JPH05505954A - 心筋虚血検出システム - Google Patents

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】 心筋虚血検出システム ｌ匪旦１１ え五二透１ この発明は、心筋虚血を検出する方法および装置に関し、特に、診断目的で心室 壁の動きを示す信号を非侵入式に検出し、表示するためのシステムに関する。

′−′の　な−日 冠状動脈病（ＣＡＤ）は、主要な死因である。患者の冠状動脈病の検査としては 、非侵入式の検査が大いに望ましい。

冠状動脈病の有無を査定するため現在もっとも広く利用されている技術は、“ス トレステスト”による心電図（ＥＣＧ）である。心電計は、患者の身体表面にお いて、心臓から発生される電気信号を測定するものである。これらの信号は、診 断用に、担当診察医に表示される。心電図の波形は特徴的な形を表示し、その各 心拍周期は、心臓における出来事（イベント）に相関するＰ、ＱＸＲ。

ＳおよびＴの変曲ポイントを含むものである。実際上、患者の心電図は、激しい 運動の前、最中および後において採取される。

このような激しい運動は、患者の心拍数の上昇をもたらす。主要な血管が冠状動 脈病によ７て塞がれている場合、心拍数の上昇は一時的な虚血を発生する可能性 があ１１１、ゆ仙山？−ヱ＾柄２飴ル而襠偽（清；七飴スーふｌ−上り、心筋の 機械的および電気的な特性が影響される。理論上および実際上、前述のような一 時的な虚血は、心筋における脱分極波面の伝導路を変化させる。通常、この異常 な伝導は、表示される心電図波形の異常として現れる。もっとも典型的な心電図 波形の異常としては、波形のＳ−Ｔ部分の低下、ならびに、心筋の脱分極に関わ る振幅が小さくて周波数が高い電気信号の発生が含まれる。

これらの信号の可変性は、前記ストレステストによる心電図の分析を極めて主観 的なものにする。故に、この検査の成否は、医者の熟練度によって左右されるこ ととなる。冠状動脈病の有無を確認するため心臓の電気的な特徴をモニタする方 法は広く利用されているが、心臓から発生される信号は、不明瞭で解釈が難しい という問題がある。このような理由により、心臓を検査するために方法として、 非侵入式であって非電気記録式の方法を開発する努力がなされている。

例えば、冠状動脈病の有無を確認するため、心臓の心室壁の実際的な動きをモニ タすることが行われている。

１９８２年１２月７日に、ＶＡＳらに再発行された米国再発行特許ＮＯ，３１， ０９７は、テストされている人の身体の外部領域に隣接した電界検出装置を利用 することによって、心臓の組織の動きを検出することが可能な装置を示している 。この非侵入式の検出技術においては、“ＣＫＧ”と称される、心室壁の動きを 示す信号が発生される。

前記ＶＡＳの特許発明において、この信号は、けい動脈心音図および通常の心電 図記録とともに、リアルタイムに表示される。先行技術によるＣＫＧ装置は、ス トレス前の測定とストレス後の測定値との間に付加的な変化をもたらすトランス デユーサの設置に対して極めて鋭敏に反応するものである。さらに、この変位信 号のリアルタイム表示は、心拍数による波形変化を除外するものではなく、異常 に伝導される心拍も表示データから除外されるものでもない。

この従来のシステムには、心室壁の動きを特徴づけて表示するシステムを作るた めに解決されるべき多くの問題点がある。

はとんどの身体からの信号と同様に、病気状態を示さない心室の動きを示す波形 には、心拍ごとの変化が現れる。心筋虚血を検査するため心室壁の動きを直接測 定するその他の技術は、Ｎｏｎ１ｎｖａｓｉｖｅ　Ａｃｃｅｓｓ　ｔｏ　Ｃａｒ ｄｉｏｖａｓｃｕｌａｒ　Ｄｙｎａｍｉｃｓ　二　Ｅｘｐｅｒｉｍｅｎｔａｌ　 ａｎｄ　Ａｐｐｌｉｅｄ　Ｂｉｂ１ｔｈｃａ　Ｃａｒｄｏ［のｎｏ、３７の２７ 〜４５ページ（ＫａｒｇｅｒＳＢａｓｅ　ｌ　１９７９年）において、Ｇｏｅｄ ｈａｒｄによって発表されたＢａｌ　ｌｉｓｔｏｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈｙ：Ｐ ａ５ｔ、Ｐｒｅｓｅｎｔ　ａｎｄ　Ｆｕｔｕｒｅに概略的に述べられている。

Ｖｔｅｌｈａｕｓｅｒに付与された米国特許Ｎｏ、３．６９５．２５３は、患者 の血圧をモニタし、測定し且つ表示し、または、患者の心室系における正確な力 を検出するため、患者の胸に取り付けられる加速度計を使用することを教示して いる。前述のＶａｓと同様に、Ｖｉｅｌｈａｕｓｅｒは、患者から発生する心電 図波形と共に、加速度計センサの出力を診断用にリアルタイムに表示するもので ある。

１９７１年１月２６日に、Ｊｏｒｇｅｎｓｅｎらに付与された米国特許Ｎｏ、２ ７．０４２は、心臓からの信号を自動的に調べる方法および装置を開示している 。この文献は、低周波数の圧縮波情報を時間領域モニタすることを教示している 。ここにおいて、好ましい範囲は、毎秒当たり２０〜４０サイクルである。

犬ｊ目と１１ 上述の先行技術文献とは異なり、この発明は、患者の胸に取り付けられる慣性検 出器を使用することにより、患者の身体表面において、心臓からの圧縮波を検出 する。

前記圧縮波は、その基となる心臓イベントの独立的な標識と共に収集される。好 ましい標識チャンネルは、同時に記録される表面心電図である。

前記圧縮波データおよび心電図データは、運動前、運動後および該運動からの回 復時に採取される。前記運動は、電気的な心電図データおよび機械的な心臓圧縮 波データにおける変化として反映される一時的な虚血を誘起することによって、 冠状動脈病を探し出すことを意図するものである。

前記心電図データは、正常に伝導される洞脱分極の結果としての心臓周期を確認 するために処理される。これらの正常に伝導される洞鼓動に対応する前記圧縮デ ータは、前述の運動による一時的虚血によってもっとも強く影響された波形の特 徴を抽出して表示するために処理される。

動作時において、運動前、運動後および回復時の圧縮データは、処理され、基準 心電図と共に、診察医により分析可能に表示される。

の　なｆ　日 図１は、この発明の主要な構成要素を示すブロック図、図２は、冠状動脈病を示 さない正常な患者に関する診断表示を示す図、 図３は、冠状動脈病を示す患者に関する診断表示を示す図、 図４は、この発明の構成要素間の動作、関係および相互作用を示すシステムレベ ルのフローチャート図、図５は、洞鼓動ではない鼓動を診断表示から除外するた め使用される、好ましいＱＲＳ検出システムを示すフローチャート図、 図６は、この発明の検出システムの理想的な出力を示す図、 図７は、心拍数に応じた理想的な平均化動作を示す図であって、同時に記録され る心臓イベント標識情報および圧縮波情報を示す図、 図８は、圧縮波データを平均化する処理を示す図。

ましい実　の−細な−ａ 以下、添付図面を参照してこの発明を説明する。

１作里１ 身体組織の動きは、身体全体に伝えられる圧縮波を発生する。この圧縮波は、弾 力性を有する媒体における信号伝達によって特徴付けられる。この種の信号の伝 達は、体積変化、および、圧縮波の方向に平行な粒子動によって特徴付けられる 。人の身体は、広い周波数範囲に及ぶ前記圧縮波について、高い損失を生じる伝 達媒体であると考えられる。

人の身体において低周波範囲の圧縮波を発生する基本的な発生器は、心臓の動き であるように思える。運動によって誘起される一時的な虚血が心臓の機械的な動 作パターンを変化させる、ということが認識されている。心臓によって発生され る周期的な圧縮波が、心筋虚血によって反復的および再生可能に変化される、と いうことが実験的な検査によって示唆されている。また、圧縮波データ、および 、虚血による該データの変化が０〜８０ヘルツの周波数範囲においてもフとも明 確に観察される、ということが実験データによって示唆されている。

身体は、極めて低い振幅および極めて低い周波数を有する心臓からの圧縮波に対 しては大変損失の多い媒体である。しかし、これらの圧縮波は、適当なトランス デユーサによって、患者の胸骨上の表面において容易に検出可能である。胸骨自 体は、その振動が効果的に抑制される構造体であって、前記心臓からの圧縮波を 極めて忠実に収集して伝えることができものであるように思える。

また、身体内においてこのような周波数範囲で動作するその他の信号源は、この 発明の好ましい実施例に係るトランスデユーサによっては、胸骨から容易に検出 されないように思える。

１皿呈盈３ １９８８年８月１９日付の米国特許出願Ｎｏ、０７／２３４．０３１は、データ 収集整理システムを開示している。

また、１９９０年３月１６日付の米国特許出願Ｎ０００７／４９５．４５７は、 トランスデユーサを胸に取り付けるのに有用なトランスデユーサ取り付はプレー トを開示している。また、別の当て板構造は、１９９０年１１月９日付の米国特 許出願Ｎｏ、０７／６１１．９３２に示されている。

図１は、この発明の主要構成要素を示すブロック図である。圧縮波トランスデユ ーサ２０は、患者２２の胸に粘着式に固定される着脱可能な取り付はプレート２ ４に取り付けられている。

前記取り付はプレート２４は、患者の表面における心電信号を検出するのに使用 される電極アレイを具備しているのが好ましい。しかし、加速度計を胸に直接使 用し、通常の電極アレイを使用して心電信号を検出してもよい。

一般的に、この発明を実施するため、圧縮波トランスデユーサ２０として、加速 度計を使用するのが適当である。しかし、虚血による圧縮波データの変化を検出 するため、前記加速度計は、広い帯域幅を有し、０．２５ヘルツから８００ヘル ツまで一様な周波数応答を示すものである必要がある。さらに、前記加速度計は 、例えば１ヘルツ当たり１ミクロインチの高い感度を示す必要がある。前記トラ ンスデユーサが患者の胸の上に取り付けられる場合、前記トランスデユーサの質 量は、これらの応答特性を達成するのに充分な数である必要がある。また、前記 トランスデユーサの質量は、前記圧縮波データに関する慣性基準を提供するのに 充分なものである必要があり、実際上、前記センサと患者の胸との間における適 当な機械的インピーダンス整合を提供するものでなければならない。１ポンドか ら３，０ポンドの質量のトランスデユーサが、臨床環境にある患者に使用される のに適している。前記質量は、前記トランスデユーサが心臓自体ではなく心臓の 動きの数学的な導関数に応答するようにする、慣性基準を提供するように思える 。

前記圧縮波トランスデユーサの目的は、患者の表面における極めて低い振幅の機 械的な動きを、その後の処理のだめに、高い精度で電気信号に変換することであ る。

虚血による前記信号における微妙な変化を高精度で変換するには、拡張された、 リニアの、高い周波数応答が要求される。

この位置から心臓の動きを示す信号を得るために好ましいトランスデユーサは、 ニューヨークのＤｅｐｅｗに在るＰＣＢ　Ｐｉｅｚｏｔｒｏｎｉｃｓ社製の３９ ３型地震加速度計のような加速度計である。

慣性トランスデユーサからの圧縮波信号、および、電極アレイからの心電信号は 、信号調整モジュール２８に与えられる。適当な増幅およびバッファリング処理 の後、前記心臓の動きを示す信号は、マイクロプロセッサの制御の下、ディジタ ル化されて処理される。

心電図チャネルおよび圧縮波チャンネルの両方に、できるかぎり一様な特性の帯 域通過フィルタを使用するのが好ましい。前記圧縮波チャンネル用のフィルタ２ ７のための好ましい折点周波数は、０．３ヘルツおよび５０ヘルツである。また 、前記心電図チャンネル用のフィルタ２７のための好ましい折点周波数は、０， ５ヘルツおよび１６０ヘルツである。前記圧縮波チャンネルの低周波数折点は、 これらのパラメータのうちもっとも重大なパラメータである。前記圧縮波チャン ネル用のフィルタ２７は、トランスデユーサの応答条件および交流接続条件に応 じて、できる限り低い周波数に拡張されるべきである。

前記慣性トランスデユーサからの圧縮波情報は、適当なＡ／Ｄ変換器２５により ディジタル化される。同様に、前記心電図チャンネルから取り込まれる対応する 標識チャネルデータも、ディジタル化される。このディジタル化処理は、一定の サンプリングレートで行われるものであり、前記トランスデユーサおよび電極ア レイによって収集されたアナログ信号から圧縮波データおよび心電図データを発 生する。

これらのディジタル化されたデータは、ＩＢＭのＡＴまたはＡＴとの互換性があ るパソコンが好ましいコンピュータ３０からなるマイクロプロセッサシステムに 与えられる。前記コンピュータは、前記データを処理し、適当な表示器３２に表 示される処理データを発生する。図−１に示すように、再検討および分析のため 、運動前の波形３８、運動後の波形３５および運動からの回復時の波形３７と共 に、合成心電図記録３６を表示するのが好ましい。

動作時において、患者の心臓からの圧縮波信号は、約１分間モニタされる。対応 する前記標識チャネルデータは、律動異常を検出するために分析される。前記圧 縮波データの一部が、選択されて平均化される。これらのデータは、その基とな る心臓サイクルの同等部分に対応するよう選択される。

前述の平均化処理では、心拍数に応じた測定ウィンドウを使用する。Ｒ−Ｒイン ターバルが、測定され、測定ウィンドウを規定するために使用される。典型的に は、このウィンドウは、測定されたＲ−Ｒインターバルの約１３％である。動作 時において、正常な洞律動コンプレックスに関するＲ−波変曲ポインドは、その 後、圧縮波データ組におけるデータポイント選択のガイドとなる基準点として使 用される。典型的には、サンプリングポイントの２０％がＲ−波変曲ポインド前 の記録に当てられ、サンプリングポイントの８０％がＲ−波変曲ポインド後の記 録に当てられる。基本的に、この技術は、前記圧縮波データから、心拍数に基づ く信号変化を除去する。さらに、この技術により、平均化されるデータ部分が同 一の心臓イベントから発生することが保証される。

適当な回数の測定が行われた後、３６．３３．３５．３７で示すように医者に対 して診断用に表示されることとなる、平均化された圧縮波形が作成される。診察 医が信号の振幅に関係なく波形形態を評価できるよう、前記波形振幅を正規化す ることが有用である。

さらに、心拍数に応じた測定ウィンドウの使用は、表示される信号のＳ／Ｎ比を 向上させ、特に、前心拍数に応じた前記表示信号における変化を減少させる。

図２は、冠状動脈病を有さない患者に関する診断表示を略示するものである。図 ２Ａは医者に対する診断表示を示し、図２Ｂはデータ分析ウィンドウ３８を拡張 して示している。データ分析ウィンドウ３８は、運動前の、すなわち、基準の圧 縮波データ３９、運動後の圧縮波データ４０、および、運動からの回復時の圧縮 波データ４２を表示している。また、データ分析ウィンドウ３８には、合成心電 図信号４２が示されている。虚血に伴う圧縮波の形態変化をより明確に反映させ るため、前記波形は同一のピークツーピーク値にスケーリングされている。

このウィンドウ３８は、心筋虚血を示さない波形を反映したものである。

上述のように、このサンプリングは一定のレートで行われ、一方、患者の心拍数 は運動の関数として変化する。

その結果、心拍記録におけるデータポイントの数が変化する。この効果は、デー タ整理ウィンドウ４６に示される、運動後の記録の長さに対する回復時の記録の 長さの比較と区別され得る。

心筋虚血に関する最大量の情報は、正常に伝えられる心拍における心筋収縮時に 発生される、ということが分った。心臓はほぼ連続的に動くものであるが、虚血 による圧縮波信号の最大変化は、心筋が収縮して身体全体に血液を送り出す収縮 時間インターバルの間に発生する。

この収縮時間インターバルに対応する心電記録波形は、Ｒ−波４７のわずか前か らＴ−波４８に及ぶ。

なお、前記圧縮波データがテスト中の様々な時に採取され、実際の心拍数、およ び、選択された心拍に対応する心臓収縮時間インターバルが記録ごとに変化する 、ということを認識することが重要である。故に、運動前、運動後および回復時 のデータ組は、様々な心拍数で発生し、且つ、平均化される必要のある異なる数 のサンプリングポイントを含む心拍記録を含むこととなる。

このような記録における変化に対処するため、心拍数に応じたウィンドウを定義 し、該ウィンドウ内における心拍記録を整理し、且つ、心拍数に応じたタイミン グウィンドウに基づく候補波形データのうちの選択された部分を平均化すること が好ましい。実際、前記サンプルウィンドウは、測定されたＲ−Ｒ時間インター バルの関数である。図示例は、前記心拍に関して測定されたＲ−Ｒ時間インター バルの約１３％に等しいウィンドウサイズを利用して発生されたものである（１ ミ１、°秒におけるウィンドウサイズ＝］１３（Ｒ−Ｒ時間インターバル）＋３ ６．１４）。心拍数が増加するのに伴い、サンプリングポイントが心臓収縮時間 インターバルの対応する部分に分散するよう、前記ウィンドウのサイズが縮小さ れる。図７および図８は、データを平均化し、または、データを表示するための 、心拍数に応じたウィンドウの使用を示している。

図７は、同時に記録された心電図データおよび圧縮波データの２つのパネルを示 している。上方のパネル９８は、下方のパネル９９に示す心拍数の２倍の心拍数 を示している。より高い心拍数での合成信号１００．１０１は、パネル９９より 低い心拍数での合成信号１０２．１０３より幅が狭い。しかし、これらの記録が 単一のテスト期間に採取される場合、ノイズの無い合成記録を実現するため、こ れらを平均化する必要がある。単純に合成信号１０５により合成信号１０４を平 均化することは、虚血による微妙な記録変化を不明瞭にすることとなる。

圧縮波データに関する指標ポイントすなわち基準標識として電気記録におけるＲ −波を抽出し、前記基準標識に沿って前記記録を調整することが好ましい。前記 記録のＲ−波射の部分について採取された波形サンプリングポイントの一部分が 合算される。図において、ＡポイントがＤポイントに加えられ、ＢポイントがＥ ポイントに加えられ、ＣポイントがＦポイントに加えられる。これらのポイント の平均は、ポイントＧ、Ｈ，Ｉを含む合成波形１０６を形成するために使用され る。実際上、図２および図３に示した波形を発生するため、多くの波形データポ イントが抽出され、平均化される。図３のパネルＡは、冠状動脈病を有する患者 についての診断表示を示すものである。また、パネルＢは、図３Ａに示したデー タ分析ウィンドウ３８の詳細を拡張して示すものである。

また、診察医が前記データを容易に検討できるよう、表示されるデータをスケー リングし正規化することが有用である。データ縮小ウィンドウ４６において、記 録５０１４５．４４は、データ分析ウィンドウ内に表示するため、スケーリング または正規化されている。実際、圧縮波データの振幅は、心拍数の関数として変 化する。データ縮小ウィンドウにおいて、表示波形は同一の大きさに正規化され るが、ピークツーピークの圧縮波測定において実際に測定された値は、表示器の 右側縁部に沿ってダラム単位で表示される。例えば、運動前における基準波形５ ０に関して平均化された正のピーク加速度の実測値は＋０．４７９グラムである が、運動後における波形４５に関して平均化された正のピーク加速度実測値は＋ １．５１グラムである。

前述のようにスケーリングされ、正規化された波形が、点線で示す基準線４３の ように心電図のＲ−波と整列して表示される平均化波形データを示すものである 、ということに注目すべきである。

実際、前記心電図記録および圧縮波記録は、心臓の各心拍に関する心電図データ と圧縮波データとの間の対応関係が維持されるよう、組合わせられまたは指標化 され前記心電図チャンネルデータは、心臓イベントの独立的な標識として使用さ れる。一般的に、この標識チャネルは、前記圧縮波データ記録のうちの平均化す べき部分を選択するのに使用される。

この結果を得るために開示された好ましい技術は、心電図チャンネルの波形形態 および律動の分析結果を使用して、さらに分析すべき候補心臓サイクルを選択す る。

前記心電図チャンネルのデータは、心拍を洞律動または弁膜律動として分類し、 且つ、各心拍の記録におけるＲ−波の位置を抽出するため処理される。このＲ− 波は、洞律動時に発生する選択された圧縮波データを処理するための基準として 使用される。

図３は、冠状動脈病を有する患者に関する診断情報を１　略示するものである。

この例において、基準圧縮波形５０は、回復時の波形５１に極めて類似している 。両波形５０，５１は、運動後の波形５２とは明らかに異なっている。この圧縮 波ブト　−夕を同一のピークツーピーク値に正規化することにより、表示器から 振幅情報が除去され、病気を反映した波形変化がより明確に示される。心電図基 準記録５３の表示は、担当医に対して、対応する心臓力学を示す。

虚血およびその他の病状が期外心筋収縮（Ｐ　Ｖ　Ｃ）のような異常な心拍を発 生することがある、ということは知られている。このような期外心筋収縮イベン トは、医者が心電図を評価する際の目安として利用されることがあるが、これら のイベントは、異常な律動とは機械的に非類似であるとともに、相互に非類似で あり、このため、有用な圧縮波虚血情報を含むものではない。従って、期外心筋 収縮およびその他の弁膜律動は、前記平均化処理から除外される。

この発明における適当な心臓標識チャンネルに関する主要な要件は、病気を示さ ない心拍を確実に除去することである。期外心筋収縮またはその他の弁膜鼓動が 通常の鼓動と間違われる場合、圧縮波信号の低い振幅は、平均化処理を不確実な ものとする。その結果、この実施例に係る心電記録分類技術は、このような鼓動 の除外に向けられる。

図４は、この発明の構成要素の動作、関係および相互作用を示すシステムフロー チャート図であり、ハードウェアの機能とソフトウェアの機能との関係および区 別を示している。

前記取り付はプレート２４の表面における電極は、図１に関して記載されたハー ドウェア要素において増幅され、ブロック２９においてフィルタ処理され、ブロ ック２５においてディジタル化される表面電気記録データを収集する。

ブロック５８のＱＲＳ検出処理は、当業者に知られている様々な方法のいずれか によって実行可能である。しかし、Ｒ−波のピーク値は圧縮波データを平均化す るための基準として使用されるので、Ｒ−波のピーク値を正確に確認することが 重要である。このＱＲ８検出器５８は、分類手脂５９に送られる波形が身体にお けるイベントを反映することを確実にするよう動作する。こうして、ＱＲＳ検出 器は、患者の表面から採取されるディジタルの波形データのための利得コントロ ーラおよびフィルタとして機能する。

ＱＲ５分類処理５９は、図５に関して述べたソフトウェアにより実行される。様 々な公知の電気記録技術のいずれかを使用して、正常に伝えられる心拍を認識し てもよい。このシステム部分に関する主要な要件は、洞房結節の脱分極によって 発生される心拍を含め、平均化処理から異質の心拍を除外することである。ＱＲ ８および期外心筋収縮を示す標識の発生は、異質ではない洞鼓動に対応する圧縮 波記録を示す指標として使用される。ブロック６１における信号平均化処理は、 ソフトウェアによって実行してもよい。一般的に、同時に記録される心電図デー タおよび圧縮波データは、洞律動に対応する記録に分けられる。これらの記録は 、電気記録におけるＲ−波において整列され、しかる後、平均化される。平均化 された心電図記録および平均化された圧縮波波形を算出するため、多数の記録（ １００個）を使用するのが好ましい。ブロック６３において、前記波形は、平均 化圧縮波波形に適用される、心拍数に応じたウィンドウによって平均化される。

合成波形および平均化波形は、また、前記心拍数に応じたウィンドウを利用する ことによって、スケーリングされる。ブロック６３においては、前記圧縮波記録 の心筋収縮段階を、表示のために選択する。プロヅティング処理６４は、表示波 形をスケーリングし、正規化するために実行される。この処理では、前記圧縮波 形における振幅および時間軸とは独立した変化を強調するため、各種記録の時間 軸、および、各種記録の振幅が実質的に前記記録から除去されるよう、前記波形 の変換が行われる。

図５は、診断表示から弁膜鼓動を除外するため使用される好ましいＱＲ３検出シ ステムを示すフローチャートである。

心電図チャンネルに関しては、２つの要件がある。波形形態を分析し、診察医に 表示するため、波形４２および５３によって示されるように、低レベルの心電記 録信号を忠実に転写するのが望ましい。他の要件は、Ｒ−波のピーク時の位置は 波形平均化のための基準標識として使用されるので、該位置を正確に決定するこ とである。

ハードウェアまたはソフトウェアによって実行可能な差別化処理５５は、自然Ｒ −波に固有の変曲の大きさを強調するため、心電記録信号について行われる。自 乗化処理５６および積分化処理５７は、前記Ｒ−波の形状を復元するものである 。

このようにして、ＱＲ８検出器５８は、前記差別化処理５５からのＲ−波位置情 報、および、検出目的のための波形形態情報を有する。ブロック５８の全体的な 機能は、前記生の信号がＰ、Ｑ、Ｒ，Ｓ、Ｔおよび期外心筋収縮波形のような身 体データを反映するが、周期的またはランダムなノイズを反映しないよう、前記 生の信号を選別し、処理することである。

重要な傾斜反転のためにデータを分析する谷底検出規則を適用することにより、 この効果を実現するのが好ましい。積分器からの初期データポイントがピークと みなされ、その後のデータについては、前のピークの少なくとも２５％を示すピ ークが検出される。この処理は、分類器５９に示される波形からの短期的な低振 幅変位を除去する。そのデータの値がピークの最大値の５９％に低下したときに のみに、ピーク値が宣言される。この方法により、データが平滑化される。デー タの関数がその基となる身体発生波形に相関する波形ピークの抽出を保証する限 り、これらの率の値を変更することが可能である。

図６は、この発明に係る検出システムの理想的な出力を示すものである。９０． ９１．９３は、正常な洞鼓動を示している。９２は期外心筋収縮を示している。

図６の心電図波形は、該心電図に含まれる波形情報の特徴付けのため分類器５９ に与えられる。

分類処理５９では、多数の別個の検出基準または規則を使用することができる。

一般的に、すべての波形のピークは、これらの分類のうちの１つに分けられる。

波形は、主に振幅、時間および形状情報に基づいて、これらの分類に分けられる 。

“ＱＲＳ”は、期外心筋収縮のピークではなく、且つ、Ｔ−波のピークではない ピークとして分類される。好ましい分類は次のように行われる。すなわち、まず 、特定の候補ピークが、時間、傾斜および振幅の基準に基づき、′Ｔ−波に関し てテストされる。前記候補ピークがＴ−波として認識されない場合、次に、時間 および振幅の基準に基づき、期外心筋収縮に関してテストされる。ＱＲＳではな い鼓動をＱＲＳ鼓動として誤って分類するのを防止するため、この処理はバイア スされる。このバイアスは、異質の鼓動による圧縮波データによって平均化され る波形の改悪を防止するものである。

なお、好ましい検出規則についてさらに述べるが、洞鼓動ではない弁膜鼓動鼓動 を除外し、洞鼓動のみを取入れるために、多数のその他の技術が代替的に使用可 能であることはもちろんである。

より詳しくは、時間に基づくＴ−渡分類においては、図６の符号９４で示すよう に、前のＱＲＳまたは期外心筋収縮のピークの２００ミリ秒内に、候補となるＴ −波が発生することが必要である。また、振幅に基づくＴ−波検出規則において は、候補となるＴ−波の最大ｍ９５が前の７つのＱＲＳビーク９６の平均値の約 ０．１８２５を越えないことが必要である。さらに、傾斜に基づく検出規則にお いては、ピークニー波が前のＱＲＳまたは期外心筋収縮から３００ミリ秒未満に 発生し、ピーク値より１６ミリ秒前の帯域通過信号の最大傾斜が、前の有効なＱ ＲＳピークの後の１６ミリ秒間における最大傾斜の７５％未満であることが必要 である。

Ｔ−波の脱分極は期外心筋収縮に存在しないので、これは特に有用な基準である 。従って、Ｔ−波部分の存在およびその位置は、洞鼓動を示す特に有効な標識で ある。

さらに、期外心筋収縮が律動において時期尚早に発生することがあることも知ら れている。この理由により、時間に基づく心拍数および心拍数加速規則７７．８ ０は、正常な洞律動と期外心筋収縮およびその他の急性不正脈とを識別できるも のである。一般的に、これらの規則のすべては、洞鼓動ではない弁胴鼓動を確実 に除外するために適用可能であり、また、これらの規則のいくつかを組合わせて ＱＲＳおよび期外心筋収縮の標識を発生するようにしてもよい。さらに、洞鼓動 と弁胴鼓動とを区別するため、多くのその他の規則を利用してもよい。

洞鼓動ではない鼓動を除外するため前記分類システムにバイアスをかけることに より、データ取得時間がわずかに拡張される。現在、このシステムは、約１分の 心臓イベント表示データおよび圧縮波データをディジタル化し、格納する。デー タ分析は、約７秒間行われる。このインターバルの間、圧縮波情報および心臓イ ベント表示データの経過記録は、圧縮波記録のうち、正常に伝えられる鼓動にお ける心臓サイクルの心室収縮段階において採取された圧縮波データを反映する部 分を選択するために処理される。

ＦＩＧ、　１ ＦＩＧ、　２Ｂ ＦＩＧ、　３Ｂ ＣＧ Ｒ ＦＩＧ、　８ 要　約　書 冠状動脈病を示す心臓の動きにおける虚血（こよる変イヒを検出して、表示する ため、患者の心臓の動きを、１し侵入式にモニタするための方法および装置。

補正書の翻訳文提出書 （特許法第１８４条の８） 平成４年９月８日 １、国際出願の番号 ＰＣＴ／ＵＳ９１１０１７１２ ２、発明の名称 心筋虚血検出システム ３、特許出願人 住　所　アメリカ合衆国　５５４４１　ミネソタ、ミネアポリス、ファースト・ アブエニュ・ノース　１３７００名　称　サイズメト・インスツルメンツ・イン コーホレーテッド４、代理人 東京都文京区本郷３丁目３０番９号 〒１１３　水郷ゼットニスビル２階 電　話　（０３）　３８１４−５９２１　（代表）請求の範囲 １、患者の心臓の近くの表面に接続されるトランスデユーサと、前記心臓の電気 的な活動を検出する電気記録手段と、少なくとも前記心臓の活動を示す心臓活動 信号を平均化する平均化手段とを備えるタイプの、心臓活動信号を診断用に表示 するための装置であって、前記電気記録手段に接続されていて、特定の心拍サイ クルが正常な洞律動から発生したものか否かを判定し、且つ、前記特定の心拍サ イクルが正常な洞律動から発生したものでない場合、前記平均化手段のための心 臓活動信号を除外する心拍確認分類手段と、前記電気記録手段に接続されていて 、反復的な心臓イベントに対応する基準標識を設定する基準標識手段（６９）と 、前記電気記録手段および基準標識手段（６９）に接続されていて、異なる心拍 数での心臓の活動によって発生する前記心臓活動信号の形状が平均化され得るよ う、前記心臓活動信号に適用される心拍数に応じた分析ウィンドウを算出するウ ィンドウ手段（６６）と、を具備した装置。

２、前記トランスデユーサが、０〜３０ヘルツに及ぶ範囲について実質的に一様 な周波数特性を有するものである請求の範囲第１項に記載の装置。

３、前記基準標識手段（６９）が、電気記録におけるＲ−波を前記基準標識とし て選定するものである請求の範囲第１項に記載の装置。

４、前記ウィンドウ手段（６６）が、前記患者の心臓の収縮段階に対応するデー タ収集ウィンドウを形成するものである請求の範囲第１項に記載の装置。

ｉｓ　調　査　報　告　ＯｒＴ／ＩＩｃ　Ｑｌ／Ｉ’ｌ＋７１フ国際調査報告 ｔｌｓ　９１０１７１２ Ｓ＾　４６０２６

Claims (9)

【特許請求の範囲】
1. １．患者の身体の表面において検出される心臓からの圧縮波から、患者の心臓の 心室壁の動きの特徴を示す動き信号を、診察医による診断用に表示する装置であ って、前記患者の身体の表面における圧縮波に応じて、前記心室壁の動きに対応 する複数の動き信号を発生する圧縮波モニタ手段と、 前記患者の心臓の正常な心拍における収縮時間インターバルを検出し、前記収縮 時間インターバルの間においてデータ収集ウィンドウインターバルを発生する選 択手段と、 前記データ収集ウィンドウインターバルにおいて収集された前記圧縮波信号を平 均化し、該収集された圧縮波信号から合成波形を発生する手段と、 前記合成波形を前記診察医に対して表示する表示手段と、 を具備した装置。
2. ２．患者の身体の表面において検出される心臓からの圧縮波から、患者の心臓の 心室壁の動きの特徴を示す動き信号を、診察医による診断用に表示する装置であ って、圧縮波データを作り出す心拍の間に圧縮波情報を収集する手段と、 心臓収縮に係る圧縮波記録を作り出す、前記心拍における収縮部分を選択する手 段と、 いくつかの心拍における心室壁の動きを反映する合成圧縮波記録を作り出す前記 収縮に係る圧縮波記録を平均化する手段と、 前記合成圧縮波記録を診察医に表示する手段と、を具備した装置。
3. ３．前記圧縮波情報を収集する手段が、前記患者の表面における動きに反応する 慣性トランスデューサからなる請求の範囲第２項に記載の装置。
4. ４．前記圧縮波データの収縮部分を選択する手段が、前記圧縮波データを心臓イ ベントに対応させて示す独立の心臓イベント標識手段と、 前記心臓イベント標識手段に接続されており、前記圧縮波データにおける、前記 心拍の心室収縮に実質的に対応する心臓圧縮波記録を発生する前記心室収縮部分 を検出する心室収縮検出手段と、 を備えた請求の範囲第２項に記載の装置。
5. ５．前記合成圧縮波記録を作り出す心室収縮に係る圧縮波記録を平均化する手段 が、 前記心室収縮に係る圧縮波記録のそれぞれの部分を指定する基準指定手段と、 前記基準指定手段によって指定された一連の前記圧縮波記録を加算し、これによ り、合成圧縮波記録を発生する演算手段と、 を備えた請求の範囲第２項に記載の装置。
6. ６．前記合成圧縮波記録から診断表示を作成して前記診察医に表示する手段が、 任意に選択された時間基準に基づいて選択された圧縮波記録を作成するスケーリ ング手段と、任意に選択された振幅基準に基づいて選択された圧縮波記録をプロ ットする正規化手段と、 を備えた請求の範囲第２項に記載の装置。
7. ７．患者の身体の表面において検出される心臓からの圧縮波から、患者の心臓の 心室壁の動きの特徴を示す動き信号を、診察医による診断用に表示する装置であ って、前記患者の表面における動きに反応し、圧縮波データを作り出す心拍の間 に圧縮波情報を収集するする慣性トランスデューサと、 前記心拍における、心臓収縮に係る圧縮波記録を作り出す収縮部分を選択する手 段と、 いくつかの心拍における心室壁の動きを反映する合成圧縮波記録を作り出す前記 心臓収縮に係る圧縮波記録を平均化する手段と、 前記合成圧縮波記録を診察医に表示する手段と、を具備した装置。
8. ８．患者の心臓から心血管に関する診断データを取り込み、前記診断データを診 察医に表示するための装置であって、 前記患者の表面に接続可能であって、前記患者の心臓の心臓サイクルの間におい て該心臓の動きにより発生する圧縮波データを収集する慣性トランスデューサ手 段と、前記患者の心臓サイクルの選択された部分に対応する指標データを発生す る心臓イベント標識手段と、前記慣性トランスデューサ手段および心臓イベント 標識手段に接続されており、表示データを発生する複数の前記選択された部分を 平均化する処理手段と、前記処理手段に接続されていて、前記表示データを前記 診察医に表示する表示手段と、 を具備した装置。
9. ９．前記平均化する処理手段が、 前記心臓の組織の正常な洞脱分極により発生した心拍を検出し、前記心臓の組織 の正常な洞脱分極により発生した前記心拍の間に収集された圧縮波データに対応 する１組の候補記録を発生する検出手段と、前記候補記録のうち、前記心臓の組 織の正常な洞脱分極により発生した心室収縮部分を含む部分を選択し、前記心臓 の組織の正常な洞脱分極により発生した心室収縮部分の間に収集された圧縮波デ ータに対応する１組のウィンドウデータ記録を発生するウィンドウ手段と、前記 １組のウィンドウデータ記録を平均化したデータに対応する表示データを発生す る演算手段と、を備えた請求の範囲第８項に記載の装置。