(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
患者から測定された少なくとも１つの信号における、実質的にリピートする一続きの生理的な波形の周期毎の形態変動の交代拍動のパターンを測定するための装置であって、
患者から１つ又はそれ以上の信号をそれぞれ測定するための、１つ又はそれ以上のトランスデューサであり、その少なくとも１つが患者の心臓からの１つ又はそれ以上の信号を表している実質的にリピートする一続きの波形を有している信号を測定するために患者に据えられているトランスデューサと、
患者の心臓の状態を査定するために、上記１つ又はそれ以上の測定された信号から、上記少なくとも１つの信号における交代拍動のレベルの測定値を得るのに適したプロセッサと、
交代拍動の測定を向上させるべく、患者の心臓に制御的にストレスを与えるように患者の生理的な状態を変化させるための、患者に作用するのに適したストレス付与デバイスであって、患者の心拍数を少なくとも毎分１００拍とするのに適したストレス付与デバイスと、を有していることを特徴とする交代拍動を測定するための装置。
【請求項２】
上記プロセッサが、１つ又はそれ以上の信号から虚血の指数を決定するのに適していることを特徴とする請求項１記載の交代拍動を測定する装置。
【請求項３】
上記ストレス付与デバイスが、制御的に患者に運動させるための運動器を有していることを特徴とする請求項１記載の交代拍動を測定する装置。
【請求項４】
上記ストレス付与デバイスが、患者の心拍数を制御的に変化させる薬理的な作用物を投与するのに適したデバイスを有することを特徴とする請求項１記載の交代拍動を測定する装置。
【請求項５】
上記ストレス付与デバイスが、患者をしっかりと保持するのに適した、また更に、患者の心臓にストレスを与えるために、仰向けの位置とは異なるべき患者の身体の向きの、選択的な変更を可能とするのに適した傾斜のついたテーブルを有していることを特徴とする請求項１記載の交代拍動を測定する装置。
【請求項６】
上記１つ又はそれ以上のトランスデューサの少なくとも１つが、患者の表面領域と電気的な接触を達成するために、複数の分離した表面を有する、複数の部分から成る電極を有することを特徴とする請求項１記載の交代拍動を測定する装置。
【請求項７】
上記１つ又はそれ以上のトランスデューサにつながれた、そして、患者の呼吸のパターンを表している信号を測定するのに適した回路素子を有していることを特徴とする請求項６記載の交代拍動を測定する装置。
【請求項８】
上記複数の部分から成る電極につながれた、そして、上記複数の部分から成る電極と患者との間の電気的なインピーダンスを表している信号を測定するのに適した回路素子を有していることを特徴とする請求項６記載の交代拍動を測定する装置。
【発明の詳細な説明】
この出願は、「心臓の電気的安定度を評価するための改良された方法および装置」と付題された１９９４年１１月１４日出願の米国特許第０８／３３９，０５０号の一部継続出願であり、かつ、「心筋層の電気的安定度を評価するための改良された方法および装置」と付題された１９９４年１月２６日出願の米国特許第０８／１８７，２７５号の一部継続出願であり、それらは共に、引用することにより、ここに組み込まれる。この出願はまた、「生理的な信号の測定」と付題された１９９４年１１月１４日出願の米国特許第０８／３３９，０３２号の一部継続出願であり、それは、引用することにより、ここに組み込まれる。
本発明の背景
この発明は、例えば、心電図(ＥＣＧ)の形態における、交代拍動の、周期毎の変動性の時間的なパターンの測定により、あるいは、他の生理的な波形の測定により、心臓の電気的な安定度を測定し評価するための体系に関する。
心臓における電気的な伝導プロセスの障害は、病的状態および死亡している状態にあることが主な理由である。心臓における電気伝導の障害から結果的に引き起こされる突然の心機能死は、米国だけでも年間４０万人の死者の原因となっている。大多数の突然の心機能死の原因となるメカニズムは、心室細動、心臓の心室における電気的な活動の秩序の壊れたパターンであり、それが、機械的な収縮の秩序が壊されたパターンを導き、そして、効果的なポンプ動作の停止および死に至らせる。心臓の伝導プロセスのまた別の障害である心室性頻拍もまた、心臓のポンプ動作の有効性を減じ、それによって、意識の喪失(失神)若しくは死をもたらす。心室性頻拍それ自体が死をもたらすことはない場合でも、心室性頻拍は、致命的な心室細動へ悪化し得る。
心臓が電気的に不安定な患者を扱うためには、効果的な手段が有用である。例えば、体内のプログラムされたカルジオバータ(cardioverter;電気除細動器)／ディフィブリレータ(defibrillator;除細動器)は、突然の心機能死を防止するのに効果的である。この移植デバイスは、心臓に電気ショックを送ることにより、心室の頻拍および細動を止めることができる。また、抗不整脈性の薬剤が有用であり、それは、心臓の電気的な特性を変えるものである。これらの薬剤は、心臓を電気的により安定にするために使用される。しかしながら、ある状況のもとでは、これらの薬剤はまた、心臓が心室の頻拍および細動をより受け易くなることをもたらす可能性を有する。
突然の心機能死を防止する第１のステップは危険にある個人を見分けることである。危険性を判定するための一般的な処置は、侵襲性の電気生理的なテストを伴うものである。この処置では、１つ又はそれ以上の電極を備えたカテーテル(catheter)が、電極が患者の心臓内に適切に置かれるまで血管を通じて通される。上記電極は、心室性頻拍を開始するという意図的な試みにおいて、電気的なインパルス(impulse)を心臓へ伝えるために用いられる。一様な心室性頻拍および心室細動を引き起こされた患者は、突発性の心室性頻拍若しくは細動を持続するという高い危険にあると考えられる。この侵襲性の処置は、既に高い危険にあると知られた個人について危険の層を成すのに適するのみである。典型的に、この処置は、突然の心機能死の場面から首尾よく蘇生した個人に利用される。しかし、かかる侵襲性の電気生理的なテストは、深刻な心室の不整脈の危険性に関して大人数の個人を審査するために好適ではないであろう。
様々な非侵襲性の手段が危険性の層を成すために用いられており、心臓の駆出率の測定法、心拍数の変動の測定法、２４時間の心電図における周囲の心室の異所性の活動の測定法を含んでいる。これらの方法は、大体において、侵襲性のテスト若しくは無症候性の個人の扱いを正当化するほど十分に危険性を予告するものとは考えられない。望むべきものは、非侵襲性であり、医師の診察室又は診療所で、心臓病についての決まりきった患者の評価の間に安価に行われることが可能なものである。また、かかるテストが非常に感度が良く(すなわち、高い危険にある患者の殆んどすべてを見分け)、また、病気の存在を検査するそれらの患者の侵襲性の検査を正当化するために十分に特定的である(すなわち、陽性の検査のほとんどが正しい)。
最近、精密なレベルの交代拍動の測定法が、心室の不整脈に対する受け易さを評価するための有力な技術であることが結論づけられた。交代拍動は１つのパターンであり、ここでは、心電図のＳＴ部分およびＴ波のような心電図の又は生理的な波形の幾らかの部分が、ＡＢＡＢＡＢ．．．というパターン(図１参照)にある段階的な拍動の形状をして交互にあらわれる。交代拍動の信号は、心拍数の半分および基本フリーケンシ（frequency）の奇数倍に等しい基本フリーケンシで生じる。長年にかけて、人間の心電図における目に見える交代拍動の臨時の報告書がある。交代拍動はまた、ある希に見る疾患の状態および突然死に関連づけられてきた。最近では、心臓の直接的な電気ペーシング(pacing)中の交代拍動のマイクロボルトレベル(microvolt  level)の検波が、大体において、心臓の電気的不安定を表しており、個人の心室の不整脈に対する受け易さを予告するものであることが認識されてきた。
必要とされるのは、交代拍動の解析を、医師の診察室又は診療所で容易に用いられ得る、心臓の電気的安定度を評価するための実用的な臨床道具となす体系である。
発明の概要
全体的な様相においては、本発明は、患者の心臓の活動を表している少なくとも一つの生理的な信号における交代拍動を測定するための体系を特徴とし、上記生理的な信号は、実質的にリピートする生理的な一続きの波形を有している。その方法は、心臓にペーシングの刺激を加えることなしに、患者の心臓を圧迫するような方法において生理的な状態が変わる患者の心臓の活動を表している生理的な信号を受け;そして、その信号における交代拍動のレベルを決定するためにその生理的な信号をディジタル式に処理するというステップを有している。
本発明のこの様相に従った実施態様は、１つ又はそれ以上の次の特徴を有することができる。患者の生理的な状態は、心臓にペーシングの刺激を加えることなしに、患者の心臓にストレスを与えるような方法において変えられる。好ましくは、患者の生理的な状態は、患者の心拍数が予め決定された心拍数以上であるように変化される。患者の生理的な状態は、好ましくは、患者の心拍数が１分当たり約９０拍と約１５０拍との間にあるように変えられる。患者の生理的な状態は、好ましくは、患者に運動させることにより(例えば、自転車をこぐこと、踏み車の上を歩くこと、あるいは、階段を昇ることにより)変えられる。好ましくは、信号は、患者の運動の激しさを制御するために生じさせられる。好ましくは、信号は、患者の所望の心拍数を実現するために生じさせられる。信号は、好ましくは、運動時の患者の心拍数を表すものとして受けられる。
幾つかの好適な実施態様では、信号は、運動時の患者の心拍数を制御するために生じさせられる。運動時の患者の心拍数は、好ましくは、患者の心拍数の約２８パーセントと患者の心拍数の約４３パーセントとの間にある、若しくは、患者の心拍数の約５７パーセントと患者の心拍数の約７２パーセントとの間にあるように選ばれる。その制御信号は、好ましくは、交代拍動のレベルを測定するのを妨害する雑音を減らすために生じさせられる。上記制御信号は、好ましくは、患者の心拍数の約２分の１の若しくはそのサブマルチプル(submultiple)のフリーケンシ（frequency）で繰り返す、実質的にリピートする成分を有する雑音を減らすために生じさせられる。上記制御信号は、好ましくは、患者の心臓以外の１つ又はそれ以上の原因により引き起こされる雑音のアーティファクト(artifact)を減らすために生じさせられる。上記制御信号は、好ましくは、患者の呼吸の結果として引き起こされる雑音アーティファクトを減らすために生じさせられる。上記制御信号は、好ましくは、目標の運動量を明確に記した予め決められた運動のプロトコル(protocol)に基づいて生じさせられる。
幾つかの好適な実施態様では、信号は、交代拍動のレベルを決定するのを妨害する雑音を減らすために処理される。交代拍動のレベルの決定は、好ましくは、運動のレベルが予め決められた範囲内に下がる場合において、周期に対応している受信号の区分に基づいている。交代拍動のレベルの決定は、好ましくは、患者の呼吸数がその患者の心拍数と違い、また、患者の心拍数のサブマルチプル(submultiple)と違う場合に、周期に対応している受信号の区分に基づいている。好ましくは、異常な拍動の存在に基づいた交代拍動の決定のために、受信号の区分が選ばれる。交代拍動の決定のために選ばれた部分は、対照となる操作され予め決定されたレベルに基づいている。
好ましくは、交代拍動の予め決定されたレベルを表している信号および決定された心拍数を表している信号は、同時に生じさせられる。
幾つかの好適な実施態様では、実質的にリピートする波形の形態における干渉の変動性が、受信号内について補正される。補正された干渉の変動性は、患者の呼吸活動により引き起こされる変動性であるかも知れない。
幾つかの好適な実施態様では、患者の生理的な状態が、患者の心臓を圧迫する薬理学的な作用物(例えば、ベータ(beta)交感神経剤、副交感神経遮蔽剤、並びに、血管拡張薬)を患者に投与することにより変えられる。
また、患者の生理的な状態は、患者の身体の下部を控えめに圧迫することにより、あるいは、仰向けの状態とは違うように患者の身体の向きを選ぶことにより変えられる。幾つかの実施態様では、患者の生理的な状態は同時に変えられる。
幾つかの実施態様では、交代拍動の測定法は、他のテストと同時に(例えば、患者の生理的な虚血の指数を決定することにより患者が冠動脈疾患であるかどうか決定するときに)行われる。
Ａ．処理のステップが、患者の生理的な状態が変わる前の時間の周期から生理的な信号を処理することを含んでいる、請求の範囲第１項又は第２項の方法。
生理的な信号が、患者の生理的な信号が変わる前の時間の周期から処理され得る。
幾つかの実施態様では、以下のステップが行われる:患者から第２の信号を得て;第１および第２の受信号における変動性の間にある関係を決定し;そして、交代拍動のレベルの決定においてその関係を用いる。
また別の全体的な様相においては、本発明は、患者の心臓の活動を表している少なくとも１つの生理的な信号における交代拍動を測定するための体系を特徴とし、上記生理的な信号は、実質的にリピートする生理的な一続きの波形を有している。その方法は、患者の心臓の活動を表している生理的な信号を受け;その信号における交代拍動のレベルを決定するためにその生理的な信号をディジタル式に処理し;そして、干渉する雑音の原因の影響が軽減されるような方法で患者の生理的な状態を制御するための信号をつくるというステップを有している。
更にまた別の全体的な様相においては、本発明は、患者の心臓の活動を表している少なくとも１つの生理的な信号における交代拍動を測定するための体系を特徴とし、上記生理的な信号は、実質的にリピートする生理的な一続きの波形を有している。その方法は、予め決定された心拍数以上の心拍数を実現するために患者の心臓にストレスを与えるような方法で患者の生理的な状態が変えられた後に、患者の心臓の活動を表している生理的な信号を受け;その信号における交代拍動のレベルを決定するためにその生理的な信号をディジタル式に処理するというステップを有している。
また別の態様では、本発明は、患者の心臓の活動を表している少なくとも１つの生理的な信号における交代拍動を測定するための体系を特徴とし、上記生理的な信号は、実質的にリピートする生理的な一続きの波形を有している。その方法は、患者の心臓の活動を表している生理的な信号を受け;そして、その信号における交代拍動のレベルを決定するためにその生理的な信号をディジタル式に処理するというステップを有しており、その処理段階は、患者の心拍数の約２分の１の若しくは患者の心拍数のほぼサブマルチプル(submultiple)のフリーケンシ（frequency）を有する雑音信号の影響を減らすために、信号を処理することを有するものである。
また別の全体的な様相では、本発明は、患者の心臓の活動を表している少なくとも１つの生理的な信号における交代拍動を測定するための体系を特徴とし、上記生理的な信号は、実質的にリピートする生理的な一続きの波形を有している。その方法は、患者の心臓の活動を表している生理的な信号を受け;そして、その信号における交代拍動のレベルを決定するためにその生理的な信号をディジタル式に処理するというステップを有しており、その処理段階は、１つ又はそれ以上の予め選ばれた判断基準に基づいた１つ又はそれ以上の受信号の区分を特徴づけ、そして、その信号における交代拍動のレベルを決定するために上記区分の特徴づけを用いるものである。
また別の全体的な様相においては、本発明は、患者の心臓の活動を表している少なくとも１つの生理的な信号における交代拍動を測定するためのリアルタイムの体系を特徴とし、上記生理的な信号は、実質的にリピートする生理的な一続きの波形を有している。その方法は、患者の心臓の活動を表している生理的な信号を受け;そして、その信号における交代拍動のレベルを決定するためにその生理的な信号をディジタル式に処理し;そして、その処理段階と同時に、交代拍動のレベルを表している出力を供給するというステップを有している。
また別の様相では、本発明は、患者の心臓の活動を表している少なくとも１つの生理的な信号における交代拍動を測定するためのリアルタイムの設計を特徴とし、上記生理的な信号は、実質的にリピートする生理的な一続きの波形を有している。その方法は、患者の心臓の活動を表している生理的な信号を受け;そして、その信号における交代拍動のレベルを決定するために、また、雑音のレベルを決定するためにその生理的な信号をディジタル式に処理し;そして、交代拍動のレベルが上限値以上であるか、下限値以下であるかどうかを、統計的な確定性の予め決定されたレベルを用いて決定するように、患者の心臓の状態を評価するために予め決定された雑音のレベルを用いるというステップを有している。
また別の特定の様相では、本発明は、患者から測定された少なくとも１つの信号における、実質的にリピートする一続きの生理的な波形の周期毎の形態変動の交代拍動のパターンを測定するための装置を特徴とし、該装置は、患者から１つ又はそれ以上の信号をそれぞれ測定するための１つ又はそれ以上のトランスデューサと、患者の心臓の状態を評価するために、上記１つ又はそれ以上の測定された信号から、上記少なくとも１つの表示信号における交代拍動のレベルの測定値を得るのに適したプロセッサと、交代拍動の測定を向上させるべく、患者の心臓に制御的にストレスを与えるように患者の生理的な状態を変えるために患者に影響を与えるのに適したストレスを与える装置とを有する。上記１つ又はそれ以上のトランスデューサの少なくとも１つは、患者の心臓からの１つ又はそれ以上の信号を表している実質的にリピートする一続きの波形を有している信号を測定するために患者に据えられている。
また別の様相においては、本発明は、患者から測定された少なくとも１つの信号における、実質的にリピートする一続きの生理的な波形の周期毎の形態変動の交代拍動のパターンを測定するための装置を特徴とし、該装置は、患者から１つ又はそれ以上の信号をそれぞれ測定するための１つ又はそれ以上のトランスデューサと、上記１つ又はそれ以上のトランスデューサにつながれ、また、１時間を越える間、上記１つ又はそれ以上のトランスデューサにより測定された信号を蓄積するのに適したレコーダと、１つ又はそれ以上の予め選ばれた判定基準に従って、１つ又はそれ以上の周期に対応している上記測定された信号の区分を特徴づけるのに適し、また更に、患者の心臓の状態を評価するために、上記１つ又はそれ以上の選ばれた周期に対応している上記１つ又はそれ以上の蓄積された信号から、上記少なくとも１つの表示信号における交代拍動のレベルの測定値を得るのに適したプロセッサとを有している。上記１つ又はそれ以上のトランスデューサの少なくとも１つは、患者の心臓からの１つ又はそれ以上の信号を表している実質的にリピートする一続きの波形を有している信号を測定するために患者につながれており、上記１つ又はそれ以上のトランスデューサは、約１時間を越える間、患者につながれ続けるのに適している。
また更に別の様相では、本発明は、患者から測定された少なくとも１つの信号における、実質的にリピートする一続きの生理的な波形の周期毎の形態変動の交代拍動のパターンを測定するための装置を特徴とし、該装置は、患者から１つ又はそれ以上の信号をそれぞれ測定するための１つ又はそれ以上のトランスデューサと、上記１つ又はそれ以上のトランスデューサの少なくとも１つにつながれ、また、上記少なくとも１つのトランスデューサにより測定された信号から患者の心拍数を測定するのに適した心拍数モニタと、患者の心臓の状態を評価するために、上記１つ又はそれ以上の測定された信号および測定された心拍数から、上記少なくとも１つの表示信号における交代拍動のレベルの測定値を得るのに適したプロセッサとを有している。
また別の様相では、患者から測定された少なくとも１つの信号における、実質的にリピートする生理的な一続きの波形の周期毎の形態変動のパターンを測定するための体系を特徴としており、上記方法は、患者から１つ又はそれ以上の信号を測定し;患者の心臓の状態を評価するために、上記１つ又はそれ以上の測定された信号における交代拍動のレベルの測定値を得るべく上記１つ又はそれ以上の測定された信号を処理し;そして、上記少なくとも１つの表示信号の隣接する波形の間隔における変動の影響を軽減することにより、周期毎の形態変動のパターンの測定を向上させるというステップを有している。上記１つ又はそれ以上の信号の少なくとも１つは、患者の心臓からの１つ又はそれ以上の信号を表している実質的にリピートする一続きの波形を有している。
また別の様相においては、患者から測定された少なくとも１つの信号における、実質的にリピートする生理的な一続きの波形の周期毎の形態変動のパターンを測定するための体系を特徴としており、上記方法は、患者から１つ又はそれ以上の信号を測定し;患者の心臓の状態を評価するために、上記１つ又はそれ以上の測定された信号における交代拍動のレベルの測定値を得るべく上記１つ又はそれ以上の測定された信号を処理し;受信号における実質的にリピートする波形の形態の干渉する変動を補正するというステップを有している。
また別の様相では、患者から測定された少なくとも１つの信号における、実質的にリピートする生理的な一続きの波形の周期毎の形態変動の交代拍動のパターンを測定するための体系を特徴としており、上記方法は、患者から１つ又はそれ以上の信号を測定し;上記リピートする波形における交代拍動の測定値を算出するために１つ又はそれ以上の信号を処理し;加えて、複数のリード線の心電図、信号が平均化された心電図、冠動脈疾患の存在に関するテスト、ＱＲＳ波の複雑な変動性の解析、あるいは、生理的なシステムの識別といった１つ又はそれ以上の後に続く付加的な診断上のテストを行うために、１つ又はそれ以上の信号を処理するというステップを有している。
また別の様相では、患者から測定された少なくとも１つの信号における、実質的にリピートする生理的な一続きの波形の周期毎の形態変動の交代拍動のパターンを測定するための装置を特徴としており、上記装置は、患者からの１つ又はそれ以上の信号をそれぞれ測定するための１つ又はそれ以上のトランスデューサと、複数のリード（lead）の心電図、信号が平均化された心電図、冠動脈疾患の存在に関するテスト、ＱＲＳ波の変動の解析、あるいは、生理的なシステムの識別といった１つ又はそれ以上の後に続く付加的な診断上のテストを行うために信号を処理することができるプロセッサとを有している。上記１つ又はそれ以上のトランスデューサの少なくとも１つは、患者の心臓からの１つ又はそれ以上の信号を表している実質的にリピートする一続きの波形を有している少なくとも１つの信号を測定するために患者につながれている。
上記特徴の組合せを具体化する設計もまた考えられる。かかる組合せは交代拍動の測定のために補足的な改良を提供するものである。
本発明の他の特徴および有効性は、以下の記述から、また、請求の範囲から明らかになるであろう。
図面の説明
図１は、典型的な心電図のダイアグラム式の図である。図１Ａは、図１の心電図のパワースペクトルである。
図２は、心拍数の関数として観察されるように図面化されている、心臓の不安定に関する危険にある患者の概数の図である。
図３は、患者、患者の物理的な状態を変えるための装置、並びに、患者からの生理的な信号を測定するための装置のブロック図である。
図４は、交代拍動、基準雑音帯域、並びに、足の動作によるアーティファクト(artifact)の周波数の位置を表す図である。
図５は、心臓の心房ペーシング(pacing)中に得られたデータのパワースペクトルを示す図である。
図６は、制御されない運動中に得られたデータのパワースペクトルを示す図である。
図７は、本発明に従って制御された自転車による運動中に得られたデータのパワースペクトルを示す図である。
図８および図８Ａは、それぞれ、「完全な」交代拍動のパターン、及び、各拍動に段階のリセットの確率が５パーセントあると推定されるパターンに対応するパワースペクトルを示す図である。
図９は、交代拍動の測定上の異常な拍動の影響を減ずるためのプロセスの流れ図である。
図１０は、起点から列挙されるオフセットにおける波形上の１点の振幅Ｖaと、ΔＲＲ間隔と、先行したインタービートの間隔および中間のビートの間隔からの偏差との間にある典型的な関係の図である。
図１１は、ＲＲの間隔が変化するデータのパワースペクトルを示す図である。
図１２は、ＲＲの間隔の変化を補正するための本発明の方法を用いている、図１１と同じデータのパワースペクトルを示す図である。
図１３は、Ｖa(i,j)と、呼吸の信号の同時発生値Ｓとの間にある典型的な関係の図である。
図１４および図１４aは、それぞれ、呼吸のハーモニック(harmonic)が、呼吸のアーティファクトの補正前および補正後に、交代拍動のフリーケンシ（frequency）に重なるパワースペクトルを示す図である。
図１５は、測定方法の流れ図である。
図１６−図１６Ｄは、時間中の生理的な信号の図である。
図１７−図１７Ｃは、時間中の生理的な信号の図である。
図１８は、測定方法のステップの流れ図である。
図１９および図１９Ａは、複数の部分から成る電極部品の図である。
図２０は、電極の動作により生じさせられる雑音を測定するための回路図である。
図２１は、心電図、呼吸、並びに、電極インピーダンスを記録するための回路図である。
図２２は、患者の身体上の電極の配置を示している。図２２Ａは、図７で示される電極の配置、それらのタイプを規定し、これらの電極から記録される入力信号を規定する。
図２３は、入力信号を予め処理するステップを説明する図である。
図２４は、b(n)行列の信号要素を規定している表である。
図２５は、１拍動における心電図の電位である。
図２６は、n番目の信号に関する３２の入力信号を含んでいる行列である。
図２７は、出力信号をつくるために入力信号を組合せるための係数を規定する表である。
図２８−図２８Ｂは、測定された出力信号の図である。
図２９は、双極子源として表される心臓の図である。
図２９Ａは、双極子源のベクトル突起として表された臨床上の心電図測定のダイアグラム（diagram）である。
図３０は、図７と同じデータに対応するパワースペクトルを示す図であり、そこでは、少なくとも２つの電極からの信号が、本発明に従って、データ内の雑音を減ずるために用いられた。
図３１は、交代拍動のリアルタイムの算出に関するステップの流れ図である。
図３２は、交代拍動のエネルギーが基準改正レベルよりも２μＶ大きく、そして、Ｋが周波数のバイアス当たりのＲＭＳ雑音の関数として３より大きい確率の図である。
図３３は、交代拍動のエネルギーが、周波数のバイアス当たりのＲＭＳ雑音の関数として、２μＶのＲＭＳよりも大きい確率の図である。
図３４は、測定されたデータ信号から時期を選定するためのステップの図である。
図３５−図３５Ｄは、時間中の、それぞれ、交代拍動のレベル、位置が異常な拍動、心拍数、全雑音のレベル、並びに、心拍数の１／４および１／６で生じる雑音および呼吸のレベルの図である。
図３６は、組み合せられた運動によるストレスのテスト及び交代拍動の測定システムのブロック図である。
図３７は、測定された信号から１つ又はそれ以上の時期を選定するための方法の流れ図である。
図３８は、図１９のシステムの交代拍動を計算するプロセスに関するブロック図である。
図３９は、組み合せられた心電計カート(cart)および交代拍動のシステムのブロック図である。
図４０は、組み合せられた移動可能な(すなわち、長期の若しくはホルタ(Holter)の）心電図の解析及び交代拍動のシステムに関するブロック図である。
図４１は、心室の脆さを見分ける本発明の能力をテストする、臨床試験の結果として得られる表である。
好適な実施態様の説明
図１および図１Ａによれば、典型的な心電図信号１０が、標準偏差１４および基準雑音レベル１６を有する基準帯域１２により特徴づけられたパワースペクトル(power  spectrum)１１を有している。交代拍動のレベル１８は、心拍数の２分の１の交代拍動の振動数におけるエネルギーレベルから測定される。引用することによりここに組み込まれる米国特許第４，８０２，４９１号に記述されるように、上記パワースペクトル１１は、実質的にリピートする一続きの心電計の波形２０、この場合にはＴ波を標本にし、そして、この標本とされたデータを処理することにより決定される。上記交代拍動は、基準雑音帯域の平均および標準偏差と同時に、交代拍動のフリーケンシ(１拍当たり０．５周期)でのパワースペクトルの振幅から概算される。交代拍動の振動数でのパワースペクトルの振幅は、交代拍動が統計学的に意義のあるレベルであるかどうかを決めるために、基準雑音帯域の平均および標準偏差と比較される。
マイクロボルト範囲における振幅を有する心電図の変動の交代拍動のパターンは、臨床上重要である(対照的に、心電図は、典型的に、マイクロボルト範囲においてピーク振幅を有する)。変動する交代拍動のパターンは、通常、小さ過ぎて、心電図の肉眼の検査により感知されることが可能でない。交代拍動はまた、通常、規模について交代拍動のレベルよりも大きな、心電計の波形における拍動毎の他の時間的なパターンがあるところで、感知され量を定められなければならないので、測定するのが難しい。例えば、骨格筋の活動、電極およびケーブルの動き、屋内における周囲の電磁的な活動、並びに、心電計の増幅器はすべて、心電計の波形の形状における拍動毎の微妙な変動を引き起こす雑音を導くものである。
Ｉ．        生理的なストレスの付加を伴った交代拍動の測定
心室の不整脈を受け易い患者について我々が集めたデータは、交代拍動の発生が心拍数とともに増加することを示している。図２に示されたように、心拍数が１分当たり６０拍から約９５拍へ増えるにつれて、交代拍動の頻度が、受け易い患者について、４０パーセント未満から約８０パーセントまで増加している。このデータに基づいて、広く知られた技術を用いた、心室の不整脈の受け易さを評価するための、高感度の臨床テストは、心拍数がこのレベルの周辺まで高められることを必要とする。
図２に示されるように、生理的な波形の変動は、その波形の反復数に非常に依存するかもしれない。心電計の波形の場合には、個々の動物における交代拍動の大きさは、心臓が心臓内に置かれた電極によって速度を調整されるときに、心拍数とともに増加する。しかしながら、心室の不整脈を受け易い多数の患者から我々が集めた最近のデータは、交代拍動の発生もまた、心拍数とともに増加するということを示している。つまり、より高い心拍数で電気的に調整される場合にはよいが、普通の心拍数では、心室性頻拍を受け易い患者の多く若しくはほとんどが、心電図において交代拍動を証明するように現れない。１分当たり約１００拍(１００ＢＰＭ)により、心室の不整脈を受け易いほとんどすべての患者が交代拍動をあらわすであろう。我々は、広く知られた技術を用いた、心室の不整脈の受け易さを評価するための、高感度の臨床テストが、心拍数がこのレベルの周辺まで高められることを必要とすることを信じている。
我々は、交代拍動の測定が、患者の心臓に制御的にストレスを与えるべく、患者の生理的な状態を変えることにより(つまり、例えば以下に示すように、選び出された１つ又はそれ以上の生理的にストレスを与える技術の適用により)、向上させられ得ることを知った。我々が集めたデータは、生理的なストレスを加えることによって、心拍数にかかる生理的なストレスの影響に無関係の方法で、心室の不整脈に関する危険にある患者の総勢の交代拍動の頻度およびレベルを増加させることができることを示している。以下に提供される臨床試験において、我々は、１分当たり１００拍まで心拍数を上げるように計画された運動のプロトコル(protocol)中に測定された交代拍動が、１分当たり１００拍の心房のペーシング中に測定された交代拍動よりも、心室細動に関する心室性頻拍の患者の受け易さのより正確な予告であったことを知った。このことは、運動の生理的なストレスが、交代拍動のレベルを導く、及び／又は、上昇させる上での心拍数に関する運動の効果には無関係の効果を有することを示している。加えて、運動中に測定し得る交代拍動のレベルを有した５０パーセントより少ない患者が、休息時に交代拍動の測定し得るレベルを有することが見出だされた。その結果、生理的なストレスがあるところの交代拍動の測定は、その交代拍動の測定を、生理的なストレスが原因である心拍数の変化に無関係の、心臓の電気的な不安定に関するより高感度のテストにするものであると思われる。
(例えば、運動により、適切な薬理学的な作用物の投与により、身体に陰圧を加えることにより、あるいは、患者の身体の向きを変えることにより)患者の生理的な状態を変えることは、医師の診察室又は診療所において容易に実現される。また、生理的なストレスの付加を制御するためのかかる技術を用いることによって、患者の心拍数、又は、心拍数の上昇度が、生理的なストレスの大体のレベルを評価するために用いられることが可能になる。
患者の物理的な状態の変化
図３によれば、患者２４の物理的な状態の変化の間に交代拍動を測定するための一般化された体系が、(例えば、以下に示すように)患者の物理的な状態を変えるための装置を含んでいる。１つ又はそれ以上のトランスデューサ(trnsducer)２８(例えば、ＥＣＧ電極)が、少なくとも１つが患者の心臓からの１つ又はそれ以上の信号を表している患者からの信号を測定するために患者の表面に置かれる。測定された信号は、増幅器３０によって増幅され、続いて、プロセッサ３２に受け入れられる。該プロセッサは、測定された信号の少なくとも１つにおける交代拍動のレベルの測定値を得るのに(例えば、ハードウェアあるいはソフトウェアにおいて)適している。この測定値は、オペレータが見るために、ディスプレイ３４(例えば、ＴＶモニタ若しくはチャートレコーダ(chart  recoder))上に表示される。
モニタ３６が、装置２６の動作状態を表すプロセッサの信号３８(例えば、もしその装置が自転車であればペダル数)に対して備えるために含まれている。動作状態の信号３８に基づいて、上記プロセッサは、フィードバック(feedback  loop)線４０を伝って装置２６へ制御信号を送ることにより、患者の物理的な状態の変化を適切に制御する。上記プロセッサはまた、制御通路４４を伝って患者に合図するためのデバイス４２へ選択式に信号を送ることができる。合図用のデバイス４２は、患者の物理的な状態の随意の変化のための命令を明細に記して、患者へ信号４６を伝えるものである。
Ａ．  運動
１つの実施態様では、生理的なストレスが、患者が運動をすることにより、例えば、直立した自転車をこぐ、仰向けになった自転車をこぐ、踏み車上を歩く、あるいは、階段を昇ることにより、非侵襲的に加えられる。かかる方法は、心拍数を所望の範囲内に維持するように、心拍数を測定し、そして、運動のレベルを調節するためにかかる測定法を用いる手段を含んでもよかった。本発明の好適な実施態様では、患者は、その心拍数が、毎分約９０拍より大きい、好ましくは毎分１００拍よりも大きい、より好ましくは約１００と１５０拍との間にあるように、制御された割合で、患者は運動する。
本発明の１つの好適な実施態様では、この発明の方法および装置が、例えば、冠動脈疾患の存在を感知するために用いられる運動ストレスのテストのような他の目的のための生理的なストレスのテストを行うために用いられる方法および装置に組み合せられる。後者のための装置は、通常、踏み車、又は、自転車、制御された運動を行うための他の備品、心電計の信号を記録するための備品を含んでいる。この装置の組み合せは、生理的な波形の変動を評価することを欲する多数の患者に関し、患者がまた、冠動脈疾患の存在を感知するために運動のストレスのテストを行うことを望むので、更に所望である。
運動のレベルは、様々な方法で、患者の心拍数を調節するように変化され得る。例えば、患者が自転車で運動しているとき、ペダルを踏む動作に対する自転車の抵抗を変化し得る、及び／又は、ペダルを踏む速度を変えるように患者に指示を与えることができる。例えば、踏み車が使用されているとき、踏み車の速度(又は、それに相当する患者のステップ数)を変えることができる、若しくは、踏み車の傾斜を変えることができる。例えば、生理的なストレスが階段を昇ることであるとき、運動のレベルは、ステップ数及び／又は踏み車の傾斜を調節することにより変えることができる。
Ｂ．  薬理的な作用物
また別の実施態様では、生理的なストレスが、生理的なストレスをつくり出す公知の薬理的な作用物を投与することによって加えられる。使用される薬物の例は、アトロピン(atropine)およびグリコピロレート(glycopyrrulate)のような副交感神経性の遮断薬、イソプロテレノール(isoproteerenol)、ドパミン(dopamine)、並びに、ドプタミン(dobutamine)のような交感神経性の作用物、ニトロプロシド(nitroprusside)のような血管拡張薬を含んでいる。我々は、ベータ(beta)交感神経性の刺激が、心拍数の影響に無関係に交代拍動を高めるために、ベータ交感神経性の受容体が所望の作用物となり得ることを見出だした。それぞれの場合において、本発明の方法は、心拍数を測定すること、そして、所望の範囲にある心拍数を維持するために薬物の用量を調節することを有している。例えば、このことは、静脈に薬物の溶液を注入し、その後、心拍数が、例えば、１分当たり９０拍より多い、好ましくは、１分当たり１００拍より多い、より好ましくは、１分当たり１００拍と１５０拍との間にある、所望のレベルに達するまで、次第に注入量を増すことによって実現され得る。その代わりとして、データが、例えば、冠状動脈疾患を感知するために用いられるストレスのテストのような他の診断上の目的のために行われる標準の薬理的なテストの間に集められることが可能であろう。好ましくは、解析されたデータのセグメント(segment)のみが、対象となる心臓が所望のレベルに達するものである。
例．イソプロテレノール  プロトコル(isoproterenol protocol)
イソプロテレノールを投与することによって患者の交代拍動を測定するための現在好適な実施態様が、以下のプロトコルを有する。標準的なＥＣＧ電極およびＸ,Ｙ,Ｚ電極が患者に適切に据えられることを確実にする。イソプロテレノールに対する副作用がみられた場合には、心臓血管のおよび他のシステムにおけるイソプロテレノールの影響を取り消すべく、１mgの服用量で静脈に投与するためのベータ交感神経性の薬物である塩酸プロプラノール(propranolol)を手に入れる。末端の静脈のラインを通じて、１分当たり０．５マイクログラム(microgram)の割合でイソプロテレノールを投与し、心拍数が１分当たり１００拍を越えるまで(１分当たり１００−１１０拍の範囲)、徐々に注入量を増す。それから、所望の範囲に心拍数を維持するために注入量を調節する。心電図上の不整脈、及び／又は、胸部の苦しみ若しくは心電図上に表示されたＳＴ部分の変化により現れる乏血の発生の兆候のために患者を監視する。交代拍動ＥＣＧデバイス(ＥＣＧ  device)を用いて、例えば、以下のように記述された１つ又はそれ以上の技術によって決められるように、十分な量のデータが集められるまで心電図を記録し続ける。
例:  アトロピン  プロトコル(Ａtropin  Ｐrotocol)
アトロピンを投与することによって患者の交代拍動を測定するための現在好適な実施態様が、以下のプロトコルを有する。標準的なＥＣＧ電極およびＸ,Ｙ,Ｚ電極が患者に据える。アトロピンに対する副作用がみられた場合には、アトロピンの中枢のおよび末梢の抗コリン作用の影響を取り消すべく、０．５から１．０mgの服用量で静脈に投与するための抗コリン作用性のサリチル酸塩を手に入れる。また、アトロピンのいかなる目への影響をも取り消すために、フィゾスチグミン(physostigmine)の点眼剤を手に入れる。末梢の静脈を通じて、０．８mgIVの最初の服用量を投与する。心拍数が１分当たり１００拍を越えるまで(１分当たり１００拍の範囲)、あるいは、総量２．０Omｇのアトロピンの累進的な服用量が投与されるまで、０．２mgから０．４mgまでの増量でその投与量を増す。例えば、以下のように記述された１つ又はそれ以上の技術によって決められるように、十分な量のデータが集められるまで心電図を記録し続ける。
Ｃ．  身体への陰圧
幾つかの状況において、生理的なストレスが、身体の下部へ陰圧を加えるという手段によって非侵襲的に加えられる(ここでの陰圧とは、外気圧に関して負であるという意味にとられる)。現在好適な実施態様においては、その最下限が陰圧のチャンバ内にあり、心拍数は、心拍数モニタにより測定され、陰圧のレベルは、所望の範囲に心拍数を維持するために調節される。
Ｄ．身体の向きの変化
幾つかの他の状況において、生理的なストレスが、例えば、患者が傾斜のついたテーブルの上で傾けられている間にデータを記録することによる、又は、患者が座った又は立った状態をとる場合にデータを記録することによるような、身体の位置の変化によって非侵襲的に加えられる。仰向けになった状態では、最も普通に、患者の生理的な信号の記録が得られる。実質的に生理的なストレスは、地球の重力場における患者の身体の向きを変えることにより実現され得る。このことは、好ましくは、傾斜のついたテーブルに患者を置いて、患者を傾けることによって実現される。重要なストレスはまた、患者に立った、あるいは、座った状態、特に血行力学的に患者を危うくさせる状態をとらせることにより達成されることが可能である。この好適な実施態様においては、患者の身体の位置は、生理的なストレスを軽減するように変えられ、患者がストレスを受けている間に、生理的な信号が記録され、そして、生理的な信号が、交代拍動の存在について解析される。
II．    干渉雑音信号の軽減:
Ａ．  運動のアーティファクト
生理的なストレスの付加に関連した交代拍動の測定に関した１つの問題は、生理的なストレスがそれ自体、交代拍動の測定を妨害する雑音を導く可能性を有することである。例えば、運動は、交代拍動の回数(心拍数の半分)における律動的なアーティファクトを導くかも知れない。従って、実際の規則的なアーティファクトをほとんど導くことがない生理的なストレスの様式を選ぶことが望ましい。例えば、胸部のリード線において誘導される動作のアーティファクトを減ずる身体上部の動きを制限することが望まれる。その結果、自転車の運動は腕部の動作の運動以上に好適であるように思われる。
１つの好適な実施態様では、生理的なストレスのパラメータが、交代拍動の測定への干渉を最小にするように調整される。幾つかの好適な実施態様においては、運動が生理的なストレスとして利用される場合、運動パラメータは、交代拍動の測定に干渉する規則的な雑音の影響を最小にするような方法で調整される。
例:  自転車による運動
自転車による運動中、我々は、記録された心電図が、ペダルの速度に対応するフリーケンシ（frequency）およびその調和数における動作のアーティファクトを含むことに気付いた。ペダルを踏む信号のフリーケンシの大きさと交代拍動の信号のフリーケンシの大きさとが、実際上役に立つぼど引き離されており、目標の心拍数および苦しくないペダルの速度を達成することに相当するように、ペダルの速度が設定される。交代拍動の信号の基本のおよび３倍調和数から、ペダルを踏む信号の基本のおよび２倍調和数の間の、上記フリーケンシ範囲の分離は、ペダルの速度を心拍数の３分の１若しくは３分の２に設定する(該ペダルの速度およびその２倍振動は共に、心拍数の半分および心拍数の２分の３の間にある)ことにより改良される。これは式
ＰＲ−ＨＲ／２＝３・ＨＲ／２−２・ＰＲ
を解くことにより得られる。ここでは、ＨＲは心拍数であり、また、ＰＲはペダルの速度である。
交代拍動の測定では、基準フリーケンシの雑音帯域がその雑音を見積もるために用いられる。現在好適な１つの実施態様では、この雑音帯域は、スミス(Ｓmith)等により説明されるように、計算される。(引用することにより、ここに組み込まれる、ジェー・エム・スミス(Ｊ．Ｍ．Ｓmith)等による「電気的な交代拍動および心臓の電気的不安定度」、配布,７７,１９８８,１１０−１２１)。スミス等に説明された技術によれば、上記雑音帯域は、パワースペクトルにおける０．４３ＨＲから０．４６ＨＲまでのフリーケンシ帯域に対応する。ペダルを踏む信号の振動数の大きさと基準雑音帯域との間の重なりを最小にするために、ＨＲ／２のナイキストフリーケンシ(Ｎyquist  Ｆrequency)についてのエイリアシング(aliasing)を考慮した後、この雑音帯域は、
０．４３ＨＲ＋nＨＲ〜０．４６ＨＲ＋nＨＲ、そして
０．５４ＨＲ＋nＨＲ〜０．５７ＨＲ＋nＨＲ
のエイリアシングされないフリーケンシ帯域に相当する。ここで、nは負でない整数である。そのため、もし、ＰＲおよび２ＰＲが、０．５７ＨＲにおける雑音帯域の上端と１．４３ＨＲに位置する雑音帯域の下端との間にあれば、そこで、
０．５７ＨＲ＜ＰＲ＜０．７１５ＨＲ
である。ＰＲは最良に０．６４２５ＨＲに設定されている。もし、ＰＲは、０．５７ＨＲと１．４３ＨＲとの間にあるが、２ＰＲが、１．５７ＨＲおよび２．４３ＨＲの上端との間にあれば、これは、
０．７８５ＨＲ＜ＰＲ＜１．２１５ＨＲ
を意味している。ＰＲは最良に心拍数に等しい。もし、ＰＲが０．４３ＨＲの帯域端より小さく、２ＰＲが０．５７ＨＲの帯域端以上にあれば、これは、
０．２８５ＨＲ＜ＰＲ＜０．４３ＨＲ
を意味している。ここでは、振動数は最良の０．３５７５ＨＲである。
図４を参照すれば、交代拍動信号の基音の頻度の大きさ１６０、交代拍動信号の３倍音１６２、基準雑音帯域１６４,１６６,１６８,１７０、標本のペダル速度の１倍音１７２、並びに、標本のペダル速度の３倍音１７４がある。かかる考察を用いて、目標の心拍数に関する目標のペダルを踏む速度を規定し、プロトコル(protocol)を確立することができる。
0003877761.tif 000002
患者は、ペダルの速度を所望の範囲に維持するように指図され(その装置は、実際のペダルを踏む速度を測定し、患者に実際のペダルを踏む速度および目標を表示することができる)、その後、ペダル踏みに対する抵抗は、所望の範囲内に心拍数を維持するように、装置によって自動的に、あるいは、オペレータによって手動的に調節される。目標のペダル踏みの速度が心拍数の３分の１付近に制御されるプロトコルが、多くの患者にとって、特に便宜的であり且つ楽であることが分かっている。幾つかの状況では、オペレータは、患者の能力次第で、異なるプロトコルを選ぶことができる。
１つの好適な実施態様では、ペダルの速度が、適度の速度でペダルを踏むように患者に合図を出すメトロノーム(metronome)を使用することにより制御される。例えば、患者が、右足および左足で交互にペダルを踏むように患者に合図する交互の音調をもたらすイヤフォン(ear  phone)を着ける。その代わりとしては、交互に視覚的に促すものを用いることにより、右足および左足でペダルを踏むように合図される。
幾つかの好適な実施の形態では、装置が心拍数のみならずペダルの速度を測定するためにタコメータ(tachometer)を有し、心拍数およびペダルの速度の指定された範囲内に位置しない測定データは無視される。ペダルの速度を測定する手段は、自転車の回転数計、患者の脚部の加速度計との電子工学的なインターファイス部を有しており、ペダルを踏むことにより(例えば、通常心臓の電気的な活動に反応する心電図のＰＱ部分における変動を解析することにより)導かれる心電図の信号の雑音を解析するものである。
ペダルの速度を制御するという重要性は、図５、図６、並びに、図７に示されている。これらの図は、それぞれ、ベクトル心電図の標準的なＸ,Ｙ並びにＺのリード信号の自乗の和の自乗ルートを算定することにより得られるベクトル量の心電図信号から算定されるパワースペクトルを示す図である。該パワースペクトルは(上記で引用された)米国特許第４，８０２，４９１号の方法に従って、Ｔ波にわたって算定された。図５は、心臓の電気的なペーシング(pacing)の間に得られたデータを処理することによって得られたパワースペクトルを示す図である。低いレベルの雑音に注目せよ。図６は、制御されない運動中に得られたデータから算定されたパワースペクトルを示す図である。雑音のレベルが、交代拍動の概算を不可能にするほど高いことに注目せよ。図７は、この発明の方法に従って、メトロノームを用いて制御される場合に、自転車による運動中に得られたデータから算定されたパワースペクトルを示す図である。ペダル踏みによりもたらされる、パワースペクトルにおいて導かれるアーティファクトが、交代拍動の頻度におけるピーク値若しくは基準雑音帯域の概算に干渉することはないことに注目せよ。このスペクトルにおいて、我々はまた、呼吸の結果としてもたらされるアーティファクトを目にする。この場合にも、そのアーティファクトが交代拍動の測定に干渉することはない。
例:  他の運動
類似した考察が、踏み車の動作中のアーティファクトが、ステップの速度の半分の基本頻度およびその基本頻度の倍音で心電図へ導かれることを除いて、踏み車のストレスのテストの実行において適用される。そこで、所望のステップの速度の範囲が、ＳＲが踏み車上でのステップの速度であり、且つ、ＰＲが、自転車に関して上記で計算されたペダルの速度である場合に、ＳＲ＝２ＰＲに設定することにより計算され得る。オペレータは指定された心拍数およびステップの速度の範囲を備えたプロトコルを選ぶことができる。その装置は、加速度計のようなステップ速度を測定する手段、若しくは、ステップすることにより導かれる心電図信号の雑音を解析する手段を用いて、患者にその実際のステップの速度および目標の範囲(例えば、心拍数の１／３付近)を示すものである。メトロノームが、所望のステップ速度を示すべく用いられる。オペレータは、所望のステップ速度を実現することを患者にとって楽にするために、踏み車の速度を設定することができ、そして、心拍数が所望の範囲内に維持されるように、踏み車の傾斜は、オペレータによって手動的に、あるいは、装置によって自動的に調節されることが可能である。解析アルゴリズム(algorithm)が、目標の心拍数およびペダルの速度が所望の範囲に位置していないデータ片を無視することができる。
類似した考察が、自転車による及び踏み車によるテストに対するのと同様に、階段を昇るテストの実行に適用される。
Ｂ．    呼吸のアーティファクト
本発明のまた別の好適な実施態様は、患者の呼吸活動により引き起こされる、交代拍動の測定に干渉し得るフリーケンシ（frequency）成分を有している干渉雑音の影響を減ずるものである。我々は、呼吸が、交代拍動の測定に干渉し得る規則的な活動であることを知った。呼吸の干渉作用は、運動中に呼吸の努力が激化した場合に、より著しい。呼吸活動、又は、呼吸活動の調和数は、交代拍動のフリーケンシ、あるいは、基準雑音帯域と重なることができる。大体において、呼吸の基本フリーケンシは、心拍数の２分の１の交代拍動のフリーケンシ以下に位置し、そして、フィルタにかけることにより、若しくは、信号のパワースペクトルを見ることにより容易に除去され得る。しかしながら、我々は、もし、呼吸が、患者の心拍数の約数で又はその付近で生じるならば、呼吸活動の調和数は、交代拍動のフリーケンシにある信号成分を採用することができることを学んだ。この種の干渉が、受動のフィルタ技術を用いて、フィルタにかけられることは可能でない。
１つの好適な実施態様では、患者の呼吸数が、所望の回数であるように制御される。呼吸数は、好ましくは、吸息を始めさせるような患者への耳に聴える又は目に見える合図をもたらすメトロノームに応じて、患者に息をさせることにより制御される。メトロノームの速度は、好ましくは、呼吸又はその調和数からもたらされる交代拍動の測定に結果的に干渉することのない、楽な呼吸の速度に設定される。例えば、心拍数の３分の１か３分の２のどちらかのメトロノームの速度が便宜的である。上記心拍数はモニタされ、その結果は、メトロノームのフリーケンシを調節するのに用いられる。また別の実施態様では、呼吸活動がモニタされ、その呼吸活動の信号は、交代拍動を決定する上で、呼吸の干渉効果を補正するために用いられる。本発明のこの実施態様は以下に記述される。
交代拍動の測定上の呼吸の影響を減ずるために、心電図信号それ自体から導き出される呼吸に密に関連する信号を測定することができる。この信号は、ＱＲＳ群のような心電図波形の振幅、若しくは、ベクトル心電図の空間的な角度の測定から導き出される(例えば、引用することによりここに組み込まれる、ジー・ビー・ムーディ(Ｇ．Ｂ．Ｍoody)、アール・ジー・マーク(Ｒ．Ｇ．Ｍark)、エム・エー・バンプ(Ｍ．Ａ．Ｂump)、ジェイ・エス・ヴァインシュタイン(Ｊ．Ｓ．Ｗeinstein)、エー・ディー・バーマン(Ａ．Ｄ．Ｂerman)、ジェイ・イー・ミータス(Ｊ．Ｅ．Ｍietus)、エー・エル・ゴールドバーグ(Ａ．Ｌ．Ｇoldberg)による「心電図(ＥＣＧ)により導き出される呼吸の診断上の確証の技術」、心臓学１９８６のコンピュータ、ＩＥＥＥコンピュータ学会出版、ワシントン、Ｄ．Ｃ．１９８７を参照せよ)。このアプローチは、呼吸に密接に関連した信号を測定するために、別々のトランスデューサ(transducer)および装置を必要としないので都合がよい。
呼吸の影響を減ずるために心電図の信号を用いるべきまた別の方法は、Ｔ波それ自体の振幅若しくは向きを利用することである。１つの方法は、Ｔ波の測定におけるエネルギーの測定を含み、それは、心拍数のサブマルチプル(submultiple)にあるフリーケンシ帯域で行なわれ、(上記に記述されるように)かかるエネルギーが高い場合にデータ片を拒絶するものである。また別の方法は、その技術でよく知られる段階的に進行しなくなるループの技術を用いて、Ｔ波(又は、他の呼吸に関係した信号)に対して段階的に進行しない、連続的な呼吸の信号の発展、および、同様の段階的に進行しなくなるループの技術を用いて、呼吸の信号の調和数にある信号を発展させることを含んでいる。心電図は、これらの段階的に進行しない信号、および、多次元の順々に続く、有限のインパルス(impulse)用の移動するアベレージフィルタ(average  filter)を用いて、呼吸に関し補正されることが可能であろう。
Ａ．  異常な拍動
心房性期外のおよび心室性期外の拍動のような非常に異常な波形は、交代拍動のような、波形の形態における拍動毎の変動の微かな時間に関するパターンを壊すものである。異常な拍動は、交代拍動の手順の段階的なリセットをもたらす可能性を有しており、その結果、ＡＢＡＢＡＢＡＢＡＢＡＢタイプのパターンの代わりに、タイプＡＢＡＢＡＰＢＡＢＡＢＡのパターンが結果として生じるかも知れない、若しくは、タイプＡＢＡＢＡＰＡＢＡＢＡＢのパターンが結果として生じるかも知れない。ここで、Ｐは期外性の拍動を示している。該期外性の拍動は、容易に識別されることが可能であり、先行技術においては、一般に、中間の拍動(ＡおよびＢの平均)と置き換えられていた。しかしながら、期外性の拍動の後に続く全ての拍動の段階がリセットされ得るので、交代拍動のフリーケンシでの(すなわち、心拍数のちょうど半分での)総エネルギーは減少する。その結果、期外性の拍動それ自体をも排除する、拍動の系列の解析は、非常にエラーを受け易い。データの期間の中間部分に位置する期外性の拍動は、交代拍動を見積もる際に、最も大きなエラーを引き起こす傾向を有する。例えば、もしＴ波上の点の電位がその系列により表示されていれば、Ｖn＝Ｖ0＋a(−１)nである。ここで、nは拍動数であり、aは交互にあらわれる成分の振幅であり、Ｖ0は平均の電位である。そのとき、交互にあらわれる成分である振幅の自乗a2は、Ｖnに(−１)nを掛け、ｎ＝１．．．．Ｎを加え、Ｎで割り、その結果を自乗することにより得られる。ここで、Ｎはその系列における拍動数である。この計算は、ある比例定数のもとで、交代拍動のフリーケンシ(１拍当たり０．５周期)でのパワースペクトルの大きさを計算することに等しい。しかしながら、もし、系列Ｖnが、明らかにその系列の途中で、位相を反転すれば、上記の計算値は結果的に０の値である。その計算値の結果は、位相の反転が系列の始点又は終点に近付くにつれ、a2の正確な値に近付く。
異常な拍動は、それらの形態が正常な波形の形態と異なるかどうか、予め決められたある境界値以上の境界値により決定することによって識別され得る。一旦異常な拍動が認められれば、大体において、異常な拍動がほとんどあるいは全くないデータの時期を選ぶのに都合がよい。もし、いくらかの異常な拍動が、交代拍動の存在について解析されるべきデータの時期に残っていれば、交代拍動のレベルは、以下の好適な実施態様に従って計算されることが可能である。
例:  周波数帯域上の交代拍動を概算する
本発明の１つの実施態様に従って、異常な拍動は平均の電位に置き換えられ、そして、その技術で知られた方法の１つに従って、パワースペクトルが計算される(例えば、上記で引用された、コーヘン(Ｃohen)等による米国特許第４，８０２，４９１号)。図８および図８Ａに示されるように、段階のリセットの存在は、交代拍動のフリーケンシにおけるピークを拡張する傾向を有する。図８によれば、１２８ポイントによる「完全な」交代拍動の連鎖[＋１,−１,＋１,−１，．．．]に関し、交代拍動のスペクトルは、交代拍動のフリーケンシにおいて、均整のとれた鋭いスパイク(spike)３００を有する。交代拍動の系列が、与えられた１つの拍動において段階がリセットされる確率を５％有する場合、交代拍動のピーク３０２は、図８Ａに示されるように広くなる。その結果、交代拍動の段階をリセットする可能性のある異常な拍動があるところで、交代拍動のレベルは、交代拍動のフリーケンシに隣接するフリーケンシにわたってパワースペクトルを積分することにより計算される。
フリーケンシの所望の範囲は、異常な拍動により引き起こされる段階のリセットをシミュレートすることにより、例えば、その時期内の拍動数に相当する長さを備えた系列Ｘ(i)＝(−１)iを用いることにより、概算されることが可能である。この系列は、異常な拍動に対応するiの値において、０に等しいＸ(i)の値を設定し、そのあと、各異常な拍動に関して、その系列内のその後に続くあらゆる点の値に、１又は−１を掛けることにより改良される(各異常な拍動に関する１又は−１の値は無作為に選ばれる)。その結果的な系列のパワースペクトルは、無作為の段階のリセットの幾つかの実現に関して計算され、また、平均化される。そして、交代拍動の(ナイキスト(Ｎyqist)の)フリーケンシにおけるスペクトルのピークの幅が測定される。この幅は、交代拍動のレベルを概算するための生理的なデータから得られるパワースペクトルを積分すべく用いられるフリーケンシの範囲を決定するために利用される。この好適な実施態様では、より広いフリーケンシの範囲にわたってパワースペクトルを積分することに同等である作業を実行し得ることが理解される。この好適な実施態様では、異常な拍動がその時期の中央付近に位置していないところにあるデータの時期を選ぶことが好ましい。
この好適な実施態様のまた別の様相においては、異常な拍動を平均で正常な拍動に置き換える代わりに、拍動の系列から、および、パワースペクトルにおける交代拍動のピーク幅を見積もるために用いられるシミュレートされた系列から、異常な拍動が削除される。
例:  正常な拍動の系列の解析の組合せ
また別の好適な実施態様では、異常な拍動の間の正常な拍動の各系列を別々に解析し、異なる系列の段階は異なることがあるという事実が、交代拍動の測定に悪影響しないような方法で、解析を組合せる。正常な拍動の各系列内に段階のリセットがないことが期待されるが、違った系列は、違った段階を有しているかも知れない(例えば、１つの系列は１,−１,１,−１．．．のパターンを有しているかも知れず、また別の系列は−１,１,−１．．．のパターンを有しているかも知れない)。この好適な実施態様では、異常な拍動の間にある拍動の各系列における交代拍動のレベルを概算するために、その技術における手法のいずれかが用いられる。例えば、各系列のパワースペクトルを計算し、それから、そこに含まれる拍動の数についてのスペクトルを適切に考慮してパワースペクトルを平均することができる。その代わりとして、各系列において、平均の偶数番号の拍動の波形および平均の奇数の拍動の波形を測定し、交代拍動のレベルの測定値として、これら２つの波形における差の標示されない測定値を計算する。この標示されない差の測定値は、例えば、積分された絶対的な差、あるいは、積分された自乗の差であることが可能である。
例:  拍動の系列のステッチング(stithing)
また別の好適な実施態様は、異常な拍動の間の違った拍動の系列を組み合せることを有する。我々は、異常な拍動は、一貫した方法で段階をリセットする傾向を有し、そして、これが、交代拍動の測定上の干渉雑音の影響を減ずるべく用いられ得ることを知った。このやり方に従って、正常な拍動の系列が、交互にあらわれる段階を維持するためにつなげられる。
現在好適な１つの実施態様では、系列の異常な拍動の位置次第で、拍動の間の交互にあらわれる段階を保つために、異常な拍動が拍動の系列から取り除かれる、あるいは、異常な拍動が平均の拍動に置き換えられる。異常な拍動は、図９に示されるプロセスによって置換される、又は、取り除かれる。初期ステップで、拍動の数は(Ｎ)であり、異常な拍動が予め零に設定される(１００)。Ｎの値は、１ずつ増加するものである(１０２)。系列における次の拍動が特徴づけられる(１０４)。もし、拍動が異常でなければ(１０６)、そのプロセスは初期ステップ(１００)に戻り、別の点では、その異常な拍動の位置が記録される(１０８)。このステージにおいて、もし、Ｎが偶数であれば(１１０)、異常な拍動がその系列から取り除かれ(１１２)、そして、そのプロセスが初期ステップに戻る(１００)。もし、Ｎの値が奇数であれば、異常な拍動は平均の拍動に置換され(１１４)、そして、そのプロセスが初期ステップに戻る(１００)。
例えば、図９に示されるプロセスを用いて、拍動の系列Ａ1Ｂ2Ａ3Ｂ4Ｐ5Ａ6Ｂ7Ａ8Ｐ9Ａ10Ｂ11・・・が系列Ａ1Ｂ2Ａ3Ｂ4−Ａ6Ｂ7Ａ8Ａ−Ｍ−10Ｂ11に置き換えられる(ここで、Ａは段階Ａの正常な拍動を表し、Ｂは段階Ｂの正常な拍動を表し、そして、Ｍはその平均の拍動を表すものである)。この好適な実施態様では、その結果的な拍動の系列が、その技術における方法のいずれかを用いて、交代拍動のレベルを決定するために解析され得る。
また別の例では、異常な拍動に隣り合う正常な拍動が、交互にあらわれる段階を保つために取り除かれることが可能である。例えば、拍動の系列Ａ1Ｂ2Ａ3Ｂ4Ｐ5Ａ6Ｂ7Ａ8Ｐ9Ａ10Ｂ11・・・が系列Ａ1Ｂ2Ａ3Ｂ4−Ａ6Ｂ7−Ａ10Ｂ11に置き換えられる。
Ｂ．  測定された信号における干渉する変動の補正
生理的な波形の形態は、インタービート(interbeat)の間隔における拍動毎の変動、呼吸活動、並びに、運動による活動のような、交代拍動の測定に干渉するプロセス('干渉雑音源')により変化され得る。好適な実施態様では、(我々が、'干渉信号'と呼称する)信号が測定され、それは干渉雑音源からの寄与を有しており、その干渉信号と生理的な波形との間の相互関係性が分析され、また、生理的な波形における変動の測定値が干渉する変動に関して補正される。
例:  インターサイクル(intercycle)の間隔の変動
インターサイクルの間隔の変動は、(例えば、交代拍動のような)周期毎の変動の時間的なパターンを壊す、あるいは、生理的な波形の形態を変化させる可能性を有する。心電図の先行したＲ波からＲ波まで(ＲＲ)の間隔における変化は、Ｔ波の形状およびタイミングの変化を引き起こす。Ｔ波のこれらの変化は、形状変化の交代拍動のパターンを覆い隠す可能性を有し、交代拍動の測定をより困難にする。Ｔ波の間を測定する場合、交代拍動は臨床上最も重要であり、また、心臓の電気的なペーシングなしに交代拍動を測定することは、ＲＲ間隔において変化が存在することを意味しているので、もし、この間隔における変化により引き起こされる雑音が軽減されれば、交代拍動の測定の感度は改善され得る。
従って、１つの好適な実施態様では、波形の形態上の変化のインターサイクルの変動の影響は、インターサイクルの間隔における変化と波形の形態における変形との間の関係を決定することにより軽減される。この関係は、インターサイクルの間隔の変化の影響について補正すべく波形を調節するために用いられる。１つの好適な実施態様では、その関係が、多次元の順々に続く、有限のインパルス(impulse)用の移動するアベレージフィルタ(average  filter)により決定される。かかるフィルタは、波形の基準点からの各オフセット(offset)における波形の振幅を、先行したインターサイクルの間隔の系列に順々に関係させるものである。
0003877761.tif 000003
ここで、Ｖa(i.j)は、インターサイクルの間隔の変化の影響について補正すべく調節される基準点からの、jの標本点のオフセットでの特定のリード線におけるi'番目の波形の振幅であり、Ｖ(i,j)は、それに対応する調節されていない振幅であり、また、ΔＲＲ(i-k)は、平均値からの、i'番目の拍動に先行して拍動するインターサイクルの間隔kの偏差である。kの合計は、(直ぐ様のインターサイクルの間隔についての)０からpの最大整数値の間で変化する。係数a(k,j)が、先行するインターサイクルの間隔の変化を波形の振幅に関連させる。上記係数a(k,j)は、その技術でよく知られる最小自乗法によって決定される。好適な実施態様では、指数kの最大値は１と５との間にあり、標本の間隔は４０ミリセカンド(milliseconds)である。
図１０は、このことが、Ｔ波上の１点を補正するために、どのようにして為されるかを説明するものである。測定は、この点における一連のＴ波の電位差(Ｖa)で成り、これらは、平均のＲＲ間隔からの、先行したＲＲ間隔の偏差(ΔＲＲ)に関係させられる。最小自乗がこれらのデータに適合することは、(勾配に相当する)係数「a」をもたらし、それは、先行したＲＲ間隔における変化に関するＴ波上のこの点を補正するために用いられ得る。
図１１は、１９８８年、スミス(Ｓmith)等により説明された手段(上記で引用された)によって計算された交代拍動のスペクトルを示しており、ここでは、ＲＲ間隔の変化が、雑音のレベルの上昇を引き起こしている。図１２は、同様のデータのスペクトルを示しており、ここでは、上記で記述された移動するアベレージフィルタが用いられている。そのスペクトルにおける雑音のレベルが軽減されていることに注目せよ。
他の手段が、同様の作業を行うのに有用である。例えば、各Ｔ波は、基本関数の加重合計として表示されることが可能である。これらの基本関数は、その技術でよく知られた方法を用いて、そのデータの時期におけるあらゆるＴ波の主要成分の解析を行うことにより得られる。そのとき、各Ｔ波は次のように表される:
0003877761.tif 000004
ここで、Ｖ(i,j)は、基準点からの、jの標本点のオフセットにおけるi'番目の波形の振幅である。c(i,k)は、i'番目の波形に関するk番目の基本関数についての加重係数であり、また、b(k,j)は、jth番目の標本点のオフセットでのkth番目の基本関数の値である。
上記係数c(l,k)は、インタービート(interbeat)の間隔の変動の影響について補正するために順に調整されることが可能である:
0003877761.tif 000005
ここで、ca(l,k)は、係数の調整値であり、d(m,k)は、kth番目の基本関数についての係数をΔＲＲ(1−m)に関連させている１組の係数であり、ΔＲＲ(1−m)は、平均値からの、先行したＲＲ間隔の偏差である。値mは、m＝０(すぐ前のΔＲＲ)で始まる範囲で合計される。係数d(m,k)は、その技術においてよく知られた最小自乗の最小限の手順を用いて計算され得る。それから、波形の調整値Ｖa(i,j)が計算される:
0003877761.tif 000006
また別の好適な実施態様では、ＲＲ間隔の変動の効果が、Ｔ波の振幅およびオフセットにおける変化として表される:
Ｖa（ｉ,ｊ）＝α（ｉ）・Ｖ（ｉ,ｊ−β（ｉ））
ここで、α(i)およびβ(i)は、i番目の波形の変化された振幅およびオフセットを表している。α(i)およびβ(i)の値は、上記で記述されるような順々に続くアベレージフィルタのようなフィルタを用いて、先行したΔＲＲ(1−m)に関連させられることが可能である。
１つの好適な実施態様では、インターサイクルの変動の影響について補正するためのこれらの方法が、生理的なストレスの間に適用される。
例:  他の信号における変動
心臓の直接的な電気的ペーシングなしの波形変動の交代拍動パターンの測定は、一般により小さな信号レベルの感知、をしばしば有するものであり、心拍数の広い範囲における感知、並びに、運動又は他の生理的なストレスによりもたらされ得る他の生理的な変動がある場合の感知を有する。従って、１つの好適な実施態様は、生理的な信号の生理的な波形における周期毎の変動の交代拍動パターンを査定するための方法である。上記生理的な波形においては、測定されている生理的な信号の変動上の１つ又はそれ以上の他の信号における変動の影響が、ある数学的な関係を決めることにより軽減される。該数学的な関係は、他の信号又は複数の信号における変動の測定値を、生理的な信号における変動の測定値に関係させるものである。該生理的な信号は、他の信号又は複数の信号における変動の影響について補正するために測定されている生理的な信号の変動の測定値を調整するために測定され、且つ、この数学的な関係を利用しているものである。
例えば、呼吸は心電計の合成の形状に悪影響し、その結果、変化の交代拍動パターンを測定することがより難しくなる。呼吸のレベルは、運動および生理的なストレスの間に高まり、従って、その問題は、生理的なストレスが、交代拍動の測定のために用いられる場合に、より深刻化する。心電図信号のみならず、(その技術でよく知られた技術を用いて同様の心電計の電極から測定され得るインピーダンスプレチスモグラフィ(impedance  plethysmography)信号のような)呼吸に密接に関係した信号を測定することにより、呼吸に関係した信号と、心電計の波形の形態との間の数学的な関係を決めることができる。例えば、該数学的な関係は、多次元の順々に続く、有限のインパルス用の移動するアベレージフィルタ(average  filter)として特徴づけられることが可能であり、該アベレージフィルタは、波形における基準点からの各オフセットでの心電計の波形の振幅を、呼吸信号の振幅に関係させるものである。かかるフィルタの１つの例は、インターサイクルの間隔における変化の影響の補正に関する、上記で説明されたものに類似する。
0003877761.tif 000007
ここで、ΔＳ(i,j−k)は、Ｖa(i,j)に関係した時間に先行するkの標本点における平均値からの、呼吸に関係する信号の偏差である。ここで、係数a(k,j)は、呼吸に関係する信号Ｓの振幅における変化を、Ｖ(i,j)により与えられる心電計の振幅における変化に関係させるものである(図１３参照)。１つの好適な実施態様では、指数kの最大値が不変である場合に、無視できない利益を得る。この好適な実施態様では、心電計の振幅が、呼吸信号の同時に存在する値によって補正される。また、心電計の信号の形態における呼吸に関係する信号の調和数の影響に関して調整するように、調整の強さへ高められるΔＳに等しい信号について補正すべきフィルタをつくり出すことが必要である。
呼吸の影響について補正することの重要性は、我々が行う、自転車による運動中の３０代の健康的な若い成人の、交代拍動のレベルの研究によって説明される。呼吸の影響についての補正がない場合、８人の患者について、無視できない交代拍動のレベルを有することが判明された。この実に意外な結果は、彼等の心拍数のサブマルチプル（submultiple）で彼等が呼吸していたことが原因でもたらされた。結果的に、彼等の呼吸の調和数の１つが、交代拍動のフリーケンシ（frequency）における心電図の波形の形態における変化をもたらした(図１４参照。それは、心拍数の２分の１の交代拍動のフリーケンシにおける間違った陽性のピークを生じる心拍数の４分の１の、患者のひとりからの呼吸を示している)。しかしながら、図１４Ａに示されるように、心電計の波形が、別々に測定されたインピーダンスプレチモグラフィの呼吸に関係する信号を用いて調整された場合には、交代拍動がとるに足らないレベルに位置する。
Ｃ．複数の電極若しくは複数の部分から成る電極の使用
複数の電極から記録される信号は、生理的な波形における周期毎の間隔の変化の時間的なパターンの測定に干渉する雑音の影響を減ずるために用いられ得る。１つの好適な実施態様では、心電計の信号の生理的な波形の形態における周期毎の変化の交代拍動パターンの測定値が容易に得られる。それは、それらのリード(lead)内の交代拍動のレベルであり、該リードにおいては、交代拍動のレベルが、およそ２若しくは３の標準偏差によって上記雑音を越える。この好適な実施態様は、雑音が、交代拍動を感知することができなくなるほど高い可能性を有するリードを無視する。
生理的な波形の周期毎の変化の時間的なパターンの測定上の雑音の影響を軽減するために、数学的に複数の信号を解析するための体系的な方法の記述が、「生理的な信号の測定」と付題された、１９９４年１１月１４日出願の米国特許出願第０８／３３９，０３２号において開示されており、それは、引用することにより、ここに組み込まれる。１つの好適な実施態様では、心電計の波形における周期毎の変化の時間的なパターンの評価は、患者に複数の電極を取り付け、電極からの信号を記録し、異なる電極からの信号の間の数学的な関係を決定し、エラーメトリック(error  metric)を規定し、そして、エラーメトリックを縮める所望の組みの心電計の信号を概算するために電極信号の数学的な組み合わせを見出だし、電極信号の数学的な組み合わせの心電計の波形における周期毎の変動の時間的なパターンを解析することにより実現される。この方法は、評価されている時間的なパターンが交代拍動である場合に適用され得る。１つの好適な実施態様では、電極リードの信号の所望の組みは、ベクトル心電図のＸ,Ｙ並びにＺのリードである。また別の好適な実施態様では、心電計のリードの信号の所望の組みが、心電計の波形の１つ又はそれより大きい部分にわたって概算される。また別の好適な実施態様においては、数学的な関係が共分散を有する。
１つの好適な実施態様では、エラーメトリックは、ＰＱ部分若しくはＴ波のような心電計の波形の１つ又はそれより大きい部分にわたる雑音の測定を有する。また別の好適な実施態様では、上記エラーメトリックは、１つ又はそれより大きい周波数帯域にわたる雑音の測定を有する。また別の好適な実施態様では、エラーメトリックの計算が、以下の１つ又はそれより多きを有している:雑音の測定値を得ること、評価されている周期毎の変動の時間的なパターンの大きさの測定値を得ること、時間的なパターンの大きさの統計的な重要な測定値を得ること。
１つの好適な実施態様では、複数の別々の電極、若しくは、複数の独立した電気接触部を備えた複式電極が、位置決めされた解剖箇所に適用される。これら複数の電極からの心電計の信号は、そのとき、位置決めされた解剖箇所から発する心電計の信号に対応する軽減される雑音信号を概算するために用いられる。
図１５を参照すれば、本発明の一般的な方法が、要約されて入力信号が得られるステップ２０１で始まっている。各信号は、所望の信号の幾らか、あるいは、雑音信号の幾らか、又は、その両方を含んでいるものと考えられる。ステップ２０２では、どんな種類の出力信号が発せられるべきであるかについて決定が為される。しばしば、所望の出力信号は単に入力信号の１つであるが、より一般的には、それは、入力信号が変換されたものである。
ステップ２０３および２０４が、入力信号の中の所望の信号の関係を規定している。ステップ２０３は、まず、所望の形を維持するフィルタ効果を有する数学的なプロセスによって入力信号を変換し、その後、処理された信号の間の相関を概算することにより、その形のインターシグナル(inter−signal)の関係を算定する。その後、２０４において、入力信号のいかなる特定的な組み合わせも、どれほど出力信号の所望の形を歪曲することになるかという基準を確立するために、相関関数を用いる歪曲のメトリックがもたらされる。
ステップ２０５および２０６は、数学的な変換が信号の雑音の形を保つということを除いて、ステップ２０３および２０４に類似しており、上記メトリックは、入力信号の組合せに与えられる雑音がどれだけ出力信号に寄与しているかを測定するものである。
ステップ２０７では、ステップ２０３から２０６を通じる２つのメトリックが同時に考慮され、メトリックの総計を最小にする入力信号の組み合わせが計算される。その信号は、低い雑音の出力信号をつくるために、ステップ２０８において組み合わせられる。その低い雑音信号は、オプティマイズ(optimized;最良好の)信号と呼ばれる。
本発明の方法および装置を、心電図の電気的な交代拍動を測定するという問題に関して説明する。電気的な交代拍動の測定は、その振幅がしばしばマイクロボルト程度に低いので、取り組む意欲を注がれることになる。対照的に、覆い隠された雑音が、マイクロボルトのピークレベルに達することは珍しくない。その雑音は、通常、呼吸により引き起こされた心電図波形の形の拍動毎の変動、動作による電極と皮膚との接触点の移動によりもたらされる電位変化、骨格筋の活動のような複数の原因からなる。
３つの原因のうち、最初の２つは、それらが交代拍動にそっくりであるように作用し得るので、特殊な問題を提供する。例えば、図１６−図１６Ｄに示されるように、もし、患者が心拍数の４分の１又は６分の１で呼吸しているならば、呼吸の調和した倍数は、交代拍動のフリーケンシで生じることになる。その調和数は、周期毎の変動の影響によって、また、胸部の呼吸の動作によって引き起こされる電極の雑音によって、交代拍動を心電図に加えることができる。
ある周期性を伴って起こる患者の動作による雑音が、また別の周期性にある呼吸の影響に干渉して、交代拍動の存在を疑似する若しくは覆い隠すことができる更に別の周期性にある雑音を生じるように非連続的な様式で組み合う場合に、より複雑な状況になる。これらのあらゆる理由のために、干渉雑音の軽減が、交代拍動の測定に関して最も重要である。
好適な実施形態が、電気的な交代拍動の解析に関しより適したやり方で、心電図の雑音を減ずるべき方法の利用を説明している。その装置が、心電図、呼吸、並びに、心電図の電極インピーダンスを測定する。呼吸が、心電図において拍動毎の変動の雑音に関係した信号を与える一方、上記インピーダンスは、電極と皮膚との接触点の位置ずれにより引き起こされる雑音に関する信号を与える。
図１７−図１７Ｃによれば、呼吸のおよびインピーダンスの信号が、測定された心電図信号の雑音を減ずるために組み合わせられる。
好適な実施態様のステップは、図１８の流れ図に従うものであり、それは、図１５に予め現された一般的な方法に類似するものである。その好適な実施態様は、本発明の方法を表すために行列関数を用いる。他の実施態様は、テンソル(tensor)形式、あるいは、多項関数の形式のような他の手段を用いることができる。詳細な数学的根拠は、この記述から省略され、付録Ａ,Ｂ並びにＣに見出だされ得る。
電極構造
図１９および図１９Ａに示されるように、複数の部分から成る電極は、塩化銀のインクを用いて焼き付けされるフィルムで作られたベースパッド(basepad)で構成される。上記インクは、適切な除細動の回復特性をもたらしながら、電極ゲルへの電気的な接続を与えている。上記インクはまた、ベースパッドの底縁部へ続くトレース(trace)部をつくるために用いられ、ここで、それらは、縁部のコネクタに適した平行な編成へ導かれる。
プラスチック製の柔軟なフォーム(foam)が上記ベースパッドに取り付けられている。該フォームは、むき出しの上記トレース部の領域を十分に覆い、それらを隔離する。電極部分に相当する領域はむき出しのままに残され、それによって、インクから皮膚への電気的な接続を為すゲルを保持する便宜的な方法をもたらすウェル(well)をつくり出している。
複数の部分から成る電極の使用は、幾つかの利点を有する。第１に、セグメントにより記録される心電図が、通常、雑音を起こすよりも、セグメント間で違って変化する。このことは、ほとんど心電源および雑音源の物理的な位置を変えるせいである。第２に、セグメントの分離によりもたらされる雑音の変化が、電極の各セグメントにおいて弱いＤＣバイアス電流を導くことにより、制御式に調節され得る。図２０は、ＤＣバイアスの複数の部分から成る電極への負荷に関する図を示している。その変化はまた、異なる電解混合物を用いて、異なるセグメントを製造することにより調節され得る。
呼吸およびインピーダンスの測定
複数の部分から成る電極は、図２１に記述されるように、呼吸および電極インピーダンスの測定を容易化する。皮膚と電極との接触部のインピーダンスは、それが雑音を表す信号をもたらすので測定される。その信号は、交代拍動の測定から雑音を消去することを助けるべく他の測定された信号と共に用いられ得る。我々は、インピーダンスにおける変化が交代拍動の測定における雑音のアーティファクト(artifact)と相関させられ、そのことが雑音の削除を可能とすることを見出だしたので、この手順が特に便宜的であると信じている。
その測定は、複数の部分から成る電極の２つの中央の間に僅かな５０キロヘルツ(Ｋhz)の電流を流し込むことにより可能となる。外側のリング状のセグメントは、５０キロヘルツで、上記リングが単一のセグメントとして作用するように容量的に結合される。
図２１によれば、呼吸は、測定用の電極としてのリングを用いて、４端子測定として測定される。肺の膨張および放出により胸部を伝わるインピーダンスが変化するにつれて、測定される電位は増大したり減少したりする。その電位は、呼吸信号をもたらすために復調され、そして、ハイパス(high−pass)フィルタにかけられる。
各電極の中央部分のインピーダンスが、中央部とリングとの間の電位差を測定することにより測定される。その測定が本質的に一切の電流を引き合いに出さないので、上記リングのインピーダンスは測定される電位にほとんど影響を与えない。インピーダンス信号をもたらすために、電位は復調され、そして、ハイパスフィルタにかけられる。
図２２および図２２Ａを参照すれば、１４の心電図の電極を用いて、３２の信号の総計が得られる。３２のチャンネル(channel)のうちには、２４の心電図信号、７つのインピーダンス信号、１つの呼吸信号がある。上記心電図信号は、電極の後に、リング状のセグメントからの信号に関連する"a","b"、あるいは、"c"といった接尾文字を備えて指定される。複数の部分から成る電極のほとんどに関して、(記録される必要がある心電図のチャンネル数を減らすために)２つ又は３つの外側のリング状のセグメントがより大きなセグメントを構成するために結合される。あらゆる心電図信号は、ＲＡ,ＬＡ並びにＬＬ電極における電位の平均を表示するウィルソン(Ｗilson)の中央端子に関して記録される。
上記７つのインピーダンス信号は、７つの複数の部分から成る電極の中央部分のインピーダンスを測定する。それらは、接尾文字"i"を備えた電極の名を与えられている。
呼吸信号は、右側から左側までの胸部のインピーダンスを測定したものである。肺がガス膨張したりガス放出したりするにつれて、エアが身体組織よりもずっと少なく伝わるので、胸部にわたるインピーダンスが変化する。呼吸は、心臓と身体表面との間のインピーダンスを変え、それによって、測定される心電図において変化する。従って、インピーダンスによる呼吸の測定は、呼吸のインピーダンスの変化により引き起こされる心電図の変化を消去するためのその有用性を増すものである。
図２３−図２６は、信号のデジタル化および前処理を要約するものである。心電図、インピーダンス、並びに、呼吸の信号は、図２２および図２２Ａに示されたように患者の電極から得られる。Ｍ＝３２の次元の時間級数b(k)をつくるために、それらの信号は増幅され、アンチエイリアス(anti−alias)のフィルタにかけられ、そして、１キロヘルツ(Ｋhz)でデジタル化される。b(k)の行の中身は図２４において示される。
拍動が感知され、位置を合わせられ、そして、分類され、また、Ｎの時期の拍動が解析のために選ばれる。その時期は、心拍数、正常な拍動の有効性、並びに、一般的な雑音のレベルのような特徴に基づいて選ばれる。交代拍動が１分当たり１００拍の心拍数においてより容易に感知されることが分かっているので、心拍数は重要である。
図２５は、拍動の心電図信号の形態を示している。簡単に、Ｐ波が心房の活動に対応する一方、ＱＲＳＴ群が心室の活動に対応する。ＱＲＳ群は、心室の電気的な活性化を表す一方、Ｔ波が電気的な回復を表すものである。ＳＴ部分は比較的動かない期間である。人間の場合には、Ｔ波が交代拍動を感知するために心電図群の最良の間隔を有することが分かっている。
上記時期におけるn＝１,Ｎの拍動の各々について、拍動はＱＲＳ群上に配列され、フィルタにかけられ、配列点のまわりで２５０ヘルツ(Ｈz)にデシメート(decimate)され、そして、次元ＭxＫの行列Ｂ(n)において保たれる。そのデシメーション(decimation)は幾らかのデータの軽減を可能とし、データ蓄積の必要性を抑える。
Ｂ(n)の構成が図２６に示されている。Ｂ(n)の行mは、b(n)の行mに対応する。列Ｋの数は、最も長い拍動の継続時間により決定される。そのk＝１．．．Ｋの列が、その拍動の継続時間にわたる段階的なデジタルの標本に対応する。該標本は、Ｐ波の開始の前に始まり、Ｔ波の後に終わる。指数ＫP2およびＫPQが、ＰＲ間隔の輪郭を描き、ＫT1およびＫT2がＴ波の輪郭を描く。
形態、タイミング、あるいは、過剰な雑音を理由として、使用できないと分類される拍動は、解析から除外される。異常な形態は、通常、心臓内の異常な伝導パターンから生じる拍動の結果である。そのような拍動は、交代拍動の一定表示に干渉する。拍動間の平均の時間間隔に関して、非常に早く若しくは非常に遅く生じた拍動もまた、その交代拍動を不安定にする。好適な実施態様では、解析から除外される拍動Ｂ(n)は、残りの拍動にわたって計算されるＢ(n)の平均値に置き換えられる。他の好適な実施態様に関しては、書き入れ、フィルタ、可能性の概算に基づいた置換方法が好ましいかも知れない。
出力信号
ステップ５０２は、フランク(Ｆrank)ＸＹＺベクトル信号およびＶ４信号として出力信号を規定している。上記ＸＹＺ信号は、ＸＹＺからのベクトルの大きさの計算により、心臓の循環により生じさせられる交代拍動のアーティファクトに対して免疫性のある信号をつくることができるという利点を有している。上記Ｖ４信号は、Ｖ１−Ｖ６信号を表しており、それらは、ＸＹＺ信号には全く含まれていない情報を含むものであることが知られている。
図２７は、上記Ｘ,Ｙ,Ｚ、および、Ｖ４の出力信号が、入力信号の点からどのように規定されるかを示している。他の実施態様は、Ｖ１−Ｖ６のような他の一般的に用いられる心電図信号のいずれか若しくはすべてを含む出力信号を規定することができる、あるいは、それらは、入力の心電図信号の帰納されたいかなる組合せからも信号をつくり出すことができる。
上記Ｘ,Ｙ,ＺおよびＶ４をつくり出すのに必要な係数は、行ベクトルＦX,ＦY,ＦZおよびＦＶ４において表示されている。該行ベクトルの係数は図１５の表に示されている。Ｂ(n)に対応する出力信号が、Ｄ(n)で記されている。例えば、ＤX(n)＝ＦXＢ(n)。ＦＸ,ＦＹ,ＦＺから成る３xＭ行列は、ＦＸＹＺとして定義され、ＤXYZ(n)＝ＦXYZＢ(n)で記されるＸＹＺ信号の３xＭ行列をつくり出す。
図２８−図２８Ｂは、最良でない出力信号ＤXYZ(n)から交代拍動を計算する方法を要約するものである。ベクトルの大きさＤVM(n)がつくりだされ、該ベクトルの大きさの拍動のＴ波領域がv(n)により表示された点の列へ分けられる。v(n)の強さのスペクトルがＶ(n)として見積もられる。１分当たり０．５サイクルに対応するフリーケンシ(frequency)が交代拍動のフリーケンシである。交代拍動のレベルは、もし、それが基準帯域のレベルの３つの標準偏差に等しい量だけ、雑音基準帯域のレベルを超えれば、重要なものとして考慮される。Ｖ４のリード(lead)における交代拍動は、ベクトルの大きさの交代拍動を見積もる用いられた形式と同様の手順を用いて計算される。
入力信号の最良の組み合わせを用いて出力信号をつくる行列が、ＴX,ＴY,ＴZ並びにＴV4で記されている。Ｔ行列の構成は、それらのＦ行列の対の片方の構成に類似するものである。しかしながら、それらの係数は、予め限定されず、与えられた１単位つまり記録のために得られた特定のデータに基づいて計算される。一旦計算されれば、上記ＴX,ＴY,ＴZ並びにＴV4は、交代拍動の計算上、それらの対の片方ＦX,ＦY,ＦZ並びにＦV4を置換する。
信号の関係およびエラーメトリック(error  metric)の計算
ステップ５０３は、保たれるべき所望の信号として、心電図信号のＱＲＳＴ群の平均値を用いる。Ｂ(n)の平均値は全てのnにわたって計算され、ＤVM(n)から計算される平均のベクトルの大きさの自乗ルートの対応値を１つ１つ基準にして概算される。この概算される平均値はＢＳで記される。ＲSSで記される内部信号の関係は、形式ＢSＢS＊のＭxＭ共分散行列として計算され、ここでは、上記ＱＲＳＴに対応するＢSの列のみが、その計算において用いられる。ステップ５０４は、
εD＝ｔｒ［（ＴXYZ−ＦXYZ）ＲSS（ＴXYZ−ＦXYZ）＊］    ［１］
により与えられる歪みのメトリックを用いる。ここでは、"＊"は演算子であり、且つ、tr[]は平方の行列のトレース(trace)である。上記メトリックは、それらの信号の境界値に関係した最良の出力信号のＢＳの表示におけるエラーの平均の強さを測定するものである。
他の実施態様では、ＢSをつくり出すための実質的に異なる方法を用られることが可能である。入力信号Ｂ(n)は、級数ＢS(n)における所望の形を保つ、より複雑なフィルタ技術により変形される。該級数ＢS(n)は、そのとき、共分散ＲSSを計算するために用いられる。
他の実施態様では、同一性の行列であるＲＳＳを用いるべく選び出すことができる。もし、ＴXYZの係数がＴXYZと違うならば、同一性の行列はペナルティを課する。上記行列ＲSSはまた、入力信号に関する先の知識に基づいて念入りにつくられる。
ステップ５０５は、Ｓin(２πf)のフリーケンシレスポンス(frequency response)を有するフィルタにより処理されるＢ(n)を用いる。ここで、fは、図２８−図２８Ｂの交代拍動の強さのスペクトルにより限定されるようなフリーケンシである。フィルタ処理は、元のＢ(n)行列の各々に対応する新しいＢη(n)行列をつくり出すものである。Ｒηηで記される内部信号の関係が、それから、各βη(n)からの同等な寄与の列えお取り入れているＭxＭ共分散行列として見積もられる。Ｔ波に対応するＢ(n)の列のみが、共分散を計算する際に用いられる。もし、交代拍動が、Ｔ波のみならず、ＱＲＳＴの間隔にかけて計算されるべきものならば、それらの間隔はまた、共分散の計算上含まれていなければならない。ステップ５０６は、
εη＝ｔｒ［ＴXYZＲηηＴ＊XYZ］                            ［２］
で与えられる雑音のメトリックを用いる。それは、最良の出力信号における平均の雑音の強さを測定するものである。
信号のベクトルの向きの維持
好適な実施態様は、ＴXYZの計算に、図２９ー図２９Ａにおいて限定されるＸＹＺ双極子の数学的な直交を維持することを強いるものである。ＴXYZのＴＸ成分を考察する際に、それが、２４の心電図信号の組み合わせをつくり出すことが分かる。その各々は、[vX(t),vY(t),vZ(t)]の特定の組み合わせから成る。２４のあらゆる心電図信号のベクトルの寄与が、総計され、ＴXの係数により概算される場合に、正味の合計は、[１  ０  ０]のベクトルでなければならない。つまり、ＴXは、双極源からのＸの寄与の１単位、もしくは、Ｙ,Ｚの０単位でなければならない。ＴY,ＴZに関する類似の計算は、それぞれ、[０  １  ０]および[０  ０  １]をもたらすものでなければならない。
行列ＰXYZが、その３つの列における各信号のＸ,Ｙ並びにＺのベクトル座標を含むように規定される。各行は、ＴXYZの列と同様の次元である次元を備えて、１つの信号に対応している。非心電図信号に対応する行は、座標[０  ０  ０]を指定されている。
ＰＸＹＺの境界値を用いて、直交する幾何学上の束縛が、
ＴXYZＰXYZ＝Ｉ                  ［３］
であらわされるはずである。ここで、Ｉは、３×３の同一性の行列である。式[３]を満たすために用いられるＰＸＹＺの値は、
ＰXYZ＝ＲSSＦ＊XYZ（ＦXYZＲSSＦ＊XYZ）-1                ［４］
で与えられる。
式[４]は、双極源の[vX(t),vY(t),vZ(t)]として、ＦXYZにより規定される出力信号をとり、その後、入力信号の各々にどれだけのＸ,Ｙ並びにＺが存在するかを見積もるために、内部信号の相関行列ＲSSを用いることにより導き出される。
好適な実施例について直交的な束縛を強制するＰＸＹＺに関する解答は、より一般的な解説を有するものである。ＰXYZは、出力信号における情報の部分集合を用いて入力信号を再現する最小自乗法をもたらす。従って、その解説は難しくなるが、式[３]および式[４]により規定される係数は、ＴV4の計算のために用いられ得る。
ＴがＴXYZでない場合、上記束縛は、「ラウンドトリップ(round  trip)」の束縛と呼称される。それは、もし、出力信号が入力信号を見積もるために使用され、そして、それらの信号が出力信号を再計算するのに順に用いられれば、そのとき再計算された出力は、元の出力に同じであろう。他の実施態様が「ラウンドトリップ(round  trip)」の束縛を使用することを選ぶことができる。
最良の組合せの計算
２つのメトリック(metric)が、
ε＝εη＋αεD                          ［５］
で与えられる単一のメトリックへ組み合わせられ、そして、ＴXYZの値が、式[１]の直交的な束縛の受け易さを最小にするように計算される。式[３]を最小にするＴXYZの値は、
ＴXYZ＝Ｔ0＋ＦXYZＲSSＲ-10（Ｉ−ＰXYZＴ0）            ［６］
により与えられ、ここで、
Ｔ0＝（Ｐ＊XYZＲ-10ＰXYZ）-1（Ｐ＊XYZＲ-10）          ［７］
および、
Ｒ0＝Ｒηη＋αＲss                            ［８］
好適な実施態様では、αの値が通常１０から１００までの間にある。他の実施態様に関して、所望の信号の歪みを最小にすることは、適切でないかも知れない。その場合には、Ｘは０であり、また、ＴXYZは、
Ｔxyz＝（Ｐ＊XYZＲ-1ηηＰXYZ）-1（Ｐ＊XYZＲ-1ηη）      ［９］
で与えられる。
他の実施態様は、最良の出力信号から元の信号を再現し、そして、それらを元の入力信号と比較することによって、歪みのエラーを最小にすることを選ぶことができる。このことは、
εD＝ｔｒ［（ＰＴ−Ｉ）ＲSS（ＰＴ−Ｉ）＊］          ［１０］
を備えた式[１]における歪みのメトリック(metric)を置換することにより達成される。
最良のＶ４の計算
式[３]の導出に通じる論法に対する類推により、ＴV4が、２４の心電図信号の線形の組み合わせを生みだし、その各々が、図２９−図２９Ａにおいて規定されるような[vX(t),vY(t),vZ(t)]の幾つかの組み合わせから成るものである。２４の心電図信号の各々のベクトルの寄与のすべてが、ＴXの係数を用いて総計される場合、正味の合計は、Ｖ４に対応するＰXYZの行でなければならない。その行をＱV4して表示すれば、式[３]に対する類推は、
ＴV4ＰXYZ＝ＱV4                    ［１１］
になる。
ＴV4の値は、式[５]が備えたＦＸＹＺおよびＴＸＹＺの所定位置におけるＦV4およびＴV4を最小にすべく計算され、式[１１]の束縛の受け易さは、
ＴV4＝ＱV4Ｔ0＋αＦV4ＲSSＲ0-1(Ｉ−ＰXYZＴ0）    ［１２］
図３０は、本発明に従って、複数の電極の使用の有効性を示している。この図は、図７の患者のデータに一致するものである。患者は、標準的なベクトル心電図のＸ,Ｙ並びにＺのリード(lead)の測定のために配置される電極を有し、加えて、標準的な１２のリードによる心電図の測定のために配置される電極を有していた。本発明の方法に従って、Ｘ,Ｙ並びにＺのリードの各々について雑音が減らされた概算を計算するために用いられた。その概算は、そのとき、心電図のベクトル(リードＸ,Ｙ並びにＺにおける電位の自乗の和の自乗ルート)の大きさを計算するために組み合わせられた。このベクトルの大きさの信号は、それから、図３０で示される強さのスペクトルを計算するために用いられた。図７では、上記ベクトルの大きさの信号が、Ｘ,Ｙ並びにＺのリードから直接的に計算された。図７および図３０の強さのスペクトルを比較してみると、複数の電極を用いることにより、途方のない雑音の減少が実現されたことが分かる。特に、ペダルを踏むことによるアーティファクト(artifact)は本質的に削除される。
IV．  リアルタイム(real−time)の解析
本発明の１つの好適な実施態様では、交代拍動の測定値あるいは波形の変動の時間的なパターンの他の測定値が、データが蓄積されるのと同時にリアルタイムで計算されて表示される。現在好適な実施態様では、周期毎の変動の時間的なパターンの解析が、データが蓄積されると同時に、データが連続的に重なった部分上で実行され、そして、それが得られると同時に、その解析の結果が、各データの部分上に表示される(図３１参照)。
このように計算し、解析の結果を表示することは、そのデータの蓄積中に、オペレータが、交代拍動のような波形の変動の複数の特徴が存在するかどうか決定するのに、また、測定された変動の統計的な信頼性のレベルのみならず、かかる変動の大きさを決定するに十分なデータが蓄積されたかどうかを決定することを可能とする。これは、オペレータが、十分なデータが蓄積され、また、その測定が中断され得るかどうか、あるいは、データの収集が連続させられることが必要かどうか、若しくは、データが質的に不足しているかどうか、収集の技術が改良されることを必要とするかどうか(例えば、心電図の電極の１つは雑音が大き過ぎて、置換をされることを必要としている)をリアルタイムで決定することを可能としている。
患者に為される、交代拍動の存在に関して好結果を有する検査について、オペレータが、データが集められている間、データ記録のパラメータ(parameter)を改良し得るのに有用な、リアルタイムの若しくはそれに近い情報を有することが重要である。別の点では、雑音の多い電極、又は、目立った規則的なアーティファクトが、しばしば、解釈できない検査結果をもたらすことになる。かかるリアルタイム若しくはそれに近いフィードバック(feedback)は、オペレータが、特に生理的なストレスのあるところで、交代拍動の測定を実用的な臨床検査にするために、データ記録のパラメータを改良することを可能とする。
生理的なストレスの手段として、自転車、踏み車の利用、あるいは、階段を昇る運動を含んでいる好適な実施態様では、患者の実際の心拍数における変動をリアルタイムで測定し、所望の目標ペダル数又はステップ数の範囲を計算し、(例えば、メトロノームの使用によって)この範囲に止どまるようにそのステップ数若しくはペダル数を制御することができる。
Ｖ．    交代拍動の測定の統計的な意義の評価
コーヘン(Ｃohen)等は、生理的な波形における変動の時間的パターンを分析する方法を報告している(米国特許第４，８０２，４９１号、それは、引用することにより、ここに組み込まれる)。この方法では、生理的な信号がデジタル化され、波形はその分野で知られる方法を用いて判別される。その波形は、クロス相関の方法を用いて位置を合わせられ、また、基準となる起点が、各波形において判別される。各波形は、指数iによって分類されることが可能であり、また、波形の範囲にある標本点が、指数jによって分類され、j・Δは、起点からのオフセット(offset)を表すものである。ここで、Δはサンプリング(sampling)の間隔である。複数の心電図信号が、同じ患者において同時に記録される場合、各リードは容易に標本とされ、そして標本点が適用されることが可能である。標本とされた波形は、生理的な波形の一部分の範囲にある交代拍動のレベルを決めるために解析される。強さのスペクトルの方法が、１拍当たり０．５サイクルのフリーケンシ(frequency)で交互にあらわれるエネルギー(Ｅ)、雑音のエネルギー(Ｅ)、並びに、雑音のエネルギーの標準偏差(Ｓ)である３つのパラメータを得るために用いられる。これらの測定は、交代拍動のレベルの指数(例えば、交互にあらわれる成分Ａ＝Ｅ−Ｎのエネルギー、および、ＶALT＝(Ａの自乗ルート)の測定値)、あるいは、交代拍動の統計学的な意義を有する指数(Ｋ＝Ａ／Ｓ)を得るために組み合わせられた。
図３２は、ＲＭＳの交代拍動のエネルギーが、単に無作為の白色雑音のために、スペクトルにおける雑音のレベルの関数としての臨床上重要な２μＶＲＭＳの境界値を超える確率のシミュレーションを示している。(このシミュレーションに関して、交代拍動のエネルギーは、Ｔ波における４つの独立した標本を伴い、米国特許第４，８０２，４９１号において記述された方法を用いて測定された。しかしながら、引用することにより、ここに組み込まれる米国特許第５，１４８，８１２号において記述されるような複雑な復調,３．g．の方法による測定も、同様の結果をもたらしたであろう。２μＶより大きな交代拍動の誤った陽性の感知の確率が、この測定において典型的に見られる１μＶから３μＶの雑音の範囲において劇的に増大することに注目せよ。
図３３は、交代拍動のエネルギーと、２μＶより大きくなければならない基準雑音帯域との間の差(１)を組み合わせ、そして、３よりも大きくなければならない(Ｋスコア(score)と呼ばれる)雑音の標準偏差に対するこの差の比が、あらゆる雑音レベルでのこの間違った陽性のエラーを減ずることを必要とするテストをどのように用いるかを示している。
その結果、交代拍動のレベルがある上限値を超えるかどうか、あるいは、逆に、交代拍動のレベルがある下限値より小さいかどうかを、統計的な信頼度を用いて決めることを可能とすることが望ましいことが分かった。もし、例えば、交代拍動のレベルが上限値を超える患者について、心室性の不整脈による危険が高く、また、交代拍動のレベルがある下限値より小さい患者については、交代拍動の危険性が低いことを示しているならば、このことは重要なことである。本発明のこの実施態様では、交代拍動のレベルが上限値を超えるか、あるいは、ある下限値よりも小さいかどうかを、統計的な確定性の特定のレベルを用いて決めることを可能とするように、指数がつくり出される(その上限値および下限値は必ずしも違う必要はない)。その交代拍動の決定の結果は、正である(統計的な信頼度を備えた交代拍動のレベルが上限値を超える)か、負である(統計的な信頼度を備えた交代拍動のレベルが下限値より低い)か、あるいは、不確定である(正でも負でもない)。
例えば、統計的な信頼度を備えた交代拍動が上限値のレベルを超えるテストは、ＡがＳの倍数だけ上限値を超えるかどうかということである。統計的な信頼度を備えた交代拍動が下限値よりも小さいというテストの例は、ＡがＳの倍数だけ下限値より低いかどうかということである。それぞれの場合において、使用されるＳの倍数が統計的な信頼度のレベルを決定する。１と５との間にある倍数値が便宜的に用いられる。交代拍動が存在しないことを示している負のテストもまた、心拍数が最小レベルを超えることを必要とする。
１つの好適な実施の形態において、生理的な波形の形態における周期毎の交代拍動のパターンの評価が、心電図のサイクルの一部分における交代拍動のレベルを、心電図のサイクルの異なる部分にわたって測定された雑音のレベルと比較することにより行なわれる。例えば、雑音のレベルは、その心電図のＰＱ部分にわたって計算され得る。該ＰＱ部分は、通常、ＰＱ部分の間に、生理的な心臓の電気的な活動がほとんど、又は、全くないので、解析するために有用な部分である。
また別の好適な実施態様において、(交互にあらわれる成分のエネルギーから雑音のエネルギーを引いたもののような)交代拍動の測定値の意義は、その測定値が上限値を超え、且つ、統計的な確定性の特定のレベルを用いて、その測定値が０を超えるかどうかを決めることにより(例えば、雑音のエネルギーの標準偏差の１倍より大きいことにより)決定される。逆に、交代拍動の測定の意義は、その測定値が下限値よりも小さいかどうかに基づいて決められる。低いレベルより小さい交代拍動の測定値の意義は、実現される最小の心拍数に依存することがある。
この発明のまた別の実施態様では、交代拍動のレベル(例えば、Ａ)および交代拍動のレベルの不確定性(例えば、Ｓ)が、ある患者に為される測定のために概算される。
１つの好適な実施態様では、もし雑音が境界値を超えるならば、交代拍動のテストは、不確定として拒絶される。また別の好適な実施態様では、陽性のテストが、(ＶALTのような)交代拍動のレベルの指数が境界値を超えること、また、(Ｋのような)統計的に意義のある指数が境界値を超えることを要する。
１つの好適な実施態様においては、心室の不整脈の受け易さについてのテストは、もし、重要な交代拍動のレベルが休憩の間に、目標の心拍数に達しない運動の間に、及び／又は、目標の心拍数に達せられた場合の運動の間に測定されれば、陽性であるとみなされる。陰性であるとみなされるためのテストに関する、この好適な実施態様では、上記の目標の心拍数が実現されなければならず、陰性のテストに関する基準が、この心拍数に一致されなければならず、そして、重要な交代拍動が、休憩時に、若しくは、目標の心拍数が達せられなかった場合のレベルの運動時に存在してはならない。
交代拍動のレベルの統計的な重要性を決めるためのこれら改良された方法の１つの利点は、もし、それらが、データを集めるプロセスの間に決められるならば、その集められたデータの量が信頼性のある疾患の危険性の予告を統計的に行うのに十分なものであるかどうか、あるいは、付加的な又は雑音のより少ないデータが集められる必要があるかどうかを決めることができることである。もし決定を下すために十分なデータが集められたならば、データを集めるプロセスを止めることができる。
例:  複数の生理的な信号における統計的な重要性
ベクトルの大きさの心電図の信号の利用は、即時の心臓の電気的なベクトルの方向に平行な心電図の交代拍動の成分を感知することを可能とする。そのベクトルの大きさは、フランク（Ｆrank）の心電計のリードシステムにおいて得られるような３つの直交ベクトルのリード(lead)における電位信号の自乗の和の自乗ルートである。即時的な心臓のベクトルに垂直な心電図の交互にあらわれる成分は、ベクトルの大きさの信号においてはあらわれない。同様に、いかなる信号の心電図リードのベクトル方向に垂直な心電図の交互にあらわれる成分も、その信号の心電図リードにおいてあらわれないであろう。従って、複数のリードにおいて交代拍動を測定することが便宜的である。しかしながら、異なる心電図リードにおいて、雑音のレベルは違っていてもよく、従って、あるリードの交代拍動の高レベルは、高雑音レベルを備えたリードにおいては意味をなさず、また別のリードの交代拍動の低いレベルは、低い雑音レベルを備えたまた別のリードにおいて統計的に意義がある。１つの好適な実施態様では、(ＶALTのような)交代拍動のレベルおよび(Ｋのような)交代拍動の統計的に意義のある測定値が、複数の生理的な信号において、例えば、複数の心電図リードにおいて測定され、また、この情報は、患者の交代拍動のレベルおよび存在を評価するために組合せられる。
例えば、運動中に交代拍動を評価するために、各リードにおける測定値Ｋとともに、ベクトル心電図(ＶX,ＶY,ＶZ)の３つの直交リードにおいてＶALTを測定することができるかも知れない。陽性の交代拍動のテストは、１つ又はそれより多いリードにおいて、ＶALTが１．９マイクロボルト(microvolt)より大きいこと、また、それに対応するリードにおいて、Ｋが３を越えることを必要とするかも知れない。
VI．    データの時期の選択
上記で述べたように、多くの要因が、特に、生理的なストレスを付加する間の、交代拍動のような、生理的な波形における周期毎の変動のパターンのレベルおよび重要性を容易に評価するための能力に干渉し得る。いかなる交代拍動の測定もが、ちょうど心拍数の半分における重要なエネルギーを有することになり、従って、誤った陽性の交代拍動の結果をもたらす雑音によって墜落させられ得る。従って、もし、長いデータ記録において連続的な交代拍動を探そうとすれば、患者の心室性不整脈の受け易さにかかわりなく、結局は、陽性の結果を有することになりがちである。同様に、もし、データの１部分のみを解析し、そして、その部分が、重要な雑音又は期外性の拍動を含むか、あるいは、低すぎる心拍数であれば、そのときの交代拍動の結果は誤って陰性となり得る。従って、ある手段が、最も明白な結果をもたらすために、どの部分が解析に最も適しているか決定するように改良される必要を有する。１つの好適な実施態様では、時期つまりデータの時期が、各時期において為される測定を考慮することによって、変動の解析のために選ばれ、次の１つ又はそれより多きを有している:期外性の又は異所性の拍動の数、時期の中央部分で起こっている異所性の拍動の数、雑音のメトリック(metric)、特定の周波数帯域にわたって測定される雑音のメトリック、評価されている時間的なパターンの振幅の測定値、評価されている時間的なパターンの相関的な振幅および雑音のメトリックの測定値、周期毎の変動の時間的なパターンの統計的な重要性の測定値、心電図信号の幾らかの部分の変動性、呼吸、心拍数、患者のペダル若しくはステップ数、及び／又は、インタービートの間隔の変動性。
図３３で見られるように、交代拍動のレベルに関する、また、統計的な重要性に関して組合せられたテストが、ここに記述されるように使用される場合にも、交代拍動の測定が為される時々の、誤った陽性の結果の無視できない確率が存在し、そして、この確率は雑音のレベルの関数である。この結果、交代拍動を探す回数が増えるにつれて、ますます誤った陽性の結果の可能性が高くなる。もし、交代拍動の存在のために連続的に測定し、そして、交代拍動の特定のレベルがテストの確実性を示すものであれば、また、もし、交代拍動のレベルが見付かれば、そのとき、誤まった陽性の結果の確率が１に達するであろう。
これを防ぐために、交代拍動を探す別々の時間数を最小にすることが、また、交代拍動のレベルが高いと予想され、また、干渉の雑音のレベルが低いところでの、データ片においてのみ見ることが重要である。
その結果、時期を選択する上でかかる要因を考慮することにより、周期毎の変動の特定のパターンの測定への干渉をもたらす要因による影響を減らすことができ、評価されている時間的なパターンの振幅が最も大きく、且つ、最も著しい部分を選択し、そして、評価されている変動の時間的なパターンに帰することになりがちな部分を選択し得る。例えば、ほとんど若しくはまったく異常な期外性の拍動のない時期、あるいは、中央部付近でない時期は、段階のリセットの影響に最小程度に煩わされるであろう。低い雑音のレベルを備えた時期が、最も評価されている変動の時間的なパターンを明らかにしがちである。この雑音は、例えば、心電図のＰＱ部分の変動を考慮することにより測定され得る。該ＰＱ部分は、通常、ＰＱ部分の間には、生理的な心臓の電気的活動がほとんど若しくはまったくないので、解析するのに有用な部分である。上記雑音が、１つ又はそれより多い基準周波数帯域において測定されることもまた可能である(例えば、上記で引用されたコーヘン(Ｃohen)等によるもの)。
図３４によれば、現在好適な時期選択の機構においては、セグメントファインダ(segment  finder)が、０から１０まで広がるそれらの「優良性」によって分類されるセグメントのリストを維持するものである。ステップ１２０１では、拍動のリストからの次の適当なセグメントとして、拍動の行列７０から、ありのままのセグメントをとり出す。セグメントは、その数が８ビートの増加の倍数である拍動にのみにおいて始まることが出来る。そのセグメントは、１２８拍の長さであるものとされている。しかしながら、もし、１２８拍より少ない拍動が有用であれば、また、もし、以下のステップ１２０７に記述される最小のセグメントの長さの要求に一致していれば、より短いセグメントが利用される。その８のセグメントの増加は、目標の拍動数よりもずっと小さいので、考慮中のセグメントは先行したセグメントに重なる。好適な実施態様は、計算の容易化のためのセグメントの可能な長さおよび原点を制限する。他の実施態様は、より広い範囲のセグメントの原点および長さを考慮する方法を供給し得る。
ステップ１２０１が、考慮中にセグメントについての優良性のスコアをつくるために利用される行列を計算する。これらの平行は、平均の心拍数を有し、期外性の行列、雑音の行列、並びに、拍動数を含んでいる。上記雑音の行列は、ベースラインの調和雑音および交代拍動のスペクトルの基準雑音を含んでいる。上記ベースラインの調和雑音は、１拍当たり０．１６７サイクルと０．２５サイクルにおけるＰＱレベルのスペクトルの強さから計算される。これらの雑音のフリーケンシ（frequency）は、それらの第３番目および第２番目の調和数が、それぞれ、１拍当たり０．５サイクルの交代拍動のフリーケンシに位置しているので重要なものである。その交代拍動のスペクトル基準雑音帯域は、導入部において規定されたように、測定値Ｎを概算するために計算される。期外性のメトリックは、完全なセグメントおよびセグメントの中間半分における、期外性およびポストメイチャア(postmature)の拍動の総数を含んでいる。期外性の拍動は交代拍動をリセットすることができ、測定される交代拍動のレベルが下がることになる。期外性の拍動がセグメントの中央に近付くにつれて、段階のリセットによる交代拍動の信号の電位の取消しは益々大きくなる。
交互に行われる実施態様は、入力信号から導出されるあるいは関係する様々な他のメトリックを用いることができる。該メトリックは、総心拍数の変動、若しくは、特定の周波数帯域における心拍数の変動、あるいは、交代拍動の変調に関係する他の測定値を含むことができる。そのメトリックは、呼吸および動作の測定値に対して、その測定値が心電図から見積もられるか、幾つかの他の手段によって測定された場合に導出される。上記メトリックは、グループ(group)内に取り込まれた単一の拍動若しくは拍動から導出される多くの雑音の測定値を含むことができる。
ステップ１２０２は、そのセグメントが低い心拍数についての初期の基準に一致するかどうかをテストする。低い心拍数の初期基準は、１分当たり９０−１００拍の心拍数であり、期外性の拍動がまったくなく、ベースラインの調和雑音が２μＶより小さく、基準帯域雑音が１．２μＶよりも小さく、そして、少なくとも１００拍にある。低い心拍数の基準が一致される最初に、そのセグメントについての交代拍動の結果は、ステップ７２において特定されるように計算され、そして、オペレータが、ステップ１２０４における結果について知らせられる。ステップ１２０５は、セグメントが目標の心拍数についての初期基準に一致するかどうかテストするものである。これらの基準は、心拍数の範囲が、１分当たり１００−１２０拍でなければならないことを除いて、低い心拍数のセグメントに関するのと同様である。ステップ１２０６において、目標の心拍数の基準が一致される最初に、そのセグメントに関する交代拍動の結果は、ステップ７２において特定されるように計算され、オペレータはステップ１２０４において、その結果を知らせられる。
ステップ１２０７は、短くされたセグメントが考慮されるべきものかどうか決定する。より短いセグメントは、もし、目標の心拍数の基準が達せられなければ、また、もし、結果的なセグメントが少なくとも６４拍の長さであれば、考慮のために、より短いセグメントがつくり出される。そのセグメントは、ステップ１２０８において、増加の値により特定された拍動の数をセグメントの端部から取り除くことにより短くされ、そして、そのセグメントは、ステップ１２０１へ戻される。他の実施態様は、特定の拍動において生じるメトリックの１つまたはそれより多きにおける変化の重要性に基づいて拍動を除去するものである。
ステップ１２０９では、セグメントの優良な測定値は、測定値の区分的な線形関数を用いて計算される。ステップ１２１０は、有用な心電図のデータがより多く存在しないかどうか、あるいは、予め特定化される継続時間が越えなかったかどうかをみてチェックする。もし、そのテストが続くべきものであれば、セグメントファインダは、ステップ１２１１で待機する。もし、テストが完了されれば、最も素晴らしい「優良性」を備えたセグメントが、ステップ１２１２においてセグメントのリセットから選び出され、交代拍動の測定値を計算するためにステップ７２へ供給される。その結果としてのセグメントおよび交代拍動の情報は、ステップ１２１３に戻される。
他の実施態様は、幾つかのセグメントを同時に考慮するように選ばれ得る。該セグメントは、各セグメントに関して計算され、加重平均により組み合わせられた別々のメトリックおよび交代拍動の結果を用いて処理されることが可能であり、あるいは、上記セグメントは、より長いセグメントへ組合せられ得る。１つの可能な実施態様は、期外性の拍動の間に位置する拍動のセグメントを組合せられることである。セグメントは、各セグメントにおける最初の拍動が、期外性の拍動の後の偶数の拍動であるか、奇数の拍動であるかどうかを適切に考慮しながら、組合せられなければならない。
また別の実施態様は更に、複数の別々の時期を解析することにより、そして、その結果の一貫性を解析する、例えば、１つ以上の時期においてそのテストが正であることを必要とすることにより誤った確定の割合を減ずるものである。その結果、誤った確定の割合は、十分に減らされることになるであろう。
また別の実施態様は、時期選択プロセスにおいて用いられる変数を出力することを含み、実際に、オペレータが適切な時期を選択し、そして、その結果の一貫性を解析することを可能としている。図３５−図３５Ｄは、時間じゅうの交代拍動のレベル、異所性の拍動に関するフラッグ(flag)、心拍数、全雑音のレベル、および、心拍数の１／４および１／６で生じる雑音および呼吸のレベルを指示するグラフを示している。かかる出力から、オペレータは適切な時期を探し、高レベルの干渉雑音があるところの時期を選択的に無視し、そして、結果の一貫性を判断する。
生理的な波形における周期毎の交代拍動のパターンを評価する上での呼吸活動の影響を減ずるための代替的なアプローチは、呼吸をモニタすること、および、呼吸数が心拍数のサブマルチプルであるように患者に呼吸数を変えさせることを含むものである。生理的な波形における周期毎の交代拍動のパターンを評価する上での呼吸活動の影響を減ずるための更に別のアプローチは、測定すること、および、ちょうど心拍数の(４分の１あるいは６分の１のような)サブマルチプルである、あるいは、呼吸のような電位的に干渉するあらゆる信号がそのようなサブマルチプルのフリーケンシ（frequency）の高さにあるところの期間に対応するデータのそれらの部分を、解析から除外することを含むものである。
時期選択の概念が、記録されたデータの部分を選択する若しくは強調するという様々に可能な手段のいずれかを含むことが理解されるべきである。例えば、解析のために、１つまたはそれより多い特定の時期を選択するよりはむしろ、交代拍動の解析は、完全なデータ記録にわたって行われるかも知れず、平均心拍数、期外性のあるいは他の異常な拍動のフリーケンシ、雑音等のような変化に基づいたデータの幾つかの部分を強調するために、加重関数が用いられる。あるいは、例えば、交代拍動のレベル、雑音のレベル、交代拍動の統計的に意義のある測定値、平均心拍数等ような変化を、オペレータが、交代拍動の測定の解説のために最も重要なデータの部分を選ぶことができるように、長いデータの時期にわたって、グラフィック形式で表示されるであろう。
VII．  応用
交代拍動の測定を他の診断上のテストと組合すことが便宜的であり、それらは、特に、心臓血管に関する診断に用いられる。交代拍動の測定のこれらの他のテストとの組合せは、診断上の可能性によって、また、診断装置の二重の使用およびコストの有益性によっても予期されない利点をもたらすものである。
Ａ．  標準的な運動によるストレスの検査システムと交代拍動の検査システムの組合せ
上記で述べた技術は、交代拍動の検査システムが、運動によるストレスの検査システムと組合せられることを可能としている。この組み合わせは、冠動脈疾患の存在によって引き起こされる心臓の虚血を測定するために与えられる、運動によるストレスの検査が、しばしば、心室の不整脈の危険性を決めるべく交代拍動を測定したいと思う、同一の患者に提供されるので、特に有用である。その上、最近、心臓発作を受けたような患者のような、両方の検査を受けたい同一の患者には、運動に関係した危険性があり、患者が、二度、運動をする必要がないことが都合が良い。
また別の好適な実施態様は、休憩中も生理的なストレスの間も、生理的な波形における周期毎の変動の時間的なパターンを解析する。波形の形態における周期毎の変動の時間的なパターンが、休憩中のいかなる患者にも存在する、あるいは、存在しないかも知れないだけでなく、生理的なストレスの間に集められたデータに比較されるような生理的な雑音もまた存在する可能性がある。休憩時のおよび生理的なストレスの間のデータの解析を組合せることにより、生理的な波形における周期毎の変動の時間的なパターンの存在および大きさのより信頼性のある評価が得られる。その上、幾らかの患者は、１分当たり約１００拍という最小の目標心拍数に達するに十分な運動を行えない。休憩時、および、意義のある交代拍動のレベルをもたらす、軽いレベルの運動の間に行われる測定は、患者が心室性の不整脈の危険にあるかも知れないことを示している。かかる測定がなければ、患者の危険性についての情報に基づいた交代拍動はいずれも有用でない。当然ながら、患者が最小の目標心拍数に達することが出来ない状況においては、患者が交代拍動の誘発性をもたないことを明確に判断することは出来ないであろう。
冠動脈疾患のような他の目的に用いられる標準的な自転車の運動によるストレスの検査の間にデータが集められ、そして、もし、その装置が心拍数のみならずペダル数を測定するための手段を有するものであれば、その解析のプロセスが、心拍数およびペダル数の特定された制限内にあるデータを解析する。例えば、冠動脈疾患を感知する目的のような交代拍動の評価とは別の目的で行われる、標準的な、自転車、踏み車、階段を昇る、あるいは、他の運動によるストレスの検査の間に、データが集められることが可能であり、また、交代拍動のために解析されるデータは、ステップ及び目標の心拍数が目標の範囲にあるようなものである。
標準的な運動によるストレスの検査は、一般的に、休憩段階、１からＮまでの運動段階、回復段階として記述される複数の段階を含んでいる。段階の各々は、交代拍動の測定に関して特定の利点を有している。上記休憩段階は低い雑音の利点を有するが、心拍数が上昇しないので、休憩時の交代拍動の頻度は低い。従って、休憩中の陽性の交代拍動の測定は、陽性の結果であると考えられるが、交代拍動の現れないことは、陰性の結果であるとは考えられない。しかしながら、幾らかの割合の患者は、運動中十分に高い心拍数に達することは出来ないであろうし、また、他の点では、期外性の拍動のレベル若しくはアーティファクト(artifact)が運動中の測定を不可能にするであろうから、休憩の間に測定することは、やり甲いのあることである。
運動の休止後に行う回復段階は、尚、幾つかの利点を有する。心拍数は高められているが、運動によるアーティファクトのレベルは軽減されるであろう。あいにく、心拍数は、急激に下降するものであり、データ部分についての平均の心拍数のレベルは低過ぎるので、陰性の検査を保証することができないかも知れない。好適な実施態様が、あらゆる３の期間(休憩、運動並びに回復)中に測定を用いて、薬理的なストレスを含むことができる。その検査は、陰性であると考えられ、そして、もし、休憩時、運動の間、あるいは、回復の間に、いかなるリードにおいても統計的な交代拍動のレベルが存在するならば、その検査は終結され得る。目標(ほぼ１分当たり１００拍)にわたって平均の心拍数を用いて選択される条件に適う時期が存在し、そして、雑音の測定値が、統計的に意義のある陰性の結果を有するに十分に低い場合にのみ、その検査は陰性であると考えられる。陽性でも陰性でもない検査は不確定であり、また別の検査を要求するものである。これは、目標の心拍数に達する助けとなる薬理的なストレスの作用物の付加、若しくは、より低いアーティファクトのレベルをもたらす異なった運動の形式を用いた、(踏み車の検査の後に自転車の段階を付加するような)最終的な運動段階の付加を意味することができる。
図３６は、組合せられた運動によるストレスの検査および交代拍動のシステムに関するブロック図である。患者が、フランク(Ｆrank)のＸ,Ｙ,Ｚのリードによる心電図データについて利用される位置においてと同時に、標準的な１２のリードの心電図データについて利用される標準的な位置において適用される心電図の電極５０を有する。上記電極からの心電図の波形が、標準的な心電図の増幅器、バンドパスフィルタ(bandpass  filter)、並びに、１２ビットのＡからＤまでのコンバータ技術５１を用いて増幅され、０．０５から１５０ヘルツ(Ｈertz)でフィルターにかけられ、１０００ヘルツ(Ｈertz)でデジタル化され、そして、その心電図の波形のデータがオペレータのために表示される(５２)。同時に、呼吸の波形が、その技術でよく知られるインピーダンス・プレチスモグラフィ(impedance  plethysmography)の技術を用いて、胸部の右側および左側の２つの電極から決められ、同じく、増幅され、０．０５から１５０ヘルツでフィルタにかけられ、そして、１０００ヘルツでデジタル化される(５３)。
ＱＲＳ群が、この技術においてよく知られる標準的な技術を用いて、デジタル化された心電図の波形のデータから感知される(５４)。感知されるＱＲＳ群の時間が、標準的な技術を用いて心拍数５５を計算するために用いられ、この心拍数は、以前に記述された方法で計算された心拍数の(オペレータが選んだ)１／３若しくは２／３の割合で音を出すメトロノーム５６を制御するために用いられる。このメトロノームは、運動からの律動的なアーティファクトが交代拍動の測定に干渉しないように、ステップ数、又は、踏み車あるいは自転車の運動デバイスのステップ数あるいはペダル数を維持するために、患者によって用いられる。
それと同時に、標準的な運動のプロトコル(protocol)の様々な段階を制御する(５８)ために、タイマー５７が用いられる。これらのプロトコルは、一般的に時間調整された運動段階に後に続く休憩段階を必要とし、運動のレベルが各段階で増加するところでは、各長さにおいてしばしば３分である。この増加は、速度および、踏み車の傾き、若しくは、自転車の運動デバイス(６０)の抵抗を調整する(５９)ことにより実行される。加えて、プロトコル制御作用(５８)は、計算された心拍数を計算しながらモニタし、プロトコルのタイプに対して特定的な目標の心拍数が実現されるときに運動を終わらせるようにオペレータを促す。この理由又は(患者の疲労、胸部の苦しみ、過剰なＳＴ部分のレベル低下のような)他の理由のために、運動が終結させられるとき、患者が、システムによって連続的にモニタされながら、休憩することが可能であれば、プロトコル制御作用(５８)が回復段階を開始する。
上の段階は、冠動脈疾患の感知のために計画される標準的な運動のプロトコルの間に、交代拍動を測定することが望ましい場合のプロトコルの制御作用を記述している。しかしながら、幾つかの場合では、交代拍動を測定することのみが所望であり、その場合には、交代拍動の測定のために最良なプロトコルが用いられる。このプロトコルは、患者の心拍数が、(ほぼ１分当たり１００から１２０拍)の交代拍動の測定について最良のレベルを達成し、そして、維持し得るように(５５から)計算された心拍数に基づいて調整される運動のレベルにより続く休憩段階を必要とする。このレベルは、データがこの発明の教示に従って為される統計的に意義のある交代拍動の計算のために十分に集められるまで維持される。
患者が運動のプロトコルの段階を通じて進行しながら、システムが、以下に記述されるように、交代拍動を測定し、また、ＳＴ部分のレベルを計算する。
(５４から)感知されたＱＲＳ群は、(５６によりつくられる)平均の拍動のテンプレート(template)と交差相関させられ(６１)、そして、より安定した、また、雑音に耐性を有するＱＲＳの調整時間をもたらすために最大相関点の時間に、これらテンプレートに配列させられる。そのＱＲＳの調整時間は、ＲからＲまで(すなわち、ＲＲの間隔を計算する(６２)のに利用される。これらＲＲの間隔および(６１からの)相関係数が、異所性の拍動を感知する(６３)ために用いられる。異所性の拍動は、０．９より小さい平均の拍動のテンプレートを備えた相関係数を有するもの、あるいは、その先行したＲＲ間隔が、平均のＲＲ間隔を通る８拍の９０％より小さいものとして、ここに定義づけられている。
上記平均の拍動のテンプレート(各リードについて１つのテンプレート)は、心電図の波形を取り込み、感知された、そして、位置を合せられたＱＲＳ群を取り囲み、そして、心電図の波形データの平均を通るを８拍を１点ずつ、蓄積された平均の拍動とともに計算することにより新しくされる。この作用(６２)はまた、平均の拍動のテンプレートに対して、異所性のものと判断されたいかなる拍動をも拒絶しまた平均することのないように、異所性の感知(６３)を採用するものである。
平均の拍動のテンプレートは、以下に記述される技術を用いて、ＰＱ部分、交差点、ＳＴの測定点およびＳＴ−Ｔ波部分を決めるために解析される(６５)。上記ＰＱ部分は、Ｘリード、Ｙリード、並びに、Ｚリードの導関数の絶対値の合計から絶対値ベクトル速度(ＡＳＶＶ)を計算すること、そして、ＱＲＳ群に先行する１００ミリセカンド(millisecond)の範囲における最小値を探すことによって決められる。Ｊ点は、ＡＳＶＶがそのＱＲＳのピークの７．５％へ下降した場合、上記ＱＲＳの後の点として決められる。上記ＳＴの測定点は、Ｊ点を過ぎて８０ミリセカンドとして定義されている。ＳＴ−Ｔ波の部分は、Ｊ点を過ぎて６０ミリセカンドから、上記ＡＳＶＶがＳＴ−Ｔ波部分におけるそのピークの７．５％に下降するところの点を過ぎて２０ミリセカンドまで広がるものとして、ここでの目的のために規定されている。
(６５)により決められた部分が、２つの部分における点にわたって平均の拍動から得られた平均値からの、各リードに関する心電図の波形データの標準偏差を１点ずつ計算することにより、ＰＱ部分およびＳＴ−Ｔ波部分の間にある雑音のレベル６６を測定するために用いられる。これらの測定は、オペレータが雑音が交代拍動の測定に関し高すぎないかどうか見えるように、また、電極の接触状態の改善のような適切な作用をとることができるように、棒グラフ形式で、各リードについて表示される(６８)。
上記ＳＴの測定点が、各心電図のリードに関するＳＴ−レベルを測定するために用いられる(６７)。これらのレベルは、標準的なストレスの検査からの初期出力を構成し、オペレータに向けて表示され(６８)、リポート(report)にプリントされる(６９)。
同時に、位置を合せられたＱＲＳ群の時間は、拍動の行列におけるまた別の拍動の記憶をもたらすために用いられる。この行列は、上記で引用された米国特許第４,８０２,４９１号に記述されるような、ＱＲＳ群において各々配列される１つの拍動の複数の行を含む。しかしながら、各拍動についてのベクトルの大きさの波形を記憶する代わりに、すべてのリードが、(５３からの)同時の呼吸データ、(６３からの)先のＲＲ間隔、並びに、(６３からの)異所性の感知の結果とともに記憶される。加えて、事実上および記憶を続けるためには、交代拍動のエネルギーが一般的に低周波数であることを認めて、心電図の波形のデータは、２５ヘルツでデジタル式にロウパス(lowpass)フィルタにかけられ、拍動の行列内に記憶される前に５９ヘルツで副標本をとられる。
時期を選択する作用(７１)が、解析に適したセグメントを決めるために、(５５からの)心拍数、(６３からの)異所性のものの数、並びに、(６６からの)雑音のレベルを用いる。この作用は、図３７の流れ図において、また、初期の信号処理セクションにおいて詳細に記述される。上記時期を選択する作用はまた、統計的に意義のある交代拍動の結果がいつ存在したか、そして、いつ交代拍動の処理が止まるかを判断するために、(７２からの)交代拍動の測定を有する。
選択された時期は、交代拍動を計算する作用(７２)へ送られる。該交代拍動を計算する作用は、リアルタイムで交代拍動の測定を計算し、それらの重要性を判断し、そして、オペレータに向かって(６８)、および、プリントアウト(６９)のために、それらを表示する。
上記交代拍動を計算する作用は、図３８において、より詳細に記述されている。まず、異所性の感知のデータが、いかなる異所性の拍動も選択された時期上で計算された平均値と置換する。その後、各リードのデータは、先に記述された技術を用いて、ＳＴ−Ｔ波のセグメントにわたるＲＲ間隔の変化について補正される(７４)。その後、データは呼吸の影響について補正される(７５)。典型的に、これら２つのステップは、同時に行われる。それから、最良条件(最小の雑音)Ｘ,Ｙ並びにＺのリードは、上記で引用された１９９４年１１月１４日出願の米国出願第０８／３３９０３２号に記述される方法を用いて、複数のリードの心電図のデータから計算される(７６)。加えて、Ｖ４に類似した最良のＶのリードが、同様の技術を用いて計算される。その後、高速フーリエ変換のスペクトルが、各時期について、Ｘ,Ｙ,Ｚ並びにＶのリードの各々について、および、ＳＴ−Ｔ波のセグメントにおける各点について計算され(７７)、そして、これらのスペクトルは、Ｘ,Ｙ,Ｚ並びにＶのリードの各々についての合成スペクトルを形成するために平均される(７８)。それから、交代拍動の強さが、平均化されたスペクトルにおける最終点から計算される(７９)。そのスペクトルに関する雑音の平均値および標準偏差が、上記で引用された１９８８年のスミス等に説明されたようにカバーしている隣接した雑音帯域から計算される。その後、交代拍動の電位の統計的な重要性が、信号処理のセクションにおいて上記で説明されたように計算される(８１)。最後に、複数のリードの結果が、統計的な重要性の特定のレベルを備えた、交代拍動の最も高いレベルを見出だすために(８１)において解析され、そして、この結果が、その後、表示やプリントのために出力される。
Ｃ．標準的な心電計のカートを備えた交代拍動の検査システムの組合せ
この発明の好適な実施態様では、交代拍動を測定するためのシステムが、標準的な心電計のカートと組み合わせられる。これは、心室の不整脈の危険性の確実な予告である交代拍動の測定を、心電計のカートを用いて行われ得る他の診断テストと組み合わせることができるので、特に好適な組み合わせである。標準的な心電計のカートは、通常、標準的な１２のリードの心電図を記録しまた解析するために使用される。このテストは、心臓内の電気伝導のパターンに関係する診断上の情報の広い範囲をもたらす。しかしながら、標準的な心電図は、将来、命にかかわる心室の不整脈の危険性に関係する情報をほとんど提供することはない。幾つかの心電計のカートは、信号を平均する心電図(ＳＡＥＣＧ)を計算する能力を有している。上記ＳＡＥＣＧは、繰り返される多くの心電図の波形を平均することにより得られる。ＱＲＳ群の端部で生じ、そして、上記ＳＡＥＣＧにおいて感知され得る「末期電位」は、心室の不整脈の危険性に関係する幾らかの情報を提供するものである。我々は、交代拍動が、ＳＡＥＣＧよりも心室の不整脈のずっと確実な予告であるが、ＳＡＥＣＧと交代拍動の測定とを組合せることが、どちらかのテストを単独でやるよりも、より優れた確実性をもたらし得ることを見出だした。その上、心電計のカートが、複数のリードにおけるＱＲＳ群の拍動毎の変動を測定するのに適しているかも知れない。増大されたＱＲＳの変動(米国特許第５,１８８,１１６号参照)が、測定が生理的なストレスを用いることなく為される場合でも、冠動脈疾患の存在を正確に指示するものであるように示された。更に、心電計のカートが、他の生理的な信号を測定し、そして、自律神経系の活動および心臓血管に関する反射作用を正確に評価するために生理的なシステムの識別(コーヘン(Ｃohen)等、米国特許第４,９３０,５１７号参照)を行うのに適しているかも知れない。生理的なシステムの識別は、閉じたループ状の生理的な作用の個々に扱われる生理的なモデルをつくるために、異なる生理的な信号における変動間の結合を数学的に解析することを含んでいる。その結果、交代拍動のシステムと心電計のカートを組合せることにより、複数の非常に重要で補足的な診断テストは、単一のシステムを用いて実行され得る。
心電図の記録デバイスを交代拍動の測定システムと組合せることは、同様のハードウェアの多くが両システムに関して使用され得るので、更に便宜的である。例えば、ほとんどの記録用の電極が、交代拍動の記録のみならず、標準的な心電図の解析のために使用され得る;同様の心電図増幅器およびコンピュータシステムが、標準的な心電図の解析のためにも、交代拍動の測定のためにも使用され得る。更に、交代拍動の解析のために使用され得る信号処理の特徴(標準的な１２のリードによる心電図の測定および解析、ＳＡＥＣＧ及び／又はＱＲＳの変動の解析)の多くがまた、例えば、異常な拍動の感知、干渉雑音の影響に関して補正するための心電図の波形の調整、時期の選定、雑音の軽減等の心電計のカートの他の診断上の機能に加えられることが可能である。
図３９は、組合せられた心電計のカートおよび交代拍動のシステムのブロック図である。この図において、心電図信号は、身体の表面の電極から記録される。心拍数がその心電図信号からモニタされる。また、インピーダンス信号が、呼吸活動をモニタするために、心電計の電極から測定され得る。上記で教示された本発明の方法に従って、モニタされた心拍数およびインピーダンス信号に関係した交代拍動を算定するために用いられる。交代拍動の測定が計算され、また、表示される。上記心電図信号は、その技術においてよく知られた方法のいずれかで、１２のリードによる心電図を算定し解析するために用いられ、そして、１２のリードによる心電図およびその説明が表示される。心電図信号は、その技術においてよく知られた方法のいずれかで、信号が平均化された心電図を算定し解析するために用いられ、該信号が平均化された心電図およびその解析が表示される。上記心電図信号は、その技術においてよく知られた方法のいずれかで、ＱＲＳの変動に対して用いられ、該ＱＲＳの変動の結果が表示される。上記心電図信号は、インピーダンス信号、心拍数の信号、並びに、非侵襲的に記録される動脈の血圧のような他の生理的な信号に関係して用いられ、その結果は表示される。
図３９は、組合せられた心電計のカートおよび交代拍動のシステムのブロック図である。この図において、心電図信号は、身体の表面の電極から記録される。心拍数がその心電図信号からモニタされる。また、インピーダンス信号が、呼吸活動をモニタするために、心電計の電極から測定され得る。上記で教示された本発明の方法に従って、モニタされた心拍数およびインピーダンス信号に関係した交代拍動を算定するために用いられる。交代拍動の測定が計算され、また、表示される。上記心電図信号は、その技術においてよく知られた方法のいずれかで、１２のリードによる心電図を算定し解析するために用いられ、そして、１２のリードによる心電図およびその説明が表示される。心電図信号は、その技術においてよく知られた方法のいずれかで、信号が平均化された心電図を算定し解析するために用いられ、該信号が平均化された心電図およびその解析が表示される。上記心電図信号は、その技術においてよく知られた方法のいずれかで、ＱＲＳの変動に対して用いられ、該ＱＲＳの変動の結果が表示される。上記心電図信号は、生理的なシステムの識別の結果を算定するために、インピーダンス信号、心拍数の信号、並びに、非侵襲的に記録される動脈の血圧のような他の生理的な信号に関係して用いられ、そして、上記結果が表示される。
Ｄ．  交代拍動の検査システムの移動可能な心電計(ホルター(Ｈolter))のシステムとの組合せ
また別の好適な実施態様が、生理的なストレスが自然に生じている間の交代拍動の感知を含んでいる。この好適な実施態様は、心拍数のようなモニタされる生理的な変動によって、生理的な信号を記録し、生理的なストレスの存在を判断することを含んでいる。例えば、電極が適用され、そして、心電図信号が、ホルターモニタ(Ｈolter  Ｍonitor)としてその技術において知られた持ち運び出来るレコーダで記録されることが可能である。心拍数は、心電図信号の解析から決定され得る。継続して２４時間であるかも知れない、記録する時間の間に自然にストレスを生じる時間が、心拍数が１分当たり９０拍のようなある境界値を超える間の時間に同一であるかも知れない。自然に生じるストレスは、運動、感情のストレス、内蔵の活動、性的な活動、並びに、その同様のものが原因となり得る。その生理的な信号は、交代拍動の存在について、ストレスを自然に生じる時間の間に解析されることが可能である。
心臓の虚血を測定する方法の１つは、心電図のＳＴ部分における偏位を測定することによるものである。心筋の虚血の存在が、生理的な波形の形態における周期毎の変動の交代拍動のパターンの解釈を変えるかも知れない。例えば、心筋の虚血の進行に関係した交代拍動の存在が、虚血が類似のストレスにより引き起こされない場合に、患者が心室の不整脈の危険にあるということを必ずしも表してはいない。従って、２つのシステムの組合せが、また別の利点を有する。
交代拍動の測定のシステムをホルターシステム(Ｈolter  system)と組合せることついて他の利点がある。これらのシステムは、患者が平均２４時間の間に心室若しくは心房の不整脈を経験するかどうかを判断するために用いられる。それらは、絶え間ない発作に病む患者に対して使用される。そのような一連の発作は、心臓の起点によるものであると思われる。これら同じような患者は、交代拍動の検査の志願者であり(交代拍動の検査により予知される心室性頻拍が、その発作の可能な要因の１つである)、その結果、組合せられた検査は便宜的である。また更に、患者は、２４時間の間に活動的であるべく指示されることが可能であり、従って、生理的なストレスが交代拍動を導く可能性を増大する。
かかる組合せられたシステムに伴う１つの問題は、１時間に、心拍数の０．５で生じるあるアーティファクトを見つけ、従って、誤った陽性の交代拍動の結果をもたらす大きな可能性が存在する。その結果、雑音の測定、時期の選定、雑音の軽減、統計的な意義並びにこの特許の他の教示が、非常に重要になる。
図４０は、組合せられた移動可能な心電計および交代拍動のシステムのブロック図を示している。作用上のブロックは、組合せられたストレスの検査と上記で記述されたさもなければ式であらわされた交代拍動のシステムとに関して記述されるものと同等である。電極７３は、患者に取り付けられ、その心電図のデータが増幅され、カセットテープ７５に記録される(７４)(交互に行われる実施態様はデジタル式のデータの蓄積を利用することができ、また、以下に記述される処理の多くは、再生システムの代わりに記録デバイスにおいて為されることが可能である)。上記カセットテープは、後に再生され、そして、デジタル化され(７６)、ＱＲＳ群が感知され(７７)、そして、心拍数が算定される(７８)。上記ＱＲＳ群は、平均の拍動のテンプレート(template)と相互相関させられ、７９において位置を合せられ、ＲＲ間隔が算定され(８０)、異所性の拍動が感知される(８１)。異所性の割合が、その技術においてよく知られた技術を用いて、異所性若しくは心室性頻拍の連続のような特定のリズムの存在と同様に算定され(８２)、これらのデータが、プリントされたリポート(reports)に含まれている。
平均の拍動が新しくされ(８３)、ＰＱ,ＳＴ並びにＴ波の部分が決定され、雑音のレベルが算定され(８５)、そして、拍動の行列がすべて、以下に記述されるように蓄積される(８６)。
しかしながら、呼吸を判断しまた補正する策は、組合せられた交代拍動およびストレスの検査システムにおいて使用されるものと同様でない。移動可能なレコーダのほとんどが、呼吸のためのチャンネルを含んでおらず、たとえ、ある実施態様が、呼吸のチャンネル、および、あるいは記録デバイスにおける時期選定の処理を有するけれども、在来のレコーダとともに働き、呼吸のチャンネルを必要としない解析のシステムをつくることが望ましい。従って、好適な策は、心電図の変化から呼吸数を感知すること、および、呼吸数が、心拍数のちょうどサブマルチプルであるところの時期を考慮から除外することである。これは、あるリードにおけるＱＲＳ群の振幅の変化、又は、複数のリードを備えた空間におけるＱＲＳベクトルの向きを測定すること、そして、呼吸の頻度を決めること(方法については、上記に引用された１９８６年のジー・ビー・ムーディ(Ｇ．Ｂ．Ｍoody)による「心電図から導き出される呼吸(ＥＤＲ)の技術の診断上の確証」を参照せよ)により、８６において達成される。もし呼吸数が、心拍数の１／４若しくは１／６の僅かなパーセントの範囲にあるならば、そのとき、時期は、交代拍動の解析に関して選定されないであろう。
また別の実施態様は、先に記述したような交代拍動のスペクトルに関する高速フーリエ変換スペクトル(ＦＦＴ's)を算定すること、しかし、そのとき、心拍数の１／４又は１／６にあるピークを有するいかなる時期若しくはスペクトルも拒絶することである。また別の実施態様は、オペレータが不適切な時期からのいかなるデータをも除くことができる方法で、呼吸数、又は、システムの出力における呼吸のピークの他の指示を有することである。
その後、上記システムは、先に記述された方法で、解析のための時期を選定する。しかしながら、いかなる律動的な運動の速度もシステムによって制御されないので、心拍数のちょうどサブマルチプルにある律動的なアーティファクトを備えたいかなる時期も除かれることがより重要である。従って、ＰＱ部分若しくは心拍数のちょうどサブマルチプルにある他の雑音に与えられる加重が増大される。交代拍動の測定のために設計された記録デバイスを用いる他の実施態様は、複数のチャンネル若しくはそのような用途のためのアーティファクトの特定の測定を含むことができる。最後に、交代拍動は、(呼吸の補正をすることなく)先に記述されたように計算され、そして、その結果はリポート９０にプリントされる。
また別の好適な実施態様では、一般的に１時間を超え、しばしば続けて２４時間である長時間にわたって、心電図信号を記録する。この記録は、一般的には、持ち運び出来る心電図の記録デバイス(その技術分野では、しばしばホルターモニタ(Ｈolter  Ｍonitor)と呼ばれる)を用いて得られる。記録時間の間、患者は、運動、感情的なストレス、一時的な心筋の虚血、性的な活動、並びに、内臓の活動の間の張りのような、様々な生理的ストレスを経験することができる。この好適な実施態様では、無意識の生理的なストレスのこれらの挿入の間に生じる交代拍動は、心電図の波形の解析により測定され得る。かかる挿入は、例えば、心拍数が高められる期間を識別することによって識別される。この好適な実施態様においては、例えば、歩くこと又は走ることから生じるアーティファクトを測定することがまた便宜的である。該アーティファクトは、上記で記述された同様の方法で、交代拍動の測定に干渉し得る。これは、例えば、心電図の波形のある部分における変動を測定することにより達成され得る。その部分の間には、通常、ＰＱ部分のような心臓の電気的な活動がない。その結果、ＰＱ部分の変動は、心臓の起点によらない雑音に帰する。その代わりとして、アーティファクトが、身体上の位置に置かれた電極よりもたらされる記録から測定され得る。その電極より為される記録は、ほとんど記録されない心臓の活動をもたらすように期待されるものである。代わりとして、律動的なアーティファクトの測定値が、患者に付けられた加速度計から得られる。あらゆる場合において、総アーティファクトのレベルに関して、及び／又は、交代拍動のフリーケンシ(frequency)(すなわち、心拍数の半分)で又はその付近で生じるアーティファクトのレベルに関して、及び／又は、アーティファクトの調和数が交代拍動の測定に干渉し得る場合、(心拍数の４分の１又は６分の１のような)交代拍動のフリーケンシのサブマルチプルで生じるアーティファクトのレベルに関してデータが解析されるであろう。データのセグメント又はかかるデータの間に為された測定が、無視されるか評価されないであろう。若しくは、臨床医が、検査結果の意義を説明する際に、そのように考えることができるように、電位的に干渉するアーティファクトのレベルがリポートされるであろう。
VIII．  他の実施態様
１つの好適な実施態様では、生理的なストレスを加え、そして、そのストレスの間の、及び／又は、そのストレスを停止した状態での、波形の形態における周期毎の変動の時間的なパターンの解析のためにデータを集める。この方法では、生理的なストレスそれ自体の間に導かれた生理的な雑音の問題を回避するが、生理的な波形における周期毎の変動の特定の時間的なパターンを増大する際に、そのストレスの影響の有効性を取り出す。生理的なストレスの間に、冠動脈疾患のデータを感知する目的のために用いられる検査が、ストレスの停止に続く期間の間に、大体において集められる。その結果、冠動脈疾患も交代拍動のような波形の形態における周期毎の変動をも感知する目的のために組み合わせられたストレスの検査で、そのようなデータを集めることが特に都合が良い。
幾つかの実施態様では、上記で記述された技術が、電気的なペーシング技術とともに用いられ得る(例えば、患者の心臓内に置かれる電極を用いて、身体の外表面のペーシング、食道のペーシングを用いて)。例えば、患者の心拍数を、所望のレベル(例えば、１分当たり９０−１５０拍)にまで高めることができ、また、上記で述べられた信号処理技術の１つまたはそれ以上が、交代拍動のレベルを測定するために用いられる。上記で述べられた評価技術の１つ又はそれ以上は、心臓の電気的な不安定に対する患者の危険性を判断するために用いられる。
IX．    臨床試験
生理的なストレスの利用、複数の電極からの雑音の削減、時期の選定、雑音の測定および除去、並びに、複数の段階の利用を含んでいるこの発明の方法をテストするために、２１人の患者に対して臨床試験が行なわれた。これらの技術のすべてを利用する交代拍動の測定は、休憩時、又は、１分当たり１００−１１０拍の間に心拍数を維持するように企画された自転車による運動のプロトコル(protocol)中に、２１人の患者に対して行われた。このテストの結果は、先に導入した持続性の心室性頻拍又は心室細動、若しくは、プログラムされた電気生理的な刺激の間の持続性の心室性頻拍又は心室細動の誘導によってはっきりと描き出されたような、心室の不整脈に対する受け易さと比較された。その結果(図４１参照)は、pの値が０．０５より大きいという事実によって示されるように、休憩時に測定された交代拍動が、統計的に意義のある、心室の脆さを予告するものではないことを示している。運動中に行われた測定は、８０％の感度および９１％の特異性を備えて非常に意義があった(p＝０．００５)。休憩および運動の間に為された組合せの測定は、１００％の感度および９１％の特異性を備えてずっと優れた兆候を示すものであった(p＜０．００５)。
Ｘ．    結論
この発明の様々な態様が、交代拍動が、臨床診療の状況のもとで、心室の不整脈の兆候を示すものとして利用されることを可能にする。上記で述べられた改良の各々は、別々に適用されることが可能であり、患者の心臓の電気的な安定性を評価するために、それぞれが、交代拍動を測定する能力を実質的に改良する。この発明の、新しく且つ予想されない結果は、交代拍動が、心室の不整脈の危険にある個人を識別するための非侵襲性の臨床道具として使用されることである。
しかしながら、他の実施態様はクレームの範囲内にある。
【図１】
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【図１Ａ】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図８Ａ】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１４Ａ】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１６Ａ】
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【図１６Ｂ】
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【図１６Ｃ】
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【図１６Ｄ】
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【図１７】
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【図１７Ａ】
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【図１７Ｂ】
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【図１７Ｃ】
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【図１８】
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【図１９】
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【図１９Ａ】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
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【図２２Ａ】
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【図２３】
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【図２４】
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【図２５】
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【図２６】
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【図２７】
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【図２８】
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【図２８Ａ】
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【図２８Ｂ】
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【図２９】
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【図２９Ａ】
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【図３０】
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【図３１】
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【図３２】
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【図３３】
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【図３４】
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【図３５】
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【図３５Ａ】
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【図３５Ｂ】
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【図３５Ｃ】
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【図３５Ｄ】
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【図３６】
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【図３７】
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【図３８】
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【図３９】
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【図４０】
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【図４１】
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