JPS6156635A - 心電計の信号の解析方法と装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 産業上の利用分野 この発明は心電計に関し、特に悪性心室不整脈の進展の
危険の予報用の方法と装置に関する。

従来技術 心筋梗塞を経由して心臓病を患っている多くの但者は急
激な不整脈による突然死の危険がある。

誤りのない信頼性のある不整脈発生の予知が望まれてい
る。

近年、時間領域における高利得増幅および信号処理が、
確認された心室の頻拍をもっている患者や実験動物の自
由期間での不整脈の間で得られる心電図（ＥＣＧ）の平
均信号のＱＲＳコンプレックスとＳＴ上セグメントおけ
る小振幅、高周波電圧を検知した。

最近の、この種の患者の時間領域解析に関する研究では
種々の低い（２５〜１００Ｈｚ）および高い（２５０〜
３００Ｈｚ）の帯域フィルタを用いた。

この時間領域処理の主たる限界は、対象としている信号
における周波数分布の先見的知識の欠如であり、それ故
、特に対象とすべき信号をもろ波してしまう危険かある
ことである。高速フーリエ変換解析は、時間領域解析に
勝る強力な解析方法であり、予めろ波する場合の限界を
避けることができる。さらに高速フーリエ変換解析は、
部分的な振幅とは独立に周波数識別と周波数特徴化とを
容易にし、小振幅信号処理に対して特に好適である。

最後にこのシステムと高速フーリエ変換解析は、同じシ
ステムハードウェアとソフトウェアとを用いて別のＥＣ
Ｇ領域の解析ができる自由度をもっている。

他の時間領域解析の例として米国特許ｌｌ　、　＝１４
２　。

４５９　（Ｓ　１ｍ５ｏｎ）は、フィルタ出力からのリ
ング状アーチファクトを消去するために逆の時間系にお
いて、Ｘ、Ｙ、ＺデイノタルＱＲ９信号の後部分をディ
ジタルバイパスフィルタに印加する技術が開示されてい
る。ろ波された複数の出力は、検査される、ろ波された
ＱＲＳを生成するために結合され、信号の最後の４０ミ
リ秒部分は分離され、高エネルギー内容のレベルの表示
を得るために計測される。ＱＲＳ波形の最初の部分は信
号前側へ向く方向にて処理され、ＱＲＳの合計期間を表
すデータを得る。

発明の目的 この発明は、表面ＥＣＧ信号における低振幅電位の改善
された症状識別と特徴化を可能とする、非侵襲的心電計
システムを提供することを目的とする。

発明の措成 Ｘ、Ｙ、ＺのＥＣＧ信号は広い周波数帯域に亘って増幅
され、記録され、アナログ信号からディジタル信号に変
換され、正常ＱＲＳ波形を選択するために処理され、信
号はノイズレベルを低減するために平均される。そして
高速フーリエ変換が、平均された各ＥβＧＸ、Ｙ、Ｚ信
号の境界４０ミリ秒でのＱＲＳコンプレックスとＳＴ上
セグメント実行される。結果としてのスペクトル出力は
検査され、検査された平均ＥＣＧ信号の種々の部分の周
波数内容の特徴を得ろために良度指数か生成される。

一実施例においては、高速フーリエ変換解析の量はＥＣ
Ｇ信号のエネルギースペクトルを生成するために２乗さ
れる。たとえば結合された最後の４０ミリ秒部分とＳＴ
領領域ようなＥＣＧ信号の所定部分内にある、所定周波
数内容の有無を判定するために、たとえば２０〜５０Ｈ
ｚ領域のような第１の選択された部分でのエネルギー計
／Ａ＋＋　ｍが全エネルギースペクトルのような第２の
あらかじめ選択された部分のエネルギー計測型と比較さ
れる。この比較は１つのスペクトルの第１の選択された
部分における複数のピーク値を抽出して、そのスペクト
ル中での最大のピーク値と比較することをも含んでいる
。また第Ｉの選択された部分におけるスペクトル曲線の
下の部分の面積と全スペクトルの面積とが比較される。

別の処理の後に行なわれるこのピーク比較と面積比較と
はマグニチュード比と面積比と称する。ＥＣＧ監視時に
おいて、各患者に複数のＥＣＧリードが使用されるので
、すべてのＥＣＧリードからのマグニチュード比と面積
比の平均値が各患者について得られる。

実施例 第１図を参照して本発明に係る装置１００を示すブロッ
ク図において装置は標阜バイポーラＸ。

Ｙ、Ｚ心電計リード１０２，１０４，１０６を有する。

標亭のＦ　ｒａｎｋＸ　、　Ｙ　、　ＺリードＮｏ、ｌ
５０７−ＩＩＡが、＋５０７−１１Ａ推奨電極配置にし
たがって患者に付着される。＠Ｘ、Ｙ、Ｚリードからの
信号はＨｅｗｌｅｔＬ−Ｐａｃｋａｒｄｌ　０５７増幅
器１１０．１１２．１１４によって増幅される（１，０
００ｆｏｌｒｌ）。各増幅器の出力は、帯域幅０．０５
Ｈｚから４７０Ｉ−（ｚのバンドパスフィルタ１１６．
ＩＩ８゜１２０に通される。そしてこの信号はＩＫＨｚ
で動作し、１２ビット精度　最低分解度１マイクロホル
トのＡ／Ｄ変換器１２２によりアナログ信号からディジ
タル信号に変換される。Ａ／Ｄ変換器はＡＤＡ社Ｎｏ、
１６ＳＥ−Ｃ−３Ｐ６Ａ−ＰＡ／Ｄ変換器を用いた。

Ａ／Ｄ変換器１２２の人力はフィルタ１１６゜１１８．
１２０の出力が３００マイクロ秒の遅延時間を隔てて順
次的に切り換えて人力される。Ａ／Ｄ変換器１２２から
のディジタル化されたＸ。

Ｙ、Ｚ信号はマイクロコンピュータ１５０へ、線°１３
０を通して並列で人力される。フロッピーディスクメモ
リ１５２とラスク制御を有するＳ　ｅｌａｎａｒラスク
表示器１５４とがマイクロコンピュータ１５０に接続さ
れる。ＤＥＣＶＴ＋０３ＬＳＩ＋１／２３の６４にバイ
トメモリのマイクロコンピュータを使用した。フロッピ
ーディスク１５２と表示器＋５４とともに、マイクロコ
ンピュータ１５は患者の傍で使用するためにポータブル
ヂト−ト装置に設置できる。増幅されたＸ’、　Ｙ　、
　Ｚ信号は、連続的に実時間の可視監視できるようにＨ
ｅ１Ｖｌｅｔｔ　−Ｐａｃｋａｒｄ社のオシロスコープ
［６０に同時に表示される。

第２Ａ図を参照して、平均のＺＥＣＧリード上の信号２
００が示される。２つのＱＲＳ合成信号２０２と２０４
とが示されている。大きい信号２０６はＲ波として知ら
れ、そのピーク値２０８は基べへ点と呼ばれる。隣接Ｒ
波２０６と２１０との間隔はＲ−Ｒ間隔と呼ばれる。Ｑ
Ｒ９信号のピーク−ピーク間振幅はＲ波の正ピーク２０
８と負のピーク２＋２までの電圧である。

ｇＥｃｃ信号はＱＲＳ合成の最後の４０ミリ秒（ＱＲＳ
合成の終端および終端以前の４０ミリ秒部分）を含む境
界のＱＲ９信号２１４と：ＱＲ９信号の終端２１４から
ＥＣＧ信号２００のＳＴセグメント２＋８の始めまで延
在するＳＴ上セグメント１６とを含んでいる。

第３図を参照して、テンプレート形成用のブロックダイ
アグラム３００は不整脈フリー信号としてならびに後の
信号処理のための平均化Ｘ、Ｙ、ＺＥＣＧ信号をつくる
のに用いられる、ディジタルＸ、Ｙ、Ｚ信号のうちのあ
る１つまたはそれ以上の信号を選択する構成を示してい
る。表示装置＋６０を視ることによる検査によって、正
常な静脈洞リズム３０２の表示であると考えることがで
きる１連のＸ、Ｙ、Ｚ信号が選択される。ＥＣＧ信号の
２点とＴ点とに比して最大のＲ波振幅を何するような信
号が３０４で選択される。モしてＸ、Ｙ、Ｚリードの３
ｇの第２のサンプルは３０６でディジタル化され、かつ
ストアされる。予め選択された信号３０４は３０８で表
示装置１５４にて表示される。Ｒ−Ｒ間隔（隣接ＱＲＳ
合成の隣接Ｒ波間の距離）と上記基準点（Ｒ波のピーク
点２０８）かＳ　ｅｌａｎａｒ表示装置３１０を伴う調
整可能なカーソルを用いて識別される。同時に、＠Ｘ、
Ｙ、Ｚ信号についてのＱＲＳ振幅値（ビーク−ビーク電
圧）が３１４で決定される。このＲ−Ｒ間隔、基準点２
０８、Ｘ、Ｙ、ＺのＱＲＳ振幅、Ｒ波の４０個の点（基
準点の両側各２０個の点）かマイクロコンピュータ＋５
０のメモリにテンプレートとしてストアされる。この動
作はＤＥＣグラフィックソフトウェアパッケージと表示
装置１５４のカーソルとの’ｆＨみ合わせ使用により自
動的に行なイっれる。

第４図には不整脈フリーＸ、Ｙ、Ｚ信号を選択し、ＥＣ
Ｇ信号を平均するための処理４００か示されている。再
び３個の心拍信号が選出され、ディジタル化され、この
ディジタル化された、３個の第２期間のＸ、Ｙ、Ｚ信号
は巡環メモリバッファにストアされる（４０２参照）。

これらストアされた３個の第２のサンプルの中間の心拍
が４０４で選択され、選択された信号はテンプレートと
比較される。くイつしくは、Ｒ−Ｒ間隔は４０６でテン
ブレー　トＲ−Ｒ期間と比較される。もしＲ−Ｒ間隔が
テンプレート値の±２０％以内でなければ、４０８でこ
の心拍は拒絶される。そうでなければ、選択された心拍
のＸ、Ｙ、Ｚ信号のピーク−ピーク振幅値はテンプレー
ト４１０のＱＲ’Ｓ振幅と比較されろ。らし少なくとも
３つの振幅のうちの２個がテンプレート振幅と同じであ
るならば、その心拍は平均のための候補として選択され
、そうでなければその心拍は４１２で拒否される。そし
てＲ波の４０個の点の相互関係が基♀点２０８について
、テンプレート波とともに作られる。この選択された４
０の点は、基準点の両側にある２０個の点である。らし
相関関係が９８％よりも大きくなげれその心拍か、振幅
比較と相関比較とをパスしたならば、その心拍は受は入
れられ、Ｒ−１（テンプレート比較時において、その心
拍の前後の心拍らまた受入れ可能である。もし現在の心
拍が拒否されるものならば、その心拍は環状バッファの
中で左に進み、次の心拍と比較される。この処理がリア
ルタイムで進められ、もしバッファにオーバーフローが
生じたときのみ、１０４へ戻る。各受入れ可能な心拍の
Ｘ、Ｙ、ＺのＥＣＧ信号か各点毎に平均され、これが池
の受入れ可能な１００ｇの心拍の平均が得られるまで（
４１８参照）行なわれろ。

上述した第４図の動作はＦＯＲＴＲＡＮを使用したプロ
グラム（Ｐｒｏｇｒａｍ）Ｎｏ、　　ｔによって自動的
に行なわれる。

第５図を参照して、高速フーリエ変換（ＦＦＴ）解析５
００が平均Ｘ、Ｙ、Ｚ信号の各々に対ずろＱＲ３合成の
境界の４０ミリ秒において行なイっれろ。

すべての′平均されたＸ、Ｙ、ＺのＱＲ９信号はメモリ
１５２にストアすなイつち蓄積される。そして平れる。

（５０２参照）。表示カーソルを使用してＱＲＳ信号の
境界の４０ミリ秒はステップ５０４で、ＱＲＳ合成の終
端から４０ミリ秒だけＲ波へずれたことを検出すること
により決定される。

高速フーリエ変換（Ｆ’Ｆ’Ｔ）５０６は、上述したよ
うにたとえばＱＲＳ合成の境界の４０ミリ秒におけるよ
うなＥＣＧ信号の選択されたセグメントで行なわれる。

この高速フーリエ変換解析はミニコンピユータ１５０に
適した、受入可能な市販のコンピュータプログラムの１
つを用いて行うことができる。たとえば標孕ＩＥＥＥラ
イブラリが使用可能であり、ここでもこのプログラムを
使用した。選択されたＥＣＧ信号の特別のセグメントに
対して５１２点の高速フーリエ変換が計算された。

選択された複数のサンプル値（カーソルにより自動的に
選択されたもの）がＦＦＴプログラムの５１２のアレイ
の最初に置数されて残りの値はゼロに設定された。この
ステップによって、出力データ中での同一周波数スケー
ルの維持を可能とし、しかも５１２個までの入力値の随
意のものを使用し得る。

フーリエ解析は、サンプルされる間隔内に含まれる信号
がくり返し関数であることを予測している。らしサンプ
ル初期とサンプル終期とで等電位でなければ、１つのサ
イクルの終わりと、人工的に原信号に対して高い周波数
と低い周波数の両方を加えるであろうところの次の周期
の初期との間に急激な不連続が発生する。高速フーリエ
変換解析を、分離されたＥＣＧのセグメント（すなわち
ＱＲＳ合成の境界の４０ミリ秒）で行うときの、この誤
差の原因を消去するために、対象としているセグメント
が、境界５０４においてゼロに対してデータがスムース
となるように、４項Ｂｌａｃｋｍａｎ−Ｈａｒｒｉｓウ
ィンドウ（ｗｉｎｄｏｗ）関数５０８によって乗算され
る（’Ｏｎ　　ｔｈｅ　　ｕｓｅ　　ｏｒｗｉｎｄｏｗ
ｓ　ｆｏｒｈａｒｍｏｎｉｃ　　ａｎａｌｙｓｉｓ　　
ｗｉｔｈ　　ｔｈｅ　　ｄｉｓｃｒｅｔｅＦｏｕｒｉｅ
ｒ　　ｔｒａｎｓｆｏｒｍ”　　Ｈａｒｒｉｓ、Ｆ、　
Ｊ、　、ＰｒｏｃＩＥＥＥ６６・５１．１９７８および
ＦＯＲＴｒ（ＡＮＰ　ｒｏｇｒａｍ＃　２参照）ここに
使用した特別のＢｌａｃｋｍａｎ　−Ｈａｒｒｉｓ（ブ
ラックマン−ハリス）関数は６ｄＢの帯域幅で９２ｄＢ
のサイドローブレベルを有し、６ｄＢ／オクターブのサ
イドローブ下降率を有する。ブラックマン−ハリスウィ
ンドウ（Ｂ　ｌａｃｋｍａｎ−Ｈａｒｒｉｓ　　ｗｉｎ
ｄｏｗ）の乗算は高速フーリエ変換が計算される以前に
行なわれなければならない。

高速フーリエ変換データは、高解像度プロッタ（Ｖｅｒ
ｓａｔｅｃ　　Ｉ　ｎｃ、　）５１０で描かれ、また記
憶ずろためにディスク１５２へ転送される。第２Ｂ図を
参照して、各プロットに対して、２５０で示した４０Ｈ
ｚにおいてｄＢ上下降見られ、曲線の下側で、基本周波
数から、ピークに対して６０ｄＢ低下する周波散逸の面
積２５２（これを６０ｄＢ面積という。）か決定される
。（ＦＯＲＴＲＡＮプログラムＮ００３参照）これらの
２つの値はともに良度指数（ＦＯＭｆｉｇｕｒｅ　　ｏ
ｆ　　ｍｅｒｉＤ５１２をスペクトルプロットに関して
形成する。４０Ｈｚ切片を採用した理由は、大抵の正常
なＱＲＳのエネルギーは３５Ｈｚ以下にあり、かつ断片
的な信号は２５１（ｚから５０Ｈｚの範囲に入っている
ことが第３者によって示されているからである。

第５図に示した上述のステップは、平均したＸ。

Ｙ、Ｚについて同時に行なわれ、したがって３個のステ
ッププロットがつくられる。平均したＸ。

Ｙ、Ｚ信号に対する良度指数の６０ｄＢ領域と４０Ｈｚ
切片の平均が各患者側に計算され、単一の４０Ｈｚ切片
と６０ｄＢ領域との良度指数をつくる。上述のように行
なわれる第５図の処理は平均したＸ。

Ｙ、ＺＥＣＧ信号のＳＴ上セグメント１６についてら行
なわれる。ＳＴ上セグメント１６はＱＲＳ合成の終わり
から開始され、Ｔ波の初期へ続く乙のである。ＳＴ上セ
グメントＳ　ｅｌａｎａｒ表示のカーソルを用いて決定
される。

上述の方法を用いて、６１人の患者か診断内容に従って
グループ分けされた。誰も非不整脈薬物治療を受けてい
なかった。

グループＩは、新たな梗塞を伴わない心拍停止や持続性
ＶＴのエピソードが少なくとら１つ記録されている、心
筋梗塞を経験した患者１６名からなっていた。ワンント
ン大学の臨床電気生理学研究所で検査を受けた、これら
１６名の懸合の内の１３名は、いづれも、誘導性の持続
性ＶＴまたはＶｌ”を持っており、これは臨床的に起る
乙のと類似していた。グループ■は、持続性ＶＴ（期間
が３０秒以上のもの）、失神または心拍停止の病歴また
はエピソードの記録のない、心筋梗塞経験患者３５名か
らなっており、彼等はバーンズ病院（Ｂａｒｎｅｓ　　
Ｈｏ５ｐｉｔａｌ）の遠隔測定病棟に入れられていた。

この詳の患者は全員、少なくとも７日間モニターされた
。１７名は心室転位がないか、あるいは単純性心室転位
（改良ローン等級（Ｌ・ｏｗｎ　　Ｃ１ａｓｓ）　Ｏ〜
１）を示した。１８名は複合心室転位（等級２〜５）を
持っており、この内９名は非持続性ＶＴを持っていた。

グループ■は、器質的な心臓病または不整脈があるとい
う臨床的な証拠を持た。

ない２４才から４０才の健常な男子１０名からなる対照
群であった。

グループ■とグループＨには、年令、梗塞部位、左心基
層の存在またはＱＲＳ期について有意差はなかった。明
らかな持続性ＶＴまたはＶＦを持っている、梗塞のある
患者群に於ける左心室拍出比率は、第２屏の但音の抽出
比率と比へて（−Ｔ　Ｑに低かった（３１１％±１６対
４５％±１５１１＜０．０２）。

ＥＣＧ信号の平均Ｘ、Ｙ、Ｚ信号の第５図に示した高速
フーリエ変換解析は、心筋梗塞経験を６つが不整脈はな
く、正常人の値をもっている患者に比して、心筋梗塞経
験と後続の確認されたＶＴ（ｖｅｎｔｉｃｕｌａｒ　　
ｔａｃｈｙｃａｒｄｉａ）とＶＦとをらっている患者は
、ＱＲ９の境界４０ミリ秒とＳＴ上セグメントおける平
均６０ｄＢ面積と平均４０１−１ｚ切片値に顕著な相違
を示した。心筋梗塞でδ５ろか１７（＋：認されたＶＴ
はらたない債者と正常人との間には、境界ＱＲ３または
ＳＴ上セグメント６０ｄＢ面積と４０Ｈｚ切片の値につ
いて何ら顕著な相違がなかった。

心筋梗塞の経験をらち、確認されたＶＴ（心室頻脈）は
もたない患者と、心筋梗塞をもち確認されたＶＴをもっ
ている患者のそれぞれの、高速フーリエ変換解析の代表
的プロットを第６図Ａ−Ｃと第６図Ｄ−Ｆとに示した。

各図は６０ｄＢ面積値と４．０Ｈｚ切片のｄＢ降下とと
もに、バイポーラＸ、Ｙ、Ｚリードから得られて記録さ
れた信号平均ＱＲ３合成の境界４０ミリ秒の電力対周波
数プロットを示している。各リードにおいて、明白な確
認されたＶＴをもっている患者からのＱＲＳ合成の境界
の４０ミリ秒ではこの症状をもたない患者のらのに比し
て、６０ｄＢ面積の大きな値と４０Ｈｚ切片での少ない
ｄＢ降下との影響でより高い周波数成分を含んでいた。

同一の２人の患者について高速フーリエ変換解析とＳＴ
上セグメントプロットを得た。各々のリードにおいて、
確認されたＶＴの明白なエピソードをもっている患者か
らの信号中のＳＴ上セグメントＶＴなしの患者からのＳ
Ｔ倍信号りも、より高い周波数成分を含んでいた。

境界ＱＲ９とＳＴ倍信号おけるスペクトルの相違は１２
０１（ｚ以下の周波数て一貫してみられた。

正常人（グループ■）における第５図に示すＱＲＳ合成
の境界の４０ミリ秒の、高速フーリエ変換解析の結果に
もとづいて、平均６０ｄＢ面積値が２４００よりも大き
く、平均４０Ｈｚ切片値が４７ｓｒｑ士ｉｑ１．小太Ｌ
１７１−？、　Ｉ”ｌ堂でＡＸこ２奉云１４、境界ＱＲ
３における高周波成分の増加を示す乙のである。心筋梗
塞経験と後続の確認されたＶＴをもつ患者（グループＩ
）の８８％と、心筋梗塞経験をらちＶＴはもたない患者
（グループ■）の１５％とから６０ｄＢ面積値と４０Ｈ
ｚ切片の兄常が見出された。

グループ■の記録による、第５図に示すＳＴ上セグメン
ト高速フーリエ変換解析の結果にもとついて、平均６０
ｄＢ面積値が２５００以上で平均４０Ｈｚ切片値が５２
ｄＢ以下のとき、毘常であり、ＳＴ上セグメントおける
高い周波数成分の増加を示す。ＳＴ上セグメント６０ｄ
Ｂ面積値の異常値がグループ■については８１％、グル
ープＨについては２５％の患者に見出された。

４０Ｈｚ切片の異常値かそれぞれ７６％、２０％の割合
で見出された。

境界ＱＲＳとＳＴ上セグメント６０ｄＢ而晴と４０Ｈｚ
切片はＱＲＳ期間、左心室拍率および自然心室エコブテ
ィ（ｅｃｏｐｔｙ）の複雑さには無関係であった。

第８図から第１４図について、この発明の他の実施例を
説明する。各信号平均Ｘ、Ｙ、Ｚリードの結合された境
界４０ミリ秒ＱＲＳとＳＴ上セグメント表示ツノ−ツル
と、漂亭心電図基準８０２と８０４を用いて識別される
。第９図はカーソル線内での、対象とされる境界ＱＲＳ
とＳＴ上セグメントの結合を示している。第５図に示し
たのと同様の方法で、上述の領域はＢ　ｌａｃｋｍｏｎ
　−Ｈａｒｒｉｓ　　ｗｉｎｃｌｏｗ８０６の４項によ
る乗算が行なわれる。次に各平均された信号は、平均さ
れた信号の最大値を識別することにより、およびそれを
１単位として８０８において設定することによりスケー
ルがつくられる。モして８１０で、第５図に示したのと
同様にして５１２点高速フーリエ変換が計算される。こ
こでは結合された境界４０ミリ秒ＱＲＳとＳＴ上セグメ
ントついてのみフーリエ変換が行なイつれる。

１　　　　　　　　　　フーリエ変換値は８１２におい
て２乗され、信号のエネルギースペクトルが得られると
ともに、その結果は８１４においてプロットされる。

エネルギースペクトルの代表的プロットを第１０図に示
す。低い周波数成分の優勢な振幅によって、不明確にな
っているから知れない小さなピークを検相するために、
８１６において振幅スケールを５００で割算することに
より第２のプロット（第１Ｏ図破線）がつくられる。デ
ータが再び８１８においてプロットされるが、細かくし
たスケールで計った場合の大きいデータはプロットしな
い。

コノテータハ高解像度ブロック（Ｖｅｒｓａｔｅｃ　Ｉ
　ｎｃ、）にプロットされ、ディスクにストアされる。

作成されたスペクトルプロットの各々（ｌ患者当たり信
号平均されたＸ、Ｙ、Ｚ信号）に対して、データが、最
初８２０において２０から５０１（ｚの間にピークが置
かれるように解析される。ディジタルデータのピーク値
は種々の方法で決定できるが、この実施例においては、
少なくとも２つの隣接点での量の増加があって、次に少
なくと乙２つの隣接点での量の減少が起こる場合をピー
クとした。７０Ｈｚ以上の周波数は、どのグループにお
いても、境界のＱＲＳとＳＴ上セグメント対しては実質
的に何も寄与しないことが判ったので、２０）１ｚから
５０Ｈｚの周波数帯域を選択した。潜在的な６０Ｉ−ｒ
ｚ干渉があるので、５０から７０１−１ｚの周波数は解
析しない。

低減したスケールで計られたピーク周波数の大・　きさ
は、最初のスケール（スペクトルプロット８１４）で計
った全ての信号の最大値で割算され、大きさの比を得ろ
ために１０５で乗算される。スペクトルプロット８１８
での変倍された曲線の下側の２゜ｒ−［ｚから５０１−
［ｚの間の面積はスペクトルプロット８１４での最初の
曲線の下側の面積で割られ、８２２で、面積比をつくる
ために１０５が掛けられる。この面積比は、２０から５
０Ｈｚの間の周波数での成分の全信号に対する相対的寄
与を決定するために計算される。

患者どうしの比較のために、ピーク周波数に対するＸ、
Ｙ、Ｚｃはともに平均され、１つの数平均Ｘ、Ｙ、Ｚ値
として表現される。予め乗算された量に対するＸ、Ｙ、
Ｚ値と面積比は対数変換後平均され、対数でない形で表
される上記徂と面積比との平均値はクラフ表示に便利な
ように８２４においてｌＸＩＯ３が掛けられる。この計
算はプログラム４により行なイつれる。

平均Ｘ、Ｙ、Ｚ信号のエネルギースペクトルの解析を用
いて患者の３つのグループを調査した。

グループＩの患者数は２３人であり、各患者は確認され
た心筋梗塞をもち、新しい梗塞には関係しない少なくと
も記録された、心室頻脈あるいは心臓障害をもっている
。グループ■は５３人の患者からなり、各患者は確認さ
れた心筋梗塞経験をもってはいるが、心室頻脈（３０秒
以上または短時間血流代償障害）失神、心臓障害のない
人である。グループ■は正常人１１人である。

グループＩと■との間では、年令、失神場所、左心室動
脈りゅう等に関して、診断上の特別な相違はない。グル
ープＩの患者のＱＲＳ期間はグループ■の患者のＱＲＳ
期間に比して顕著に長く、（Ｉ０６±２３ミリ秒対９０
±１５ミリ砂；Ｐ＜０゜０１）左心室拍梗塞はグループ
■よりらクループ■が少ない。（３５±１４％対４５±
Ｉ５％Ｐく信号平均したＸ、Ｙ、Ｚ心電記録計は、グル
ープＩの心筋梗塞経験とそれに続く確認された心室頻脈
を乙っている患者の４０ミリ秒ＱＲ３とＳＴ上セグメン
トピーク周波数での面積比とマグニチュード比とは、確
認された心室頻脈を有しない患者の値に比して顕著な相
違があった。心筋梗塞経験をもってはいるが心室頻脈は
ない患者と正常な患者との間では面積比に顕著な差異は
なかった。

心筋梗塞経験をもち確認された心室頻脈はない患者と心
筋梗塞経験と確認された心室頻脈とをもっている患者の
境界ＱＲＳとＳＴ上セグメント２乗高速フーリエ変換デ
ータの上述の形式のグラフの代表を第１１Ａ〜第１１ｃ
図と、第１１Ｄ〜第１１Ｆ図に示した。各図は、バイポ
ーラＸ、Ｙ、Ｚり一ドの信号平均心電計合成の境界４０
ミリ秒ＱＲＳとＳＴ上セグメントの結合におけるマグニ
チュード対周波数を面積比、ピーク周波数とマグニチュ
ード比とを示す。各リードにおいて、明らかな確認され
た心室頻脈を有する患者の境界ＱＲ３とＳＴ上セグメン
ト成は心室頻脈を有しない患者のＱＲＳとＳＴセクメン
ト合成に比して１目対的に、より高い周波数成分を有す
している２０から５０１−ｒ　ｚの間で周波数成分の相
違かみられる。心室頻脈を有しない小者の境界ＱＲ９と
ＳＴ上セグメント２０Ｈｚ以上の周波数成分を含む。し
かしながらこれらの成分の全信号への寄与は、低い面積
比とマグニチュード比の影響で、おだやかなものである
。

第１２Ａ図〜１２ｃ図と第１２Ｄ図〜１２Ｆ図とは、そ
れぞれ心室頻脈を有するものと有しないものとの境界Ｑ
Ｒ３とＳＴ上セグメントエネルギースペクトルを示す。

両種の患者の境界ＱＲＳとＳＴ上セグメント２０〜５０
Ｈｚの周波数成分を含むが、これらの成分の全信号への
寄与度か相違している。ＸとＺリードにおいては、明ら
かに確認された心室頻脈をもっている患者の境界ＱＲＳ
とＳＴ上セグメント２０〜５０ｆ（ｚの周波数範囲にお
いて、確認された心室頻脈をもっていない患者の心電計
セグメントに比してＩＯないし１００倍の大きさをもっ
ている。

３つのグループの面積比の比較を第１３図に示した。明
白な確認された心室頻脈と心筋梗塞経験をもった患者と
、確認された心室頻脈はなく心筋梗塞経験を有する患者
と正常人との各グループ間で面積比に顕著な相違がある
。心筋梗塞をもつ患者とそれのない患者との間には１０
倍の面積比の差がある。明白な確認された心室頻脈を宵
する患者の面積比の値とそれを何しない患者のそれとの
間には重複がない。しかしながら、心筋梗塞経験をもつ
が、診断書上で確認された心室頻脈を有しない患者と、
明白な確認された心室頻脈を有する患者とては、面積比
は重複する値をもっている。

１２人のこれらの患者が、確認された心室頻脈の進展の
おそれがあるかどうか明白ではない。

第１４図は３つの患者グループの２０〜５０Ｈｚの範囲
の検出された平均ピーク周波数と対応するマグニチュー
ド比とを示す。３つのグループの間ではピーク周波数に
は顕著な相違はない。（グループ■については２８±４
Ｈｚと４１±４　Ｈｚ、グループ■では３０±３Ｈｚと
４３±３Ｈｚ、グループ■については２８±５Ｈｚと４
３±３Ｈｚであつた。）しかしながら、これらのピーク
周波数の大きさの、境界ＱＲ９とＳＴ上セグメントスペ
クトルプロットの全部の大きさへの寄与は顕著に異なっ
ている。心筋梗塞経験をらち、明白な確認された心室頻
脈をもっている患者の境界ＱＲ９とＳＴ上セグメント、
２０〜５０）Ｉｚの範囲において、確認された心室頻脈
をもたない患者の心電図セグメントに比して１０から１
００倍以上大きい寄与をしっている。

発明の効果 この発明は心電計信号をフーリエ変換して、その変換結
果から良度指数を選”定し、周波数の有無を決定するよ
うにしたから、正確に心電計の出力内容を検知でき、疾
患の内容を正しく識別することができる。

Ｐ　ｒｏｇｒａｍ　　Ｎ　ｏ、　［ ＥＣＧ（心電計）信号平均パッケージ ＥＣＧＡＶＧは入力されるディジタル化された心電計の
信号をとり入れて通常のＱＲ９合成を平均する。ＥＣＧ
ＡＶＧは学習期間と平均期間の２章からなる。

学習期間には診断者は解析のためにＥＣＧチャンネルＸ
、Ｙ、Ｚの３つのチャンネル（チャンネル０．１．２）
の１つを選ぶ。所望のチャンネルの波形が、診断者のタ
ーミナルに表示され、通常の２つの隣接したＱＲＳのピ
ークをマークする。これはピーク検出用しきい値、Ｒ−
Ｒ区間しきい値を設定し、信号平均ルーチンのためのテ
ンプレート波形を用じする。

平均期間において、診断者は平均すべきビートを入力す
る。これが一度行なわれるとピーク検出器ＦＩＮＤＰＫ
は所定のＲ−Ｒ期間にあるＱＲＳの立ち上り（または立
ち下り）のためにＱＲＳＬきい値以上（あるいは以下）
の信号値を探す。

ピークが検出されると、このピークはＥＣＧＣＯＲを用
いてテンプレート波形に対して関連つけられろ。検出さ
れたピーク係数とテンプレートとの関係か関係しきい値
以上であると、（約９８％係数）ビートは正常ＱＲ３で
あると認められろ。

もし２つのそのようなビートがＲ−Ｒ区間内に見出され
ると２つのものの第２番目のものが、アレイに平均化さ
れる。所望数のビートが平均されるとプログラムは３チ
ヤンネルの名前（０，１，２）を、そのチャンネルが平
均された順で送出され波形アレイら同順序で送出される
。

信号平均用ファイルは ＥＣＧＡＶＧ　　信号平均用 ＥＣＧＰＫ　　　ピーク検出用　ＰＩＮＤＰＫサブルー
チンを含む ＥＣＧＣＯＲＩ＊２とＩ＊２アレイの間と１＊２と■＊
４アレイとの間 の３２サンプル点ウィンドウ に亘る相関係数を計算するた めのサブルーチン１２２ＣＯ Ｒ，Ｉ２４ＣＯＲをら含む Ｅ　ＣＧ　Ｆ　ＯＲＳ　ｅｌｅｎａｒグラフィックドラ
イバルーチンを含む ＥＣＧＭＡＣＥＣＧＡＶＧとＥＣＧＦＯＲによってきめ
られるマクロル ーチンを含む ＸＸＬＩＢ　　　ＡＤＡＣＡ／Ｄルーチンを含む ＥＣＧ信号が平均されると、波形が、ＥＣＧＦＦＴを使
用した窓を利用して端末に表示される。

フォーマット化されていないデータ出力ファイルＥＣＧ
ＡＶＧｈ＜ＥＣＧＦＦ’Ｔに読まれて端末に表示される
。診断者はセットをどのようにブロソトオるかをたずね
られ、窓セクションが、表示される波形のために要求さ
れる。そして診断者はクロスペアーカーソルを各ビート
部分の最初の点と最終の点とにセットする。カーソル間
のデータはウイノトウ関数により乗算されて、プロット
セット数（＋６フオーマソト）とデータ点数（１６フオ
ーマ、ト）を先行させてｅ１３６フオーマツトでディス
クに書き込まれる。データ点の次のセットは窓にはめら
れてプロットセット数が到着するまでそのデータ点数を
先行させてディスクに書き込ませる。窓ディスクはフー
リエ変換とプロット用にＰ　ｅｒｋｉｎ　−Ｅ　１ｍｅ
ｒへ送られる。

ＥＣＧＦＦＴに関係するファイルは ＥＣＧＦ’ＦＴ・・・チャンネルＸ、Ｙ、Ｚと複合波形
を所定順序でいつら表示し、 波形の部分を窓にはめ込み、 フォーマット化したデータを ディスクに送る。

ＥＣＧＦＯＲ・　５ｅｌｅｎａｒグラフイツクボード用
サブルーチンを含む ＦＦＴＭＡＣ・・・ＥＣＧＦＦＴとＥＣＧＦＯＲによっ
て呼ばれるルーチンを 含む ＷＬＮＤＯＷ・・・窓関数ＷＮＤＷを含むＦＦＴＮＯＷ
はＥＣＧＦＦＴと同じ作業をするが窓作用はしない 以下プログラム中に注記した部分を説明する。

註１．　　ｆｉｎｄｐｋからＮＰＴＳステップまでのサ
ブルーチンはサンプル点ＩＳＭＰからスタートするＤＥ
ＬＤインターバルで点をサンプルし、最初の分配ｐｏｓ
からｎｅｇまたはｎｅｇからｐｏｓの変化を探す。

もし、そのような点が見付からなければ（即ちある立ち
上がりか立ち下がりか傾斜ゼロ）ゼ１口へ戻る。

註２．　解析されるデータかせ書き込まれていないかを
みるためにｃｕｒｖｒｔバッファエッヂをチェックする
。らしサンプラがデータをオーバランしているときは１
を立てさもなければ０とする。

註３．　サブルーチン１２４ＣＯＲは２つのアレイ（１
２とｌ＊４）をとり込み５ＹＳＬＩＢ＊ １＊４計算ルーチンを使って、ＤＥＬＤの間隔における
ＮＰＴＳサンプル点の相関係数を計算する。

リターンアーギュメントＣ０ＲＲはｒ＊４変数である。

最初の通過したアーギュメントはサンプル１　　　　　
　　　アレイＳＡＭのインデフクスである。第２のアー
ギュメントはＳＡＭに相関するアレイである。

註４．　実際のＦＦＴの計算とプロットを他のコンピュ
ータで行い、ＬＳ　ｒ　１１からｆ　ｎｔｅｒ　−Ｄ　
ａｔａへの転送は遅いのてアレイの最初だけが窓でとり
出されたデータとともに送出される。それ故十に１つを
なくすことはここでは不要である。

註５　　窓からとり出されたデータをディスクを送り、
多数の点とアレイを送出する。

註１ ｃ　　　５ｕｂｒｏｕｔｉｎｅ　ｒｉｎｄｐｋ　ｓｌ：
ａｐｓ　ｔｈｒｏｕｇｈ　Ｎ？Ｔｓ　ｓａｍｐｌｅｃ　
ｐｏｉ＋Ｗｓ　ａｔ　ＤＥＬＤ　１ｎｔｅｒｖａｌｓ　
５ｔａｘｚＬｎｑ　ａｔ　ｔｈｅ　ｓａｍｐｌｅＣｐｏ
ｉｎｔ　ｌ５ＫＰ　ａｎｄ　１ｏｏｋｓ　ｆｏｒ：　ａ
　ｃｈａｎｇａ　ｉｎ　ＥＬｘｓｔｃ　ｄ＊ｒｉｖａｔ
ｉｖ＠ｆｒｏｔｌＩｐｏｔ、　ｔｏ　ｎｅｇ−ｏｘ　ｎ
ｅｇ、　ｔｏ　ｐＯｇ、　！！ｃ　ｎｏ　５ｕｃｈ　ｐ
ｏｉｎｔ　ｉｓ　ｆｆｏｕｎｄ　（Ｌａ：　ａ　５ｅｃ
ｔｉｏｎ　ｏｆ　ｒｉｓｉｎｇ　ｏｒｃｆａｌｌｉｎｇ
ｏｘｚａｒｏｓＬｏｐａｓ）ｔｈｅｎａＯＬｓｒｅｔｕ
ｒｎｅｄ。

５ｔｕｓｒｏｕｔｉｎａ　、　ｆｉｎｄｐに（Ｌｉｍｐ
、ｉｒｔ！ｍｐ、ｎｐｔｓ　、ｄａｌｄ、１ｓｔａｔ）
ｉｎｔｅｇｅｒ　ｌｌａ！１１（９２１６１，１ｌｌｌ
ｌｐ　、ｉ！ｍｐ＋　１１ｓｍｐ＋−ｎｐｃｓ　Ｉ　ｄ
ｅａｄ、　ｉｓｖｍａｘ　、ｉ　＋　ｊ　ｒ　ｋ。

ｍ１ｓｔ、λａｚａｔ、ｌｏａｄｇａ　、ｈｌｅｄｇｅ
　、ａｍｐｃｈ、１ｅｎｄｐｔｂｙｅａ−に（６） ムｔａ　ｔＭｓｚ／９２１６Δ−ｒ／６噌０／ｃｏ＋＋
ｍｏｎ／ｉ＋ａｐｌ／ｓａｗ、ｌｏｅｄｇｅ、ｈｌａｄ
ｇａ、ａｍｐｔｈｓｒｎｐ　ｌｌｉｓｍｐ １１ｔＡｔ、！　　Ｏ ｉｒｉｓｍｐ　＝　Ｏ ｉ＠ｎｄｐｔ　ＩＩ　ｉａｍｐ　＋　ｎｐｔｓ”ｄａｌ
ｄ工Ｚ　（ｉａｎｄｐｔ　、ｇｔ、　９２１６）　１ａ
ｎｄｐｔ　ｍ　１ａｎｄｐｔ　−９２１６ｃ、、、　ｄ
ｏｅｓ　ｎｏｔ　ｇｅｔ　ｗｒｉｔｔｅｎ　ｏｖｅｒ、
　Ｉｆ　ｄａｔａ　ｉｓ　ｏｖｅｒｒｕｎ　ｂｙ　ｓａ
ｍｐＬｅｒｃ、、、　ａ　５ｔａｔｕｓ　＝　Ｌ　ｉｓ
　５ａｎＩ−、ｏｔｈｅｒｗ＝ｓｅ　５ｔａｔｕｓ　＝
　。

ｉｒ　（ｄｅａｄ　、ｌｔ、　０１　ｇｏ　ｔｏ　５６
　　　ｆｉｒ　ｎａｇ、ｄｉｒｅｃ＋：ａｄ　ｐｅａｋ
ｓｅａｒｃｈ　　ｇｏ　　ｔｏ　　５７ＬＥ　（ｉｓｍ
ｐ　、ｇｔ、、　ｈｌｅｄｇｅｌ　　　　　ｆｉｒ　ｈ
ｉｇｈ　ｅｄｇｅ　ｏＣｗｒｉｔｔｅｎｇｏ　ｔｏ　５
２　　　　　　　　　　　ｂｕｆｌ”ｅｒ　Ｌｓｉｆ（
ｉｓｍｐ、１℃、ｌｏａｄｇａ）！ｇｒｅａｔｅｒｔｈ
ａｎｉｓｍｐｏｒｇｏ　ｔｏ　５２　　　　　　　　　
　　ｌｏｗ　ａｄｇｅ　ｏｆｉｉｔａｔ　　＝　　ｌ　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　＋ｗｒ
ｉセｔａｎ　　ｂｕｆｆｅｒ　　ｉｓ　　、ｇｅ。

龜ｎ　ｉｓｍｐ ＣＪＬＬＩ　ｅｖｉｄｅｃ（Ｌｓｍｐ、ｎｒｎｂｒｌ　
　　　　　　！ｔｈｅｎ　ｄａｔａ　＝ｓ　ｏｖｅｒｒ
ｕｎｂｙ　ｓａｍｐＬａｒ ｃａｌ上ｐｒｌｘｃ（’ｄａｔａ　ｏｖｅｒ’ｒｕｎａ
ｅムｍｐ＋’１ ｃａｌｌ　ｐｒｉｎｔ（ｎａｂｒ＋ 丑が一ルー ５２　ｉｆ　（ｉａｎｄｐｔ　、ｌｔ、　ｌｏａｄｇｅ
）　　　　　ｆｉｒ　ｔｘａｉｌｉｎｇ　ｅｄｇａ　ｏ
ｆ９０　ｔｏ　’６Ｇ　　　　　　　　　　　　　　。

７．１５５６　ｉｆ　（ｉａｎｄｐｔ　、ｇｔ、　ｈｉ
ｅｄｇａｌｑｏ　セｏ５８ ｉｆ　（ｉａｎｄｐｔ　Ａｍ、　　Ｌｏｅｄｇａｌｇｏ
　ｔｏ　５１１ ｉｓｔａｔ　ｇ　　Ｌ ｃａｌｌ　ｅｖｉｄｅｃ　（ｉｓｍｐ、ｒｕ＋＋ｂｒ＋
ｃ）　　　　　：ｔｈｅｎ　ｄａｔ、ａ　ｉｓ　ｏｖｅ
ｒｒｕｎｂｙ　ｓａｍｐＬａｒ Ｃａｌｌ　ｐｒｉｎｔ　（’１ａｎｄｐｔ　ａｔｏｖｅ
ｒｒｕｎ　ｉｓ：’　１ ｃａｌｌ　ｐｒｉｎｔ　（ｒｕｒｔｒｘ）５ａ　ＬＥ　
（ｉｓｍｐ　、ｌｔ、　Ｌｏｅｄｇｅ）ｇｏ　ｔＡ６０ ｉｆ　（ｉｓｍｐ　、ｑｔ−ｈλ・ｄｇ＊　）ｇｏ　ｔ
ｏ　６０ ｑ口ω５８ ｃ、、、　Ｎｏｗ　ａｔ　ｐｅａにａｅｔａｃｔｉｎｇ
　Ｌｏｇｉｃ＋６０　ｉｆ　ｌａｍｐｔｈ　、Ｌｔ、　
０１　　　　　　　　！９０　ｔｏ　ｎｅｇｄｉｒａｃ
ｔａｄ　ｑｒｓｇｏ　ｔｏ　１００　　　　　　　　　
　　　　　ｌｏｇｉｃ　ｉｆｆ　ｎａｇ　ｑｒｓｄｏ　
６２　　ｉ　：　ｔ、ｎｐｔｓ　　　　　　Ｋｈｅｃｋ
　ＥＯｒ：　Ｓｍｐ　ａｂｏｖｅ　ａｍｐ　ｎｈｅｓれ
ｏｌｄＪ＝１ ＬＥ（ｓａｍ（ｓｍｐｌ、ｇｅ、ａｍｐｕ１ｇｏ℃ｏ６
３ｉｍｐ　Ｍ　ｓａｐ　＋　ｄａＬｄ Ｒ（馳ｐ　、ｇｔ、　ｔｂｆｆｓｚ）ｓｍｐ　ｍ　ａｍ
ｐ−ｔｂｆｓｔ。

ＩｃｈａｃｋｆｏｒｐＯｓｉｔｉｖａｗｒａｐａｒｏｕ
ｎｄｉｆ　ｆｓｍｐ　、Ｌｅ、　０１５ＩＩＩｐ　＝　
ｓｍｐ　＋　ｔｂｆｓｚ：　　ｃｈｅｃｋ　ｆｏｒ　ｎ
ｅｇａｅｉｖａ　ｗｒａｐａｒｏｕｎｄ６２　　ｃｏｎ
＋＝ｉｎｕｅ ９０ｔｏ　２１１０ ６３１ｓｖｍａｘ　鱒ｓａｇｓ　（ｓｍｐｌｄｏ　　７
５　　Ｌ　　ｍ　　ｊ、ｎｐｔａ　　　　　　　　　　
　　　　　　　喝Ｃｈｅｃｋ　　ｉｆ　　ｐｏｓｉｔｏ
ｎ　　１ｓｋｌＩ工　　　　　　　　　　　　　　ｏｎ
　ｄｏｖｎｉｌｏｐｅ　、　、　。

ｓｍｐ　＊　ｉｍｐ　＋　ｄａｌｄ Ｌｆ　　（ｓｍｐ　　、ｑｔ、　　ｉＭｇｚｌ　　　　
　　　＋ｃｈｅｃ！ｋ　　ｆｏｔ　　ｐｏｓ］セｉｖａ
ｉｍｐ　ｍ　ｓｍｐ−ｔＭｓｚ　　　　　　　　ｗｒａ
ｐａｒｏｕｎｄｉｆ　（ａｍｐ　、工ｅ、　　Ｏ）　　
　　　　　　１ｃｈｅｃｋ　ｆｏｒ　ｎｅｇａセ１ｖａ
ｓａｐ　ｓ　ｓｍｐ　＋　ｔＭｓｚ　　　　　ｗｒａｐ
ａｒｏｕｎｄｉｔ（ｓａｗ（ｓｍｐＨ１ｏｏｋｆ口ｒｄ
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’ｒｌ！　　Ｏｎ　　ａｎｉｆ　（ｓａｆｆｉ（ｓｍｐ
）、エセ、　　ｉｓｖｍａｘｌ　　　ｕｐｓｌｏｐｅ　
ｎｅｘｔ　ｄｏ顧ｉ１ｏｐｅｇｏｔｏ２７％：Ｌｏｏｋ
ｆｏｒ＋／−ｔｒａｎｓ。

工ｓｖｍｙ　ｚ　ｍａｎ（ｇｍｐｌ ｉｍｐ　＊　ｉｍｐ　＊　ｄｅｌｄ ｉｆ　（ｓｒｎｐ　、ｇｔ、ｔｂｆｓｚｌ　　　　　　
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ｆｉｃｅｉｒＫｏｖｅｒｙｅＮＦτＳ６龜ｍｐｌａｃ　
ｐｏｉｎｔｓ　ａｔ　１ｎｔｅｒｖａｌｓ　ｏｆ　ＤＥ
ＬＤ　ｕｓｉｎｇ　５ＹＳＬＩ！１　ｉ”４　ｍａｔｈ
Ｃｒｏｕｔｉｎｅｓ、　　Ｔｈｅ　ｒｅｔｕｒｎ　ａｒ
ｇｕｍｅｎｔ、Ｃ０ＲＲ１ｇ　ａ　ｒ”＋Ｃｖａｒｉａ
ｂｌｅ。

Ｃでｈａ　ｆｉｒｓｔ　ａｒｇｕ＋ｎｅｎｔ　ｐａｓｓ
ｅｄ　Ｌｓ　ピｓｅ　１ｎｄａｘ　ｔｏ　ａｅＣｓａｍ
ｐｌａ　ａｒｒａｙ　ＳＡＭ、　　Ｔｈｅ　５ｅｃｏｎ
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ｔｏ　　’Ｑｅ　　ｃｏｒｒｅｌａｔｅｄ　　ａｇａｉ
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ｒｆｉｎｄｅｘ、ａｒｒａｙ、ｎｐｉｇ、ｄａｌｄ、ｃ
ｏｗｒ、１ｓｔａセ）ｉｎｔｅｇａｒ　　ａｍ（９２１
６１，ｉ、ｊ、１ｎｄｅｘ、ｎｐｉｓ、ｄｅｌｄ、１ｂ
ｅｘｔｓ。

１！　ｔａｒ、、　ｌｏｅｄｇｅ　Ｉ　ｈｉｅｄｇｅ　
、　１ｅｎａｐｔ、　ｎｍｐｔｈ、　ｉｎｉ　ｔＣｌｏ
　１ｉｎｔ、ａｇｅｒ”４　ａｒｒａｙ（ｎｐｔｉ　ｌ
　、　ｓｕｍｏ　、　５ｕｉ１．　ｓｕｍ２バ１ＪＩｌ
ｐＬ、ｔＪｎｐ２．ｌｐ３゜１ｂｅａｔ、セｅｍｐＬ、
ｔｃｍｐ２ ｒｅａｌ　ｃｏｒｒ、ｎｕｎ、ｄａｎＬ、ｄａｎ２ｂｙ
′ｔ＋！正由で（６） ｅｑｕｉｖａｌｅｎｃｅ　（ｓｕｎｏ、　１ｎｉｔ（１
１１，ｓｕｍｌ、　１ｎｉｔ（３１１゜（ｓａｗ２，１
ｎｉｔ＋５１１．ｆｔａｍｐＬ、１ｎｉｔ（７）ｌ。

（ｆｓｍｐ２．ｉｎｉ仁（９）ン ｃｏｎｍｏｎ／ｉｍｐｌ／ｓ＋ｍ、Ｌｏａｄｇｅ、ｈｌ
ｅｄｇａ、ａｍｐｕｃｏ＋＋ｖｎｏｎ／Ｃｈｎ／工ｅｈ
ｎ、ｉｂξ１Ｊｉａｔａｔ　　＋１　０ ｆ１！ｎｃｌｐ仁＝　１ｎｄｅｘ　すｎｐｔｉ＃ｄａＬ
ｄｉｆ　　（ｌａｎｄｐセ　、ｑｔ、　　９２１６１　
１ａｎｄｐｅ　　＝　　１ａｎｄｐセー９２１６ｃ、　
、　、　Ｃｈｅｃｋ　ｆｏｒ：　ｄａＩ−ａ　ｏｖｅｒ
ｒｕｎ　ｂｙ　ｓａｍｐＬｅｒｏｒ　ｓａｍｐｌｅｒｏ
ｖｅｒｒｕｎ　ｂｙ　ｐｒｏｑｒａｍ　ｌｏｇｉｃ：Ｌ
Ｅ　（ｉｎｄｅｘ　　、ｇｔ、　　ｈｉｅｄｇｅ）　ｇ
ｏ　ｔｏ　５０ｉｆ　（ｉｎｄｅｘ　　、ｌｔ、　　ｌ
ｏ＠ｄｇａｌ　ｇｏ　ｔｏ　Ｓ。

ｃａｌｌ　ｃｙｔｄｅｃ（ｉｎｄｅｘ、開山ｒ）ＣＡＬ
Ｌ　　Ｉ’ＫｆＮＴ（’ｄａｃａ　　ｏｖｅｒｒｕｎ　
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（ｎｍｂｒ１ １！ｕｒ＋”Ｌ　　　　　　　　　　　　　　　　　　
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ｇｅ）９ｏω６０ ＬＥ　（ｉｅｎｄｐｔ　、ｇｔ、　ｈｉｅｄｑｅｌｇｏ
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Ｃｈｅｃｋ　ｆｏｒ　ｐｏｓ、ｗｒａｐｒｎｄλｎｄ＠
ｘ　ｌｌ　ｉｎｄ＠ｘ　−９２１６ｃａｌｌ　　ｊｉｃ
ｖｔ（ｓａｗ（ｉｎｄｅｘｌ、ｔａｍｐＬｌｊ＝ｊｄｉ
ｖ（ａｒｒａｙ（ｉ）、１ｂｅａｔ、ｔａｍｐ２ｊｓｊ
ｍｕｌ（ｔｅｍｐＬｔｅｍｐ２．ｔｍｐＨｊ；プａｄｄ
（ｍｐｌ　、　ｓｕｍｏ　、　ｓｕｍＱ　ｌｊ＝ｊｍｕ
ｌ（ｔｅｍｐｌ、ｔｅａ＋ｐｌ、ｔｘｐ２ンｊ−コａｄ
ｄ（ｆｓｍｐ２．ｓｕｍＬ、ｇｕｍＬｌｊｅｊｍｕｌ（
ｆｓｍｐ２．ｔａｎ＋ｐ２．ｔｘｐ３１ｊ　＝　コａｄ
ｄ（ｍｐ３４ｕｍ２．ｇｕｍ２１１ｎｄｅｘ　：＋　１
ｎｄｅｘ　＋　ｄａｌｄｌｏｏ　ｃｏｎｅｉｎｕｅ ｎｕ＋＋＋ｔａｊｆｌｔ（ｓｕｍｏｌ ｄｅｎ工ｗａｊｆｌｔ（ｓｕｍｉｌ ｄｅｒＬ２−　ａｊｆｌセ（ｓａｗ２）ｃｏｒｒ　ｍ　
ｎｕＩＩＩ／５ｑｒｔ（ｄｅｎＬ”ｄｅｎ２１ｅｔｕｒ
ｎ ｎｄ ＣＳＬ山ｒｏｕｔｉｎａ　Ｌ２２ＣＯＲｐａｒ：Ｅｏｔ
＊ｃ　ｅｈａ　ｓａｇａ　ｆｕｎｃｔｉａｎｅ　２１　
　ｘ２４ｃｏｉｔ　ｂｕｔ　ｏｎ　　ｔｗ。

Ｃ５ｅｃｔＬｏｎｓ　ｏｆ　ｓａｗ　１ｎｄｅｘｅｄ　
ｂｙ　ｒＫ３ＦＪｃ１８１ＮＤＫＸ２　ｕｓｉｎｇ１１
＋４　　鳳ｎ九 ５ｕｂｒ：ｏｕｕｎｅ　　Ｌ２２ｃｏｒ（ｉｎｄｅｘｉ
、１ｎｄｅｘ２．ｎｐｃｘ。

ｄａｌｄ、ｃｏｒｒ：ｒｉｓｔａｔ） Ｌｎｔ−ａｑ＠ｔ　１１（９２１６１、Ｌ　ｔ　ｊ　ｒ
　”山ｙＬ、　１ｎｄｅｄ。

ａｐｅｓ、ｄａｌｄ、Ｌｂａａｅｉ。

ｉｇｔａ＋：、ｌｏｅｄｇｅ、ｈｉａｄｇｅ、ａｍｐｔ
ｈ、ｉｎｉｔ（１０１１０１ｉｎｔｅ”４　ｓｕｍｏ　
、　ｓｕｍＬ　、　５ｕｘｒ２　、　Ｃａｍｐ工。

セａｍｐ２．ｔｍｐλ＋　Ｃｍｐ２　、　ｔｚｐｓｒｅ
ａｌ　ｃａｒｒ、ｎｕｎ、ｄｅｎＬ、ｄｅｎ２ａｑｕｉ
ｖａｌｅｎｃ＊　（ｉｎｉｔ（ｌ　ｌ、　ａｕｍＧ　ｌ
　、　（ｉｎｉｔ（３１，ｇｔｕａＬ　ｌ　。

（ｉｎｉｔ（５１，ｇｕ＋＋＋２１゜ （ｉｎｉｔ（ツー、ｅａｍｐＬ１．（ｉｎｉｔ（９）、
セａｍｐ２１Ｃ口ｍｍｏｎ／ｓｍｐｌ／ｓａｍ、ｌｏｅ
ｄｇｅ、ｈ工ａｄｇｅ、ａｍｐｅｈｃｏｍｏｎ／ａｈａ
／１ｃｈｎ、１ｂｅａｔｓｉコセａｔ　　ｘ　　。

ｃ、、、　　　ｘ＝ｔ＝ａエエＺｅ　　ＶａｒｉａｊＬ
ｅｓｃ　　　　　ｄｏ　５０１　肩り、工０ｉｎｉｔ（
ｉｌ　ｘ　Ｏ ｓｏ　ｃｏｎｔＬｎｕｅ ｄｏ　１００　ｉ　ｍ　１．ｎｐｔｓ ｉ！１ｎｄｔＸ工、ｆｅ、　９２１６１　　１ｃｈｅｃ
ｋ　ｆｏｒ　ｐｏｓ、ｖｒａｐｒＱｄＬｎｄｅｘＪｂ　
ｍ　Ｌｎｄｅｘニー９２１６１１（ｉｎｄ＠ｘ　２　　
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ｎｆｉＬａｌ、（ｏｕｔｐｕｔ、ｏｕｔム１）ｏｏ２ｏ
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Ｔ’、０１０ｏ２７ｄａｔａｏｕｃｆｉｌ／６”４０．
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ｕｐ　Ｉｌｏ　ｃｈａｎｎ＠ｌ二００３１　　　　　　
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’００３３　　　　２５　ｃａｌｌ　ｐｒｉｎｔ（’Ｅ
ｎｅｅｒ　ｎａｍｅ　ｏｆｉｎｐｕｔ　ｆｆ１ｌｅ：　
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ｅｎｄｆ５．７４１　ｎｐＬｏｃ００３ａ　　　　　７
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　Ｌｆ　　（ｎｐＬｏｔ　　、ｅｑ、　　０１　９０　
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　　　　ｒｅａｄ（５，２７１ｏｕｔｐｕｔｃ、、、　
　Ｅｓｔａｂｌｉｓｈ　１ｎｐｕｔ　ｃｈａｎｎｅｌ：
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　　　　　１５；５２；コａ　　　　　５−ｏｅｃ−ａ
コｚｃｃｒｒｒ、ｒｏａ；Ｌ　　　　　　　　　　　　
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ｄ　　ｒｉｉｎｇ、　　ＩＪＦＬ口τ　ｉｎ　　ｔＪｎ
　　ｎｕｍｂａｒ　　ｏｆｐｌｏｅ　ｓａセＳヒＯｂ＋
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　ｕｒｅ　　ｗｉｎｄｏｗａｄ　　ｄａｔａ　　ｗ　　
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ｂｙｔａ　　ｎｍｂｒｘ（７１００１４ｂｙｔｅ　１ｎ
ｐｕｔ（６１ ｏＯＬ５　　　　　　ｂｙｔｅ　１ｎｆｉｌａｆ工ｏ）
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００１７　　　　　　　ｂｙｔｅ　ｏｕｅｐｕｅｆ６１
ｏＯＬＩ３　　　　　　　ｅｑｕｚｖａｌａｎｃａ　（
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３ＲＤＹｌ　、　Ｏ、Ｏ、０１００２３ｄａｔａ　ｎｏ
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　ｎｐｌｏｔ１０１００２５　　　　　　　ｄａｔａ　
ｎｓａｍｐ／ＬＯ”０１００２６　　　　　　　　　　
ｄａｃａ　　１ｎｆｉ上ｅ／６禽４０．’Ｄ’、’Ａ’
、’Ｔ’、０１００２７（！Ａｔ、ａＯｕｕｒｉｌ／６
”４０．’、’ｌ’？’、’Ｆ’、’Ｔ’、Ｏ／ｃ、、
、　　　１ｎｉｔｉａｌｉｚｅ＋０Ｑ２８　　　　　　
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！ｎｔａｒ　　ｎａｍａ　　ｏｆ　　１ｎｐｕｔ　　ｆ
ｆ１ｌｃ：（６ｃｈａｒｓｌ’） ００３４　　　　　　　ｒｅａｄ（５，２７１１ｎｐｕ
ｔ００コ５　　　　　　２７　　ｒｏｒ＋ｎａｔ、（６
ａ１００３６　　　７ｚ　ｃｄ↓’ｐｉｎｔ（’Ｅｎｔ
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ｎｐＬｏｔ００３１１　　　　７４　ｔｏｍｂ工（１６
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　０１　ｇｏ　ｔｏ　６９００４０　　　　　　　ｃａ
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ｕｔｐｕｔ　ｆｆ１ｌｅ：（ａｃｂａｘｘｌ’） ＱＱ４ｚ　　　　　　　ｒｅａｄ（５，２７）　ｏｕｔ
ｐｕｔｃ、、、　　Ｅｓｔａｂｌｉｓｈ　１ｎｐｕｔ−
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４．０−３Ｌ５：５２＋３０５−Ｄｅｃ−６３ＥＣにｒ
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ｎｆｉｌｅ、ｄｂＬｋ（２１１００４コゴ（ｉ、ｎｅ、
９１ダ。ζ（１２５００４４ｔｔ　（Ｒａｔ℃ｈ（ｉｄ
ｎａａ＋ｌ　　、ｎｅ、　０１　＊ｗｐ’　ｆｆａｅａ
ｌ　ｅｒｒｏｒ　ｅａｔｃｂｉｒｓｑ　ｈａｎａａｒ’
００４５　　　　　　ＬＥ　（Ｌｏｃ＋ｋｕｐ（ｉｏｃ
ｈａｎ、ｄｂＬｋ）　　、Ｌｔ、　０１５ｔｏｐ’Ｌｏ
ｏｋｕｐ　　６Ｔ：ＸＯｒ’ Ｃ，、、ＩＬｅａｄ　ｉｎ　ＬＣｈｎ、ｊＣｈＪＩＩ、
ｋｃｈｎ　ａｎｄ　ｓｙｍｂｏｌ　ｄａｃＡ：００４６
　　　　　　　　　　１ｃｏｄ＠　ｍ　　１ｚａｎｄｖ
（コＯ）５，１ｏｂｕ（ｆ、Ｏ，１ｏｃｈ龜ｎ）００％
７　　　　　　　　　　ｃａｌｌ　　ｅｖｔｄａｅ（＝
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ｔｏｐ　　’Ｅｒｒｏｒ　　ｍｐｕｔｔｉｎｇ　　ｄａ
ｔａ’００５０　　　　　　　ｉｒ　（ｉｃｌｏｓａ（
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ｏｒｃ工ａｇｉｎｇｆｆｉｉａ’００５１　　　　　　
ｉｌ　（Ｒｒｃｅｃ（ｉｏｃｈａｚｘ）　、ｌｅ、　Ｏ
）　５ｔｏｐ’Ｃｈａｎｎ＠ｌ　　ｎｏｔ；　ａｌｌｏ
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ｃｏｍｐａｓｉｒａ　　ｃｈａｎｎｅｌ：００５２　　
　　　　　ｄｏ　７５　　ｉ　！　１．１０２４００５
３　　　　　　　　　　　ｔｅｍｐＬ　ｚ　ｆｌｏａｔ
（工ｗａｖ＠（ｉｌ）ｏＯ５４ｔｅｍｐ２　ｍ　ｆｌｏ
ａｃ（ｊｖａｖａ（λ））００５５　　　　　　　　　
　ｔａｍｐｌ　＝　ｆｆ１ｏａ＋−（ｉｋｗａｖａ（ｉ
ｌ）００５６　　　　　　　　　　ｅｗａｖａ（ｉｌ　
ｓ　ｇｑｒｔ（ｔａｍｐｌ”ｔａｍｐＬ＋セｅｍｐ２禽
ｔａｍｐ２＋ｔａｍｐ３”ｔｅｍｐ３１００５〕　　　
　　　　　　　　　　ｆｖａｖａ（ｉ）ｍ　　ｉｎｔ（
ｃｗａｖａ（１１）ｏｏｓａ　　　　　　７５　　ｃｏ
ｎｔｉｎｕａ００５９　　　　　　　　　　ｇｏ　　ｔ
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、　　　Ｒ１ｃｈｎ　　＝　　Ｏｔｈａｎ　　ｒａｓａ
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０６１ｊｃｈｎｓ。

００６２　　　　　　　にｃｈｎ　＝　　１００６３　
　　　　　９０　ｔｏ　８４ａ、、、　　　Ｉｆ　１ｃ
ｈｎ　電　Ｌ００６４　　　　　８２　１ｃｈｎ　ＩＩ
　００ｏａｓｊｃｈｎ＝１ ００６６　　　　　　　　ｋｃｈｎ　１１　２００６７
　　　　　　　ｇｏ　ｔｏ　１１４ｃ、、、　　　Ｉｆ
ｆ　　Ｌｃｈｎ　＝　２　　ｔｈｅｎ００６ａ　　　　
　　８３　１ｃｈｎ　　−Ｌ００６９ｊｃｈｎｓ２ ＱＯ７０ｋａｈｎ　　ａ　　０ ００７１　　　　　８４　ｅｏｎｔｉｎｕａｃ、、、　
　Ｅｎｔｅｒ　５ｅｌａｎａｒ　ｍｏｄｅ　ａｎｄ　ｐ
ｌｏｔ　ｏｕｔ　ｄａｔａ００７２　　　　　　　ｃａ
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ｃａｌｌ　　＊ｅｔｓｅｉ（）ｏＯＯ４０ｃｌｌ　　ｃ
ｌｒａｃｎ（１００７５ｃａｌｌ　ｓｔｇｒｐｈ（＋ ００７６　　　　　　　ｃａＬＬ　ｓｃｚｏｏｍ（ｇａ
ｉｎｘ、ｇａｉｎｙ１００７７　　　　　　ｃａｌｌ　
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ｌ”５０．１１００７１１ｃａｌｌｓｖｖｐｌセｆｊｗ
ａｖ＠、１０２４．（４−コｃｈｎｌ”５Ｏｊ１００７
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　１０２４．　（４−ｋｃｈｎｌ”ｓｏ、　ｉ　ｌｏ０
８０ｃａｌｌｓｗｖｐＬｅ（ｆｗａｖｅ、１０２４，２
５．１１００１１１　　　　　　　ｃａｌｌ　５ｒｅｓ
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ｆ１３ＥＣＣｉｍＪＯＲ７ｌ　　　　　　　　　／Ｆ７
７／ＴＲ：ＢＬＯＣＫＳ／ｌ６００１１４　　　　　　
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　ｃａｌｌ　ｏｆｆｅｒｓ（）００９３　　　　　　　
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ｉｘＬ、５０１００９５　　　　　　　　　　　　　　
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　　　　ｃａｌｌ　ｓしｚ１０００９７　　　　　　　
　　　　ｃａｌＩＣＬｒｔｒ＋ａ（１ａ０９８ｃａｌｌ
　ｐｒｉｎｔ（’Ｐｏ５ｉｔｉｏｎ　ｃｕｒ＋ｏｒ　ａ
ｔ２ｎｄ　ｐａｉｎｔ＋ 、（ｐｒ＠ｍｓ＜Ｃｔ＞ｔｏｃｏｎｔ、）’）ｏ０９９
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０１００ｃａｌｌ　ａｎｃｒｇｒ（１０１０１９０Ｃｒ
ａλｔｔｉｎｒｆ　ｌ０１０２　　　　　　　　　　ｉ
ｆ　（ｃｒ　、ｎａ、　１３）　ｇｏ　ｔ、ｏ　９００
１０３　　　　　　　　　　　Ｃｒ　＝　Ｌｔｔ工ｎｒ
００１０４　　　　　　　　　　ｃａｌｌ　ｇｅｃｃｒ
ｓ（ｉｓ２，１Ｙ１ＯＬ０５　　　　　　　　　　　　
　　　　　ｃａｌｌ　　ｏｆｆｆｉｅｒｓ（１ｏｔＱ６
　　　　　　　　　　　ｃａｌｌ　ｓｔｇｒｐｈ（）０
１０７　　　　　　　　　　ｃａｌｌ　１１ｉｎａ（ｉ
ｓ２．ＬＯＯＯｊｘ２，５ｏ）０１０１３　　　　　　
　　　　　ｃａｌｌ　５ｒｅｓａｅ（１ｏＬＯ９’　　
　　　　　ｃａｌｌ　ｓ１！ｔｔｒｍ（１０エエＯｃａ
ｌｌ　ｃｌｒｔｒｍｏ ｏｌｌｌ　　　　　　　　　　　ＮＩＸＳＭＰ（Ｋ）　
１１１Ｘ１０１１２　　　　　　　　　　　ＮＩＹＳＩ
雷（Ｋｌ　＝　ｌＸ２０１１３　　　　　　　　　　　
　　　　ｎａａｍｐ（ｋｌ　　−１ｘ２−ｉスエ０１１
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０ｐｅｎ　ｃｈａｎｎｅｌ　ａｎｄ　０ｕｔｐｕｔ　ｎ
ｕｍｂｅｒｏｆ　ｐｌｏｔｓ： ０ＬＬ５　　　　　０ＰＥＮ（ＩＪＮ１τ＝１．ＮＡＭ
Ｅ＋ａｏｕｔｆｉｌ、ＴｉＴＥ＝’ＮＥＷ’　。

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１１ １１１０２４１１１１ｖｎｄ、ｎｓａｍｐ（Ｌ）１ｏ１
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　Ｚｌｌｒｏ　ｏｕｔ　（ｄａａｉｍａｔａｌ　ｔｈａ
　ｒｅｍａｉｎｄｅｒｏｆ　ｔｈ＠ロアａｒｒａｙｓ＋ ！’Ｄｒ−１１ＦＯＲ’！ｌ’ｌυｌ−７７Ｖ４．−３
Ｌ５：５２＋３８５−Ｄｅｃ−８３ｃｃｃｒｆｒ、ｒｏ
ｎＨ工　１ｎ了／Ｔ’ＬＢｒＡＣＫＳ／ｍｏｒ　ｔｈｅ
　ｆｆＴ’ｓ　ｂｅｉｎｇ　ｄｏｎａ　ｏｎ　ａｎｏｔ
ｈｅｒｃ　ｃｏ＋ａｐｕｔａｒ　（ｔＪ＋ａ　１ｎｔｅ
ｒ−ｄａｔａ　ｏｒ　ｐ紅ｋｉｎ−ｅｌｍａｒｌａｎｄ
　　５ｉｎｃｅ　　ｅｈｅ　　ｄａｔａ　　ｔｒａｎｓ
ｆｅｒ　　ｔｙ：ｏｍｃ　　ｔｈａ　　ＬＳＩ−１１ｔ
ｏ　　＋Ｊ１ａ　　ｒｎｔｅｒ−ｏａｔａ　　ｉｓ　　
ｓｏ　　ｓｌｏｗ。

ｏｎｌｙ　ｔＪ＋ａ　ｂｅｇｉｎｎｉｎｇ　ｏｆ　ｔｊ
＞ａ　ａｘτａｙｃ　ｗｉｔ五ｔＪ′１ａ　ｗｉｎｄｏ
ｗｅｄ　ｄａｔａ　ｉｓ　　５ｅｎｔ　ｏｕｌ−ｓｏ　
ｔｈｅｄｅｃｉａａｔｉｏｎ　ｈｅｒｅ　ｉｓ　ｎｏｔ
　ｒｅａｌｌｙＣｎａｃａｓｓａｒｙ。

１２６　　　　　　　　　　　ｄｏ　１２０　ｉ　ｍ　
ｎｓａｍｐ（１）−Ｌ、５ｉ４１２７　　　　　　　　
　　　　　　　ｆｆｔｏ（１）　−０゜１２Ｂ　　　　
　　　　　　　　　　　ｆｆｔＬ［ｉｌ　ｍ　０゜１２
９　　　　　　　　　　　　　　　ｆｆｔ２（ｉｌ　ｍ
　０゜１３ｏ　　　　　　　　　　　　　　　ｆｆｒｔ
ｃ（１）　ｍ　０゜１コＬ１２０ｃｏｎｅ工ｎｕｓ 。註５ ｃ、、、　　０ｕｔｐｕｔ　ｔＪｘａ　ｗｉｎｄｏｗｅ
ｄ　ｄａｔａ　ｔｏ　ｄｉｓｋ。

ｍａ　ｎｕｍｂｅｒ　ｏｆ　ｐｏｉｎセｇ　ａｎｄ　ｔ
Ｊｚａ　ａｒｒａｙｇ＋１３２　　　　　　　　　　　
　ｖｒ工ｔｅ（工、工２５）ｒｕｉ＋ａｍｐ（１１Ｌ３
３　　　　　１２５　　　　　　ｆｏｒｍａｃ（１６］
ａ、、、　　ｏｕｔｐｕｔ　ａｒｒａｙｓ：１３４　　
　　１３０　　　　　　ｆｆｏｒｍａｔ（ｅ工３，６）
λコ５　　　　　　　　　　　　　　　　　ａｏ　　１
４ｏ　　ｉ　　＝　　Ｌ、ｎｇａｍｐｆＬ１１３６　　
　　　　　　　　　　　　　　　ｖｒｉｔａ（１，Ｌ３
０１ｆｆｔｏ（ｌ１１３７　　　　１４０　　　　　　
ｃｏｎｔｉｎｕａＬ３ａ　　　　　　　　　　　　ｄｏ
　１４５　ｉ　＊　Ｌ、ｎｓａｍｐ（１１１３９ｗｒｉ
ｔｅ（１，Ｌコ０１ｆｆｔ↓（１）１４０　　　　１４
ｓ　　　　　　ｃｏｎｔｉｎｕｅ１４１　　　　　　　
　　　　　ｄｏ　１５０　ｉ　−１，ｕｓａａ＋ｐ（Ｌ
）１４２　　　　　　　　　　　　　　　　ｖｒｉｔａ
（１，工３０　）ｆｆｔ２　（ｉ　１１４コ１５Ｑｃｏ
ｎｔｉｎｕａ １４４　　　　　　　　　　　　ｄｏ　１５５　ｉ　＊
　Ｌ、ｎ１ａｏ＋ｐ（１１１４５ｗｒｉｔｅ（１，１３
０）ｆｆｆｉｔｅ（ｌ１１４６　　　　　１５５　　　
　　　ｃｏｎｔｉｎｕｅ１４）　　　　　　ｘ６ｏ　　
　　　　　　ｃｏｎｔｉｎｕｅｃ、、、　　　Ｃ１ｏｓ
ｅ　　ＣｈａｎｎａＬ：Ｌ４８　　　　　　　　ＣＬＯ
５Ｅ（ＵＮＩＴ＝ｌ１１４９　　　　２５０　ｃａｌｌ
　ｐｒｉｎｔ（’Ｂｙｅ、ｂｙｅ’　）１５０　　　　
　　　５ｔｏｐ １５１　　　　　　　　　唸ｎｄ ＰＲＯＧＲＡＭ　Ｎｏ、３ ＰＬＯτＢＳ Ｃ，ＲＥＡＤ　ＦＲＯＭ　ＭＩＳ（：　ＡＮＤ　ＣＯＭ
ＰｔＪ’：匡ＦＦ？。

八■ｏｐしＯＴＤ八τへＦｏｆＬＤ八 Ｃへ　　　　ＭＯＤＩＦ’ｒＴＯμンＱ■乙ｌΩＱ汀−
針ズＣ，ＪＱＮｒｋｒＥＭＡＰｕシ１ＪＡＩ（１９１３
３Ｃ０ ＩＫＰｌ：、ＩＩＪＴ、　ＩＮ’：匡Ｑ准＊２　　（Ｌ
−Ｎ）ＤＩＭＥＮＳｌＯＮ、Ｘ（５Ｌ２１．Ｙ（Ｌ０２
４１．ＺＸ（５１，ＺＹ（５１ＣＯにに、ＥＸ　Ｃ（５
Ｌ２） ＥＱｔｌＩＶＡＬＥＮＣＥ　　１ｃ（１１，Ｙ（Ｉ））
Ｃ１ ＰＡＴ−ＦＬＯＡＴ（Ｘ’５５５５市）Ｃ。

用シ、Ｏ（３）ＮＳετ ｌ５ＥＴ＝１ ５　　　　　　Ｃ口ＮＴ！ＮＩＪＥ ＩＰＬＯ丁＝１ ＸＯｍ−０，１ ＹＱ−７，２ ＸＭＩＮｍＱ。

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ＦＯＲＤＡＣＪＯｆｉａｒＥｍ　　　ＪへＮ　１９８３
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ＩＭＥＮＳｒＯＮ　ＺＰＥ、ＷｌｏｌＣＯＭＦＩＪＸ　
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Ｌ、０．０６）、００）ＸＪ＝ＸＯ＋Ｘｒ、／２　、−
　、　ＳＹＪ＝ＭＯ−，３ ＣＡＬＬ　Ｎｏπ（ＫＪ、ＹＪ、　’ＦＲＥｇ　（ｍ１
１．９１１ｆ［τＰＩ、ＯＴ、ＥＱ、４１　Ｇｏ　Ｔｏ
　５００ｔ？ＬＯ’ｃｒＰＬＯＴ中Ｌ ＹＯ−ＹＯ−２，４ ＧＯＴｏ　　ＬＯ ５００ＣＡＬｒ、ＤＲＡＷ　（０，，０，、ｌ、９００
０）ｆｆ　（Ｉ５ＥＴ、ＥＱ、ＮＳＥ？ｌ　Ｇｏ　ＴＯ
６０Ｇ１５ＥＴ冨Ｉｓε丁ｔ１ ＧＯで０５ ａｏｏ　　　ＣＯＮ’ＴＩＮぴＥ ＣＡＬＬ　ＤＲＡＷ　（０，、Ｏ，，０，９９９９１Ｔ
ＯＰ ＮＤ

【図面の簡単な説明】

第１図はこの発明の一実施例を示すブロックダイアグラ
ム、第２Ａ図は第１図の装置の１つのリードから得た、
心電計の平均した信号の代表を示し、心電計信号の種々
のセグメントとＲ−Ｒ期間とを示す波形図、第２Ｂ図は
第２Ａ図のＱＲＳ信号のフーリエ変換されたもののスペ
クトルをプロットした図、第３図はテンプレート形成に
用いる方法のフローチャート、第４図は平均心電計信号
を選択するためのプログラムを示すフローチャート、第
５図は第４図のプログラムによってつくられた平均心電
計信号の周波数内容を特徴化するために用いられるプロ
グラムのフローチャート、第６Ａ図から第６Ｆ図は第５
図のプログラムによってつくられる出力を示す図であり
、心筋梗塞経験あり、心室頻脈なしの患者と心筋梗塞経
験、心室頻脈ありの籠者の心電計の平均Ｘ、Ｙ、Ｚ信号
の第１のセグメントを操作するときの図、第７Ａ図から
第７Ｆ図は第５図のプログラムによってつくられる出力
を示す図であり、心筋梗塞経験あり、心室頻脈なしの患
者と心筋梗塞経験、心室頻脈ありの患者の心電計の平均
Ｘ、Ｙ、Ｚ信号の第２のセグメントを操作するときの図
、第８図は第４図の動作でつくられた平均心電計信号の
周波数内容の特徴化をするためのプログラムのフローチ
ャート、第９図は心電計信号の境界ＱＲＳとＳＴセグメ
ントの結合を示す、第１図の装置の１つのリードからの
平均した心電計信号の代表を示す図、第１０図は第９図
の信号のエネルギースペクトルのプロット図であり、実
線は主ピークで左側のマーク部分は第１スケールを示し
、点線は右側の部分に第２ピークを示す図、第１１Ａ図
から第１１Ｆ’図は第８図のプログラムによってつくら
れる出力を示す図であり、心筋梗塞経験あり、心室頻脈
なしの患者と心筋梗塞経験、心室頻脈ありの患者の心電
計の平均Ｘ、Ｙ、Ｚ信号の第１のセグメントを操作する
ときの図、第１２Ａ図から第１２Ｆ図は第８図のプログ
ラムによってつくられる出力を示す図であり、心筋梗塞
経験あり、心室頻脈なしの患者と心筋梗塞経験、心室頻
脈ありの患者の心電計の平均Ｘ。 Ｙ、Ｚ信号の第２のセグメントを操作するときの図、第
１３図はグループ１．ｎ、ＩＩ［の伝音の平均面積比の
比較を示すグラフ、第１４図はグループＩ。 ＩＴ、ＩＩＩの患者の平均マグニチュード比対周波数を
示す図である。 １０２．１０４，１０６・・・リード、１２２　・Ａ／
Ｄ変換器、 １５０・・・マイクロコンピュータ、 ［５４・・・表示装置。

Claims (28)

【特許請求の範囲】
1. （１）心電計の信号中の予め選ばれた部分での、所定の
   周波数内容の有無を決定する方法において、心電計アナ
   ログ信号をディジタル信号に変換する過程、 予め選択された部分の心電計ディジタル信号を高速フー
   リエ変換する過程、 高速フーリエ変換過程で得られた出力から、上記心電計
   信号の少なくとも予め選ばれた部分の周波数内容に関連
   する良度指数を決定する過程とを備え、上記所定の周波
   数内容の有無を良度指数から演算することを特徴とする
   心電計信号の解析方法。
2. （２）良度指数を、所定周波数内容に関連する良度指数
   と比較する過程とをさらに含む特許請求の範囲第１項に
   記載の方法。
3. （３）少なくとも高速フーリエ変換をする以前にディジ
   タル心電計信号を平均することにより平均心電計信号を
   つくることをさらに含む特許請求の範囲第１項に記載の
   方法。
4. （４）心電計信号はＸ、Ｙ、Ｚ信号を含み、各Ｘ、Ｙ、
   Ｚの心電計信号をつくること、 心電計テンプレートをつくること、 予め選択された１つをつくるためにテンプレートにディ
   ジタル心電計信号を通すことを含み、テンプレートをつ
   くる過程はさらに、 モデルのＸ、Ｙ、Ｚ信号を選ぶこと、 Ｘ、Ｙ、Ｚ信号のＲ−Ｒ区間を決定すること、選択され
   た１つを基準として定めること、 Ｘ、Ｙ、ＺのＱＲＳ信号の各モデルのピーク−ピーク振
   幅を決定すること を含んでいる特許請求の範囲第３項に記載の方法。
5. （５）信号を通す過程は、 テンプレートと比較するための代表Ｘ、Ｙ、Ｚ心電計信
   号を選定すること、 モデルＸ、Ｙ、ＺＱＲＳ信号の１つと代表ＱＲＳ信号の
   Ｘ、Ｙ、Ｚ信号との間の多点相関係数を求めること、 もし代表ＱＲＳ信号の選択されたＲ−Ｒ区間がテンプレ
   ート値の±２０％以内にあり、相関係数が９８％に等し
   いかこれより大きく、少なくとも３個の代表ＱＲＳのう
   ちからの２個の代表ＱＲＳのピーク−ピーク振幅がテン
   プレート値と等しいときに、予め選択された１つの一部
   分として代表心電計信号を選ぶこと を含む特許請求の範囲第５項に記載の方法。
6. （６）信号を通す過程は、テンプレートと比較したとき
   、選択された心電計信号の前後で、もしＸ、Ｙ、Ｚ心電
   計信号が受入れ可能ならば、そのときのみ、代表心電計
   信号を選択された１つとして用いる特許請求の範囲第５
   項に記載の方法。
7. （７）予め選択された部分は、ＱＲＳ合成の境界の４０
   ミリ秒を含んでいる特許請求の範囲第１項に記載の方法
   。
8. （８）予め選択された部分は心電計信号のＳＴ部分を含
   む特許請求の範囲第１項に記載の方法。
9. （９）良度指数を決定する過程は ４０Ｈｚでのフーリエ変換出力の基準化電力レベルを決
   定すること、 フーリエ変換出力の６０ｄＢ面積を決定することを含む
   特許請求の範囲第２項に記載の方法。
10. （１０）良度指数を決定する以前にフーリエ変換出力の
    スペクトルのプロットをつくる過程をさらに含む特許請
    求の範囲第９項に記載の方法。
11. （１１）心電計信号はＸ、Ｙ、Ｚ信号を含み、良度指数
    を決定する過程は 各Ｘ、Ｙ、Ｚ心電計信号の良度指数を決定すること、 Ｘ、Ｙ、Ｚの良度指数から平均４０Ｈｚ切片と６０ｄＢ
    面積をつくる過程とを含む特許請求の範囲第９項に記載
    の方法。
12. （１２）ディジタル心電計信号の選択された部分はＱＲ
    Ｓ合成の境界部分を含み、所定の周波数内容と関連する
    良度指数は２４００よりも大きい６０ｄＢ面積と４７ｄ
    Ｂよりも小さい４０Ｈｚ降下とを含む特許請求の範囲第
    ９項に記載の方法。
13. （１３）ディジタル心電計信号はＳＴ部分を含み、所定
    の周波数内容に関連する良度指数は２５００よりも大き
    い６０ｄＢ面積と５２ｄＢよりも小さい４０Ｈｚ降下を
    含む特許請求の範囲第９項に記載の方法。
14. （１４）アナログ心電計信号をディジタル心電計信号に
    変換するＡ／Ｄ変換手段と、 少なくとも上記ディジタル心電計信号の一部分について
    高速フーリエ変換を施すフーリエ変換手段と、 上記フーリエ変換された出力についての良度指数を決定
    する手段とを備え、良度指数は上記ディジタル心電計信
    号の一部の周波数内容に関連しており 周波数内容の有無を決定するために心電計信号を解析す
    ることを特徴とする解析装置。
15. （１５）良度指数を周波数内容と関連している良度指数
    と比較する比較手段をさらに備えている特許請求の範囲
    第１４項に記載の装置。
16. （１６）心電計のアナログＸ、Ｙ、Ｚ信号をディジタル
    心電計信号に変換するＡ／Ｄ変換手段と、各Ｘ、Ｙ、Ｚ
    信号を選択して、平均したＸ、Ｙ、Ｚ信号をつくる平均
    手段と、 少なくとも上記平均された信号の一部分について高速フ
    ーリエ変換を施すフーリエ変換手段と、上記平均したＸ
    、Ｙ、Ｚ信号のフーリエ変換された出力についての良度
    指数を決定する手段と良度指数を周波数内容と関連して
    いる良度指数と比較する比較手段とを備え、 周波数内容の有無を決定するために心電計信号を解析す
    ることを特徴とする解析装置。
17. （１７）平均手段はモデル心電計信号の所定のテンプレ
    ートと心電計のＸ、Ｙ、Ｚ信号とを比較する手段とを備
    えている特許請求の範囲第１６項に記載の装置。
18. （１８）ディジタル心電計信号の少なくとも一部分の信
    号は心電計信号のＱＲＳ合成の境界の４０ミリ秒を含ん
    でいる特許請求の範囲第１５項に記載の装置。
19. （１９）ディジタル心電計の信号の少なくとも一部分は
    心電計信号のＳＴセグメントを含んでいる特許請求の範
    囲第１５項に記載の装置。
20. （２０）所定の良度指数は２４００よりも大きい６０ｄ
    Ｂ面積と４７ｄＢよりも小さい４０Ｈｚ切片を含む特許
    請求の範囲第１８項に記載の装置。
21. （２１）所定の良度指数は２５００よりも大きい６０ｄ
    Ｂ面積と５２ｄＢよりも小さい４０Ｈｚ切片を含む特許
    請求の範囲第１９項に記載の装置。
22. （２２）アナログ心電計信号をディジタル心電計信号に
    変換する過程と、 心電計信号の予め選択された部分の複数のエネルギース
    ペクトルをつくる過程と、 各エネルギースペクトルの第１の選択された部分のエネ
    ルギー内容の計測値を第２の選択された部分の計測値と
    比較する過程と、 を備え、周波数内容の有無を決定することを特徴とする
    心電計信号の解析方法。
23. （２３）エネルギースペクトルをつくる過程は高速フー
    リエ変換を所定の選択された心電計信号に施す過程と、 選択された心電計信号の部分のフーリエ変換された量を
    ２乗する過程とを含む特許請求の範囲第２２項に記載の
    方法。
24. （２４）選択された心電計信号の部分は心電計信号の境
    界ＱＲＳ部分とＳＴ部分とを含む特許請求の範囲第２３
    項に記載の方法。
25. （２５）エネルギー内容の計測値を比較する過程は第１
    の選択された部分内での各周波数ピークの最大振幅とエ
    ネルギースペクトル内の最大ピークの最大振幅と比較す
    ることを含む特許請求の範囲第２４項に記載の方法。
26. （２６）エネルギー内容の計測値を比較する過程は第１
    の選択された部分のエネルギースペクトルの面積と第２
    の選択された部分のエネルギースペクトルの面積とを比
    較することを含む特許請求の範囲第２４項に記載の方法
    。
27. （２７）第１の選択された部分は約２０Ｈｚから５０Ｈ
    ｚと７０Ｈｚの間の部分を含む特許請求の範囲第２５項
    に記載の方法。
28. （２８）第１の選択された部分は約２０Ｈｚから５０Ｈ
    ｚの区域を、第２の選択された部分はほぼスペクトルの
    全域を含む特許請求の範囲第２４項に記載の方法。