置に関し、特に多チャンネルの体表面心電図を解析することにより、心疾患の診断に有用なＴ波交互脈または心房細動波に関する２次元機能図を生成するための心電図解析装置に関する。

従来、心臓疾患の診断指標として、心電図が広く用いられている。心電図は心臓の電気的な活動を体表面で検出した信号波形であり、心電図の解析により、心臓の活動に関する様々な情報を得ることが可能である。

代表的な不整脈の１つとして、心房細動が知られている。Haissaguerreら（１９９８）は、発作性心房細動の起源として肺静脈内の異所中枢の重要性を指摘した。心房細動維持機構として多数の不規則なリエントリー（multiple reentry)が原因であるとする考えが中心となっている。心房細動自体は必ずしも致死的な不整脈ではないが、心房細動が起きると心臓内で血栓が生成されやすくなるため、合併症として脳血栓が起こりやすい点において、臨床的に重要である。

近年、心房細動を根治するための非薬物療法として、カテーテル焼灼法や外科的肺静脈隔離術といった侵襲的治療が行われている。従って、心房細動の根治の術前リスク評価を実現することは有用である。

例えば、非特許文献１では、外科的肺静脈隔離術前に測定した64ch心磁図電流密度分布から心房細動波を抽出して高速フーリエ変換を適用して求めたスペクトル解析の平均周波数から、術後の洞調律へ復帰する可能性について予測しうることが報告されている。

K. Nakai, et al. "Three-dimensional spectral map of atrial fibrillation by a 64-channel magnetocardiogram", Journal of Electrocardiology, 41 (2008), pp. 123-130

しかし、非特許文献１記載の方法は、心磁図の測定に用いる磁気センサとして、超伝導量子干渉素子(SQUID)センサを用いるため、冷却剤として液体ヘリウムのような高価な物質を必要とする。また、薬事承認も得られていないため、現在では日常診療に使用できない。また、多チャネルでのスペクトル解析による心房細動波の周波数分布を２次元機能図として視覚的かつ容易に認識できるような解析法は提案されていない。

一方で、致死的不整脈である心室細動を起こすリスクの診断指標として、マイクロボルトＴ波交互脈(T-wave alternance: TWA)が注目されている。Ｔ波交互脈とは、心電図において１拍毎（あるいは２泊毎に）のＴ波形状（振幅）が変動する状態である。Ｔ波は心室の再分極過程を表し、Ｔ波交互脈は心室性致死性不整脈の発生要因の１指標として注目され、Ｔ波交互脈の解析を行う製品も商品化されている。米国ケンブリッジ・ハート社は独自の機器でマイクロボルトTWA解析装置を開発している。運動負荷によるマイクロボルトレベルＴ波交互脈を周波数領域として表示して判定している。

しかし、致死的不整脈は安静時に誘発されることも少なくなく、安静時のＴ波交互波の解析法は未だ確立されていない。また、Ｔ波交互脈の空間的分布に関する解析も行われていない。

本発明はこのような従来技術の課題に鑑みなされたものであり、簡便な構成により、心房細動波やＴ波交互脈の２次元分布に関する情報を提供可能な心電図解析装置を提供することを目的とする。

上述の目的は、多チャンネル心電図信号を取得する取得手段と、多チャンネル心電図信号の各チャンネルの心電図信号を電流密度信号に変換する変換手段と、電流密度信号に含まれる心房細動波成分のうち、最大ピークを有する周波数を探索する探索手段と、多チャンネル心電図信号の各チャンネルについて探索した最大ピークを有する周波数及び、最大ピークの大きさを、色で表した２次元機能図として出力する出力手段とを有することを特徴とする心電図解析装置によって達成される。

また、上述の目的は、予め定められた期間測定した心電図信号に含まれる複数拍分の心電図信号から、予め定められた間隔の心拍の異なる組み合わせに基づいてType A及びType Bの平均心電図信号を生成する平均心電図信号生成手段と、Type A及びType Bの平均心電図信号の各々に基づいて、Type A及びType Bの多チャンネル心電図信号を生成する波形合成手段と、Type Aの多チャンネル心電図信号の各チャンネルの心電図信号をType Aの電流密度信号に変換し、Type Bの多チャンネル心電図信号の各チャンネルの心電図信号をType Bの電流密度信号に変換する変換手段と、各チャンネルについて、変換手段が変換したType A及びType Bの電流密度信号におけるＴ波ピーク前後の所定区間を積分したType A及びType Bの積分値を求め、Ｔ波電流密度交互脈の発生についての指標として、Type A及びType Bの積分値の差に基づく値を算出する算出手段と、各チャンネルについて算出手段が算出したType A及びType Bの積分値の差に基づく値の大きさを色で表した２次元機能図として出力する出力手段とを有することを特徴とする心電図解析装置によっても達成される。

このような構成により、本発明に係る心電図解析装置によれば、体表面心電図を解析、より具体的には心臓より発生する相対的電流密度をスペクトル解析することにより、簡便な構成によって心房細動波成分やＴ波電流密度交互脈の２次元分布に関する情報を提供することができる。

本発明の実施形態に係る心電図解析装置の構成例を示す図である。 本発明の実施形態に係る心電図解析装置において、全１８７チャンネルの合成誘導波形を表示した例を示す図である。 本発明の実施形態に係る心電図解析装置における、心房細動波の解析処理動作を説明するためのフローチャートである。 （ａ）は、本発明の実施形態に係る心電図解析装置において、１８７チャンネル分の心電図信号を用いてスペクトル解析により心房細動波の周波数成分の分布を表示した例を示す図、（ｂ）は、（ａ）において指定された領域に対応する心房細動波成分の経時変化を表示した例を示す図、（ｃ）は、表示中の心房細動波成分に対応する期間のＸ，Ｙ，Ｚ誘導波形からＱＲＳおよびＴ波の成分を除去した信号波形を表示した例を示す図である。 本発明の実施形態に係る心電図解析装置における、Ｔ波交互脈の解析処理動作を説明するためのフローチャートである。 本発明の実施形態に係る心電図解析装置において、１８７チャンネル分の心電図信号を用いて算出した、Ｔ波電流密度交互脈の存在についての指標の分布を表示した例を示す図である。

以下、図面を参照して本発明をその好適な実施形態に基づいて詳細に説明する。
図１は、本発明の実施形態に係る心電図解析装置の構成例を示すブロック図である。
本実施形態の心電図解析装置１００は、電極１０と、インプットボックス２０と、本体装置３０とから構成される。電極１０は、本実施形態においてはMason-Liker誘導を取得するための５個の電極を有する。電極１０の各電極はＶ_２（第４肋間胸骨左縁）、Ｒ（右鎖骨遠位端）、Ｌ（左鎖骨遠位端）、Ｆ（左腹側部）及びＲＦ（右腹側部）に装着され、装着場所で検出される電気信号をインプットボックス２０に入力する。

インプットボックス２０は、電極１０で検出される各誘導波形から、Ｘ，Ｙ，Ｚの各誘導波形を生成して出力する機能を有する。Ａ／Ｄ変換器２１は、電極１０が有する各電極から入力される誘導波形（心電信号）を所定の周波数及び精度（ビット数）でサンプリングし、デジタルデータに変換してＸＹＺ誘導波形生成部２２へ出力する。ＸＹＺ誘導波形生成部２２は、デジタルデータ化された心電信号から、心起電力ベクトルのＸ，Ｙ，Ｚ成分波形であるＸ，Ｙ，Ｚの各誘導波形データを生成する。

Ｘ，Ｙ及びＺ誘導波形が標準誘導波形の線形和で求められることは、”逆Ｄｏｗｅｒ法”として知られている。従って、ＸＹＺ誘導波形生成部２２は、周知の係数を用いて上述した５個の電極で得られる誘導波形を合成することにより、Ｘ，Ｙ，Ｚ誘導波形を合成することができる。

アイソレーション回路２３は、例えば発光素子と受光素子と有し、ＸＹＺ誘導波形データを光信号の形態で伝送することにより、入力側回路と出力側回路との間の電気的な分離（絶縁）を実現する。これは、電極１０を通じて被検者に電流が流れ込むような事故を防ぐために設けられる。アイソレーション回路２３はさらに、高精度の増幅器でＸＹＺ誘導波形データを増幅する。

インタフェース回路（Ｉ／Ｆ）２４は、インプットボックス２０を例えば汎用コンピュータ装置から構成可能な本体装置３０と通信可能に接続するための物理的及び論理的な通信インタフェースを提供する。Ｉ／Ｆ２４がサポートするプロトコルに特に制限はないが、有線接続であればＵＳＢやＩＥＥＥ１３９４等、無線接続であればＢｌｕｅｔｏｏｔｈ（登録商標）やＩＥＥＥ８０２．１１ｘ等、一般的な規格に準拠した通信インタフェースを例示できる。

本体装置３０は、心電図解析装置１００の主要機能である心電図の解析処理を受け持つ。本体装置３０において、インタフェース回路（Ｉ／Ｆ）３１は、インプットボックス２０との通信インタフェースを提供する。Ｉ／Ｆ３１とＩ／Ｆ２４との間でコネクションを確立することにより、本体装置３０とインプットボックス２４との間での通信が可能となる。

波形合成処理部３２は、インプットボックス２０から受信する（あるいは記憶部３３に記憶された）Ｘ，Ｙ，Ｚ誘導波形データを合成し、トルソモデルにおけるＶ_４Ｒ誘導の電極位置から、左脇腹を通って左後背部のＶ_９誘導の電極位置までを、１１．２５°毎に１６等分する１７本の線と、５．０８ｃｍ（２インチ）間隔の水平線であり、上から５本目が第２肋間間隙に、６本目が心臓の中心に対応するように引いた１１本の水平線の交点である計１８７箇所での心電図信号（以下、多チャンネル心電図信号という）を生成する。波形合成処理部３２の処理の詳細は後述する。記憶部３３は、例えばハードディスクドライブのような大容量不揮発性記憶装置であり、インプットボックス２０から受信したＸ，Ｙ，Ｚ誘導波形データや、波形合成処理部３２が出力する多チャンネル心電図信号データ、被検者に関するデータ、後述する制御部３５が実行するアプリケーションプログラムやＧＵＩデータ等を記憶する。

なお、インプットボックス２０を用いず、過去に測定又は合成したＸ，Ｙ，Ｚ誘導波形データや多チャンネル心電図信号データを用いて解析処理を行なうことも可能である。この場合、メモリカードリーダや光学ディスクドライブのような、着脱可能な記憶媒体の読み取り装置を設け、記憶媒体からこれらデータを取得したり、Ｉ／Ｆ３１もしくは他のインタフェースを介して接続される外部装置からこれらデータを取得したりしてもよい。

波形解析処理部３４は、記憶部３３に記憶された多チャンネル心電図信号データ、或いは波形合成処理部３２が出力する多チャンネル心電図信号データを解析し、心臓の電気的活動の診断に有用な情報を生成する。波形解析処理部３４の具体的な処理については後で詳細に説明する。

制御部３５は、心電図解析装置１００全体の制御を行う。制御部３５は例えばＣＰＵ、ＲＯＭ，ＲＡＭ等を含んで構成され、記憶部３３に記憶された制御プログラム（ＯＳやアプリケーションプログラム）を実行して装置の動作を制御する。また、上述した波形合成処理部３２や波形解析処理部３４の少なくとも１部を、制御部３５を実現するＣＰＵと同じＣＰＵによりソフトウェア的に実現してもよい。

操作部３６は、ユーザが本実施形態の心電図解析装置に対して指示を入力するためのマン＝マシーンインタフェースであり、通常、キーボードやマウス、表示装置の画面上に取り付けられたタッチパネル等から構成される。出力部３７は表示装置やプリンタであり、ユーザが心電図解析装置を操作するためのＧＵＩや、解析結果等の表示を行ったり、解析結果のレポートを印刷出力したりするために用いる。

以下、上述の構成を有する心電図解析装置１００の動作について説明する。
本実施形態の心電図解析装置１００は、多チャンネル心電図信号を解析し、心臓の電気的活動の診断に有用な指標、具体的にはスペクトル解析による心房細動波の周波数成分やＴ波電流密度交互脈に関する情報の２次元的分布機能図を求めて呈示することを特徴とする。

上述の通り、本実施形態の心電図解析装置は、波形合成技術を用い、実測チャンネル数よりも多いチャンネル数の心電図信号を生成する。本実施形態では、５つの電極を用いて測定した５チャンネルの誘導波形からＸＹＺ誘導波形生成部２２においてＸ，Ｙ，Ｚ誘導波形を生成し、このＸ，Ｙ，Ｚ誘導波形を合成することにより、波形合成処理部３２において１８７チャンネルの心電図信号を生成する。このように、波形合成技術を用いることにより、多チャンネルの心電図信号を少ない電極測定時の手間が省略でき、また患者の負担も軽減されるという利点がある。

波形合成処理部３２は、Ｉ／Ｆ３１を介して受信したＸ，Ｙ，Ｚ誘導波形と、予め用意された、合成する誘導波形に対する誘導ベクトルを用い、合成誘導波形を生成する。誘導ベクトルは、例えば、Ｆｒａｎｋの論文(Ernest Frank, "THE IMAGE SURFACE OF A HOMOGENEOUS TORSO", Amer. Heart. J, 47:pp. 757-768, 1954 に記載されたトルソモデル及びイメージサーフェスを用いて求めることができる。具体的には、トルソモデルにおける電極位置が対応するイメージサーフェス上の座標を求めた後、電極位置の座標から各誘導波形についての誘導ベクトル（合成双極誘導ベクトル）を決定する。この際、ＣＴ(central terminal)の座標は、Ｒ（右鎖骨遠位端）、Ｌ（左鎖骨遠位端）及びＦ（左腹側部）の座標を頂点とする三角形の重心座標と、ＣＴの電位はＲ，Ｌ，Ｆの電位の平均値（Ｒ＋Ｌ＋Ｆ）／３とした。そして、合成双極誘導ベクトルの各ｘ，ｙ，ｚ成分とＸ，Ｙ，Ｚ誘導波形とを用いて、各電極位置における誘導波形を生成する。

本実施形態においては、上述のように、トルソモデルにおけるＶ_４Ｒ誘導の電極位置から、左脇腹を通って左後背部のＶ_９誘導の電極位置までを、１１．２５°毎に１６等分する１７本の線と、５．０８ｃｍ（２インチ）間隔の水平線であり、上から５本目が第２肋間間隙に、６本目が心臓の中心に対応するように引いた１１本の水平線の交点である計１８７箇所の電極位置に対応する誘導ベクトルを用いた。

なお、ここで求まる誘導ベクトルはある特定の体型等の仮定の下に決定されたものであるため、患者の性別や身長、体重等に応じた複数の誘導ベクトルセットを用意しておき、その中から適切なセットを選択して用いるように構成することが好ましい。

波形合成処理部３２は、合成した多チャンネル心電図信号データを記憶部３３に記憶する。また、波形合成処理部３２の処理能力に応じ、多チャンネル心電図信号データの一部又は全部を、制御部３５を通じて出力部３７にリアルタイムに出力するように構成しても良い。

さらに、波形合成処理部３２は、予め定めた期間におけるＸ，Ｙ，Ｚ誘導波形のそれぞれについて、１拍毎に区切り、Ｒ波のピークを基準として平均波形を作成する。そして、平均波形のうち、心室の脱分極及び再分極に関するＱＲＳ波区間及びＴ波区間を元のＸ，Ｙ，Ｚ誘導波形から減算して除去し、ＱＲＳおよびＴ波除去ＸＹＺ誘導波形を生成する。なお、ＱＲＳ波区間については、平均波形を減じた後の残渣波形の影響を除去するため、Ｒ波のピーク前後５０ｍｓの区間を直線で補間する。そして、ＱＲＳＴ除去ＸＹＺ誘導波形から合成したＱＲＳおよびＴ波除去多チャンネル心電図信号を生成し、記憶部３３に記憶する。後述するように、ＱＲＳおよびＴ波除去多チャンネル心電図信号は、心房細動波のスペクトル解析に用いる。

図２は、１８７チャンネルの合成心電図信号をリアルタイム表示している状態を模式的に示した図である。
図２は、患者を正面から見た状態に対応させて表示を行っている状態を示しており、上下方向１１チャンネル、左右（周）方向１７チャンネルの合成心電図信号１心拍分を、電極位置に対応付けて表示している。また、想定される胸部誘導Ｖ_１〜Ｖ_６の電極位置を示す○印２０１〜２０６が波形に重畳表示されている。

本実施形態のようにチャンネル数が非常に多い場合、ハードウェアの能力によっては全チャンネルのリアルタイム表示が困難な場合がある。このような場合、リアルタイムに合成処理ができないチャンネルについては、リアルタイム表示が行われていない期間に合成処理を行なう。そのタイミングに制限はないが、例えば操作部３６を介して全チャンネルの表示指示がなされた際に、記憶部３３に記憶されたＸ，Ｙ，Ｚ誘導波形を用いて未処理のチャンネルについての合成処理を行っても良い。

さて、以上のようにして、多チャンネルの合成誘導波形を生成し、記憶部３３に記憶していくが、本実施形態の心電図解析装置１００は、この多チャンネル誘導波形を解析し、各種指標値の２次元的な分布や変化を呈示することを特徴とする。以下、本実施形態の心電図解析装置１００における解析処理について説明する。

（心房細動波の解析）
まず、心房細動波の解析処理について、図１と、図３のフローチャートとを参照して説明する。
例えば、心電図解析装置１００が出力部３７に表示しているアプリケーションメニューを、ユーザが操作部３６を用いて操作し、心房細動波の解析処理の実行を指示したとする。この操作部３６の操作を制御部３５が検知し、波形解析処理部３４に対して心房細動波の解析処理の実行を指示する。

波形解析処理部３４は、まず、ＱＲＳおよびＴ波除去多チャンネル心電図信号を、波形合成部３２又は記憶部３３から取得する（Ｓ１０１）。これは、心電図信号に含まれる波形のうち、心室の脱分極を反映していると考えられているＱＲＳ波と再分極を反映する波は、心房内での多数の不規則なリエントリー(multiple reentry)を反映していると考えられる心房細動波のスペクトル解析に不要であることによる。

そして、波形解析処理部３４は、２点間の電流は２点間の電位差に比例し、２点間の距離の二乗に反比例するという性質に基づいて、１８７チャンネル心電図信号を、各チャンネルにおける電流密度信号に変換する（Ｓ１０３）。まず、波形解析処理部３４は、以下のようにチャンネル間における相対的な電流密度Ｆを求める。

波形解析処理部３４は、１８７チャンネル心電図信号の１つ（チャンネル１とする）に着目し、ある時点の電位Ｖ（ch1, t)を取得する。そして、他の１８６チャンネルの心電図についても、同じ時点の電位Ｖ(ch2, t)〜Ｖ(ch187, t)を取得する。

次に、チャンネル１の論理的な電極位置と、他のチャンネルの１つ（チャンネル２とする）の論理的な電極位置との間の電流密度Ｆ(ch1, ch2)を
Ｆ(ch1, ch2)＝ｋ×（Ｖ(ch2, t)−Ｖ(ch1, t)）／ｄ(ch1, ch2)^２
によって求める。
なお、ｋは比例定数であり、ｄ(ch1, ch2)は、論理的な電極間の距離である。

残りのチャンネル３〜１８７についても同様の計算を行い、得られた１８６個のベクトルＦ(ch1, chi) (i=2,3,..187)を加算して、チャンネル１の測定位置における電流密度Ｆ１(t)として求める。チャンネル２〜１８７の論理的な電極位置についても、同様にして電流密度Ｆ２(t)〜Ｆ１８７(t)を求める。
この動作を、時刻ｔを所定のステップ（サンプル間隔）で変化させながら順次実行することにより、各チャンネルでの電流密度信号が得られる。

次に、波形解析処理部３４は、所定の長さ、ここでは例えば４秒分の電流密度信号を単位として、スペクトル解析を行う（Ｓ１０５）。具体的には、波形解析処理部３４は、最大エントロピー法(MEM)を用いて周波数解析を行う。ここで、高速フーリエ変換(FFT)でなく最大エントロピー法を用いて周波数解析を行うことにより、同じ長さの信号からFFTよりも周波数分解能の高い周波数解析結果を得ることができる。

波形解析処理部３４は、多チャンネル心電図信号の全区間についてスペクトル解析を適用し、パワースペクトルや周波数スペクトルなどの解析結果を例えば記憶部３３に保存する。
また、波形解析処理部３４は、４秒の単位区間毎に、各チャンネルの電流密度信号に含まれる心房細動波の周波数成分である１Ｈｚ〜１１Ｈｚの周波数成分のうち、有意かつ最大のピークを有する周波数成分を探索する（Ｓ１０７）。

そして、制御部３５は、波形解析処理部３４によるスペクトル解析結果として、１〜１１Ｈｚにおける有意かつ最大となる周波数成分の周波数を、各チャンネルの論理的な位置と対応付けて出力部３７から出力する（Ｓ１０９）。これにより、ユーザは、スペクトル解析により心房細動波から求めた周波数成分の２次元分布（機能図）を視覚的に、かつ容易に把握することが可能になる。ここでは出力部３７が表示装置であるものとする。

本実施形態において、制御部３５は、論理的に格子状に２次元配置されたチャンネルの各々に対応する領域をスペクトル解析により心房細動波から求めた周波数成分の最大ピーク周波数とその大きさに応じた色（色相及び彩度）で表示することにより、心房細動波から求めた周波数成分の２次元分布を視覚的に、かつ容易に把握可能に表示する。具体的には、５Ｈｚ以下を青系、６．５Ｈｚを黄系、８Ｈｚ以上を赤系で、５〜６．５Ｈｚは青〜黄系、６．５〜８Ｈｚは黄〜赤系の中間色で、論理的な電極位置に対応する領域を彩色表示する。また、スペクトル解析により心房細動波から求めた周波数成分のピーク（パワー値）が大きいほど濃い色とする。なお、この色分けは、心房細動波成分の最大ピークが７．２Ｈｚ以下であれば、外科的肺静脈隔離術後に洞調律へ復帰する可能性が高く（低リスク）、また、最大ピークが７．２Ｈｚ以上であれば逆に外科的肺静脈隔離術後に洞調律へ復帰する可能性が低い（高リスク）ことが想定されることに基づく。

図４（ａ）に、スペクトル解析により心房細動波から求めた周波数成分の２次元分布表示例を示す。なお、図４では、便宜上、色分けをグレースケールに変換している。図４（ａ）において、彩色表示されている領域４１は、スペクトル解析により心房細動波から求めた周波数成分の最大ピークが存在する領域である。白色の領域は電流密度波が心房細動波の周波数成分について有意なピークを有していないことを意味する。また、図２と同様、Ｖ_１〜Ｖ_６の胸部誘導の想定電極位置が、○印でマーク表示されている。

制御部３５は、操作部３６の操作に応じて、表示内容を更新する（Ｓ１１１）。例えば、制御部３５は、スペクトル解析により心房細動波から求めた周波数成分の２次元分布と併せて、ユーザが操作部３６を操作することにより論理的な電極位置単位で移動可能なカーソル４２を表示することができる。そして、制御部３５は、カーソル４２で領域が指定されると、図４（ｂ）に示すように、対応する論理的電極位置における電流密度信号の周波数特性を時系列的に表示する。

図４（ｂ）において、縦軸は周波数成分の大きさ（パワー）、横軸は周波数（Ｈｚ）であり、奥行き方向の軸は時間である。図４（ｂ）の例では、図４（ａ）の表示に対応する期間の周波数特性４５が一番手前に示され、奥に行くほど新しい周波数特性を示している。また、周波数特性４５もまた、図４（ａ）と同様の色分けで表示されている（ただし、色の彩度は一定である）。

なお、図４（ｃ）に示すように、図４（ａ）の彩色表示に対応する期間のＱＲＳおよびＴ波除去ＸＹＺ誘導波形４７〜４９を表示してもよい。
また、ユーザの指示に応じて、図４（ａ）に示したスペクトル解析により心房細動波から求めた周波数成分の２次元分布の表示を時間軸に従って更新することも可能である。すなわち、４秒単位で時間を進めたり戻したりして、時系列表示することもできる。

（Ｔ波交互脈の解析、表示）
次に、Ｔ波電流密度交互脈の解析処理について、図５のフローチャートを参照して説明する。
例えば、心電図解析装置１００が出力部３７に表示しているアプリケーションメニューを、ユーザが操作部３６を用いて操作し、Ｔ波交互脈の解析処理の実行を指示したとする。この操作部３６の操作を制御部３５が検知し、波形合成処理部３２及び波形解析処理部３４に対してＴ波電流密度交互脈の解析処理の実行を指示する。

波形合成処理部３２は、まず、ＸＹＺ誘導波形をＩ／Ｆ３１又は記憶部３３から取得する（Ｓ２０１）。ここでは、ＱＲＳ波を含んだ通常のＸＹＺ誘導波形を取得する。
そして、波形合成処理部３２は、ＸＹＺ誘導波形のそれぞれから、１組の平均誘導波形Type Ａ，Type Ｂ又は、Type Ａ，Type Ｂ，Type Ｃを生成する（Ｓ２０３）。
Ｔ波交互脈は、Ｔ波が交互に変化する現象として定義することができるが、一拍ごとに２種類のＴ波が順次出現する場合と、３種類のＴ波が順次出願する場合がある。波形合成処理部３２は、最初の数十拍分の誘導波形から、例えばＴ波のピーク値に基づいてＴ波の交互パターンを判別し、いずれの平均誘導波形を生成するかを決定することができる。あるいは、例えばユーザからの指示や予め記憶されている設定に基づいて、いずれの平均誘導波形を生成するかを決定してもよい。

Ｘ誘導波形を例にとると、２種類のＴ波が交互に出現する場合には、１組の平均誘導波形Type A及びType Bを
Type A＝（１＋３＋５＋７＋９＋・・・）／ｎ
Type B＝（２＋４＋６＋８＋１０＋・・・）／ｎ
によって、また、３種類のＴ波が交互に出現する場合には、１組の平均誘導波形Type A〜Type Cを
Type A＝（１＋４＋７＋１０＋１３＋・・・）／ｎ
Type B＝（２＋５＋８＋１１＋１４＋・・・）／ｎ
Type C＝（３＋６＋９＋１２＋１５＋・・・）／ｎ
によって求める。
以下では、理解および説明を容易にするため、前者の場合について述べる。

ここで、１，２，３，・・・は拍番号、ｎは加算した拍数である。ここでは、１分間のＸ誘導波形を単位として、順次１組の平均誘導波形を求めるものとする。なお、１拍分の誘導波形の切り分けについては、公知の任意の方法を用いて行うことができる。また、波形の加算は、各拍のＲ波のピークが合致するようにして行う。

上の例では、１分間に計測されたＸ誘導波形のうち、奇数拍目の誘導波形の平均波形Type Aと偶数拍目の誘導波形の平均波形Type Bを求めている。波形合成処理部３２は、Ｙ及びＺ誘導波形についても同様にして、１組ずつの平均誘導波形を順次求める。
このようにして、波形合成処理部３２は、計測波形の１分間に含まれる複数拍を平均した３組の平均ＸＹＺ誘導波形を生成する。

次に、波形合成処理部３２は、３組の平均ＸＹＺ誘導波形から、同じ組のＸＹＺ平均誘導波形に基づいて１８７チャンネル心電図波形を生成する（Ｓ２０５）。すなわち、波形合成処理部３２は、Type Aの平均ＸＹＺ誘導波形と、Type Bの平均ＸＹＺ誘導波形とから、それぞれ１８７チャンネル心電図波形（平均）Type Ａ、１８７チャンネル心電図波形（平均）Type Ｂを生成する。波形合成処理部３２は、生成した１組の１８７チャンネル心電図波形（平均）を、波形解析処理部３４に供給もしくは記憶部３３に保存する。

そして、波形解析処理部３４は、１組の１８７チャンネル心電図信号の平均Type Ａ，平均Type Ｂを、心房細動波の解析処理と同様にして、各チャンネルにおける１組の電流密度信号（平均）のType Ａ，Type Ｂに変換する（Ｓ２０７）。

次に、波形解析処理部３４は、各チャンネルに対応する１組の電流密度信号（平均）のType Ａ，Type Ｂについて、Ｔ波のピーク前５０ｍｓからピーク後５０ｍｓまでの１００ｍｓに相当する区間の積分値を求める（Ｓ２０９）。なお、実際には電流密度信号の元となる心電図信号は時間的に圧縮されているが、ここでは、圧縮されていないものと考えた場合の１００ｍｓに相当する区間を積分する。

そして、波形解析処理部３４は、Ｔ波交互脈の発生の指標として、各チャンネルについての１組の積分値の差に関する値を、以下のように求める（Ｓ２１１）。
Ｄ［％］＝（Ａ−Ｂ）／Ｂ＊１００ （Ａ≧Ｂの場合）
Ｄ［％］＝（Ｂ−Ａ）／Ａ＊１００ （Ｂ＞Ａの場合）

ここで、Ａは、電流密度信号（平均）Type Ａから求めた積分値、Ｂは、電流密度信号（平均）Type Ｂから求めた積分値である。言うまでもないが、同じ計測区間に対応する積分値同士を用いる。

このように、本実施形態では、一定期間内の複数拍分の心電図信号のうち、一定間隔の複数の心拍についての平均波形を１組の異なる心拍の組み合わせについて求め、それぞれの平均波形から求まる電流密度信号のうち、Ｔ波のピークを挟んだ所定区間の積分値の差に基づいて、Ｔ波交互脈の発生の指標を算出する。

本実施形態では、Ｔ波のピークを挟んだ所定区間の積分値の差の絶対値の、積分値の小さい一方に対する比を、Ｔ波交互脈の発生の指標として求めているが、差の絶対値そのものをＴ波交互脈の発生の指標として求めてもよい。

なお、Type A〜Type Cを求めた場合には、上述したType AとType Bとの相対電流密度の差分の変化に加え、Type AとType C、Type BとType Cとの相対電流密度の差分の変化についても解析を行うことができる。これら３通りの組み合わせについての処理も、上述のType AとType Bの組み合わせに対する処理と同様に実行すればよい。

波形合成処理部３２は及び波形解析処理部３４は、以上の処理を、計測されたＸＹＺ誘導波形の解析対象区間について順次実行し、実行結果を記憶部３３に保存する（並行して制御部３５に供給してもよい）。

制御部３５は、Ｔ波交互脈の解析結果として、積分値の差Ｄを、各チャンネルの論理的な位置と対応付けて出力部３７から出力する（Ｓ２１３）。これにより、ユーザは、Ｔ波電流密度交互脈の発生についての指標の２次元分布を視覚的に、かつ容易に把握することが可能になる。

本実施形態において、制御部３５は、論理的に格子状に２次元配置されたチャンネルの各々に対応する領域を、積分値の差Ｄの大きさに応じた色で表示することにより、Ｔ波電流密度交互脈の発生についての指標の２次元分布機能図を視覚的に、かつ容易に把握可能に表示する。具体的には、積分値の差Ｄの０［％］を青、５０［％］を緑、１００［％］赤で、０〜５０［％］は青〜緑、５０〜１００［％］は緑〜赤の中間色で、論理的な電極位置に対応する領域を彩色表示する。なお、この色分けは、積分値Ｄの値が小さいほど、Ｔ波電流密度交互脈の発生確率が低いことが想定されることに基づく。

図６（ａ）は、Ｔ波が正常な場合における、積分値の差Ｄの２次元分布表示例を示す。図６（ａ）の上段には、積分値の算出に用いたＸ，Ｙ，Ｚ誘導波形６７の一部区間を、下段左にはＸＹＺ誘導波形全体の平均波形６５（Ｔ波区間の指標６６を含む）を、下段右には積分値の差Ｄの２次元分布表示例をそれぞれ示している。なお、図６においても、図４と同様、便宜的に色分けをグレースケールに変換して示している。

本実施形態では、図３（ａ）に示した心房細動波成分と同様の２次元分布領域６１に加え、２次元分布領域６１の上部に、積分値の差Ｄのヒストグラムを表示するヒストグラム表示領域６２を有している。２次元分布領域６１には、やはりＶ_１〜Ｖ_６の胸部誘導の想定電極位置が、○印でマーク表示されている。また、２次元分布領域６１の左下には積分値の差Ｄの最大値Max及び平均値Aveが、右下にはヒストグラムにおける変動係数CV（変動の標準偏差/平均値）がそれぞれ示されている。

ヒストグラム表示領域６２は、例えば、左端が０％、右端が１００％として、例えば２％刻みでの頻度を示している。また、頻度を高さで示す棒も、２次元分布領域と同様の色分けがなされている。図６（ａ）の例では、積分値の差Ｄの最大値が５．２％、平均値が０．９％と低く、値もほぼ０％近くに集中していることがヒストグラム表示領域６２から理解される。また、２次元分布領域６１では、積分値の差Ｄの大きさおよび２次元分布を色によって視覚的に、かつ容易に把握することができる。

一方、図６（ｂ）の例は、Ｔ波電流密度交互脈の典型的な心電図波形の解析結果を示すものである。図６（ｂ）では、上段に示したＸ，Ｙ，Ｚ誘導波形から明らかなように、２種類のＴ波が交互に出現するType A／Type BのＴ波交互脈である。この場合、積分値の差Ｄの平均値が３７．２％、最大値６４．１％とかなり大きい。また、ＣＶ＝２７．５％と、積分値Ｄのばらつきが大きいことがわかる。また、２次元分布図の色分けにより、値の大きなチャンネルが、Ｖ_１、Ｖ_２の胸部誘導の想定電極位置付近と、Ｖ_５、Ｖ_６の胸部誘導の想定電極位置の左下に多く分布していることがわかる。

制御部３５は、操作部３６の操作に応じて、表示内容を更新する（Ｓ２１５）。例えば、制御部３５は、ユーザの指示に応じて、図６に示した２次元分布領域６１の表示を時間軸に従って更新することも可能である。すなわち、誘導波形の計測における１分単位で時間を進めたり戻したりして、時系列表示することもできる。

以上説明したように、本実施形態の心電図解析装置は、通常の心電図信号を用いて、薬物あるいは非薬物療法（カテーテルあるいは外科的肺静脈隔離術）として心房細動を根治する場合の術前リスク評価や、致死的な不整脈である心室細動の発生可能性に関する有用な情報であるＴ波交互脈の分布に関する情報を得ることが可能である。そのため、非侵襲的に、かつ特殊な装置や高価な材料を用いずに、心房細動波やＴ波交互脈の分布に関する情報を得ることが可能である。また、実測チャンネル数よりも多くのチャンネルの心電図信号を合成し、被験者の体表面にマッピングする構成を取った場合には、被験者の負担を大幅に軽減することができる。

（他の実施形態）
上述の実施形態の心電図解析装置１００において、波形合成の利用は必須ではなく、マッピング可能な多チャンネルの誘導波形が得られれば、実測によって得られたものでも、合成によって得られたもので良い。
上述の実施形態の心電図解析装置１００は、心房細動波とＴ波交互脈の両方について２次元機能図を生成可能であるものとして記載したが、いずれか一方のみ実施可能であってもよい。
また、上述の実施形態に係る心電図解析装置は、汎用コンピュータに上述の心電図解析処理を実行させるためのプログラムとしても実施可能である。

Claims (7)

1. 多チャンネル心電図信号を取得する取得手段と、
   前記多チャンネル心電図信号の各チャンネルの心電図信号を電流密度信号に変換する変換手段と、
   前記電流密度信号に含まれる心房細動波成分のうち、最大ピークを有する周波数を探索する探索手段と、
   前記多チャンネル心電図信号の各チャンネルについて探索した前記最大ピークを有する周波数及び、前記最大ピークの大きさを、色で表した２次元機能図として出力する出力手段とを有することを特徴とする心電図解析装置。
2. 前記探索手段が、予め定められた時間単位の前記電流密度信号に対して最大エントロピー法を適用して周波数スペクトル解析を行い、該周波数スペクトル解析結果に基づいて１Ｈｚ〜１１Ｈｚの中で最大ピークを有する周波数を探索することを特徴とする請求項１記載の心電図解析装置。
3. 前記出力手段が、前記多チャンネル心電図信号の各チャンネルに対応する領域の各々を、対応するチャンネルに関する前記最大ピークを有する周波数に応じた色相、前記最大ピークの大きさに応じた彩度を有する色で色分けした２次元機能図を出力することを特徴とする請求項１又は請求項２記載の心電図解析装置。
4. ＸＹＺ誘導波形を合成して、前記多チャンネル心電図信号を生成する波形合成手段をさらに有することを特徴とする請求項１乃至請求項３のいずれか１項に記載の心電図解析装置。
5. 予め定められた期間測定した心電図信号に含まれる複数拍分の心電図信号から、予め定められた間隔の心拍の異なる組み合わせに基づいてType A 及びType B の平均心電図信号を生成する平均心電図信号生成手段と、
   前記Type A 及びType B の平均心電図信号の各々に基づいて、Type A 及びType B の多チャンネル心電図信号を生成する波形合成手段と、
   前記Type A の多チャンネル心電図信号の各チャンネルの心電図信号をType Aの電流密度信号に変換し、前記Type B の多チャンネル心電図信号の各チャンネルの心電図信号をType B の電流密度信号に変換する変換手段と、
   各チャンネルについて、前記変換手段が変換したType A 及びType B の電流密度信号におけるＴ波ピーク前後の所定区間を積分したType A 及びType Bの積分値を求め、Ｔ波電流密度交互脈の発生についての指標として、前記Type A 及びType B の積分値の差に基づく値を算出する算出手段と、
   前記各チャンネルについて前記算出手段が算出した前記Type A 及びType Bの積分値の差に基づく値の大きさを色で表した２次元機能図として出力する出力手段とを有することを特徴とする心電図解析装置。
6. 前記出力手段が、前記Type A 及びType B の積分値の差に基づく値のヒストグラムをさらに出力することを特徴とする請求項５記載の心電図解析装置。
7. コンピュータを、請求項１乃至請求項６のいずれか１項に記載の心電図解析装置の各手段として機能させるためのプログラム。