JP2014076117A

JP2014076117A - 心電図解析装置および電極セット

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Publication number: JP2014076117A
Application number: JP2012224456A
Authority: JP
Inventors: Reiji Hayashi; 怜史林; Tsutomu Wakabayashi; 勤若林; Hideo Ozawa; 秀夫小澤
Original assignee: Nippon Koden Corp
Current assignee: Nippon Koden Corp
Priority date: 2012-10-09
Filing date: 2012-10-09
Publication date: 2014-05-01
Also published as: US8831712B2; US20140100466A1; CN103705233A; EP2719326B1; CN103705233B; EP2719326A1

Abstract

【課題】対象とする胸骨圧迫中の心電図に対して有効な解析処理を行なうことにより、胸骨圧迫によるノイズの影響を低減することができる心電図解析装置および電極セットを提供する。
【解決手段】心電図を測定するための心電図測定電極１１と、ノイズを測定するためのノイズ測定電極１２と、心電図測定電極１１によって測定された心電図信号とノイズ測定電極１２によって測定されたノイズ信号を計測する計測部２１、２２、２３と、計測された心電図信号とノイズ信号を分析することによりノイズを除去したノイズ除去心電図を抽出する胸骨圧迫ノイズ除去処理部２７とを備える。
【選択図】図１

Description

本発明は、心肺蘇生法（Cardiopulmonary Resuscitation：以下、ＣＰＲ）によって混入するノイズの影響を低減することが可能な心電図解析装置および電極セットに関するものである。

心停止患者への救命措置として絶え間ない胸骨圧迫を実施することは重要である。また、心停止患者の中でも心室細動や脈のない心室頻拍に陥っている患者に対しては電気ショックを行うことも重要な要素である。そこで、患者に対する適切な処置を迅速に施すためには、解析精度の高い心電図の測定が胸骨圧迫中においても必要になる。ところが、心停止に陥っている患者に胸骨圧迫を実施すると心電図上にノイズが混入するため、心電図判読の妨げになる。

下記の非特許文献１では、このノイズ混入の原因は圧迫により生じる心臓の変形や胸部インピーダンスの変化によるものではなく、電極−皮膚間に加わる外乱によるものであることが報告されている。また、胸骨圧迫を行った際に電極−皮膚間に加わる外乱は、圧迫の強さやレート、電極の特性、電極が貼られている部位の状態（筋肉や脂肪の量、皮膚の乾燥）など様々な要素が変化する。このため、心電図上に現れるノイズは均一なものにならず、ノイズの混入した心電図から適切な解析結果を得ることは困難であった。

そこで、特許文献１では、単一または複数の心電図誘導の周波数領域における特徴を分析することにより、胸骨圧迫によるノイズの有無に関わらず、電気ショックが必要であるかどうかを判定する手法が提案されている。

また、下記の特許文献２には、心電図に含まれる拍（心臓の拍動）検出を元にしたフィルタ手法が開示されている。この手法では、拍と拍間の基線変動を捕らえることにより、ローカットフィルタの遮断周波数帯域を変化させることでノイズを除去する。この手法は胸骨圧迫によるノイズ混入にも応用できる技術である。

特開２０１１−１８９１３９号公報特許第４８３０８５７号公報

Determination of the noise source in the electrocardiogram during cardiopulmonary resuscitation 、 Crit Care Med 2002 Vol. 30, No. 4

ところが、胸骨圧迫により生じるノイズは、胸骨圧迫のレートに相当する周波数だけでなく、その整数倍の周波数にもピークが現れるため、特許文献１に開示された手法では正しい判定ができない可能性がある。例えばガイドラインで推奨されている胸骨圧迫のレートは１００回／分であり、この場合は基本周期１．６７Ｈｚおよびその２倍の３．３３Ｈｚや３倍の５．０Ｈｚといった整数倍の周波数にもピークが現れる。一方、心室細動の周波数は２〜１０Ｈｚ程度であり、上記２倍や３倍の周期はその範囲内である。そのため、基本周期をローカットフィルタで除去したとしても、基本周期の整数倍に現れたピークが特徴分析の結果に影響をおよぼす可能性がある。

また、特許文献２に開示された手法では、混入しているノイズによって遮断する帯域を変化させることができるという利点があるが、ローカットフィルタで遮断する帯域を高くしすぎると、心電図が持つ成分まで除去してしまう虞がある。さらに、心臓の拍動を示すＱＲＳ波の検出に基づく手法である為、拍動が存在しない心室細動や心停止においてはフィルタ処理が適切に機能しない。

そこで、本発明は、対象とする心肺蘇生法による救助処置中の心電図に対して有効な解析処理を行なうことにより、心肺蘇生法によるノイズの影響を低減することができる心電図解析装置および電極セットの提供を目的とする。

上記課題を解決するために、本発明の心電図解析装置は、心電図を測定するための一組の心電図測定電極と、ノイズを測定するための少なくとも一つ以上のノイズ測定電極と、前記心電図測定電極によって測定された心電図信号と前記ノイズ測定電極によって測定されたノイズ信号を計測する計測部と、前記心電図信号とノイズ信号とに基づいて、ノイズを除去したノイズ除去心電図を抽出する心電図抽出解析部と、を備えたことを特徴とするものである。

また、本発明の心電図解析装置は、前記心電図測定電極が、電気ショックを実施するための一対の除細動パッドであることが好ましい。

また、本発明の心電図解析装置は、前記ノイズ測定電極が、電気ショックを実施するための一対の除細動パッドであることが好ましい。

また、本発明の心電図解析装置は、前記ノイズ測定電極が、前記心電図測定電極の近傍に配置される電極であることが好ましい。

また、本発明の心電図解析装置は、前記ノイズ測定電極が、前記心電図測定電極に形成された開口の内部に設置されていることが好ましい。

また、本発明の心電図解析装置において、前記ノイズ測定電極が、前記一組の心電図測定電極の間に配置されることが好ましい。

また、本発明の心電図解析装置において、前記ノイズ信号は、一組の前記ノイズ測定電極間、または前記ノイズ測定電極と前記心電図測定電極間で得られる信号であることが好ましい。

また、本発明の心電図解析装置において、前記ノイズ信号は、一組の前記ノイズ測定電極間にキャリア電流を印加した際に得られるインピーダンス、または、前記ノイズ測定電極と前記心電図測定電極間にキャリア電流を印加した際に得られるインピーダンスであることが好ましい。

また、本発明の心電図解析装置は、前記ノイズ信号から胸骨圧迫の周期を求め、その周波数に基づいてフィルタ処理することが好ましい。

また、本発明の心電図解析装置は、前記ノイズ信号をリファレンスとした適応フィルタ処理を行なうことが好ましい。

また、本発明の心電図解析装置は、前記ノイズ信号と前記心電図信号を独立成分分析によってフィルタ処理することが好ましい。

また、本発明の心電図解析装置は、前記心電図測定電極のケーブルと前記ノイズ測定電極のケーブルが１つのコネクタに取り付けられ、当該コネクタを前記計測部に接続可能であることが好ましい。

また、本発明の心電図解析装置は、前記心電図測定電極のケーブルと前記ノイズ測定電極のケーブルが２つ以上のコネクタに分けて取り付けられ、これらのコネクタを前記計測部に各々接続可能であることが好ましい。

また、本発明の心電図解析装置は、前記心電図測定電極と前記ノイズ測定電極が、１つのシート上に設けられ、前記計測部に接続可能であることが好ましい。

また、本発明の心電図解析装置は、前記心電図測定電極と前記ノイズ測定電極が、２つ以上のシートに分けて設けられ、前記計測部に接続可能であることが好ましい。

また、本発明の心電図解析装置は、除細動器であることが好ましい。

また、本発明の電極セットは、外部装置に接続される電極セットであって、心電図を測定するための一組の心電図測定電極と、ノイズを測定するための少なくとも一つ以上のノイズ測定電極と、前記心電図測定電極によって測定された心電図信号と前記ノイズ測定電極によって測定されたノイズ信号を計測する計測部と、前記心電図信号とノイズ信号とに基づいて、ノイズを除去したノイズ除去心電図を抽出する心電図抽出解析部と、前記ノイズ除去心電図を前記外部装置に送信する送信部と、を備えることを特徴とするものである。

本発明によれば、電極−皮膚間に生じている外乱そのものを監視することにより、胸骨圧迫によるノイズを有効に除去することができる。これにより、胸骨圧迫中における心電図解析装置の心電図判定がより的確になって、操作者の迅速な処置が可能になる。

本発明に係る心電図解析装置の機能構成例を示すブロック図である。除細動器において、患者に取り付けられる各電極の位置を示す図である。胸骨圧迫を行っていないときに各誘導で測定された信号を示す図であり、（ａ）はＰａｄ誘導、（ｂ）はＮ１誘導、（ｃ）はＮ２誘導の信号を示す。胸骨圧迫を行っているときに各誘導で測定された信号を示す図であり、（ａ）はＰａｄ誘導、（ｂ）はＮ１誘導、（ｃ）はＮ２誘導の信号を示す。（ａ）、（ｂ）は電極の形態の変形例を示す図である。患者に貼り付けられる各電極の位置の図２とは別の形態を示す図である。心電図測定電極とノイズ測定電極を一体に形成した電極の一例を示す図である。生体モニタにおいて、患者に取り付けられる各電極の位置を示す図である。図８とは別の形態の電極を示す図である。（ａ）は、心室細動を起こしている患者に胸骨圧迫を行ったときの心電図波形を示す図であり、（ｂ）は、（ａ）に示す心電図波形に対して周波数解析を行ったときの周波数成分を示す図である。（ａ）は、図１０（ａ）に示す心電図波形からノイズ信号が有する周波数帯域を除去した心電図波形を示す図であり、（ｂ）は、図１１（ａ）に示す心電図波形に対して周波数解析を行ったときの周波数成分を示す図である。適応フィルタ処理によるノイズ除去を示す図であり、（ａ）は、心室細動にノイズが混入したＰａｄ誘導信号を示し、（ｂ）は、ノイズ信号であるＮ１誘導信号とＮ２誘導信号の差分を表したリファレンス波形を示し、（ｃ）は、適応フィルタによりノイズを除去した真のＥＣＧを示す。

以下、本発明に係る心電図解析装置の実施形態の一例を添付図面に基づいて説明する。

（第１の実施形態）
図１は、第１の実施形態に係る心電図解析装置１の構成を示す。第１の実施形態では除細動器において用いられる心電図解析装置１について説明する。

心電図解析装置１は、心電図解析装置本体２０と、患者（生体）に取り付けられる心電図測定電極１１およびノイズ測定電極１２とを備えている。心電図解析装置本体２０は、心電図測定電極１１が接続される心電図計測部２１（計測部の一例）と、心電図測定電極１１およびノイズ測定電極１２が接続されるノイズ信号計測部２２（計測部の一例）と、同じく心電図測定電極１１およびノイズ測定電極１２が接続されるインピーダンス計測部２３（計測部の一例）と、これらの計測部２１、２２、２３によって計測された情報に基づいてノイズを除去した真の心電図（ノイズ除去心電図）を抽出する心電図解析部２４とを備えている。また、心電図解析部２４は、基本フィルタ処理部２５と、胸骨圧迫実施判定部２６と、胸骨圧迫ノイズ除去処理部（心電図抽出解析部の一例）２７を備えている。

心電図測定電極１１は、患者の心電図（Electrocardiogram：以下、ＥＣＧ）を測定するために使用される電極であり、例えば、電気ショックを実施するための除細動パッドによって構成されても良い。

ノイズ測定電極１２は、ノイズ信号を測定するために使用される電極であり、例えば、心肺蘇生法（ＣＰＲ）、特に胸部圧迫を行った際に加わる外乱によるノイズ信号を測定するために使用される。ノイズ測定電極１２は少なくとも一つ以上設けられれば良いが、本実施形態では２電極が一組となって設けられている。

心電図計測部２１は、心電図測定電極１１によって測定された心電図を計測する計測部である。患者に対して胸骨圧迫が実施された場合、その際に測定される心電図の波形には心臓を起因とする電位変化と胸骨圧迫を起因とする電位変化とが混合して含まれる。以下、心臓を起因とする電位変化のことを“真のＥＣＧ”、胸骨圧迫を起因とする電位変化のことを“ノイズ”と称する。すなわち、真のＥＣＧは、ノイズが除かれた心電図の波形のことをいう。

ノイズ信号計測部２２は、心電図測定電極１１およびノイズ測定電極１２によって測定されたノイズ信号を計測する計測部である。ここで、ノイズ信号とは、胸骨圧迫によって心電図に混入するノイズの特徴を示す信号のことをいう。つまり、ノイズ信号は電位変化として見たとき、胸骨圧迫を起因とする電位変化のみが含まれる信号、あるいは、胸骨圧迫を起因とする電気信号と胸骨圧迫を起因とする電位変化に比べて十分に小さな心臓を起因とする電気信号とが含まれる信号である。ノイズ信号は、一組のノイズ測定電極１２間、またはノイズ測定電極１２と心電図測定電極１１間で得られる信号である。本発明における心電図解析装置１では、このノイズ信号を用いることで、胸骨圧迫によってノイズが混入した心電図からノイズを低減させることができる。

インピーダンス計測部２３は、心電図測定電極１１およびノイズ測定電極１２によって測定された電極間の胸部インピーダンスを計測する計測部である。胸骨圧迫を行うことにより胸部インピーダンスに変化が現れるため、胸部インピーダンスの測定値をノイズ信号の一つとして扱うことができる。一組のノイズ測定電極１２間、またはノイズ測定電極１２と心電図測定電極１１間にキャリア電流を印加したときにこれらの電極から得られる胸部インピーダンスを計測することによってノイズ信号を測定することができる。

基本フィルタ処理部２５と胸骨圧迫実施判定部２６と胸骨圧迫ノイズ除去処理部２７は、心電図解析部２４を構成する。
基本フィルタ処理部２５は、心電図およびノイズ信号に対してハムフィルタによる交流成分の除去、ハイパスフィルタによるドリフト成分の除去、ローパスフィルタによる周辺機器などから混入しうる高周波成分の除去等の処理を行う。

胸骨圧迫実施判定部２６は、インピーダンス計測部２３によって計測された胸部インピーダンスの変化、およびノイズ信号計測部２２によって計測されたノイズ信号に基づいて、患者に対する胸骨圧迫が行われているか否かの判定を行う。例えば、胸骨圧迫中であれば、ノイズ信号の振幅変化および胸部インピーダンスの変化が現れる。これに対して胸骨圧迫中でなければ、ノイズ信号に振幅変化は現れない。また、患者が呼吸を行っている場合にも胸部インピーダンスに変化が現れる。しかし、１分間当たりの胸骨圧迫のレートと患者の呼吸数（患者の自発呼吸数や人工呼吸数）には大きな差がある。胸骨圧迫実施判定部２６は、これらの変化および差に基づいて胸骨圧迫が実施されているか否かの判定を行っている。

胸骨圧迫実施判定部２６によって胸骨圧迫中でないと判定された場合には、基本フィルタ処理部２５の上記処理によって真のＥＣＧを得ることができる。これに対して胸骨圧迫中であると判定された場合には、真のＥＣＧは、胸骨圧迫ノイズ除去処理部２７の処理によって生成されることになる。なお、胸骨圧迫ノイズ除去処理部２７による真のＥＣＧの生成処理の内容については後述する。

心電図測定電極１１とノイズ測定電極１２は、患者の所定の位置に配置され（貼られ）、それぞれの電極１１、１２から伸びるコード（ケーブル）の先に取り付けられたコネクタを介して心電図解析装置本体２０の計測部に接続される。

このとき、それぞれの電極により計測できる信号のコードを全て１つのコネクタにまとめて取り付けて１つの電極セットを構成しても良い。コネクタが１つにまとまっていれば、操作者（救助者）による操作を簡易化することができ、迅速に救命処置できる。また、それぞれの電極により計測できる信号のコードを複数のコネクタに分けて取り付けて１つの電極セットとして構成しても良い。これによれば、旧来の除細動器や心電図解析装置や心電図表示装置や生体モニタなどの外部装置においてコネクタ形状を変えることなく本発明における装置の様態を実現することが可能であり、製造コストを抑制できる。

次に、胸骨圧迫ノイズ除去処理部２７によって生成される真のＥＣＧについて説明する。
除細動器では、心電図測定電極１１として除細動パッドを用いることができ、除細動パッドで測定した情報とノイズ測定電極１２で測定した情報とを組み合わせることにより、真のＥＣＧを生成している。

図２は、患者に取り付けられる各電極の位置を示す。一対の除細動パッド１１ａと１１ｂは、心臓を挟むようにして鎖骨下と脇腹に貼られる。除細動パッド１１ａ、１１ｂは、電気ショックの電流を患者に流すために使用されるが、除細動パッド１１ａ−１１ｂ間の電位変化を測定することで患者の心電図を計測することにも使用される。除細動器で一般的に用いられるＰａｄ誘導は、図２に示す矢印Ｐ間、すなわち除細動パッド１１ａ−１１ｂ間に発生する電位変化として測定される。

これに対して、ノイズ信号を測定するためのノイズ測定電極１２ａ、１２ｂは、各除細動パッド１１ａ、１１ｂの近傍（生体の所定位置の一例）に貼られる。ノイズ信号はノイズ測定電極と除細動パッド間の電位変化、すなわちノイズ測定電極１２ａと除細動パッド１１ａ間、およびノイズ測定電極１２ｂと除細動パッド１１ｂ間の電位変化として測定される。以下、図２に示す矢印Ｎ１間、すなわちノイズ測定電極１２ａと除細動パッド１１ａ間に発生する電位変化のことをＮ１誘導と定義し、また、矢印Ｎ２間、すなわちノイズ測定電極１２ｂと除細動パッド１１ｂ間に発生する電位変化のことをＮ２誘導と定義する。なお、胸骨圧迫によるノイズは、ノイズ測定電極１２ａ、１２ｂにも除細動パッド１１ａ、１１ｂにもそれぞれに混入するが、これらは近位に貼られているため測定される時間差はないとみなすことができる。

図３（ａ）、（ｂ）、（ｃ）は、図２に示す測定系において、患者に対して胸骨圧迫を行っていないとき、すなわちノイズが生じていないときに各誘導（Ｐａｄ誘導、Ｎ１誘導、Ｎ２誘導）で測定された信号を示す。

図３（ｂ）および（ｃ）に示すように、Ｎ１誘導およびＮ２誘導で測定された信号は、Ｐａｄ誘導で測定された信号（図３（ａ））に比べて、心電図として現れる電位の振幅が非常に小さい。これは、Ｐａｄ誘導の場合とは異なり、Ｎ１誘導およびＮ２誘導の場合は、電極間（ノイズ測定電極１２ａと除細動パッド１１ａ間、およびノイズ測定電極１２ｂと除細動パッド１１ｂ間）に心臓を挟んでおらず、さらに両電極間が十分に近いことに起因している。

続いて、図４（ａ）、（ｂ）、（ｃ）は、図２に示す測定系において、患者に対して胸骨圧迫を行っているとき、すなわちノイズが発生しているときに各誘導（Ｐａｄ誘導、Ｎ１誘導、Ｎ２誘導）で測定された信号を示す。

図３（ｂ）および（ｃ）について上述したように、Ｎ１誘導およびＮ２誘導で測定される信号には、心電図信号は殆ど含まれていない。したがって、図４（ｂ）および（ｃ）に表示された信号は、胸骨圧迫によって発生したノイズであると判定することができる。

したがって、これらのことから、胸骨圧迫ノイズ除去処理部２７は、除細動パッド１１ａ、１１ｂによって測定されたＰａｄ誘導信号から、ノイズ測定電極１２ａと除細動パッド１１ａによって測定されたＮ１誘導信号、または、ノイズ測定電極１２ｂと除細動パッド１１ｂによって測定されたＮ２誘導信号を差し引くことによって、真のＥＣＧ信号を生成することができる。

図５は、患者に貼り付けられる除細動パッドとノイズ測定電極の変形例１を示す。図５（ａ）は、除細動パッド１１ａ（１１ｂ）の近傍に貼られるノイズ測定電極１２ａ（１２ｂ）の一形態を示す。図に示すように、この形態では除細動パッド１１ａ（１１ｂ）の周囲を囲ってノイズ測定電極１２ａ（１２ｂ）が配置されている。

また、図５（ｂ）は、除細動パッド１１ａ（１１ｂ）内にノイズ測定電極１２ａ（１２ｂ）が配置される一形態を示す。図に示すように、この形態では除細動パッド１１ａ（１１ｂ）に開口３１が形成され、その開口３１の内部（生体の所定位置の一例）にノイズ測定電極１２ａ（１２ｂ）が配置され患者に貼り付けられる。このような構成（図５（ａ）（ｂ））にした場合でもノイズ信号の測定が可能であり、胸骨圧迫ノイズ除去処理部２７によって真のＥＣＧ信号を生成することができる。

また、図６は、患者に貼り付けられる除細動パッドとノイズ測定電極の、さらに別の変形例２を示す。図に示すように、この形態では除細動パッド１１ａと１１ｂが心臓を挟む位置に貼られ、ノイズ測定電極１２が一対の除細動パッド１１ａと１１ｂの間における胸骨圧迫実施部位、すなわち、心臓の上方（胸骨圧迫実施箇所の一例）に貼られている。ノイズ測定電極１２によって胸骨圧迫によるノイズの誘導を測定しているが、この場合には胸骨圧迫による圧力が直接電極に加わるため、心電図に比べて非常に大きな振幅のノイズが測定されることになる。この非常に大きい特徴を有するノイズ（胸骨圧迫）の電気信号を利用することによって、最適なノイズ除去フィルタを選択することができ、胸骨圧迫ノイズ除去処理部２７によって真のＥＣＧ信号を生成することができる。

また、上述した形態では、心電図測定電極として除細動パッドを使用したが、このほか例えば、除細動パッドの近傍に除細動パッドとは別体に配置した心電図測定用の電極を使用するようにしてもよい。

また、上述した形態では、心電図測定用の電極として除細動パッドを使用し、ノイズ信号測定用の電極とし除細動パッドの近位に貼ったノイズ測定電極を使用したが、この形態に限定されず、例えば、除細動パッドをノイズ信号測定用の電極として使用し、除細動パッドの近位に貼った電極を心電図測定用の電極として使用するようにしてもよい。さらに、この場合であっても、図５（ａ）、（ｂ）を参照して説明した変形例１〜２のように、除細動パッドの周囲を囲って心電図測定電極を配置してもよく、あるいは、除細動パッドに開口を形成して、その開口の内部に心電図測定電極を配置するようにしてもよい。

さらに、上述した形態ではノイズ測定電極と心電図測定電極を２つ以上の貼り付けパッド（シート）に分離する構成としたが、この形態に限定されず、例えば、図７に示すように心電図測定電極１１ａ（１１ｂ）とノイズ測定電極１２ａ（１２ｂ）とを１つの貼り付けパッド（シート）４１に取り付けて一体の電極となる構成にしてもよい。

以上のような構成により、除細動器において心電図を測定するために用いられる電極（除細動パッド）とは別のノイズ測定用の電極を患者の胸部に貼り、積極的に胸骨圧迫によるノイズ信号を測定（電極−皮膚間に生じている外乱そのものを監視）し、さらにノイズ信号と心電図信号を分析することにより、胸骨圧迫によるノイズの影響を有効に除去することができる。これにより、胸骨圧迫中における除細動器の心電図判定（除細動適用の要否判定）がより的確になり、操作者の迅速な救命措置が可能になる。

また、ノイズ測定電極を除細動パッドの近傍に配置することで、的確にノイズ成分の多い電気信号をノイズ信号として測定することができる。また、ノイズ測定電極を除細動パッド間に配置すれば、胸骨圧迫によるより特徴的なノイズ信号を測定できノイズを有効に除去することができる。

また、除細動パッドとは別体に設けた電極により心電図を測定するようにしても胸骨圧迫によるノイズを除去することができる。また、除細動パッドによってノイズを測定する構成にしても、ノイズ信号と心電図信号を分析することにより胸骨圧迫によるノイズを除去することができる。

また、心電図測定電極とノイズ測定電極を１つの貼り付けパッドに取り付けて一体にすることによって、操作者は従来と同様の手順で正確に心電図解析に使用される電極を患者に貼ることができる。

また、心電図測定電極とノイズ測定電極を２つ以上のシートに分離する構成とした場合には、既存の除細動パッドをそのまま電極として使用することができコストの抑制が可能になる。

また、患者に貼り付けた電極から得られる胸部インピーダンスを計測することにより、胸骨圧迫がされているか否かの判断を正確にすることができる。

（第２の実施形態）
第２の実施形態では生体モニタにおいて用いられる心電図解析装置について説明する。生体モニタは、例えば、患者に装着した生体情報検出部によって生体情報を検出し、当該検出した生体情報を表示部に表示するベッドサイドモニタのことをいう。生体モニタにおいて用いられる心電図解析装置１では、心電図測定電極として心電図モニタリング用の電極１１Ａ（１１Ａｒ、１１Ａｌ、１１Ａｆ）を用いている。なお、以下の説明において第１の実施形態と同一のまたは同様の部分については同一の符号を付しており、その説明を省略する。

生体モニタでは、心電図モニタリング用の電極１１Ａで測定した情報とノイズ測定電極１２で測定した情報とを組み合わせることにより、真のＥＣＧを生成している。
図８は、生体モニタにおいて患者に取り付けられる各電極の位置を示す。

心電図モニタリング用の電極１１Ａは、例えば、３電極、６電極、１０電極など複数の電極が１組となったものである。図８に示す心電図モニタリング用の電極１１Ａは、Ｒ電極１１Ａｒ、Ｌ電極１１Ａｌ、およびＦ電極１１Ａｆの３電極から構成されている。図に示すように、Ｒ電極１１Ａｒは右鎖骨下、Ｌ電極１１Ａｌは左鎖骨下、Ｆ電極１１Ａｆは左わき腹付近にそれぞれ貼られる。

これにより、図の矢印Ｉに示すＲ電極１１ＡｒとＬ電極１１Ａｌ間の電位変化（I誘導）による心電図、矢印ＩＩに示すＲ電極１１ＡｒとＦ電極１１Ａｆ間の電位変化（II誘導）による心電図、および矢印IIIに示すＬ電極１１ＡｌとＦ電極１１Ａｆ間の電位変化（III誘導）による心電図を測定することができる。なお、I誘導、II誘導、III誘導は、それぞれ標準肢誘導の一つである。

また、ノイズ測定電極１２ａ、１２ｂは、Ｒ電極１１Ａｒ、Ｆ電極１１Ａｆの近傍にそれぞれ貼られる。これにより、ノイズ信号はノイズ測定電極１２ａとＲ電極１１Ａｒ間の電位変化（Ｎ１誘導）、およびノイズ測定電極１２ｂとＦ電極１１Ａｆ間の電位変化（Ｎ２誘導）として測定される。

したがって、胸骨圧迫ノイズ除去処理部２７は、Ｒ電極１１Ａｒ、Ｆ電極１１Ａｆによって測定されたII誘導信号から、ノイズ測定電極１２ａとＲ電極１１Ａｒによって測定されたＮ１誘導信号、またはノイズ測定電極１２ｂとＦ電極１１Ａｆによって測定されたＮ２誘導信号を差し引くことによって、真のＥＣＧ信号を生成することができる。

図９は、患者に貼り付けられる心電図モニタリング用の電極とノイズ測定電極の変形例を示す。図に示すように、この形態では心電図モニタリング用の電極１１Ａの周囲を囲ってノイズ測定電極１２ａ（１２ｂ）が配置されている。このように構成した場合でもノイズ信号の測定が可能であり、胸骨圧迫ノイズ除去処理部２７によって真のＥＣＧ信号を生成することが可能である。

また、第２の実施形態の場合にも、図６に示す第１の実施形態と同様の構成により、ノイズ測定電極１２をＲ電極１１ＡｒとＦ電極１１Ａｆの間における胸骨圧迫実施部位（心臓の上方）に貼るようにしてもよい。この場合にも胸骨圧迫ノイズ除去処理部２７によって真のＥＣＧ信号を生成することができる。

以上のような構成により、生体モニタにおいても心電図を測定するために用いられる電極（心電図モニタリング用の電極）とは別のノイズ測定用の電極を患者の胸部に貼り胸骨圧迫によるノイズ信号を測定し、ノイズ信号と心電図信号を分析することにより、胸骨圧迫によるノイズを有効に除去することができる。そして、胸骨圧迫中における生体モニタの心電図判定がより的確になり、操作者の迅速な救命措置が可能になるほか、上記除細動器の場合と同様の効果を奏する。

（ノイズ除去方法の別の形態）
次に、胸骨圧迫ノイズ除去処理部２７によって選択されるノイズ除去方法の別の形態について説明する。上記第１、第２の実施の形態では真のＥＣＧの生成に際し、Ｐａｄ誘導信号（II誘導信号）からＮ１誘導信号またはＮ２誘導信号を差し引く処理について説明したが、このほか以下のようなフィルタ処理を施すことによってノイズを除去するようにしてもよい。

例えば、図１０（ａ）は、心室細動（ＶＦ）を起こしている患者に対して胸骨圧迫を行った場合の心電図波形を示す。また、図１０（ｂ）は、図１０（ａ）に示す心電図波形に対して周波数解析を行った周波数成分を示す。心室細動の周波数が比較的高い為に、周波数解析を行うと図１０（ｂ）に示されるように胸骨圧迫によるノイズの周波数成分と心電図（ＶＦ波形）の周波数成分が分離される。なお、周波数成分が分離しているかどうかを判別するには、心電図とノイズ信号それぞれに対して周波数解析を行いその結果を比較すればよい。そして、周波数解析を行った結果、周波数成分が分離されている場合には、心電図波形からノイズ信号が有する周波数帯域のみを除去することによって真のＥＣＧを得ることができる。例えば、ノイズ信号から胸骨圧迫の周期を求め、その周波数（又はその整数倍）に基づいてフィルタ処理を行なえば良い。

図１１（ａ）は、図１０（ａ）に示す心電図波形からノッチフィルタによってノイズ信号が有する周波数帯域のみを除去した波形、すなわち真のＥＣＧを示す。なお、図１１（ｂ）は、図１１（ａ）に示す心電図波形に対して周波数解析を行った周波数成分を示す。この周波数解析結果から明らかなように、図１１（ｂ）を図１０（ｂ）と比較すると胸骨圧迫によるノイズ信号が除去されていることを判別することができる。

また、例えば、図１２は、ノイズ信号をリファレンスとした適応フィルタ処理によりノイズを除去する形態を示す。
図１２（ａ）は、心室細動に胸骨圧迫のノイズが混入したＰａｄ誘導信号を示す。また、図１２（ｂ）は、胸骨圧迫によるノイズ信号であるＮ１誘導信号とＮ２誘導信号の差分を表したリファレンス波形を示す。そして、図１２（ｃ）は、Ｎ１誘導信号とＮ２誘導信号の差分を心電図に混入しているノイズのリファレンスとするＬＭＳ適応フィルタによりノイズを除去した真のＥＣＧを示す。

胸骨圧迫のレートが一定でない等の刻々と変化するノイズに対して、フィルタの係数を変え、ノイズに対するフィルタの最適化を図る。すなわち時間の経過にともなって、除去する周波数帯域を変化させる。そして、心室細動とノイズが混在している波形（図１１（ａ））にフィルタ処理を施した結果が、ノイズのみの波形（図１１（ｂ））と一致するようにフィルタの係数を変化させる。その結果、その差分を真のＥＣＧとして測定することができる。また、ノイズ信号を分析することで、胸骨圧迫のレートが一定でないことを確認でき、その旨を救助者に通知するようにしても良い。

また、例えば、ノイズ測定用の電極の数を増やすことによりノイズ信号を複数測定し、ノイズ信号と心電図信号を独立成分分析によりフィルタ処理してノイズを除去するようにしてもよい。

心電図とノイズ信号を分析することによって、上述した複数のノイズ除去処理の中から、最適なノイズ除去方法を選択することが可能である。また、心電図とノイズ信号の周波数帯域が重複する等の原因により、最適なノイズ除去方法を選択できない場合には、胸骨圧迫中のノイズ除去は行わず、基本フィルタ処理部２５のみによってフィルタ処理を行った波形を真のＥＣＧとしてもよい。そして、そのような状態であることをメッセージや音声などで救助者に通知するようにしてもよい。

なお、各計測部（心電図計測部２１、ノイズ信号計測部２２、インピーダンス計測部２３）と、心電図解析部２４（基本フィルタ処理部２４、胸骨圧迫実施判定部２６、胸骨圧迫ノイズ除去処理部２７）と、心電図解析部２４で得られた真のＥＣＧ信号を除細動器に送信する送信部と、をモジュール化して一つの信号処理部品を構成してもよい。そして、その信号処理部品と心電図測定電極１１とノイズ測定電極１２とを備え、ノイズ除去機能を有する電極セットを構成することで本発明を具現化しても良い。

以上のような構成により、除細動器や生体モニタにおいて心電図を測定するために用いられる電極とは別のノイズ測定用の電極を患者の胸部に貼り、積極的に胸骨圧迫によるノイズ信号を測定し、さらにノイズ信号と心電図信号を分析することにより、最適なフィルタ手法を選択することができ胸骨圧迫によるノイズを低減させることができる。また、最適なフィルタ手法を選択できない場合には、その原因を救助者に示すことでその後の的確な処置を行うことが可能になり状況の改善を図ることができる。

１：心電図解析装置、１１，１１ａ，１１ｂ：心電図測定電極、１１Ａ：心電図モニタリング用の電極、１２，１２ａ，１２ｂ：ノイズ測定電極、２１：心電図計測部、２２：ノイズ信号計測部、２３：インピーダンス計測部、２４：心電図解析部、２５：基本フィルタ処理部、２６：胸骨圧迫実施判定部、２７：胸骨圧迫ノイズ除去処理部、３１：開口、４１：貼り付けパッド（シート）

Claims

心電図を測定するための一組の心電図測定電極と、
ノイズを測定するための少なくとも一つ以上のノイズ測定電極と、
前記心電図測定電極によって測定された心電図信号と前記ノイズ測定電極によって測定されたノイズ信号を計測する計測部と、
前記心電図信号とノイズ信号とに基づいて、ノイズを除去したノイズ除去心電図を抽出する心電図抽出解析部と、
を備えたことを特徴とする心電図解析装置。
前記心電図測定電極が、電気ショックを実施するための一対の除細動パッドであることを特徴とする請求項１に記載の心電図解析装置。
前記ノイズ測定電極が、電気ショックを実施するための一対の除細動パッドであることを特徴とする請求項１に記載の心電図解析装置。
前記ノイズ測定電極が、前記心電図測定電極の近傍に配置される電極であることを特徴とする請求項１から３のいずれかに記載の心電図解析装置。
前記ノイズ測定電極が、前記心電図測定電極に形成された開口の内部に設置されていることを特徴とする請求項１から３のいずれかに記載の心電図解析装置。
前記ノイズ測定電極が、前記一組の心電図測定電極の間に配置されることを特徴とする請求項１から３のいずれかに記載の心電図解析装置。
前記ノイズ信号は、
一組の前記ノイズ測定電極間、または前記ノイズ測定電極と前記心電図測定電極間で得られる信号であることを特徴とする請求項１から６のいずれかに記載の心電図解析装置。
前記ノイズ信号は、
一組の前記ノイズ測定電極間にキャリア電流を印加した際に得られるインピーダンス、または、前記ノイズ測定電極と前記心電図測定電極間にキャリア電流を印加した際に得られるインピーダンスであることを特徴とする請求項１から６のいずれかに記載の心電図解析装置。
前記ノイズ信号から胸骨圧迫の周期を求め、その周波数に基づいてフィルタ処理することを特徴とする請求項１から８のいずれかに記載の心電図解析装置。
前記ノイズ信号をリファレンスとした適応フィルタ処理を行なうことを特徴とする請求項１から８のいずれかに記載の心電図解析装置。
前記ノイズ信号と前記心電図信号を独立成分分析によってフィルタ処理することを特徴とする請求項１から８のいずれかに記載の心電図解析装置。
前記心電図測定電極のケーブルと前記ノイズ測定電極のケーブルが１つのコネクタに取り付けられ、当該コネクタを前記計測部に接続可能であることを特徴とする請求項１から１１のいずれかに記載の心電図解析装置。
前記心電図測定電極のケーブルと前記ノイズ測定電極のケーブルが２つ以上のコネクタに分けて取り付けられ、これらのコネクタを前記計測部に各々接続可能であることを特徴とする請求項１から１１のいずれかに記載の心電図解析装置。
前記心電図測定電極と前記ノイズ測定電極が、１つのシート上に設けられ、前記計測部に接続可能であることを特徴とする請求項１から１３のいずれかに記載の心電図解析装置。
前記心電図測定電極と前記ノイズ測定電極が、２つ以上のシートに分けて設けられ、前記計測部に接続可能であることを特徴とする請求項１から１３のいずれかに記載の心電図解析装置。
前記心電図解析装置は、除細動器であることを特徴とする請求項１から１５のいずれかに記載の心電図解析装置。
外部装置に接続される電極セットであって、
心電図を測定するための一組の心電図測定電極と、
ノイズを測定するための少なくとも一つ以上のノイズ測定電極と、
前記心電図測定電極によって測定された心電図信号と前記ノイズ測定電極によって測定されたノイズ信号を計測する計測部と、
前記心電図信号とノイズ信号とに基づいて、ノイズを除去したノイズ除去心電図を抽出する心電図抽出解析部と、
前記ノイズ除去心電図を前記外部装置に送信する送信部と、
を備えることを特徴とする電極セット。