JPH0347092B2

JPH0347092B2 -

Info

Publication number: JPH0347092B2
Application number: JP58020569A
Authority: JP
Inventors: Zantsu Erunsuto; Pieeru Shuteegeru Jan; Teii Ueruneru
Original assignee: Individual
Current assignee: Individual
Priority date: 1982-02-12
Filing date: 1983-02-12
Publication date: 1991-07-18
Also published as: EP0086429A3; US4697597A; ATE45279T1; IL67815A; CA1228647A; AU1092783A; ZA83791B; EP0086429A2; JPS58212431A; US4569357A; AU570402B2; DE3380343D1; IL67815A0; EP0086429B1

Description

【発明の詳細な説明】〔産業上の利用分野〕この発明は心電図検査法、殊にベクトル心電図
検査法の分野に関し、更に詳しくは心電図測角
法、心臓の電気量の空間ベクトル表示、およびこ
れ等の電気量を処理し、心臓疾患の診断用の心電
図測角装置に関する。

〔従来の技術〕

ECG（心電図）の判断には、前面の電気QRS量
の最大ベクトルを測定することも付属している。
この測定は、左位置、急傾斜位置等の用語で表現
される。同様に、再分極ベクトルの方向、即ち電
気的に検出可能なＴ波の状態も、特にQRSベク
トルの方向に関して（Ｔ波の一致または不一致状
態）配置される。１例として、心筋梗塞の経過や
その治療でＲとＴ波の状態が利用される。しか
し、上記の判断は大まかに定性的にしか可能でな
く、更に投影による誤差によつてしばしば誤診す
る。何故なら、この判断は上記ベクトルを一平面
に投影するだけを基礎とし、この平面に対してこ
れ等のベクトルが直角方向にずれることを考慮し
ていないからである。

描き出された幾何学配置から判る投影の曖昧さ
を基礎として、次の結論に達する。心電図から得
られる全てのことは、空間の実際の角を一つの壁
面に投影したものである。通常、一致したＴを正
規のものとし、一致しないＴを異常と判断してい
る。両者は正しいが、投影の曖昧さから不正とな
り得る。一般的な経験では、Ｔ波が正規である
か、病的であるかを判断することは非常に困難で
ある。

空間での対応する２つのベクトルの状態を認識
することなく、決定的評価を行うことは不可能で
ある。従つて、より正確な情報を得るため、また
QRS波やＴ波の最大ベクトルの変化を定量的に
把握するためには、三次元または直交座標誘導系
を使用する必要がある。

直交座標誘導の作図に対して現在知られている
方法“Paul.Lichtlen：Klinische Vevtor−
Elektrokardiographie，Springer，Berlin，
Heidelberg，New York）は、内部に取り付け
た人工電気双極子によつて生じる胸部モデルの表
面上の個別局部電圧の測定である。抵抗回路網を
直列接続してこれ等の電圧は胸部モデルの前面、
矢状面および水平面上への人工電気双極子の投影
に対応する３つの誘導に関連付けられる。このこ
とは電界が簡単化された固定原点を有する双極子
と考える理想化された仮定の下に成立する。

これ等は、SchmittとSimonsonのSVED
系（1955年），Frankの系（1956年）および
McFeeとParungaoの系（1961年）である。どの
系でも再現性は良好で、三つの系は何れも良く知
られていて、同等と見做されている。しかし、上
記執筆者自身が認めているが、３つの系の何れも
モデルでのみ正確な直交誘導を与え、人間だは個
人の体重や心臓を取り巻く組識の導電率が個々に
不均一であため、直交誘導は得ることができな
い。従つて、同じ試験体を３つの系で測定した場
合、ベクトル方向（方位と仰角）およびベクトル
の長さ、大きさに関して異なる結果となることは
驚くことではない（Schmitt 1956年、
Tuna1980年）。

上記３つの系の他の欠点としては、14個、７個
または９個の電極を使用する誘導の高価な技術に
基因する。この方法は、実際の診断に使用するに
は複雑で、乱れや誤りが生じる。従つて、診察の
常用手法として広く使用されていない。

より簡単な誘導系を模索することで、胸部の４
点のみから直交誘導量を形成することが理論的に
可能となることが判つている。この考えは新しい
ものでなく、既にSchellongが1936年に４個の電
極を用いる誘導系を開発している。用語「ベクト
ル図」の名の下に、彼は互いに直交する３個の誘
導を使用した。即ち、下鎖骨左（点ゼロ）と右
（点１）の２点からの水平、点ゼロから胸部を下
に垂直、Wilsonの点V₅にほぼ等しい点（彼は点
３と呼んでいる）、および点ゼロから背部に向か
う矢状（点２）である。彼はこれ等の３つの誘導
を双極子の投影と考え、それ等の二つをそれぞれ
ブラウン管で目視できる一つのループに結び付け
た。しかし、この技術的に簡単な方法は不正確
で、ループに歪が見られた。DuchosalとSulzer
（1949年）は同じ立体系を使用し、歪を除くため、
ゼロ点（３軸の交差点）を心臓から出来る限り遠
く、即ち背中の右後ろに選んだ。この系も生物理
学的装置SVEC （FrankとMcFEE）との一
致はひどく悪くなかつた（Schmitt 1956年を参
照）が、採用されなつた。どの立体系も不正確で
あるのは、何よりも各双極子誘導が心臓の双極子
モーメントを直接投影していることに起因してい
る。上記のことは、どの誘導も異なる電位差の測
定、方向性のない量つまりスカラー量であるか
ら、正しくない。これに反して、双極子モーメン
トはその大きさの外に指定された方向も有する、
つまりベクトルの性格を有する（Irnich 176年）。

〔発明の課題〕

この発明の課題は、直交投影を得るための簡単
で確実に機能する方法を提供することにある。こ
の発明の他の課題は、この発明による誘導に基づ
き、QRSループとＴループの最大ベクトル間の
空間での実際の角度の測定できる方法を提供する
ことにある。更に、QRSとＴの両最大ベクトル
の位置決めが２平面上への投影によつて可能にす
ることである。この発明の他の課題は、更にこの
方法を実施する装置を提供することにある。

〔課題を解決する手段〕

上記の課題は、この発明により、動物の心臓に
よつて生じ、動物の身体の外部の誘導点によつて
検出されるような電界を評価する心電図測角法の
場合、前記電界は空間中のベクトルで表せて、こ
の空間は直交座標系ｘ，ｙ，ｚで表せて、前記座
標系は動物の身体に対して４つの誘導点E₁，E₂，
E₃，E₄の配置によつて指定され、４つの誘導点
のうちの３つE₁，E₂，E₄が動物の身体の既知矢
状面に対して傾いている一つの平面内にあり、４
番目の誘導点E₃はこの平面の外部にあり、ベク
トルの座標が誘導点に生じる電気信号から算出さ
れ、この座標が座標系の少なくとも一つの平面
xy，xz，yz上のベクトル投影に対応している心
電図測角法によつて解決されている。

更に、上記の課題は、この発明により、動物の
心臓によつて生じ、動物の身体の外部の誘導点に
よつて検出されるような電界を評価する心電図測
角装置の場合、誘導点よつて定まる４面体の角の
近くの動作位置に配設された４つの誘導電極E₁，
E₂，E₃，E₄を設定する装置と、誘導電力の点の
ところで生じる電気信号から、座標計で与えられ
る平面上のベクトルの直接投影を導く装置段１
０，２０と、各電極E₁，E₂，E₃，E₄と装置段１
０，２０間の接続部とから成る心電図測角装置に
よつて解決されている。

この発明による他の有利な構成は、特許請求の
範囲の従属請求項に記載されている。

〔実施例〕

この発明を添付図に基づき説明する。

詳細な説明の前に、若干の重要点を総括する。
個々の誘導を無視し、３つの誘導点で形成される
一つの平面の電気状態を全てであると見做すと、
双極子モーメントの新しいモデルを表現する方法
が開かれる。心電図では、閉じたメツシユと言う
概念を、例えばNehb（ネーブ）の誘導Ｄ，ＡとＪ
の形にして使用し、この三角形での電気状態を考
えると、心電図の傾きの大きさから大体の双極子
モーメントの大きさの相対的な目安を推定でき
る。当然、色々な傾きは大きくても小さくても和
が０となり、前述のキルヒホツフの回路網の法則
に相当する。しかし、上記の３つの誘導で与えら
れる電位差を部分ベクトルと見做し、これ等全て
をベクトル和の法則に従つて加算し、一方で傾き
の大きさとその極性を、また他方で誘導方向も考
慮すると、ベクトルの和が得られ、ここに示すモ
デルでこの和を全体で心臓の双極子モーメントと
見做せる。

ベクトルＶ→＝Ｄ→＋Ａ→＋Ｉ→ この新しい考えにより、従来必要とされていた
抵抗回路網の直列接続を用いず、心臓に近い４つ
の誘導点から３つの直交投影ｘ，ｙとｚを形成で
きる。

ベクトル形成の新しいモデルも、当然絶対的な
精度に関する要求を満たさない。これは、心臓を
取り囲む組織の不均一な導電度による。個々の患
者にとつて一定の大きさである。従つて、経験的
な所謂立方系の全ての場合（Schellong，
Duchosal等）のように、この補正を省略できる。
電界の不均一のため、およびこの本発明による誘
導点での電気力線の形状の知識がないため、双極
子の大きさと方向に関して完全に正確に決定でき
ないが、個々の患者に対して一定であり、数年に
わたつて再現性がある（このことは、数百の測定
によつて確立されている）。この結果は、とりわ
けこの発明による簡潔で信頼度の高い誘導技術に
よつて得られる。

第１図には、この発明の４点誘導系が示してあ
る。空間的に考慮すべき四面体の誘導系は４つの
電極取付け位置E₁，E₂，E₃とE₄を示す。これ等
の誘導点は、それぞれ以下のように接続される。
即ち、下位の対１としてE₁，E₂，この場合E₁は
Wilsonの点V₄、つまり5ICR（肋間空間）に対応
し、MCL（鎖骨中間線）であり、E₁に対して矢状
面である点E₂はWilsonの点V₈に対応する。誘導
点E₃は上記点E₁の上で鉛直方向に₁，₂の１／
√２倍の間隔にあり、この誘導は垂直で、記号Ｖ
で表す。水平で記号Ｈを付けた誘導の対E₃，E₄
は、患者の右側に水平に₁，₂の１／√２倍の
間隔に配設されている。記号Ｄを付けた背面誘導
E₂，E₄および記号Ａを付けた前側誘導Ａ，E₁，
E₄を命名する。これ等の間隔は前記比例関係に
よつて設定される。誘導点E₃から前側に向かう
付加的な垂線に記号Z₀が付けてある。この表現で
は、Ａ／Ｉが傾斜矢状ｘ，ｙ面を、Ｚ／Ａが前正
方ｙ，ｚ面を、そしてＺ／Ｉがｚ，ｘ面を形成す
る。誘導点E₂，E₃の対は非使用面に属し、余分
な対として考えないこととする。しかし、このこ
とは診断上重要な情報がこの誘導から得られない
ことを意味するものではない。

２つの誘導点、つまりE₂，E₃は、患者の心臓
に対する相対位置に関して比較的厳しくない。即
ち、電極を取付ける時、ある限界内の操作のばら
つきは常に同じ最終結果に導く。電極E₃を有す
る誘導点は心臓の頂点の電極E₁上に垂直に相対
移動可能な組織上に載置される。この電極E₁の
位置は極めて正確に決める必要がある。特に測定
中に患者が姿勢を変えた場合、この誘導点E₃は
取り付け配置に対し、従つて心臓に対してもそれ
ぞれ別な位置にずれる。しかし、これは誤り測定
にならないから、姿勢のずれを最も受ける電極３
は電気的に適応性のある電極と見做せる。この電
極は組織のずれまたは局部誤差に対して鈍感で、
このことが測定の利点と見做せる。測定は患者が
姿勢を変えた時、大きな影響を受けない。以下に
記載することを概念的に正確を期すため、更に
ｘ，ｙ，ｚ投影と対応する電気的な誘導、ないし
はその信号との間にそれぞれ差異があることが指
摘される。

この発明による誘導のため、上記の電極を以下
のように患者に取り付ける。

１点V₄（Wilson）に対応するE₁＝5ICRと
MCL；２ E₁に対して矢状面であるE₂（Wilson）のV₈
に対応する）；３ E₁上に垂直に間隔0.7・₁ ₂のE₃；４間隔0.7・₁ ₂で患者の右側に水平のE₄；５接地電極を主に患者の右腕に取り付ける。

これは患者に電極を取付ける適当な方法であ
る。この場合、動物の心臓診断には特定の動物に
合つた幾何学的な電極形状のみを誘導のために使
用し、直交誘導を測定すのため、適当なパラメー
タを有する座標交換段のみを設ける必要がある。
この発明は動物や人間の心臓病診断に同じ様に適
している。

健康な心臓の場合、ベクトル・ループは上前右
から下前左へ通過し、背後に回つて、再び上前右
に通過する。即ち、ベクトル・ループは多かれ少
なかれ矢状面に対して傾いた面内または平行であ
る（第１図で３つの誘導点E₁，E₂とE₃間の面）。
従つて、この面内のECG誘導はベクトル・ルー
プが変化すると、極めて敏感に反応する。このこ
とは2000回以上のECG測定で確認された。上記
の面は互いに直交する２つの投影ｘとｙを形成す
るため、また前面はNehb面に直交する投影z₀を
形成するために使用される。

直角の誘導三角形を得るため（このことは三角
法のため有利になる）、Nehbの行つたように、点
V₇を矢状面に対して傾いた三角形の背面の誘導
点としては選ぶのでなく、E₁（心臓の頂点）に対
応する点V₄に対して傾いた矢状面となるE₂に対
応するV₈を選ぶ。心臓の頂点上に直角を得るた
め、誘導Ａは通常のECG用語による誘導Ｉに直
交している。更に、E₂に対応するこの誘導点V₈
は正確に決定でき、容易に発見できる。背面の誘
導点としてWilsonの点V₈を選択し、点E₁−E₂−
E₄を用いて一つの平面が求まる。この平面を以
後傾斜矢状面と呼ぶ。Nehbによつて導入された
誘導記号Ｄ，ＡとＩは維持される。

この直交座標系のｙ軸を誘導Ａに平行に、ｘ軸
を誘導Ｉに平行に選ぶと、誘導Ａはベクトルのｙ
軸への投影として、また誘導Ｉはベクトルのｘ軸
への投影と見做すことはできない。むしろ、ベク
トル作図のため、３つの誘導Ｄ，ＡとＩの全てを
Ｖ→＝Ｄ→＋Ａ→＋Ｉ→の形にベクトル加算する必要が
あ
る。このように形成されたベクトル和を第２図に
示すように、ｘとｙ軸上に投影する。以下の式は
三角法の計算により以下の公式、ｘ＝Ｄ cos45゜−Ｉ＝0.7D−Ｉ (1) ｙ＝Ｄ sin45゜＋Ａ＝0.7D＋Ａ (2) が得られる。

直交座標系での第３の軸としては、上記２軸に
直交する付加的なベクトル投影を使用する。この
投影z₀を点E₁，E₃，E₄の前面三角形内の誘導に
よつて得る。この場合、点E₁とE₄は傾斜矢状三
角形の前面誘導点である。点E₃は第３図に示す
ように、点E₁とE₄から等距離で、二つの直線間
が直角になるように選定される。従つて、直角二
等辺三角形が得られる。この三角形では、以下の
誘導が有効である。即ち、E₄からE₃へ水平誘導
点Ｈ，E₃からE₁への垂直誘導Ｖ、およびE₁から
E₄への前方誘導Ａであつて、この前方誘導Ａは
傾斜矢状三角形Ｄ，Ａ，Ｉの誘導Ａに等しい。こ
の前面三角形でも、同じ方法でベクトル加算で
き、三つの誘導の同時傾斜をベクトル和の符号と
軸に合わせて並べる。このベクトル和で大切なも
のは、第３図の軸z₀上への投影である。このz₀軸
は、誘導Ａ上での点E₃の垂線であるから、Nehb
の平面上にある。この垂線は点E₃での直角の二
等分線であるから、ベクトルの上記投影z₀は三角
法で（Ｖ−Ｈ）・sin45゜として表せる。この値が
正符号の場合、ベクトルのこの量はNehb平面の
下にあり、負符号の場合、Nehb平面の上にある。
換言すれば、z₀軸は下向きで正で、上向きで負で
あり、傾斜矢状面に常に垂直、つまり軸ｘとｙに
垂直である。要約すれば、３個の直交投影ｘ，ｙ
とｚは、ｘ＝Ｄ cos45゜−Ｊ＝0.7D−Ｉ (1) ｙ＝Ｄ sin45゜＋Ａ＝0.7D＋Ａ (2) ｚ＝（Ｖ−Ｈ）sin45゜＝0.7（Ｖ−Ｈ） (3) となる。

QRSとＴの最大ベクトルの計算、およびこれ
ら２つの最大ベクトルの間の立体角φの決定は空
間三角法で行われる。空間ベクトルには記号１と
２を付け、ｘ，ｙとｚ軸上への投影はそれぞれ
x₁，y₁，z₁およびx₂，y₂，z₂と指定し、それ等の
大きさは一つの直交空間座標に属する。

ベクトル演算に使用される立体角φの式は、となる。

分子にスカラー積が、分母に２ベクトルの絶対
値の積が与えられている。

従つて、ベクトル１の長さは、 √（₁ ²＋₁ ²＋₁ ²）（5′）で、ベクトル２の長さは、 √（₂ ²＋₂ ²＋₂ ²）（5″）である。

それ故、分極の最大ベクトルは３つの投影ｘ，
ｙとｚの象限の和が最大であるQRSのベクトル
ループの点である。即ち、ようになる。

V_nax（QRS）＝√（₁ ²＋₁ ²＋₁ ²）_nax （6′）である。

同じことはＴループの最大ベクトルにも当ては
まる。

V_nax（Ｔ）＝√（₂ ²＋₂ ²＋₂ ²）_nax （6″）角度φの外、空間でのQRSとＴの最大ベクト
ルの位置も大切である。それ故、一方で傾斜矢状
面への、また他方で前方面へのベクトルの投影を
決める必要がある。この場合、注意すべきこと
は、心電図法、特にベクトル心電図法の歴史的理
由から空間座標軸を数学的には特異な方法で表
す。即ち、ｘ，ｙとｚ軸が人体に付属し、原点を
胴体のほぼ中心に置く。身長の上下に延びる軸が
ｙ軸で、負のｙ軸が上方の頭に向かい、正のｙ軸
が下に向かう。水平軸はｘ軸で、正のｘ軸は右に
延び、負のｘ軸は左である。ｚ軸は身体の前から
後へ横切り、正のｚ軸は身体の中心から前方に、
負のｚ軸は後方に向かう。これは通常の取り決め
に相当し、この発明に使用する直交座標系は第１
図に示すｘ，ｙ，z₀系に対応し、矢状面に対して
45゜傾いている。

軸ｘとｙで決まる傾斜矢状面は360゜に配分され
る。この場合、0゜は水平後方に、90゜は左下方に、
180゜は前方に、そして−90゜は右上に設置される
（この状況は第４図に示してある）。直交座標軸ｘ
とｙを極座標にの変換するには、次式によつて行
われる。即ち、象限：ｘ正、ｙ正 α＝tan^-1＋ｙ／＋ｘ(7) 象限：ｘ負、ｙ正 α＝tan^-1＋ｙ／−ｘ＋180゜(8
) 象限：ｘ負、ｙ負 α＝tan^-1−ｙ／−ｘ−180゜(9
) 象限：ｘ正、ｙ正 α＝tan^-1−ｙ／＋ｘ (10) ここで、傾斜矢状面の極角度をαとしている。

例：ｘ＝−10，ｙ＝＋15 このベクトルは象限にある筈である。即ち、 α＝tan^-115／10＋180゜＝124゜この例は象限図に記入されている（第４図）。

傾斜矢状面のＹ軸を基礎として選び、直交座標
ｚとｙを前平面に変換して正確に同じように行わ
れる。従つて、0゜は左下に、180゜は右斜め上にな
る。前平面の基礎は身体の軸に対して45゜、つま
り傾斜矢状面にあり、Frankの誘導の場合のよう
に水平でない。前平面の極角にβを付ける。この
角βはベクトルを前平面への正確な投影を与え、
βが正なら、ベクトルは傾斜矢状面の下を通り、
βが負なら、その上を通る。

誘導Ｄ，Ａ，ＩとＨ，ＡとＶに基づき、即ち電
気誘導信号を使用してQRSとＴの最大ベクトル
を求めることは、この発明の心電図測角装置の課
題である。４つの測定点E₁，E₂，E₃とE₄（第１
図）から５種の誘導信号Ｄ（背部）、Ａ（頂部）、Ｉ
（下部）、Ｈ（水平）およびＶ（垂直）が形成され、
上記の公式１，２と３により３つの投影ｘ，ｙと
ｚに変換される。時間に依存する３種の電気信号
は、投影に対応する３つの曲線を形成し、これ等
の曲線を、例えば３ミリ秒の時間間隔で測定し、
加算し、最後にこれ等の値を更に評価するために
記憶器に収納する。上記の処理は、この実施例の
場合、一方で値QRSに、他方で値Ｔに関連して
いる。値Ｔによれば、Ｔ波とそれに続く次の心拍
のＰ波との間に零線を定め、対応する修正を行
い、必要であれば記憶した全ての値を突き止めた
零値に関連付ける。一方でx₁，y₁とz₁の、他方で
x₂，y₂とz₂の最大加算二乗を求める。このデータ
により、心電図測角装置はついで公式４により
cosφを、またそれからcos^-1φを決定する。特定
のただ一つの心拍の角φは殆ど瞬時に形成する。
次いで、心電図測角装置では公式７〜10により角
度αR，αT，βRとβTも計算し、このデータを基
礎データx₁，y₁，z₁，x₂，y₂，z₂と共に記憶す
る。従つて、同じ心拍から11個のパラメータとし
て心拍間隔も利用できる。あるいは、ゆつくり変
化する零線の問題はデジタルまたはアナログの高
域濾波器でも解決できる。

動作中、心電図測角装置を制御するため、例え
ば３チヤンネル心電計に投影ｘ，ｙとｚを同時に
描くことができる（第９図）。心電図測角装置が
算出した信号の合成値は、曲線を描く用紙上に記
入される。従つて、一方でECGの通常のグラフ
をよりどころにする表示が利用され、また他方で
同時に算出された若干のデータまたは誘導の実際
の投影のグラフ表示も得られる。

使用した心電図測角装置の実例では、６つの測
定量φ，αR，βR，αT，βTと心拍間隔をプリン
タに連続的に描く（第５図）。この方法では、概
ね３つの心拍毎に測定される。患者に対して短時
間に平均値や標準偏差のような統計値を測定する
一連の測定が行える。

１例として以下の基準を満す健康な心臓の100
名の被験者グループに対して標準値を調べた。

１器質性心臓病の臨床的根拠がない。

２従来法による12の標準誘導で正常な心電図。

３この発明の５つの５パラメータφ，αR，
αT，βR，βTの全てが心拍数10異常で一定で、
ばらつきが±5゜以内にある。これは各心拍で編
曲の消滅と再発生が同じ「電気通路」を占める
ことを意味する。このように測定された値は以
下の通りである。

φ αR βR αT βT 15゜ 89.9゜ 9.4゜ 98゜ 3.2゜ｓ 7.9゜ 11.6゜ 7.8゜ 10.5゜ 8.8゜標準限界として±２の標準偏差を選ぶと、仰臥
した健康な心臓の被験者に対して以下の標準値
（四捨五入で）求まる。

φ＝0゜〜31゜ αR＝65゜〜115゜ βR＝＋25゜〜−10゜ αT＝75゜〜120゜ βT＝＋20゜〜−15゜このグループには56名の男子と44名の女子がい
て、年齢は14〜89才の間にある。±２の標準偏差
で事象の95.4％が統計的に捕捉された。

通常の場合、分極の消滅と再発生の最大ベクト
ルは互いに極めて近く、空間φでの実際の角度は
0゜から31゜（15゜±−16゜）になる。しかし、31゜以
下
の角度では、もし分極の消滅と再発生が乱れる
と、病理学上の状態が存在することになる。従つ
て、矢状面と前面に関してR_naxとT_naxの位置決
めは非常に重要である。これ等は中央液窩線（角
度α＝90゜）の狭い範囲にあり、傾斜矢状面の直
ぐ上下にある（角度β〜0゜）。第６図には上に説
明した内容をグラフ表示したものである。

この電気的中心（第６Ａ図に長いベクトル矢で
示してある）から前、後、上と下、ならびにまた
背面（従つて、第６Ａ図の球面上への表示を意味
する）へのベクトルのずれは病理上の健康を意味
する。従つて、例えばブロツク図のLSRおよ
び／またはRSB，LAFBまたはBFBの場合、お
よび梗塞後のＲ喪失の場合でもＲベクトルの典型
的なずれがある。他方、分極の再発生のどの乱れ
も障害の中心に対して反対方向にＴベクトルをず
らすことを表している。

左側の位置では、心臓はほぼ10゜後にずれてい
る。即ち、標準値は角度αに関して10゜後にずれ
て、 αR＝55゜〜105゜；αT＝65゜〜110゜となる。

右冠状動脈（RCA）の血行の乱れが左側で判
ると言う今まで流布している考えは、この発明を
利用した場合、冠状動脈疾患患者のコロナグラム
と比較すると、確認される。つまり、左側で右冠
状動脈の領域に貧血がある場合、Ｔベクトルが前
にずれる（αTは110゜以上になる）。従つて、最大
ベクトルQRSとＴ間の空間の実際の角を示す角
度φが開らく、ないし増加することになる。それ
故、通常の測定では、RCAの簡単な機能テスト
としての左位置の心電図は常に記入される。

冠状血管不全の患者の一連の測定は、技術的に
完全な投影ｘ，ｙとｚの場合、Ｔベクトル値のか
なり大きな変動を示す。10回の測定の標準偏差は
任意に設定した5゜以上になり、これは恐らく心筋
局所貧血の存在を示す。この流動的な現象は、狭
心状態の患者の場合、前壁梗塞の起こる少し前に
この発明による心電図測角装置と誘導法により観
察できる。

第７Ａ図と第７Ｂ図には、この発明による方法
を実施する装置が模式的に示してある。第７Ａ図
では、人体から得られる情報をデジタル化するま
でが４種の装置段１０，２０，３０と４０に分割
されている。第１段１０は第１図に示したような
誘導を行う。これ等の誘導は４個の胸部電極E₁
〜E₄と好ましくは右腕に固定する接地電極を用
いてこの発明の誘導法によつて得られる。この四
面体から原則的に得ることのできる６個の誘導の
３つは線形独立で、この例では５つが使用され
る。点E₂とE₃の間の詳しく記していない誘導は、
興味のない投影面に属するとして使用しないか、
あるいは無駄な対として省く。使用する５つの誘
導は水平に対してＨ、背部に対してＤ、垂直に対
してＶ、低部に対して１および前方に対してＡと
記す。上記５つの誘導の電気信号を誘導段１０か
ら座標変換段２０に導き、求める投影を直交系に
処理する。この処理は主にアナログ回路網２２を
通して実行される。その場合、線形独立の３つの
誘導をデイジタル座標変換段２０で直接法にも処
理できる。得られた投影ｘ，ｙとｚは座標変換段
２０から走査段３０に達する。ここでは上記投影
が走査回路（サンプル・ホールド回路）３２によ
つて走査される。この走査役３０には、得られた
投影を並列・直列変換するマルチプレクサ回路３
４も付属している。

個々の投影の直列に出力するデータは、走査段
３０から、模式的にアナログ／デイジタル変換器
４２で示すデイジタル化段４０に達する。ｘ，ｙ
とｚの投影は、この段で例えば８ピツトの分解能
でデジタル化される。この分解能は実用的な目的
に充分であるが、測定を詳細に表すため、あるい
は電気信号の中の未知な効果を見出すため、16ピ
ツトまたはそれ以上の分解能にしてもよい。デイ
ジタル化された投影を（ｘ，ｙ，ｚ）digと記号
で表す。

第７Ｂ図には、この発明による心電図測角装置
の主要部５０が非常に単純化して図示されてい
る。この装置では、デジタル化された投影（ｘ，
ｙ，ｚ）digが対応する表現の量に変換される。
前述の例によれば、これ等はQRSとＴの最大ベ
クトルの間の空間の実際の角度に相当する角度φ
であり、この発明の方法で直交しない基本座標系
に関する値αR，αT，βRとβT（誘導は直交しな
いが、誘導から計算され、データとして評価され
る投影ｘ，ｙとｚである）および例えばそれぞれ
二つのQRSのエツジの間で求まる心拍間隔であ
る。心電図測角装置の部分５０は、実際の心拍デ
ータを記憶するランダムアクセス記憶器５２と、
処理プログラムを記憶する記憶装置５４と、デー
タ管理に必要なマイクロプロセツサ５６（例えば
モトローラのモデル6800でもよく、説明している
心電図測角装置にも使用されている）と、模式的
に示す回路網５８、例えば当然心電図測角装置か
ら直列にも導入できる図示していない中間記憶器
の注目するデータを演算処理するバス系とによつ
て表せる。厳密にいえば、前記データは、例えば
表示ユニツト、プリンタ、画面等のような周辺装
置中で変換されて初めて生じるが、この簡単化さ
れた図面では、どのように患者に取付けた電極か
ら信号とデータ処理によつて診断上非常に有効な
結果を導くかのみを示す。

第８図は心拍間隔の時間依存する処理過程を図
示す。ECG曲線の典型的な波形が部分的に示し
てあり、完全に検出されたQRS複合部から部分
的に検出されたQRS₊₁複合部までの時間間隔で
示してある。急激なQR立ち上りエツジは経験的
に機能の経過をトリガーするのに特に良好に適し
ている。しきい値１でのQRトリガーにより、心
拍間隔τの測定と、このτ＝（QRS〜QRS₊₁）ｔ
を時間窓t_QRS；t_p；t_T；t_QT，つまり個々に記憶す
る間隔に分割することが始まる。この場合、時間
間隔t_pvは重要な役目を演ずる。この点で、グラ
フの基準線を測定し、次いで平均化し、電気中性
点、零ボルト（0V）と比較する。この基準線の
電圧BSは振幅依存する全体の量、例えば図示す
るQRS値M_QRSに対する補正として使用される。
この電圧は実際の生化学的な零線を表す。

第９図によるこの発明の心電図測角装置を詳細
に示す。５種の誘導Ｄ，Ａ，Ｉ，ＶとＨの電気測
定値は各入力増幅器２４を経てアナログ演算回路
網２５に達する。この回路網は実質上所定の公式
により投影ｘ，ｙとｚを求め、各投影両の信号を
処理する座標変換回路２２である。次いで、これ
等の信号は並列にプロツトされる心電図、または
レコーダーに記録するため出力増幅器２６で増幅
される。そのため取出し導線２９が設けてある。

ｘ，ｙ，ｚ信号は個別増幅器３１を介してサン
プル・ホールド回路３２に導入され、サンプル時
間は導線３５を通過して制御回路５３の制御プロ
グラムによつて決定される。これに同期して、入
力信号を走査するマルチプレクサ３４を制御する
必要がある。これは同じ制御回路５３の導線３６
を介して行われる。この回路部ではアナログ信号
処理が行われ、アナログ／デジタル変換器４２に
入力するアナログ信号はデジタルデータに変換さ
れる。この実施例では、前述したように、８ビツ
トの分解能を選んでいるが、それ程経費を掛けな
くとも16ビツトの分解能に拡張できる。デジタル
データ処理部には、入力回路５１、データ記憶器
５２、制御プログラム記憶器５４および付属マイ
クロプロセツサ５６がある。データ記憶には、ラ
ンダムアクセス記憶装置を使用し、制御プログラ
ムの記憶には、主にEPROM型の記憶器を使用す
る。記憶データは、第７Ｂ図に示すように、第８
図のデジタル化した心臓周期曲線に関し、制御プ
ログラムは第１１図の方法の処理系統図の原理図
に表してある。

処理系統図を説明する前に、アナログ／デジタ
ル・アダプタモジユールの詳細な説明を行う。こ
の回路網は第１０図に示してあり、ｘ，ｙ，ｚ入
力増幅器３１の回路素子を有する。入力増幅器の
出力端は各サンプル・ホールド回路３２に接続
し、これ等の回路は、マイクロコンピユータに通
ずる入力回路５１によつて図示していない制御回
路網５３と導線３５を介して同期される。マルチ
プレクサは、ｘ，ｙとｚデータ信号の外に、未だ
アナログのチヤンネル選択指令０，１と、デイジ
タル入力回路５１によるマルチプレクサ作動指令
０，１を受け取る。同様に、入力増幅器３１と中
間増幅器３８は増幅度に関して入力回路５１によ
つて制御される。マルチプレクサ３４からのデイ
ジタル化されるべき心臓周期信号は、既に説明し
たように、増幅器３８中で中間増幅され、アナロ
グ／デジタル変換器４２に導入される。このアナ
ログ／デジタル変換器は、データバスの外に、状
態表示用の導線を介して入力回路５１に接続され
ている。この入力回路５１は他の導線を介して変
換信号にりアナログ／デジタル変換器をスタート
させる。入力回路５１は、通常のように３種のバ
ス系、つまりデータバス、アドレスバスと制御バ
スを介してマイクロコンピユータに接続されてい
る。

最後に、第１１図はJacksonストラクトグラム
の処理系統図を非常に簡単にして示したものであ
る。このJacksonの処理系統図を上から下に、お
よび左から右に読む。この図によれば、図の左の
第１段には認識段階で、患者に装置を取付け、こ
の装置から増幅度、走査間隔と心拍間隔のパラメ
ータが得られる。これには、第８図の３〜６サイ
クルが使用される。心拍間隔からは２つの心拍間
の時間測定と、第８図に示す種々の時間窓を患者
に合わせることが定まる。次いで、データ捕捉が
行われ、それによつてトリガー点、心拍の検出と
オフセツト補正が主に得られる。これ等の心拍信
号は連続的に、例えば３ミリ秒の間隔で走査され
る。心拍周期の測定値はトリーガ点を検出して初
めて記憶され、評価される。このトリーガ点は
QR立ち上りエツジの所定傾斜を越えると定ま
る。トリーガ点を探すこと及び／又は心拍の検出
は、常時繰り返され、機能ブロツクの右上に小さ
な星で示してある。この実施例のデータ変換速度
では、各三つの心拍を容易に検出できる。必要な
付加経費でどの心拍も検出できる。これ等の信号
の処理は、予備的な開発段階で最大ベクトルＲと
Ｔの計量、量αR，αT，βR，βT等の計算および
データ変換と処理に関連する。次いで、計算され
た量は、判断するため所謂オンライン表示、即ち
患者を測定する間（ベツドサイド法と言われる）、
診断用の測定値表示部に達する。これ等の下に
は、デジタル表示に測定データの出力が、またこ
の出力と他のデータが記録と保管のためプリンタ
に、そしてこれ等の出力がグラフ表示するため画
面に出力する。患者から離れている所謂オフライ
ン評価では、記憶器５２に記憶された信号は、他
のデータ処理、例えば統計等のために準備され、
大容量の記憶器に転送され、大きなコンピユータ
で対応する複雑なプログラムを用いて評価され
る。

従来技術の心電図では、測定を一平面内でしか
行つていないので、同じ心拍内で心臓の電気過程
を完全に捕捉することが不可能であつた。これは
三次元誘導系を用いて、即ちベクトル心電図での
み可能である。病床ベクトル心電図法の第１段階
としての心電図測角法は病床で電気過程を連続的
に三次元的に検出できる新規で、技術的に簡単な
三次元誘導系を使用している。この測角法は最初
にQRSループとＴループの最大ベクトルのみを
測定する。しかし、両方法の測定量の情報内容は
極めて大きい。

今まで、病床と同じ測定値からより複雑な評価
を行うは不可能であつた。例えばHarold
Kennedyの1977年米国特許第4106495号明細書に
開示しているように、普通身体に関する測定デー
タを集め、表示して、多少時間間隔を置いて、電
算機に導入している。一連のデータを評価する前
に患者が死ぬることは稀ではない。１つまたは数
個の心拍の間で複雑な関係を実用上の直接検出、
評価および表示することは目的に合つている。オ
ンライン評価は、言わばリアルタイムでエルゴメ
ータの医療用途は全ての種類の操作で心臓の作用
を、例えば画面上で観察することを可能にする。

QRSベクトルは、所謂電気心臓軸に相当する。
空間でのその位置は、横位置、傾斜位置、水平位
置、左タイプ等の用語で定性的に特徴付けてい
る。この定性的な用語の代わりに、心電図測角法
（CGM）は一義的に定めた方向を与え。この方向
のわずかな変化でも、例えば心臓の膨張・収縮、
心臓肥大の増減、左前筋の結束の進展等を時間の
経過にして検証させる。標準的な心電図、つまり
従来技術の測定では、とにかく著しい変化と見做
される前に、これ等全てが検証される。急激な試
験でのQRSベクトルの変化、例えば左横位置で
のQRSベクトルの位置変化、あるいは負荷を加
えた後、あるい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ようなQRSベクトルの変
化は、冠状動脈の隔壁での局部的な小さな循環の
不調を検証させる。

Ｔベクトルの位置変化は、心臓の再分極状態の
情報に検証を与える。即ち、心筋層での代謝の不
調または血行の乱れに関する証拠を与える。もし
後壁（RCA）に貧血があれば、Ｒベクトルは正
規位置になく、前にあり、逆に前壁（LCA）に
貧血があれば、正規範囲外で後にある。当然、こ
れ等の変化は前壁または後壁の局部代謝に不調が
ある場合にも現われる。もし心筋層が休止時に充
分血行が良ければ、Ｔベクトルは可能な限り正規
範囲からずれない。これは相対的な貧血、即ち潜
在的な冠状動脈不全が、例えば、ニトログリセリ
ン投与後の冠状動脈の血行を低減することによつ
て判明する。ニトログリセリンは一方で予備的な
負担と必要な血液量を低減し、血圧を下げ、他方
で脈拍を増加をもたらす。両方の効果は冠状動脈
の血行不調の低減をもたらし、この減少は既に僅
かに狭窄している冠状動脈に特に有効である。従
つて、貧血性心筋層からＴベクトルが移動する。
この効果は冠状動脈疾患者の場合に、エルゴメー
タ法を不要とすることが確実である。

もし冠状動脈狭窄が不完全（閉鎖）である場合
は、Ｔベクトルの移動が多少制限された範囲にあ
る。前に述べたフローテイングで示した効果はこ
の発明の心電図測角法による一連の測定で発見さ
れた。この効果は、特に敏感で、心臓の正弦圧力
の後の短い心臓休止状態でも示すことができる。

上記２つのベクトルは心臓のどんな循環の乱れ
にも極めて鋭敏であるから、心電図測角法は監視
ステーシヨンで心臓疾患患者の監視にも、また血
栓発作または心臓手術後の患者の場合でも、特に
有利に利用できる。

侵入性でない、全く副作用の生じない検査法と
しての心電図測角法は、例えば喫煙者、糖尿病患
者、管理者および高コレステロール血症者等のよ
うな心筋梗塞になり易い患者の場合、潜在的な冠
不全を早期発見する定期的年度心臓検診にも適す
る。この方法は冠状動脈の血行障害にも極めて敏
感に、直接作用するので、心臓に効く薬剤の検査
にも適する。

心電図測角法では、単に最大ベクトルだけでな
く、両ベクトルループを完全に記憶するので、例
えば上に述べたように、オフライン法で他の量を
捕捉できる。例えば、tQR_naxとQRあるいは
tQR_naxとのような任意の時間間隔t_xでのベク
トルＸ、例えば初期ベクトルの表示である。ま
た、最大ベクトルのみならず、QRSとＴの全て
のループも個々にまたは連続して画面に画像化す
ることもできる。こうして、正確で完全にコンピ
ユータ化された心臓診断が行われ、この発明によ
る心電図測角装置は小形であるため、殊に外来診
察で非常に有効である。

【図面の簡単な説明】

第１図、この発明による４点誘導系の説明図。
第２図、投影の表示と投影からの加算ベクトルの
形成の説明図。第３図、３つの誘導を有する前面
の形成の説明図。第４図、傾斜矢状面の象限図。
第５図、この発明による心臓パラメータの表現
図。第６図と第６Ａ図、直交座標と極座標表示の
ＴおよびＲベクトルの方向に対する統計上の正規
範囲を設定する図面。第７Ａ図と第７Ｂ図、この
発明による方法を実施する装置の原理図。第８
図、ECG曲線の部分図。第９図、この発明によ
る心電図測角法の実施例のブロツク図。第１０
図、第９図の詳細図。第１１図、この発明による
方法の処理系統図。図中参照符号：１０……誘導段（ステージ）、
２０……座標変換形成段、３０……検出段、４０
……デジタル化段、５０……評価段、１００……
心電図測角装置、２５……アナログコンピユータ
回路網、３１，３２，３４，４２……アナログ回
路網、５１，５２，５３，５４，５５，５６，５
７……マイクロコンピユータ。

Claims

【特許請求の範囲】１動物の心臓によつて生じ、動物の身体の外部
の誘導点によつて検出されるような電界を評価す
る心電図測角法において、前記電界は空間中のベ
クトルで表せて、この空間は直交座標系ｘ，ｙ，
ｚで表せて、前記座標系は動物の身体に対して４
つの誘導点E₁，E₂，E₃，E₄の配置によつて指定
され、４つの誘導点のうちの３つE₁，E₂，E₄が
動物の身体の既知矢状面に対して傾いている一つ
の平面内にあり、４番目の誘導点E₃はこの平面
の外部にあり、ベクトルの座標が誘導点に生じる
電気信号から算出され、この座標が座標系の少な
くとも一の平面xy，xz，yz上のベクトル投影に
対応していることを特徴とする心電図測角法。２３つの誘導点E₁，E₂，E₄は一回の心拍の間
に一つの平面上にベクトルを連続的に投影して定
まる範囲が少なくともほぼ最大の伸びを有するよ
うに平面上にあることを特徴とする特許請求の範
囲第１項に記載の心電図測角法。３少なくとも３つの誘導Ａ，Ｄ，Ｉは誘導点
E₁，E₂，E₃，E₄での電気信号で形成され、ベク
トルの座標を算出するためベクトル加算されるこ
とを特徴とする特許請求の範囲第１項に記載の心
電図測角法。４以下のようにして４つの誘導点をきめる。即
ち、１第１誘導点E₁をWilsonのV₃点に配置し、２第２誘導点E₂を第１誘導点に対して矢状面
にあり、WilsonのV₈点に配置し、３第３誘導点E₃を第１と第２誘導点間の距離
に係数0.6〜0.8を掛けた距離で第１誘導点の上
にほぼ垂直に配置し、４第４誘導点E₄をほぼ水平にして、第１と第
３誘導点間の直線に対してほぼ直交させ、身体
の右側の方向に向けて第１と第２誘導点間の距
離に係数0.6〜0.8を掛けた距離ほど間隔を置
く、ことを特徴とする特許請求の範囲第１項に記載の
心電図測角法。５第３誘導点E₃と第１誘導点E₁の距離および
第４誘導点E₄と第３誘導点E₃の間の距離は第１
および第２誘導点の間の距離を１／√２倍したも
のであることを特徴とする特許請求の範囲第１項
に記載の心電図測角法。６誘導点E₁，E₂，E₃，E₄で求めた電気信号は
最初記憶することを特徴とする特許請求の範囲第
１項に記載の心電図測角法。７動物の心臓によつて生じ、動物の身体の外部
の誘導点によつて検出されるような電界を評価す
る心電図測角装置において、誘導点によつて定ま
る４面体の角の近くの動作位置に配設された４つ
の誘導電極E₁，E₂，E₃，E₄を設定する装置と、
誘導電力のところで生じる電気信号から、座標計
で与えられる平面上のベクトルの直接投影を導く
装置段１０，２０と、各電極E₁，E₂，E₃，E₄と
装置段１０，２０間の接続部とから成ることを特
徴とする心電図測角装置。８４面体を形成する二つの表面（E₁−E₂−E₄）
とE₁−E₃−E₄は少なくとも近似的に直角三角形
を形成し、これ等の三角形の一つE₁−E₃−E₄は
二等辺三角形であることを特徴とする特許請求の
範囲第７項に記載の心電図測角装置。９信号を走査してデジタル化する段３０，４０
が装置段１０，２０に直列に接続されていること
を特徴とする特許請求の範囲第７項に記載の心電
図測角装置。１０投影から他の量を導く評価段５０が装置段
１０，２０に直列接続されていることを特徴とす
る特許請求の範囲第７項に記載の心電図測角装
置。１１装置段の一つ２０はアナログ計算回路段２
５で、座標計の平面上へのベクトルの投影を与え
ることを特徴とする特許請求の範囲第７項記載に
心電図測角装置。１２評価段５０はデータ記憶器５２、プログラ
ム記憶器５４、マイクロプロセツサ５６および切
換回路５８を保有することを特徴とする特許請求
の範囲第１０項に記載の心電図測角装置。１３座標系の軸への直交投影位置ｘ，ｙ，ｚを
並列記憶する手段２９があることを特徴とする特
許請求の範囲第７項に記載の心電図測角装置。１４直交投影ｘ，ｙ，ｚは評価段５０で信号を
評価する前に、空間面で計算されることを特徴と
する特許請求の範囲第１〜６項のいずれか１項に
記載の心電図測角法。１５更に、二つの心拍の時間間隔を測定して定
めることを特徴とする特許請求の範囲第１４項に
記載の心電図測角法。１６電気的な値によつて生体零線を定める時間
間隔tOVがあることを特徴とする特許請求の範囲
第１５項に記載の心電図測角法。１７Ｔ波の後およびQRの立ち上りエツジの前
に生体零線を定める時間間隔tOVがあることを特
徴とする特許請求の範囲第１６項に記載の心電図
測角法。１８測定データを生体零線に関連していること
を特徴とする特許請求の範囲第１７項に記載の心
電図測角法。