JPH0326970B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】

〔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ECG_io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ECG_putを出力する。 基線変動検出部２１は心電信号ECG_put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、E_k′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E_k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E_k′をストアする。なお、E_k′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′……E_N′を、
第１移加算平均部１２にて加算し、さらにその平
均値

【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AV_kを得る。この
AV_k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AV_k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……AV_Nを、第２移動加算平
均部１４にて加算し、さらにその平均値

〔作用〕

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E_k′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AV_k
を得る。この場合、AV_k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AV_k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AV_k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CD_k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△d_kを得る。
この△d_kが純枠に基線の動揺分を表すから、補助
演算部１６にて、E_k′−△d_kなる演算を行い、基
線動揺分を相殺した心電信号データE_k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E_k′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（E_k′）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E_k′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E_k′の隣りのデータであ
つて128個前のデータ、すなわちE_k′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、E_k′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
E_k′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（AV_k）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（AV_k）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AV_k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AV_kの隣りのデータ
であつて128個前のデータ、すなわちAV_k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、AV_k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 AV_kを割
つたのと等価であり、ここに補正データCD_kを
得る。 ステツプ９：ステツプ８で求めたCD_k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△d_k
（＝CD_k−SD）を得る。 ステツプ10：ステツプ９で求めた差分データ
△d_kにより、生の心電信号データE_k′を補正す
る。このときのE_k′は第１データメモリにおけ
る128個前のE_k′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。

【図面の簡単な説明】

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。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ サンプリングされた各心電信号データを逐次
   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。