JP5500626B2 - 不整脈信号検出装置の作動方法および不整脈信号検出装置 - Google Patents

不整脈信号検出装置の作動方法および不整脈信号検出装置 Download PDF

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Description

本発明は、不整脈信号検出装置の作動方法および不整脈信号検出装置に関するものである。
従来、患者の心電信号を検出し、検出された心電信号から統計学的に不整脈を判定する不整脈の検出方法および検出装置が知られている(例えば、特許文献1参照。)。特許文献1では、心臓の各位置における拍動の独立性、すなわち、拍動の同調の程度を表すパラメータとして相互情報量またはピアソンのχ統計量を用い、心臓の異なる位置で検出された心電信号からこれらのパラメータ値を算出することにより、頻拍・細動を判定している。さらに、心電信号の同時生起頻度の分散を用いることにより、相互情報量およびピアソンのχ統計量からは判定の難しい頻拍と細動とを分離して判定している。
特開2008−200120号公報
しかしながら、特許文献1の方法および装置の場合、右心室と左心室との拍動の同調が乱れる脚ブロックの場合も、相互情報量またはピアソンχ統計量が心室細動のときと同様の値になる可能性がある。
本発明は、このような事情に鑑みてなされたものであって、心室細動とその他の不整脈とをより確実に分離して判定することができる不整脈信号検出装置の作動方法および不整脈信号検出装置を提供することを目的としている。
上記目的を達成するために、本発明は以下の手段を提供する。
本発明は、心臓に配置された電極により少なくとも右心室および左心室における心電信号を検出する心電信号検出ステップと、該心電信号検出ステップにより検出された、前記少なくとも右心室および左心室における2つの心電信号の同期性を示すパラメータ値を算出部により算出する算出ステップと、該算出ステップにより算出された前記パラメータ値に基づいて、不整脈のうち少なくとも心室細動の発生の有無を不整脈判定部により判定する不整脈判定ステップとを備え、前記算出ステップが、前記2つの各心電信号の心周期の比であるinterval ratio、前記2つの心電信号の相互相関関数のピーク値から算出される遅延時間であるdelay、ならびに、前記右心室および前記左心室の2つの心電信号の電位の大きさの除算値の逆正接値から求められる値であるphase、ただし除数が0の場合には逆正接値を90°とする、および前記右心室および前記左心室の2つの各心電信号の電位の大きさの二乗和の平方根から求められる値であるlengthのうち、少なくとも前記phaseおよび前記lengthを含む前記パラメータ値を算出し、前記不整脈判定ステップが、前記パラメータ値が示す右心室および左心室の心電信号の同期のずれの大きさに基づいて心室細動の発生の有無を判定する不整脈信号検出装置の作動方法を提供する。
本発明によれば、心電信号検出ステップにより検出された少なくとも両心室の心電信号から、算出ステップにおいてパラメータ値が算出され、不整脈判定ステップにより心室細動を含む不整脈の発生の有無が判定される。
ここで、periodは、各心電信号に現れるR波の周期である心周期を表し、その値が所定の閾値を下回ったときに心室細動であると判定する。Interval ratioは、心臓の2つの位置における心周期の比率を表し、右心室および左心室における心電信号から算出されたその値が略1でないときに心室細動であると判定する。
Delayは、心臓の2つの位置における心室内伝導の同期性を表し、右心室および左心室における心電信号から算出されたその値が略0でないときに心室細動であると判定する。Phaseおよびlengthはそれぞれ、右心室および左心室における心電信号の電位の大きさの除算値の逆正接値(ただし、除数が0の場合は90°)から求められる値と、二乗和の平方根から求められる値であり、その分布は両心室の拍動の同期の程度と心電信号の基線からのずれの程度とを表し、原点近傍から離れたデータ点数が閾値より多いときに心室細動であると判定する。
上記いずれかのパラメータ値のうち少なくともphaseおよびlengthを用いることにより、心室細動とその他の不整脈とを分離して心室細動をより確実に判定することができ、また、脚ブロックの発生の有無も判定することができる。
上記発明においては、前記算出ステップが、前記右心室および左心室における2つの心電信号について、前記delayをさらに算出することとしてもよい。
このようにすることで、脚ブロックの発生の有無も判定することができる。
また、上記発明においては、前記心電信号検出ステップが、心房における心電信号を検出し、前記算出ステップが、前記右心室および前記左心室の少なくとも一方ならびに前記心房における心電信号について、これら少なくとも2つの各心電信号の自己相関関数から求められる心周期であるperiodを算出することとしてもよい。
このようにすることで、心室頻拍、心室細動、上室性頻拍、心房粗動、心房細動および徐脈の発生の有無を判定することができる。
また、上記発明においては、前記算出ステップが、前記右心室および前記左心室の2つの心電信号について、前記delay、もしくは、ピアソンのχ統計量および同時生起頻度の分散を算出することとしてもよい。
このようにすることで、periodでは判定することができない脚ブロックの発生の有無も判定することができる。
また、本発明は、少なくとも右心室および左心室において心臓に配置される複数の電極と、少なくとも前記右心室および左心室に配置された2つの前記電極により検出された心電信号に基づいて、これら心電信号の同期性を示すパラメータ値を算出する算出部と、該算出部によって算出された前記パラメータ値に基づいて、不整脈のうち少なくとも心室細動の発生の有無を判定する不整脈判定部とを備え、前記算出部が、前記2つの各心電信号の心周期の比であるinterval ratio、前記2つの心電信号の相互相関関数のピーク値から算出される遅延時間であるdelay、ならびに、前記右心室および前記左心室の2つの心電信号の電位の大きさの除算値の逆正接値から求められる値であるphase、ただし、除数が0の場合には逆正接値は90°とする、および前記右心室および前記左心室の2つの各心電信号の電位の大きさの二乗和の平方根から求められる値であるlengthのうち、少なくとも前記phaseおよび前記lengthを含む前記パラメータ値を算出し、前記不整脈判定部が、前記パラメータ値が示す右心室および左心室の心電信号の同期のずれの大きさに基づいて心室細動の発生の有無を判定する不整脈信号検出装置を提供する。
本発明によれば、心室細動とその他の不整脈とをより確実に分離して判定することができるという効果を奏する。
本発明の一実施形態に係る不整脈信号検出方法を示すフローチャートである。 心電信号からピアソンのχ統計量を算出する手順を示す図であり、(a)一の心電信号の振幅値の一例と(b)そのヒストグラム、(c)他の心電信号の振幅値の一例と(d)そのヒストグラムならびに(e)同時生起要素数を示す図である。 ピアソンのχ統計量の算出に用いられるm×n分割表を示す図である。 Periodを説明する図であり、(a)心電信号の一例と(b)その自己相関関数を示す図である。 (a)心電信号の一例、(b)(a)にノイズを重ねた信号を示す図である。 (a)図5(a)の自己相関関数および(b)図5(b)の自己相関関数を示す図である。 Interval ratioを説明する図であり、洞調律時における(a)右心室、(b)左心室および(c)右心房の心電信号の一例を示す図である。 Interval ratioを説明する図であり、(a),(b)および(c)は、図7(a)〜(c)の各心電信号から算出された自己相関関数を示す図である。 Interval ratioによる心室細動の判定方法を説明する図であり、心室細動時における(a)右心室および(b)左心室の心電信号の一例である。 Delayを説明する図であり、洞調律時の(a)右心室および(b)左心室の心電信号、ならびに(c)これらの心電信号の相互相関関数の絶対値を示す図である。 Delayを説明する図であり、洞調律時の(a)右心房および(b)右心室の心電信号、ならびに(c)これらの心電信号の相互相関関数の絶対値を示す図である。 Phaseおよびlengthを説明する図であり、洞調律時の(a)左心室および(b)右心室の心電信号、ならびに(c)これらの心電信号の振幅を表した複素平面を示す図である。 図1のフローチャートの不整脈判定ステップを示すフローチャートである。 本発明の一実施形態に係る不整脈信号検出装置の全体構成図である。
本発明の一実施形態に係る不整脈信号検出方法および不整脈信号検出装置について、図面を参照して以下に説明する。
本実施形態に係る不整脈信号検出方法は、図1に示されるように、心臓の各位置に配置された電極から心電信号を検出する心電信号検出ステップS1と、該心電信号検出ステップS1において検出された心電信号から不整脈に関する情報を含むパラメータ値を算出する算出ステップS2と、該算出ステップS2により算出されたパラメータ値に基づいて各種類の不整脈の発生の有無を判定する不整脈判定ステップS3とを備えている。
心電信号検出ステップS1は、右心房、右心室および左心室に配置された電極から心電信号を検出する。
算出ステップS2は、心電信号検出ステップS1において検出された3つの心電信号から、各パラメータ値を算出する。
本実施形態においては、パラメータとして、ピアソンのχ統計量T、同時生起頻度の分散σ、period、interval ratio、delay、phaseおよびlengthを用いる。これらの各パラメータについて、心電信号から算出する方法および算出された値から不整脈を判定する方法を以下に説明する。それぞれのパラメータは、サンプル数N=250の時間窓を50サンプルずつシフトしながら各時間窓において求めた。なお、各パラメータの後ろに付された添え字LV,RV,RAはそれぞれ、左心室、右心室または右心房の心電信号を用いてそのパラメータを算出していることを意味する。
(ピアソンのχ統計量)
ピアソンのχ統計量Tは、2つの変数に対する2つの観察が互いに独立かどうかを検定するときに用いられるパラメータである。本実施形態において、2つの変数とは2つの心電信号を意味し、2つの観察とは2つの異なる位置において心電信号を検出することを意味する。すなわち、心臓の2つの位置が互いに独立に拍動していればピアソンのχ統計量Tは相対的に小さな値となり、心臓の2つの位置が同調して拍動していればピアソンのχ統計量Tは相対的に大きな値となる。これにより、心電信号が検出された心臓の2つの位置における拍動がどの程度同調しているかが定量化される。
心電信号からピアソンのχ統計量Tを算出するには、まず、図2(a),(c)に示されるように、全データ点数がN個である2つの心電信号を縦軸と横軸に配置し、同図(b),(d)に示されるように、各心電信号について振幅のヒストグラムを作成する。各ヒストグラムにおいて、各ビンa(i=1,2,…,m),b(j=1,2,…,n)に含まれるサンプル数n(a),n(b)をカウントし、下式(1)から各心電信号の生起確率p(a),p(b)を算出する。
p(a)=ki・/N
p(b)=k・j/N …(1)
式(1)において、添え字「・」は、それに対応する添え字がiおよびjであることを意味する。図2(b),(d)において、m=6、n=6である。
また、図2(e)に示されるように、波線で2次元に区画された、ビンaとビンbが含まれるボックス(a,b)内に含まれるサンプル数kijをカウントし、下式(2)から2つの心電信号の同時生起確率p(a,b)を算出する。ここで、kijは、2つの心電信号の同時生起頻度を表している。
p(a,b)=kij/N …(2)
次に、カウントされたkijを基に、図3に示されるm×n分割表を作成し、χ統計量Tを数1の式(3)により算出する。ここで、pijはijに対応する理論的な同時確率である。
Figure 0005500626
以上の手順に従って、右心室と左心室の心電信号、および、右心房と右心室の心電信号からそれぞれ、ピアソンのχ統計量TLV−RV,TRA−RVを算出する。算出されたピアソンのχ統計量TLV−RV,TRA−RVに対する分類閾値をα,αとし、洞調律(SR)または心房頻拍(AT)と、心房細動(Af)または心房粗動(AF)と、心室頻拍(VT)と、心室細動(VF)と、脚ブロックとを以下のように判定する。
LV−RV>αかつTRA−RV>αならばSRまたはAT、
LV−RV>αかつTRA−RV≦αならばAfまたはAF、
LV−RV≦αかつTRA−RV>αならばVTまたは脚ブロック、
LV−RV≦αかつTRA−RV≦αならばVFまたは脚ブロック
である。
(同時生起頻度の分散σ)
同時生起頻度kijの分散σは、数2の式(4)から算出される。ここで、μは同時生起頻度kijの平均値である。
Figure 0005500626
SR、ATおよびVTの場合、心電信号は、基線部分と電位が大きく変動するピーク部分とで同時生起頻度が大きく異なるため、その分散σは大きくなる。一方、VFの場合、電位が比較的小さな幅で変動するため同時生起頻度のばらつきが小さく、その分散σも小さくなる。これにより、SR、ATまたはVTとVFとを判定する。
σLV−RV>βかつσRA−RV>βならばSR、ATまたはVT、
σLV−RV≦βまたはσRA−RV≦βならばVF
である。βおよびβは分類閾値である。
(Period)
Periodは、各心電信号に現れるR波の周期を、自己相関関数を用いて抽出したものであり、心周期に相当する。心電信号の時刻tにおける自己相関値Rxx(t)は、数3の式(5)から算出される。ここで、xは時刻tにおける心電信号の電位の入力値、Tは対象となる時間窓の幅である。
Figure 0005500626
心電信号の一例を図4(a)に、その自己相関関数を図4(b)に示す。図4(b)は、横軸が時間、縦軸が自己相関値Rxx(t)を示している。図4(a),(b)の横軸は共通である。自己相関関数において、対象窓中での時間が0のときに現れるピークの次に現れるピークにおける時間をperiodとして算出する。Periodは、図4(a)に示される心電信号の隣り合うR波の時間間隔(interval)に相当する。
各心電信号について算出されたperiodの大きさから不整脈を判定するには、VF、AF、VT、AT、徐脈のそれぞれについて分類閾値γ〜γ(γ,γ<γ,γ<γ)を定め、periodの値が分類閾値γ〜γを越えたときに、VF、AF、VT、ATまたは徐脈であると判定する。
periodLV,periodRV<γならばVF、
periodRA<γならばAF、
γ≦periodLV,periodRV<γならばVT、
γ≦periodRA<γならばAT、
γ≦periodLV,periodRV,periodRA≦γならばSR、
periodLV,periodRV,periodRA>γならば徐脈
である。
自己相関関数を用いることにより、ノイズの含まれる心電信号からも高い精度でR波の周期が抽出される。図5(a)に示される心電信号に人工的なランダムノイズを重ね、同図(b)に示される信号を作成した。図5(a)の心電信号の自己相関関数を図6(a)に、図5(b)の信号の自己相関関数を図6(b)に示す。図5(a),(b)および図6(a),(b)の横軸は共通である。いずれの自己相関関数においても、原波形の周期に相当する時間において明らかなピークが現れていることが分かる。
(Interval ratio)
Interval ratioは、数4の式(6)で定義され、2つの心電信号ECG1,ECG2から算出されたperiodの比を表す。すなわち、心臓の2つの位置における心周期が等しければ1となり、心臓の2つの位置における心周期が異なれば1から離れた値となる。
Figure 0005500626
SR時に左心室、右心室、および右心房において同時に検出された心電信号の一例を図7(a)〜(c)に、また、これらの各心電信号から算出された自己相関関数を図8(a)〜(c)にそれぞれ示す。図7(a)〜(c)および図8(a)〜(c)の横軸は共通である。図7(a)〜(c)のいずれにも、同じ時間にピークが表れている。これは、3つの心電信号において心拍数が等しいからであり、SR時には、interval ratioLV−RVおよびinterval ratioRA−RVはともに略1となることが分かる。
一方、interval ratioは、心臓に不整脈が発生している場合、不整脈が発生している位置においては、心周期が不均一になったり他の部位と異なったりするため、1から十分に離れた値となる。VF時の心電信号の一例を図9(a),(b)に示す。図9(a)は右心室、図9(b)は左心室の心電信号であり、横軸は共通である。このように、VF時においては、各心室の拍動が不規則になり波形のピーク間隔がばらつく。すなわち、VF時には、interval ratioが1以外の値として算出される。
右心室および左心室の心電信号から算出されたinterval ratioLV−RVから、分類閾値δ,δ(δ<1<δ)を用いてVFおよびVTが判定される。
interval ratioLV−RV<δ
または
interval ratioLV−RV>δならばVF、
δ≦interval ratioLV−RV<1
または
1<interval ratioLV−RV≦δならばVT
である。
また、右心房および右心室の心電信号から算出されたinterval ratioRA−RVから、AFが判定される。
interval ratioRA−RV<1ならばAF
である。
(Delay)
Delayは、2つの心電信号の相互相関関数におけるピークの時間を算出したものである。すなわち、delayは、2つの心電信号にR波が出現した時刻の相対的なずれを算出したものである。2つの心電信号の相互相関値は数5の式(7)によって表される。ここで、xおよびyは時間tにおける電位の入力値、Tは対象となる時間窓の幅である。
Figure 0005500626
SR時における右心室および左心室の心電信号をそれぞれ図10(a),(b)に示す。また、これらの心電信号の相互相関関数の絶対値を図10(c)に示す。図10(a)〜(c)の横軸は共通である。図10(c)は、横軸が時間、縦軸が相互相関値Rxy(t)を表している。2つの心電信号のR波のタイミングが一致している場合、相互相関関数には時間ゼロにおいてピークが現れる。なお、図10(c)において、ピークが時間0から若干ずれているのは、電極の配置等の影響によるものと考えられる。
また、SR時における右心房および右心室の心電信号をそれぞれ図11(a),(b)に示す。また、これらの心電信号の相互相関関数の絶対値を図11(c)に示す。図11(a)〜(c)の横軸は共通である。心臓において、洞結節から出力された電気信号は、心房、ヒス束および脚を順に介してから両心室へ伝達されるため、右心房の心電信号にR波が現れる時刻から遅れて、右心室の心電信号にR波が現れる。図11(c)のピーク値における時間は、右心房に対する右心室の拍動の時間の遅れに相当している。
右心室および左心室の心電信号から算出されたdelayRV_LVから、分類閾値ε1(0<ε)を用いてVTとVFとが判定される。
0<delayRV_LV<εならばVT,
delayRV_LV≧εならばVF
である。
右心房および右心室の心電信号から算出されたdelayRA_RVから、分類閾値ε(0<ε)を用いて心房細動(Af)とAFとが判定される。
delayRA_RV<εならばAf、
delayRA_RV≧εならばAF
である。
(Phaseおよびlength)
Phaseおよびlengthは、右心室および左心室の心電信号の振幅を複素平面上で表現したときの偏角θおよび絶対値rから算出される。Phaseは、右心室および左心室における拍動の同調の程度を表し、lengthは、心電信号の振幅の基線からのずれの程度を表している。
図12(a),(b)は、SR時の左心室および右心室の心電信号である。図12(a)は縦軸が振幅を、横軸が時間を表し、図12(b)は縦軸が時間を、横軸が振幅を表し、同図(a)の横軸と同図(b)の縦軸は共通である。図12(c)は、各時間における心電信号の振幅EGMLV,EGMRVから、下式(8)で表される複素数Zを作成し、作成されたZが表す点(以下、点Zという。)を複素平面上にプロットしたものであり、実軸が右心室の心電信号の振幅EGMRV、虚軸が左心室の心電信号の振幅EGMLVを表している。ここで、iは虚数単位である。
Z=EGMRV+iEGMLV (8)
また、図12(c)の複素平面上における点Zは極座標表示である極形式を用いて下式(9)で表される。ここで、θは偏角、rは原点からの距離である。
Z=r(cosθ+i・sinθ) (9)
式(8)および式(9)から、以下の2つの関係式が導かれる。
ただし、下式(8)において、EGMRV=0のときは、θ=90°とする。
Figure 0005500626
Figure 0005500626
Phaseは、式(10)から算出されたθの中央値よりもθが大きいものの中央値あるいは小さいものの中央値median(θ)を用いる。SR時においては、両心室の心電信号の振幅が略同様に変化するため、点Zはθ=45°またはθ=−135°近傍に偏って分布する。一方、VTまたはVFが発生している場合、2つの心電信号の波形が異なるタイミングで変化するため、点Zは虚軸または実軸に偏って分布し、phaseの値は0°または90°に近付く。したがって、phaseの45°からのずれの程度から、SRであるか不整脈が発生しているかが判定される。
Lengthは、式(11)から算出されたrのうち、下式(12)を満たすrを有する点Zの個数である。ここで、Max(r)は、全ての点Zのrのうち、最も大きいrを表す。aは適宜設定される定数であり、例えば、0.05に設置される。
r>a・Max(r) (12)
SR時の心電信号において、電位が大きく変動する波形部分の時間は、電位が略一定の基線部分の時間に対して短く、また、2つの心電信号において基線部分が現れるタイミングが一致する。したがって、点Zは原点近傍に偏り、lengthは小さくなる。一方、VTまたはVFの場合、基線部分の割合は相対的に減少し、かつ、両心室の拍動のタイミングがずれることから、原点から離れた位置に点Zが多く存在するようになり、lengthは大きくなる。
このように、phaseとlengthの大きさから、分類閾値ζ,ζ,η,η(ζ<ζ、η<η)を用いて、VTとVFとが判定される。
0≦phase<ζまたはζ<phase≦90
かつ
η<length<ηならばVT、
0≦phase<ζまたはζ<phase≦90
かつ
length≧ηならばVF
である。
不整脈判定ステップS3は、算出ステップS2において算出された各パラメータ値から、心房および心室における各種類の不整脈を判定する。各パラメータ値からの不整脈の判定は、算出された各パラメータ値と上述した各閾値とを比較することにより行ってもよい。本実施形態においては、算出ステップS2において算出された各パラメータ値から、もう1つの方法を用いて不整脈を判定する。
本実施形態に係る不整脈判定ステップS3は、図13に示されるように、算出ステップS2において算出された各パラメータ値から特徴ベクトルを作成する特徴ベクトル作成ステップS31と、該特徴ベクトル作成ステップS31において作成された特徴ベクトルと、各不整脈に対応したモデルベクトルとのベクトル積を算出するベクトル積算出ステップS32と、該ベクトル積算出ステップS32において算出された値のうち絶対値が最も大きいモデルベクトルと対応する洞調律または不整脈を選択して出力する出力ステップS33とを備えている。
予め、SR時の心電信号と、各種類の不整脈発生時のモデルとなる心電信号とから算出された各パラメータ値を成分とするモデルベクトルを作成しておく。図13においては、不整脈のうち、AT、VTおよびVFのモデルベクトル(Model_AT、Model_VT、Model_VF)が用いられ、SR、AT、VTおよびVFが判定されるようになっている。各モデルベクトルは、そのモデルに一致する場合、特徴ベクトルとのベクトル積の絶対値の最大値が同一の値、例えば、1になるように作成され、一方、モデルに当てはまらない場合、ベクトル積が0となるように作成される。
ここで、SRのモデルベクトルは、任意の複数の人から得られたSR時の心電信号から作成された標準的な心電信号を用いて作成してもよいが、同一の心臓疾患や不整脈ごとに、該疾患または不整脈を有する複数の患者のSR時の心電信号に基づいて作成することが好ましい。また、SRのモデルベクトルは、本実施形態に係る不整脈信号検出方法が適用される患者のSR時の心電信号に基づいて作成することがさらに好ましい。SR時の心電信号は、疾患や個々人ごとに異なることがある。したがって、不整脈信号検出方法が適用される患者のSR時の心電信号とより類似した心電信号からSRのモデルベクトルを作成することにより、SRと不整脈との判定精度を向上することができる。
特徴ベクトル作成ステップS31は、算出ステップにおいて算出された各パラメータ値を成分とする特徴ベクトル(Indices(X))を作成する。ベクトル積算出ステップS32は、特徴ベクトル算出ステップS31により得られた特徴ベクトルと、4つの各モデルベクトルとのベクトル積を算出する。出力ステップS33は、算出された4つのベクトル積の絶対値を比較し、ベクトル積の絶対値が最も大きいモデルベクトルと対応する不整脈または洞調律であると判定してその判定結果を出力する。
例えば、検出された心電信号がSRを表していれば、SRのモデルベクトルとのベクトル積は1または1に近い値が算出され、その他のモデルベクトルとのベクトル積は0に近い値が算出される。これにより、心電信号から心臓の状態がSRであると判定される。
次に、本実施形態に係る不整脈信号検出方法に基づいて不整脈を判定する不整脈信号検出装置1について、図14を参照して以下に説明する。
本実施形態に係る不整脈信号検出装置1は、図14に示されるように、心臓Aの各位置に配置される電極2a〜2cと、該電極2a〜2cから検出された心電信号に基づいてパラメータ値を算出する情報処理部(算出部)3と、該情報処理部3により算出されたパラメータ値に基づいて不整脈か否かを解析して判定する解析診断部(不整脈判定部)4とを備えている。
電極2a〜2cはそれぞれ、右心房と右心室の内壁、および、左心室の心臓壁に存在する冠状静脈の内壁に配置され、各電極2a〜2cにより右心房、右心室および左心室における心電信号が検出される。検出された心電信号は、図示しないAD変換器によりディジタル信号に変換された後、逐次情報処理部3へ入力される。情報処理部3は、連続して入力されてくる心電信号を所定の時間幅で区切りながら、各時間幅において各パラメータを算出する。このときの時間幅は、例えば、不整脈の発生が迅速に検出されるように正常な心拍の1拍分〜数拍分に設定される。
算出された各パラメータ値が解析診断部4に入力されると、解析診断部4は、特徴ベクトルを作成し、作成した特徴ベクトルとモデルベクトルとのベクトル積を算出し、SR、AT、VTまたはVFの判定をする。解析診断部4は、判定した結果を、例えば、不整脈信号検出装置1に接続された心臓治療装置等の外部機器に出力する。このように構成された不整脈信号検出装置1による各種の不整脈の判定結果を表1に示す。なお、表1において、同一のギリシャ文字は、同一の判定結果が出力されることを意味し、異なるギリシャ文字は、異なる判定結果が出力されることを意味する。
Figure 0005500626
表1から分かるように、パラメータがピアソンのχ統計量および同時生起頻度の分散σのみの場合、脚ブロックとVTまたはVFとが同一の判定結果として出力される。これに対し、period、interval ratio、delay、もしくは、phaseおよびlengthのいずれかを用いることにより、VFが他の不整脈と区別して判定される。
また、1つのパラメータでは判定することができない不整脈も、他のパラメータと組み合わせて用いることにより、判定可能になる。例えば、ピアソンのχ統計量および同時生起頻度の分散σにperiodを加えることにより、表1に記載されているすべての不整脈の判定が可能になる。
このように本実施形態に係る不整脈信号検出方法および該不整脈信号検出方法に従って動作する不整脈信号検出装置1によれば、各種類の不整脈を分離しながらより確実に判定することができるという利点がある。特に、治療の必要性が高い心室細動と他の不整脈とを確実に分離して判定することができるという利点がある。
また、period、interval ratioおよびdelayにおいては、自己相関関数および相互相関関数を用いることにより、ノイズが含まれた心電信号からでも所望の値が精度良く算出される。これにより、不整脈の判定精度を向上することができるという利点がある。
なお、上述した実施形態において、心房頻拍(AT)を判定している各パラメータについては、ATを含む上室性頻拍(SVT)の判定にも適応可能である。
1 不整脈信号検出装置
2a〜2c 電極
3 情報処理部(算出部)
4 解析診断部(不整脈判定部)
A 心臓
S1 心電信号検出ステップ
S2 算出ステップ
S3 不整脈判定ステップ

Claims (6)

  1. 心臓に配置された電極により少なくとも右心室および左心室における心電信号を検出する心電信号検出ステップと、
    該心電信号検出ステップにより検出された、前記少なくとも右心室および左心室における2つの心電信号の同期性を示すパラメータ値を算出部により算出する算出ステップと、
    該算出ステップにより算出された前記パラメータ値に基づいて、不整脈のうち少なくとも心室細動の発生の有無を不整脈判定部により判定する不整脈判定ステップとを備え、
    前記算出ステップが、前記2つの各心電信号の心周期の比であるinterval ratio、前記2つの心電信号の相互相関関数のピーク値から算出される遅延時間であるdelay、ならびに、前記右心室および前記左心室の2つの心電信号の電位の大きさの除算値の逆正接値から求められる値であるphase、ただし除数が0の場合には逆正接値を90°とする、および前記右心室および前記左心室の2つの各心電信号の電位の大きさの二乗和の平方根から求められる値であるlengthのうち少なくとも前記phaseおよび前記lengthを含む前記パラメータ値を算出し、
    前記不整脈判定ステップが、前記パラメータ値が示す右心室および左心室の心電信号の同期のずれの大きさに基づいて心室細動の発生の有無を判定する不整脈信号検出装置の作動方法。
  2. 前記算出ステップが、前記delayをさらに算出する請求項1に記載の不整脈信号検出装置の作動方法。
  3. 前記心電信号検出ステップが、心房における心電信号を検出し、
    前記算出ステップが、前記右心室および前記左心室の少なくとも一方ならびに前記心房における心電信号について、これら少なくとも2つの各心電信号の自己相関関数から求められる心周期であるperiodを算出する請求項1に記載の不整脈信号検出装置の作動方法。
  4. 前記算出ステップが、前記右心室および前記左心室の2つの心電信号について、前記delayを算出する請求項3に記載の不整脈信号検出装置の作動方法。
  5. 前記算出ステップが、前記右心室および前記左心室の2つの心電信号について、ピアソンのχ統計量および同時生起頻度の分散を算出する請求項3に記載の不整脈信号検出装置の作動方法。
  6. 少なくとも右心室および左心室において心臓に配置される複数の電極と、
    少なくとも前記右心室および左心室に配置された2つの前記電極により検出された心電信号に基づいて、これら心電信号の同期性を示すパラメータ値を算出する算出部と、
    該算出部によって算出された前記パラメータ値に基づいて、不整脈のうち少なくとも心室細動の発生の有無を判定する不整脈判定部とを備え、
    前記算出部が、前記2つの各心電信号の心周期の比であるinterval ratio、前記2つの心電信号の相互相関関数のピーク値から算出される遅延時間であるdelay、ならびに、前記右心室および前記左心室の2つの心電信号の電位の大きさの除算値の逆正接値から求められる値であるphase、ただし、除数が0の場合には逆正接値は90°とする、および前記右心室および前記左心室の2つの各心電信号の電位の大きさの二乗和の平方根から求められる値であるlengthのうち、少なくとも前記phaseおよび前記lengthを含む前記パラメータ値を算出し、
    前記不整脈判定部が、前記パラメータ値が示す右心室および左心室の心電信号の同期のずれの大きさに基づいて心室細動の発生の有無を判定する不整脈信号検出装置。
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