JPS6244491B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】

〔産業上の利用分野〕 本発明は電子式診断装置に関する。より詳しく
は本発明は、人体の適宜な局所または人体の任意
な器官の対表面電位を電子式に表示し、診断する
ための装置に関する。 以下の説明においては、人体の器官として、心
臓を例に取り説明するが本発明の応用はそれのみ
に限らず、肝臓、腎臓、膵臓、肺臓、脳等の診断
についても応用することができる。 〔従来の技術〕 心電図を例にとつていえば、これは心臓の鼓動
に際して生じる微弱な心起電力を測定しグラフ化
したものであり、心臓の真上の場合には、通常、
Ｐ波、QRS波、Ｔ波、Ｕ波からなるが、その情
報量は粗雑であり且つ不満足なものであつて、充
分に詳細な診断を行うには不適当なものである。 1963年に至り、イタリアのタツカルデイ
（Taccardi）が人体の胸部に200点程のプローブ
を装着し、各時点におけるプローブの心起電力を
同時に測定し、体表面を平面として等電位線図で
体表面を表した。 〔発明が解決しようとする問題点〕 しかし、本発明者の研究では、そのような処理
だけでは、なお、不充分であり、特に測定時に入
つてくるノイズ様の誤信号の発生および混入が顕
著且つ多量であつて、正確な診断結果を与え難い
ことが見出された。 本発明者の研究によると、この種の電子式診断
に際し、プローブを装着され診断を受けている患
者が、身体を動かしたり、クシヤミあるいは咳を
したりすることにより、また患者の体表面が平面
とは著しく異なるため、少なくともプローブの一
部に身体との密着不良が生じ、着いたり離れたり
することがある。また、人体と定距離離隔形のも
のでは、プローブと人体表面との間隔が変動する
結果、非常に複雑且つ局部的な誤信号が各プロー
ブ毎に散乱的に発生することがある。これらのた
めに誤診を与えることが多いことが見出された。
それに加えて、各増幅器の不整、導体の容量的変
化等から生ずるノイズも相当に大きいことがあ
る。 〔発明の目的〕 本発明は、患者の身体の運動により、電子診断
時に多数のプローブが不規則且つ局部的に体表面
に接触、離隔すること等により生じる雑音的障害
を実質上無害な程度まで除去するように電子処理
して、極めて正確な診断結果を与えることができ
る電子式診断装置を提供することを目的とする。 〔問題点を解決するための手段〕 本発明においては、被検者の体表面上に格子状
に配装される１群のプローブと、該プローブによ
つて検知された信号を増幅する多チヤンネル型の
増幅器と、該増幅器に接続されたマルチプレクサ
およびAD変換器と、該AD変換器の出力を電算機
処理する電算機と、該電算機の出力を表示する表
示器とを備えた電子式診断装置において、前記電
算機とマルチプレクサとの間に制御器が設けら
れ、該制御器は、前記マルチプレクサを１ステツ
プ毎に順次動作させる手段と、該マルチプレクサ
動作手段を予め定められた周期でスタートさせる
手段と、プローブの接触状態、離隔距離の不適に
よるノイズや回路内のランダム的ノイズを含む異
常データ信号を前記検出信号から削除する手段
と、該削除手段により削除された信号の代りに仮
想信号を計算して与える手段と、前記マルチプレ
クサ動作手段の動作の終了後、前記スタート手段
による次動作の開始までの時間に、前記削除手段
による信号の削除および仮想信号付与手段による
仮想信号の付与が行なわれるよう制御する手段と
からなる電子式診断装置により上述の目的を達成
する。 〔実施例の説明〕 以下、本発明の好適な実施例を図示した図面を
を合照して、本発明を詳細に説明する。 先ず、患者の身体に装着するプローブについて
説明する。 第１図ａ，ｂ，ｃは、それぞれ患者の身体に接
触する型式のプローブである。なお、符号３は信
号取出し用の導線である。 第１図ａに示したものは、電極１ａで構成され
たプローブを吸盤２ａにより体表面（図示せず）
に強く吸着させるようにしている。この型式のプ
ローブは、患者が身体を動かしたときに生じる有
害なドリフトの影響は少ないが、長時間に亘り装
着すると患者に不快感を与えるので、短時間の診
断用に適する。 第１図ｂに示したものは、中心の電極１ｂのま
わりに接着剤層２ｂを形成して、この接着剤層に
より体表面（図示せず）に強く接着させるように
している。この型式のプローブは、装着は比較的
容易であるが、電気的特性のバラツキが少し大き
いという欠点がある。患者が横臥姿勢をとつてい
るときには、厚みが少ないので、背面部のプロー
ブとして適する。 第１図ｃに示したものは、電極１ｃをセロハン
テープ２ｃにより体表面（図示せず）に貼りつけ
固定するようにしている。 これらの場合において、各プローブの直流電気
抵抗を測定すると、第１図ａのプローブでは２〜
40kΩ、同図ｂのプローブでは、10〜300kΩ、同
図ｃのプローブでは100〜30kΩ程度である。し
かし、実際の交流抵抗は、第２図に示した等価回
路中の等価コンデンサCsの影響で、かなり低
い。 第２図には、プローブ１個の等価回路を示して
いる。後述するプリアンプの入力インピーダンス
は、実験の結果によれば、1MΩとすることがで
きる。第１図において、容量成分Csは心電図の
帯域が狭いことと、プリアンプの入力インピーダ
ンスとにより定まる時定数が小さいことにより、
無視し得る程小さい。また、抵抗Rsも抵抗値が
小さいために同様に無視できる。従つて、問題と
なるのは抵抗Rpと接触電位差Vsとである。 この接触電位差Vsは、プローブを装着してか
ら数分間はプリアンプの周波数帯域内である。ま
た、これは人体の多少の揺れに対しても敏感に変
化し、プリアンプの帯域内となる。ただし、この
値は、プローブと人体表面との間に導電性のクリ
ームを塗ることにより小さくすることができる。
しかし、その値の大きさ以上に問題となるのはそ
の値のバラツキである。 このようなバラツキを表わす等価回路として第
３図に示したものを考えることができる。第３図
において、Ｖは心起電力、R₁，R₂はプローブの
接触抵抗、Ｒはプリアンプの入力インピーダンス
を表わしている。すると、 R₂＝R₁＋△R₁ ……(1) V₂＝ＶＲ／Ｒ_２＋Ｒ＝ＶＲ／Ｒ_１＋Ｒ＋△Ｒ_１
……(2) V₁＝ＶＲ／Ｒ_１＋Ｒ ……(3) Ｖ_２／Ｖ_１＝Ｒ_１＋Ｒ／Ｒ_１＋Ｒ＋△Ｒ_１……
(4) ≒１−△Ｒ／Ｒ_１＋Ｒ ……(5) 誤差を約△Ｒ／（R₁＋Ｒ）と考え、また、R₁
≪Ｒであることを考慮すると、誤差は△Ｒ／Ｒと
なる。プリアンプの入力インピーダンスは1MΩ
であるので、プローブの誤差が１％になるように
するためには、プローブの抵抗のバラツキは±
5kΩとすることが必要となる。しかし、この条
件が満足されるのは接触が良好なときであつて、
プローブが身体表面から離れたりすると、誤差が
著しく大きくなる。そこで、誤差の大きい信号を
取り除いて、正しい値に近い信号を導入する必要
がある。 以上の説明は、１個のプローブについて行つた
ものであるが、必要な体表面電位を充分精密に測
定するためには、例えば身体の片面上に８×８＝
64個のように多数のプローブを装着する必要があ
る。このためには前述した第１図ａからｃに示し
たように、並列的に配置した多数の電極を使用し
てもよいが、更に、次のような要求を満たすこと
が好ましい。 (イ) 接触抵抗が低いこと。 (ロ) 接触抵抗が時間的に変動しないこと。 (ハ) 患者に苦痛を与えないこと。 (ニ) 短時間に装着できること。 (ホ) 胸部、背部に装着した状態でベツドに寝られ
ること。 これらの要求を満たすものとして、第４図に部
分断面図で例示したように、厚さ２〜３mm程度の
フエルトまたはそれに類似する可撓性で且つ絶縁
性を有するシート状の材料１００′を、例えば、
50×50cmのサイズに裁断し、８個×８個の孔１０
１をポンチで開ける。そこに直径10mmの電極１０
２を嵌め込んで接着剤層１０３で接着する。 電極面に導電性クリームを塗つて胸に当て弾性
包帯を巻きつけると、フエルト製の材料１００′
が体型に良く馴染み、安定でほぼ一定した接触抵
抗が得られる。 このようにすると、ほぼ２分間ほどで装着で
き、しかも背中に装着したまま、ベツド上に寝て
も何ら差支えがない。弾性包帯を巻く代りに弾性
チヨツキを着せてもよい。このようにして一連の
プローブを正しく配置することができる。 多数のプローブ１００を被検者の胸部と背部と
に64個ずつ装着した状況を第５図のＡとＢとに、
それぞれ見取図で示している。本実施例では、こ
のように、胸部と背部とに合計２組配置したが、
胸部１組でもよい。また、200個程度に増しても
よい。さらにまた、胸部と背部との配置プローブ
１００の数を、胸部に64個、背部に30個とか40個
とかの異なる数としてもよい。 電極型のプローブの代りに、磁気型のプローブ
を使用してもよい。このような磁気型のプローブ
は、「スクイード」（Squid）の商品名で知られて
おり、ニオブ（Nb）材からなるコイルを直径が
約20mmの容器中にヘリウムガスとともに封入し、
絶対温度を約９〓に保持したもので、超電導によ
り微かな磁界の変化を感知するようにしたもので
ある。 第６図は、プリアンプ２Ａ，２Ｂのマイナス側
と人体との接続法を示している。すなわち、両手
と片足とはプリアンプに接続し、他方の足は接地
する。 第５図において、１Ａは患者の身体の正面側、
すなわち、胸部に配装されたプローブ群をブロツ
クで示したものであり、１Ｂは患者の身体の背面
側、すなわち、背部に配装されたプローブ群をブ
ロツクで示したものである。 第７図は本発明装置の要部を構成する諸部分の
ブロツク回路図を示し、符号１Ａは患者の身体の
正面側、すなわち、胸部に配装されたプローブ群
をブロツクで示し、１Ｂは患者の身体の背面側、
すなわち、背部に配装されたプローブ群をブロツ
クで示したものである。 第５図ＡおよびＢはプローブ１００の群１Ａ，
１Ｂの配置を略図的に示したものである。第５図
ＡおよびＢにおいて、各プローブ群１Ａ，１Ｂの
プローブ１００の相互間隔は水平方向が4.5cm程
度、そして、垂直方向も4.5cm程度とすることが
できる。しかし、必ずしも充分に正確に取る必要
はなく、大体でよい。なお、第５図ＡおよびＢを
参照して説明したように、本実施例におけるプロ
ーブ配置は８×８＝64個である。なお、水平方向
の間隔を８cm程度にして、片側または両側のプロ
ーブの数を半減しても、相当良好な結果が得られ
る。 この第７図において、２Ａは第１のプローブ群
１Ａの出力を増幅するための多チヤンネル増幅器
であり、２Ｂは第１のプローブ群１Ｂの出力を増
幅するための多チヤンネル増幅器である。 これらの増幅器２Ａ，２Ｂは、それぞれの検出
点からの数ｍＶ（１ｍＶ、２ｍＶ、または４ｍＶ
の３レンジに切換え可能）の入力信号を数Ｖ程度
に増幅する。 人体の胸部の64点のプローブ１００と、背部の
64点のプローブ１００との、それぞれ64回路毎に
２系統、合計128個の小アンプ（図示せず）を設
けている。 共通のアンプではなく、各チヤンネル毎に別々
にアンプを設けた理由は、次段のマルチプレクサ
（切換器）３Ａ，３Ｂの回路の信号対雑音比
（Ｓ／Ｎ比）を向上させるためである。 また、各プローブの接触電気抵抗が検出点の各
点で不揃いになるために、各チヤンネルの入力信
号に誤差が生じるが、各チヤンネルの増幅器を別
別にすることによつて誤差の入ることを防ぐこと
ができる。なお、磁気探極子型のプローブの場合
には、接触電気抵抗の問題はないが、Ｓ／Ｎ比の
問題が残るから、入力増幅回路は各検出点毎に別
別に設けたほうがよい。 なお、本発明の好適な実施態様では、入力端子
に直列にコンデンサを入れて、生体電位の変化分
のみを取出して増幅することによつて、生体表面
の不安定な状況による誤差を取除くようになつて
いる。 第７図において、増幅器２Ａ，２Ｂの次位には
マルチプレクサ（切換器）３Ａ，３Ｂを設けてい
る。マルチプレクサ３Ａ，３Ｂは、上述の説明か
らも明らかなように２回路式で各64チヤンネル毎
に各１個のマルチプレクサ３Ａまたは３Ｂを設け
ている。 マルチプレクサ３Ａ，３Ｂは各検出点からの入
力信号を順次拾い出して次位のAD変換器４へ導
く。 マルチプレクサを３Ａ，３Ｂと２回路式にし、
従つて、検出点を64個毎に２組に分けた理由は、
次位のAD変換器４の変換速度に制限があり、目
下のところ価格の上で２系列に分けるのが有利だ
からである。また、診断に当たつても、生体の表
面と裏面とを同時に測定したり、別々に測定した
りすることができるようにするためにも、本実施
例のように２系列に分割するのが有利である。 AD変換器４は、各マルチプレクサ３Ａ，３Ｂ
によつて拾い出された各検出点からの入力信号を
アナログ信号からデイジタル信号に変換する。す
なわち、本実施例では、８ビツトまたは16ビツト
のデイジタル信号に変換する。 正常な心臓拍動を示す心電図である第８図の
PQRS波およびＴ波の変化のごとく、周波数成分
が比較的低い周波数スペクトラムからなるときに
は、８ビツト変換でも充分である。しかし、心筋
異常等の場合、QR波またはその他の場所に細か
い律動が存在する場合には、周波数成分中に高い
周波数が含まれるから、16ビツト変換の方が有利
である。 上記何れの場合でも、符号ビツトには入力信号
の正負の判定情報が入る。 AD変換器４から出たデイジタル信号は、ICメ
モリー５に送られる。 心拍（心臓の拍動）の平均時間が１秒間とする
と、一巡時間が２ｍｓの測定周期で測定する場合
には、１回の心拍について500回の測定を繰返す
ことになる。従つて、心拍の測定を10分間に瓦つ
て行うとすると60×10×500＝300キロバイトのエ
リアがあれば、全部の測定データを一時的に記憶
しておくことができる。これはICメモリーの容
量が例えば１メガバイトとすれば、メモリーの容
量の約1/3に相当することになる。 現用のAD変換器の性能や、各プローブの時定
数を考慮すると、検出点当りの所要測定時間は約
10μｓであるから、64チヤンネルの信号の拾い出
しには大略10×64＝640μｓの時間が必要であ
る。一方、マイクロコンピユータ６によつて所要
の測定やその他各種の処理をするために約1300μ
ｓの時間が必要であるから、後述するようにマル
チプレクサ動作手段を予め定められた周期でスタ
ートさせる手段であるクロツク回路（図示せず）
により、第９図に図示の如く、２ｍｓ毎の測定周
期で同一検出点に戻るようにマルチプレクサ３
Ａ，３Ｂを制御する。 ICメモリー５内に内蔵された制御回路５ａ
（第１３図）からの制御信号は、第１制御回路７
および第２制御回路８Ａ，８Ｂを介して、マルチ
プレクサ３Ａ，３Ｂを１ステツプ毎に動作させ
る。すなわち、マルチプレクサ３Ａ，３Ｂに後続
する回路で、各検出点からの入力信号が処理され
て、次の入力信号を受入れ可能な状態になつたな
らば、マルチプレクサ３Ａ，３Ｂが動作して、次
のステツプに入るのである。 ICメモリー５の出力は、マイクロコンピユー
タ６と第１制御回路７とに接続され、第１制御回
路７の１つの出力は、Ａ系列およびＢ系列中にそ
れぞれ挿入されている第２制御回路８Ａと８Ｂと
に並列に接続されている。 前述したように、２ｍｓ毎に第１番目の測定点
から測定が開始されるようにするために、マイク
ロコンピユータ６に内蔵されているクロツク回路
により2097KHzのクロツク周波数を発信し、２
ｍｓ毎に測定がスタートするようにしている。 第９図に示した説明略図についていえば、１作
用サイクルＣは２ｍｓであり、この２ｍｓの期間
が、例えば約640μｓの測定期間W₀と、残余の休
止期間Paとからなる。この休止期間Pa中に、プ
ローブの接触状態、離隔距離の不適によるノイズ
や回路内のランダム的ノイズを含む異常データ信
号を検出信号から削除し、削除された信号の代り
に仮想信号を計算して与えることが行われる。 マイクロコンピユータ６はICメモリー５、比
較補間装置１６等と協働して、次のような作用を
行う。 (a) 全システムに対する制御。 (b) 入力信号の零電位点の選定およびオフセツ
ト。 (c) 心臓の拍動とデータ収録の時間的関係の設
定。 (d) 入力素子の動作不良の発見およびそのチヤン
ネルの除去（プローブの接触抵抗および接触電
位差の変動周波数がアンプの帯域（0.2〜300
Hz）に入るために生じるトラブル等が主因とな
る。） (e) 入力増幅器の動作不良の発見およびそのチヤ
ンネルの除去。 (f) 異常信号（電源ハムその他の誘導による妨
害）の発見とその前後の信号の除去。 (g) 測定点のない部分に相当する電圧の補間計算
および制御。 (h) 例えば心拍の異常律動のごとく特別に高い周
波数成分を検出して、その前後の測定時間にお
ける入力信号を特に入念に表示する制御。 (i) バリアンスの計算および表示。 (j) コヒーレンスの計算および表示。 (k) コリレーシヨンマツプの計算および表示。 (l) 特定周波数についてのスペクトラム・マツプ
の計算および表示。 (m) 測定間隔の隔たつた（数時間または数日ま
たは数か月）の入力データの比較表示。 (n) 各測定点での１データ周期（例えば心臓の
１拍）の平均値の計算および表示。 (o) 任意のサンプルの選出および比較。 (p) サンプルホールドまたはそれに相当するよ
うな後処理。 データの測定周期に比べて入力信号が極めて大
幅に変化する場合とか、入力信号の持つている高
い周波数成分部分が測定周期によつて定まる測定
周波数と同程度になる場合には、サンプルホール
ドまたは後処理する必要がある。 サンプルホールドの方法としては、入力増幅器
にマイクロコンピユータ６からサンプルホールド
信号を送つてデータを保持する。後処理としては
ICメモリー５に入つているデータを見直して測
定点のそれぞれに対する時間の遅れ（第５図の例
では１点につき10μｓずつ）を各点について、そ
れぞれ修正する方法がある。 後者の場合にはマイクロコンピユータ６によつ
て１個１個のデータの値をそれぞれの測定点につ
いて時間的に前に戻した形で入れ直し、このよう
に処理した新しいデータをICメモリー５の残り
のエリアに入れて使用する。 一般に、サンプルホールドしてデータを或る時
間保持するようにすると、その時間（例えば、第
１２図の例では２ｍｓ）の期間中に起こる細かい
変化を見逃す恐があるから、なるべくサンプルホ
ールドに相当するような後処理法によるべきであ
る。 前述した(a)項に記載した「全システムに対する
制御」とは、後述する(A)項およびそれ以下に記載
する全ての制御の他に、『測定開始』の指令、マ
ルチプレクサ３Ａ，３Ｂのカウンターを零にする
『カウンター・クリアー』指令の発信を含む。な
お、マルチプレクサー３Ａ，３Ｂには１ステツプ
毎に検出点を次の位置に切換えるためのカウンタ
ーが入つているが、これを始点に合せて第９図中
の太線部の測定の開始ができるようにする必要が
ある。 また、前述した(c)項に記載した「データ収録時
間関係の設定」や、各種の処理方法の選定および
計算のためにもマイクロコンピユータ６が動作す
るようになつている。 信号処理の１例を第９図、第１０図および第１
１図を例にとつて説明する。 第１０図では、第７図の増幅器２Ａ，２Ｂを構
成している多数の要素増幅器が符号２Ａ−１，…
２Ａ−７，２Ｂ−１，２Ｂ−２，…２Ｂ−５と、
実数は64個であるが12個のみが簡略表示されてい
る。第８図のEbは心臓の真上に置かれた１つ
のプローブに対応する検出電圧波形であり、通常
の心電図と変りはない。 第８図のEaは、人体の右手側に近い上部胸
の所に配置された１つのプローブの検出電圧波形
図であり、第８図のEcは左手側の下部胸に配
置された１つのプローブの検出電圧波形図であ
る。 各プローブより、対応する要素増幅器を経てマ
ルチプレクサ３Ａ，３Ｂを経て、８ビツトのAD
変換器４から２進符号の形で信号が出てくる。第
１０図において、例えば、電圧Eaは、
“010010101”、Ebは“111001001”、Ecは
“000101010”である。なお、第９ビツトは正負識
別用のビツト、つまり前述した符号ビツトであ
る。 電圧Ebの“111001001”は10進法で有効数字３
桁で表示すると＋（128＋64＋32＋０＋０＋４＋０
＋０＋）＝“228”単位をデジタル的に表わし、グ
ラフ的に示せば、第１０図のEbのところを上
に辿つたものとなる。Ea，Ecもそれに準じる。 第１１図は、ICメモリー５の内の、一部分を
略図的にモデル化して番地を表示し、それに第１
０図に示したビツトを貯蔵した状態を示したもの
である。すなわち、第１１図において、あらまし
上半部では、Ｘ字を入れて示した番地にはデジタ
ルの“１”が貯蔵された状態、またブランクの番
地はデジタルの“０”が貯蔵された状態が示され
ている。なお、第１１図の下半部は未貯蔵のまま
の状態にある。 また、第１２図はそれらに応当する信号状態を
アナログ量に戻して、判り易く対比したもので、
横軸ｔには時間を任意な単位で取り、縦軸ｅは電
圧を任意な単位で取つて、信号の傾向のみを略示
している。 第８図のEa，Eb，Ecの値は時間ta，tb，tcに
おいて、それぞれピークとなる。これらは心蔵の
興奮が時間とともに分極して回転することを示し
ている。 多数のプローブから検出されプリアンプにおい
て増幅された信号をホールドした後に所要の処理
および表示を行うことも可能である。しかし、そ
のようにすると、最初のプローブから最終のプロ
ーブまでの信号を処理する１循環動作のために使
用される関連回路の時定数が大きくなる。そのた
め、動作時間が可成り長く、例えば本実施例のよ
うに片側64個のプローブの場合には10ｍｓのよう
な時間を要し、全動作にはかえつて時間を要す
る。結局、測定が飛び飛びとなつて非連続的とな
り好ましくない。そこで本発明の最も好適な実施
態様としては、１プローブに10μｓのような短時
間を当て、次から次に各プローブの信号をマルチ
プレクサにおいて合計640μｓの時間で読み出す
ようにする。このようにして、動作時間について
言えば、片側64個全てのプローブに対する１循環
動作時間は上述のように、64×10＝640μｓとな
る。各プローブの検出信号は理論的には同一の時
点において瞬間的に読み出されるのではなく、１
プローブ毎に10μｓずつの遅れを生じる訳である
が、心臓の１拍が１秒程度であつて、μｓ級程度
の高周波に比べると極めてテンポが緩慢であり、
640μｓの時間差は診断学的には実質的に無視で
きる程度のものであり、全プローブの瞬間的な読
み出しに等値してもよいものである。本実施例で
はこのような作動態様を例として説明する。 第８図と第１２図のEa，Eb，Ecについて言え
ば、既に述べたように、Eaは胸部の左上の端に
あるプローブにおける見掛上の零電位を示し、
Ecは右下にあるプローブにおける同様の零電
位、Ebは心臓の真上にあるプローブの見掛の零
電位を示している。それらのプローブが全プロー
ブを代表しているものとすると、前述したよう
に、第１２図に示すように、アナログ電位を検出
し、前述のようにデジタル化するものである。更
に、第１２図において、Ea，Eb，Ecに１つのダ
ツシユ（′）を付して代表的に示したものは次の
循環動作中における対応電圧、また２つのダツシ
ユ（″）を付して代表的に示したものは更にその
次の循環動作中における対応電圧である。 第１２図に示すように各測定時間W₀，W₀′，
W₀″の間には、休止期間Pa，Pa′が存在する。 第１回目の休止期間にPaにおいては信号の比
較はされないが、第２回目の休止時間Pa′および
それ以降のところにおいては、各信号を比較す
る。 64個のプローブに対する１サイクルの操作時間
である２ｍｓの間には最大電圧の変動値は最大５
％程度しか変化しないという目途が得られてお
り、実際にはそれ以下である。従つて、それより
大きい変化を示すものはノイズが過大であるか
ら、プローブの接触状態、離隔距離の不適による
ノイズや回路内のランダム的ノイズを含む異常デ
ータ信号として、異常信号削除手段（図示せず）
により除外する。削除手段により削除された信号
の代りに、この削除個所の平均的な電位傾度に相
当する仮想信号を計算して入れる（ただし、数値
は仮定する）。これが本発明で採用する「線補
間」である。以上は電圧Ea′について述べたもの
であるが、同様の操作は各プローブについて行
い、検出信号をほぼ正しく心電位の変化に対応さ
せる。 以上の説明は各プローブから拾い上げた１系列
の信号の隣合う操作サイクルの信号同仕を比較す
ることにより、いわば時間的に不連続な異常を見
出し、すなわち不真正信号を検知し、それを除去
し、更に対応する仮想的な連続的数値をその除去
した信号の代りに導入して補間する操作をアナロ
グ的に説明したものである。同様な補間操作はデ
ジタル的に行うこともでき、デジタル操作は一層
簡単である。すなわち、第１０図に示したパルス
波形図において、上から数えて高々第１番目のビ
ツト(1)または更に第２番目のビツト(2)の変化態様
をマイクロコンピユータで調べればよい。マイク
ロコンピユータはICメモリー５に記憶されてい
る信号を取り出して上述のような比較を行い、不
連続な異常信号があれば取除いて、代りに連続信
号を挿入し、このようにして所要の線形補間を行
う。 次に入力信号の零電位設定（選定）方法につい
て述べる。 ICメモリー５に一旦収納した生のデータを使
つて行う。なお、生のデータからは、第９図の測
定休止期間Pa等の期間内において、前述した(d)
項、(e)項および(f)項に示した、入力素子としての
各プローブまたは入力増幅器に関連するトラブル
を含んでいるデータは既に取除いてある。 この生データの１例を第８図に示す。この第８
図では検出点が大幅に異なる３箇所の電圧の時間
的変化を示している。検出点として多数のプロー
ブが比較的平均に体表面に分布された場合には、
プローブ個数の約1/3、例えば体正面の64点につ
いて21個の検出値が、同時にある電圧値以上（例
えば３ｍＶ以上）となる瞬間には、電圧の発生
源、すなわち心臓も最大の興奮時にあるものと考
えて差支えない。 この最大の興奮時にある時点をＲと名付け、Ｒ
からある一定時間（例えば60ｍｓ〜100ｍｓ）以
前のある任意の時点をマイクロコンピユータに対
して外部から操作者が指示する。 この指示した時間差を中心にその前後に、これ
も予め指示された微小時間差（例えば１ｍｓ）の
位置の電圧値を各検出点について取り出して各点
につき計３個の電圧値を全ての点について平均
し、この平均電位を零電位としてそれぞれの入力
信号のデータをオフセツト（修正）する。 そして、このように零電位を修正したデータを
新しいデータとしてICメモリー５の空き部分に
収納する。もしある程度のやや長期間（例えば数
分間）に瓦つて零電位が変動するような場合（所
謂ドリフト）には、上記のように時々刻々零電位
を求めていれば、測定サイクル中に変動はする
が、自動的に、適当な零電位を保つことができ
る。 この零電位の設定は後述する２色カラー表示の
ときに赤色（＋）または緑色（−）の識別に対し
て極めて重要である。 前述した(g)項については、大きく分けて２種類
の補間、すなわち、線形補間と面補間とがある。 先ず、第一は線形補間で、(d)、(e)、(f)項で略述
したように取除いたデータに対する補間であり、
既に詳述したように、一時的または測定期間中の
全期間の何れかを問わず、動作不良の検出点から
の入力信号は自動的に取除かれるが、このまま歯
抜けの状態であると各種の処理や表示に際して不
連続となつて不都合であるので、それに対処する
ものである。 つまり、データの配列をマイクロコンピユータ
が自動的に監視して後述のように直線補間を行つ
てｎ＋１番目の空きデータを作成して補間する。
もし、この補間を行わないとｎ＋１番号のデータ
はｎ番目のデータと同じ値として後処理計算のと
きに処理されるから、各種の計算結果が不正確に
なるし、また表示に際して歯抜けとなつて不都合
である。 第２の補間は面補間であつて、これは元来検出
点のない場所に対する補間である。 前述のように人体に装着した検出点の検出信号
に基づいて体表面電位分布を求める際に、検出点
を無限に多くすれば生体電気現象の動特性を正確
に観測でき、極めて正確な結果が得られる。しか
し、実際上の問題として、検出点の数が多くなれ
ば生体に多数の検出装置を的確に装着することが
困難になり、また、すべての検出点につき同一の
好条件で検出することは非常に難しくなる。それ
に加えて、電気回路の複雑化に伴うトラブルの発
生も予想される。このようなことを考慮すると、
検出点数には自ずから制限があり、人間の胸部に
ついていえば、高々タツカルデイが行つたように
200点、通常は本実施例でも採用されているよう
に縦８個、横８個の計64個程度が限度となる。 しかし、実際に人体の表面電位を詳細に１点１
点測定して比較したところによると、このように
64個程度の検出点を取つただけでは疎に過ぎる。 従つて、本発明装置では、先ず任意の４点間の
電圧を一次補間（直線補間）し、更に、これをそ
れぞれ、例えば８分割し、更に８×８の64点を元
の４点の空間に網の目のように補間し、更に必要
に応じて標本化定理によつて高次元の補間を行つ
てもよい。 すなわち、本発明における補間法においては、
被検者の体表面の各点にプローブを配置し、該プ
ローブを配置した各点間を所定間隔の格子に区分
するとともに各格子点からの電位を前記プローブ
を配置した点の測定電位から一次補間法により補
間する。 また、前述したように８×８＝64本の電極を配
列した本実施例の場合に、電極分布のうちで、半
波長が電極間間隔より大きい成分に関しては、標
本化定理（sampling theorem）を用いて、任意
の点（ｘ；ｙ）における電位φ（ｘ；ｙ）は次の
式により補間してもよい。 ただし、φ（ｍ、ｎ）は（ｍ、ｎ）の位置にあ
る電極で観測する電位である。 本発明の装置において、第７図のカラー・デイ
スプレー装置１２を使用してカラーでデイスプレ
ーするには、ICメモリー５からの信号を２色で
表示するために、先ず、電圧を正８段階、負８段
階にステツプ分割し、それぞれのステツプに相当
するように画素を輝度変調する。これによつて、
正の電圧は赤、負の電圧は緑として示され、しか
も、その明るさの最大のところが最大電圧の場所
として示される。 診断に当たつては、赤と緑の現れ方と、その境
界線である零電位点が黒色で示されるために、極
めて容易に病状が分る（すなわち、その範囲、深
さ、程度によつて細部の判別ができる）。 なお、表示装置１１には、前述のカラー・デイ
スプレーを行わせるためのカラー・デイスプレー
装置１２があるが、それに並列にキヤラクター・
デイスプレー装置１３があり、カラー表示の代り
にキヤラクター表示が行える。キヤラクター・デ
イスプレー装置１３の使用により、入力信号を数
値化して、カラーの代りに数字の列によつて表示
することができる。例えば、信号の２乗偏差値を
計算して、これを０から９迄の数字として紙上に
印字して打出す。 また、更に、それらと並列にカセツトMT１４
とフレキシブル・デイスク１５とが挿入されてい
る。 このカセツトMT１４はデータを保存しておい
て、何時でも、例えば後日に、再診断とか、比較
とか、その他の用途に供するためのもので、磁気
テープを備えている。 フレキシブル・デイスク１５は、ICメモリー
５の内容を一時退避させておくためのデイスク装
置である。 また、モニター増幅回路９およびオツシロスコ
ープ１０を使用することにより、信号をあらゆる
段階で取出して監視することができる。 第１３図は第７図に示した本発明装置のブロツ
ク回路の一部を省略して簡略化し、第１制御回路
７と第２制御回路８Ａ，８Ｂを１個に統一して示
し、且つ、それらの回路の制御回路の回りの接続
を更に詳しく示して、前述した信号処理操作につ
いての説明を一層明瞭にしたものである。 この第１３図においては、前述したマルチプレ
クサ３Ａ，３Ｂは１個の統一されたマルチプレク
サ３として表わされており、符号４は従前の説明
と同様にAD変換器であり、５はICメモリーであ
る。ICメモリー５の制御部は符号５ａを付した
ブロツクとして特別に取り出して示している。 符号６は、従前通りマイクロコンピユータを示
している。 符号２０は、手動スタート部材であり、具体的
にはオン・オフ スイツチである。スタート部材
２０をオンすると、導線２１，２２を介してマイ
クロコンピユータ６と第１制御回路７とがオンさ
れる。第１制御回路７は、Ｃモス化された信号増
幅および周波数分割回路として構成することがで
きる。更に具体的には、一連のフリツプフロツプ
とすることができる。 マイクロコンピユータ６はその一部の出力、す
なわち、ICメモリー５に対する番地指定信号を
導線２３を介してICメモリー制御部５ａに送
り、ICメモリー５の所要の番地をその都度指定
する。 第１制御回路７は導線２４，２５によつてマイ
クロコンピユータ６に接続されており、導線２４
を通して周波数が２ｍｓのクロツクシグナルが送
られ、導線２５を通してデータホールド指令信号
を受ける。 第１制御回路７はまた、導線２６，２７によつ
てAD変換器４に接続されており、導線２６を通
してAD変換スタート指令信号が送られ、導線２
７を通してAD変換終了指令信号を受ける。 第１制御回路７は導線２８，２９，３０によつ
て第２制御回路８に接続されている。第２制御回
路８は公知のゲート回路とすることができる。第
１制御回路７からは、導線２８によつてAD変換
終了指令信号が送られ、導線２９によつて周波数
が２ｍｓのクロツクシグナルが送られ、導線３０
によつてデータホールド信号が送られる。 第２制御回路８はマルチプレクサ３に導線３
１，３２によつて接続されており、導線３１によ
つてマルチプレクサ・ステツプアツプ信号を送
り、導線３２によつてマルチプレクサ動作終了信
号を受取る。 前述のように、本発明装置においては、線形補
間のみではなく、面補間処理を行う。これを第１
４図を参照して説明する。 第１４図には、８×８＝64個のプローブを配置
した状況を示している。第１番目のプローブ１
と、第２番目のプローブ２との間の各瞬間値（た
だし、実際には、１個毎に10μｓの時間差がある
が、説明では簡単のためこれを無視して説明す
る）の平均値をマイクロコンピユータ６により計
算する。この平均値を点１，２の中間の点１１０
（第７図）にその電位として記憶とする。 なお、第１５図は第１４図の部分拡大図を示し
ており、以下の説明は第１４図を参照して行う。
次に点１１０と点１の電位の平均値をマイクロコ
ンピユータ６により計算して求め、この平均値を
点１，１１０の中間の点１１１にその電位として
記憶とする。同様に、点１１０と点２の電位の平
均値をマイクロコンピユータ６により計算して求
め、この平均値を点２，１１０の中間の点１１２
にその電位として記憶とする。以上のようにし
て、４等分の線補間（一次補間）が点１，２間で
行なわれる。 以上の各点間を更に２等分して、点１１３，１
１４，１１５，１１６とし、それらの点の電位を
同様にして求める。このようにして、プローブ１
と２との間の電位値を８等分する線補間作業を完
了する。 次に同様の操作をプローブ１，９の間について
行い、同様に８等分の線補間を行う。 更に、プローブ２，１０間およびプローブ９，
１０間について同様な操作を行う。つまり、第１
４図に示した格子配列において左上の４個のプロ
ーブ１，２，１０，９が区画する小区画につい
て、それぞれ線補間を行う。 そして、そのようにして得られた値から、８等
分×８等分の各交叉点の値を求める。これによつ
て面補間がされる。 以上の操作を最大限としては、各４個のプロー
ブによつて囲まれた全小区画について行うが、必
要に応じて、その若干数を省略してもよい。 このようにして、面補間された電位に基き、全
点の電位の等高線により体表面電位分布を表示す
る。 この面補間操作は、特にカラー表示において好
適であつて、画素を充分に多数取つて美麗且つ鮮
明なカラー表示とすることができる。画補間を行
わなければプローブの数に等しい64個の「島」で
しかカラー表示できないが、上述のように面補間
をすれば64個×64個の多数の小島の集合となり、
これらの小島をカラーの画素として用いて充分に
美麗且つ鮮明なカラー表示ができる。 また、デイジタル表示として、赤８段階、緑８
段階に相当するデイジタル表示を行わせることも
できる。 この種の表示において問題なのは、健康人のそ
れではなく、疾病患者のそれであるが、病変を示
す特異な信号は、いわば突発的に現れる。それ
が、特に従来装置では、ノイズであるのか、病変
指示信号であるのか区別することが困難であつ
た。それに対して、本発明ではそれらを明確に識
別することができる。 以下に本発明装置の多機能的な効果とも言うべ
き特殊なデータ処理の若干について述べる。 本発明の装置によれば、プローブの位置や回路
障害等に起因するノイズをかなり完全に取り去り
且つ充分な程度に補間して、体表面電位が表示さ
れるので、QRSピークを簡易に見付けることが
できる。その手順は、 (i) 一定の操作サイクル（例えば、２ｍｓ）で電
圧値を測定し、特定のプローブに着目してその
電圧値（128段階）が連続する３操作サイクル
で或る値以上（例えば８）を取る時点を見出
し、この操作を各プローブについて行う。 (ii) 全プローブ数の内1/3以上が上記(i)の条件を
満足する時点を、QRSのピークが出現する時
刻とする。 このQRSのピークが出現する時点から、例え
ば100ｍｓだけ時間を〓り、そこの３点平均（前
後３操作サイクルの電圧値の平均）を０点とす
る。 なお、上述した〓る時間（100ｍｓ）は患者に
より僅かに相違するが、第７図のモニター増幅回
路９を経てオツシロスコープ１０に入力して検視
することにより、３点平均を０点とする時間とし
て適当か否かは容易に伴る。このようにして、ほ
ぼ正しい零電位を設定することができる。 また、上記のようにして確定したQRSのピー
ク時点から、或る指定された時間（例えば40〜80
ｍｓ）を経過後の瞬時電位図をデイスプレイする
ことができる。 上述した手順により、WPW症侯群の副伝導路
異常を見出すことができるという効果がある。赤
マーク、緑マークの位置から、上記異常の部位を
を推定すると、ケント（Kent）束切断手術に役
立つ。 上述したデイスプレイ表示操作を数学的に表現
すると、特定のプローブ（ｊ番目のプローブ）に
着目してその電圧値（φ_j）をｍ番目の操作サイ
クルからｎ番目の操作サイクルまでの連続する、
例えば３操作サイクルについて平均化し、すなわ
ち、 をデイスプレイする。 また、バリアンス（２乗偏差：Variance）を
求めるには、

【式】（平均値）と

〔発明の効果〕

本発明によれば、患者の身体の運動により、電
子診断時に多数のプローブが不期則且つ局部的に
体表面に接触、離隔すること等により生じる雑音
的障害を実質上無害な程度まで除去するように電
子処理して、極めて正確な診断結果を与えること
ができる電子式診断装置が提供される。

【図面の簡単な説明】

第１図ａ，ｂおよびｃは、それぞれ患者の身体
に接触する型式のプローブの平面図、第２図はプ
ローブの等価回路、第３図はプローブまわりに誤
差が生ずる理由を説明するための等価回路、第４
図は、シート状の保持部材に一連のプローブを装
着する状況を示した断面図、第５図ＡおよびＢは
それぞれ多数のプローブを胸部と背部とに装着し
た状況を示す正面図、第６図は装置の接地側と人
体との接続を示す正面図、第７図は本発明の要部
を構成する諸部分のブロツク回路図、第８図，
およびは被検者の心臓の真上部、右上部、左
下部に装着されたプローブが検出した電位変化の
状態を示した心電図、第９図は一連のプローブの
電位を検出する動作時期と休止時期との態様を時
間基準で示したグラフ、第１０図はAD変換後に
AD変換器から出るパルス群の１例を示したグラ
フ、第１１図は上記パルス群がICメモリーに貯
蔵される番地群の態様を模式的に示したグラフ、
第１２図は第１１図のデイジタル信号に見合うア
ナログ信号を説明の便宜のために示した模式的グ
ラフ、第１３図は第７図に示した回路の一部を省
略し一部は追加して第１および第２の制御回路の
構造と作用とを説明するための変形プロツク線
図、第１４図は中間補間を行う態様を説明するた
めのプローブの模式配置平面図、第１５図は第１
４図の一部拡大図である。 １Ａ，１Ｂ……それぞれ患者の胸部および背部
に配装したプローブ群、２Ａ，２Ｂ……入力増幅
器、３，３Ａ，３Ｂ……マルチプレクサ、４……
AD変換器、５……ICメモリ、６……マイクロコ
ンピユータ、７……第１制御回路、８，８Ａ，８
Ｂ……第２制御回路、９……モニター増幅回路、
１０……オツシロスコープ、１１……表示装置、
１２……カラー・デイスプレー装置、１３……カ
ラー・デイスプレー装置、１４……カセツト
MT、１５……フレキシブル・デイスク、１００
……プローブ。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 被検者の体表面上に格子状に配装される１群
   のプローブと、該プローブによつて検知された信
   号を増幅する多チヤンネル型の増幅器と、該増幅
   器に接続されたマルチプレクサおよびAD変換器
   と、該AD変換器の出力を電算機処理する電算機
   と、該電算機の出力を表示する表示器とを備えた
   電子式診断装置において、前記電算機とマルチプ
   レクサとの間に制御器が設けられ、該制御器は、
   前記マルチプレクサを１ステツプ毎に順次動作さ
   せる手段と、該マルチプレクサ動作手段を予め定
   められた周期でスタートさせる手段と、プローブ
   の接触状態、離隔距離の不適によるノイズや回路
   内のランダム的ノイズを含む異常データ信号を前
   記検出信号から削除する手段と、該削除手段によ
   り削除された信号の代りに仮想信号を計算して与
   える手段と、前記マルチプレクサ動作手段の動作
   の終了後、前記スタート手段による次動作の開始
   までの時間に、前記削除手段による信号の削除お
   よび仮想信号付与手段による仮想信号の付与が行
   なわれるよう制御する手段とからなることを特徴
   とする電子式診断装置。 ２ 前記プローブが密着型の電極であり、接着剤
   または接着テープによつて被検者の身体の表面上
   に仮に固着される特許請求の範囲第１項に記載の
   電子式診断装置。 ３ 絶縁性且つ可撓性を持つたシートに多数の孔
   をあけ、それらの孔の１つ１つにプローブを装着
   した特許請求の範囲第１項記載の電子式診断装
   置。 ４ プローブと人体表面との間に、導電性のクリ
   ーム状物を介在させた特許請求の範囲第１項記載
   の電子式診断装置。