JP4112557B2 - 心電図波形に基準値を合成するシステム - Google Patents

Description

本発明は、心電図波形（electrocardial waveform）に基準値を合成する方法及びシステムに関する。

診療所又は病院の環境では、患者の心機能が幾つかの電極を用いて監視される場合がある。状況によっては、正確な心電図情報を提供するために１２個もの電極が用いられる。これらの電極はそれぞれ患者に適切に取り付けられなければならず、熟練した開業医でも各電極を取り付けるのに数分間の作業を行うことを要することが多い。これは時間のかかるプロセスであるばかりでなく、結果的に、取り付けられた電極の配置により患者の動きが制限されるとともに、患者にとって不快であり煩わしい。従って、心臓の監視を頻繁に必要とする患者は、医者に行くことが更に億劫になる可能性がある。更に、家庭の健康管理の環境では、多くの電極が必要であることが、家庭用の健康管理監視機器の使用を複雑で不便にしている。

通常、心電図情報を記録するために、患者の様々な胸部位置に幾つかの電極が取り付けられる。更に、電気的活動が極く少ない位置、例えば患者の片方の下肢に少なくとも１つの基準電極が配置される。基準電極を患者の下肢に取り付ける場合、基準電極は、患者が電極並びに電極が取り付けられた皮膚に負荷をかけずに歩くこと、更にはズボンを穿くことさえ制限するため、特に煩わしくなる可能性がある。

本発明の目的は、基準電極を使用する必要がないようにすることにある。

本発明に係る、心電図波形に基準値を合成する方法にあっては、心電図波形内のトリガ事象を特定するステップと、トリガ事象の後で、心電図波形が比較的に不活性な期間に入るまで、一定期間にわたり待機するステップと、比較的に不活性な期間中に前記心電図波形をサンプリングするステップと、心電図波形をサンプルと照合するステップとを含む。
また、本発明に係る、心電図波形に基準値を合成するシステムにあっては、患者の心電図波形を表す電圧を伝える少なくとも１つの電極入力と、心電図波形内の事象を検出する事象検出器と、一定期間後に前記事象検出器に応答して、サンプリングデバイスを起動するタイミングデバイスとを備え、サンプリングデバイスにより、前記心電図波形を照合する基準値を求める。

図１は、胸部に幾つかの電極２０を取り付け、下肢に基準電極を取り付けた患者１０の図である。信号電極２０は、患者の心電図波形を表す時間的に変化する電圧を受信器４０に伝える。また、患者１０の下肢に取り付けられた基準電極３０が、信号電極２０上にある時間的に変化する電圧と比較され得る安定した基準信号を供給する。基準電極３０を使用することにより、受信器４０は、信号電極２０及び基準電圧３０に結合される可能性がある雑音又は他の漂遊電圧の影響を軽減することができる。

図２は、様々な心電図トリガ事象並びに比較的に不活性な期間（インターバル）を示す通常の心電図波形を表す。従来の表記によれば、Ｐ波（図２においてＰ１として示す）は、心房性脱分極を示す洞調律の第１番目の事象である。Ｐ波の後には、比較的に不活性な短い期間が続き、次にＱＲＳ群（QRS complex）（図２においてＱ１，Ｒ１，及びＳ１として示す）が始まり、この間に心室が脱分極する。ＱＲＳ群の後には、第２の比較的に不活性な期間が生じた後に、Ｔ波（図２においてＴ１として示す）が始まり、この間に心室が再分極する。Ｔ波（図２においてＴ１として示す）が終わると、第３の比較的に不活性な期間であるＰＴ期間が生じ、その後、次の第２番目の心電図波形（図２においてＰ２，Ｑ２，Ｒ２，Ｓ２，及びＴ２として示す）のＰ波が始まる。図２において、比較的に不活性な各期間の間、心電図波形の振幅は、基準電圧の値に戻るように示される。この基準電圧の値は、通常、０ボルト（アース；ground）として考えられる。

図２の横軸は、６０拍／分のレートで拍動する人間の心臓の正常な洞調律のタイミングと一致する長さ約２秒の時間スケールを示す。心電図波形全体（１つのＰ波，１つのＱＲＳ群，及び１つのＴ波を含む）は、約１秒の時間フレームで生じるが、身体運動及び他の要因により、心拍は増加する可能性がある。しかし、これらの心拍上昇期間中も、上述の心電図事象の特性及び形状は変化しないものと予期することができる。

図３Ａは、振幅、及び、図２の心電図波形と一致する時間スケールを有する雑音信号を示す。図３Ａにおいて、雑音信号５０は、信号電極のうちの１つ又は複数に結合された略正弦波形の漂遊電圧を表す。１つの実施形態においては、雑音信号５０は、家庭又は病院の環境で用いられる交流電流に対応する信号を表す。しかし、雑音信号５０は、交流波形に加えて大きな周波数成分を含む可能性がある。

図３Ａを見ると、雑音信号５０は、心電図波形６０の周波数成分と同じ範囲の周波数成分を有する信号を表すことが分かる。従って、従来のローパスフィルタリング技法では、心電図波形６０を歪めることなく雑音信号５０を容易にフィルタリングすることができない。更に、患者について測定される心電図波形の通常の電圧は、２０マイクロアンペア未満の電流で約５〜１０ミリボルトとなる傾向があるため、これらの波形は、患者１０に直接に、或いは、１つ又は複数の信号電極２０に結合され得ることがある、放射又は伝導される雑音信号の影響を受けやすい。

図３Ｂは、図３Ａの雑音信号及び心電図波形を合わせて形成された雑音のある心電図波形６５を示す。この場合、雑音信号の存在により、（図２の）比較的に電気的に不活性な期間が変更され、これらの期間がここでは大きな活動を呈するようになる。図３においては、Ｐ１波，Ｑ１Ｒ１Ｓ１群，及びＴ１波といったトリガ事象は、ＰＮ波，ＱＮＲＮＳＮ群，及びＴＮ波に置き換えられており、トリガ事象に重畳された雑音があることを示している。

図４は、本発明の一実施形態による、基準電極に代わる基準電圧発生回路を示す。図４において、電極入力４５が、患者の胸部に取り付けられた１つ又は複数の電極からの電圧を伝える。図４には示さないが、８０ｄＢのオーダーのコモン（同相）モード除去を行うことができるインスツルメンテーションアンプがある。しかし、増幅器は、コモンモード信号を実質的に除去する能力を有する場合があるが、ディファレンシャル（差動）モード雑音電圧（すなわち、２つ又はそれ以上の入力に共通でない電圧信号）は、心電図波形を表す信号とともに増幅される。更に、振幅のより大きなコモンモード信号も増幅されるため、８０〜１００ｄＢのコモンモード除去でさえ、電極入力４５に結合された雑音レベルを十分に低減できない場合がある。

電極入力４５からの信号は、事象検出器７０に伝えられ、この事象検出器７０が、心電図波形のＰ波，ＱＲＳ群，及びＴ波のうちの１つ又は複数のピークを検出する。図４の実施形態では、事象検出器７０が心電図波形のＱＲＳ群のピークを検出すると、心電図波形が比較的に不活性な期間に入ることが予期され得る時まで、タイミングデバイス（時限装置）８０は、待機状態にされる。（例えば）１心拍／秒の洞調律の場合には、タイミングデバイス８０は、期間ＰＴが始まるまで約０．６又は０．７秒にわたり待機する。サンプル・ホールド期間ＰＴが始まると、サンプル・ホールドデバイス８５が入力心電図波形の値をサンプリングする。次に、サンプリングされた波形の値を、サンプル・ホールドデバイス８５の出力に保持して、増幅器の反転入力に伝える。次に、予期される比較的に不活性な期間中にサンプリングされた電圧を、図４の加算増幅器の既知の減算伝達関数（subtractive transfer function）：
Ｖ_{Output 115}＝Ｒ２／Ｒ１（Ｖ₊−Ｖ_-）
に従って電極入力４５から減算することができる。

ここで、Ｒ１，Ｒ２，Ｒ３，及びＲ４の値は、Ｒ２／Ｒ１＝Ｒ４／Ｒ３が成り立つように選択され、Ｖ₊は増幅器９５の非反転入力（＋）を示し、Ｖ_-は増幅器の反転入力を示す。

従って、図４の実施形態は、入力心電図波形の補正を周期的に行う。ＱＲＳ群のピークを検出すると、タイミングデバイス８０は、心電図波形が電気的に不活性になることが予期できるようになるまでの時間を測定する。比較的に電気的に不活性な各期間中、サンプル・ホールドデバイス８５は、入力４５の信号を比較することができる基準電圧を増幅器９５に供給する。これにより、心電図波形の様々なトリガ事象を基準電圧に対して測定することができる。

代替的な実施形態において、事象検出器７０及びタイミングデバイス８０は、心電図波形の様々な他の事象に応答してサンプル・ホールドデバイス８５をトリガするようにプログラムされることができる。従って、別の実施形態では、タイミングデバイス８０がＱＲＳ群の前の期間中にサンプル・ホールドデバイス８５を作動する間に、事象検出器７０は、Ｐ波のピークに応答することができる。更に、ＱＲＳ波形のＲピークを検出した後に、サンプル・ホールドデバイス８５は、Ｔ波が始まる前の入力波形をサンプリングすることができる。（電極入力４５からの）入力信号のこれらの付加的なサンプリングにより、サンプル・ホールドデバイス８５は、更なる電圧を増幅器９５の反転入力に供給することができ、それによって、入力心電図波形から雑音をより頻繁に減算することができる。それにより、入力信号に大きな雑音があっても、より正確な心電図波形の測定値が供給される。更に、周期的な補正動作は、入力信号を増幅器９５の動作可能範囲に維持するように機能することにより、ＤＣのワンダ（揺らぎ）及び他の低周波の雑音現象を補正することによって、増幅器の予測可能な動作を可能にする。

図５は、本発明の一実施形態による、図４の事象検出器７０，タイミングデバイス８０，及びサンプル・ホールドデバイス８５に代わるメモリ及びプロセッサを示す。図５において、電極入力４５は、アナログ・デジタル変換器１２５を介してメモリ１３０に入力される。メモリ１３０は、連続して記録された幾つかの心電図波形を記憶することができるメモリアレイを表す。従って、メモリ１３０に記憶されている完全な心電図波形は１つ又は２つだけであるように示されているが、本発明の実施形態は、数秒間以上にわたって記録された幾つかの波形を記憶するメモリ１３０の能力（機能）を含むことができる。

メモリ１３０及びプロセッサ１４０を使用することにより、比較的に不活性な期間を確定するために用いられるトリガ事象の選択により大きな柔軟性（融通性）を与えることができる。従って、プロセッサ１４０は、波形をサンプリングする前に、（例えば）０．２秒の期間が後に続くＱＲＳ群のＲピークを検出して、増幅器９５により波形から減算しなければならない電圧を求めることができる。心臓の活動が増加又は減少している期間、例えば患者が激しい運動を行っている最中又は行った後に、プロセッサ１４０は、連続するピークＲ値を測定して現在の心拍数を求め、それに応じて、波形を事前にサンプリングしておく期間を調節してもよい。更に、プロセッサ１４０は、入力波形が、Ｐ波，比較的に不活性な期間，正のＲピークを含むＱＲＳ群，第２の比較的に不活性な期間，Ｔ波，及び第３の比較的に不活性な期間のうちの１つ又は複数を含んでいることを、次の波形のＰ波が始まる前に判定することができる。上記の事象のいずれかを用いて、入力波形のサンプリングをトリガすることができる。

メモリ１３０及びプロセッサ１４０を使用することにより、所与の比較的に不活性な期間中に入力波形を２回以上サンプリングすることができる。従って、図３Ｂの波形について、ＰＴ期間中に入力波形を２回以上サンプリングして、波形の電圧の変化率を求めることができる。これらの付加的なサンプル、並びに、サンプリング期間中の電圧の変化率を用いて、プロセッサ１４０によって生成されて増幅器９５の反転入力に供給される基準電圧を（例えば平均又は補間によって）より正確に推定することができる。

図５を参照すると、プロセッサ１４０は、メモリ１３０に記憶された心電図波形内の様々なトリガ事象を探索する。適切なトリガ事象、例えばＱＲＳ群のＲピークを検出すると、プロセッサ１４０は、基準電圧発生器１４５に値を出力する。基準電圧発生器１４５は、増幅器９５の反転入力に電圧を供給する。次に、増幅器９５は、入力信号から基準電圧を減算する。図４の回路と一致する方法で、本発明の幾つかの実施形態は、電気的な不活性の発生が予期できる更なる期間を選択するプロセッサ１４０を含んでもよい。これらの期間中に、入力波形をデジタル化したものをサンプリングすることができる。次に、サンプリングした値を用いて基準電圧発生器９０の出力を調節し、それによって入力信号から雑音を減算することができる。

減算機能は、殆ど全てプロセッサ１４０によって、増幅器９５を使用することなく行うことができるが、アナログ領域で減算を行うと、入力信号は増幅器の線形範囲に留まる。

プロセッサ１４０は、時間領域の事象のみに応答してトリガ事象に応答するだけでなく、線形変換（例えばフーリエ変換）を行い、周波数情報を用いて、特定のトリガ事象が発生したことを判定できるようにしてもよい。従って、高周波成分が検出されると、プロセッサ１４０は、入力心電図波形にＱＲＳ群のＲピークがあることを判定することができる。低周波成分が検出されると、プロセッサは、Ｐ波又はＴ波があることを判定することができる。従って、幾つかの実施形態では、周波数情報の使用を時間領域の情報と合わせて、トリガ事象のより正確な指示を行うことができる。

図６は、図３Ｂの雑音のある心電図波形を、本発明の一実施形態に従って入力波形から雑音の大部分を減算して示す。図６において、補正された波形１６５は、図３ＢのＰＮ，ＱＮ，ＲＮ等といった事象をそれぞれ含み、下付き文字「ｃ」を付けて名前を変更されて、図４の回路及び図５の回路のうちの一方によって波形が補正されたことを示す。従って、図６の波形は、依然としていくらかの歪みを呈するものの、波形１６５が含む雑音は、図３Ｂの波形よりも遥かに少ない。

図７は、本発明の一実施形態による、心電図波形において基準値を合成する方法のフローチャートである。図４及び図５の装置（回路）は、図７の方法を実施するのに適している。図７の方法は、ステップ２００において開始し、このステップ２００において、入力心電図波形中のトリガ事象を特定する。一実施形態において、トリガ事象は、心電図波形のＱＲＳ群の正のピークＲ値とそれに続くＱＲＳ群の負のピーク（Ｓ）である。別の実施形態においては、正のピークＲ値の後には、比較的に不活性な期間（例えば０．２秒）が続き、その後にＴ波が続く。本方法は、ステップ２１０に進み、このステップ２１０において、連続するピークＲ波を測定し、前に記録された心電図波形を用いて、次に記録される心電図波形の比較的に不活性な期間を求める。ステップ２２０において、（ステップ２３０の）待機ステップにおいて用いられる期間を、この測定ステップに応じて調節する。

本方法は、ステップ２３０に進む。このステップ２３０は、トリガ事象の後で、心電図波形が比較的に不活性な期間に入るまでの、例えばＰＴ期間のインターバルのような一定期間（時間間隔）にわたり待機することを含む。図７の実施形態において、待機期間は、ステップ２２０において調節される期間に対応する。本方法は、ステップ２４０に進み、このステップ２４０において、比較的に不活性な期間中に心電図波形をサンプリングする。ステップ２４０は、また、サンプリングされた電圧の値に略等しい基準電圧を、例えばサンプル・ホールドデバイスにより供給するステップを含んでもよい。

本方法は、ステップ２５０に進み、このステップ２５０において、心電図波形をサンプリングした値と照合（reference）する。これは、図４及び図５の増幅器９５によって行われるように、入力波形からサンプリングした値を減算するステップを含んでもよい。照合される値は、（図１に示すような）基準電極３０によって提供されるアース（ground）に代わることが考えられる。

本発明の幾つかの実施形態は、心電図波形内のトリガ事象を特定するステップ（ステップ２００参照）、トリガ事象の後で、心電図波形が比較的に不活性な期間に入るまで一定期間にわたり待機するステップ（ステップ２３０参照）、比較的に不活性な期間中に心電図波形をサンプリングするステップ（ステップ２４０参照）、及び心電図波形をサンプルと照合するステップ（ステップ２５０参照）のみを含んでもよい。本発明の別の実施形態では、心電図波形内のトリガ事象を特定するステップ（ステップ２００参照）、比較的に不活性な期間中に心電図波形をサンプリングするステップ（ステップ２４０参照）、及び心電図波形をサンプルと照合するステップ（ステップ２５０）のみが行われる。

図７の方法は、光ディスク，フラッシュメモリカード，又はコンピュータに読み取り可能な命令を有する他の取り外し可能な記憶媒体等のコンピュータ可読媒体に符号化されてもよい。コンピュータに読み取り可能な命令は、コンピュータによって実行されると、心電図波形の基準値をコンピュータに合成させる。コンピュータ可読媒体は、ハードディスク、又は、コンピュータ或いはコンピューティングデバイス（個人情報端末等）の内部の他の記憶媒体であってもよい。コンピュータ或いはコンピューティングデバイスは、取り外し可能な媒体からロードされるか、公共のインターネットを介してコンピュータにダウンロードされるか、或いはプライベートネットワークからダウンロードされるプログラムを実行する。いずれにしても、コンピュータ可読媒体は、コンピュータによって実行されると、本方法をコンピュータに実施させる命令を含む。

以上を要約すると、次の通りである。すなわち、心電図波形において基準値を合成する方法は、心電図波形内のトリガ事象を特定するステップ２００を含む。本方法は、また、トリガ事象の後で、心電図波形が比較的に不活性な期間に入るまで一定期間にわたり待機するステップ２３０と、比較的に不活性な期間中に心電図波形をサンプリングするステップ２４０と、心電図波形をサンプルと照合するステップ２５０とを含む。

本発明を、特に、上記の好適な実施形態及び代替的な実施形態を参照して図示しかつ説明してきたが、当業者は、添付の特許請求の範囲に規定される本発明の精神及び範囲から逸脱することなく、本発明において多くの変形を行ってもよいことを理解するであろう。本発明についての明細書は、本明細書中に記載される要素の新規で非自明な組み合わせをすべて含み、特許請求の範囲は、本願又は後願において、これらの要素の任意の新規かつ非自明な組み合わせに対して提示される可能性があるものとして理解されるべきである。上記の実施形態は例示的なものであり、いかなる特徴又は要素も、本願又は後願において特許請求され得る全ての可能な組み合わせに不可欠なものではない。特許請求項において「１つ」又は「第１の」要素或いはその等価物を記載する場合、かかる特許請求項は、そのような１つ又は複数の要素を組み込むことを含み、そのような２つ以上の要素を必要とするものでも除外するものでもないことが理解されるべきである。

胸部に幾つかの電極を取り付け、かつ、下肢に基準電極を取り付けた患者を示す図である。 様々な心電図事象を示す通常の心電図波形を表す図である。 振幅、及び、図２の心電図波形と一致する時間スケールを有する雑音信号を示す図である。 図３Ａの雑音信号及び心電図波形を合わせて形成した雑音のある心電図波形を示す図である。 本発明の一実施形態による、基準電極に代わる基準電圧発生回路を示す図である。 本発明の一実施形態による、図４の事象検出器，タイミングデバイス，及びサンプル・ホールドデバイスに代わるメモリ及びプロセッサを示す図である。 図３Ｂの雑音のある心電図波形を、本発明の一実施形態に従って入力波形から雑音の大部分を減算して示す図である。 本発明の一実施形態による、心電図波形において基準値を合成する方法のフローチャートである。

符号の説明

６０ 心電図波形
４５ 電極入力
７０ 事象検出器
８０ タイミングデバイス（時限装置）
８５ サンプル・ホールドデバイス
９５ 増幅器
１１５ 出力
１２５ アナログ−デジタル変換器
１３０ メモリ
１４０ プロセッサ
１４５ 基準電圧発生器

Claims (5)

1. 心電図波形に基準値を合成するシステムであって、
   患者の心電図波形を表す電圧を伝える少なくとも１つの電極入力と、
   前記心電図波形内の事象を検出する事象検出器と、
   一定期間後に前記事象検出器に応答して、サンプリングデバイスを起動するタイミングデバイスと
   を備え、
   前記サンプリングデバイスは、前記心電図波形を照合する前記基準値を求めること、
   を特徴とするシステム。
2. 前記基準値は、略０ボルトであることを特徴とする請求項１に記載のシステム。
3. 前記事象は、前記心電図波形のＱＲＳ群のＲピークであることを特徴とする請求項１に記載のシステム。
4. 前記事象は、ＱＲＳ群のピークが後に続く、比較的に不活性な期間であることを特徴とする請求項１に記載のシステム。
5. 前記サンプリングデバイスは、前記心電図波形の電圧の変化率を更に検出し、サンプル及び前記電圧の変化率に基づいて前記基準値を求めることを特徴とする請求項１に記載のシステム。

Images