JPH04226627A

JPH04226627A - 心電計（ＥＣＧ）データをスクリーニングないしふるい分けるためのＴｒｉａｇｅＴＭ方法および装置

Info

Publication number: JPH04226627A
Application number: JP2415286A
Authority: JP
Inventors: W David Squires; ダブリュー・デイビッド・スクワィアーズ; A Buckman John; ジョン・エイ・バックマン; L Rainey Brian; ブライアン・エル・レイニー
Original assignee: Del Mar Avionics Inc
Current assignee: Del Mar Avionics Inc
Priority date: 1990-12-27
Filing date: 1990-12-27
Publication date: 1992-08-17

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】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は心電計の分野に関するも
のであり特に、患者の記録を高速で自動的に操作し且つ
何らの重大な異常性を包含しない記録を重大な異常性を
包含する記録から自動的に分離することにより歩行記録
された心電計（ホルター心電計）データを分析する方法
におけるコストを低下させスループットを高めた方法お
よび装置に関する。ホルター記録が重大な異常性を有す
る場合、本発明は、特別のアルゴリズムにより付与され
た心臓の不整脈、心臓の形態、人為的結果および確実性
のレベルに関するプリセットないし可変パラメータに基
く自動分析を終了する。心臓の不整脈および心臓の形態
に関係するプリセットまたは可変パラメータは部分的に
超過ロウン（Ｌｏｗｎ）階級スケールに基く。もし高速
分析が、プリセット閾値超過を指示すれば、高速スキャ
ンが終了しそして記録は、従来のホルター分析技術を使
用する手動確認スキャンへ移される。

【０００２】上述の処理はＴｒｉａｇｅＴＭとして医学
用語により表現される。ＴｒｉａｇｅＴＭは３つの患者
タイプの、それらの取扱いの優先を決定する医学的なス
クリーニングに関する。本発明の場合、ホルターテープ
の走査は、逐次ではあるが任意の順序で動作する３つの
動作モードを包含する。この場合、３つのモードは、完
全自動、手動確認およびＴｒｉａｇｅＴＭとして知られ
る新規なモードである。ホルター記録の高速分析が自動
的に継続できるＴｒｉａｇｅＴＭモードでは、何らの形
態的限界も超過されずまたは限界超過のとき手動確認モ
ードへ変更しまたは記録品質または形態が特別の手動分
析が最初から要求されることを指示するとき早期に終了
される。

【０００３】

【従来の技術】通常実施されているような歩行モニター
動作においては、患者は、心電計、血圧、ＥＥＧ、姿勢
などの生理学的または物理的変数を測定または感知する
ための装置を装着する。これら感知された信号は標準的
には磁気テープやソリッドステートメモリに記録される
。ホルター記録計として知られるテープに記録される心
電計データの場合、記録期間は２４時間またはそれ以上
継続可能でありこうしてこれらのテープの分析は標準的
には記録時間よりも１２０ないし２４０倍程度速い高速
度でのみ実用性がある。記録再生装置での分析後、信号
は標準的には、グラフィックチャートおよび心電計表示
とともに数値報告を発生する高速レーザプリンタで印刷
される。

【０００４】ディジタル信号処理（ＤＳＰ）技術を使用
する最近の高速・低コスト型コンピュータの発展は、デ
ータが実際に記録される速度よりも速いすなわち２４０
ないし５００倍の範囲の速度で、記録された複数チャン
ネル心電計データを自動的に走査することを可能にして
いる。しかし、たいていの臨床報告にとって、当業者が
、コンピュータ分析データにアクセスしそしてこれを修
正するビジュアルな予測または遡及技術を使用して、高
速で鼓動から鼓動へとテープを走査させることが依然と
して必要である。これらの手動技術を使用して、標準的
には記録の３０パーセントはなんらの重大な異常性また
は人為的結果を包含しないことが見いだされ、こうして
完全に自動的な分析がこのタイプの心電計データで実用
上の価値がある。他方の７０パーセントからのこれらテ
ープの分離は、テープの３０パーセントが完全自動分析
を経るという点で、熟練した技術専門家の時間量を減少
させる。既存の技術を使用し鼓動をベースにして、記録
された心電計データを、技術専門家との相互作用下で走
査する必要が依然としてある。

【０００５】心電計信号を記録および再生する初期の装
置の例がホルターらによる米国特許第３、２１５、１３
６号（１９６５年１１月２日発行）に開示されている。記録テープの再生および分析を行うための現代の装置が
「Ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈｉｃ　Ｃｏｍ
ｐｕｔｅｒ　」　と表題の付されたチェリーおよびアン
ダーソンらによる米国特許第４、００６、７３７号（１
９７７年２月８日発行）に開示されている。後者の特許
の再発行出願が１９７８年４月２４日に出願されており
、そして１９７７年３月２日に出願された分割出願第７
７３６１８号は心臓に関する信号の記録計に向けられる
ものである。非常に改善された記録計が「Ｒｅｃｏｒｄ
ｅｒ　ｆｏｒ　Ａｍｂｕｌａｔｒｏｙ　Ｍｏｎｉｔｏｒ
ｉｎｇ　ｏｆ　Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ　Ｓｉｇｎａｌｓ
」　と表題の付された１９７８年６月２３日に出願され
た出願第９１８、６９８号に開示されている。異常な心
電計鼓動を表示するＣＲＴスクリーンを際立たせそして
改善する新規な方法がウオング（Ｗｏｎｇ）　による米
国特許第４、６２５、２７８号（１９８６年１１月２５
日）に開示されている。

【０００６】

【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は、臨床
的には重大な異常性を包含しない記録を識別する高速度
の歩行用心電計のホルター式記録の自動分析を提供する
ことである。本発明のさらに別の目的は、磁気またはソ
リッドステート媒体によるアナログまたはディジタル心
電計記録の高い忠実度の改善された検出および分析が可
能な改善された心電計装置を提供することである。本発
明のさらに別の目的は、自動、手動または自動および手
動の組み合わせモードのいずれでも記録された心電計デ
ータを走査できる装置を提供することである。さらに、
本発明の目的は、操作者の助力なしに、個々の患者の心
電計記録を逐次に走査するために自動操縦手段を使用す
るバッチモードを使用することにより順次に複数の個々
の患者の記録を自動的に走査、識別および分類する新規
な手段を提供することである。

【０００７】特徴ベクトル抽出およびノイズ評価のため
のディジタル技術を使用し、１、２または３つのチャン
ネルで心臓の鼓動を検出する高速心電計分析器から構成
される装置が開示される。同様の特徴ベクトルを有する
鼓動が引き続き分類されるクラスターにグループ分けさ
れ律動認定が行われる。確実性の試験が、鼓動およびク
ラスター分類を行う際の困難性の程度を認定することに
より、すべての鼓動およびクラスター分類に対して実行
される。

【０００８】本発明のＴｒｉａｇｅＴＭの特徴は３つの
個別の動作をモードを使用する。標準的な動作は、「ロ
ウン（Ｌｏｗｎ）　」階級基準に基づき超過されたとき
、走査を終了するのに使用される操作者が調整可能な閾
値を有する自動モードを使用する。閾値はＶＥ、ＳＶＥ
、人為的結果および未知のものの発生に対して設けられ
、ＳＴレベルおよび確実性レベルについて閾値限界が設
けられる。閾値のいずれも超過しない記録は、何ら臨床
学的に重大な異常を包含しないと認定されそして分離さ
れる。閾値を越える記録は、自動、手動、Ｔｒｉａｇｅ
ＴＭモードのいずれかの操作者の選択によりさらに分析
可能である。

【０００９】

【図示の実施例の説明】第１ａ図を参照すると、Ｔｒｉ
ａｇｅＴＭ装置は、移動性２４時間複数チャネル式記録
２０の進んだデジタル信号処理（ＤＳＰ）　分析を実行
するのに必要な速度およびパワーを提供する高速のイン
テル８０４８６ベースのパーソナルコンピュータ１０を
使用する。好ましい実施例において、複数の記録２０は
、患者３０からの心電計入力の３つのチャネルＸ、Ｙ、
Ｚ（８０、８２、８４）を使用して作られる。コンピュ
ータ１０は、高解像度のディスプレイ１４と操作者入力
用のキーボード１２とを備える。

【００１０】第２図を参照すると、ＴｒｉａｇｅＴＭ装
置は、アナログのＨｏｌｔｅｒ（　移動性）心電計デー
タの３つのチャネルＸ、Ｙ、Ｚ（９０、９２、９４）ま
で分析し、心臓不整脈および心拍形態における重大な異
常を検出しそして識別する。好ましい実施例において、Ｎａｔｉｏｎａｌ　Ｓｅｍｉ
ｃｏｎｄｕｃｔｏｒ社製の３つのＡＤＣ　０８２０高速
Ａ／Ｄ変換器（１０２、１０４、１０６）　が３つのア
ナログ心電計データチャネル（９０、９２、９４）を３
つのデジタル８ビットバイトに変換するのに使用される
。変換されたデジタルデータは、８ビットバイトのＲＡ
Ｍ　バンク１（１０８）およびＲＡＭ　バンク２（１１
０）のいずれにも、Ａ／Ｄ　変換器から８ビットバス（
９６）に沿っていずれのＲＡＭ　にも送信された後に、
記憶される。ＲＡＭ　バンク１（１０８）　およびＲＡ
Ｍ　バンク２（１１０）　は当技術分野でピンポン配列
として普通に知られている配列で構成されている。この
配列において、一方のＲＡＭは書き込まれるのに対して
他方のＲＡＭ　は読み出される。こうして、Ｘ、Ｙ、Ｚ
（９０、９２、９４）アナログ心電計データはアナログ
からデジタルに変換できそして８ビットバイトの３つの
逐次の書き込みにおいて一方のＲＡＭ　に記憶されると
ともに同時にダイレクトメモリアクセス（ＤＭＡ）転送
が他方のＲＡＭ　からデータを読み出すことができる。ＤＭＡ　転送はＤＭＡ　コントローラ（１１４）　によ
り遂行され、書き込みが行なわれないＲＡＭ　からデー
タを読み出して、データをディスク記憶（１１６）　へ
転送する。ＤＭＡ　転送は、割り込みのリクエストＩＲ
Ｑ（１１８）受信後ＣＰＵ（１１２）　によって開始さ
れる。割込みリクエストＩＲＱ　は、一つのＲＡＭ　が
全容量まで書き込まれそして読み出される状態になって
いることを指示するＲＡＭ　１　ＦｕｌｌまたはＲＡＭ
２　Ｆｕｌｌ信号が能動状態であるときに発生される。それぞれのＲＡＭ　は４５ｍｓで書き込まれるそのメモ
リロケーションの全てを有し且ついずれのＲＡＭ　も７
ｍｓで読み出すことができるという事実により、ＲＡＭ
　Ｆｕｌｌ信号の一つだけが任意の所与の時間でも能動
状態とし得、それゆえ、より高速の読出し時間は両方の
ＲＡＭ　が満杯状態であるという状況の発生を阻止する
。万一、両方のＲＡＭ　Ｆｕｌｌ信号が任意の所与の時
間で能動であるという場合には、エラー１３０　が生じ
そして装置は動作を終了する。

【００１１】第３図に図示されるように、不整脈分析お
よび心拍形態の分析ならびにＱＲＳ　検出が第３図に図
示のプログラムモジュールにより遂行される。１つ、２
つまたは３つの心電計リード線を使用して、種々の心室
不整脈および上室性の不整脈が検出される。人為的構造
、未知の事象および確実性ないし信頼性の水準の評価も
また検出される。この分析を行うためのモジュールが、
心拍検出２１０　、特徴ベクトル抽出２２０　、雑音評
価２２５　、ユークリッド距離測定２３０　、３標準偏
差（３ｓｔｄ）内のユークリッド距離２３５　、クラス
ター生成２４２　、クラスター分類２５０　、鼓動分類
２６０　および律動分類２７０　を遂行する。各モジュ
ールの動作の説明は以下の通りである。分析の動作順序
は第３図に図示されている。

【００１２】入力ディジタルデータ２０２　が、有効心
拍について、心拍検出部２１０　により最初に検査され
る。心拍検出モジュールの詳細なダイアグラムが以下の
説明が関係する第４図に図示されている。最初に、心電
計データには８　〜１６Ｈｚの帯域幅を持った整合フィ
ルタ２１１　が掛けられる。ＡＢＳ　２１２　が、整合
フィルタ２１１　のフィルタ出力の絶対値を計算する。ＡＢＳ　２１２　の出力は順次ピーク検出部２１３　に
より使用され、小さなピークが見出される。小ピークは
前のサンプル点を０．２５ｍＶ超過し且つ続くサンプル
値よりも大きいかまたは等しいサンプル点と定義される
。このプロセスは、先行するピークの平均Ｒ−Ｒ間隔に
等しいある期間におけるすべてのピークが見出されるま
でピーク検出部２１３　により繰り返される。ピーク検
出部２１３　により見出されたピークは順次Ｐ／Ｔ　排
除（Ｐ／Ｔ　Ｅｘｃｌｕｓｉｏｎ　）　部２１４　によ
り分析され、２００　〜３００ｍｓ　の窓内の近傍の全
てのピークよりも大きいピークが見出される。これら大
ピークは順次候補として使用される。Ｐ／Ｔ　排除部　
２１４により見出された候補から、平均Ｒ波振幅の１／
２　を越える候補の全てがＱＲＳ　選択部２１５　によ
りＱＲＳ　点として選択される。選択されたＱＲＳ　点
の周期はＱＲＳ　周期部２１６　により測定される。Ｑ
ＲＳ　周期部２１６　により見出されるような周期の持
続時間が平均Ｒ−Ｒ間隔の１と１／２　倍よりも長いこ
とが見いだされれば、鼓動は見落とされたことが認定さ
れそしてこれはＱＲＳ　検査部２１７　により指示され
る。鼓動が見落とされたことのＱＲＳ　検査部２１７　
からの指示に基いて、ＱＲＳ　選択部２１５　は最も大
きな振幅を有する平均Ｒ−Ｒ間隔内のピークを選択する
。

【００１３】第３図に再び戻り、特徴ベクトル抽出部２
２０　が鼓動検出部２１０　の分析により有効心拍を包
含すると認定されたデータを分析し、心拍のベクトル表
示が得られる。複数の特徴ベクトル成分が抽出され、心
臓の鼓動形状を特徴付ける複数次元形特徴ベクトルを生
成する。複数次元形特徴ベクトルは、カーフーネン・ロエベ変換
（Ｋａｒｈｕｎｅｎ　Ｌｏｅｖｅ　Ｔｒａｎｓｆｏｒｍ
、ＫＬＴ）の修正バージョンにより生成され、ＱＲＳ　
形態を表示する。この数学的変換は各チャンネルにおけ
る検出された鼓動に適用される。変換は鼓動を重大な主
要成分について特徴付け、検出された鼓動の形状を特徴
付ける複数次元形特徴ベクトルを生成する。それぞれの
ＱＲＳ　複合体は、複数の心電計リード線から２００　
ｍｓの時間中に得られたサンプルないし試料を有する。これらのサンプルからＱＲＳ　パターンベクトルが画定
される。

【００１４】カーフーネン・ロエベ変換は主要成分分析
であり、限られた数の係数を使用することにより波形な
いし信号を表示できる。主要成分分析は、主要成分を生
成するために、特定の信号ないし波形型がモデル化され
ることを必要とする。フーリエ変換が有限な数の係数を
使用することにより或る波形を表示できる点で、フーリ
エ変換との類推が可能である。しかし、フーリエ変換の
基本関数は正弦関数である。これに対して、カーフーネ
ン・ロエベ変換は、波形の主要成分を、波形をモデル化
して固有関数を計算しそして固有関数を基本関数として
使用することにより、生成する。

【００１５】任意の関数ｆ（ｔ）が、一連の直交関数、
すなわち期間０でＧｍ（ｔ）　により表現できることが
よく知られている。こうして、

【式１】が成り立つ。ここで、数ａｍはこの展開式の係数と呼ば
れる。

【００１６】再び、フーリエ級数展開式への類推を行え
ば、フーリエ展開における一組の直交関数Ｇｍは正弦関
数であろうしまた係数ａｍは期間０ないし２πでのフー
リエ係数であろう。ｆ（ｔ）が表現される正確さは、級
数で使用される係数ａｍの数に依存することは明かであ
る。ｆ（ｔ）が所与の数の係数について表現されるとこ
ろの正確さは使用される一組の直交関数Ｇｍに依存する
。

【００１７】カーフーネン・ロエベ変換の概念は主要成
分変換としてもまた知られ、一組の直交関数が、表現さ
れるべき関数を検査することにより選択されることであ
る。こうして、一組の誘導関数が、任意の所与の数の係
数について元の関数を最も正確に表現する。

【００１８】好ましい実施例において、表現されるべき
関数は、第１２ｂ図に図示されるような２００　ｍｓの
期間における心電計集合（７２２、７２４、７２６、７
２８、７３０、７３４、７３６）　である。使用される
一組の直交関数は、第１２ａ図に図示されるような第１
の５つの位数固有関数（７０２、７０４、７０６、７０
８、７１０）　である。第１２ｃ図に図示の心電計集合
（７４２、７４４、７４６、７４８、７５０、７５２、
７５４、７５６）の再構成は、第１２ａ図の固有関数（
７０２、７０４、７０６、７０８、７１０）　を使用し
て達成される。波形はそれほど過度には雑音をともなわ
ないと仮定すると、５つの主要成分（７０２、７０４、
７０６、７０８、７１０）　は、それから心電計信号が
事実上分析できるところの包括的な基礎を確立する。分
析は、分析される入力信号の成分と、正弦関数がフーリ
エ変換に関する基本関数として使用されるのと同様の仕
方で基本関数として使用される５つの主要成分から発生
される包括的基礎とを相関付けることにより達成される
。包括的基礎は不整脈分析を行う前に発生されそして好
ましい実施例において装置に永久に記憶される。心電計
基本関数に基いて構築された包括的基礎を有することに
より、心電計分析は入力波形の成分をリアルタイムで相
関付けることにより達成できる。

【００１９】カーフーネン・ロエベ変換の剰余は、結果
的に得られたカーフーネン・ロエベ変換値に含まれない
元の心電計エネルギーの量である。カーフーネン・ロエ
ベ変換の剰余は、雑音評価モジュール２２４　により使
用される雑音レベルのいくつかの指標の内の一つである
。雑音はすべての不整脈分析プログラムにおける誤差の
主要な源である。雑音を分離するカーフーネン・ロエベ
変換の能力は使用される係数の数に直接比例する。係数
の数が多ければ雑音の分離はより良好となる。

【００２０】ユークリッド距離測定部２３０　は特徴ベ
クトル抽出部２２０　の結果を得そして鼓動の特徴ベク
トルと各クラスター中心との間のユークリッド距離の平
方を測定する。

【００２１】好ましい実施例において、測定されたユー
クリッド距離２３０　が３標準偏差内であれば、鼓動は
或るクラスターの一部と考えられる。好ましい実施例に
おいて、３標準偏差を概算するのに使用される測定閾値
は２ＮＦ＋４　である。ここで、ＮＦは好ましい実施例
において５に等しい特徴数である。３標準偏差は、クラ
スター内に９８パーセントの鼓動の特徴を包含する指標
である。

【００２２】クラスター生成部２４０　は鼓動の形態お
よび確実性の水準に従ってクラスターの発生の責任を負
う。クラスター生成部２４０　は、同様の特徴ベクトルを有
する心臓の鼓動をグループ分けすることによりクラスタ
ーを生成するための手段である。同様の形状の鼓動は同
様の特徴ベクトルを有する。各新規な特徴ベクトルが生
成されるに応じて、それは、前の既存のベクトルからな
るクラスターと比較される。クラスターは、ベクトルの
ユークリッド距離を平方しそして最近生成されたベクト
ルと各既存のクラスターとの間の距離を測定するユーク
リッド距離測定部２３０　により比較される。もしベク
トルのユークリッド距離が既存のクラスターの３標準偏
差内になければ、これは、標準偏差部２３５　によりそ
の旨指示されそしてクラスター生成部２４０　は新規な
クラスターを生成する。もし、いずれの既存のクラスタ
ーに対してもベクトルのユークリッド距離が既存のクラ
スターの３標準偏差内にあれば、ベクトルはそのクラス
ター内に配置される。

【００２３】ひとたび生成されれば、クラスターは、ク
ラスターからなる鼓動の性質に応じて、正常（Ｎｏｒｍ
ａｌ）、心室異所性（ＶＥ）　、上心室異所性（ＳＶＥ
）　または未知（Ｕｎｋｎｏｗｎ）　としてクラスター
分類部２５０　により分類される。鼓動分類部２６０　は順次鼓動を分類しそしてラベル付
けを行う。一般に、鼓動は整合クラスター分類と同様に
分類される。一つの例外は、正常なクラスターと整合す
る鼓動が、もしそれが２０パーセントまたはそれ以上時
期尚早であれば、上心室性期外収縮（ＳＶＰＢ）と呼ば
れ、そうでなければ、それは正常として分類されること
である。好ましい実施例において、鼓動の型を認定するのに使用
される基準は表１に表示されるような鼓動注解のラベル
表示である。

【表１】　　鼓動の型ラベル　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　鼓動の型　　　　　　基準　　　　　
　　　　　　　　　　　　　ｏ　　標準　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　上心
室性期外収縮の期外基準に合わな　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　い標準のクラスター　　　　　　　　　　　　　　　
　　　Ｖ　　心室の異所性（ＶＥ）　　　　　　　　　
　　　　　　　　　現在の平均Ｒ−Ｒ間隔と比較して時
期　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　尚早、同時または遅れている
異常なクラ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　スターＳ　　上心室
性の早発　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　２
０パーセントまたはそれ以上早発の　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　鼓動（ＳＶＰＢ）を有する鼓動（ＳＶＰＢ）正常ク
ラ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　スターＱ　　未知の型のＱＲ
Ｓ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　正常ま
たは異常に関する基準に合わな　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
いかまたは非常に雑音が多く束ならない　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　鼓動？　　学習用　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　正常なクラスターおよ
び初期のＲ−Ｒ　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　間隔を設定する
のに使用される最初の５　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　０個の
被検出鼓動　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
Ｏ　　その他　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　徐行者、異常に導かれた心室異所性
な　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　どの種々雑多なカテゴリ。後
分析型　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　調査でラベル付
け可能。

【００２４】律動分類２７０　は心拍の順序および間隔
であり、種々の不整脈現象を検出しそしてラベル付けす
るのに使用される。好ましい実施例において、不整脈現
象を記述するのに使用される順序および間隔基準は以下
の表２に表示されている。

【表２】　　不整脈現象不整脈　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　基準　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　心室の二段脈
＊　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　他
の鼓動と交互に生ずる心室の期外収　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　縮。鼓動順序Ｖ　×Ｖ　×Ｖ　　　　　　　　　　
　　　　　　　心室の三段脈＊　（ｔｒｉｇｅｍｉｎｉ
）　　　　　　　　　　　他の鼓動と交互に生ずる心室
の期外収　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　縮。鼓動順序Ｖ　××
Ｖ　××Ｖ　　　　　　　　　　　　　心室のカプレッ
ト（ｃｏｕｐｌｅｔ）　　　　　　　　　　９５ｂｐｍ
　よりも大きい心拍数を持った２　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　心室鼓動。鼓動順序×Ｖ　Ｖ　×　　　　　　　　　
　　　心室のトリプレット（ｔｒｉｐｌｅｔ）　　　　
　　　　　９５ｂｐｍ　よりも大きい心拍数を持った３
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　心室鼓動の並び。　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　鼓動順序×Ｖ　Ｖ　Ｖ　×　　
心室の頻脈　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　９５ｂｐｍ　またはそれ以上の３鼓動平均
頻　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　度がある４つまたはそれ以上
の心室異所　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　性の迅速な連続　　
特発性の律動（ＩＶＲ）　　　　　　　　　　　　　　
　　　　５０ｂｐｍ　よりも小さい３鼓動平均心拍数　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　を持った３またはそれ以上の逐次
心室異　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　所性の不整脈　　徐脈　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　ここでは、徐脈を構成する鼓動と１５００
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　ｍＳよりも大きい以前の鼓動と
の間に３つ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　の期間を持った４５
ｂｐｍ　よりも小さい３鼓　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　動平
均心拍数として定義される緩慢な心　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　臓の鼓動　　ＳＶ　　頻脈　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　３つの鼓動の全て
が少くとも２０パーセ　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　ント早計
である８０ｂｐｍ　よりも小さい３鼓　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　動平均心拍　　休止　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　２つの連続し
たＲ波間の間隔が２秒よ　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　りも大
きい場合。　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　２Ｒ−Ｒ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　２つの連続したＲ波間の間隔が、以
前　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　の間隔の２倍プラスマイナス
２５パーセ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　ントまたは次の期間
の３倍プラスマイナ　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　ス２５パー
セントである。　　心房の細動またはフラッタ　　　　　　　　　　　
　早期性に基く複素計算が各鼓動ごとの　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　数を発生する。これらの数は（心室の異　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　所性を除き）６４個の鼓動にわたり平
均　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　化される。もし平均が１００
ｂｐｍよりも大き　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　くまた心拍数
が７０よりも大きければ、　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　心房
の細動が宣言される。　　　　　　　　　　　　　　上
心室異所性の単一性　　　　　　　　　　　　　　　　
鼓動順序”　ｘＳｘ”凡例Ｖ＝心室性の異所性、Ｓ＝上心室の異所性、ｘ＝他の型
の鼓動　　　　　　　　　　　　　　　　　　　＊二段
脈および三段脈はそれぞれ２つおよび３つのペアグルー
プを画定するので字義通りである。しかし、これらの言
葉を繰返し使用した後は、これらの言葉は２つ、３つお
よび４つの鼓動の発生を意味することになる。この意味
でこれらの言葉はここで使用されている。

【００２５】第５図を参照すると、不整脈の分析が行わ
れるデータは、ＶＥ３５０、ＳＶＥ４００、人為的結果
４５０、未知５００または正常５５０のいずれかとして
、範ちゅうタイプ部３１０により分類される。ひとたび
、不整脈分析データの正常範ちゅうが処理動作で決定さ
れれば、適当なルーチンへ分岐する。この特定の範ちゅ
うについての処理動作が完了した後、確実性の試験６０
０がすべてのタイプの範ちゅうに対して実行される。確実性の試験が遂行された後、より多くのデータを分析
すべきかどうかについて決定が行われる（６０２）。こ
の決定は、種々のファクタ、その内の一つが試験の完了
である、に基いて行うことができる。好ましい実施例に
おいて、試験の完了は一般に２４時間試験で約２０時間
で生ずる。試験が完了していることの決定は否定的な答
えを生じより多くのデータを分析し（６０２）、そして
もし多くの試験がまだ行われなければならなかったなら
ば肯定的な答えが生じより多くのデータを分析する（６
０２）。

【００２６】第６図を参照すると、範ちゅうＶＥに割り
当てられるべきデータがＶＥアキュムレータをインクリ
メントする。ＶＥアキュムレータ３５５は実際には２つ
のアキュムレータから構成され、一方のアキュムレータ
は、最後の時間中のＶＥの発生をカウントし、他方のア
キュムレータは全ＶＥの発生をカウントする。ひとたび
ＶＥアキュムレータ３５５がＶＥの発生をカウントすれ
ば、ＴｒｉａｇｅＴＭの閾値タイマー３６０は調査され
、閾値動作が起こるかどうかを決定する。好ましい実施
例において、ＴｒｉａｇｅＴＭタイマーは１０分の作動
時間にプリセットされるが、種々のプリセットが使用可
能である。ＴｒｉａｇｅＴＭタイマーが経過していなか
った場合には、処理動作は復帰してより多くの不整脈分
析データを検索する。しかし、ＴｒｉａｇｅＴＭタイマ
ーが経過していれば、不整脈分析器により決定されるＶ
Ｅ階級はプリセット階級閾値と比較される（３６５）。ＶＥ階級は、表３の値のいずれにもセット可能である。階級が越えられたかどうかに基いて決定が順次行われる
（３７０）。もしＶＥ階級が越えられていなかったなら
ば順次迅速な終了（３９６）ボックスが実行される。迅
速な終了３９６が賦活されるとき、操作者は以下の３つ
の選択物（１）ＴｒｉａｇｅＴＭへの復帰、（２）確認
モードへの投入、（３）プログラムの終了を有する。

【表　　３】（１）　　　　何らのＶＥ活動もない（２
）　　　　６０分の拡がり内に１ないし３０個のＶＥ事
象（３）　　　　６０分の拡がりに３０個以上のＶＥ事象
（４）　　　　ＶＥペア（ＶＥとして分類される２つの
連続した鼓動）の発生（５）　　　　単位分当り９５以下の鼓動という脈搏で
生ずる３つ以上のＶＥという内部心室の活動（６）　　
　　単位分当り９５以上の鼓動という脈搏で生ずるＶＥ
のトリプレット（ＶＥとして分類される３つの連続した
鼓動）（７）　　　　４つまたはそれ以上のＶＥのＶＴ活動

【
００２７】表３から選択されるＶＥ階級が越えられない
場合には、毎時ＶＥ比較部３７５は、プリセット閾値と
の比較に応じて最後の時間内のＶＥの発生を調査し、毎
時の発生閾値が越えられたかどうかを見る。ＣＮＴ／Ｈ
Ｒ閾値超過部３８０は、上述したように、ＶＥ毎時閾値
が越えられた場合に、操作者による終了３９６を促す。比較ＶＥ総計部３８５は、毎時発生に関する閾値が越え
られたならば、発生の全体数に関する閾値に対してＶＥ
発生の全体数を調査する。全体閾値超過部３９０が、全
体ＶＥの比較発生部３８５がプリセット閾値を越えたな
ら装置の分析を終了３９６を促す方へ差し向け、閾値が
越えられていないければ、より多くの不整脈分析データ
を検索する方へ動作を復帰する。

【００２８】第７図を参照すると、不整脈分析器が範ち
ゅうＳＶＥであると評価されたデータは、上述のＶＥに
関して説明したのと同様の仕方で、ＳＶＥアキミュレー
タ４０５をインクリメントするのに使用され、ＳＶＥア
キミュレータは最後の時間中のＳＶＥ発生および全ＳＶ
Ｅ発生の両方を累積する。ひとたびＳＶＥアキュムレー
タ４０５がＳＶＥの発生をカウントすれば、Ｔｒｉａｇ
ｅＴＭの閾値タイマー４１０は調査され、閾値動作が起
こるかどうかを決定する。好ましい実施例において、Ｔ
ｒｉａｇｅＴＭタイマーは１０分にプリセットされるが
、種々のプリセットが使用可能である。ＴｒｉａｇｅＴ
Ｍタイマーが稼動していなかった場合には、処理動作は
復帰してより多くの不整脈分析データを検索する。しか
し、ＴｒｉａｇｅＴＭタイマーが経過していれば、Ｔｒ
ｉａｇｅＴＭの閾値動作が発生する。ひとたび閾値動作
が開始すれば、不整脈分析器により決定されるＳＶＥ階
級はプリセット階級閾値と比較される（４１５）。ＳＶ
Ｅ階級は、表４の値のいずれにもセット可能である。階
級超過部４２０はＳＶＥ階級と閾値との比較の結果に基
いて決定を行う（４１５）。もしＳＶＥ階級が越えられ
ていなかったならば順次迅速な終了（３９６）ボックス
が実行される。迅速な終了３９６が賦活されるとき、操
作者は以下の３つの選択物（１）ＴｒｉａｇｅＴＭへの
復帰、（２）確認モードへの投入、（３）プログラムの
終了を有する。

【表　　４】（１）　　　　何らのＳＶＥ活動もない（
２）　　　　６０分の拡がり内に１ないし３０個のＳＶ
Ｅ（３）　　　　一時間内に３０個以上のＳＶＥの発生
（４）　　　　ＳＶＥペア（５）　　　　ＴＢＤ（６）　　　　３ないし５のＳＶＴ活動（７）　　　　
５つ以上のＶＥのＳＶＴ活動（８）　　　　休止

【００２９】表４から選択されるＳＶＥ階級が越えられ
ない場合には、分析はＶＥの発生の分析と同様の仕方で
進行する。毎時ＳＶＥ比較部４２５は、プリセット閾値
に対して最後の時間のＳＶＥ発生数を比較する。もし、
毎時発生閾値が越えられたならば、ＣＮＴ／ＨＲ超過部
４３０は、上述したように、操作者による終了３９６を
促す。そのかわりに、もし毎時発生に関する閾値が越え
られてなければ、比較ＳＶＥ総計部４３５は、全発生に
関する閾値に対してＳＶＥ発生の全体数を調査する。全
体閾値超過部４４０が、ＳＶＥ発生の全対数がプリセッ
ト閾値を越えたなら装置の分析を終了３９６を促す方へ
差し向け、閾値が越えられていないければ、より多くの
不整脈分析データを検索する方へ動作を復帰する。

【００３０】第５図に図示されているように、ひとたび
データが不整脈分析器により人為的結果として分類され
れば、装置は順次、人為的結果分ないし時間が蓄積され
たかどうかの決定を開始する。第８図を参照すると、人
為結果部４５０は、最後の時間中の一分当りの鼓動の数
を計算することにより、人為結果分の累積数を計算する
（４６０）。もし最後の時間のｂｐｍが　３０　４６５
　以下であれば、人為結果アキミュレータ４７０は、閾
値時間の調査ないし照合に先立って、インクリメントさ
れる（４７５）。もし閾値タイマーが用尽されていれば
、閾値比較部４８０は、人為結果に関するＴｒｉａｇｅ
ＴＭ閾値についてのプリセット値に対してアキミュレー
タの現在値を照合する。もし閾値が越えられていたなら
ば、装置は操作者による終了３９６を促す。

【００３１】第５図に図示されているように、不整脈分
析により未知として分類されたデータは、未知データに
関する分析へ差し向けられる。第９図を参照すると、特
徴ベクトル記憶部５０２は、未知の鼓動の形態を保持し
ている。未知鼓動の発生は、順次未知アキミュレータ５
１０をインクリメントするのに使用される。動作は、順
次、もしその閾値時間かどうかを見極めるよう調査し（
５２０）、そしてもしそうでなければ、より多くの不整
脈分析データを検索するよう復帰する。もし閾値時間部
５２０が真であれば、未知アキミュレータはＴｒｉａｇ
ｅＴＭ閾値と比較される（５３０）。もし閾値が越えら
れていたならば、装置は終了３９６を促し、そうでなけ
れば、動作はより多くの不整脈分析データを検索するよ
う復帰する。

【００３２】第５図を参照すると、正常という範ちゅう
タイプが付与された（３１０）データは、計算されるＳ
Ｔインデックスを持つように、正常タイプ部５５０によ
り導かれる。第１０図に図示されているように、ＳＴイ
ンデックス付与部５５０はＳＴ現象の発生を追跡する。ＳＴ現象は、ＳＴレベルが、もし心電計グラフで視認さ
れれば１　ミリメートル凹んでいるであろう０．１ミリ
ボルトの降下を経験するときに、生ずる。ＳＴ現象の端
点の計算に使用される操作者が調整可能なヒステリシス
がある。こうしてＳＴ現象の持続時間は、特定の心電計
記録および操作者がプリセットした履歴ないしヒステリ
シスの両方により決定される。ＳＴインデックスは、現
象の長さを乗算した振幅の降下と定義される。不整脈分
析器により正常であると決定されたすべての鼓動は、そ
れらの被測定および被記録ＳＴレベルを有する（５５５
）。時間平均部５６０は、最後の分にわたるＳＴレベル
の平均をとるかより多くの不整脈分析データを検索する
よう処理を復帰するかのいずれかを決定する。もし、平
均に対する最後のＳＴレベル平均時間（５６０）以来一
分が経過していなければ、不整脈分析器がより多くのデ
ータを検索するよう処理を戻す。もし、平均に対する最
後のＳＴレベル平均時間以来一分が経過していれば、平
均ＳＴレベル５６５へ処理を差し向ける。平均ＳＴレベ
ル５６５は最後の分にわたりＳＴレベルを測定および記
憶する（５５５）ことにより計算されたＳＴレベルの和
を取り、そしてその分にわたるＳＴレベルを平均化する
。ひとたび、ＳＴレベルは平均化されれば、ＳＴレベル
降下部５７０は０．１ミリボルトに対して平均レベルを
照合する。もし平均化されたＳＴレベルが、少くとも０
．１ミリボルトの降下を呈示しなければ、ＳＴレベル降
下部５７０は、ＳＴインデックスがＴｒｉａｇｅＴＭ閾
値と比較すべきかどうかを決定するために、Ｔｒｉａｇ
ｅＴＭタイマー５９９を探索する方へ装置を差し向ける
。もしＳＴレベル降下部５７０が、一分平均ＳＴレベル
において０．１ミリボルトの降下を見出せば、開始ＳＴ
現象部５７５は、ＳＴ現象がＳＴ降下の検出により開始
されたことを宣言する。処理は一分ベースでＳＴレベル
を検査し、正常と考えられるレベルについてＳＴレベル
を調査する。好ましい実施例において、０．０５ミリボルトのヒステ
リシスが正常レベルと連絡して使用され、正常に対する
ＳＴレベルの復帰を確認する。ひとたびＳＴレベルが正
常レベルへ復帰したならば、現象端５８５は装置の動作
をＳＴインデックスを計算する方へ差し向ける（５９０
）。ＳＴインデックスは、現象の長さを乗算したＳＴ降
下の絶対値と定義される。累積ＳＴインデックス部５９
５は、ＳＴインデックスが累積されたのちの全てのＳＴ
インデックスを加算する。一度ＳＴインデックスが累積
されれば、ＴｒｉａｇｅＴＭタイマー５９９は順次探索
される。もしＴｒｉａｇｅＴＭタイマーが用尽されてい
れば、累積されたＳＴインデックスはＴｒｉａｇｅＴＭ
閾値と比較される（５９６）。もしＴｒｉａｇｅＴＭＳ
Ｔインデックス閾値が越えられていたならば（５９６）
、ＳＴインデックス閾値部５９７は装置動作を終了３９
６を促す方へ差し向ける。終了促進部３９６は上述のよ
うに操作者を促す。もしＴｒｉａｇｅＴＭＳＴインデッ
クス閾値が越えられていなかったならば（５９７）、閾
値超過はプログラム動作をより多くの不整脈分析データ
を検索する方へ復帰させる。

【００３３】全ての不整脈分析データは形成される確実
性ないし信頼性のレベルを有する。第５図に図示されて
いるように、確実性検査６００は決定ではなく全てのデ
ータに対して遂行される機能である。２つの確実性レベ
ルが好ましい実施例で割り当てられる。第１のものが、
各鼓動ごとに、各鼓動が特定のクラスターに属するかど
うかを決定するものである。第２の確実性レベルはクラ
スターの現在の選択が正当なクラスター選択であること
の決定に使用される。確実性のレベルの決定の際に使用
される種々のファクタがある。第１１図を参照すると、
人為的結果測定部６０２が各鼓動内に包含される人為結
果物の量を認定する。人為結果物は確実性の指標で使用
される。次の距離測定部６０４はユークリッド距離での
確実性レベルを最も近傍のＶＥクラスターおよび最も近
傍の正常クラスターへ置く。各分析される鼓動ごとのこ
れらの確実性レベルは順次直ちに記憶される。クラスタ
ータイマー消費部６０６は順次、最後のクラスター確実
性レベル決定からの時間を調査する。好ましい実施例に
おいて、クラスタータイマー消費は１０分にプリセット
されるが、種々のプリセット値が種々の実施例で使用可
能である。もしクラスタータイマー超過６０６探索がプ
リセット時間が過ぎていなかったことを示せば、動作は
多くの不整脈分析データを検索する方へ戻る。一度クラ
スタータイマー超過６０６の探索がプリセット時間が経
過したことを示せば、順次クラスターメンバー計算部６
０６は各クラスターに関連付けられた鼓動の数を加算す
る。確実性のレベルが順次クラスターメンバー（６１０
）の数に基いて割り当てられる。クラスター距離計算部
６１２は、種々クラスター間のユークリッド距離を決定
する。計算された距離は順次距離確実性レベル部６１４
により使用され、別の確実性レベルをクラスターに割り
当てる。上記確実性レベルが全てスケール化されそして
それぞれが計算されるに応じて加算される。累積された
確実性のレベルは順次ＴｒｉａｇｅＴＭ確実性閾値と比
較される（６１６）。もし、比較の結果、閾値の超過を
示せば、操作者は上述のように終了３９６に向けて促さ
れる。もし確実性閾値が超過していなければ、不整脈分
析データの次の一片が入力され分析が継続する。

【００３４】第１３図を参照すると、予め決められた閾
値動作値が、複数のグラフ式スライドスイッチ手段の任
意のものを調整することによりプリセットされる。グラ
フ式スライドスイッチの提案は操作者の要求で来たもの
でありそして、所望の値へスイッチを移動するためにマ
ウスまたはカーソルキーを使用する操作者により調整可
能な一群のスライド式の外観を有する。好ましい実施例
において、各範ちゅうの現在の累積は現在のＴｒｉａｇ
ｅＴＭ閾値とともにスライド式スイッチディスプレイ手
段で表示される。分析が進行するにしたがって、現在の
累積はそれぞれの範ちゅうの各発生ごとにインクリメン
トされる。もし任意の閾値が超過されれば、分析は停止
しそして操作者は上述のような行動へと促される。使用
者は、データを見ることができそして、分析を終了する
か、閾値をリセットして継続するか、確認モード分析へ
変更するかを決定できる。確認モードは分析者が新規ク
ラスターが生成された時にクラスターと呼ぶところのも
のを使用者が確認ないし変更するのを依頼されるところ
である。

【００３５】第１３図に図示されているように、グラフ
式スライドスイッチ（８０２、８０４、８０６、８０８
、８１０、８１２、８１４、８１６、８２０、８２２、
８２４、８２６、８２８）　が、コンピュータのキーボ
ードまたはマウス入力を通じての操作者の調整を可能に
することよりＴｒｉａｇｅＴＭ閾値を制御する。閾値動
作スイッチの各々は操作者がスライド式スイッチの棒を
移動することにより調整される。一時間当りのＶＥおよ
びＳＶＥ（８０４、８１０）の発生を境界付けるスライ
ド式スイッチは、一時間当りのＶＥ用スライド棒８３４
または一時間当りのＳＶＥ用スライド棒８４０を移動す
ることにより一時間当り０ないし２００個の発生のいず
れの場所にも個々にプリセットできる。一時間当りのＶ
Ｅ閾値に関する現在値（８６４）は一時間当りのＶＥ用
スライド式スイッチ８０４の左方へ表示され、一時間当
りのＳＶＥに関する現在閾値（８７０）は一時間当りの
ＳＶＥ用スライド式スイッチ８１０の左方へ表示される
。同様の態様で、全ＶＥおよび全ＳＶＥ発生を閾値付け
ないし境界付ける（８０２、８０８）スライド式スイッ
チは、全ＶＥ用スライド棒８３２および全ＳＶＥ用スラ
イド棒８３８を調整することにより０ないし２０００の
発生数のいずれの場所にも個々にプリセットできる。全
ＶＥに関する現在の閾値および全ＳＶＥに関する現在の
閾値（８６２、８６８）はそれらのスライド式スイッチ
の左方へ表示される。ＶＥおよびＳＶＥ階級に関する閾
値は、ＶＥ階級スライド棒８３６およびＳＶＥ階級用ス
ライド棒８４２によりそれぞれプリセットされているＶ
Ｅ階級用スライド式スイッチ８０６およびＳＶＥ階級用
スライド式スイッチ８０８により制御される。再び、プ
リセットの現在値はスライド式スイッチの左方へ表示さ
れる。同様の態様で進行して、ＳＴインデックス用スラ
イド式スイッチ８１４はＳＴインデックス用スライド棒
８４４によりプリセットされ、現在ＳＴインデックス閾
値表示部８７４により表示される。未知の鼓動の発生は
、全未知用スライドスイッチ８１６および一時間当りの
未知用のスライドスイッチ８２０をそれぞれのスライド
棒８４６、８２０を用いてプリセットすることにより閾
値付けられる。選択されたプリセットは、全未知用閾値
表示部８７６および一時間当りの未知用の閾値表示部８
８０によりスライド式スイッチ８１６の左方へ表示され
る。人為的結果は、人為的結果全体分スライド棒８５２
および一時間当り人為的結果用スライド棒８５４を調整
して、人為的結果全体分に関する現在閾値設定のディス
プレイ８８２および一時間当り人為的結果に関するプリ
セット閾値についてのディスプレイ８８４を生ずること
により、人為的結果全体分スライド式スイッチ８２２お
よび一時間当り人為的結果用スライドスイッチ８２４を
プリセットすることにより閾値付けられる。確実性のレ
ベルインデックスは、順次確実性閾値表示部８８６によ
り表示される所望のプリセット値へ確実性スライド棒８
５６を調整することにより、０ないし１００のいずれの
場所のスケール値に対しても確実性インデックススライ
ド式スイッチ８２６を調整することにより閾値付けられ
る。最後に、試験の稼動時間もまた、確実性スライド棒８５
８を調整することにより所望の値へ割合完了スライドス
イッチ８２８を調整することにより閾値付けられる。装
置が自動的に動作を停止する割合は割合完了閾値部８８
８で順次表示される。こうして、記録が何らの重大な異
常性を包含せずそれゆえ手動分析の条件から排除可能で
あることを装置が自動的に決定するレベルを操作者が決
定することが可能である。

【００３６】第１ｂ図に図示されているように、本発明
の第２の実施例は、バッチモードで動作するよう自動フ
ィーダ４０を使用する。好ましい第２の実施例で使用さ
れる自動フィーダ４０は当業者によく知られているカセ
ットローダ／フィーダの修正型であり、複数の患者心電
計記録５０を走査のためＴｒｉａｇｅＴＭ装置１０へロ
ードする。各患者の記録は最初、患者、任意の患者の薬
物治療、患者の医者、および記録が行われたデータを識
別するためにバーコードでラベル付けされる。患者の記
録識別コードの各々は順次キーボード手段１２によりス
キャナへ入れられる。患者の記録、好ましい実施例にお
いてテープカセット、は自動フィーダ４０で引出部４２
にロードされる。記録は順次逐次にＴｒｉａｇｅＴＭ走
査方法および装置により検査され、何ら重大な異常性を
包含しないこれら記録を識別する。先の実施例と同様に
、操作者は、重大な異常性を識別するのに使用される閾
値をプリセットする。ここでバッチとは、いくつかの心
電計記録が操作者の介在なしに逐次に分析される動作モ
ードをいう。操作者患者の心電計データの複数の記録が、各記録を逐
次に操作する手段を有するスキャナヘロードされる。操
作者が選択するモードに応じて、操作者は、同時進行中
の試験と相互作用することが可能とされてもよいしそう
でなくともよく、そして閾値が超過されたときに結果を
見ることが可能とされてもよいしそうでなくともよい。操作者選択を通じて、試験は本発明の好ましい実施例に
図示されているように稼動し得る。ここで、操作者は、
閾値が超過された後に終了に向けて促される時に動作の
自動、確認またはＴｒｉａｇｅＴＭモードのいずれかを
選択しなければならない。別に、バッチモードにおける
動作が、もし閾値超過であれば試験が稼動継続するのを
許容するよう選択し得る。ここで、操作者は、いずれの
記録が何らの重大な異常性を包含しないことの決定に先
立って、記録に対して行われたすべての試験の結果に対
する報告のみ見ることが可能である。こうして、患者の
心電計記録のバッチモードロード動作により、完全に自
動化された複数の心電計記録に対する新規なＴｒｉａｇ
ｅＴＭ分析を提供することが可能である。自動記録フィ
ーダの使用および自動化されたＴｒｉａｇｅＴＭ閾値付
け記述の使用で複数の記録内の３０パーセントと同程度
を除去可能である。本発明の第３の実施例は、好ましい
実施例で開示されたアナログ記録された心電計データに
代えてディジタル記録される心電計データを使用する。ここでディジタル記録心電計データはテープにディジタ
ル記録できまたはコンピュータ装置１０とともにソリッ
ドステート記録用の手段を使用する。

【図面の簡単な説明】

【図１】（ａ）は、ＴｒｉａｇｅＴＭ装置およびこれに
関連した入力の模式図である。（ｂ）は、本発明の第２
の実施例で使用される複数カセットフィーダの模式図で
ある。

【図２】アナログの心電計データを得、これをディジタ
ルデータに変換しそしてディジタルをディスクに記録す
るのに使用される装置のブロック図である。

【図３】本発明の好ましい実施例で使用される不整脈分
析器に関するフローチャート図である。

【図４】本発明の好ましい実施例で使用される鼓動検出
に関するフローチャート図である。

【図５】ＴｒｉａｇｅＴＭ閾値動作のメインルーチンの
流れ図である。

【図６】ＶＥ発生を閾値付けるのに使用される方法の流
れ図である。

【図７】ＳＶＥ発生を閾値付けるのに使用される方法の
流れ図である。

【図８】人為的結果の発生を閾値付けるのに使用される
アルゴリズムの流れ図である。

【図９】未知のものの発生を閾値付けるのに使用される
アルゴリズムの流れ図である。

【図１０】ＳＴインデックスの計算を示す流れ図である
。

【図１１】確実性のレベルの計算を示す流れ図である。

【図１２】（ａ）は、ＱＲＳ波形をモデル化する際の主
要成分として使用される固有関数の波形図である。（ｂ）は、一組のサンプル入力ＱＲＳの波形図である。（ｃ）は、主要成分を使用してサンプルの一組のＱＲＳ
波形をモデル化した出力波形図である。

【図１３】閾値を設定するのに使用されるスライド式ス
イッチに関する高解像度ディスプレイ装置の表示図であ
る。

【符号の説明】

図中の各参照番号が示す主な名称は以下のとおりである
。２０　　　　　　　　　　　　　　移動性の２４時間複
数チャンネル式記録８０、８２、８４　　チャンネル９６　　　　　　　　　　　　　　バス１０２、１０４
、１０６　　　　　　　アナログ−ディジタル変換器１
０８、１１０　　　　ＲＡＭバンク

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】記録された心電計信号の自動的なスクリー
ニングを提供し、何ら臨床学的に重大な異常性を包含し
ない記録を識別して、これら心電計記録を手動分析条件
から除去するのに使用される装置において、評価される
一組のディジタル心電計信号として、記録された心電計
信号を入力する手段を備えたコンピュータ手段と、当該
一組のディジタル心電計信号の不整脈分析を行い、心室
異所性、上心室異所性、ＳＴインデックス、人為的結果
または未知物を含む一群の範ちゅうのうちの一範ちゅう
のメンバーとして記録された前記心電計データの評価を
行うための手段と、前記ディジタル心電計信号における
重大な異常の発生を自動的に検出するための手段とを備
えた装置。
【請求項２】前記自動検出手段は、前記範ちゅうのいず
れについても所定の閾値が超過されたときのプログラム
割込み手段を包含し、当該プログラム割込みは、いずれ
の前記範ちゅうの累積が前記所定の閾値を越えたときに
生ずる請求項１に記載の装置。
【請求項３】前記自動検出手段は、測定手段と不整脈分
析を行うための手段および前記所定の閾値を越える前記
範ちゅうのいずれをも自動的に検出する手段を使用して
、臨床学的に重大な異常が記録に存在するかを決定する
ために、前記ディジタル心電計信号のそれぞれの組を繰
り返して検査する手段を備えた請求項２に記載の装置。
【請求項４】前記一群の範ちゅうは、前記不整脈分析器
により決定される一群の範ちゅうが正確に分類されるこ
とを確実性をもって仮定することの困難性の指標である
確実性のレベルをも包含する請求項１に記載の装置。
【請求項５】閾値動作を行うための手段はＶＥおよびＳ
ＶＥ階級を包含し、各階級は特定の試験を提供しそして
前記階級の両方が所定の群から選択される請求項２に記
載の装置。
【請求項６】記録された心電計信号の自動的なスクリー
ニングを行い、何らの臨床学的に重大な異常性を包含し
ない記録について手動検査を要求することなく、何らの
臨床学的に重大な異常を包含しない記録を除去する方法
において、一組のディジタル心電計信号として、記録さ
れた心電計信号を処理されるようディジタルコンピュー
タへ提供し、当該一組のディジタル心電計信号の不整脈
分析を行い、心電計事象を評価し、鼓動検出を行いそし
て要約した形態学的分類の描像を得、心電計データを評
価することにより、人為的結果、心室異所性、上心室異
所性または未知の事象のいずれかである個々の心電計デ
ータの評価を包含した一群の範ちゅうを生成して、前記
不整脈分析から事象をグループ分けし、前記各形態分類
が分類としてまた前記範ちゅうが適当にグループ分けさ
れるところの確実性のレベルを提供し、臨床学的に重大
な異常が、自動分析により記録された心電計データ内に
包含されているかどうかを自動的に認定することからな
る方法。
【請求項７】臨床学的に重大な異常を認定する段階は、
閾値動作不整脈分析データを備え、使用者の行動を促し
て、人為的結果、心室異所性、上心室異所性または未知
の事象のいずれかの数について最後の時間について所定
の数を超過したかについての評価、または人為的結果、
心室異所性、上心室異所性または未知の事象のいずれか
について全体として所定の数を超過したかどうかについ
ての評価、またはＶＥ、ＳＶＥ、ＳＴインデックスまた
は確実性のレベルについて所定の階級が到達されたかど
うかの累積を行い、上述の段階を各検出されたデータに
対して繰り返して遂行し、記録が臨床学的に重大な異常
性を包含するかどうかを認定し、いずれの記録が手動分
析される条件から免除され得るかを決定するための操作
者の基礎を生成することからなる請求項６に記載の方法
。
【請求項８】確実性のレベルの決定は、複数次元ユーク
リッド空間における各検出鼓動のベクトル表示および前
記範ちゅうのグループ分けを生成し且つ前記範ちゅうが
適当に前記ベクトル表示に従って適当にグループ分けす
るのに使用される、前記ベクトル表示と前記検出鼓動の
別のもののベクトル表示との比較を含む請求項６に記載
の方法。
【請求項９】前記心室評価段階は、心室異所性（ＶＥ）
階級が、（１）何らのＶＥ活動もない、（２）６０分の
拡がり内に１ないし３０個のＶＥ事象、（３）６０分の
拡がり内に３０個以上のＶＥ事象、（４）ＶＥペア（Ｖ
Ｅとして分類される２つの連続した鼓動）発生、（５）
単位分当り９５以下の鼓動という脈搏で生ずる３つ以上
のＶＥという内部心室の活動、（６）ＶＥトリプレット
（単位分当り９５以上の鼓動という脈搏でＶＥとして分
類される３つの連続した鼓動）発生または４つまたはそ
れ以上のＶＥのＶＴ活動を含む７つの階級の一つである
との決定を含む請求項６に記載の方法。
【請求項１０】上心室評価は、（１）何らのＳＶＥ活動
もない、（２）６０分の拡がり内に１ないし３０個のＳ
ＶＥ、（３）一時間内に３０個以上のＳＶＥの発生、（
４）ＳＶＥペア、（５）ＴＢＤ、（６）３ないし５のＳ
ＶＴ活動、（７）５つ以上のＳＶＴ活動、または（８）
休止についての階級からなる上心室異所性についての階
級決定を含む請求項６に記載の方法。
【請求項１１】心臓の不整脈または心拍における臨床学
的に重大な異常性の存在を決定するために記録された心
電計信号を分析する方法において、ディジタル処理に使
用される一組のディジタル心電計信号として、記録され
た心電計データをディジタルコンピュータに提供し、デ
ィジタル心電計信号の前記記録から心臓の不整脈および
心拍形態の複数次元ユークリッド距離空間におけるベク
トル表示を形成し、前記ベクトル表示から心臓の不整脈
および心拍形態に関係した一群の範ちゅうを発生し、前
記各範ちゅうの発生の累積と所定の一組の閾値パラメー
タとを比較し、心臓の不整脈または心拍形態における臨
床学的に重大な異常性の存在を認定することからなる方
法。
【請求項１２】各前記範ちゅうの発生の前記累積を前記
閾値パラメータと比較する段階は、前記範ちゅうのそれ
ぞれの発生についてディジタルデータの各一片を繰り返
して検査し、いずれの記録が重大な異常性を包含するか
を認定することを含む請求項１１に記載の方法。
【請求項１３】ベクトル表示形成段階はカーフーネン・
ロエベの数学的変換により実行される請求項１１に記載
の方法。
【請求項１４】一群の範ちゅうを発生する段階は、検出
された鼓動から特徴ベクトルを抽出し、類似の特徴ベク
トルを有する鼓動からなるクラスターを発生し、類似性
についてクラスターを比較し、クラスターを分類し、ク
ラスター内の鼓動の数を閾値付けることにより不整脈現
象を検出することを備えた請求項１１に記載の方法。
【請求項１５】比較評価段階は、ＶＥ、ＳＶＥ、ＶＥ階
級、ＳＶＥ階級および人為的結果に関係した評価を、そ
れぞれ調整可能な所定の数とを比較することを備える請
求項１１に記載の方法。
【請求項１６】臨床学的に重大なデータの存在を認定す
るために記録された心電計データを分析する装置におい
て、複数の被検体記録を、分析されるようディジタル形
式でディジタルコンピュータへロードおよびアンロード
するための手段と、前記ディジタル形式の前記被検体記
録に対して、不整脈分析を含むディジタル処理を遂行す
るための手段と、複数の前記被検体記録のうちのいずれ
が何らの臨床学的に重大なデータを包含しないかを自動
的に決定するための手段とを備えた装置。
【請求項１７】前記不整脈分析は、有効心拍を検出する
ための手段と、当該有効心拍の各々から特徴ベクトルを
抽出するための手段と、前記特徴ベクトルの分析を行い
、当該特徴ベクトル内に包含された異常の臨床学的な重
大性を決定するための手段を備えた請求項１６に記載の
装置。
【請求項１８】前記自動決定手段は、前記範ちゅうのい
ずれかについて所定の閾値が超過されたときのプログラ
ム割り込み手段を含み、当該プログラム割り込みは、い
ずれかの前記範ちゅうの累積が前記所定の閾値を超過し
たときに生ずる請求項１６に記載の装置。
【請求項１９】前記自動決定手段は、測定手段と不整脈
分析を行うための手段および前記所定の閾値を越える前
記範ちゅうのいずれをも自動的に検出する手段を使用し
て、臨床学的に重大な異常が記録に存在するかどうかを
決定するために、前記ディジタル心電計信号のそれぞれ
の組を繰り返して試験する手段を備えた請求項１８に記
載の装置。