JPS62231622A - 心電計により得られた値の表示方法および装置 - 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】 産業上の利用分野 本発明は、心電計により得られた値の表示方法に関する
。この値は、誘導電極によって誘導され、増幅器および
表示手段を介して表示される。さらに本発明は、この方
法を実施する装置にも関する。この装置は、誘導電極と
、該誘導電極に対応する増幅器および表示装置を有して
いる。

従来技術 心電図検査法は、心筋の活動により生じる電位を測定す
ることによって心臓の活動を測定する重要な方法である
。

発明の解決すべき問題点 心電計により得られる値は、多くの場合時間的に連続し
た曲線として現われる。この値を解析することは確立し
た診断方法であるが、前述の曲線と空胴筋の収縮との関
係が不明瞭だという欠点がある。この原因は、心筋によ
り形成される電気的グイボールが最大値になったとき、
即ちすべての筋肉のすべての繊維に及んだときに電気信
号が最も大きくなることにある。この状態は主に、筋肉
の収縮領域の拡がりが心筋の中心にまで進行したときに
起きる。そこでは収線領域はパーセンテージからいって
最も強く増大する。

つまり活動信号が、収縮領域の微分商にほぼ相応する。

しかし、収縮領域の空間的域がりに相応する値を得るこ
とが望ましい。

心臓の電気的活動の測定により得られる情報内容は大き
いが明瞭性を欠（例として、ベクトル心電図がある。

従って本発明の課題は、一方では測定された？Ｉｉ位に
のみ依存し、他方では心筋の収縮部分の空間的域がりの
像が得られる、心筋活動の表示方法および装置を提供す
ることにある。

問題点を解決するための手段 本発明によれば、この課題は次のようにして解決される
。ずなわら、心筋の全興奮サイクルより６短い間隔で、
誘導電極の信号を時間に従って取出し、デジタル化し、
さらに興奮部位の拡がりを表わす座標を計算するために
コンピュータに供給し、前記座標を用い計算によって断
層面または断層線を求め、かつ表示装置に表示される心
臓像に、間隔を伴って連続的に記入し、それによって心
臓像における興奮過程を認識できるようにしたのである
。

発明のｆ１点 本発明の構成の第１の利点は、心筋活動の信号を積分す
るので、実際の電気的心筋活動から空間的な興奮過程そ
のものが得られること、従って、機器を用いて断層線お
よび断層面を図形的な心臓像中に記入できるので、心筋
中での興奮部の拡がりを簡単に観察し且つ診断すること
ができることである。

この表示を行う装置は、誘導電極と表示手段を備えた増
幅器とから成る。その際誘導？［ｉの信号は、デジタル
式にコンピュータに供給され、コンピュータは信号から
興奮過程の座標を算定し、引続いて、算定された座標が
表示装置に供給され、支持装置には、同時に図形的心臓
像が持続的に図示される。

詳細には心臓像は３次元の線像または輪郭像として表示
される。この心臓中に興奮部の拡がりを示す断層線また
は断層面が記入される。その空間的位置はその都度算定
された電気的合成ベクトルにより決定され、その間隔は
合成ベクトルの絶対値によって決定される。

これにより、ベクトル心電図に必要な全測定内容が評価
され、興奮過程を直接認識できるような形で表示される
。

特に複雑な過程の場合、またはデモンストレーションの
ために用いる場合、心臓像を複数の２次元断面で表示す
ると有利である。

本発明の別の実施例において、誘導電極の信号を記憶媒
体、例えば磁気ディスクに記憶し、そこからコンピュー
タにより呼出し可能とし、表示座標の計算後に表示装置
に表示可能であるようにする。

この実施例の利点は１つには、表示装置のオフライン動
作を可能にすることである。このオフライン動作では、
断層線または断層面の計算のだめの計算速度が比較的遅
くてよい。さらに本発明により、興奮領域を表わす断層
面または断層線がゆっくりと生じるのを観察することに
より、あるいは断層線像を全体として観察することによ
って、興奮領域の拡がりをスローモーションで追跡でき
る。この場合、断層線間の間隔は時間の経過を表わし、
断層面の傾きは合成ベクトルの方向に対応する。

上述の直接表示法は、従来のベクトル心電図に見られる
不明瞭性を克服し、極めて優れている。

断層線または断層面を用いた等体積表示のかわりに、収
縮状態を心臓像の着色状態によっても表示することがで
きる。その際、合成（クトルを計算し、この合成４クト
ルによって心臓像の着色状態の進行を決める。この表示
は特に２次元部分に適している。

断層面を表示する際、心房内の興奮過程を心室内の興奮
過程から区別するために、種々の色を使うと有利である
。断層面自体の表示の際にも、断層面の下側と上側とを
より良（区別するために、種々の色または陰影線を使う
ことができる。

興奮過程の改善された表示は、心臓像の各解剖学的要素
にベクトルを配属するようにして達成できる。と言うの
は、そうすることによって、収縮過程についての付加的
に詳細な情報が得られ、かつ表示され得るからである。

しかし、そのためには、活動電位を相応に事細かに誘導
することが前提となる。そのことは、筋肉に直接配設さ
れた誘導電極によって達成することができる。

また、それぞれ身体の正面および背面に配設された、「
ラスク電極」と呼ばれる２つの誘導電極網を介しても測
定でき、この誘導電極網は電気的な心臓軸線の延長線上
にあるようにすると有利である。その際、両うスク電極
の各正面および背面電極間の電気的活動は順次または同
時に測定される。

このようにして誘導された表示の場合、各電極対に１つ
の個別ベクトルを配属しなければならない。そうするこ
とによって、１つの理想化された２次元断層面を拡がり
の先端面として表示することができるのみならず、断層
面を更に細かく分解して３次元の断層面を形成すること
ができる。

本発明の別の実施例によると、心臓像の解剖学的要素（
例えば心房および心室の空間的拡がり）、筋肉の体積、
興奮減衰部の個所または興奮源の個所を空間的および／
または時間的に心臓像の中で調節することができる。そ
うすることによって、筋肉像を心筋の模倣として形成し
、この模倣を実際に測定された現象に合致させることが
できる。

この方法の実施例によると、コンピュータプログラムと
して構成された自己興奮形の表示可能な心臓模像がコン
ピュータによって実行され、この心臓モデルは、筋肉体
積、興奮源、興奮の減衰部、刺激伝導度、解剖学的要素
の拡がりのような解剖学的な模倣パラメータを変えるこ
とによって、そのつど測定された電気的な心電図記録値
に合致させることができ、その際、この合致は、シミュ
レートされた心電図が実際に測定されたベクトル心電図
に同形状に重なるようにして行なわれる。

プログラム技術的に振幅、周波数、位相、遅延または時
間的跳躍として表わせるパラメータの選択から、実際の
筋肉での解剖学的要素建ついての報告が得られる。

電気的な模倣を心筋の実際の像と一緒に同じ表示装置上
で表示できるよ５Ｋｌて、実際の興奮過程に更に合致さ
せることができる。そうすることによって、同様忙、模
倣ノξラメータを実際の筋肉に合致させることができる
。

実施例 次に図面を参照しながら実施例について本発明の詳細な
説明する。

第１ａ図に示す誘導（導出）点Ａ１．Ａ２゜Ｓｌ　、Ｓ
２　、Ｈｌ　、Ｈ２は従来技術で慣用されており、この
例では心臓の電気的活動を誘導すするために用いられる
。この場合、接続されたコンピュータＣの中でベクトル
検出のために相応の演算ルーチンが利用できるなら、他
の公知誘導法を用いてもよい。

この例では、Ａ１、Ａ２が軸方向電極、Ｈ１、Ｈ２は水
平電極、そしてＳｌ　、Ｓ２は前後電極である。各電極
から取出された信号は増幅器１．２．３で増幅され、従
来公知のように直交ベクトルＨＶ１．　ＨＶ２　、　Ｈ
Ｖ３として観察され、コンピュータＣの中で合成されて
合成ベクトルＨＶが生じる。

本発明によればこの合成ベクトルは、ベクトルだけで、
あるいは終点として２次元的に表示されるのではなく、
断層面の基準として用いられる。この断層面は、例えば
、ディスプレイＡに持続的に表示される心臓ＨＭ（第１
ｂ図参照）の断層面ＳＦＩである。

この場合、ベクトルの絶対値の代わりに例えば断層面の
間隔Ｕｉが表示される時は、断層面基準の表示は行なわ
なくともよい。この時、撮影される各々の断層面から断
面の輪郭線像が生じるが、それらの間の間隔Ｕｌ　、Ｕ
２・・・・・・・・・は、各合成ベクトルＨＶの絶対値
によって定まる。

断層面ＳＦ１、ＳＦ２．・・・・・・・・・の表示を改
善するためには、特別な表示・ξターンを用いて、各時
点における可視断層面を上側の面または下側の面として
規定すればよい。

極めて複雑な事象の場合は、心臓像の各々の部分断面Ｈ
Ｍ２を第１Ｃ図に従って表示し、測定したまたは計算し
た興奮部の先端線ＳＦＩ　、　ＳＦ２、・・・・・・・
・・を心臓像内に記入すればよい。

どの場合でも、測定または計算によって得られた値はコ
ンピュータＣのデータメモリ内に記憶される。

第２図に示すように、「ラスタ電極」Ｒ１゜Ｒ２、Ｒ３
としてまとめられた誘導電極群Ａ１、Ａ２．・・・・・
・・・・Ｎｎを身体正面および／または背面に取りつけ
て心筋を撮影すれば、表示状態が改善される。

身体正面にただ１つのラスタ電極（Ｒ３）を取りつけて
胸側の面に心筋の最大投影像を得る場合は、公知の単極
ウィルソン誘導法が使用できる。この場合、線路Ｌｌ　
、Ｌ２・・・・・・・・・によって図示されてない増幅
器と接続された電極Ａ１、Ａ２．・・・・・・・・・Ｎ
ｎ　　は、同じく図示されてない集合電極に対して測定
される。従って第２ｂ図に示すように、Ａ１・・・・・
・・・・Ｎｎ電極の各々から最大信号を選び出すことに
よって、興奮部先端線Ｅｌ　、Ｒ２・・・・・・・・・
の分布が決定できる。

２つのラスタ電極Ｒ１，Ｒ２をそれぞれ身体の正面およ
び背面に取付け、２つの電極を結ぶ直線が心臓の軸線と
一致するようにすれば、第２Ｃ図に示すように、種々の
部分断面ベクトルが得られる。これらのベクトルは次の
通りである；心臓軸線に平行な「平行ベクトル」ｌ　Ｐ
Ａ・・・・・・　ｌＰＮ 「束ベクトル」 ４ＶＥ−ＩＤＦ　　（中央束ベクトル）ｎＶＡ−３ＤＢ
　　（右方頂点束ベクトル）ＩＶＮ−４ＤＣ（左方基底
東ベクトル）フンピユータＣを用いて増幅器Ｖの全測定
チャネルから信号を選択することによって、上述の個別
にクトルから各時点における最大ベクトルが検出される
。

心筋の活動は実質的に心臓軸線に沿って生じるので、こ
の測定方法だけによって、興含部の拡がりの実際の分布
を良好に近似できる。

測定そのものは、電子コンピュータＣによって制御され
、筋肉の全興蕾サイクルよりも短い間隔で行なわれる。

この場合、電極信号のデジタル値が合成ベクトル）−１
ｖの計算のために用いられるか、あるいはコンピュータ
Ｃが最大ベクトルの選択を行なう。得られたデータは、
有利にはコンピュータのデータメモＩＪ　Ｍに記憶され
る。

本発明による表示様式は拡張することができる。＠ｌｂ
図では、２つの瞬時撮影像が同じ表示装置Ａに映し出さ
れる。１つは心臓の画像（以下心臓像と呼ぶ）ＨＭであ
り、もう１つは実際の心筋の輪郭像Ｒｅである。輪郭像
ＲＢは、例えばレントゲン線の透視によってカメラで撮
影できる。心臓像ＨＭはコンピュータＣの内部で計算さ
れる。

一連の輪郭像Ｒｅと心臓像ＨＭを順次連続して撮影すれ
ば、心臓像ＨＭにおける興奮過程と実際の輪郭像Ｒｅに
おける収縮が一致するかどうか比較できる。従って、心
筋の実際の活動分布について判断の根拠が得られる。心
臓像ＨＭは、心臓の実際の電気的活動の測定に基づいて
形成されているからである。

心活動の別の分析法として第３図に示すように、コンピ
ュータＣで自律興奮性の心臓模像ＰＨＭをシミュレート
する。心臓模像の興奮過程は種種の要素から合成される
。この要素は、３次元的な心房活動（ＡＴＬ、ＡＴＲ−
１／２／３　）、３次元的な心室活動（ＶＥＬ、ＶＥＲ
，５Ｅ−１／２／３）、効率および心筋部分の容積（増
幅度）に対応している。またこれらの要素は、興奮減衰
部（Ｈｅ／ＰＦＬ、Ｈｅ／ＰＥＲにおける減衰）または
興奮源（硬塞廠痕のような自律興奮源ＢＰＬ、ＢＰＲ）
を含んでいる。

以上のようにして、プログラムに従って完全に自律振動
する心筋の等価物が得られる。その・ぐラメータは個別
に明らかになっている。またこれらの・ξラメータは、
心臓模像の興奮過程と実際の心筋の興奮過程が相互に一
致した後では、実際の心筋およびその特性と一致する。

この場合例えば、通常の活動電位誘導法によって測定さ
れ、曲線として表示された実際の心筋の心電図検査値が
、心臓模像ＰＨＭ　内で合成された興奮過程と一致する
まで、心臓模像ＰＨＭの・ξラメータの整合が行なわれ
る。

心臓模像の興奮過程は次の通りである。まず、自律振動
する興奮中心ＳＩＮが、心房ＡＴＬ。

ＡＴＲにおける興奮過程を開始させる。この興奮過程の
振幅および時間は３つの座標１，２゜３において制御可
能である。この場合１あらゆる分極、再分極過程をシミ
ュレートできる。この第１の興奮過程によって房室に関
する別の興奮過程が開始する。この過程は伝導部Ｈｅ／
ＰＦＬ、ＨＢ／ＰＦＲによって心室ＶＥＬ、ＶＥＲに伝
えられ、そこでも興奮過程が（逆電位で）開始する。

以上の過程が終了すると、自律興奮中心ＳＩＮによって
新たな興奮サイクルが始まる。

心筋模倣ＰＨＭの実際の心臓における等価物は明白であ
る。まず、洞結節（ＳＩＮ）が心房（ＡＶＬ、ＡＶＲ”
）における興奮過程を開始させる。心房は、房室結節、
ヒス筋束およびプルキンエ線維（Ｈｅ／ＰＦＲ−ＰＦＬ
）を介して心室（ＶＥＬ、ＶＥＲ）の興奮を開始させる
。局部ベクトルと相反する興奮拡張方向との重なり、あ
るいは位相のずれた興奮源の重なり（ある筋肉部分の復
極と別の筋肉部分の電極）によって、公知のように、電
気信号の部分的消失が生じる。拍動のリズムを決定する
自律興奮要素ＳＩＮに対する電極筋肉部分の反作用は分
散導体　（Ｓｔｒｅｕｌｅｉｔｕｎｇ　　）　Ｓ　ニヨ
ッテ実現テキル。

上述ノシミュレーションで用いられるすべての一’！５
　ｙｔ−１（ＳＩＮ、ＡＶＬ、ＡＶＲ，ＡＶ、ＶＥＬ。

ＶＥＲ，Ｈｅ／ＰＦＬ、Ｈａ／ＰＦＲ，ＨＢ／ＰＦＭ、
ＢＰＲ、ＢＰＬ）は、その振幅が３つの座標（１，２゜
３）で調整可能であり、興奮閾値および時間経過も調整
可能である。例えば、筋肉の異なる部分における分極ま
たは電極によって生じる電位が、完全にまたは部分的に
相殺される場合、上述の・ξラメータは相互に打消し合
うように作用する。これは実際の筋肉に生じるのと同じ
状況である。また、上述のシミュレーションでは個別要
素を独立して変化させることも、それを独立して表示す
ることも可能である。従って１個個の過程は独自に認識
でき、実際の事象に対してさらに知識を深められる。

発明の効果 本発明によれば、測定電位にのみ依存して心筋活動を表
示でき、その場合、心筋の収縮部分の空間的拡がりを表
わす画像が得られる。

【図面の簡単な説明】

第１ａ図、第１ｂ図、第１０スは誘導電極および心臓像
表示装置を有する測定装置を示す図、÷÷魯第２ａ図、
第２ｂ図、第２ｃ図は興奮先端面と合成ベクトルを正確
に決定するためのラスク電極を示す図、第３図は心臓模
像を得るための装置を示す図である。 １．２，３．Ｖ・・・増幅器、Ｃ・・・コンピュータ、
Ａ・・・表示装置、Ｍ・・・データメモリ（＋Ｆｍ　　
人　　　　ＭＲＩＴＪＬ　　　　　　　ｈ−ｔｒｒｃ　
　　　　＃＋　　　　　ｍ８第１ｂ図 第２ｏ図 １＋ 第２ｂ図 第２ｃ図

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、誘導電極により誘導され、増幅器および表示手段を
   介して表示される心電計により得られた値の表示方法に
   おいて、 心筋の全興奮サイクルよりも短い間隔で、 誘導電極の信号を時間に従って取出し、デジタル化し、
   さらに興奮部位の拡がりを表わす座標を計算するために
   コンピュータ（Ｃ）に供給し、 前記座標を用い計算によって断層面または 断層線（ＳＦ１、ＳＦ２・・・）を求め、かつ表示装置
   （Ａ）に表示される心臓像（ＨＭ）に、間隔（Ｕ１、Ｕ
   ２・・・）を伴って連続的に記入し、それによって心臓
   像（ＨＭ）における興奮過程を認識できる、 ことを特徴とする心電計により得られた値の表示方法。 ２、心臓像（ＨＭ）を３次元の線像または輪郭像として
   表示装置（Ａ）に表示し、前記心臓像（ＨＭ）に興奮部
   の拡がりを表わす平面（ＳＦ１、ＳＦ２・・・）を記入
   し、該平面の位置は電気的な合成ベクトル（ＨＶ）によ
   り決定し、先行する平面との間の間隔（Ｕ１、Ｕ２・・
   ・）は計算された合成ベクトル（ＨＶ）の増大から決定
   する、特許請求の範囲第１項記載の表示方法。 ３、心臓像の２次元的な部分像（ＨＭ２）を表示装置（
   Ａ）に表示する特許請求の範囲第１項記載の表示方法。 ４、誘導電極（Ａ１、Ｌ１・・・Ｎｎ）の信号をデジタ
   ル記憶し、かつコンピュータ（Ｃ）によって呼出し可能
   とし、断層面または断層線（ＳＦ１、ＳＦ２・・・）の
   計算が終った後で、これらを心臓像（ＨＭ）と一緒に表
   示装置（Ａ）に表示する特許請求の範囲第１項記載の表
   示方法。 ５、コンピュータ（Ｃ）によって心筋活動の合成ベクト
   ル（ＨＶ）を計算し、該合成ベクトルによって部分心臓
   像（ＨＭ２）の差色状態を決定する特許請求の範囲第１
   項記載の表示方法。 ６、実際の筋肉のあらゆる解剖学的要素に心臓模像（Ｐ
   ＨＭ）のプログラム制御可能な要素（ＡＴＬ、ＡＴＲ・
   ・・１／２／３）を対応させプログラム制御可能な各々
   の心筋要素が、 時間的に変化する３つの直交ベクトルを発生し、該直交
   ベクトルの空間および時間的パラメータは可変であり、 心筋のあらゆる伝導要素に、時間的に変化するプログラ
   ム制御可能な心臓模像の伝導要素を対応させ、 さらに心臓模像の要素として別の興奮源または興奮減衰
   部を付加できる、 特許請求の範囲第１項記載の表示方法。 ７、心臓模像（ＰＨＭ）のベクトル心電図および実際の
   心筋のベクトル心電図を、同時にかつ重ね合わせて表示
   装置（Ａ）に表示可能な特許請求の範囲第６項記載の表
   示方法。 ８、心電図の他に、心臓像（ＨＭ）およびその興奮部の
   拡がりを表示装置に表示する特許請求の範囲第７項記載
   の表示方法。 ９、心臓模像（ＰＨＭ）の値と実際の心筋の値との間で
   興奮過程パラメータ（ＡＴＬ、ＡＴＲ・・・）の差を測
   定し、心臓模像のパラメータ（ＡＴＲ、ＡＴＬ・・・）
   を制御するために、測定された差を用いて実際の測定値
   とシミュレートされた測定値との偏差を消失させる特許
   請求の範囲第７項記載の表示方法。 １０、心臓模像（ＰＨＭ）のパラメータ（ＡＴＬ、ＡＴ
   Ｒ・・・）の変化に応じて心臓像（ＨＭ）の幾何学的寸
   法を変化させる特許請求の範囲第９項記載の表示方法。 １１、心臓像（ＨＭ）を、透視像（ＲＢ）と一緒に同一
   の表示装置（Ａ）上に表示する特許請求の範囲第１項記
   載の表示方法。 １２、誘導電極、該誘導電極と接続された増幅器および
   表示装置を有する、心電計により得られた値の表示装置
   において、 誘導電極（Ａ１、Ａ２、Ｈ１、Ｈ２・・・）の信号が増
   幅器（１、２、３；Ｖ）を介してコンピュータ（Ｃ）に
   供給され、該コンピュータは興奮過程の座標を計算し、
   かつ該座標を用い計算によって断層面または断層線（Ｓ
   Ｆ１、ＳＦ２・・・）の座標を求め、 得られた座標が表示装置（Ａ）へ供給され、該表示装置
   は同時に心臓像（ＨＭ）を持続的に表示し、 前記座標が心臓像に断層面または断層線（ＳＦ１、ＳＦ
   ２・・・）として記入される、ことを特徴とする心電計
   によって得られた値の表示装置。