JPS6134331B2 - - Google Patents
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- JPS6134331B2 JPS6134331B2 JP53165446A JP16544678A JPS6134331B2 JP S6134331 B2 JPS6134331 B2 JP S6134331B2 JP 53165446 A JP53165446 A JP 53165446A JP 16544678 A JP16544678 A JP 16544678A JP S6134331 B2 JPS6134331 B2 JP S6134331B2
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Description
本発明は、特定患者の正常であると考えられる
心電図を記憶し、モニタされてくる心電図と記憶
されている心電図とを比較して警報を発する不整
脈監視装置に関する。 患者の心臓活動において心室性異常心拍
（Venticular ectopic heartbeat）の存在は、致命
的となり得る状態を妨げるために必要な早期警告
に役立つ。したがつて折りよく治療活動が行われ
るようにするため、患者の状態をモニタする装置
は前記異常心拍の存在を表わす「表示」を行うこ
とが大切である。これら「表示」は、異常心拍
（ectopic beat）が生じるときいつでも、行われ
ることが大切である。さもなければ、患者の死と
いう結果がもたらされてしまう。しかし同様に、
間違つた「表示」のひん度は最小限に抑えられる
ことが大切である。このことにより看護人は時間
を有効に利用することができ、また「表示」の存
在が無視されるのを予防することもできるからで
ある。しかしながらこの点に関し、従来から知ら
れている監視装置はその要求を満たしているとは
言い難い。 心室性異常心拍を識別する方法のひとつとし
て、患者の心電図を正常状態と考えられる当該患
者の心電図と比較する方法が知られている。この
目的を達成するため、数多くある実験式の一つが
用いられる。しかし診断せんとする心拍の心電図
波形と、正常な心拍を表わす心電図波形の間にお
ける相関の程度を測定することに関して言えば、
生理学上のデータの他の多くのデータを入力デー
タとして必要とする。そして心電電図波形が効果
的に整列されており、したがつて心拍サイクルの
同一部分に対応する各々の波形部が時間的に一致
している場合にのみ、確実な測定が成し遂げられ
る。このため基準ポイント（fiducial poit）とし
て知られている単一のポイントを各々の心拍サイ
クル内に設けることにより、及びこれらのポイン
トを有する波形が時間的に一致するよう整列する
ことにより、確実な測定結果が得られる。ここで
前記基準ポイントは、任意な心電図波形の同一機
能ポイント（functional point）において唯一つ
生じる。もし基準ポイントの位置が正確でない場
合、相関の程度（degree of form correlation）
は同一の波形であつても実際100％よりはるかに
少くなる。現在の技術において基準点の位置は確
かでない。したがつて数多くの異常心拍が検出さ
れないか、又は数多くの間違つた警報が生じるこ
とになる。 特定の心拍が心室性異常心拍であるか否かを決
定するには、当該心拍とそれ以前の心拍の間の時
間に関するデータ、心拍間の平均時間、それら心
拍間の平均時間から得られる心拍の平均持続期間
がしばしば用いられる。従来技術に見られる如く
基準点が正確に位置されていない場合、こういつ
たデータは不正確なものとなる。したがつて心室
性異常心拍の識別は信頼性のないものとなる。 相関（form correlation）を求める場合、診断
せんとする心電図波形と正常であると考えられる
心電図波形との間における非重複領域に関するデ
ータがしばしば用いられる。従来技術の方法によ
れば、相関は診断せんとする波形及び正常な波形
に係る対応サンプルの領域における絶対差の総和
に依存している。したがつて相関は波形の振幅と
共に変動する。このことにより異常心拍の識別が
困難となる。 よつて本発明の目的は、従来技術の欠点を廃
し、モニタされる心電図の振幅にかかわりなく確
実に異常心拍を検出する不整脈監視装置を提供せ
んとするものである。 本発明によれば、心拍サイクルのうち臨床的重
要性の最も大きい部分（即ち心室が刺激されると
きに生じる部分）に当該心拍サイクルの他の部分
より大きな効果を持たせるという方法により、当
該基準点の位置が決定される。このことは、次に
示す第１式に基づき心電図波形の中心に基準点を
設けることにより達成される。第１式において、
時刻t1及びt2はそれぞれQRS波の前及び後に生じ
る。またＴは時刻t1から心電図の中心が生じるま
での経過時間を、Ｍは導関数の次数を、ｎはべき
数を表わしている。 (1) 上式においてｎが奇数であるならば、dv／dt
の絶対値を用いなければならない。したがつて負
の導関数は、正の導関数と同様の動きをする。ま
たＭ＝０を用いることも可能である。Ｔを計算す
るプログラムは重要でなく、後に詳しく述べられ
るが、少くともより低い周波数に対する１次導関
数は心電計間に接続されたフイルム及び計算手段
により導き出される。 以下図面を用いて本発明を詳述する。 § 心電図の重ね合わせ 第１図は特定患者の正常と考えられる心電図、
第２図は第１図に示された心電図とほぼ同一であ
つて同様に正常であると考えられる心電図であ
る。これら両図に示された心電図には次のような
差異が見られる。第１図における正のピークP1 +
の振幅（ベースラインからの振幅）は、負のピー
クP1 -の振幅よりわずかに大きい。これに対し第
２図における負のピークP2 -の振幅は、正のピー
クP2 +よりわずかに大きい。 第３図は、第１図に示された心電図（破線）の
最大振幅ピークP1 +及び第２図に示された心電図
（実線）の最大振幅ピークP2 -をそれぞれの心電図
における基準点とし、これら基準点P1 +及びP2 -が
同時刻に生じるよう整列させた状態を示す図であ
る。図において２つの心電図が重複しない領域
（斜線の引かれた領域）は非常に大きいので、第
２図に示された心電図（実線）は異常であると考
えられてしまう。しかしピーク振幅におけるわず
かな差異及び異常心拍の誤つた表示は、患者自身
の動き又は電極の移動によつて、更には患者の呼
吸によつても生じてしまう。それに対し、第１図
及び第２図に示された心電図の中心を基準点
F1，F2とするならば、非重複領域は非常に少な
くなるため、第２図に示された心電図（実線）は
正常であると判断される（第４図参照）。 第４図は、第１図及び第２図に示された心電図
の中心に位置される基準点が同時刻に生じるよう
重ね合わされた状態を示す図である。ここで心電
図の中心とは、本発明に従つて決定されるもの
で、後に詳述する。 第５図は、第１図に示された心電図とその形状
を実質的に異にする心電図である。図示された基
準点F5は、本発明に従つて心電図の中心に位置
される。 第６図は、第５図及び第１図に示された心電図
の基準点F5，F1が同時刻に生じるよう重ね合わ
された状態を示す図である。両心電図の非重複領
域（斜線の部分）が非常に大きいので、第５図に
示された心電図は異常心拍を表わしているものと
判断される。 以上述べた如く第１図〜第６図は、心電図波形
間の相関の程度がそれら波形の非重複領域量によ
つて決定されることを表わしている。 § システム全体 第７図は、心電図が異常心拍を表わすとき警報
を発する従来のモニタ装置全体を示すブロツク図
であり、本発明もこの形式に属するモニタ装置の
一種である。図において心電計１０は患者Ｐの心
拍信号をコンピユータ１２へ送り出す。心拍が異
常でないとき、コンピユータ１２はリード線１６
を介してスタイラス（熱ペン）制御部１８に信号
を送り出す。したがつてスタイラス２０はテープ
２４にシヨート・マーク２２を記録する。ここで
テープ２４は、ローラ２６，２８及びモータ３０
によつて一定の方向へ移動される。また心拍が異
常であるとき、コンピユータ１２はリード線３２
を介してスタイラス制御部１８に信号を送り出
す。したがつてスタイラス２０はテープ２４にロ
ング・マーク３４を記録する。 § システム全体のフローチヤート 第８Ａ図及び第８Ｂ図は、モニタ装置（例えば
第７図参照）の動作を詳細に説明したフローチヤ
ートである。図において情報の流れは破線で示さ
れており、また論理的流れは実線で示されてい
る。 患者Ｐの心臓活動を表わす信号は、心電計１０
からＡ／Ｄコンバータ４０に送り出される。Ａ／
Ｄコンバータ４０の出力信号は、Ａ／Ｄドライバ
４２及びスイツチＳを介して循環バツフア４４に
導入される。Ａ／Ｄコンバータ４０及びＡ／Ｄド
ライバ４２は共にクロツク４６に同期して動作す
る。循環バツフア４４のストレージ位置はスキヤ
ン・バツフア５０により検査される。もしQRS
波が存在しないならば判定ブロツクD1により判
定がなされ、スキヤン・バツフア５０をして循環
バツフア４４の次のストレージ位置を検査させ
る。このプロセスはQRS波が検出されるまで続
行される。初期化の後に最初のQRS波が生じる
時刻は、仮の基準点ストレージにストアされる
（ブロツク５２）。このようにブロツク５０と判定
ブロツクD1は、よく知られているタイプのQRS
検出器を構成する。前記QRS検出器は仮の基準
点に係る時刻を設定する。ここでいう時刻とは、
第１図又は第２図に示される如く、各々のQRS
波において最大振幅を有する正又は負のピークが
生じる時刻である。 ブロツク５２において仮の基準点がストアされ
た後、循環バツフア４４の心電図波形が検査され
る。即ちブロツク５４において、仮の基準点の時
刻に係る修正された基準点の時刻が決定される。
ブロツク５４において実行される機能は数多くの
方法によつて成し遂げられるが、上述の第１式に
示された本発明の原理に基づく方法は第９Ａ図に
おいて詳述する。 § 正常サイクルの識別 初期化の後、正常と考えられる心拍サイクルに
関する情報を識別し且つストアすることが重要で
ある。この目的の為に用いられる特定の心拍サイ
クルは、連続した任意な約10サイクル間の最も長
い間隔の直後に発生する心拍サイクルである。そ
して連続する修正された基準点（ブロツク５４に
おいて決定される）間の間隔がブロツク５６にお
いて測定される。ここで前記間隔はＲ―Ｒ間隔と
して知られている。オペレータの要求に基づき、
正常心拍要求フラグがセツトされる（図示されて
いない）。したがつて、判定ブロツクD2に新たな
正常心拍サイクルが通知される。このことはブロ
ツク５８をして前記フラグをクリアさせ、且つブ
ロツク６０としてカウントを零にセツトさせる。
更にブロツク６２において、心拍サイクル間の最
大間隔ＲMAXが零にセツトされる。したがつてカ
ウントが10に達したか否かを判断する判定ブロツ
クD3の出力はNOとなる。ブロツク６０において
カウントが零にセツトされるので、ブロツク６４
においてカウントは１となる。判定ブロツクD4
は、Ｒ―Ｒ間隔がＲMAXより大きいか否かを判定
する。ＲMAXの初期値はブロツク６２において零
にセツトされるので、判定ブロツクD4の出力は
YESとなる。よつてブロツク６６は、最初のＲ
―Ｒ間隔をＲMAXに代える働きをする。ブロツク
６８は、循環バツフア４４から送られて来るこの
心拍サイクルと、修正された基準点の位置に関す
る情報をスナツプシヨツト・メモリ７０にストア
する。 次に生じる９個に連続した心拍サイクル間のＲ
―Ｒ間隔が最切の間隔よりも少い場合、判定ブロ
ツクD4の出力は負となる。そしてマツチ・ブロ
ツク（match block）７２は、スナツプ シヨツ
ト・メモリ７０からの正常心拍の上に循環バツフ
ア４０からのサイクルの各々を連続的に重畳させ
る。この場合、これは同時に生ずる修正された基
準点を備えた最初のサイクルである。連続したサ
イクルは、それらのひとつがより大きなＲ―Ｒ間
隔に追従するまで比較される（その場合、スナツ
プシヨツト・メモリ７０にストアさせる）。上記
プロセスは、カウントが10又は任意に選択した値
になるまで続行される。このとき判定ブロツク
D3の出力はYESとなる。そして正常心拍要求フ
ラグを活性化することにより新たな正常心拍が要
求されないならば、循環バツフア４４からの連続
した心拍サイクルは、ブロツク７２において、ス
ナツプシヨツト・メモリ７０にストアされている
正常サイクルと対抗（match）させられ、もつて
相関（次に詳述する）が計算される。 マツチ・ブロツク７２が最初の10個の心拍サイ
クルの各々をスナツプシヨツト・メモリ７０にス
トアされているサイクルと比較するのを妨げるた
め、判定ブロツクD4のNO出力及びストア・ブロ
ツク６８の出力が送り出される。したがつて破線
７４及び７６により示される如く、スキヤン・バ
ツフア５０が活性化される。かくしてマツチ・ブ
ロツク７２は、判定ブロツクD3の出力がYESに
なるまで活性化されない。このYES出力は、新
たな正常心拍が要求された後、10サイクルで生じ
る。 § 相関 心拍を整列した後に該心拍を比較するための公
式がいくつか存在する。それらは相関と呼ばれて
いる。何人かの研究者は“相互相関係数”（cross
correlation coefficient）を用いている： (2)ΣＶ１（Ｎ）＊Ｖ２（Ｎ）／〔（Σ〔Ｖ１（Ｎ）〕
２）＊（Σ〔Ｖ２（Ｎ）〕２）〕１／２ 上記第２式は数多くの乗算を必要とするので、
その計算は大変めんどうである。もしV1とV2の
相違が振幅だけであるならば、上記第２式は（ワ
ーストケース・ミスマツチを考えて）０〜１の範
囲で変化する。 計算のめんどうさに打ち勝つ試みとして、非重
複領域の絶対値を計算する方法がある。 (3) Σ｜V1（Ｎ）−V2（Ｎ）｜ 上記第３式は確かにより単純であるが、相互相
関と異なり次元を有している。即ち、V1及びV2
が比例して変化するならば、相関も変化する。 この問題は、本装置において、正規化をするこ
とにより除去できる： (4) Ａ＝Σ｜Ｖ１（Ｎ）−Ｖ２（Ｎ）｜／Σ〔｜Ｖ１
（Ｎ）｜＋｜Ｖ２（Ｎ）｜〕 X512 上記第４式は次元を有しない。そしてワースト
ケース・ミスマツチに対して512となり、また完
全な一致がある場合には０となる。本装置におい
て上記第４式は512倍されるので、整数計算が用
いられる。この計算はブロツク７２において実行
される。 現在の心電図及び正常な心電図の相関は、マツ
チング・ブロツク７２において非重複の正規化さ
れた領域を決定することにより求められる。した
がつて心拍が心室性異常心拍であるか否かを決定
する適当な方法が数多く存在する。この場合一般
的に、診断せんとする心拍と以前の心拍との間の
時間Ｒに関する入力データ、心拍間の平均時間Ｚ
に関する入力データ、それら心拍間の平均時間Ｚ
からの心拍平均偏差Ｗに関する入力データが必要
とされる。これら入力データに基づいて決定を行
うのに際し、特に有利な方法は、上記入力データ
を次式に代入することである。 (5) 前記代入は判定ブロツクD5において行われ
る。例えば診断せんとする心拍が、心拍間の平均
時間Ｚに等しい時間Ｒだけ以前の心拍に追従する
ならば、Ｂ＝250となる。またＲがＺより小さく
なるならば、Ｂは減少する。そしてＢが125以下
になると、その値は勝手に125に保持される。も
し非重複領域の正規化された値がＢより大きいな
らば、心拍は異常であると考えられる。よつて判
定ブロツクD5の出力はYESとなる。このYES出
力が送り出されると、テープ又は他の記録媒体上
にロング・マークが記録される（ブロツク８
２）。 判定ブロツクD5が、現在の心拍は異常でない
と判断して出力NOを送り出すならば、テープ又
は他の記録媒体上にシヨート・マークが記録され
る（ブロツク７８）。その後、正常サイクルと現
在のサイクルの間における差の1/8を正常サイク
ルに加えることによつて、スナツプシヨツト・メ
モリ７０の正常サイクルが更新される（ブロツク
８０）。これに次式で表わされる。 (6)ＶS（Ｎ） ←ＶS（Ｎ）＋1/8〔Ｖ（Ｎ）−ＶS（Ｎ）〕 上記更新は、スナツプシヨツト・メモリ７０に
ストアされている正常心拍サイクルをして走行平
均化（running average）させる。ブロツク８２
においてロング・マークが出力された後、又はブ
ロツク８０においてスナツプシヨツト・メモリ７
０が更新された後に、スキヤン・バツフア５０は
循環バツフア４４にストアされている次のサイク
ルへ前進する。そして所定のプロセスが繰り返さ
れる。 § 基準点の位置 第１式に従つて基準点の位置を決定するため、
ブロツク５４（第８Ａ図）で用いられる手段は数
多く存在する。そういつた手段により、基準点は
心電図の中心に位置される。そして必要とされる
積分は、心拍サイクル以前に存する前期限界と心
拍サイクル後に存する後期限界との間においてな
される。積分の過程は下位限界から開始し、そし
て上位限界へと進んでいく。あるいは、積分の過
程は当該サイクルの中間点から開始し、そして後
期限界へ進み、これと同時に前期限界へ後退す
る。後者の方法を実行するための詳細は第９Ａ図
において説明する。 第９Ａ図は、本発明に基づいて基準点の位置を
決定するためのフローチヤートであり、第８Ａ図
に示されたブロツク５４に相当する。 第９Ｂ図は第９Ａ図に示されたフローチヤート
を説明するためのQRS波、第９Ｃ図は第９Ａ図
に示されたフイルタの周波数特性を示すグラフで
ある。第９Ｂ図においてＡ／Ｄコンバータ４０
（第８Ａ図参照）により提供されるサンプルは垂
直方向の実線で示されている。図示されたサンプ
ルは図面を見易くするため、実際の場合よりもは
るかに広い間隔をもつて描かれている。そしてブ
ロツク５０及び判定ブロツクD1（第８Ａ図参
照）から成るQRS検出器により決定される仮の
基準点は、Ｖ（０）で示されるサンプル点に存在
する。なぜなら前記サンプル点は、ベースライン
ｂ（接地電位）からの最大振幅を有するからであ
る。 再び第９Ａ図に戻り、これを説明する。図示さ
れたブロツクは、論理ループＬの初期条件を設定
する。ここで論理ループＬは、各々の心拍サイク
ルに対する第１式の分子及び分母を決定するのに
必要な積分を実行する。これら初期条件の目的
は、論理ループＬの動作を考えるとき明白とな
る。 ブロツク８２において、分子゜の初期値は零に
設定される。次にブロツク８４において、分母゜
の初期値が設定される。ここで分母゜の初期値と
は、サンプルＶ（０）とサンプルＶ（−１）の振
幅差の２乗に等しい。なお第９Ｂ図に示された文
字Ｄ及びカツコに入れらた数字は、隣接したサン
プル間の振幅差を表わしている。これら振幅差
は、第１式に従つて基準点の位置を計算するため
に用いられる傾斜サンプルである。ZEROthサン
プルを含む傾斜サンプルが７５あるならば、Ｎは
１から３７まで変化する。ブロツク８６におい
て、Ｎの初期値が１に設定される。 論理ループＬのブロツク８８において次式が計
算される。 (7) 〔Ｖ（Ｎ）−Ｖ（Ｎ−１）〕２ ここで積分において７５のサンプルが用いられ
るならば、連続したＮの値はその最小値（ブロツ
ク８６において１と設定される）から３８に至る
まで変化する。各々のＮに対するブロツク８８の
出力は、テンポラリ・メモリDTMP4にストアさ
れる。その後、ブロツク９０において次式が計算
される。 (8) 〔Ｖ（−Ｎ−１）−Ｖ（−Ｎ）〕２ ここでＮの値は１から３７まで連続的に変化す
る。各々のＮに対するブロツク９０の出力は
DTMP2にストアされる。その後ブロツク９２に
おいて新たな分母Nの値が計算される。ここで新
たな分母Nは、以前の分母の値（分母N-1）と
DMP4にストアされている値とDTMP2にストア
されている値の総和に等しい。ブロツク９４にお
いて新たな分子Nの値が計算される。ここで新た
な分子Nは、分子N-1＋Ｎ（DTMP4−DTMP2）に
等しい。その後ブロツク９６において、Ｎ＋１を
Ｎに代入する。もしＮが３８より小さい値なら
ば、判定ブロツクD6は負の出力（NO）を出す。
そして１だけ増加されたＮの値に対し、上記計算
が再び繰り返される。即ちブロツク８８，９０，
９２，９４，９６における計算がＮ＝１〜３７に
対してそれぞれ繰り返して実行される。そしてＮ
＝３８のとき判定ブロツクD6の出力はYESとな
り、修正された基準点の発生時刻が計算される
（ブロツク９８）。これはQRS検出器によつて示
される仮の基準点に分子／分母の値を加えること
により求められる。ここで分子とはブロツクにお
いて得られる値であり、分母とはブロツク９２に
おいて得られる値である。ブロツク９８において
計算された情報は、第８Ａ図のブロツク５６へ送
られる。 § 第９Ａ図に示された動作の要約 ブロツク９４において求められる分子は次式で
表わされる。 (9) 分子N←分子N-1＋Ｎ〔（Ｖ〔Ｎ〕−Ｖ〔Ｎ−
１〕）２ −（Ｖ〔−Ｎ−１〕−Ｖ〔−Ｎ〕）２〕 また、ブロツク９２において求められる分母は
次式で表わされる。 (10) 分母N←分母N-1
＋〔Ｖ（Ｎ）−Ｖ（Ｎ−１）〕２ ＋〔Ｖ（−Ｎ−１）−Ｖ（−Ｎ）〕２ 初期条件を与えるため、分子゜は零に（ブロツ
ク８２）、また分母゜は〔Ｖ（０）−Ｖ（−１）〕
２に（ブロツク８４）設定される。そしてＮは１
に設定される（ブロツク８６）。したがつて最初
のパスにおけるブロツク９４の後に、分子及び分
母は次式で示される通りとなる。 (11) 分子１＝０＋１〔（Ｖ〔１〕−Ｖ
心電図を記憶し、モニタされてくる心電図と記憶
されている心電図とを比較して警報を発する不整
脈監視装置に関する。 患者の心臓活動において心室性異常心拍
（Venticular ectopic heartbeat）の存在は、致命
的となり得る状態を妨げるために必要な早期警告
に役立つ。したがつて折りよく治療活動が行われ
るようにするため、患者の状態をモニタする装置
は前記異常心拍の存在を表わす「表示」を行うこ
とが大切である。これら「表示」は、異常心拍
（ectopic beat）が生じるときいつでも、行われ
ることが大切である。さもなければ、患者の死と
いう結果がもたらされてしまう。しかし同様に、
間違つた「表示」のひん度は最小限に抑えられる
ことが大切である。このことにより看護人は時間
を有効に利用することができ、また「表示」の存
在が無視されるのを予防することもできるからで
ある。しかしながらこの点に関し、従来から知ら
れている監視装置はその要求を満たしているとは
言い難い。 心室性異常心拍を識別する方法のひとつとし
て、患者の心電図を正常状態と考えられる当該患
者の心電図と比較する方法が知られている。この
目的を達成するため、数多くある実験式の一つが
用いられる。しかし診断せんとする心拍の心電図
波形と、正常な心拍を表わす心電図波形の間にお
ける相関の程度を測定することに関して言えば、
生理学上のデータの他の多くのデータを入力デー
タとして必要とする。そして心電電図波形が効果
的に整列されており、したがつて心拍サイクルの
同一部分に対応する各々の波形部が時間的に一致
している場合にのみ、確実な測定が成し遂げられ
る。このため基準ポイント（fiducial poit）とし
て知られている単一のポイントを各々の心拍サイ
クル内に設けることにより、及びこれらのポイン
トを有する波形が時間的に一致するよう整列する
ことにより、確実な測定結果が得られる。ここで
前記基準ポイントは、任意な心電図波形の同一機
能ポイント（functional point）において唯一つ
生じる。もし基準ポイントの位置が正確でない場
合、相関の程度（degree of form correlation）
は同一の波形であつても実際100％よりはるかに
少くなる。現在の技術において基準点の位置は確
かでない。したがつて数多くの異常心拍が検出さ
れないか、又は数多くの間違つた警報が生じるこ
とになる。 特定の心拍が心室性異常心拍であるか否かを決
定するには、当該心拍とそれ以前の心拍の間の時
間に関するデータ、心拍間の平均時間、それら心
拍間の平均時間から得られる心拍の平均持続期間
がしばしば用いられる。従来技術に見られる如く
基準点が正確に位置されていない場合、こういつ
たデータは不正確なものとなる。したがつて心室
性異常心拍の識別は信頼性のないものとなる。 相関（form correlation）を求める場合、診断
せんとする心電図波形と正常であると考えられる
心電図波形との間における非重複領域に関するデ
ータがしばしば用いられる。従来技術の方法によ
れば、相関は診断せんとする波形及び正常な波形
に係る対応サンプルの領域における絶対差の総和
に依存している。したがつて相関は波形の振幅と
共に変動する。このことにより異常心拍の識別が
困難となる。 よつて本発明の目的は、従来技術の欠点を廃
し、モニタされる心電図の振幅にかかわりなく確
実に異常心拍を検出する不整脈監視装置を提供せ
んとするものである。 本発明によれば、心拍サイクルのうち臨床的重
要性の最も大きい部分（即ち心室が刺激されると
きに生じる部分）に当該心拍サイクルの他の部分
より大きな効果を持たせるという方法により、当
該基準点の位置が決定される。このことは、次に
示す第１式に基づき心電図波形の中心に基準点を
設けることにより達成される。第１式において、
時刻t1及びt2はそれぞれQRS波の前及び後に生じ
る。またＴは時刻t1から心電図の中心が生じるま
での経過時間を、Ｍは導関数の次数を、ｎはべき
数を表わしている。 (1) 上式においてｎが奇数であるならば、dv／dt
の絶対値を用いなければならない。したがつて負
の導関数は、正の導関数と同様の動きをする。ま
たＭ＝０を用いることも可能である。Ｔを計算す
るプログラムは重要でなく、後に詳しく述べられ
るが、少くともより低い周波数に対する１次導関
数は心電計間に接続されたフイルム及び計算手段
により導き出される。 以下図面を用いて本発明を詳述する。 § 心電図の重ね合わせ 第１図は特定患者の正常と考えられる心電図、
第２図は第１図に示された心電図とほぼ同一であ
つて同様に正常であると考えられる心電図であ
る。これら両図に示された心電図には次のような
差異が見られる。第１図における正のピークP1 +
の振幅（ベースラインからの振幅）は、負のピー
クP1 -の振幅よりわずかに大きい。これに対し第
２図における負のピークP2 -の振幅は、正のピー
クP2 +よりわずかに大きい。 第３図は、第１図に示された心電図（破線）の
最大振幅ピークP1 +及び第２図に示された心電図
（実線）の最大振幅ピークP2 -をそれぞれの心電図
における基準点とし、これら基準点P1 +及びP2 -が
同時刻に生じるよう整列させた状態を示す図であ
る。図において２つの心電図が重複しない領域
（斜線の引かれた領域）は非常に大きいので、第
２図に示された心電図（実線）は異常であると考
えられてしまう。しかしピーク振幅におけるわず
かな差異及び異常心拍の誤つた表示は、患者自身
の動き又は電極の移動によつて、更には患者の呼
吸によつても生じてしまう。それに対し、第１図
及び第２図に示された心電図の中心を基準点
F1，F2とするならば、非重複領域は非常に少な
くなるため、第２図に示された心電図（実線）は
正常であると判断される（第４図参照）。 第４図は、第１図及び第２図に示された心電図
の中心に位置される基準点が同時刻に生じるよう
重ね合わされた状態を示す図である。ここで心電
図の中心とは、本発明に従つて決定されるもの
で、後に詳述する。 第５図は、第１図に示された心電図とその形状
を実質的に異にする心電図である。図示された基
準点F5は、本発明に従つて心電図の中心に位置
される。 第６図は、第５図及び第１図に示された心電図
の基準点F5，F1が同時刻に生じるよう重ね合わ
された状態を示す図である。両心電図の非重複領
域（斜線の部分）が非常に大きいので、第５図に
示された心電図は異常心拍を表わしているものと
判断される。 以上述べた如く第１図〜第６図は、心電図波形
間の相関の程度がそれら波形の非重複領域量によ
つて決定されることを表わしている。 § システム全体 第７図は、心電図が異常心拍を表わすとき警報
を発する従来のモニタ装置全体を示すブロツク図
であり、本発明もこの形式に属するモニタ装置の
一種である。図において心電計１０は患者Ｐの心
拍信号をコンピユータ１２へ送り出す。心拍が異
常でないとき、コンピユータ１２はリード線１６
を介してスタイラス（熱ペン）制御部１８に信号
を送り出す。したがつてスタイラス２０はテープ
２４にシヨート・マーク２２を記録する。ここで
テープ２４は、ローラ２６，２８及びモータ３０
によつて一定の方向へ移動される。また心拍が異
常であるとき、コンピユータ１２はリード線３２
を介してスタイラス制御部１８に信号を送り出
す。したがつてスタイラス２０はテープ２４にロ
ング・マーク３４を記録する。 § システム全体のフローチヤート 第８Ａ図及び第８Ｂ図は、モニタ装置（例えば
第７図参照）の動作を詳細に説明したフローチヤ
ートである。図において情報の流れは破線で示さ
れており、また論理的流れは実線で示されてい
る。 患者Ｐの心臓活動を表わす信号は、心電計１０
からＡ／Ｄコンバータ４０に送り出される。Ａ／
Ｄコンバータ４０の出力信号は、Ａ／Ｄドライバ
４２及びスイツチＳを介して循環バツフア４４に
導入される。Ａ／Ｄコンバータ４０及びＡ／Ｄド
ライバ４２は共にクロツク４６に同期して動作す
る。循環バツフア４４のストレージ位置はスキヤ
ン・バツフア５０により検査される。もしQRS
波が存在しないならば判定ブロツクD1により判
定がなされ、スキヤン・バツフア５０をして循環
バツフア４４の次のストレージ位置を検査させ
る。このプロセスはQRS波が検出されるまで続
行される。初期化の後に最初のQRS波が生じる
時刻は、仮の基準点ストレージにストアされる
（ブロツク５２）。このようにブロツク５０と判定
ブロツクD1は、よく知られているタイプのQRS
検出器を構成する。前記QRS検出器は仮の基準
点に係る時刻を設定する。ここでいう時刻とは、
第１図又は第２図に示される如く、各々のQRS
波において最大振幅を有する正又は負のピークが
生じる時刻である。 ブロツク５２において仮の基準点がストアされ
た後、循環バツフア４４の心電図波形が検査され
る。即ちブロツク５４において、仮の基準点の時
刻に係る修正された基準点の時刻が決定される。
ブロツク５４において実行される機能は数多くの
方法によつて成し遂げられるが、上述の第１式に
示された本発明の原理に基づく方法は第９Ａ図に
おいて詳述する。 § 正常サイクルの識別 初期化の後、正常と考えられる心拍サイクルに
関する情報を識別し且つストアすることが重要で
ある。この目的の為に用いられる特定の心拍サイ
クルは、連続した任意な約10サイクル間の最も長
い間隔の直後に発生する心拍サイクルである。そ
して連続する修正された基準点（ブロツク５４に
おいて決定される）間の間隔がブロツク５６にお
いて測定される。ここで前記間隔はＲ―Ｒ間隔と
して知られている。オペレータの要求に基づき、
正常心拍要求フラグがセツトされる（図示されて
いない）。したがつて、判定ブロツクD2に新たな
正常心拍サイクルが通知される。このことはブロ
ツク５８をして前記フラグをクリアさせ、且つブ
ロツク６０としてカウントを零にセツトさせる。
更にブロツク６２において、心拍サイクル間の最
大間隔ＲMAXが零にセツトされる。したがつてカ
ウントが10に達したか否かを判断する判定ブロツ
クD3の出力はNOとなる。ブロツク６０において
カウントが零にセツトされるので、ブロツク６４
においてカウントは１となる。判定ブロツクD4
は、Ｒ―Ｒ間隔がＲMAXより大きいか否かを判定
する。ＲMAXの初期値はブロツク６２において零
にセツトされるので、判定ブロツクD4の出力は
YESとなる。よつてブロツク６６は、最初のＲ
―Ｒ間隔をＲMAXに代える働きをする。ブロツク
６８は、循環バツフア４４から送られて来るこの
心拍サイクルと、修正された基準点の位置に関す
る情報をスナツプシヨツト・メモリ７０にストア
する。 次に生じる９個に連続した心拍サイクル間のＲ
―Ｒ間隔が最切の間隔よりも少い場合、判定ブロ
ツクD4の出力は負となる。そしてマツチ・ブロ
ツク（match block）７２は、スナツプ シヨツ
ト・メモリ７０からの正常心拍の上に循環バツフ
ア４０からのサイクルの各々を連続的に重畳させ
る。この場合、これは同時に生ずる修正された基
準点を備えた最初のサイクルである。連続したサ
イクルは、それらのひとつがより大きなＲ―Ｒ間
隔に追従するまで比較される（その場合、スナツ
プシヨツト・メモリ７０にストアさせる）。上記
プロセスは、カウントが10又は任意に選択した値
になるまで続行される。このとき判定ブロツク
D3の出力はYESとなる。そして正常心拍要求フ
ラグを活性化することにより新たな正常心拍が要
求されないならば、循環バツフア４４からの連続
した心拍サイクルは、ブロツク７２において、ス
ナツプシヨツト・メモリ７０にストアされている
正常サイクルと対抗（match）させられ、もつて
相関（次に詳述する）が計算される。 マツチ・ブロツク７２が最初の10個の心拍サイ
クルの各々をスナツプシヨツト・メモリ７０にス
トアされているサイクルと比較するのを妨げるた
め、判定ブロツクD4のNO出力及びストア・ブロ
ツク６８の出力が送り出される。したがつて破線
７４及び７６により示される如く、スキヤン・バ
ツフア５０が活性化される。かくしてマツチ・ブ
ロツク７２は、判定ブロツクD3の出力がYESに
なるまで活性化されない。このYES出力は、新
たな正常心拍が要求された後、10サイクルで生じ
る。 § 相関 心拍を整列した後に該心拍を比較するための公
式がいくつか存在する。それらは相関と呼ばれて
いる。何人かの研究者は“相互相関係数”（cross
correlation coefficient）を用いている： (2)ΣＶ１（Ｎ）＊Ｖ２（Ｎ）／〔（Σ〔Ｖ１（Ｎ）〕
２）＊（Σ〔Ｖ２（Ｎ）〕２）〕１／２ 上記第２式は数多くの乗算を必要とするので、
その計算は大変めんどうである。もしV1とV2の
相違が振幅だけであるならば、上記第２式は（ワ
ーストケース・ミスマツチを考えて）０〜１の範
囲で変化する。 計算のめんどうさに打ち勝つ試みとして、非重
複領域の絶対値を計算する方法がある。 (3) Σ｜V1（Ｎ）−V2（Ｎ）｜ 上記第３式は確かにより単純であるが、相互相
関と異なり次元を有している。即ち、V1及びV2
が比例して変化するならば、相関も変化する。 この問題は、本装置において、正規化をするこ
とにより除去できる： (4) Ａ＝Σ｜Ｖ１（Ｎ）−Ｖ２（Ｎ）｜／Σ〔｜Ｖ１
（Ｎ）｜＋｜Ｖ２（Ｎ）｜〕 X512 上記第４式は次元を有しない。そしてワースト
ケース・ミスマツチに対して512となり、また完
全な一致がある場合には０となる。本装置におい
て上記第４式は512倍されるので、整数計算が用
いられる。この計算はブロツク７２において実行
される。 現在の心電図及び正常な心電図の相関は、マツ
チング・ブロツク７２において非重複の正規化さ
れた領域を決定することにより求められる。した
がつて心拍が心室性異常心拍であるか否かを決定
する適当な方法が数多く存在する。この場合一般
的に、診断せんとする心拍と以前の心拍との間の
時間Ｒに関する入力データ、心拍間の平均時間Ｚ
に関する入力データ、それら心拍間の平均時間Ｚ
からの心拍平均偏差Ｗに関する入力データが必要
とされる。これら入力データに基づいて決定を行
うのに際し、特に有利な方法は、上記入力データ
を次式に代入することである。 (5) 前記代入は判定ブロツクD5において行われ
る。例えば診断せんとする心拍が、心拍間の平均
時間Ｚに等しい時間Ｒだけ以前の心拍に追従する
ならば、Ｂ＝250となる。またＲがＺより小さく
なるならば、Ｂは減少する。そしてＢが125以下
になると、その値は勝手に125に保持される。も
し非重複領域の正規化された値がＢより大きいな
らば、心拍は異常であると考えられる。よつて判
定ブロツクD5の出力はYESとなる。このYES出
力が送り出されると、テープ又は他の記録媒体上
にロング・マークが記録される（ブロツク８
２）。 判定ブロツクD5が、現在の心拍は異常でない
と判断して出力NOを送り出すならば、テープ又
は他の記録媒体上にシヨート・マークが記録され
る（ブロツク７８）。その後、正常サイクルと現
在のサイクルの間における差の1/8を正常サイク
ルに加えることによつて、スナツプシヨツト・メ
モリ７０の正常サイクルが更新される（ブロツク
８０）。これに次式で表わされる。 (6)ＶS（Ｎ） ←ＶS（Ｎ）＋1/8〔Ｖ（Ｎ）−ＶS（Ｎ）〕 上記更新は、スナツプシヨツト・メモリ７０に
ストアされている正常心拍サイクルをして走行平
均化（running average）させる。ブロツク８２
においてロング・マークが出力された後、又はブ
ロツク８０においてスナツプシヨツト・メモリ７
０が更新された後に、スキヤン・バツフア５０は
循環バツフア４４にストアされている次のサイク
ルへ前進する。そして所定のプロセスが繰り返さ
れる。 § 基準点の位置 第１式に従つて基準点の位置を決定するため、
ブロツク５４（第８Ａ図）で用いられる手段は数
多く存在する。そういつた手段により、基準点は
心電図の中心に位置される。そして必要とされる
積分は、心拍サイクル以前に存する前期限界と心
拍サイクル後に存する後期限界との間においてな
される。積分の過程は下位限界から開始し、そし
て上位限界へと進んでいく。あるいは、積分の過
程は当該サイクルの中間点から開始し、そして後
期限界へ進み、これと同時に前期限界へ後退す
る。後者の方法を実行するための詳細は第９Ａ図
において説明する。 第９Ａ図は、本発明に基づいて基準点の位置を
決定するためのフローチヤートであり、第８Ａ図
に示されたブロツク５４に相当する。 第９Ｂ図は第９Ａ図に示されたフローチヤート
を説明するためのQRS波、第９Ｃ図は第９Ａ図
に示されたフイルタの周波数特性を示すグラフで
ある。第９Ｂ図においてＡ／Ｄコンバータ４０
（第８Ａ図参照）により提供されるサンプルは垂
直方向の実線で示されている。図示されたサンプ
ルは図面を見易くするため、実際の場合よりもは
るかに広い間隔をもつて描かれている。そしてブ
ロツク５０及び判定ブロツクD1（第８Ａ図参
照）から成るQRS検出器により決定される仮の
基準点は、Ｖ（０）で示されるサンプル点に存在
する。なぜなら前記サンプル点は、ベースライン
ｂ（接地電位）からの最大振幅を有するからであ
る。 再び第９Ａ図に戻り、これを説明する。図示さ
れたブロツクは、論理ループＬの初期条件を設定
する。ここで論理ループＬは、各々の心拍サイク
ルに対する第１式の分子及び分母を決定するのに
必要な積分を実行する。これら初期条件の目的
は、論理ループＬの動作を考えるとき明白とな
る。 ブロツク８２において、分子゜の初期値は零に
設定される。次にブロツク８４において、分母゜
の初期値が設定される。ここで分母゜の初期値と
は、サンプルＶ（０）とサンプルＶ（−１）の振
幅差の２乗に等しい。なお第９Ｂ図に示された文
字Ｄ及びカツコに入れらた数字は、隣接したサン
プル間の振幅差を表わしている。これら振幅差
は、第１式に従つて基準点の位置を計算するため
に用いられる傾斜サンプルである。ZEROthサン
プルを含む傾斜サンプルが７５あるならば、Ｎは
１から３７まで変化する。ブロツク８６におい
て、Ｎの初期値が１に設定される。 論理ループＬのブロツク８８において次式が計
算される。 (7) 〔Ｖ（Ｎ）−Ｖ（Ｎ−１）〕２ ここで積分において７５のサンプルが用いられ
るならば、連続したＮの値はその最小値（ブロツ
ク８６において１と設定される）から３８に至る
まで変化する。各々のＮに対するブロツク８８の
出力は、テンポラリ・メモリDTMP4にストアさ
れる。その後、ブロツク９０において次式が計算
される。 (8) 〔Ｖ（−Ｎ−１）−Ｖ（−Ｎ）〕２ ここでＮの値は１から３７まで連続的に変化す
る。各々のＮに対するブロツク９０の出力は
DTMP2にストアされる。その後ブロツク９２に
おいて新たな分母Nの値が計算される。ここで新
たな分母Nは、以前の分母の値（分母N-1）と
DMP4にストアされている値とDTMP2にストア
されている値の総和に等しい。ブロツク９４にお
いて新たな分子Nの値が計算される。ここで新た
な分子Nは、分子N-1＋Ｎ（DTMP4−DTMP2）に
等しい。その後ブロツク９６において、Ｎ＋１を
Ｎに代入する。もしＮが３８より小さい値なら
ば、判定ブロツクD6は負の出力（NO）を出す。
そして１だけ増加されたＮの値に対し、上記計算
が再び繰り返される。即ちブロツク８８，９０，
９２，９４，９６における計算がＮ＝１〜３７に
対してそれぞれ繰り返して実行される。そしてＮ
＝３８のとき判定ブロツクD6の出力はYESとな
り、修正された基準点の発生時刻が計算される
（ブロツク９８）。これはQRS検出器によつて示
される仮の基準点に分子／分母の値を加えること
により求められる。ここで分子とはブロツクにお
いて得られる値であり、分母とはブロツク９２に
おいて得られる値である。ブロツク９８において
計算された情報は、第８Ａ図のブロツク５６へ送
られる。 § 第９Ａ図に示された動作の要約 ブロツク９４において求められる分子は次式で
表わされる。 (9) 分子N←分子N-1＋Ｎ〔（Ｖ〔Ｎ〕−Ｖ〔Ｎ−
１〕）２ −（Ｖ〔−Ｎ−１〕−Ｖ〔−Ｎ〕）２〕 また、ブロツク９２において求められる分母は
次式で表わされる。 (10) 分母N←分母N-1
＋〔Ｖ（Ｎ）−Ｖ（Ｎ−１）〕２ ＋〔Ｖ（−Ｎ−１）−Ｖ（−Ｎ）〕２ 初期条件を与えるため、分子゜は零に（ブロツ
ク８２）、また分母゜は〔Ｖ（０）−Ｖ（−１）〕
２に（ブロツク８４）設定される。そしてＮは１
に設定される（ブロツク８６）。したがつて最初
のパスにおけるブロツク９４の後に、分子及び分
母は次式で示される通りとなる。 (11) 分子１＝０＋１〔（Ｖ〔１〕−Ｖ
〔０〕）２−（Ｖ〔−２〕−Ｖ〔−１〕）２
(12) 分母１＋〔Ｖ（０）−Ｖ（−１）〕２＋〔Ｖ(1
)
−Ｖ（０）〕２ ＋〔Ｖ（−２）−Ｖ（−１）〕２。 § 第８図及び第９Ａ図の変更 第９Ｂ図に示されたような心拍サイクルのフー
リエ分析により、0.5Hz〜50Hzの周波数成分が検
出される。また前記フーリエ分折により検出され
るスペクトルは、16Hz以下がほとんどである。そ
して心電計１０（第８Ａ図参照）から得られる信
号のより低い周波数成分にいくらかのノイズが含
まれる。同様により高い周波数成分にも、かなり
のノイズが含まれる。高周波ノイズは、心電計１
０の出力側と循環バツフア４４の入力側の中間に
フイルタを挿入することにより減衰させることが
できる。こういつたフイルタの挿入によつても、
心電図に含まれる情報を大幅に妨げることはな
い。またアナログ・フイルタを心電計１０とＡ／
Ｄコンバータ４０の中間に挿入することもできる
（第８Ａ図参照）。更にデジタル・フイルタ１００
を、スイツチＳを介してＡ／Ｄドライバ４２と循
環バツフア４４の中間に接続することもできる。
もちろんフイルタを通すことは微分をすることで
ある。そしてフイルタ１００は所定の周波数対応
特性を有する（７Hz及び16Hzにおいて1/2電力点
を有する；第９Ｃ図参照）。以上によりノイズに
影響を軽減させることができる。またより低い周
波数成分はフイルタ１００により有効的に微分さ
れる。したがつて２次導関数が低い周波数におい
て使用されないならば（即ち第１式においてＭが
２でないならば）、第９Ａ図に示される如く、２
度目の微分は必要とされない。よつてフイルタ１
００が用いられ且つ低周波における１次導関数が
必要とされるならば、コンピユータ・プログラム
は当業者に知られている方法により変更されなけ
ればならない。このことによりブロツク８８にお
いて実行される計算から−Ｖ（Ｎ−１）項が、ま
たブロツク９０において実行される計算から−Ｖ
（−Ｎ）項が除去される。しかしながら注意しな
ければならないことは、残された項における振幅
Ｖはフイルタ１００の作用により以前のものと異
つているということである。 第１０図は本発明の一実施例による不整脈監視
装置を示すブロツク図である。図示されたブロツ
ク図において、心電図の基準点位置が計算され
る。以下これを説明する。正常な心拍及び異常な
心拍を表わす心電計信号は、心電計１０２から
Ａ／Ｄコンバータ１０４へ送られる。Ａ／Ｄコン
バータ１０４の出力信号は、Ａ／Ｄドライバ４２
（第８Ａ図）の入力端子に相当するコンピユータ
１０８の入力端に導入される。更にＡ／Ｄコンバ
ータ１０４の出力信号は、遅延手段１０６にも導
入される。いま予想される最も長いQRS波持続
期間をｄとすると（例えばｄ＝300mS）、遅延手
段１０６は入力信号をｄ／２だけ遅延させる。遅
延手段１０６の出力信号はＤ／Ａコンバータ１１
０に導入され、そこでもとのアナログ信号（即ち
心電計１０２の出力信号）にもどされる。Ｄ／Ａ
コンバータ１１０の出力信号は微分器１１２に導
入される。ここで微分器１１２は、Ｄ／Ａコンバ
ータ１１０の出力端子と演算増幅器１１６の反転
入力端子との間に接続されているコンデンサ１１
４、演算増幅器１１６の反転入力端子と該増幅器
の出力端子の間に接続されている抵抗器１１８、
非反転入力端子を接地した演算増幅器１１６から
成る。 微分器１１２の出力信号（dV／dt）は乗算器
１２０のＸ入力端子及びＹ入力端子に導入され
る。したがつて乗算器１２０からは、（dV／dt）2
を表わす信号が送り出される。乗算器１２０の出
力信号は積分器１２２に導入される。ここで積分
器１２２は、乗算器１２０の出力端子と演算増幅
器１２６の反転入力端子との間に接続された抵抗
器１２４、演算増幅器１２６の反転入力端子と該
増幅器の出力端子との間に接続されたコンデンサ
１２８、コンデンサ１２８と並列に接続され通常
は閉じられているスイツチS1，非反転入力端子を
接地した演算増幅器１２６から成る。よつて演算
増幅器１２６の出力信号は次式で表わされる。 ∫ｔ２ ｔ１（ｄＶ／ｄｔ）2dt 演算増幅器１２６の出力信号は、破線で囲まれ
た除算器１３０のＡ入力端子に導入される。 乗算器１２０の出力信号（dV／dt）2は更に乗
算器１３２のＸ入力端子にも導入されている。乗
算器１３２のＹ入力端子は、定電流源（I1）１３
４とコンデンサ１３６の一方端との共通接続点に
接続されている。コンデンサ１３６の他方端は負
電位（−Ｖ）電源に接続されている。またコンデ
ンサ１３６に並列接続されているスイツチS2は通
常閉じられている。ここでコンデンサ１３６の静
電容量はId／2Vである。乗算器１３２のＹ入力
端子に印加される電圧は、スイツチS2が開かれた
後の経過時間に比例する。したがつて乗算器１３
２の出力信号はｔ（dV／dt）2を表わしている。 乗算器１３２の出力信号は積分器１３８に導入
される。ここで積分器１３８は乗算器１３２の出
力端子と演算増幅器１４２の反転入力端子との間
に接続された抵抗器１４０、演算増幅器１４２の
反転入力端子と該増幅器の出力端子との間に接続
されているコンデンサ１４４、コンデンサ１４４
と並列に接続され通常は閉じられているスイツチ
S3、非反転入力端子を接地した演算増幅器１４２
から成る。よつて演算増幅器１４２の出力信号は
次式で表わされる。 ∫ｔ２ ｔ１ｔ（ｄＶ／ｄｔ）2dt 演算増幅器１４２の出力信号は除算器１３０の
Ｂ入力端子に導入される。 除算器１３０の特別な構造は重要でない。図示
された除算器１３０は、除算器１３０のＢ入力端
子と演算増幅器１４６の反転入力端子の間に接続
された抵抗器１４４、非反転入力端子を接地した
演算増幅器１４６、除算器１３０のＡ入力端子に
接続されたＸ入力端子と演算増幅器１４６の出力
端子に接続されたＹ入力端子を有する乗算器１４
８、抵抗器１４４と同じ抵抗値を有し乗算器１４
８の出力端子と演算増幅器１４６の反転入力端子
の間に接続された抵抗器１５０から成る。そして
除算器１３０の出力信号は次式で表わされる。 心電計１０２の出力信号はQRS検出器１５２
にも導入されている。QRS検出器１５２は、心
電図QRS波形部のある点においてパルスを発生
する。前記パルスのタイミングは、基準点の時刻
として用いられない。なぜならそれは、心電図の
同一機能点（functional point）において常に発
生するとは限らないからである。QRS検出器１
５２の出力パルスは、スイツチS1，S2，S3を開く
ための手段（図示されていない）及び遅延手段１
５４（遅延時間ｄ ms）に導入される。遅延手
段１５４から送り出される遅延パルスはＡ／Ｄコ
ンバータ１５６をして除算器１３０の出力信号を
サンプルさせ且つそのサンプル情報をコンピユー
タ１０８のあるポイント（第８Ａ図に示されたブ
ロツク５６の入力端子に対応する）へ導入させる
手段（図示されていない）に印加される。 さまざまな遅延を図示された回路に採り入れる
目的は、績分の限界（即ち第１式におけるt1及び
t2）を確立することにある。スイツチS1，S2，S3
が閉じられているとき（これが通常状態であ
る）、本回路は非動作状態にある。QRS波のほぼ
中心において、QRS検出器１５２はパルスを発
生する。前記パルスはスイツチS1，S2，S3を開
き、そして時刻t1における計算を開始させる。ま
た前記QRS波がｄより長い持続時間を有しない
ものと仮定すれば、「Ｄ／Ａコンバータ１１０の
出力信号ｄ／２だけ遅延されている」という事実
は、QRS波が生じる以前のあるポイントにおい
て計算を開始させるために、これらスイツチが開
かれることを意味する。QRS検出器１５２から
送り出されたパルスは、遅延手段１５４が時刻t2
においてＡ／Ｄコンバータ１５６を活性化する以
前に、該遅延手段１５４によつて時間ｄだけ遅延
される。かくしてコンピユータ１０８には心電図
及び基準点位置に関する情報が入力されることに
なる。そしてコンピユータ１０８は非重複領域の
計算、他の相関計算、当該心電図と他の先行する
入力情報（正常であると考えられる心拍を含む）
との差異に関する積分的測定の計算を行う。前記
差異が所定の値を越すと、心拍サイクルが異常で
あるという結果が表示される。しかし前記差異が
所定の値より少い場合、心拍サイクルは異常でな
いという結果が表示される。 いま実例としてＤ／Ａコンバータ１１０の出力
端子における心電図波形をW1とし、また微分器
１１２、乗算器１２０、積分器１２２の出力端子
における心電図波形をそれぞれW2，W3，W4とす
る。コンデンサ１３６の電圧（波形W5として示
されている）は、−Ｖから＋Ｖまで直線的に変化
する。ここで電圧−Ｖの生じる時刻は波形W1が
零レベルから離れる以前のある時刻であり、また
電圧＋Ｖの生じる時刻は波形W1が零レベルに復
帰した後のある時刻である。波形W5及びW3で示
される信号は乗算器１４０に印加されるため、該
乗算器１３２からは波形W6で示される信号が送
り出される。波形W6の信号を導入した積分器１
３８からは波形W7で示される放射線状の積分信
号が送り出される。全ての計算が完了した後、除
算器１３０のＢ入力端子に導入された信号W7は
Ａ入力端子に導入された信号W4で割られ、その
結果が出力信号Ｙとして送り出される。ここで前
記信号Ｙは、QRS検出器１５２により決定され
る仮の基準点と本発明に基づいて決定される最終
的な基準点との時間差を表わしている。以上説明
した例において、仮の基準点及び最終的な基準点
は同時刻（即ち波形W1の頂点）に生じる。した
がつて信号Ｙはこの点において零となる。このこ
とは放射状線の信号波形W7が零レベルに戻ると
いう事実により理解される。またコンデンサ１２
８，１３６，１４４を放電しそして新たな心電図
波形に対する基準点を決定する初期条件を設定す
るために、スイツチS1，S2，S3をONする手段が
必要である（図示されていない）。 ある心電図波形の基準点に関するタイミングが
第１式に基いてあるコンピユータ又はある回路に
よつて求められるならば、それは適当なポイント
に生じる。したがつてＲ―Ｒ間隔は正確である。
これら間隔の測定は第８Ａ図に示されたブロツク
５６において行われる。更にこれらの間隔の測定
は、異常心拍を識別する際に用いられる。これは
精度を重要視する他の目的を実行するための他の
手段によつて用いられる。
)
−Ｖ（０）〕２ ＋〔Ｖ（−２）−Ｖ（−１）〕２。 § 第８図及び第９Ａ図の変更 第９Ｂ図に示されたような心拍サイクルのフー
リエ分析により、0.5Hz〜50Hzの周波数成分が検
出される。また前記フーリエ分折により検出され
るスペクトルは、16Hz以下がほとんどである。そ
して心電計１０（第８Ａ図参照）から得られる信
号のより低い周波数成分にいくらかのノイズが含
まれる。同様により高い周波数成分にも、かなり
のノイズが含まれる。高周波ノイズは、心電計１
０の出力側と循環バツフア４４の入力側の中間に
フイルタを挿入することにより減衰させることが
できる。こういつたフイルタの挿入によつても、
心電図に含まれる情報を大幅に妨げることはな
い。またアナログ・フイルタを心電計１０とＡ／
Ｄコンバータ４０の中間に挿入することもできる
（第８Ａ図参照）。更にデジタル・フイルタ１００
を、スイツチＳを介してＡ／Ｄドライバ４２と循
環バツフア４４の中間に接続することもできる。
もちろんフイルタを通すことは微分をすることで
ある。そしてフイルタ１００は所定の周波数対応
特性を有する（７Hz及び16Hzにおいて1/2電力点
を有する；第９Ｃ図参照）。以上によりノイズに
影響を軽減させることができる。またより低い周
波数成分はフイルタ１００により有効的に微分さ
れる。したがつて２次導関数が低い周波数におい
て使用されないならば（即ち第１式においてＭが
２でないならば）、第９Ａ図に示される如く、２
度目の微分は必要とされない。よつてフイルタ１
００が用いられ且つ低周波における１次導関数が
必要とされるならば、コンピユータ・プログラム
は当業者に知られている方法により変更されなけ
ればならない。このことによりブロツク８８にお
いて実行される計算から−Ｖ（Ｎ−１）項が、ま
たブロツク９０において実行される計算から−Ｖ
（−Ｎ）項が除去される。しかしながら注意しな
ければならないことは、残された項における振幅
Ｖはフイルタ１００の作用により以前のものと異
つているということである。 第１０図は本発明の一実施例による不整脈監視
装置を示すブロツク図である。図示されたブロツ
ク図において、心電図の基準点位置が計算され
る。以下これを説明する。正常な心拍及び異常な
心拍を表わす心電計信号は、心電計１０２から
Ａ／Ｄコンバータ１０４へ送られる。Ａ／Ｄコン
バータ１０４の出力信号は、Ａ／Ｄドライバ４２
（第８Ａ図）の入力端子に相当するコンピユータ
１０８の入力端に導入される。更にＡ／Ｄコンバ
ータ１０４の出力信号は、遅延手段１０６にも導
入される。いま予想される最も長いQRS波持続
期間をｄとすると（例えばｄ＝300mS）、遅延手
段１０６は入力信号をｄ／２だけ遅延させる。遅
延手段１０６の出力信号はＤ／Ａコンバータ１１
０に導入され、そこでもとのアナログ信号（即ち
心電計１０２の出力信号）にもどされる。Ｄ／Ａ
コンバータ１１０の出力信号は微分器１１２に導
入される。ここで微分器１１２は、Ｄ／Ａコンバ
ータ１１０の出力端子と演算増幅器１１６の反転
入力端子との間に接続されているコンデンサ１１
４、演算増幅器１１６の反転入力端子と該増幅器
の出力端子の間に接続されている抵抗器１１８、
非反転入力端子を接地した演算増幅器１１６から
成る。 微分器１１２の出力信号（dV／dt）は乗算器
１２０のＸ入力端子及びＹ入力端子に導入され
る。したがつて乗算器１２０からは、（dV／dt）2
を表わす信号が送り出される。乗算器１２０の出
力信号は積分器１２２に導入される。ここで積分
器１２２は、乗算器１２０の出力端子と演算増幅
器１２６の反転入力端子との間に接続された抵抗
器１２４、演算増幅器１２６の反転入力端子と該
増幅器の出力端子との間に接続されたコンデンサ
１２８、コンデンサ１２８と並列に接続され通常
は閉じられているスイツチS1，非反転入力端子を
接地した演算増幅器１２６から成る。よつて演算
増幅器１２６の出力信号は次式で表わされる。 ∫ｔ２ ｔ１（ｄＶ／ｄｔ）2dt 演算増幅器１２６の出力信号は、破線で囲まれ
た除算器１３０のＡ入力端子に導入される。 乗算器１２０の出力信号（dV／dt）2は更に乗
算器１３２のＸ入力端子にも導入されている。乗
算器１３２のＹ入力端子は、定電流源（I1）１３
４とコンデンサ１３６の一方端との共通接続点に
接続されている。コンデンサ１３６の他方端は負
電位（−Ｖ）電源に接続されている。またコンデ
ンサ１３６に並列接続されているスイツチS2は通
常閉じられている。ここでコンデンサ１３６の静
電容量はId／2Vである。乗算器１３２のＹ入力
端子に印加される電圧は、スイツチS2が開かれた
後の経過時間に比例する。したがつて乗算器１３
２の出力信号はｔ（dV／dt）2を表わしている。 乗算器１３２の出力信号は積分器１３８に導入
される。ここで積分器１３８は乗算器１３２の出
力端子と演算増幅器１４２の反転入力端子との間
に接続された抵抗器１４０、演算増幅器１４２の
反転入力端子と該増幅器の出力端子との間に接続
されているコンデンサ１４４、コンデンサ１４４
と並列に接続され通常は閉じられているスイツチ
S3、非反転入力端子を接地した演算増幅器１４２
から成る。よつて演算増幅器１４２の出力信号は
次式で表わされる。 ∫ｔ２ ｔ１ｔ（ｄＶ／ｄｔ）2dt 演算増幅器１４２の出力信号は除算器１３０の
Ｂ入力端子に導入される。 除算器１３０の特別な構造は重要でない。図示
された除算器１３０は、除算器１３０のＢ入力端
子と演算増幅器１４６の反転入力端子の間に接続
された抵抗器１４４、非反転入力端子を接地した
演算増幅器１４６、除算器１３０のＡ入力端子に
接続されたＸ入力端子と演算増幅器１４６の出力
端子に接続されたＹ入力端子を有する乗算器１４
８、抵抗器１４４と同じ抵抗値を有し乗算器１４
８の出力端子と演算増幅器１４６の反転入力端子
の間に接続された抵抗器１５０から成る。そして
除算器１３０の出力信号は次式で表わされる。 心電計１０２の出力信号はQRS検出器１５２
にも導入されている。QRS検出器１５２は、心
電図QRS波形部のある点においてパルスを発生
する。前記パルスのタイミングは、基準点の時刻
として用いられない。なぜならそれは、心電図の
同一機能点（functional point）において常に発
生するとは限らないからである。QRS検出器１
５２の出力パルスは、スイツチS1，S2，S3を開く
ための手段（図示されていない）及び遅延手段１
５４（遅延時間ｄ ms）に導入される。遅延手
段１５４から送り出される遅延パルスはＡ／Ｄコ
ンバータ１５６をして除算器１３０の出力信号を
サンプルさせ且つそのサンプル情報をコンピユー
タ１０８のあるポイント（第８Ａ図に示されたブ
ロツク５６の入力端子に対応する）へ導入させる
手段（図示されていない）に印加される。 さまざまな遅延を図示された回路に採り入れる
目的は、績分の限界（即ち第１式におけるt1及び
t2）を確立することにある。スイツチS1，S2，S3
が閉じられているとき（これが通常状態であ
る）、本回路は非動作状態にある。QRS波のほぼ
中心において、QRS検出器１５２はパルスを発
生する。前記パルスはスイツチS1，S2，S3を開
き、そして時刻t1における計算を開始させる。ま
た前記QRS波がｄより長い持続時間を有しない
ものと仮定すれば、「Ｄ／Ａコンバータ１１０の
出力信号ｄ／２だけ遅延されている」という事実
は、QRS波が生じる以前のあるポイントにおい
て計算を開始させるために、これらスイツチが開
かれることを意味する。QRS検出器１５２から
送り出されたパルスは、遅延手段１５４が時刻t2
においてＡ／Ｄコンバータ１５６を活性化する以
前に、該遅延手段１５４によつて時間ｄだけ遅延
される。かくしてコンピユータ１０８には心電図
及び基準点位置に関する情報が入力されることに
なる。そしてコンピユータ１０８は非重複領域の
計算、他の相関計算、当該心電図と他の先行する
入力情報（正常であると考えられる心拍を含む）
との差異に関する積分的測定の計算を行う。前記
差異が所定の値を越すと、心拍サイクルが異常で
あるという結果が表示される。しかし前記差異が
所定の値より少い場合、心拍サイクルは異常でな
いという結果が表示される。 いま実例としてＤ／Ａコンバータ１１０の出力
端子における心電図波形をW1とし、また微分器
１１２、乗算器１２０、積分器１２２の出力端子
における心電図波形をそれぞれW2，W3，W4とす
る。コンデンサ１３６の電圧（波形W5として示
されている）は、−Ｖから＋Ｖまで直線的に変化
する。ここで電圧−Ｖの生じる時刻は波形W1が
零レベルから離れる以前のある時刻であり、また
電圧＋Ｖの生じる時刻は波形W1が零レベルに復
帰した後のある時刻である。波形W5及びW3で示
される信号は乗算器１４０に印加されるため、該
乗算器１３２からは波形W6で示される信号が送
り出される。波形W6の信号を導入した積分器１
３８からは波形W7で示される放射線状の積分信
号が送り出される。全ての計算が完了した後、除
算器１３０のＢ入力端子に導入された信号W7は
Ａ入力端子に導入された信号W4で割られ、その
結果が出力信号Ｙとして送り出される。ここで前
記信号Ｙは、QRS検出器１５２により決定され
る仮の基準点と本発明に基づいて決定される最終
的な基準点との時間差を表わしている。以上説明
した例において、仮の基準点及び最終的な基準点
は同時刻（即ち波形W1の頂点）に生じる。した
がつて信号Ｙはこの点において零となる。このこ
とは放射状線の信号波形W7が零レベルに戻ると
いう事実により理解される。またコンデンサ１２
８，１３６，１４４を放電しそして新たな心電図
波形に対する基準点を決定する初期条件を設定す
るために、スイツチS1，S2，S3をONする手段が
必要である（図示されていない）。 ある心電図波形の基準点に関するタイミングが
第１式に基いてあるコンピユータ又はある回路に
よつて求められるならば、それは適当なポイント
に生じる。したがつてＲ―Ｒ間隔は正確である。
これら間隔の測定は第８Ａ図に示されたブロツク
５６において行われる。更にこれらの間隔の測定
は、異常心拍を識別する際に用いられる。これは
精度を重要視する他の目的を実行するための他の
手段によつて用いられる。
第１図は特定患者の正常と考えられる心電図、
第２図は第１図に示された心電図とほぼ同一であ
つて同様に正常であると考えられる心電図、第３
図は第１図に示された心電図（破線）の最大振幅
ピークP1 +と第２図に示された心電図（実線）の
最大振幅ピークP2 -を整列させた図、第４図は第
１図及び第２図に示された心電図の中心に位置さ
れる基準点が同時刻に生じるよう重ね合わされた
状態を示す図、第５図は第１図に示された心電図
とその形状を実質的に異にする心電図、第６図は
第５図及び第１図に示された心電図の基準点
F5，F1が同時刻に生じるよう重ね合わされた状
態を示す図、第７図は心電図が異常心拍を表わす
とき警報を発する従来のモニタ装置全体を示すブ
ロツク図、第８Ａ図及び第８Ｂ図はモニタ装置
（例えば第７図参照）の動作を詳細に説明したフ
ローチヤート、第９Ａ図は本発明に基づいて基準
点の位置を決定するためのフローチヤートであり
第８Ａ図に示されたブロツク５４に相当する、第
９Ｂ図は第９Ａ図に示されたフローチヤートを説
明するためのQRS波、第９Ｃ図は第９Ａ図に示
されたフイルタの周波数特性を示すグラフ、第１
０図は本発明の一実施例による不整脈監視装置を
示すブロツク図である。
第２図は第１図に示された心電図とほぼ同一であ
つて同様に正常であると考えられる心電図、第３
図は第１図に示された心電図（破線）の最大振幅
ピークP1 +と第２図に示された心電図（実線）の
最大振幅ピークP2 -を整列させた図、第４図は第
１図及び第２図に示された心電図の中心に位置さ
れる基準点が同時刻に生じるよう重ね合わされた
状態を示す図、第５図は第１図に示された心電図
とその形状を実質的に異にする心電図、第６図は
第５図及び第１図に示された心電図の基準点
F5，F1が同時刻に生じるよう重ね合わされた状
態を示す図、第７図は心電図が異常心拍を表わす
とき警報を発する従来のモニタ装置全体を示すブ
ロツク図、第８Ａ図及び第８Ｂ図はモニタ装置
（例えば第７図参照）の動作を詳細に説明したフ
ローチヤート、第９Ａ図は本発明に基づいて基準
点の位置を決定するためのフローチヤートであり
第８Ａ図に示されたブロツク５４に相当する、第
９Ｂ図は第９Ａ図に示されたフローチヤートを説
明するためのQRS波、第９Ｃ図は第９Ａ図に示
されたフイルタの周波数特性を示すグラフ、第１
０図は本発明の一実施例による不整脈監視装置を
示すブロツク図である。
Claims (1)
- １ 心電図情報を導入し各々の心拍サイクルの中
心に基準点を設ける手段、正常であると考えられ
る心電図情報及び前記基準点に関する情報を蓄積
する記憶手段、未知心電図情報に係る基準点と前
記記憶手段に蓄積された心電図情報に係る基準点
が一致するようそれぞれの心拍サイクル波形を整
列させこれら波形の相関に関する情報を送り出す
判定手段、前記判定手段に接続され未知心電図情
報に異常があるとき一定表示を行う警報手段から
成る不整脈監視装置。
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US05/867,265 US4170992A (en) | 1978-01-05 | 1978-01-05 | Fiducial point location |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS5499385A JPS5499385A (en) | 1979-08-06 |
| JPS6134331B2 true JPS6134331B2 (ja) | 1986-08-07 |
Family
ID=25349454
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP16544678A Granted JPS5499385A (en) | 1978-01-05 | 1978-12-29 | Arrhythmia monitor |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4170992A (ja) |
| JP (1) | JPS5499385A (ja) |
Families Citing this family (36)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
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| US4475558A (en) * | 1982-05-28 | 1984-10-09 | Healthdyne, Inc. | System for providing short-term event data and long-term trend data |
| US4552156A (en) * | 1983-06-24 | 1985-11-12 | Frank W. Jackson | Exercise S-T segment evaluator |
| US4583553A (en) * | 1983-11-15 | 1986-04-22 | Medicomp, Inc. | Ambulatory ECG analyzer and recorder |
| US4680708A (en) * | 1984-03-20 | 1987-07-14 | Washington University | Method and apparatus for analyzing electrocardiographic signals |
| US4616333A (en) * | 1984-06-05 | 1986-10-07 | Elscint, Ltd. | Data correlation system |
| US4862361A (en) * | 1985-06-05 | 1989-08-29 | Massachusetts Institute Of Technology | Methods and apparatus for monitoring cardiovascular regulation using heart rate power spectral analysis |
| US4832038A (en) * | 1985-06-05 | 1989-05-23 | The Board Of Trustees Of University Of Illinois | Apparatus for monitoring cardiovascular regulation using heart rate power spectral analysis |
| JPS6266845A (ja) * | 1985-09-19 | 1987-03-26 | 松下電器産業株式会社 | 家庭用健康度測定装置 |
| US4742458A (en) * | 1985-10-29 | 1988-05-03 | Software Plus, Inc. | Method and apparatus for performing pattern recognition analysis |
| US4721114A (en) * | 1986-02-21 | 1988-01-26 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method of detecting P-waves in ECG recordings |
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| GB8827241D0 (en) * | 1988-11-22 | 1988-12-29 | Camm A J | Signal monitoring apparatus & method |
| US5271411A (en) * | 1990-09-21 | 1993-12-21 | Colin Electronics Co., Ltd. | Method and apparatus for ECG signal analysis and cardiac arrhythmia detection |
| US5139027A (en) * | 1990-12-03 | 1992-08-18 | Cinventa Aktiebolag | Method of filtering an analog ecg signal |
| US5842997A (en) * | 1991-02-20 | 1998-12-01 | Georgetown University | Non-invasive, dynamic tracking of cardiac vulnerability by simultaneous analysis of heart rate variability and T-wave alternans |
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| US5215098A (en) * | 1991-08-12 | 1993-06-01 | Telectronics Pacing Systems, Inc. | Data compression of cardiac electrical signals using scanning correlation and temporal data compression |
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