JPH0326970B2 - - Google Patents
Info
- Publication number
- JPH0326970B2 JPH0326970B2 JP62076282A JP7628287A JPH0326970B2 JP H0326970 B2 JPH0326970 B2 JP H0326970B2 JP 62076282 A JP62076282 A JP 62076282A JP 7628287 A JP7628287 A JP 7628287A JP H0326970 B2 JPH0326970 B2 JP H0326970B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- data
- baseline
- electrocardiographic signal
- memory
- electrocardiographic
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Lifetime
Links
- 238000012935 Averaging Methods 0.000 claims description 16
- 238000000034 method Methods 0.000 claims description 13
- 238000005070 sampling Methods 0.000 claims description 10
- 230000006641 stabilisation Effects 0.000 claims description 10
- 238000011105 stabilization Methods 0.000 claims description 10
- 238000012937 correction Methods 0.000 claims description 4
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 10
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 10
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 6
- 230000000747 cardiac effect Effects 0.000 description 2
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 2
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 1
- 238000001914 filtration Methods 0.000 description 1
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 1
- 230000000087 stabilizing effect Effects 0.000 description 1
Description
〔産業上の利用分野〕
本発明は心電計における心電信号安定化方法に
関する。
心電計において心電図を観察する場合、心電波
形の基線は常に一定の水平線を維持しなければな
らない。ここに基線とは、周期的に現れる心拍パ
ルス波形が重畳するベースラインのことである。
ところが心電図の測定対象者が僅かに身動きし
ただけでも、上記の基線は大きく波打ち、正確な
観察ができない。このため、心電図測定に際し、
測定オペレータより、安静を保つように命じられ
ることはしばしば経験する。この場合、測定対象
者が急患であつたりすると、とてもそのような安
静の維持は望めない。このため、心電波形が大き
く波打ち測定視野から飛び出してしまうことがあ
る。また、近年、心電計の小形化のため、その測
定視野が狭くなつており、僅かな基線の変動で
も、心拍パルスが視野外に飛び出してしまうこと
がある。本発明はこのような基線の変動に対処す
るための心電信号安定化方法について述べる。
〔従来の技術〕
第４図は安静時における心電波形の実測例を示
す心電波形図であり、基線Ｓに対し心拍パルスＰ
が重畳している。この場合、人体は安静にしてお
り、基線Ｓは殆ど変動がなく、水平を保つてい
る。したがつて心電波形の観察は正確に行える。
第５図は身動きしたときの心電波形の実測例を
示す心電波形図であり、僅かな身動きにより基線
は本来のＳからS′へシフトしている。このような
基線の変動があると、心電波形の観察は正確さを
失う。
第６図は激しく身動きしたときの心電波形の実
測例を示す心電波形図であり、基線Ｓは急激に上
方へ向つて変化している。なお、本実測例では基
線Ｓの急激な上昇の後、心電波形はスケールの上
限一杯に水平にクリツプされる。また、基線Ｓは
再び本来の基線レベルへ戻るが、この本来の基線
レベルへ完全に戻るまでにかなりの時間を必要と
する。
上述した基線S′を安定な基線Ｓに戻すため、す
なわち基線の動揺を補正するために、本出願人は
ハードウエアによる安定化回路を試作した。
第７図はハードウエアによる心電信号安定化回
路の一例を示すブロツク図である。本図におい
て、心電信号安定化回路２０は、基線変動検出部
２１と、基線変動量検出部２２と入力インピーダ
ンス制御部２３とからなり、既存の増幅器２４の
出力および入力間に付加される。既存の増幅器２
４は、心電図の測定対象者から吸盤付電極等によ
り検出した心電検出信号ECGioを受信して増幅
し、心電波形を表示するための心電計に印加すべ
き心電信号ECGputを出力する。
基線変動検出部２１は心電信号ECGputを分岐
して入力とし、この分岐入力を低減ろ波すること
により、基線Ｓの変動のみを選択的に検出する。
この段において高周波成分をなす心泊パルスＰは
かなり除去される。基線変動検出部２１により検
出された基線変動の変動量の絶対値を基線変動量
検出部２２で検出する。ここで絶対値をとること
としているのは、基線変動の変動量は正および負
側（心電図の中央横軸からみて上側および下側）
の双方に限れるからである。そして、変動量が正
側あるいは負側のいずれに現れようとも、その変
動量の絶対値が大（激しい変動）であれば増幅器
２４の入力インピーダンスを小さくし、その変動
量の絶対値が小（ゆるやかな変動）であればその
入力インピーダンスを大きくするようにする。こ
れは、入力インピーダンス制御部２３で行われ
る。入力インピーダンスを大きく（Ｓの変動小）
または小さく（Ｓの変動大）することにより、基
線Ｓの立上りおよび立下りの時定数をそれぞれ大
きくまたは小さくする。ここに、基線Ｓの変動が
大きければ大きい程、基線の変化は急峻になり、
一旦測定視野外に飛び出した基線Ｓは、急速に本
来の基線レベルまで引き戻され、次の心泊パルス
Ｐを測定視野内に表示できる。
〔発明が解決しようとする問題点〕
上記のハードウエによる心電信号安定化回路に
よれば、測定視野外に飛び出した心電信号波形を
急速に測定視野内に戻すことができ、極めて追従
性が良い。
しかしながらその追従性の度合いをさらに高め
ようとすると、心電信号波形に歪みが生じてくる
という問題がある。
本発明は上記問題点に鑑みなされたもので、心
電信号波形に殆ど歪みを生じさせることのない心
電信号安定化方法を提供することを目的とするも
のである。なお、本発明は上記のハードウエアに
よる安定化と共に併用されても良く、あるいは本
発明の方法単独で実施されても良い。
〔問題点を解決するための手段〕
第１図は本発明の方法を実施するための機能ブ
ロツク図である。本図において、Ek′は第５図に
示す如き基線の動揺を含む心電信号をサンプリン
グして得た心電信号データ（デイジタル）であ
り、′は基線の動揺を含むことを表す。そして最
終的には基線の動揺のない心電信号データEkと
なる。なお、サンプリングはアナログ／デイジタ
ル（Ａ／Ｄ）変換のために必要であり、例えば５
ｍｓ周期で逐次時系列的（ｋ＝１、２……）に行
われる。
まず第１データメモリ１１にて、サンプリング
された心電信号Ek′をストアする。なお、Ek′は
E1′、E2′……のごとく時系列的に、サンプリング
周期でストアされる。第１データメモリ１１内の
所定数Ｎの心電信号データE1′、E2′……EN′を、
第１移加算平均部１２にて加算し、さらにその平
均値
[Industrial Field of Application] The present invention relates to an electrocardiographic signal stabilization method in an electrocardiograph. When observing an electrocardiogram using an electrocardiograph, the baseline of the electrocardiogram waveform must always maintain a constant horizontal line. Here, the baseline refers to a baseline on which periodically appearing heartbeat pulse waveforms are superimposed. However, even if the person being measured for the electrocardiogram makes a slight movement, the above-mentioned baseline will waver significantly, making accurate observation impossible. For this reason, when measuring electrocardiograms,
I often find myself being told to remain calm by the measurement operator. In this case, if the subject to be measured has an emergency, it is difficult to maintain such a state of rest. For this reason, the electrocardiogram waveform may be large and jump out of the field of view for wave measurement. Furthermore, in recent years, as electrocardiographs have become smaller, their measurement field of view has become narrower, and even slight fluctuations in the baseline can cause heartbeat pulses to jump out of the field of view. The present invention describes an electrocardiographic signal stabilization method for dealing with such baseline fluctuations. [Prior Art] Fig. 4 is an electrocardiographic waveform diagram showing an example of an actual electrocardiographic waveform at rest, in which the heartbeat pulse P is compared to the baseline S.
are superimposed. In this case, the human body is at rest, and the base line S remains horizontal with almost no fluctuation. Therefore, the electrocardiogram waveform can be observed accurately. FIG. 5 is an electrocardiogram waveform diagram showing an example of an actual electrocardiogram waveform when the patient moves, and the base line shifts from the original S to S' due to a slight movement. When such baseline fluctuations occur, observation of electrocardiographic waveforms loses accuracy. FIG. 6 is an electrocardiographic waveform diagram showing an example of an actual electrocardiographic waveform when the subject moves violently, and the base line S changes rapidly upward. In this actual measurement example, after the baseline S sharply rises, the electrocardiographic waveform is horizontally clipped to the upper limit of the scale. Furthermore, although the baseline S returns to its original baseline level again, it takes a considerable amount of time to completely return to this original baseline level. In order to return the above-mentioned base line S' to a stable base line S, that is, to correct the fluctuation of the base line, the present applicant prototyped a stabilizing circuit using hardware. FIG. 7 is a block diagram showing an example of an electrocardiographic signal stabilization circuit using hardware. In this figure, the electrocardiographic signal stabilization circuit 20 includes a baseline fluctuation detection section 21, a baseline fluctuation amount detection section 22, and an input impedance control section 23, and is added between the output and input of an existing amplifier 24. Existing amplifier 2
4 receives and amplifies the electrocardiogram detection signal ECG io detected by a suction cup electrode etc. from the subject of electrocardiogram measurement, and sends the electrocardiogram signal ECG put to be applied to the electrocardiograph to display the electrocardiogram waveform. Output. The baseline fluctuation detection unit 21 branches the electrocardiographic signal ECG put as an input, and selectively detects only fluctuations in the baseline S by filtering the branched input.
At this stage, the cardiac pulse P, which is a high frequency component, is considerably removed. The absolute value of the variation amount of the baseline variation detected by the baseline variation detection unit 21 is detected by the baseline variation detection unit 22 . The reason for taking the absolute value here is that the amount of variation in the baseline fluctuation is on the positive and negative sides (upper and lower sides when viewed from the central horizontal axis of the electrocardiogram).
This is because it is limited to both. Regardless of whether the amount of fluctuation appears on the positive side or the negative side, if the absolute value of the amount of fluctuation is large (severe fluctuation), the input impedance of the amplifier 24 is reduced, and the absolute value of the amount of fluctuation is small ( If the fluctuation is gradual, the input impedance should be increased. This is performed by the input impedance control section 23. Increase input impedance (small variation in S)
Alternatively, the time constants of the rise and fall of the base line S are made larger or smaller, respectively, by making it smaller (larger variation in S). Here, the greater the variation in the baseline S, the steeper the change in the baseline,
Once the baseline S has jumped out of the measurement field of view, it is rapidly pulled back to the original baseline level, and the next cardiac pulse P can be displayed within the measurement field of view. [Problems to be Solved by the Invention] According to the electrocardiographic signal stabilization circuit using the above hardware, the electrocardiographic signal waveform that has jumped out of the measurement field of view can be quickly returned to the measurement field of view, and the followability is extremely high. good. However, if the degree of followability is further increased, there is a problem in that the electrocardiographic signal waveform becomes distorted. The present invention has been made in view of the above-mentioned problems, and an object of the present invention is to provide an electrocardiographic signal stabilization method that causes almost no distortion in the electrocardiographic signal waveform. Note that the present invention may be used in combination with the above-mentioned stabilization by hardware, or the method of the present invention may be implemented alone. [Means for Solving the Problems] FIG. 1 is a functional block diagram for implementing the method of the present invention. In this figure, E k ' is electrocardiographic signal data (digital) obtained by sampling an electrocardiographic signal including baseline fluctuations as shown in FIG. 5, and ' represents that the baseline fluctuations are included. Finally, electrocardiographic signal data E k with no baseline fluctuation is obtained. Note that sampling is necessary for analog/digital (A/D) conversion, and for example,
This is performed sequentially and sequentially (k=1, 2, . . .) with a period of ms. First, the sampled electrocardiographic signal E k ' is stored in the first data memory 11 . Note that E k ′ is
E 1 ′, E 2 ′, etc. are stored chronologically at sampling intervals. A predetermined number N of electrocardiographic signal data E 1 ′, E 2 ′...E N ′ in the first data memory 11,
The first moving and averaging section 12 adds the average value.
【式】を求める。ここに心電信号の
包絡線である平均値データAVkを得る。この
AVkもサンプリング周期で時系列的に現れる
AV1、AV2……。
平均値データAVkは第２データメモリ１３に
逐次ストアされる。
第２データメモリ１３内の所定数のＮの平均値
データAV1、AV2……AVNを、第２移動加算平
均部１４にて加算し、さらにその平均値Find [formula]. Here, average value data AV k , which is the envelope of the electrocardiographic signal, is obtained. this
AV k also appears time-series at the sampling period.
AV 1 , AV 2 ... The average value data AV k is sequentially stored in the second data memory 13. A predetermined number of N average value data AV 1 , AV 2 .
第２図は本発明の方法の説明に用いる波形図で
ある。なお、本発明の方法はデイジタルデータの
形で実行されるが、理解し易いようにアナログ波
形で表す。まず第２図の１に示すような心電信号
データEk′が与えられたとすると、これの移動加
算平均を同図２の如くとり、平均値データAVk
を得る。この場合、AVkは例えば0.64秒ずつ遅れ
て現れる。移動加算平均をとるからである。しか
し実用上はこの程度の遅れは何ら支障とならな
い。なお、心電信号データの初めの部分は移動加
算平均すべきデータがないので、初期値として、
基準となる基線を表すデータSDを第１データメ
モリ１１にプリセツトしておく。
ところで第１移動加算平均部１２からの平均値
データAVkには第２図３に示すごとく、心拍パ
ルスＰの成分が僅かに残る。これを同図３におい
てｐで示す。そこで、さらにこの残余の成分ｐを
除去すべく、再びAVkについての移動加算平均
を、第２移動加算平均部１４でとる。この移動加
算平均の様子は第２図４で示す。初めに初期値
SDをプリセツトしておくのは前述の移動加算平
均の場合と同様である。ここに得られた補助デー
タCDkは、第２図５に示すごとく、殆ど心拍パル
ス分を含まず、純枠に基線の動揺を表す。
そこで差分演算部１５にて、基準となる基線デ
ータSDと差分をとり、差分データ△dkを得る。
この△dkが純枠に基線の動揺分を表すから、補助
演算部１６にて、Ek′−△dkなる演算を行い、基
線動揺分を相殺した心電信号データEkを得る。
なお、上記一連の操作はソフトウエア処理が可能
である。
〔実施例〕
第３図は本発明の方法の一実施例を示す動作フ
ローチヤートである。
ステツプ１：心電信号データEk′を第１デー
タメモリ１１にストアする。このときの取り込
みデータ数は128個である。
ステツプ２：128個分のデータ（Ek′）の加
算結果をストアするための第１合計メモリに、
データEk′を逐次書込む。なお、この第１合計
メモリは既存のメインメモリを流用しても良
い。
ステツプ３：第１合計メモリからE′(k+1)を減
算する。このE′(k+1)はEk′の隣りのデータであ
つて128個前のデータ、すなわちEk′を取り込
んだ時点で、該第１合計メモリのうち最も古い
データである。かくしてステツプ２およびステ
ツプ３により、Ek′を入れてE′(k+1)を追い出す
ことから、第１合計メモリの加算結果は逐次、
サンプリング周期で更新されることになる。こ
こに第１移動加算平均部１２の加算演算が行わ
れる。
ステツプ４：第１合計メモリの内容を７回シ
フトする。７ビツトシフトは128（＝27）で128
〓K=1
Ek′を割つたのと等価であり、ここに第１移動
加算平均部１２の平均演算が行われる。本実施
例における移動加算平均の所定数を128とした
のは、８ビツトマイクロプロセツサによる演算
（平均演算）をビツトシフト命令だけで実行で
きるようにするためであり、これにより処理速
度を向上させることができる。
ステツプ５：ステツプ４による移動加算平均
結果（AVk）を第２データメモリ１３にスト
アする。
ステツプ６：128個分のデータ（AVk）の加
算結果をストアするための第２合計メモリに、
データAVkを逐次書込む。この第２合計メモ
リも既存のメインメモリを流用できる。
ステツプ７：第２合計メモリからAV(k+1)を
減算する。このAV(k+1)はAVkの隣りのデータ
であつて128個前のデータ、すなわちAVkを取
り込んだ時点で、該第２合計メモリのうち最も
古いデータである。かくしてステツプ６および
ステツプ７により、AVkを入れてAV(k+1)を追
い出すことから、第２合計メモリの加算結果は
逐次、サンプリング周期で更新されることにな
る。ここに第２移動加算平均部１４の加算演算
が行われる。
ステツプ８：第２合計メモリの内容を７回シ
フトする。７ビツトシフトは128で128
〓K=1
AVkを割
つたのと等価であり、ここに補正データCDkを
得る。
ステツプ９：ステツプ８で求めたCDkと、基
準となる基線を表すデータSDとの差分を、差
分演算部１５において求め、差分データ△dk
（＝CDk−SD）を得る。
ステツプ10：ステツプ９で求めた差分データ
△dkにより、生の心電信号データEk′を補正す
る。このときのEk′は第１データメモリにおけ
る128個前のEk′である。
以下、ステツプ１〜ステツプ10と同様のステツ
プを繰り返す。
〔発明の効果〕
以上説明したように本発明によれば、生の心電
信号に殆ど歪を与えることなく（生の心電信号デ
ータをそのまま保存しておくので）、純枠に基線
動揺分のみを抽出し、心電信号の安定化を図るこ
とができる。
FIG. 2 is a waveform diagram used to explain the method of the present invention. Note that although the method of the present invention is executed in the form of digital data, it is represented as an analog waveform for ease of understanding. First, assuming that electrocardiographic signal data E k ′ as shown in 1 in FIG. 2 is given, the moving average of this is taken as shown in FIG .
get. In this case, AV k appears with a delay of 0.64 seconds, for example. This is because a moving average is taken. However, in practice, this degree of delay does not pose any problem. In addition, since there is no data to be moved and averaged in the first part of the electrocardiogram signal data, the initial value is
Data SD representing a baseline serving as a reference is preset in the first data memory 11. By the way, as shown in FIG. 2, the average value data AV k from the first moving averaging unit 12 contains a slight component of the heartbeat pulse P. This is indicated by p in FIG. Therefore, in order to further remove this residual component p, the second moving averaging section 14 takes the moving averaging for AV k again. The state of this moving averaging is shown in FIG. 2. initial value at the beginning
Presetting the SD is the same as in the case of the moving averaging described above. The auxiliary data CD k obtained here, as shown in FIG. 2, contains almost no heartbeat pulses and represents fluctuations of the baseline in a pure frame. Therefore, the difference calculation unit 15 calculates the difference with the baseline data SD serving as a reference to obtain difference data Δd k .
Since this Δd k represents the base line fluctuation component in a pure frame, the auxiliary calculation unit 16 performs the calculation E k ′−Δd k to obtain electrocardiographic signal data E k in which the base line fluctuation component is offset.
Note that the series of operations described above can be processed by software. [Embodiment] FIG. 3 is an operational flowchart showing an embodiment of the method of the present invention. Step 1: Store electrocardiographic signal data E k ' in the first data memory 11. The number of data to be imported at this time is 128. Step 2: In the first total memory for storing the addition results of 128 pieces of data (E k ′),
Data E k ′ is written sequentially. Note that an existing main memory may be used as the first total memory. Step 3: Subtract E′ (k+1) from the first total memory. This E' (k+1) is the data next to E k ' and is the oldest data in the first total memory at the time when E k ' is taken in, 128 pieces of previous data. Thus, in steps 2 and 3, E k ′ is inserted and E ′ (k+1) is removed, so the addition result of the first total memory is sequentially
It will be updated at the sampling cycle. Here, the addition operation of the first moving addition and averaging section 12 is performed. Step 4: Shift the contents of the first summation memory 7 times. 7 bit shift is 128 (=2 7 ) and 128 〓 K=1
This is equivalent to dividing E k ', and the averaging operation of the first moving averaging unit 12 is performed here. The predetermined number of moving averages in this embodiment is set to 128 so that the calculation (average calculation) by the 8-bit microprocessor can be executed using only bit shift instructions, thereby improving the processing speed. I can do it. Step 5: Store the moving addition average result (AV k ) obtained in Step 4 in the second data memory 13. Step 6: In the second total memory for storing the addition results of 128 pieces of data (AV k ),
Write data AV k sequentially. This second total memory can also utilize the existing main memory. Step 7: Subtract AV (k+1) from the second total memory. This AV (k+1) is the data next to AV k and is the 128th previous data, that is, the oldest data in the second total memory at the time when AV k was taken in. Thus, in steps 6 and 7, AV k is input and AV (k+1) is expelled, so that the addition result in the second total memory is successively updated at the sampling period. Here, the addition operation of the second moving addition/average section 14 is performed. Step 8: Shift the contents of the second summation memory 7 times. A 7-bit shift is equivalent to dividing 128 〓 K=1 AV k by 128, and here we obtain the correction data CD k . Step 9: The difference between CD k obtained in Step 8 and the data SD representing the reference baseline is obtained in the difference calculation section 15, and the difference data Δd k
(=CD k −SD) is obtained. Step 10: Correct the raw electrocardiographic signal data E k ' using the difference data Δd k obtained in Step 9. E k ' at this time is the 128th previous E k ' in the first data memory. Thereafter, the same steps as Step 1 to Step 10 are repeated. [Effects of the Invention] As explained above, according to the present invention, the baseline fluctuation component is added to the pure frame without causing almost any distortion to the raw electrocardiographic signal (because the raw electrocardiographic signal data is stored as is). It is possible to stabilize the electrocardiogram signal by extracting only the electrocardiogram.
第１図は本発明の方法を実施するための機能ブ
ロツク図、第２図は本発明の方法の説明に用いる
波形図、第３図は本発明の方法の一実施例を示す
動作フローチヤート、第４図は安静時における心
電波形の実測例を示す心電波形図、第５図は身動
きしたときの心電波形の実測例を示す心電波形
図、第６図は激しく身動きしたときの心電波形の
実測例を示す心電波形図、第７図はハードウエア
による心電信号安定化回路の一例を示すブロツク
図である。
１１……第１データメモリ、１２……第１移動
加算平均部、１３……第２データメモリ、１４…
…第２移動加算平均部、１５……差分演算部、１
６……補正演算部。
FIG. 1 is a functional block diagram for implementing the method of the present invention, FIG. 2 is a waveform diagram used to explain the method of the present invention, and FIG. 3 is an operational flowchart showing an embodiment of the method of the present invention. Figure 4 is an electrocardiogram showing an example of an actual electrocardiogram waveform at rest, Figure 5 is an electrocardiogram showing an example of an actual electrocardiogram waveform when moving, and Figure 6 is an example of an electrocardiogram when moving violently. An electrocardiographic waveform diagram showing an example of actual measurement of an electrocardiographic waveform, and FIG. 7 is a block diagram showing an example of an electrocardiographic signal stabilization circuit using hardware. DESCRIPTION OF SYMBOLS 11...First data memory, 12...First moving addition and averaging section, 13...Second data memory, 14...
...Second moving addition and averaging section, 15...Difference calculation section, 1
6...Correction calculation section.
Claims (1)
取り込み第１データメモリにストアする第１ステ
ツプと、 該第１データメモリ内の所定数の心電信号デー
タを、前記サンプリングの周期で第１移動加算平
均部にて加算しさらにその平均をとることにより
平均値データを得る第２ステツプと、 前記平均値データを逐次取り込み第２データメ
モリにストアする第３ステツプと、 該第２データメモリ内の所定数の平均値データ
を、前記サンプリングの周期で、第２移動加算平
均部にて加算しさらにその平均をとることにより
補正データを得る第４ステツプと、 前記心電信号の基準となるべき基線を表す基準
基線データと、前記補正データとの差分を、前記
サンプリングの周期で、差分演算部にて演算する
第５ステツプと、 前記差分を用い、前記サンプリングの周期で、
補正演算部にて前記心電信号データの基線動揺分
を相殺する第６のステツプとからなり、前記第１
ステツプ〜第６ステツプを繰り返し実行すること
を特徴とする心電信号安定化方法。 ２ 前記第１および第２移動加算平均部において
平均をとるに際し、加算データをビツトシフトす
る特許請求の範囲第１項記載の心電信号安定化方
法。[Scope of Claims] 1. A first step of sequentially capturing each sampled electrocardiographic signal data and storing it in a first data memory, and storing a predetermined number of electrocardiographic signal data in the first data memory at the sampling period a second step of obtaining average value data by adding the data in a first moving averaging unit and further averaging the results; a third step of sequentially fetching the average value data and storing it in a second data memory; a fourth step of obtaining corrected data by adding a predetermined number of average value data in the data memory in a second moving averaging section at the sampling period and further averaging the results; and a reference for the electrocardiographic signal. a fifth step in which a difference between reference baseline data representing a baseline to be used and the correction data is calculated at the sampling period in a difference calculating section; using the difference, at the sampling period;
a sixth step of canceling the baseline fluctuation component of the electrocardiographic signal data in a correction calculation section;
An electrocardiographic signal stabilization method characterized by repeatedly performing steps from step to sixth step. 2. The electrocardiographic signal stabilization method according to claim 1, wherein the summed data is bit-shifted when taking the average in the first and second moving averaging sections.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62076282A JPS63242227A (en) | 1987-03-31 | 1987-03-31 | Electrocardiographic signal stabilizing method |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62076282A JPS63242227A (en) | 1987-03-31 | 1987-03-31 | Electrocardiographic signal stabilizing method |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS63242227A JPS63242227A (en) | 1988-10-07 |
| JPH0326970B2 true JPH0326970B2 (en) | 1991-04-12 |
Family
ID=13600934
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62076282A Granted JPS63242227A (en) | 1987-03-31 | 1987-03-31 | Electrocardiographic signal stabilizing method |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS63242227A (en) |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2786878B2 (en) * | 1989-03-30 | 1998-08-13 | 株式会社トーメー | Waveform processing method and apparatus in flicker ERG |
| JP3738392B2 (en) * | 2003-07-08 | 2006-01-25 | 株式会社中日電子 | Biological signal estimation method |
| JP6608320B2 (en) * | 2016-03-30 | 2019-11-20 | 住友理工株式会社 | Biological information measuring device |
-
1987
- 1987-03-31 JP JP62076282A patent/JPS63242227A/en active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS63242227A (en) | 1988-10-07 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US4945917A (en) | Method and apparatus for indicating repetition intervals of a specified component of a composite electrical signal, particularly useful for displaying fetal r-waves | |
| US5025784A (en) | Apparatus and method for detecting and processing impedance rheogram | |
| US4446872A (en) | Method and apparatus for determining systolic time intervals | |
| US6675036B2 (en) | Diagnostic device including a method and apparatus for bio-potential noise cancellation utilizing the patient's respiratory signal | |
| JP3710823B2 (en) | Improved method and apparatus for measuring cardiac output | |
| JP3224552B2 (en) | Method of deriving respiratory signal and / or artifact signal | |
| EP0647426B1 (en) | A dynamic filter for real-time artifact removal from waveforms | |
| US7887490B2 (en) | Method and device for removing respiratory artefacts from measured blood pressure data | |
| JP3319140B2 (en) | Heart rate variability waveform analysis method and apparatus | |
| US5511554A (en) | Real-time artifact removal from waveforms using a dynamic filter having a fixed delay | |
| US20170172443A1 (en) | Method, device, system and computer programme for filtering an rr series obtained from a cardiac signal with automatic checking of the quality of the rr series | |
| JP2002224069A (en) | Body surface multi-lead electrocardiogram device and analytical method using this device | |
| JP2007283098A (en) | Method and apparatus for analyzing and editing ecg form and time series | |
| US6668189B2 (en) | Method and system for measuring T-wave alternans by alignment of alternating median beats to a cubic spline | |
| JPH05184548A (en) | Pulse rate measuring instrument | |
| US3822696A (en) | Electrocardiography st analyzer and method | |
| US11020056B2 (en) | Method and device for automatic quality control of an RR series obtained from a cardiac signal | |
| US6129677A (en) | Non-invasive heart monitoring apparatus and method | |
| US6011989A (en) | Patient monitoring apparatus | |
| JPH0326970B2 (en) | ||
| JP2018201838A (en) | Signal processing device, imaging device, and signal processing method | |
| US20100076329A1 (en) | Method for reducing baseline drift in a biological signal | |
| JPH10262941A (en) | Electroencephalogram processor | |
| JP3314521B2 (en) | Heart rate variability waveform analysis method and apparatus | |
| Bailey | The triangular wave test for electrocardiographic devices: A historical perspective |