(57)【要約】  生理学的信号と雑音とを区別するための体表面心電図（ＥＣＧ）を記録および解析するための装置を使用する技術が説明される。本技術は、ペーシング刺激間の同じ間隔での繰り返しペーシング系列に対して採取された複数の体表面電気記録図記録をアライメントおよび平均化することに関わる。
2017529137.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
生理学的信号と雑音とを区別するための体表面心電図（ＥＣＧ）を記録および解析するための装置であって、
ａ）早期刺激が後に続く一定間隔を有する多くの刺激を含むペーシング系列で心臓をペーシングする手段であって、前記早期刺激と前記先行する定速度刺激との間の間隔は前記定速度刺激間の間隔より短い、手段と、
ｂ）前記早期刺激と前記先行する定速度刺激との間の同じ間隔で前記ペーシング系列を複数回にわたって繰り返す手段と、
ｃ）前記早期刺激と前記先行する定速度刺激との間の異なる間隔で前記ペーシング系列を複数回にわたって繰り返す手段と、
ｄ）ｂ）およびｃ）における前記繰り返されるペーシング系列中に体表面心電図記録を生成する手段と、
ｅ）ｂ）においてペーシングされた前記早期刺激のそれぞれに対応する前記体表面心電図記録を平均化する手段と、
ｆ）ｃ）においてペーシングされた前記早期刺激のそれぞれに対応する前記体表面心電図記録を平均化する手段と
を含む装置。
【請求項２】
ｅ）およびｆ）から採取された前記平均記録体表面心電図を比較することと、差異を表示することとを行う手段を含む、請求項１に記載の装置。
【請求項３】
少なくとも１つの感知用心臓内電極と、前記少なくとも１つの感知用心臓内電極により感知される信号を使用して前記体表面心電図の遅延および／または歪みを補償する手段とを含む、請求項１または２に記載の装置。
【請求項４】
前記少なくとも１つの感知用心臓内電極は、ペーシング電極により提供されるペーシング刺激と、前記ペーシング電極に近接した領域内の心筋の活性化の開始との間の（潜在組織に対する刺激を表す）間隔を導出するために使用される、請求項３に記載の装置。
【請求項５】
請求項４において刺激毎に導出される前記間隔は、前記刺激に対応する前記ＥＣＧ記録を共通時間基準にアライメントするために使用される、請求項４に記載の装置。
【請求項６】
前記ペーシング電極と前記少なくとも１つの感知用心臓内電極との間の距離はほぼ１ｃｍ以下である、請求項４または５に記載の装置。
【請求項７】
ペーシング電極に近接する第１の感知用心臓内電極と、前記ペーシング電極から遠い第２の感知用心臓内電極とを含む、請求項３〜６のいずれか一項に記載の装置。
【請求項８】
前記第１の電極に近接した心筋組織の活性化から生じる前記第１の感知用電極からの信号と、前記第２の電極に近接した心筋組織の活性化から生じる前記第２の感知用電極からの第２の信号との間の間隔を判断する手段を含む、請求項７に記載の装置。
【請求項９】
前記第１の感知用電極からの前記信号と前記第２の感知用電極からの前記第２の信号との間の前記間隔は、それぞれの個々の体表面心電図記録が同じ長さであるように、前記個々の体表面心電図記録を時間伸張または時間圧縮するために使用される、請求項８に記載の装置。
【請求項１０】
疑似ランダム時間ジッターが前記定速度刺激内に導入される、請求項１〜９のいずれか一項に記載の装置。
【請求項１１】
前記疑似ランダムジッターは、各ペーシング系列の最初の定速度刺激内に導入される、請求項１０に記載の装置。
【請求項１２】
ｄ）およびｅ）において記録された前記ペーシング系列の過程にわたる、刺激に対する応答の持続時間の変化を判断する手段を含む、請求項１〜１１のいずれか一項に記載の装置。
【請求項１３】
定速度刺激に続く体表面心電図記録を生成することと、各心電図記録を副記録に分割することと、各副記録内の電位の電力を判断することと、平均体表面心電図記録を形成するために、連続心電図記録としての各副記録内の電力変化がどのように加えられるかを判断することとを行う手段を含む、請求項１２に記載の装置。
【発明の詳細な説明】
【背景技術】
【０００１】
従来の研究は、ペーシングに応答して記録された心臓電気記録図（ｅｎｄｏｃａｒｄｉａｌ  ｅｌｅｃｔｒｏｇｒａｍ）の形状を観測することにより、不整脈に起因する突然死の危険性が予測され得ることを示した。
【０００２】
電気記録図における診断変化は、心臓の早期刺激（ｅａｒｌｙ  ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ）に続いて記録された電気記録図内の小変形からなる。心臓は、心臓内の一部位において刺激系列（ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ  ｓｅｑｕｅｎｃｅ）を生成して心臓内の他の部位からの電気記録図を記録する装置により刺激される。
【０００３】
上記技術は、心臓の早期刺激に続く電気記録図内の各電位の遅延が、刺激と一定速度系列の刺激の最後の刺激との間の間隔に対してプロットされる心室内伝導曲線を形成するために使用されてきた。通常、これは、各早期刺激が印可される間隔が各機会に１ミリ秒だけ短縮される２３０〜２５０の早期刺激に関わる。これらの曲線は、突然死の危険性を推定するために解析され得る特徴的形状を有する。この技術は英国特許第２４３９５６２号明細書に記載されている。
【０００４】
この技術を使用する従来の研究では、心臓に影響を与える病気は心臓内の組織のすべてに一様に影響を与えると考えられてきた。心筋梗塞から回復した患者の場合、異常は梗塞を囲む組織に限られる。その領域内で詳細な心臓内記録を行うことは可能であるが、このような技術は、例えば複数の左心室電極の必要性のために、ルーチン的使用には複雑過ぎる。
【０００５】
体表面心電図（ＥＣＧ）は胴表面上で測定される電位からなり、これらは心臓内で活発な電流のすべての加重和を表す。体表面ＥＣＧは、通常、診断目的のために使用される。
【０００６】
早期刺激に続く小変形は体表面ＥＣＧ記録を使用することにより検知され得るが、検知される変形は極めて小さい。したがって、これらの小変形と雑音とを区別するための工程が行われる必要がある。
【０００７】
一般的技術は、雑音から小さい電位を強調するために信号を平均化することである。
【０００８】
一部の患者は、洞律動中にその平均ＥＣＧにおいて識別可能な小さい遅延電位を有し、これは、突然死の危険性と何らかの関連性を有することがよく知られている。
【発明の概要】
【課題を解決するための手段】
【０００９】
本発明の第１の態様によると、生理学的信号と雑音とを区別するための体表面心電図（ＥＣＧ）を記録および解析するための装置が提供され、本装置は、
ａ）早期刺激が後に続く一定間隔を有する多くの刺激を含むペーシング系列で心臓をペーシングする手段であって、早期刺激と先行する定速度刺激との間の間隔は定速度刺激間の間隔より短い、手段と、
ｂ）早期刺激と先行する定速度刺激との間の同じ間隔でペーシング系列を複数回にわたって繰り返す手段と、
ｃ）早期刺激と先行する定速度刺激との間の異なる間隔でペーシング系列を複数回にわたって繰り返す手段と、
ｄ）ｂ）およびｃ）における繰り返されるペーシング系列中に体表面心電図記録を生成する手段と、
ｅ）ｂ）においてペーシングされた早期刺激のそれぞれに対応する体表面心電図記録を平均化する手段と、
ｆ）ｃ）においてペーシングされた早期刺激のそれぞれに対応する体表面心電図記録を平均化する手段と
を含む。
【００１０】
したがって、本装置は心室内伝導の変化を判断する能力を提供し、それにより心臓内測定結果を用いて得られるものに類似した伝導曲線を構築する。
【００１１】
好適な実施形態では、本装置は、ｅ）およびｆ）から採取された平均記録体表面心電図を比較することと、差異を表示し、それにより伝導曲線を表示することとを行う手段を含む。
【００１２】
体表面心電図は、呼吸、血圧制御サイクルなどの結果としてのその形状の生理学的変動性を示す。これを補償するために、少なくとも１つの感知用心臓内電極（ｓｅｎｓｉｎｇ  ｅｎｄｏｃａｒｄｉａｌ  ｃａｒｄｉａｃ  ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ）と、少なくとも１つの感知用心臓内電極により感知される信号を使用して体表面心電図の遅延および／または歪みを補償する手段とがあることが好ましい。
【００１３】
好適には、少なくとも１つの感知用心臓内電極は、ペーシング電極により提供されるペーシング刺激と、ペーシング電極に近接した領域内の心筋の活性化の開始との間の間隔を導出するために使用される。この間隔の変動は、潜在組織（ｔｉｓｓｕｅ  ｌａｔｅｎｃｙ）に対する刺激を表し、この測定は、共通タイミング基準に対する体表面心電図信号のアライメントを可能にする。したがって、刺激毎に導出される間隔が、その刺激に対応する体表面ＥＣＧ記録を共通時間基準にアライメントするために使用されることも好ましい。
【００１４】
体表面ＥＣＧ信号をアライメントすることにより、平均化に続いてその特徴の分解能の改善が得られる。これは、ミスアライメント信号が小電位の検出を劣化させる傾向があるためである。
【００１５】
電極間の伝導時間が潜在組織に対する刺激と比較して短くなるように、ペーシング電極と少なくとも１つの感知用心臓内電極との間の距離はほぼ１ｃｍ以下であることが好ましい。
【００１６】
本装置は、ペーシング電極に近接する第１の感知用心臓内電極と、ペーシング電極から遠い第２の感知用心臓内電極とを含むことがさらに好ましい。
【００１７】
ペーシング電極、第１の感知用心臓内電極、および適用可能な場合には第２の感知用心臓内電極は、心臓の右心室内に配置されることが好ましい。これにより、左心室カテーテル挿入という余計な複雑性を回避する。
【００１８】
本装置はまた、第１の電極に近接した心筋組織の活性化から生じる第１の感知用電極からの信号と、第２の電極に近接した心筋組織の活性化から生じる第２の感知用電極からの第２の信号との間の間隔を判断する手段を含み得る。この間隔は、心臓を通る伝導速度を表しており、各記録が同じ長さであるように、体表面心電図記録を時間伸張または時間圧縮するために使用され得る。これはまた、平均化が発生する際の電位のより良いアラインメントの結果として、平均体表面ＥＣＧ信号の分解能を増加する効果がある。
【００１９】
近接電極と遠隔電極とにより感知される電位間の間隔は、好適には相互相関により測定される。（間隔の変動は、呼吸、血圧の揺らぎなどの生理学的影響により引き起こされ得る）。これは、早期刺激に対する各応答の個々の体表面ＥＣＧ記録を等しい長さとなるように伸ばすことを可能にする。
【００２０】
ペーシング刺激のタイミングは、１ｍｓの時間分解能を生じる１ＫＨｚの周波数を有するクロックから導出される。この周波数は、主周波数干渉にコヒーレントな刺激とその高調波とを生じ得る。したがって、体表面ＥＣＧ内の雑音は真ランダムではないことがあり得るため、平均化により除去されない。これを克服するために、疑似ランダム時間ジッターが定速度刺激内に導入されることが好ましい。より好適には、疑似ランダム時間ジッターは、各ペーシング系列の最初の定速度刺激内に導入される。これにより、ペーシング系列をＡＣ雑音から切り離すことになる。
【００２１】
平均化の背後にある第１の仮定は、平均化された各生理学的信号が同一であるということである。第２の仮定は、測定結果が純粋な電気生理学的過程を反映するということであるが、心臓内に進行性心臓虚血伝導（ｐｒｏｇｒｅｓｓｉｖｅ  ｃａｒｄｉａｃ  ｉｓｃｈａｅｍｉａ  ｃｏｎｄｕｃｔｉｏｎ）がある場合、測定結果は、体表面ＥＣＧの形態学と特に定速度刺激に伴う応答とを変えることになるペーシングが進むと影響を受けることになる。
【００２２】
定速度刺激に対する応答の形状の漸進的変化を特定するために、各ＥＣＧ記録が副記録に分割され、新しい記録が平均記録へ追加されるたびに信号電力（信号振幅の２乗）の変化が判断されることが好ましい。新しい記録が加えられるときに信号電力が低下できなければ、このことはＥＣＧ形態学の漸進的変化と虚血を示す平均化工程の非安定性とを示すことになる。
【００２３】
本発明は添付図面を参照し例により説明される。
【図面の簡単な説明】
【００２４】
【図１】心臓を刺激し、体表面ＥＣＧを作成し、その結果のデータを後で解析する装置の概略図である。
【図２】心臓をペーシングし、心臓の内部からおよび胴体表面から記録を採取するために使用される電極を示す概略図である。
【図３】ペーシング電極と感知用電極との相対位置を示す心臓の前後投射である。
【図４】心臓をペーシングするために使用される刺激系列の概略図である。
【図５】様々な結合間隔が平均化される体表面ＥＣＧ応答のアラインメントを示す概略図である。
【図６】シミュレーションされた高域通過フィルタ処理体表面心電図信号である。
【図７】付加雑音を有する図６の体表面ＥＣＧ信号である。
【図８】雑音の相殺を示す平均ＥＣＧ信号（図７と同様）である。
【図９】系列内の最初の定速度刺激内の疑似ランダムジッターを示す概略図である。
【図１０】追加刺激に続く連続電位間のミスアラインメントを示す概略図である。
【図１１】定速度刺激に続き記録された心臓電気記録図を示す。
【図１２】連続定速度刺激に続く心臓内電位の遅延を示すプロットである。
【図１３】近接および遠隔記録用電極からの信号を相互相関してそれらの間の遅延を導出する工程を示す。
【図１４】潜在組織に対する刺激を使用した２つの信号のアラインメントを示す。
【図１５】一貫した長さの信号を与えるための電気記録図の時間圧縮および時間伸張を示す。
【図１６】非定常信号を平均化した結果を示す。
【図１７】信号の連続副記録へのセグメント化を示す。
【図１８】定常信号の平均の数が増加するにつれて変動する選択副記録内の電力を示す。
【図１９】図１７に示す非定常信号の図１８と同様のプロットである。
【発明を実施するための形態】
【００２５】
図１を参照すると、記録、ペーシング、および解析システムを含む装置が示される。本システムは、図２に示される胴体表面２からの電位を感知する胸部表面電極１のアレイを含む。感知用電位は、多チャンネル増幅器システム３により増幅され、アナログ／デジタル変換器４によりデジタル化され、このデジタル信号はメモリ５内に格納される。心臓６は心臓内に配置された電極８を有するペーシングシステム７により刺激される。心臓内の別の位置に配置された別の電極９が図３に示すように心臓６の内部からの電位を感知する。心臓内電極８、９はカテーテル１４を介し右心室内に挿入される。電極９により感知された電位は増幅器１０により増幅され、ＡＤＣ１１によりデジタル化され、メモリ５内に格納される。心臓の刺激および感知電位の記録はコンピュータプログラム１２により制御される。記録工程に続き、メモリ５内の記録データは別のプログラム１３により解析される。
【００２６】
図３は、心臓６を刺激するために使用されるカテーテル１５Ａの先端に配置されたペーシング電極８と、応答を記録するための、ペーシング電極８から１ｃｍ以内の同じカテーテル１５Ａに取り付けられた第２の電極９Ａとを示す。第２のカテーテル１５Ｂ上の第２の記録用電極９Ｂはペーシング電極８から可能な限り遠い心臓６の右心室内に配置される。ペーシング電極８に加え、別のペーシング電極（図示せず）が、融合収縮を回避するように高位右房を刺激するために使用され得る。
【００２７】
心臓６は、追加刺激Ｓ２が後に続く多くの定速度刺激（Ｓ１）を含むペーシング系列とペースが合わされる。Ｓ１−Ｓ２間隔はＳ１−Ｓ１間隔より短い。図４は、この場合、系列Ｓ１−Ｓ２Ａ、Ｓ１−Ｓ２Ｂ、Ｓ１−Ｓ２Ａ、Ｓ１−Ｓ２Ｂ、．．．内の２つのＳ１−Ｓ２間隔を示すこれらの系列のうちの４つを示す。または、系列はＳ１−Ｓ２Ａ、Ｓ１−Ｓ２Ａ、Ｓ１−Ｓ２Ｂ、Ｓｌ−Ｓ２Ｂ、．．．として供給され得る。図４は２回繰り返された系列を示すが、実際には数百回繰り返されることが好ましい。繰り返しの数は信号の収束により決定され得る。
【００２８】
２つの間隔のみが示されるが、実際には、実際的時間長で研究を達成するために８つの間隔が使用される。しかし、時間が許せばより多くの間隔が使用され得る。
【００２９】
図５は、同じＳ１−Ｓ２間隔（この場合は図４に示すように間隔ＡおよびＢ）に続くＳ２刺激に応答した各記録信号を平均化する工程を示す。
【００３０】
間隔Ａの各記録信号２０は、記録内のペーシング刺激２１を使用することにより時間的にアライメントされる。次に、アライメントされた記録信号は間隔Ａの平均信号２２を形成するために合計される。同じ工程はまた、間隔Ｂの平均記録信号２４を生成するために間隔Ｂの各記録信号２３に対して行われる。平均化工程は、雑音をガウス雑音の平均の数の２乗根だけ低減する。平均化工程は、雑音に対して選択的に作用する低域通過フィルタとしての役割を果たすことも知られている。
【００３１】
図６、７、および８は、シミュレーションされた高域通過フィルタ処理体表面ＥＣＧ信号３０を示す理想工程を示す。図６に示す信号の２００個の記録が、Ｓ２刺激に続いて採取された記録を表すために生成され、疑似ランダム雑音が各記録３１へ加えられ、そのうちの１つが図７に示される。次に、これらは、図８に示す信号３２を得るために平均化され、末端部内の小さい電位３３が識別可能である。
【００３２】
実際、この工程は、小さい電位を識別不能にする多くの状態で劣化されることになる。これらの状態およびそれらの救済方法について説明する。
【００３３】
基本的仮定は、その雑音が検知信号に無関係であるということである。従来、刺激は、１ｍｓ間隔で計算され、１ＫＨｚクロックを使用して計時される。これにより、ペーシング工程と電源ＡＣ雑音またはその高調波との同期を生じ得る。これは、図９に示すようにＳ２刺激とそれに続くＳ１刺激との間の間隔内に疑似ランダムジッター４０を与えることにより克服される。Ｓ１刺激に続く系列内の後続刺激は、実際に系列内のすべての刺激が同じ量だけジッターを与えられるように互いに同じ間隔を維持する。これにより、ペーシング系列を雑音内の周期信号から減結合することになる。
【００３４】
別の問題は、Ｓ２刺激に続く信号が呼吸などの生理学的過程の結果としてミスアライメントされ得ることである。図１０は、２つの記録信号５０、５１間の電位の、前記生理学的過程により引き起こされる間隔５２分のミスアラインメントを示す。
【００３５】
このミスアラインメントは、矛盾する小さい電位を生じるため、平均信号３２内では検知されなくなる。
【００３６】
図１１は、Ｓ１刺激に続く遠隔電極９Ｂにより記録された２つの心臓内電気記録図６０、６２を示す。電気記録図６０、６２は、Ｓ１刺激を基準点として使用することによりアライメントされた。このアラインメントにもかかわらず、信号６０、６２の大きい電位６１、６３間にはミスアラインメントが残留することが分かる。
【００３７】
Ｓ１刺激に続く信号６０内の第１の電位６１Ａは、信号６２内の第１の電位６３Ａに先行する。第１の電位６１Ａ、６３ＡとＳ１刺激との間のこの距離６４は、潜在組織に対する信号を表す。Ｓ１刺激からの第１の電位６１Ａ、６３Ａ間の時間の差６４Ａは、潜在組織に対する信号の変動を表す。
【００３８】
同様に、信号６０内の電位６１Ｂは、潜在組織に対する刺激より大きい間隔６５だけ信号６２内の等価電位６３Ｂに先行する。間隔６５は信号６０に対する信号６２の時間伸張を示す。
【００３９】
図１２は、連続Ｓ１刺激の測定された遅延６１、６３を示す。各電位６１、６３は、刺激が発生した時間に対する縦座標としてプロットされる。Ｓ１刺激と第１の電位６１Ａ、６３Ａとの間の平均間隔は線７０により示される。同様に、Ｓ１刺激と電位６１Ｂとの間の平均間隔は線７１により示される。この変動は短期間の電位の検出を劣化させることになる。
【００４０】
線７２はデータ点６１Ａ、６１Ｂの補間バージョンであり、呼吸に起因する可能性が高い毎分約１１．５の周期性を有する。潜在組織に対する刺激の変動の程度と電気記録図の時間伸張とは、電気記録図内で検出しようとするであろう小さい電位の幅と同等であり、したがって、この信号の変動の程度は信号の平均値算出の結果を劣化させる可能性が高い。この影響は患者間で極めて変わり易いことに留意すべきである。
【００４１】
この問題は、心臓内基準電気記録図を使用することにより最小限にされ得る。
【００４２】
図１３は、近接および遠隔感知用電極９Ａ、９Ｂのそれぞれから採取された電気記録図８０、８１を示す。ΔΤ１と印付けられた潜在組織６４に対する刺激は近接電極信号８０から判断される。２つの電気記録図８０、８１は、最も相関付けられたときのピークを示す相互相関関数８２を与えるために相互相関される。このピークΔΤ２の遅延８３は電気記録図８０、８１間の遅延を与える。特定のＳ１−Ｓ２間隔におけるすべての記録のΔΤ２の平均遅延が判断される。
【００４３】
個々の記録のΔΤ２はすべての記録の平均値ΔΤ２に近いと仮定すると、個々の記録内には大きい伸張がなかったことを示し、したがって、いかなるミスアラインメントも潜在組織に対する刺激に起因する。
【００４４】
図１４は、体表面ＥＣＧからの２つのミスアライメント信号９０、９１を示す。９２として示されたミスアラインメントは潜在組織に対する刺激に起因する。信号９１は、信号９０とアライメントするように平均から潜在組織に対する刺激の差（心臓電気記録図を使用して導出されたΔΤ１＊６４）だけシフトされる。
【００４５】
図１５は、同じ刺激間隔に応じた２つの体表面ＥＣＧ記録１００、１０１を示し、潜在組織に対する異なる刺激と時間伸張とを示す。別の信号１０２は潜在組織に対する平均刺激と時間伸張とを示す。潜在組織に対する刺激の信号１００、１０１の補正後、したがって、それらの第１の電位と記録１０２の電位とをアライメントした後、記録１００は、その記録１００の生成された間隔ΔΤ２  １０３に従って圧縮され、記録１０１は、その記録の生成されたΔΤ２  １０４を使用して伸長され、その結果、両方の記録１００、１００１は記録１０２の平均値ΔΤ２に対応するΔΤ２を有する。伸長と圧縮とは周波数領域補間により、かつ一定時間間隔上で再サンプリングすることにより実現される。
【００４６】
各信号の一部１０５は、小さい生理的に導出された信号を含むと考えられ、後部１０６は雑音のみを含むと考えられる。
【００４７】
本発明者らは、生理学的領域１０５と雑音領域１０６内の信号の電力との和を測定する。
【００４８】
実際、伸長と圧縮とは、個々の信号の長さ変更の必要の程度が、いくつかのパラメータにより記述され得、したがって伸長におけるある程度の非線形性を許容するΔΤ２の関数であると仮定していることができる。
【００４９】
時間伸張／圧縮に続く平均信号の仮定部分内の電力を、同様に伸長／圧縮された雑音であると考えられる電力により除算したものである目的関数が定義される。したがって、伸長／圧縮工程のパラメータは、従来の数値法を使用してこの関数を最大化することにより判断され得る。
【００５０】
延長されたペーシング実行中に心筋虚血が引き起こされ得る。心筋虚血は、体表面ＥＣＧ内に反映され得る局所心臓電気記録図内の延長および追加電位に繋がる増加伝導遅延と局所ブロックとを引き起こすことが知られている。これは、一定のままであるべきＳ１刺激に対する応答の非定常性を特定することにより検知され得る。
【００５１】
図１６は、虚血から引き起こされると考えられる非定常電位を有するＳ１刺激に応答して信号から導出された刺激平均信号を示す。
【００５２】
非定常性の影響は、図１７に示すように各個々の記録１１２を副記録１１３にセグメント化することにより検知され得る。各副記録内の平均信号電力（振幅の２乗）が計算される。
【００５３】
図１８は、平均記録へ加えられた各記録としての定常信号の各副記録１１４内の電力の対数を示す。約２００の記録が平均化された後、各副記録内の電力は安定した値１１４Ａに近づく。
【００５４】
図１９は、虚血により引き起こされると考えられる非定常信号の結果を示す。信号の想定生理学的部分の終わりに近い副記録１１５は、その副記録内の電位が増加または減少するため、平均の数の増加と共に逸脱する。雑音であると考えられる最終副記録１１５Ａのみが変化しない。
【図１】
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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１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【国際調査報告】
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2017529137.tif 000023
2017529137.tif 000024