JP6688669B2 - 心電図自動解析装置 - Google Patents

Description

本発明は心疾患の診断に有用な情報を得るための心電図自動解析装置に関する。

従来、心臓疾患の診断指標として、心電図が広く用いられている。心電図は心臓の活動を体表面で検出した電気的な信号波形であり、心電図の解析により、心臓の活動に関する様々な情報を得ることができる。

心電図の計測には標準１０電極を使った１２誘導心電計がよく使われるが、電極数が多いので取付けが煩雑であり、また被験者を寝かせて安静にして計測することが必要であり、また装置が大きいこともあり、被験者が簡便に計測できるものではない。（特許文献１参照）それに対して、近年、患者自身が自宅で簡易に心電図の計測ができる１チャンネルで小型の装置が提供されている。（特許文献２参照）。

特開平５−３８６２号公報 特開平１０−２３４６８９号公報

しかしながら、従来、携帯型の１チャンネルの心電計を使い簡易に計測した心電図を自動的に詳細に評価できる心電図自動解析装置は提供されていなかった。特に運動後などのように患者の状態が変化しているときに、一律な閾値などを使った波形判定方法では解析精度に問題が有った。

本発明の課題は、心電図波形の特徴を自動的に解析し、被験者の状態が異なる場合でも、心臓の活動に関する様々な情報を被験者自身や医師が精度良く得ることが可能である小型で簡便な装置を提供することである。

本発明は、
心電計、パーソナルコンピュータ、およびその間を接続する有線信号伝送からなり、
心電計によってアナログ心電信号を一定の時間分だけ連続して計測し、
前処理を行ったアナログ心電信号をデジタル信号に変換して心電信号Ｓ１としてパーソナルコンピュータに内蔵した記憶装置に記録し、
該心電信号Ｓ１を「安定性解析」処理によって、後の信号処理によって有意な特徴が得られるかどうかを判定し、
判定ができた信号を心電信号Ｓ２とし、
該心電信号Ｓ２について、「記録不良部の判定と削除」処理によって、１拍動区間毎に信号処理によって有意な特徴が得られるかどうかを判定し、不良と判定した拍動区間についてこれ以降の処理を行わないようにマークし、
該マークの無い全ての拍動区間について、
「主棘点検出」処理によって、１拍動毎にスパイク状のピークをなす主棘点を検出して、該処理を終了した信号を心電信号Ｓ３とし、
該心電信号Ｓ３について、「早期性の解析」処理によって、通常の平均拍動よりも早いリズムを持った拍動を検出し、
また同時に、該心電信号Ｓ３について、
「区分点認識・棘波の解析」処理によって、Ｐ波、ＱＲＳ合成波、Ｔ波の区分点を認識して、それぞれの境界点を明らかにして、該処理を終了した信号を心電信号Ｓ４とし、
該心電信号Ｓ４において、「標準波形作成」処理によって、標準となる１拍動の支配的な波形を作成し、
該心電信号Ｓ４について、「ＱＲＳ合成波の型検出」処理によって、各拍動信号についてＱＲＳ合成波の型を決定して、該ＱＲＳ合成波の型名を心電信号の各拍動毎に付し、該処理を終了した信号を心電信号Ｓ５とし、
該心電信号Ｓ１、２、３、４、５に対する処理をパーソナルコンピュータに装備した心電図自動解析ソフトウェアによって記載の順序で行い、
該心電信号Ｓ１、２、３、４、５の一つ以上の、全体もしくは一部の区間の波形と、該信号処理によって得られた特徴を示す符号とを組み合わせて、パーソナルコンピュータの表示装置によって表示し、
さらにネットワークを通じて別の計算機／記憶装置に心電信号に関する情報を伝送することもできる
ことを特徴とする心電図自動解析装置である。

心電信号を小型の心電計で計測し、パーソナルコンピュータまたは携帯情報機器と計算処理サーバの組み合わせとそれに装備したソフトウェアからなる心電図自動解析装置の簡易な操作で精度よく解析して示すことができるので、心臓の疾患を早く、容易に発見できて被験者の健康を守ることができる。

心電図自動解析フローチャート 安定性解析処理フローチャート 記録不良部の判定と削除処理フローチャート 主棘点検出処理フローチャート 早期性の解析処理フローチャート 区分点認識・棘波の解析処理フローチャート 各波の始点終点の解析処理フローチャート 各波間の間隔・幅の解析処理フローチャート 標準波形作成処理フローチャート ＱＲＳ合成波の型を検出する規則の表 ＱＲＳ合成波形の波形パターンの図 心電図自動解析装置の構成図 １拍動拍動区間の心電信号の代表的波形の図 スパイクノイズの記録不良部図の検出の概念図 スパイクノイズの検出例 ドリフトによる記録不良部の検出の概念図 移動標準偏差計算の概念図 主棘点検出の概念図 主棘点検出のための閾値決定の概念図 早期性判定の概念図 拍動区間決定の概念図 ＱＲＳ合成波の始点終点検出の概念図 Ｐ波の始点終点検出の概念図 Ｔ波の始点終点検出の概念図 各波の間隔の説明図 主棘点間隔の説明図の１ 主棘点間隔の説明図の２ 主棘波陽性の場合のＱＲＳ合成波の型を細分類する規則の表 主棘波陰性の場合のＱＲＳ合成波の型を細分類する規則の表 標準波形作成の概念図 主棘点の編集前の説明図 主棘点の編集後の説明図 不整脈アノテーションの決定のフローチャート 不整脈アノテーションの決定のフローチャートの２ 不整脈アノテーションの編集の説明図 心電信号の一部の拡大表示の概念図 心電信号の特徴に合わせた色表示の説明図 編集工程の順番を変更する説明図 心電図自動解析装置の構成図の２ 心電計を使用する状態を示す見取図 データ構造を示す図 仮主棘点、主棘点の検出の説明図

以下の説明で便宜的に、上または下とは計測電圧軸上で基線に対してプラスまたはマイナス方向を、また前または後とは時間軸上でマイナスまたはプラス方向を指して言うことがある。
本来離散したデジタル信号である心電信号を、座標（時間、電圧）を持つ点の集まりを時間軸および電圧軸上の位置で示し、便宜的に連続した線で波形として描く。
心電図は心電信号の波形を表示装置に表示したものである。

図１２は携帯型で１チャンネルの心電図自動解析装置の構成を示す。図１２の下側の左に示されているように、心電図自動解析装置は心電計１１、パーソナルコンピュータ１２、およびその間を接続する有線信号伝送１５からなる。パーソナルコンピュータ１２は心電図自動解析ソフトウェアを装備しており心電信号について各種の処理を行う。

パーソナルコンピュータ１２の表示装置は、心電信号、および解析によって得られた心電信号の波形の特徴を表す符号やマークを同時に表示する。図３９は、信号伝送装置の代わりにＳＤメモリーカードまたはＵＳＢメモリーを使って心電計１１からパーソナルコンピュータ１２に心電信号情報を渡す場合を示している。

パーソナルコンピュータ１２に装備されている心電図自動解析ソフトウェアは、心電信号の特徴を解析する。このソフトウェアは、どの誘導の心電図でも検出可能で被験者の体格・体質も選ばない、１つの誘導（１チャンネル）入力だけで安定に心電図波形を解析することができる、被験者自身が家庭でも使えるという特長をもつ。心電信号の測定時間は３０秒〜２４時間以上も可能であるが、本実施例では１回の測定時間を３０分間とした場合で説明する。

図１２に示すように、心電計１１は、少なくとも電極１１０、プリアンプ１１１、フィルター１１２、Ａ／Ｄコンバータ１１３、ＣＰＵ１１４、メモリー１１５、インターフェース１１６、通信部１１７、操作スイッチ１１８、電源１１９、表示ランプ１２０で構成され、これらによって信号測定装置として機能する。心電計１１は有線信号伝送１５であるＬＡＮによってパーソナルコンピュータ１２に接続される。パーソナルコンピュータ１２はネットワークを介して他の計算機１３等と接続することができる。

図４０（ａ）に示すように、携帯型で１チャンネルの心電計１１の絶縁物からなるケース１２１の両端部に２つの電極１１０がそれぞれ配置されている。心電計１１を使用するときは、図４０（ｂ）に示すように２つの電極１１０に右手４と左手５の手のひらがそれぞれ接触するように心電計１１のケース１２１を両手で持つ。

両方の電極の差分の電圧が計測され、計測されたアナログ心電信号はプリアンプ１１１で増幅され、前処理として、フィルター１１２によって直流成分、１Ｈｚ以下の低周波のドリフト、有害な商用電源やＤＣ−ＤＣ電源などからの誘導信号や例えば１ｋＨｚ以上のノイズとなる筋電信号が除去され、Ａ／Ｄコンバータ１１３によってデジタル信号に変換されて心電信号Ｓ１となる。

心電信号Ｓ１は、いったん伝送用のバッファーであるメモリー１１５に記録され、直ちに通信部１１７によりＬＡＮを介してパーソナルコンピュータ１２に伝送される。そして、図４１に示すデータ構造で、パーソナルコンピュータ１２に内蔵されている記憶装置に記録される。データ構造を示す図４１においてフィールドに対応する符号は煩雑を避けるために１行目にのみ付けてあるが同じ列のフィールドは同じ符号である。

メモリー１１５ならびにパーソナルコンピュータ１２に内蔵されている記憶装置に記録される情報は、決められたデータ構造で、１計測点の電圧情報は１単位の記録データに対応し連続した情報として配列される。図４１にしめす１単位の記録データは複数のフィールドからなり、フィールドａ６１には順序を示す番号、フィールドｂ６２には信号の値、フィールドｃ６３〜フィールドｎ６６には複数個のラベルが含まれている。

心電信号Ｓ１はアナログの心電信号を一定のサンプル速度でデジタル化したものであるので、フィールドａ６１に記録されている記録データの順序を示す番号はすなわち一定間隔の時間を示す。フィールドｂ６２にはそのときの信号の電圧値が記録される。フィールドｃ６３以降のフィールドには、各種の処理結果などを示すラベルが決められたフィールドに記録される。

心電計１１のメモリー１１５はパーソナルコンピュータ１２に計測データを伝送するためのバッファーであり、その記憶容量は６４ｍｓの測定分である。心電図自動解析装置としての仕様では計測時間は３０秒間~２４時間以上である。サンプリング回路の速度は１２５点／秒から１０００点／秒に対応している。自動心電図解析装置としての仕様では、サンプリング周期は、クラウドを使うサービスの場合１２５点／秒、イベントレコーダ・ホルターのサービスの場合２５６点／秒を使用する。

以下の説明事例ではサンプリング周期は１２５点／秒である。デジタル化された心電信号Ｓ１が心電計１１のメモリー１１５に一時記録され、通信部１１７を経由して、パーソナルコンピュータ１２に内蔵されている記憶装置に１回の測定分である３０分間の長さ分が記録される。または、必要に応じて３０秒〜２４時間以上の信号が記録される。ＣＰＵ１１４は心電計１１の動作をコントロールする。

図１ に示す心電図自動解析フローチャートに沿った処理はパーソナルコンピュータ１２に装備された心電図自動解析ソフトウェアで行われる。パーソナルコンピュータ１２は、キーボードなど装備された入力装置から入力された操作指令に従って、心電計１１によって収集された心電信号Ｓ１の波形を自動解析処理し、診断に有用な情報を得て、その結果を表示装置に表示する。パーソナルコンピュータ１２は、入力された操作指令に従って、処理前の心電信号Ｓ１ならびにそれを加工した信号などを表示装置に表示する。その場合、１回の測定分の情報を一括して全て表示しても良いし、一部分だけを拡大して表示しても良い。

図１３に、１拍動区間の心電信号の代表的波形の図を示す。図１３（ａ）は主棘波陽性の場合であり、図１３（ｂ）は主棘波陰性の場合である。主棘波陽性とは主棘点が基線より上のプラス側にあることを言い、主棘波陰性とは主棘点が基線より下のマイナス側にあることを言う。以下の説明で使う心電信号波形の各部分の名称は本図に示したものを使う。図１に示す心電図解析処理のフローチャートに従って、本発明によるパーソナルコンピュータ１２を使った心電図自動解析装置についてさらに詳しく順次説明する。

安定性解析Ｓ２００または記録不良部判定と削除Ｓ２０１とは、スパイクノイズ、ドリフト、飽和および安定なＱＲＳ合成波を検出するものであり、本発明独自の技術であり、他に見られないものである。

図２は図１に示した安定性解析Ｓ２００の詳細な処理フローチャートを示す。パーソナルコンピュータ１２の記憶装置に記録された心電信号Ｓ１は、まず心電図自動解析ソフトウェアによって安定性解析Ｓ２００が行われて、安定な信号であると判断された場合は、心電信号Ｓ２として記録される。図２に示すように、１つの処理ステップでも安定な信号でないと判断されたときは、パーソナルコンピュータ１２から警報信号を送って、心電計１１の表示ランプ１２０に異常であることを警報表示して、使用者（被験者）に計測のやり直しを促す。

ここで安定な信号というのは、（１）ドリフト量が一定値以下であり、（２）大きなスパイクノイズが混入して計測値の絶対値の和が予め定めた一定値以上になっておらず、（３）振幅の制限範囲である正負の最大値（例えば±４．９５ｍＶ）の内に有り、計測に関するハードウェアの限界である飽和値を超える部分が無く、かつ最後に、（４）図１３に示すＱＲＳ合成波ピーク強調フィルターの出力が一定値以上であって、連続的に、ほぼ一定の間隔であるという４つの条件を満たしていることである。

パーソナルコンピュータ１２は装備された心電図自動解析ソフトウェアを使って、図２に示すフローチャートに従って、この４条件確認のためのドリフト検査Ｓ３０１、スパイクノイズ検査Ｓ３０２、飽和検査Ｓ３０３、ＱＲＳ合成波検査Ｓ３０４を行う。

次に、パーソナルコンピュータ１２に内蔵されている記憶装置に記録された心電信号Ｓ２について、「記録不良部の判定と削除」Ｓ２０１を行う。記録不良部とは、スパイクノイズ、またはドリフト、または飽和が有って、波形形態が明瞭でない部分を指す。処理の内容は前記の安定性解析と同じ規則で行うが、合否の判定基準を厳しくすることによりさらに選別する。これは、可能性のある信号を広く採取して記録しておき、「記録不良部の判定と削除」Ｓ２０１では確実に解析できる信号だけを得るためである。また、この処理では不良と判定された区間が有る場合、当該の区間のみに不良ラベルを付けるだけであり、３０分間の記録全体をクリアして、あらためて計測をやり直すことは無い。

「記録不良部の判定と削除」Ｓ２０１を図３に沿ってさらに詳しく説明する。まず、図３に示したドリフト検査Ｓ３０１について説明する。図１６にドリフトの検出の概念図を示す。全計測点について、当該の計測点を先頭とする一定長（１拍動程度。例えば９００ｍｓ）の区間の心電信号Ｓ２の標準偏差（これを移動標準偏差と呼ぶ）を求めて、標準偏差がある一定の閾値（例えば０．８５ｍＶ）を超えたときドリフトと判定する。

ドリフトと判定された区間の計測データの特定のフィールドには、「不良」ラベルを記録する。「不良」ラベルを持った計測データは以後の解析処理を行わず、また波形を表示装置に表示するときブランクとして表示する。

図１４にスパイクノイズの検出の概念図を示す。３０分間の心電信号Ｓ１の全ての計測点について、当該計測点から始まる予め定めた１〜数拍動程度の一定の区間（解析ウィンドウ幅）において隣り合う全計測点間の差の絶対値の総和をとり、その総和を区間の大きさで割った値が正常拍動の場合の値に対して予め定めた倍数以上であればその点はスパイクノイズであると判定する。

図１５にスパイクノイズの検出の実例を示す。破線で描いた四角の中はスパイクノイズとして検出された区間であり、他の部分と比較すると心電信号波形と異なり波形が乱れていることが見て取れる。スパイクノイズと判定された区間には、計測データの特定のフィールドに「不良」ラベルを記録する。「不良」ラベルを持った心電信号Ｓ２の当該の区間については以後の解析処理を行わず、また心電信号Ｓ２の波形を表示装置に表示するときブランクとして表示する。

図３の飽和検査Ｓ３０３について説明する。飽和の検出は、心電デジタル信号が一定の範囲（例えば−４．９５ｍＶ〜＋４．９５ｍＶ）を超えたとき飽和と判定することによって行う。飽和と判定された区間の計測データの特定のフィールドには、「不良」ラベルを記録する。「不良」ラベルを持った計測データについては以後の解析処理を行わず、また波形を表示装置に表示するときブランクとして表示する。

図３のＱＳＲ合成波検査Ｓ３０４について説明する。該検査はＱＳＲ合成波が小さすぎないことを判定する。移動平均長を予め定めておき、心電信号Ｓ２の移動平均を計算し、その結果をｙ（ｘｎ）とする。ｙ（ｘｎ）を使って、次式のＱＲＳ合成波ピーク強調フィルター出力を計算する。
Ｆ（ｘｎ）＝ｍ１×［２ｙ（ｘｎ）−｛ｙ（ｘｎ−１）＋ｙ（ｘｎ＋１）｝］
ここでｍ１は定数

さらに、Ｆ（ｘｎ）の移動標準偏差の２乗である移動分散Ｖ（ｘｎ）を計算する。

移動分散Ｖ（ｘｎ）が閾値を超える初めてのピークに続いて、一定時間以内にピークが現れて、Ｖ（ｘｎ）が閾値を越えた場合にＱＳＲ合成波が安定であると判定する。ここで閾値は、計測を開始して一定時間の間に現れたＶ（ｘｎ）の最大値Ｖｍａｘを一定の定数で割った値である。

この検査で安定であると判定されなかった区間の計測データの特定のフィールドには、「不良」ラベルを記録する。「不良」ラベルを持った計測データについては以後の解析処理を行わず、また波形を表示装置に表示するときブランクとして表示する。以上で「記録不良部の判定と削除」処理を終わり、３０分間の計測データのデータ構造の決められたフィールドに「記録不良部の判定と削除」を終わったというラベルが書き込まれる。

図１のフローチャートに示した「主棘点検出」Ｓ２０２について説明する。心電信号Ｓ２について本格的に心電信号の波形の特徴を求める処理の１番目のステップである。「記録不良部の判定と削除」Ｓ２０１で削除されなかった部分の心電信号Ｓ２の全体について、この解析を行う。主棘点とは、１つの拍動とみなされる区間において、ピ−クの絶対値が最も大きい計測点を指す。

図４に主棘点検出処理フローチャートを示す。「主棘点検出」Ｓ２０２の計算処理プロセスは、図４に３列にわたって示されている。主要な処理は左側の列の全体主棘点検出と書かれた破線で囲んだ部分にある、「移動平均」Ｓ３００、「計算ウィンドウ（窓）条件設定」Ｓ３０５、「区間検出・決定」Ｓ３０６、「仮主棘点検出」Ｓ３０７、「主棘点検出」Ｓ３０８、「拍動数検査」Ｓ３０９であり、その他に「ポーズ検査」Ｓ３１０で構成されている。

なお後に説明する中央の列の細分化主棘点検出と書かれていて別の破線で囲んだ部分にも、同じ名称、符号の処理ステップが描かれている。これらのステップの処理内容は全体主棘点検出の各処理ステップと同じである。

図１７に主棘点を検出するための移動標準偏差計算などの概念図を示す。移動標準偏差計算とは、時間軸上にならぶ計測値について、移動しながら、当該の点を含む一定の時間範囲の中にある測定値について標準偏差を求めることを意味する。また、このときの時間範囲を計算ウィンドウ幅と呼ぶ。

この主棘点検出の計算処理は３０分間の心電信号Ｓ２について行うのであるが図１７では説明のため１拍動の波形だけで示してある。まず、図１７（ａ）に示す心電信号Ｓ２の、一定の移動長を使った移動平均を複数回繰り返して計算して図１７（ｂ）を得る。移動平均をとるのはノイズに対する耐性を向上するためであるが、心電信号Ｓ２の測定時に様々なノイズが混入するため、検出したい主棘点とスパイクノイズ とは計算上区別がつきにくいことがある。

心電図として特徴的な波形形態を維持しながらノイズの耐性を向上したい。よって、同じ信号に対して移動平均を繰り返して複数回計算することでそれを達成するという手法をとる。ここでは移動平均の移動長を３測定点、繰り返す回数は３回とした。

次のステップで計算処理区間を決める測定点の数ｊを設定する。はじめは計算時間を短くするためにｊの値を小さく設定する。うまく主棘点が検出されない場合は、後に述べるようにｊの値を少しずつ大きくする。ｊが大きくなると主棘点を検出し易くなる。これを計算ウィンドウ（窓）条件設定Ｓ３０５と呼んでいる。

ｊの値を決めることは、図１７（ｃ）に実線で示す波形を求めることに相当する。これは図１７（ｂ）に示す移動平均後の心電信号Ｓ２を一定の時間幅で切り取ることである。すなわち、計測点の電圧について、時間軸上の位置を示すｘｉの添数ｉに関して一定区間ｉ−ｊからｉ＋ｊの範囲だけの標準偏差σｉを、ｉを１ずつ増やしながら（移動標準偏差）計算する。

次のステップを区間検出・決定Ｓ３０６と呼んでいる。図１７（ｄ）に、上記で得られた移動標準偏差σｉを時系列に沿って並べたグラフを示す。同じグラフを図１８（ｄ）にも示す。（図１７（ｄ）に続いて図１８（ｄ）としている）

図１９は得られた移動標準偏差σｉを値の小さいものから大きいものの順に右方向に並べたグラフを示したものである。このグラフ上で、移動標準偏差σｉの中央値Ｈｍｅｄの点と最大値Ｈｍａｘの点を結んだ直線Ｙａから、移動半値幅のグラフへの距離が最大となる点を求め、その点の移動標準偏差の値を閾値Ｈｔｈとする。

次に、仮主棘点検出Ｓ３０７を行う。図１８（ｄ）において、基線部に相当する位置から測って閾値Ｈｔｈを超える範囲が仮主棘点検査区間である。仮主棘点検査区間とは主棘点が存在する可能性が有る時間区間である。図１８（ｅ）においてパルス状の検査区間はこのようにして得られた、主棘点が検出される可能性の有る、仮主棘点検査区間を示している。

このようにして求められた主棘点が検出される可能性の有る仮主棘点検査区間について、図１８（ｅ）に示すように不連続な個所が有るとき、一定の規則を使って、隣接する仮主棘点が存在する可能性の有る区間との間の隙間を埋めて、仮主棘点が存在する可能性のある区間を結合する。その結果、図１８（ｆ）に示すように結合された検査区間が得られる。図４２（ａ）に示すように１つの検査区間が１つの拍動に対応している。

このようにして、仮主棘点の存在する検査区間が得られた。次の表１に示した規則に従って当該区間内の絶対値の大きい点が仮主棘点であるかどうかを判断する。この結果、図４２（ａ）に示すように、仮主棘点が検出されるが、多くの場合は同一の区間内に２つの仮主棘点が検出される。仮主棘点と判定されたときにはデータ構造の中の決められたフィールドに仮主棘点を示すラベルを記録する。

そこで、次のステップである主棘点検出Ｓ３０８を行う。このステップでは、以下の方法で２つの仮主棘点を１つに絞る。すなわち、図４２（ｂ）に示すように、区間の先頭の心電信号Ｓ２の高さと２つの仮主棘点の高さの差の絶対値ｖ１及びｖ２を求め、ｖ１とｖ２の差を比較して大きい方の仮主棘点、図で左側の陽性のピーク、を主棘点とする。なお図４２（ｂ）は、１つの区間のみを示し他の区間は省略してあり、１つの区間で主棘点マーク３１、仮主棘点マーク３３の符号をつけてある。主棘点と判定されたときには当該のデータの中の決められたフィールドに主棘点を示すラベルを記録する。

上記の方法で主棘点を検出したとき、図４に示された拍動数検査Ｓ３０９を行う。全計測時間の平均で拍動速度がある一定値以上（例えば４０拍／分）である場合（すなわちＳ３０９でＯＫの場合）、ポーズ検査Ｓ３１０に進む。拍動速度がある一定値以下（すなわちＳ３０９でＮＧ）の場合、細分化主棘点検出に進む。

ポーズ検査Ｓ３１０において、全計測時間において、ある一定以上の主棘点間隔（たとえば３秒）となった休止個所が無ければ（すなわちＳ３１０でＯＫの場合）仮主棘点のラベルを主棘点のラベルに修正して、主棘点検出Ｓ２０２を終る。

ある一定値以上の主棘点間隔となった個所が有る場合は、（すなわちＳ３１０でＮＧ）検出した仮主棘点は不適合であるとして、計算処理区間（解析ウィンドウ幅）条件のｊの値を所定の数だけ増やして、主棘点検出をやり直す。

拍動数検査Ｓ３０９により拍動速度が或る一定値以下である場合（すなわちＳ３０９でＮＧの場合）、図４のフローチャートの中央の列に有る細分化主棘点検出を行う。細分化主棘点検出の各処理ステップは、全体主棘点検出と同様の手順で行われるが、全計測時間である３０分間に対して一律の閾値でピークの判定を行うのではなく、計測時間を１分単位に細分化して行い、それぞれの範囲で独立して閾値を設定して行う点が異なる。

ドリフトやノイズの影響で移動半値幅の平均値（つまり、閾値）が高くなってしまうことなどによって検出されるべき主棘点を取りこぼす場合がある。その結果、拍動数検査Ｓ３０９で拍動速度がある一定値以下と判定されてしまうので、このような場合を救うために１分単位で主棘点検出を行う。その後、細分化主棘点検出の後に行うポーズ検査で、ある一定値以上の主棘点間隔（たとえば３秒）となった休止個所が無ければ（すなわちＳ３１０でＯＫの場合）仮主棘点のラベルを主棘点のラベルに修正して、主棘点検出Ｓ２０２を終る。

細分化主棘点検出の後に行うポーズ検査で、ある一定値以上の主棘点間隔（たとえば３秒）となった休止個所が有れば（すなわちＳ３１０でＮＧの場合）、図４のフローチャートの右側の列にある取りこぼし検査Ｓ３１１に進む。取りこぼし検査Ｓ３１１は３秒以上の休止時間が有った部分でのみ、ピークを見つけやすいように閾値を小さくして検査を行う。

その後に行うポーズ検査Ｓ３１０で、ある一定以上の主棘点間隔（たとえば３秒）となった休止個所が無ければ（すなわちＳ３１０でＯＫの場合）仮主棘点のラベルを主棘点のラベルに修正して、主棘点検出Ｓ２０２を終る。

取りこぼし検査に続くポーズ検査Ｓ３１０で、ある一定以上の主棘点間隔（たとえば３秒）となった休止個所が有れば（すなわちＳ３１０でＮＧの場合）、ｊの値を所定の数だけ増やして全体主棘点検出からやり直す。ポーズ検査Ｓ３１０に合格するまで「主棘点検出」、「細分化検査」、「取りこぼし検査」の３列を１組として、ｊの値を変えて主棘点検出を行う。
主棘点検出を終わった心電信号Ｓ２には心電信号Ｓ３のラベルを記録する。以上で主棘点検出Ｓ２０２に関する説明を終わる。

２番目に、図１に示した「早期性の解析」Ｓ２０３について説明する。早期性とは、洞結節で発生した電気的興奮が、正しく心房、房室結節、心室へと伝わり、それによって心電図の波形が規則正しく現われ、これが一定のリズムで繰り返されている状態に対して、それよりも早いタイミング（早期）で心臓が収縮運動をすることである。

図５に早期性の解析処理フローチャートを示す。また、図２０に早期性判定の概念図を示す。早期性の解析処理は、主棘点の検出後に、３０分間の計測時間の全体で、主棘点間の平均間隔ＭＳＩａｖｅを求め、一方、当該の連続する主棘点の間隔であるＭＳＩｇｖと１つ前の主棘点の間隔であるＭＳＩｐｒｅの比率を求めることで行われる。すなわち、全ての主棘点について以下を求める。
Ｋ１＝ＭＳＩｇｖ／ＭＳＩａｖｅ
Ｋ２＝ＭＳＩｇｖ／ＭＳＩｐｒｅ

図２０に示すように、得られた比率Ｋ１を大きさの順に紙面上で右方向に並べて連続した線として描いたグラフ上で、比率の中央値の点と最小値の点を直線Ｙｂで結び、直線Ｙｂから比率のグラフまでの距離が最大となるＣ１点を求めて、グラフ上でＣ１点から左側にある部分を早期性が有る範囲の第１の条件とする。

別に、連続する２つの主棘点の間隔ＭＳＩｇｖと、１つ前の連続する２つの主棘点の間隔ＭＳＩｐｒｅとの比率Ｋ２を全ての主棘点について求める。得られた比率を大きさの順に紙面上で右方向に並べて連続した線としてグラフとして描く。図２０と同様の図であるので、図は兼用してある。

図２０に示すように、得られた比率を大きさの順に紙面上で右方向に並べて描いたグラフ上で、比率のグラフの中央値の点と最小値の点を直線Ｙｂで結び、直線Ｙｂから比率のグラフまでの距離が最大となるＣ１点を求めて、Ｃ１点から左側の部分を早期性が有る範囲の第２の条件とする。

第１の条件と第２の条件が同時に成立する主棘点を早期性が有ると判定し、不整脈アノテーションの早期性を示すラベルを決められたフィールドに記録する。以上で早期性の解析Ｓ２０３に関する説明を終わる。

３番目に、図１に示した「区分点認識・棘波の解析」Ｓ２０４の前半について説明する。区分点認識・棘波の解析Ｓ２０４の前半の目的は、隣り合う拍動区間の自動解析のための境界点Ｂｉを明らかにすることである。図６は「区分点認識・棘波の解析」Ｓ２０４のフローチャートの前半を示す。また図２１に拍動区間決定の概念図を示す。区分点認識・棘波の解析Ｓ２０４は、３０分間の心電信号の全体について処理を行うのであるが、図２１では４拍動分だけを示してある。

当該の連続する２つの主棘点の間隔ＭＳＩｇｖと、該間隔より１つ後ろの連続する２つの主棘点の間隔ＭＳＩｐｔを加えた第２の間隔との比を求めＭＳＩｉｒとする。
さらに、当該間隔ＭＳＩｇｖと、２つの間隔との比ＭＳＩｉｒの２つの値の積Ｂ（ｘｉ）を求めて、これを当該拍動区間の開始点と主棘点との間の時間の長さとする。
すなわち、
ＭＳＩｉｒ＝ＭＳＩｇｖ／（ＭＳＩｇｖ＋ＭＳＩｐｔ）
Ｂ（ｘｉ）＝ＭＳＩｇｖ×ＭＳＩｉｒ

このようにして得られた拍動区間の開始点は、すなわち１つ前の拍動区間との境界点である。拍動区間の開始点の当該の記録エリアの決められたフィールドに拍動の始点を示すラベルを記録する。

４番目に、図１に示した「区分点認識・棘波の解析」Ｓ２０４の後半について説明する。各波間の間隔・幅の解析処理とは、Ｐ波、ＱＲＳ合成波、Ｔ波の区分点である始点と終点を求めることである。図７は各波の始点終点解析処理フローチャートを示す。はじめにＱＲＳ合成波の始点と終点を求める。図２２はＱＲＳ合成波の始点終点検出の概念図を示す。

図２２（ａ）に示してある心電信号Ｓ３の移動平均を求めると図２２（ｂ）が得られる。次に、計算処理区間を決めるための定数であるｊを決める。これを計算ウィンドウ条件設定Ｓ３０５と呼んでいる。これは、図２２（ｃ）に実線で示すように、心電信号波形の時間軸上で心電信号の一部を切り取ったことに相当する。そして、移動標準偏差は心電信号Ｓ３の当該１拍動にわたって、計測点の電圧について、時間軸上の位置をしめすｘｉの添数ｉに関して一定区間ｉ−ｊからｉ＋ｊの範囲における標準偏差を、ｉを１つずつ増やしながら計算する。
図２２（ｄ）に、得られた移動標準偏差σｉを時系列に沿って並べたグラフを示す。

次に、求めた移動標準偏差σｉの平均値Ｈａｖｅ（第１の平均値と称する）を求める。図２２（ｄ）のグラフの途中の矢印で示すように、このＨａｖｅを閾値として、主棘点前方で、１つ前（ｘｉ−１）における移動標準偏差σｉがＨａｖｅより小さくて、かつ続く当該（ｘｉ）における移動標準偏差σｉがＨａｖｅより大きいという条件を初めて満たす計測点を、時間軸の正方向に沿って順次（ｘｉのｉを１つずつ増やす）探し、これを満たす最初の位置をＱＲＳ合成波の始点とする。

同様に、当該（ｘｉ）における移動標準偏差σｉがＨａｖｅ以上の大きさで、かつ直後に続く（ｘｉ＋１）移動標準偏差σｉがＨａｖｅより小さいという条件を初めて満たす計測点を、時間軸の正方向に沿って順次探し、これを満たす最初の位置をＱＲＳ合成波の終点とする。

以上に説明した処理は、主棘点を求めるために使った手順と類似しているが、異なる点は主棘点の場合は１つの拍動が未決定なので全体を通して計算処理が行われ、ＱＲＳ合成波の始点と終点の場合は全て１つの拍動区間内で計算処理が行われることである。また最終的にＱＲＳ合成波の始点と終点を求めるとき、移動標準偏差σｉの平均値を閾値として使っている点が異なる。ＱＲＳ合成波の始点と終点が検出されたら、当該の各点の記録エリアの決められたフィールドに始点または終点を示すラベルを記録する。

次に、心電信号Ｓ３の当該の１拍動における始点とＱＲＳ合成波の始点の間でＰ波の始点と終点を求める。図２３はＰ波の始点終点検出の概念図を示す。図２３（ａ）に示すＰ波の位置は図２３（ｄ）で求めたものである。図２３（ａ）の心電信号Ｓ３から図２３（ｂ）に示してある心電信号Ｓ３の移動平均を求める。次に、主棘点前方で、心電信号Ｓ３の１拍動の始点とＱＲＳ合成波の始点の間を直線Ｙｐで結ぶ。心電信号Ｓ３の移動平均と直線Ｙｐの間の距離をｘｉ毎に求めて順に並べて図２３（ｃ）にグラフを描く。

図２３（ｃ）に示すように、このグラフにおいて、一定の計算処理幅でグラフを切り出し、ｘｉ毎に一定の計算範囲幅で移動半値幅を求めて図２３（ｄ）に示すよう横軸を時間として移動半値幅のグラフを描く。移動半値幅を求めるとは、時間軸上にならぶ計測値について、移動しながら、当該の点を含む一定の時間範囲の中にある測定値について半値幅を求めることを意味する 。

図２３（ｃ）には時間の経過によって変わってゆく６個のグラフが描いてある。移動半値幅の計算範囲を示す両矢印の線は最初のグラフにのみ描いてあるが、時間経過とともに下段に移るに従って右方向に移動してゆく。図２３（ｃ）の各グラフに示す小さな両矢印の線が半値幅を示している。この半値幅によって図２３（ｄ）の移動半値幅のグラフが得られる。移動半値幅のグラフにおいて、破線で示す移動半値幅の平均値（第２の平均値と称する）を閾値として、移動半値幅がこの閾値を超える範囲をＰ波とする。

このとき、図２３（ｄ）に破線のグラフで示すように、いったん閾値を越えてから閾値以下になり、その後再び閾値を超えるような場合、つまり閾値を超える区間と閾値を超えない区間が交互に存在しており、閾値を超える区間が連続していない場合については、閾値を超えた部分に挟まれている区間はＰ波とする。Ｐ波の始点と終点の検出が終わったら、当該の各点の記録エリアの決められたフィールドに始点または終点を示すラベルを記録する。

次に、心電信号Ｓ３のＱＲＳ合成波の終点と当該の１拍動の終点との間でＴ波の始点と終点を求める。図２４はＴ波の始点終点検出の概念図を示す。図２４（ａ）の心電信号Ｓ３から図２４（ｂ）に示してある心電信号Ｓ３の移動平均を求める。次に、主棘点後方で、ＱＲＳ合成波の終点と１拍動の心電信号Ｓ３の終点との間を直線Ｙｑで結ぶ。

図２４（ｃ）に示すように、Ｐ波の始点終点の検出と同様に、心電信号Ｓ３の移動平均と直線Ｙｑの間の距離を求めて順に並べてグラフに描く。このグラフにおいて、一定の計算処理幅で移動平均のグラフを切り出し、ｘｉ毎に移動半値幅を求めて図２４（ｄ）に示すよう横軸を時間として移動半値幅のグラフを描く。

この移動半値幅のグラフにおいて平均値（第３の平均値と称する）を閾値として、移動半値幅がこれを超える範囲をＴ波とする。このとき、図２４（ｄ）に破線のグラフで示すように、Ｐ波の始点と終点の検出と同様に、閾値を超える区間と閾値を超えない区間が混在して連続していない場合については、超えた部分に挟まれている区間はＴ波とする。Ｔ波の始点と終点の検出が終わったら、各点の記録エリアの決められたフィールドに始点または終点を示すラベルを記録する。

ここで主棘点間隔について説明する。図２５は各波の間隔の説明図である。各波の間隔とは、連続する２つの拍動において同じ波形同士の間隔をいう。図２５（ａ）は主棘波陽性の場合のＰ波の始点同士の間隔、すなわちＰＰ間隔、Ｒ波のピーク同士の間隔、すなわちＲＲ間隔を示している。図２５（ｂ）は主棘波陰性の場合のＰ波の始点同士の間隔、すなわちＰＰ間隔、Ｓ波のピーク同士の間隔、すなわちＳＳ間隔を示している。

図２６、図２７は主棘点間隔の説明図である。２つの拍動間の間隔は、ＰＰ間隔によって定めることが望ましいが、Ｐ波の始点を求めるのは難しい場合が有るので、検出しやすい主棘点の間隔を拍動間の間隔としている。本発明においては、心電信号波形において連続した２拍動のＲ波、ＱＳ波（詳細は型検出の項で説明する）、Ｓ波、Ｑ波の中で基線から最も振れが大きいピーク値を持つ棘波のピーク点の間隔を主棘間隔と見なしている。

図２６（ａ）は、プラス側にＲ波のピークが有って他の棘波に比べて最も大きくて主棘波である場合であり、ＲＲ間隔が主棘間隔となっていることを示している。図２６（ｂ）は、マイナス側にＳ波のピークが有って他の棘波に比べて最も大きくて主棘波である場合であり、ＳＳ間隔が主棘間隔となっていることを示している。

図２７（ｃ）（図２６の（ａ）、（ｂ）に続いて（ｃ）、（ｄ）としている。）は、最初の拍動においてプラス側にＲ波のピークが有って他の棘波に比べて最も大きくて主棘波であり、続く拍動においてマイナス側にＳ波のピークが有って他の棘波に比べて最も大きくて主棘波である場合であり、ＲＳ間隔が主棘点間隔となっていることを示している。

図２７（ｄ）は、最初の拍動においてＲ波のピークが正側に有って他の棘波に比べて最も大きくて主棘波であり、続く拍動においてＱ波のピークが負側に有って他の棘波に比べて最も大きくて主棘波である場合であり、ＲＱ間隔が主棘点間隔となっていることを示している。以上で区分点認識・棘波解析Ｓ２０４についての説明を終わる。

５番目に、図１に示した「標準波形作成」Ｓ２０６についての説明を行う。標準波形作成とは、測定した全ての心電信号の波形から、異常な波形であるかどうかの判断をするのに使う１拍動分の支配的な波形を作成することをいう。本発明では、不良ラベルのついた信号や不整脈である拍動を除く１拍動単位の心電信号波形をすべて加算平均して標準波形を作成する。標準波形に対して特徴となる項目において波形が大きく異なる場合、それはその被験者の異常な心電信号波形であると判定することができる。

図３０（ａ）に３０分間の計測時間内で連続的に補足された全ての拍動区間の内の心電信号の内の４拍動ぶんだけを示してある。図３０（ｂ）に示すように測定したデータを全て１拍動区間単位で別々に切り分けて、それぞれの時間軸を、主棘点が波形のグラフ上で一致するように移動してずらして重ね合わせる。同じくそれぞれの電圧軸を移動して、それぞれの主棘点の電圧を波形のグラフ上で一致させて重ねあわせる。

その上で、全ての心電信号の（計測値の）和を求め、該心電信号の数で除算することで平均の波形を求める。図３０（ｃ）にその結果を示す。このようにして得られた支配的な波形を標準波形としてパーソナルコンピュータ１２に内蔵する記憶装置の中の定められたエリアに記録する。以上で標準波形の作成についての説明を終わる。

６番目に、図１に示した「ＱＲＳ合成波の型解析」Ｓ２０７について説明する。ＱＲＳ合成波の型解析とは、医学界で共通に認識されているＱＲＳ合成波の型を一定の規則に従って自動的に判別することをいう。型を判別することは心臓の動きを理解し、また医者の間で情報を交換するためには非常に重要なことである。

ＱＲＳ合成波の表現については、基本的にはＱ波、Ｒ波、Ｓ波の大きなピークを大文字で書き、小さな振幅を小文字で書く。１つのＱＲＳ合成波の中で同じ呼び名の波形が２つ以上認められるときは２番目に現れた波形にダッシュを付ける。従来からＱＲＳ合成波の型はおおむね医師によるパターン認識に頼っており、長時間のデータについて自動的に型を詳細に判別する装置は計算コストの点から見られなかった。

本発明はＱＲＳ合成波の型を一定の規則に従って自動的に判別するものである。図１０はＱＲＳ合成波の型を検出する規則の表を示している。図１０の表の下部に心電信号波形のパターンと特徴点の名称を記載してある。

すなわち、主棘点が陽性（基線の上側に有って、上に尖ったピークである）である場合、左（時間的に早い方）から右に向かって、特徴点をＱ点、ｑ点、Ｒ点（主棘点）、ｓ点、Ｓ点と呼ぶ。また、主棘点が陰性（基線の下側に有って、下に尖ったピークである）である場合左（時間的に早い方）から右に向かって、特徴点をＱ点、ｒ点、ｓ点（主棘点）、ｒ’点、Ｓ点と呼ぶ。

図１０に示した規則表は、各項目の上側の欄を選択してたどってゆくと、例えば主棘点が陽性であり、Ｑ点と主棘点の間（ＱＭ間：すなわちＱ点と主棘点間）ではＱ点が最小値であり、主棘点とＳ点の間ではｓ点が最小値である場合は、Ｒｓ型と判定するという規則が記載してあり、パーソナルコンピュータ１２に装備した心電図自動解析ソフトウェアによってこの判定が行われる。他の型についてもこの規則表に従えば要件定義された全ての型の判定が行われる。

図１１に示した表はＱＲＳ合成波形の波形パターンを示している。上記のＲｓ型は、８つの枠の内の左上の枠内に示されており、Ｑ点から始まって、ｑ点が無く、主棘点は陽性であり、ｓ点、Ｓ点と特徴点が続く波形である。他の型の場合も図１１の表に示した８個の波形に大きく分類できる。

続いて、ＱＲＳ合成波の型を細分類して詳細型名を決定することについて説明する。主棘波が陽性であるか陰性であるかによって分類の規則が異なっている。まず、図２８に示した主棘波が陽性の場合のＱＲＳ合成波の詳細型名を決定する規則表について説明する。

主棘波が図１０、図１１に示したＲｓ型の場合は、Ｑ点とｓ点の高さ（電圧：以下同じ）の差の絶対値をＨｓ（ｓは小文字）とし、Ｑ点とＲ点の高さの差の絶対値をＨＲとする。
そして、以下の式により両者の比であるＤ２を求める。
Ｄ２＝Ｈｓ÷ＨＲ×１００（％）

ここでａ、ｂ、ｃは、単位が％であり、
ａ＜ｂ＜ｃ
である定数であって、専門家の経験に基づいて定めることができる。典型的数字は以下である。
ａ＝５、ｂ＝５０、ｃ＝９０

そして、
Ｄ２≦ａ であるとき、Ｒ−ｓ型
ａ＜Ｄ２≦ｂ であるとき、Ｒｓ型
ｂ＜Ｄ２＜ｃ であるとき、ＲＳ型
ｃ≦Ｄ２ であるとき、Ｒ＝Ｓ型
とする。

主棘波が図１０、図１１に示したＲ型の場合は、他の特徴点と関係無く、細分類の型を全てそのままＲ型とする。

主棘波が図１０、図１１に示したｑＲｓ型の場合は、Ｑ点とｓ点の高さの差の絶対値をＨｓ（ｓは小文字）とし、Ｑ点とＲ点の高さの差の絶対値をＨＲとし、また、Ｑ点とｑ点の高さの差の絶対値をＨｑとする。
そして、以下の式により両者の比であるＤ１およびＤ２を求める。
Ｄ１＝Ｈｑ÷ＨＲ×１００（％）
Ｄ２＝Ｈｓ÷ＨＲ×１００（％）

そして、Ｄ１≦ａであって、
Ｄ２≦ａ であるとき、−ｑＲ−ｓ型
ａ＜Ｄ２≦ｂ であるとき、−ｑＲｓ型
ｂ＜Ｄ２＜ｃ であるとき、−ｑＲＳ型
ｃ≦Ｄ２ であるとき、−ｑＲ＝Ｓ型
とする。

そして、ａ＜Ｄ１≦ｂであって、
Ｄ２≦ａ であるとき、ｑＲ−ｓ型
ａ＜Ｄ２≦ｂ であるとき、ｑＲｓ型
ｂ＜Ｄ２＜ｃ であるとき、ｑＲＳ型
ｃ≦Ｄ２ であるとき、ｑＲ＝Ｓ型
とする。

そして、ｂ＜Ｄ１＜ｃであって、
Ｄ２≦ａ であるとき、ＱＲ−ｓ型
ａ＜Ｄ２≦ｂ であるとき、ＱＲｓ型
ｂ＜Ｄ２＜ｃ であるとき、ＱＲＳ型
ｃ≦Ｄ２ であるとき、ＱＲ＝Ｓ型
とする。

そして、ｃ≦Ｄ１であって、
Ｄ２≦ａ であるとき、Ｑ＝Ｒ−ｓ型
ａ＜Ｄ２≦ｂ であるとき、Ｑ＝Ｒｓ型
ｂ＜Ｄ２＜ｃ であるとき、Ｑ＝ＲＳ型
ｃ≦Ｄ２ であるとき、Ｑ＝Ｒ＝Ｓ型
とする。

主棘波が図１０、図１１に示したｑＲ型の場合は、Ｑ点とｑ点の高さの差の絶対値をＨｑとし、Ｑ点とＲ点の高さの差の絶対値をＨＲとする。
そして、以下の式により両者の比であるＤ１を求める。
Ｄ１＝Ｈｑ÷ＨＲ×１００（％）

そして、
Ｄ１≦ａ であるとき、−ｑＲ型
ａ＜Ｄ１≦ｂ であるとき、ｑＲ型
ｂ＜Ｄ１＜ｃ であるとき、ＱＲ型
ｃ≦Ｄ１ であるとき、Ｑ＝Ｒ型
とする。

次に、図２９に示した主棘波が陰性の場合のＱＲＳ合成波の詳細型名を決定する規則の表について説明する。主棘波が図１０、図１１に示したｑｒＳ型の場合は、Ｑ点とＳ点（Ｓは大文字）の高さの差の絶対値をＨＳ（Ｓは大文字）とし、Ｑ点とｒ点の高さの差の絶対値をＨｒとする。
そして、以下の式により両者の比であるＤ３を求める。
Ｄ３＝Ｈｒ÷ＨＳ×１００（％）

そして、
Ｄ３≦ａ であるとき、−ｒＳ型
ａ＜Ｄ３≦ｂ であるとき、ｒＳ型
ｂ＜Ｄ３＜ｃ であるとき、ＲＳ型
ｃ≦Ｄ３ であるとき、Ｒ＝Ｓ型
とする。

主棘波が図１０、図１１に示したｑｒＳｒ’型の場合は、Ｑ点とＳ点（Ｓは大文字）の高さの差の絶対値をＨＳ（Ｓは大文字）とし、Ｑ点とｒ点の高さの差の絶対値をＨｒとし、Ｓ点（Ｓは大文字）とｒ’点の高さの差の絶対値をＨｒ’とする。
そして、以下の式により両者の比であるＤ３およびＤ４を求める。
Ｄ３＝Ｈｒ÷ＨＳ×１００（％）
Ｄ４＝Ｈｒ’÷ＨＳ×１００（％）

そして、Ｄ３≦ａであって、
Ｄ４≦ａ であるとき、−ｒＳ−ｒ’型
ａ＜Ｄ４≦ｂ であるとき、−ｒＳｒ’型
ｂ＜Ｄ４＜ｃ であるとき、−ｒＳＲ’型
ｃ≦Ｄ４ であるとき、−ｒＳ＝Ｒ’型
とする。

そして、ａ＜Ｄ３≦ｂであって、
Ｄ４≦ａ であるとき、ｒＳ−ｒ’型
ａ＜Ｄ４≦ｂ であるとき、ｒＳｒ’型
ｂ＜Ｄ４＜ｃ であるとき、ｒＳＲ’型
ｃ≦Ｄ４ であるとき、ｒＳ＝Ｒ’型
とする。

そして、ｂ＜Ｄ３＜ｃであって、
Ｄ４≦ａ であるとき、ＲＳ−ｒ’型
ａ＜Ｄ４≦ｂ であるとき、ＲＳｒ’型
ｂ＜Ｄ４＜ｃ であるとき、ＲＳＲ’型
ｃ≦Ｄ４ であるとき、ＲＳ＝Ｒ’型
とする。

そして、ｃ≦Ｄ３ であって、
Ｄ４≦ａ であるとき、Ｒ＝Ｓ−ｒ’型
ａ＜Ｄ４≦ｂ であるとき、Ｒ＝Ｓｒ’型
ｂ＜Ｄ４＜ｃ であるとき、Ｒ＝ＳＲ’型
ｃ≦Ｄ４ であるとき、Ｒ＝Ｓ＝Ｒ’型
とする。

主棘波が図１０、図１１に示したＱＳ型の場合は、他の特徴点と関係無く、細分類の型を全てそのままＱＳ型とする。

主棘波が図１０、図１１に示したＱＳｒ型の場合は、Ｑ点とＳ点（Ｓは大文字）の高さの差の絶対値をＨＳ（Ｓは大文字）とし、Ｑ点とｒ点の高さの差の絶対値をＨｒとする。
そして、以下の式により両者の比であるＤ３を求める。
Ｄ３＝Ｈｒ÷ＨＳ×１００（％）

そして、
Ｄ３≦ａ であるとき、Ｑ−ｒ型
ａ＜Ｄ３≦ｂ であるとき、Ｑｒ型
ｂ＜Ｄ３＜ｃ であるとき、ＱＲ型
ｃ≦Ｄ３ であるとき、Ｑ＝Ｒ型
とする。

決定したＱＲＳ合成波形の詳細型名についてはパーソナルコンピュータ１２に内蔵される記憶装置の当該の記録エリアの決められたフィールドに型を示すラベルを記録する。以上でＱＲＳ合成波形の詳細型名の解析についての説明を終わる。

７番目に、心電図自動解析装置１を用いて一定の時間で測定して得られた心電信号において、各拍動の特徴を自動的に検出した結果を編集する工程について説明する。編集とは、自動的に解析した各拍動の特徴を全体としてみたとき、バラツキなどが有ってそのままでは正しい診断が難しい、もしくは診断を誤らせる恐れが有る場合に、医師など有資格者が各拍動の特徴を修正して一貫したデータとして正しい診断に役立つようにすることを言う。編集を終わったデータをあらためて医師が見て総合的な診断を行う。

３０分間かけて測定した心電信号には、２０００個程度の拍動が含まれており、これを１つずつ編集することは非常に時間と手間がかかる。本発明では、測定した全ての拍動または選択した一部の拍動について、一括して編集を行う自動編集機能を備えており、編集作業を簡便に能率よく行うことができる。

図３１は、主棘点の編集前の状態の例を示す図である。図３１（ａ）は３０分間測定した心電信号Ｓ２の一部を３列に分けて示したものである。１行目の右端の時刻はｔ１であり、２行目の左端に続いている。さらに、２列目の右端の時刻はｔ２であり、３列目の左端に続いている。各拍動の主棘点には主棘点マーク３１である黒い丸印がついている。これは前述のように本発明の心電図自動解析装置が一定の規則を使って自動的に主棘点検出Ｓ２０２による解析を行い、その結果に従って主棘点にマークを付けた結果である。

１列目の左端から各拍動を見て行くと、１番目から連続して４番目まで、６番目、９番目の拍動にＲ波の陽性のピークに主棘点マーク３１が付いており、５番目、７番目、８番目の拍動にはＱ波の陰性のピークに主棘点マーク３１が付いており、陽性のピークと陰性のピークが混在していることが見て取れる。この結果、図３１（ｂ）に示すように、主棘点間隔を黒丸で示すと時間グラフはほぼ３本の補助線の周りに分かれて見えてしまい、診断に使える主棘点間隔が得られない。

このような現象が発生する理由はＱ波とＲ波のピーク値がほとんど同じレベルであり、拍動ごとのわずかな変化のため、最大のピークとしてＱ波が選ばれたりＲ波が選ばれたりするために、主棘点がＱ波とＲ波のピークの間でランダムに移動する結果となっているためである。自動判定を使っているかぎりこの結果は避けられない。そこで診断に使える主棘点の間隔を得るために編集することが必要になる。

この場合、Ｑ波かＲ波のピークのどちらか一方を常に主棘点とするように編集すればよい。図３２は、主棘点の編集後の状態を説明する図である。図３２（ａ）はＱ波が主棘点となっている拍動について、主棘点をＲ波のピークとするように、パーソナルコンピュータ１２に編集指令を入力した結果を示している。図から見て取れるように、全ての拍動の主棘点はＲ波のピークに移っている。

この編集の結果、図３２（ｂ）に示した主棘点間隔の時間グラフでは１本の補助線の近くに分布しており、実体を反映した主棘点間隔を得ることができる。

ここで、主棘点の編集について具体的に説明する。図３１（ｃ）で示しているのは、図３１（ａ）に示した３０分間測定した心電信号Ｓ２を拍動単位で分離して、拍動毎に主棘点を重ね合わせた状態である。主棘点が陽性であるか陰性であるかという差によって、波形が上側と下側に別れることを使う方法である。重なり合う主棘点はＸ字状に見える部分の中央に有り、主棘点が陰性である拍動は上側に表示され、主棘点が陽性である拍動は下側に表示される。

例えば上半分の波形の波形について主棘点の極性を陽性にするという指示をパーソナルコンピュータ１２に入力すると図３２（ａ）で既に示したように陰性の主棘点は一括して陽性に変わる。これをモフォロジー編集と呼ぶ。このように、この編集作業は、１つずつの拍動について行うのではなく、パーソナルコンピュータに指定した、測定した心電信号Ｓ３の全てまたは指定した部分について一括して行われるので、極めて容易に実行でき、編集時間を短縮できる。

次に、不整脈アノテーションの決定について説明する。不整脈アノテーションは、通常、健康であれば標準波形が支配的であるとして、これに対して標準波形と異なっており着目している拍動を不整脈として区別したときに拍動毎に付けるラベルである。それぞれの拍動について、標準波形に近似している拍動であればＮ、心室性起源の不整脈であればＶ、上室性起源の不整脈であればＳというラベルが付けられる。

図にそって詳しく説明する。図３３に示すように、不整脈アノテーションの決定は標準波形のＱＲＳ合成波の幅が１２０ｍｓより小さいか大きいかの判定からはじまる。この説明で１２０ｍｓとしてあるのは一例であり、任意の時間に変更できる。以下同じである。まず、標準波形のＱＲＳ合成波の幅が１２０ｍｓ未満の場合の、不整脈アノテーション決定Ｓ２０８のフローチャートを図３３の左側に示す。

当該の拍動において、ＱＲＳ合成波の幅が１２０ｍｓ以上であるか、
またはＱＲＳ合成波の幅が１２０ｍｓ未満であり、かつ早期期外収縮であり、かつ主棘点が接近しておらず、かつＴ波の極性が主棘点の極性の反対であるとき
心室性起源の不整脈と判定され、Ｖというラベルが付けられる。

当該の拍動において、ＱＲＳ合成波の幅が１２０ｍｓ未満であり、かつ早期期外収縮であり、かつ主棘点が接近しておらず、かつＴ波の極性が主棘点の極性と同じ極性であるとき、
または、ＱＲＳ合成波の幅が１２０ｍｓ未満であり、かつ早期期外収縮であり、かつ主棘点が接近しているとき、
上室性起源の不整脈と判定されＳというラベルが付けられる。

当該の拍動において、ＶまたはＳのラベルが付けられない場合、
すなわち当該の拍動において、ＱＲＳ合成波の幅が１２０ｍｓ未満であり、かつ早期期外収縮ではないとき、Ｎというラベルが付けられる。

次に、標準波形のＱＲＳ合成波の幅が１２０ｍｓ以上の場合の不整脈アノテーション決定Ｓ２０９のフローチャートを図３４に示す。
標準波形の拍動において、ＱＲＳ合成波の幅が１２０ｍｓ以上であるとき、
当該のＱＲＳ合成波の波形の型が標準波形と異なっており（型違い）、
当該のＱＲＳ合成の幅が１２０ｍｓ以上であるとき、
または標準波形のＱＲＳ合成波の幅が１２０ｍｓ以上であり、ＱＲＳ合成波の波形の型が標準波形と異なっており（型違い）、かつＱＲＳ合成波の幅が１２０ｍｓ未満であり、かつ早期期外収縮であり、かつ主棘点が接近しておらず、かつＰ波が認められないとき、
または標準波形のＱＲＳ合成波の幅が１２０ｍｓ以上であり、当該のＱＲＳ合成波の波形の型が標準波形と同型であり、かつ早期期外収縮であり、かつ主棘点が近づいておらず、かつＰ波が認められないとき、
心室性起源の不整脈と判定され、Ｖというラベルが付けられる。

標準波形のＱＲＳ合成波の幅が１２０ｍｓ以上であるとき、
当該のＱＲＳ合成波の波形の型が標準波形と異なっており（型違い）、
当該の拍動において、ＱＲＳ合成波の幅が１２０ｍｓ未満であり、
または、当該のＱＲＳ合成波の波形の型が標準波形と同型であり、

かつ早期期外収縮である場合に、
主棘点が接近しておらず、かつＰ波が認められるか、または主棘点が近接しているとき上室性起源の不整脈と判定され、Ｓというラベルが付けられる。

当該の拍動において、ＶまたはＳのラベルが付けられない場合、
すなわち標準波形のＱＲＳ合成波の幅が１２０ｍｓ以上であり、
当該のＱＲＳ合成波の波形の型が標準波形と異なっており、当該のＱＲＳ合成の幅が１２０ｍｓ未満であるか、
または当該のＱＲＳ合成波の波形の型が標準波形と同型である場合であって、
かつ早期期外収縮でない場合にＮというラベルが付けられる。
以上で不整脈アノテーションの決定についての説明を終わる。

次に、不整脈アノテーションの編集について説明する。図３５は、不整脈アノテーションの編集前の状態を説明する図である。心電信号Ｓ５において左から４番目の拍動に着目すると正しい周期の拍動ではなく早期の期外収縮を示しており、不整脈として検出されるべきであるが、本発明の心電図自動解析装置１が自動的に分類して付けた不整脈アノテーションがＮであることが示されている。

つまり、診断に使える不整脈アノテーションが得られていない。これは、「早期性／区分点認識／各波間の間隔・幅の解析」処理が終わった心電信号Ｓ４から得られた標準波形のＱＲＳ合成波の幅が１２０ｍｓ程度と長く、４番目の拍動のＱＲＳ合成波の長さだけが特別に長くないために、早期性の解析Ｓ２０３（図２０を参照）で自動判定の規則では不整脈と判定しなかったためである。そこで、図３５（ｂ）に示すモフォロジー編集機能を使う。モフォロジー編集とは、各拍動の波形の主棘点を重ねて表示して各波形の波形上の特徴を把握するものである。

図３５（ｂ）では、当該の拍動の波形だけでは無く、その前後の拍動の波形を同時に表示する方法を使っている。これによって、基線の位置が２つに分かれ、また前後の波形との間隔がずれているという２つの特徴によって、正常な拍動と早期に収縮している拍動の心電信号波形を容易に区別することができる。そこで、異常を示している心電信号波形の不整脈アノテーションを指定してＮからＶに変えるようにパーソナルコンピュータ１２に編集指令を入力し、不整脈アノテーションに関するラベルを書き換えることで編集できる。

なお、図３５では、図の大きさの制限から、早期に収縮している異常な拍動信号波形は１つしか描かれていないが、実際には３０分間の心電信号の中には多数の類似した異常な拍動信号が含まれており、それらを一括して表示し、医者などの資格者の判断に従って、編集することができる。１つ１つの拍動の信号波形とそれに付けられている不整脈アノテーションを確認しながら補正してゆくことは大変な手間と時間を必要とするが、本発明の編集機能によれば波形を表示している画面で複数の拍動を一括して指定でき、極めて容易に実行でき、編集時間を短縮できる。

次に、波形を拡大して表示することについて説明する。図３６は心電信号Ｓ３の一部の拡大表示の概念図である。図３６（ａ）は３０分の測定で得られた心電信号Ｓ３の１分間分を１行とし、３０行を縦に並べて一括してパーソナルコンピュータの表示装置上に表示した画面（これを圧縮図とよぶ）の一部を抜き出したものである。この表示では個々の拍動の詳細な部分は見ることができない。拡大表示とは、画面の一部を拡大して心電信号Ｓ３の波形の細部まで見易くするものである。

図３６（ａ）は、表示画面上でカーソルなどを使って、図で４行目の一部を選択した結果、拡大するために選択された部分を囲む四角形が表示される状況を示している。このときパーソナルコンピュータ１２に拡大指令を与えると、データ構造の中でフィールドａ６１の指定された特定の連続番号の測定値のみを選択して表示することで、表示装置に表示される画面は図３６（ｂ）のようになって、選択された部分が判るように大きく拡大されて表示される。この機能を使うと、心電信号Ｓ３の波形の細部が確認できる。

次に、表示装置上の心電信号波形などの一部を色分けによって表示する機能について例を示す。図３７は心電信号の特徴に合わせた色表示について説明する図である。心電信号Ｓ４の各拍動に主棘点マーク３１、または主棘点マーク３２が付けられており、主棘点を見分けやすくなっている。主棘点マーク３１は黒色の丸印であり、主棘点マーク３２は白色の丸印である。

このとき、主棘点マーク３１、または主棘点マーク３２である丸印の表示装置上の色は、パーソナルコンピュータ１２に入力した色指定によってデータ構造の中で色彩を指定するラベルを記録しているフィールドの色を指定しているラベルを書き換えることで、それぞれ適当な色に変えることができる。また、不整脈アノテーションの文字を指定しているラベルを書き換えることで、各主棘点に対応して不整脈アノテーションの文字を付けかえられる。

不整脈アノテーションを示す字の色は、例えば、Ｎは白い４角に囲まれた黒字であり、Ｖは赤い４角に囲まれた黒字であるが、同様にパーソナルコンピュータ１２に入力した色指定によってそれぞれ任意の色に変えることができる。これらは、データ構造の中で色彩を指定するラベルを記録しているフィールドを選択して、ラベルを別の色彩情報に書き換えることで実現できる。

次に、各種の編集機能を実行する順番を変更する機能について説明する。図３８は、編集工程の順番を変更する説明図である。心電図自動解析装置を使用する病院あるいは医師個人によって、その解析手順が違うので、編集工程の順序は、固定的で無く使用するその場で任意に変更できる機能を持っていることが好ましい。

図３８はパーソナルコンピュータ１２の表示装置に各種の編集機能を表示した画面であり、編集工程表示部３５には各編集機能名が表示され、その先頭にはスイッチ部３４が付いている。図３８（ａ）に示された編集機能の内容を説明すると、「自動検出」とは不整脈アノテーションを自動的に付けることであり、「不良検出部のマスク」とは、編集を行う熟練者や医者が処理の対象から外す範囲を指定することであり、「主棘検出の確認」は自動解析により検出した主棘点の確認及び、主棘点でない点を検出してしまった場合はこれを削除し、主棘点を取りこぼしてしまった場合はこれを追加することであり、「不整脈検出の検討」は例えば、除脈、ポーズなどの判定条件を設定することであり、「基線レベルの検討」は、医師によってどこを基線とするか違うので、主棘点の前のどこを基線とするかを指定することであり、「モフォロジー編集」は主棘点を重ねることで技能を持った編集者が心電図の波形パターンを見て編集できることであり、「重要な記録の追加」は心電図計測結果レポートに医師の所見などのコメントを付加することであり、「レポート編集」は、重要な波形、標準波形などを選択して、その数値データと組み合わせてレポートの体裁を整えることである。

編集工程の特定の機能を実行しようとするときは、その機能名の先頭にカーソルを当てて選択してからパーソナルコンピュータ１２のマウスまたはキーボードから選択指令を入力すると、図３８（ａ）に示すように、当該のスイッチ部３４の色が変わり、その機能に対応する画面に切り替わる。したがって、処理機能が表示されている上からの順番の通りではなく、任意の処理機能を、任意の順番で実行することができる。

例えば、図３８（ａ）では「モフォロジー編集」を選択している状態が示されている。このようにして、スイッチ部３４で順番を選択して、「主棘検出の確認」工程の前に「モフォロジー編集」工程に着手するといった編集工程の順番を変更 することができる。

また別の方法として、パーソナルコンピュータ１２にキーボードから選択指令を入力して編集工程表示部３５に表示されている編集機能名の順番を変えて、別の順番で編集機能を表示し、新しく表示された順番で各編集機能を上から順番に自動的に実行することもできる。図３８（ｂ）に示すように、ここでは、図３８（ａ）に対して「主棘検出の確認」の前に「モフォロジー編集」を移動させている。

なお、心電図の自動解析については、有線で心電計と接続したパーソナルコンピュータを使う例で説明したが、図３９に示したように、ＵＳＢメモリーやＳＤカードなどのような記憶装置に心電信号を記録して、それを差し替えることで心電計からパーソナルコンピュータに情報を渡してもよい。

実施例２は、図１２の下側の右に示すように、心電計、携帯情報機器、クラウド上の計算処理サーバで構成されており、それらが無線伝送装置で情報をやりとりして目的の動作をする心電図自動解析装置である。心電計１１の通信部１１７と携帯情報機器１６は近距離無線情報伝送１８で接続されている。携帯情報機器１６であるスマートフォンあるいはタブレット型パーソナルコンピュータとクラウド上の計算処理サーバ１７は遠距離無線情報伝送１９によって接続されている。

心電計１１の構成と動作は実施例１と同じである。携帯情報機器１６とは、例えばスマートフォン、あるいはタブレット型パーソナルコンピュータであり、計算処理機能、入出力機能、無線通信機能を持った携帯型の機器である。入出力機能とは画像ディスプレイ、スピーカ、指示ランプ、キーボードを含んでおり、被験者または使用者が心電図自動解析装置に操作入力を行い、処理結果を受け取るためのものである。近距離無線情報伝送１８は、例えばブルートゥース（登録商標）である。遠距離無線情報伝送１９は、例えば携帯電話である。計算処理サーバは記憶装置を内蔵している。

本実施例では、実施例１でパーソナルコンピュータ１２が果たした役割を携帯情報機器１６とクラウド上の計算処理サーバ１７の組み合わせが果たしている。また、有線情報伝送１５が果たした機能を近距離無線情報伝送１８および遠距離無線情報伝送１９がそれぞれ果たしている。

実施例１と同様に、心電計１１で測定されてフィルタリングなど前処理を終わったアナログ心電信号はデジタル化されて心電信号Ｓ１となり、伝送用のバッファーであるメモリー１１５に記録された後、直ちに通信部１１７を経由して携帯情報機器１６に無線伝送される。携帯情報機器６として使われるスマートフォンやタブレット型コンピュータの内部メモリーの内で心電信号Ｓ１にあてられる記憶容量は１回の測定である３０秒間の測定分である。または、必要に応じて３０秒間以上とすることもできる。

図１に示した心電図自動解析処理のフローチャートにおいて最初のステップである安定性解析Ｓ２００を行う部分を心電図自動解析ソフトウェアから分離して、携帯情報機器１６に装備してある。心電図自動解析ソフトウェアの残りの部分はクラウド上の計算処理サーバ１７に装備してあり、記録不良部の判定と削除Ｓ２０１以降の各ステップは、計算処理サーバ１７が処理を行う。

図２に示すフローチャートに沿って安定性解析Ｓ２００を行い、その結果、安定な信号であると判断された場合は、心電信号Ｓ２として携帯情報機器１６に保持し、必要に応じてクラウド上の計算処理サーバに自動的に伝送される。安定な信号ではないと判定された場合は、携帯情報機器１６から心電計１１へ警報信号を送り、心電計１１ の表示ランプ１２０に異常な信号であることを警報表示して、使用者（被験者）に計測のやり直しを促す。

記録不良部の判定と削除Ｓ２０１以降は、携帯情報機器１６であるスマートフォンあるいはタブレット型パーソナルコンピュータを操作用および表示用端末として使用して、スマートフォンあるいはタブレット型パーソナルコンピュータからクラウド上の計算処理サーバ１７に伝送された心電信号Ｓ２に対して、計算処理サーバ１７に装備した心電図自動解析ソフトウェアよって図１に示した心電図自動解析フローチャートに沿って「主棘点検出」Ｓ２０２以降の各ステップの処理が行われ、心電信号Ｓ３〜Ｓ５に変化してゆく。

ここに説明した以外の動作とその効果は実施例１におけるパーソナルコンピュータ１２を、携帯情報機器１６または計算処理サーバ１７と読み替えれば、全て同じである。

このようにして、１チャンネルの心電計で３０秒間以上の心電信号の計測を行い、計測値をデジタル化して、自動的にパーソナルコンピュータまたは携帯情報機器と計算処理サーバの組み合わせに伝送して、心電信号の計測値を記憶し、パーソナルコンピュータまたは携帯情報機器と計算処理サーバの組み合わせへの操作指示入力に従って、心電信号の波形の各種の特徴を自動的に解析し、またその結果を編集し、心電図ならびにその自動解析結果、編集結果をパーソナルコンピュータまたは携帯情報機器と計算処理サーバの組み合わせの表示装置に表示する心電図自動解析装置を提供できた。

１ 心電図自動解析装置
１１ 心電計
１１０ 電極
１１１ プリアンプ
１１２ フィルター
１１３ Ａ／Ｄコンバータ
１１４ ＣＰＵ
１１５ メモリー
１１６ インターフェース
１１７ 通信部
１１８ 操作スイッチ
１１９ 電源
１２０ 表示ランプ
１２１ ケース
１２ パーソナルコンピュータ
１３ 計算機
１５ 有線情報伝送
１６ 携帯情報機器
１７ 計算処理サーバ
１８ 近距離無線情報伝送
１９ 遠距離無線情報伝送
３１ 主棘点マーク（黒丸印）
３２ 主棘点マーク（白丸印）
３３ 仮主棘点マーク
３４ スイッチ部
３５ 編集工程表示部
４ 右手
５ 左手
６１ フィールドａ
６２ フィールドｂ
６３ フィールドｃ
６４ フィールドｄ
６５ フィールドｅ
６６ フィールドｎ
Ｓ１ 心電信号（デジタル化を終了）
Ｓ２ 心電信号（安定性解析を終了）
Ｓ３ 心電信号（主棘波検出を終了）
Ｓ４ 心電信号（早期性、区分点認識を終了）
Ｓ５ 心電信号（ＱＲＳ合成波の型検出を終了）
Ｓ２００ 安定性解析
Ｓ２０１ 記録不良部の判定と削除
Ｓ２０２ 主棘点検出
Ｓ２０３ 早期性の解析
Ｓ２０４ 区分点認識・棘波の解析
Ｓ２０５ 各波間の間隔・幅の解析
Ｓ２０６ 標準波形の作成
Ｓ２０７ ＱＲＳ合成波形の型解析
Ｓ２０８ 不整脈アノテーション決定
Ｓ２０９ 不整脈アノテーション決定
Ｓ３００ 移動平均
Ｓ３０１ ドリフト検査
Ｓ３０２ スパイクノイズ検査
Ｓ３０３ 飽和検査
Ｓ３０４ ＱＲＳ合成波検査
Ｓ３０５ 計算ウィンドウ条件設定
Ｓ３０６ 区間検出・決定
Ｓ３０７ 仮主棘点検出
Ｓ３０８ 主棘点検出
Ｓ３０９ 拍動数検査
Ｓ３１０ ポーズ検査
Ｓ３１１ 取りこぼし検査

Claims (24)

1. 心電計、パーソナルコンピュータ、およびその間を接続する有線信号伝送からなり、
   心電計によってアナログ心電信号を一定の時間分だけ連続して計測し、
   前処理を行ったアナログ心電信号をデジタル信号に変換して心電信号Ｓ１としてパーソナルコンピュータに内蔵した記憶装置に記録し、
   該心電信号Ｓ１を「安定性解析」処理によって、後の信号処理によって有意な特徴が得られるかどうかを判定し、
   判定ができた信号を心電信号Ｓ２とし、
   該心電信号Ｓ２を、「記録不良部の判定と削除」処理によって、１拍動区間毎に信号処理によって有意な特徴が得られるかどうかを判定し、不良と判定した拍動区間についてこれ以降の処理を行わないようにマークし、
   該マークの無い全ての拍動区間について、
   「主棘点検出」処理によって、１拍動毎にスパイク状のピークをなす主棘点を検出して、該処理を終了した信号を心電信号Ｓ３とし、
   該心電信号Ｓ３について、「早期性の解析」処理によって、通常の平均拍動よりも早いリズムを持った拍動を検出し、
   また同時に、該心電信号Ｓ３について、
   「区分点認識・棘波の解析」処理によって、Ｐ波、ＱＲＳ合成波、Ｔ波の区分点を認識して、それぞれの境界点を明らかにして、該処理を終了した信号を心電信号Ｓ４とし、
   該心電信号Ｓ４おいて、「標準波形作成」処理によって、該心電信号Ｓ４において標準となる１拍動の標準的な波形を作成し、
   該心電信号Ｓ４について、「ＱＲＳ合成波の型検出」処理によって、各拍動信号についてＱＲＳ合成波の型を決定して、該ＱＲＳ合成波の型名を心電信号の各拍動毎に付し、該処理を終了した信号を心電信号Ｓ５とし、
   該心電信号Ｓ１、２、３、４、５に対する処理をパーソナルコンピュータに装備した心電図自動解析ソフトウェアによって記載の順序で行い、
   該心電信号Ｓ１、２、３、４、５のうち１つ以上の全体もしくは一部の区間の波形と、該処理によって得られた特徴を示す符号とを組み合わせて、パーソナルコンピュータの表示装置によって表示し、
   さらにネットワークを通じて別の計算機／記憶装置に心電信号に関する情報を伝送することもできる
   ことを特徴とする心電図自動解析装置。
2. 心電計、携帯情報機器、クラウド上の計算処理サーバ、およびそれらの間を接続する無線信号伝送からなり、
   該心電計はアナログ心電信号を一定の時間分だけ連続して計測して、前処理を行った該アナログ心電信号をデジタル心電信号に変換して心電信号Ｓ１とし、
   該携帯情報機器と該計算処理サーバの組み合わせは、無線伝送により該心電信号Ｓ１またはそれを処理した信号を授受し、装備した心電図自動解析ソフトウェアによって該デジタル心電信号について複数の処理を行い、
   該処理には、
   該心電信号Ｓ１を「安定性解析」処理によって、後の信号処理によって有意な特徴が得られるかどうかを判定すること、
   判定ができた信号を心電信号Ｓ２として該携帯情報機器に内蔵する記憶装置および／または該計算処理サーバに内蔵する記憶装置に記録すること、
   該心電信号Ｓ２について、「記録不良部の判定と削除」処理によって、１拍動区間毎に信号処理によって有意な特徴が得られるかどうかを判定し、不良と判定した拍動区間についてこれ以降の処理を行わないようにマークを付すこと、
   該マークの無い全ての拍動区間について、
   「主棘点検出」処理によって、１拍動毎にスパイク状のピークをなす主棘点を検出して、これを心電信号Ｓ３とすること、
   該心電信号Ｓ３について、「早期性の解析」処理によって、通常の平均拍動よりも早いリズムを持った拍動を検出すること、
   また同時に、該心電信号Ｓ３について、
   「区分点認識・棘波の解析」処理によって、Ｐ波、ＱＲＳ合成波、Ｔ波の区分点を認識して、それぞれの境界点を明らかにして、これを心電信号Ｓ４とすること、
   該心電信号Ｓ４において、「標準波形作成」処理によって、標準となる１拍動の支配的な波形を作成すること、
   該心電信号Ｓ４について、「ＱＲＳ合成波の型検出」処理によって、各拍動信号についてＱＲＳ合成波の型を決定して、該ＱＲＳ合成波の型名を心電信号の各拍動毎に付し、これを心電信号Ｓ５とすることを含み、
   該処理を記載の順序で行い、
   該心電信号Ｓ１、２、３、４、５のうち１つ以上の、全体もしくは一部の区間の波形と、該処理によって得られた特徴を示す符号とを組み合わせて、該携帯情報機器の表示装置によって表示し、
   さらに有線または無線のネットワークを通じて別の計算機／記憶装置に心電信号に関する情報を伝送することもできる
   ことを特徴とする心電図自動解析装置
3. 請求項２に示した心電図自動解析装置であって、
   安定性解析処理を携帯情報機器で行い、
   該安定性解析処理以外の全ての処理を計算処理サーバで行うことを特徴とする心電図自動解析装置。
4. 心電計と、パーソナルコンピュータもしくは携帯情報機器と計算処理サーバの組み合わせからなり、
   心電計によって計測され、直流分ならびに低周波分をフィルターによって除去したアナログ心電信号をデジタル信号に変換した心電信号Ｓ１について、
   安定性解析処理により、
   該心電信号Ｓ１のドリフト量が一定の時間、一定の値以下であり、
   該心電信号Ｓ１の変動の値すなわちピークからピークまでの値の絶対値の和が一定の時間、一定の値以下であり、
   該心電信号Ｓ１の値が、振幅の制限範囲である最大値と最小値の内に有り、
   ＱＲＳ合成波が連続して一定以上の振幅を持った主棘波であり、
   以上の全てが成立するとき、該心電信号Ｓ１が安定していると判定し、
   該心電信号Ｓ１を、定められた特定の時間だけ連続してパーソナルコンピュータに内蔵した記憶装置に記録することを特徴とする心電図自動解析装置。
5. 心電計と、パーソナルコンピュータもしくは携帯情報機器と計算処理サーバの組み合わせからなり、
   心電計によって計測され、直流分ならびに低周波分をフィルターによって除去したアナログ心電信号をデジタル信号に変換した心電信号Ｓ１について、
   該心電信号Ｓ１の一定の区間において全計測点間の差の絶対値の総和をとり、該総和を区間の大きさで割った値が一定値以上であればスパイクノイズと判定し、
   該心電信号Ｓ１の一定の区間において、全計測点の標準偏差がある一定の閾値を超えた場合、ドリフトと判定し、
   該心電信号Ｓ１の絶対値が一定の区間において一定の値以上のとき飽和と判定し、
   以上のいずれかが判定された該心電信号Ｓ１の区間を記録不良部と判定し、当該区間の心電信号Ｓ１の削除処理を行うことを特徴とする心電図自動解析装置。
6. 心電計と、パーソナルコンピュータもしくは携帯情報機器と計算処理サーバの組み合わせからなり、
   心電計によって計測され、直流分ならびに低周波分をフィルターによって除去したアナログ心電信号をデジタル信号に変換し、安定性解析処理ならびに記録不良部の判定と削除処理を終わった心電信号Ｓ２について、
   主棘点検出処理により、
   該心電信号Ｓ２の一定の計算ウィンドウ幅内の計測値の移動標準偏差を計算し、
   該移動標準偏差のグラフから閾値を求め、
   該移動標準偏差のグラフにおいて該閾値を超える連続した区間を求めて、
   該区間が複数ある場合は、一定の規則で該区間を結合し、
   結合した該区間内において絶対値が最も大きなピークを主棘点と判定する
   ことを特徴とする心電図自動解析装置。
7. 心電計と、パーソナルコンピュータもしくは携帯情報機器と計算処理サーバの組み合わせからなり、
   心電計によって計測され、直流分ならびに低周波分をフィルターによって除去したアナログ心電信号をデジタル信号に変換し、安定性解析処理、記録不良部の判定と削除処理、主棘点検出処理を終わった心電信号Ｓ３について、
   早期性の解析処理は、
   主棘点の検出後に、一定の時間の計測値の全体で、主棘点の平均間隔を求め、
   該平均間隔と連続する２つの主棘点の間隔との比率を全ての主棘点について求め、
   該比率を大きさの順に並べたグラフにおいて、該比率の中央値の点と最小値の点をグラフ上で直線で結び、
   該直線から該グラフまでの距離が最大となる点から左側の計測点を早期性が存在する点の第１の条件とし、
   前記連続する２つの主棘点の間隔と、１つ前の連続する２つの主棘点の間隔との比を全ての主棘点について求め、
   該比率を大きさの順に並べたグラフにおいて、該比率のグラフの中央値の点と最小値の点を直線で結び、
   該直線から該グラフまでの距離が最大となる点から左側の点を早期性がある点の第２の条件とし、
   該第１の条件と該第２の条件が同時に成立する主棘点に早期性が存在すると判定する
   ことを特徴とする心電図自動解析装置。
8. 心電計と、パーソナルコンピュータもしくは携帯情報機器と計算処理サーバの組み合わせからなり、
   心電計によって計測され、直流分ならびに低周波分をフィルターによって除去したアナログ心電信号をデジタル信号に変換し、安定性解析処理、記録不良部の判定と削除処理、主棘点検出処理を終わった心電信号Ｓ３について、
   区分点認識・棘波の解析処理において、
   当該の連続する２つの主棘点の間隔を第１の間隔とし、該間隔に１つ前の連続する２つの主棘点の間隔を加えて得られる第２の間隔との比率を求め、
   該第１の間隔と、該第２の間隔との比の積の時間だけ主棘点からさかのぼった位置を当該の拍動区間の始点とすることによって隣り合う拍動区間の自動解析のための境界点を明らかにする
   ことを特徴とする心電図自動解析装置。
9. 心電計と、パーソナルコンピュータもしくは携帯情報機器と計算処理サーバの組み合わせからなり、
   心電計によって計測され、直流分ならびに低周波分をフィルターによって除去したアナログ心電信号をデジタル信号に変換し、安定性解析処理、記録不良部の判定と削除処理、主棘点検出処理を終わった心電信号Ｓ３について、
   定められた特定の時間内の全ての拍動区間についてある一定の計算ウィンドウ幅で切り取った該心電信号の移動標準偏差の平均値を求め、
   該拍動区間において、主棘点の前にあり、時間的に最も早く、移動標準偏差が該平均値より小さく、かつ１つ後ろの移動標準偏差が該平均値と等しいか大きい計測点の位置をＱＲＳ合成波の始点とし、
   該拍動区間において、主棘点の後にあり、時間的に最も早く、移動標準偏差が該平均値以上であり、かつ１つ後ろの移動標準偏差が該平均値より小さい計測点の位置をＱＲＳ合成波の終点とする
   ことを特徴とする心電図自動解析装置。
10. 心電計と、パーソナルコンピュータもしくは携帯情報機器と計算処理サーバの組み合わせからなり、
    心電計によって計測され、直流分ならびに低周波分をフィルターによって除去したアナログ心電信号をデジタル信号に変換し、安定性解析処理、記録不良部の判定と削除処理、主棘点検出処理を終わった心電信号Ｓ３について、
    心電信号波形上で、拍動区間の始点とＱＲＳ合成波の始点を結ぶ直線を引き、
    該拍動区間の始点と該ＱＲＳ合成波の始点の区間内で、心電信号波形と該直線の距離の移動半値幅の平均値を求め、
    該心電信号波形が該平均値より大きい計測点の範囲をＰ波とする
    ことを特徴とする心電図自動解析装置。
11. 心電計と、パーソナルコンピュータもしくは携帯情報機器と計算処理サーバの組み合わせからなり、
    心電計によって計測され、直流分ならびに低周波分をフィルターによって除去したアナログ心電信号をデジタル信号に変換し、安定性解析処理、記録不良部の判定と削除処理、主棘点検出処理を終わった心電信号Ｓ３について、
    心電信号波形上で、拍動区間の終点とＱＲＳ合成波の終点を結ぶ直線を引き、
    該拍動区間の終点と該ＱＲＳ合成波の終点の区間内で、計測点と該直線の距離の移動半値幅の平均値を求め、
    該平均値より大きい計測点の範囲をＴ波とする
    ことを特徴とする心電図自動解析装置。
12. 心電計と、パーソナルコンピュータもしくは携帯情報機器と計算処理サーバの組み合わせからなり、
    心電計によって計測され、直流分ならびに低周波分をフィルターによって除去したアナログ心電信号をデジタル信号に変換し、安定性解析処理、記録不良部の判定と削除処理、主棘点検出処理、早期性の解析処理、区分点認識／各波間の間隔・幅の改正処理を終わった心電信号Ｓ４について、
    標準波形作成処理は、
    定められた特定の時間内に存在する全ての拍動区間に分割し、
    分割した心電信号についてそれぞれの時間軸を移動して、それぞれの主棘点の時間軸上の位置をグラフ上で重ね合わせ、
    同じくそれぞれの電圧軸を移動して、それぞれの主棘点の電圧軸上の位置をグラフ上で重ね合わせ、
    全ての該分割した心電信号の計測値の和を求め、該分割した心電信号の数で除算することで平均の波形を求める
    ことを特徴とする心電図自動解析装置。
13. 心電計と、パーソナルコンピュータもしくは携帯情報機器と計算処理サーバの組み合わせからなり、
    心電計によって計測され、直流分ならびに低周波分をフィルターによって除去したアナログ心電信号をデジタル信号に変換し、安定性解析処理、記録不良部の判定と削除処理、主棘点検出処理、早期性の解析処理、区分点認識／各波間の間隔・幅の解析処理を終わった心電信号Ｓ４について、
    ＱＲＳ合成波の波形を分類するにあたって、
    １拍動の該心電信号Ｓ４の波形の特徴点パターンにおいて、始めの特徴点をＱ点、終りの特徴点をＳ点、その間に存在する主棘点とＱ点の間にある下向きのピークをｑ点、主棘点とＳ点の間にある下向きのピークをｓ点と名付け、
    Ｑ点と主棘点の間においてＱ点が最小値の点であり、かつ主棘点とＳ点の間においてｓ点が最小値の点である場合をＲｓ型とし、
    Ｑ点と主棘点の間においてＱ点が最小の点であり、かつ主棘点とＳ点の間においてＳ点が最小値の点である場合をＲ型とし、
    Ｑ点と主棘点の間においてｑ点が最小値の点であり、かつ主棘点とＳ点の間においてｓ点が最小値の点である場合をｑＲＳ型とし、
    Ｑ点と主棘点の間においてｑ点が最小値の点であり、かつ主棘点とＳ点の間においてＳ点が最小値の点である場合をｑＲ型とすること
    によって主棘点が陽性である該ＱＲＳ合成波の型検出処理を行うことを特徴とする心電図自動解析装置。
14. 心電計と、パーソナルコンピュータもしくは携帯情報機器と計算処理サーバの組み合わせからなり、
    心電計によって計測され、直流分ならびに低周波分をフィルターによって除去したアナログ心電信号をデジタル信号に変換し、安定性解析処理、記録不良部の判定と削除処理、主棘点検出処理、早期性の解析処理、区分点認識／各波間の間隔・幅の解析処理を終わった心電信号Ｓ４について、
    ＱＲＳ合成波の波形の型を分類するにあたって、
    １拍動の該心電信号Ｓ４の波形の特徴点パターンにおいて、始めの特徴点をＱ点、終りの特徴点をＳ点、その間に存在する主棘点とＱ点の間にある上向きのピークをｒ点、主棘点とＳ点の間にある下向きのピークをｒ’点と名付け、
    Ｑ点と主棘点の間においてｒ点が最大値の点であり、かつ主棘点とＳ点の間においてＳ点が最大値の点である場合をｑｒＳ型とし、
    Ｑ点と主棘点の間においてｒ点が最大値の点であり、かつ主棘点とＳ点の間においてｒ’点が最大値の点である場合をｑｒＳｒ’型とし、
    Ｑ点と主棘点の間においてＱ点が最大値の点であり、かつ主棘点とＳ点の間においてＳ点が最大値の点である場合をＱＳ型とし、
    Ｑ点と主棘点の間においてＱ点が最大値の点であり、かつ主棘点とＳ点の間においてｒ’点が最小値の点である場合をＱＳｒ型とすること
    によって主棘点が陰性である該ＱＲＳ合成波の型検出処理を行うことを特徴とする心電図自動解析装置。
15. 心電計と、パーソナルコンピュータもしくは携帯情報機器と計算処理サーバの組み合わせからなり、
    心電計によって計測され、直流分ならびに低周波分をフィルターによって除去したアナログ心電信号をデジタル信号に変換し、安定性解析処理、記録不良部の判定と削除処理、主棘点検出処理、早期性の解析処理、区分点認識／各波間の間隔・幅の解析処理を終わった心電信号Ｓ４について、
    ＱＲＳ合成波の波形の詳細型名を決定するにあたって、
    主棘波が陽性であって、ａ、ｂおよびｃを定数として、
    型分類がＲｓ型の場合、Ｑ点とｓ点の差の絶対値をＨｓとし、Ｑ点とＲ点の差の絶対値をＨＲとし、そして両者の比Ｄ２＝Ｈｓ／ＨＲ×１００を求め、
    Ｄ２≦ａであるときＲ−ｓ型とし、
    ａ＜Ｄ２≦ｂであるときＲｓ型とし、
    ｂ＜Ｄ２＜ｃであるときＲＳ型とし、
    ｃ≦Ｄ２であるときＲ＝Ｓ型とし、
    型分類がＲ型の場合、差の絶対値を計算せずに全てそのままＲ型とし、
    型分類がｑＲｓ型の場合、Ｑ点とｓ点の差の絶対値をＨｓとし、Ｑ点とＲ点の差の絶対値をＨＲとし、その両者の比Ｄ２=（Ｈｓ／ＨＲ）×１００を求め、
    Ｑ点とｑ点の差の絶対値をＨｑとし、Ｑ点とＲ点の差の絶対値をＨＲとし、その両者の比Ｄ１=（Ｈｑ／ＨＲ）×１００をそれぞれ求め、
    Ｄ１≦ａであって、
    Ｄ２≦ａであるとき−ｑＲ−ｓ型とし、
    ａ＜Ｄ２≦ｂであるとき−ｑＲｓ型とし、
    ｂ＜Ｄ２＜ｃであるとき−ｑＲＳ型とし、
    ｃ≦Ｄ２であるとき−ｑＲ＝Ｓ型とし、
    ａ＜Ｄ１≦ｂであって、
    Ｄ２≦ａであるときｑＲ−ｓ型とし、
    ａ＜Ｄ２≦ｂであるときｑＲｓ型とし、
    ｂ＜Ｄ２＜ｃであるときｑＲＳ型とし、
    ｃ≦Ｄ２であるときｑＲ＝Ｓ型とし、
    ｂ＜Ｄ１＜ｃであって、
    Ｄ２≦ａであるときＱＲ−ｓ型とし、
    ａ＜Ｄ２≦ｂであるときＱＲｓ型とし、
    ｂ＜Ｄ２＜ｃであるときＱＲＳ型とし、
    ｃ≦Ｄ２であるときＱＲ＝Ｓ型とし、
    ｃ≦Ｄ１であって、
    Ｄ２≦ａであるときＱ＝Ｒ−ｓ型とし、
    ａ＜Ｄ２≦ｂであるときＱ＝Ｒｓ型とし、
    ｂ＜Ｄ２＜ｃであるときＱ＝ＲＳ型とし、
    ｃ≦Ｄ２であるときＱ＝Ｒ＝Ｓ型とし、
    型分類がｑＲ型の場合、Ｑ点とｑ点の差の絶対値をＨｑとし、Ｑ点とＲ点の差の絶対値をＨＲとし、その両者の比Ｄ１=（Ｈｑ／ＨＲ）×１００を求め、
    Ｄ１≦ａであるとき−ｑＲ型とし、
    ａ＜Ｄ１≦ｂであるときｑＲ型とし、
    ｂ＜Ｄ１＜ｃであるときＱＲ型とし、
    ｃ≦Ｄ１であるときＱ＝Ｒ型とすることを特徴とする心電図自動解析装置。
16. 心電計と、パーソナルコンピュータもしくは携帯情報機器と計算処理サーバの組み合わせからなり、
    心電計によって計測され、直流分ならびに低周波分をフィルターによって除去したアナログ心電信号をデジタル信号に変換し、安定性解析処理、記録不良部の判定と削除処理、主棘点検出処理、早期性の解析処理、区分点認識／各波間の間隔・幅の解析処理を終わった心電信号Ｓ３について、
    ＱＲＳ合成波の波形の詳細型名を決定するにあたって、
    主棘波が陰性であって、ａ、ｂおよびｃを定数として、
    型分類がｑｒＳ型の場合、Ｑ点とＳ点の差の絶対値をＨＳとし、Ｑ点とｒ点の差の絶対値をＨｒ、そしてその両者の比Ｄ３ =（Ｈｒ／ＨＳ）×１００を求め、
    Ｄ３≦ａであるとき−ｒＳ型、
    ａ＜Ｄ３≦ｂであるときｒＳ型、
    ｂ＜Ｄ３＜ｃであるときＲＳ型、
    ｃ≦Ｄ３であるときＲ＝Ｓ型とし、
    型分類がｑｒＳｒ’型の場合、Ｑ点とＳ点の差の絶対値をＨＳとし、Ｑ点とｒ点の差の絶対値をＨｒとし、そしてその両者の比Ｄ３=（Ｈｒ／ＨＳ）×１００を求め、
    Ｓ点とｒ’点の差の絶対値をＨｒ’とし、そしてその両者の比Ｄ４=（Ｈｒ’／ＨＳ）×１００を求め、
    Ｄ３≦ａであって、
    Ｄ４≦ａであるとき−ｒＳ−ｒ’型とし、
    ａ＜Ｄ４≦ｂであるとき−ｒＳｒ’型とし、
    ｂ＜Ｄ４＜ｃであるとき−ｒＳＲ’型とし、
    ｃ≦Ｄ４であるとき−ｒＳ＝Ｒ’型とし、
    ａ＜Ｄ３≦ｂであって、
    Ｄ４≦ａであるときｒＳ−ｒ’型とし、
    ａ＜Ｄ４≦ｂであるときｒＳｒ’型とし、
    ｂ＜Ｄ４＜ｃであるときｒＳＲ’型とし、
    ｃ≦Ｄ４であるときｒＳ＝Ｒ’型とし、
    ｂ＜Ｄ３＜ｃであって、
    Ｄ４≦ａであるときＲＳ−ｒ’型とし、
    ａ＜Ｄ４≦ｂであるときＲＳｒ’型とし、
    ｂ＜Ｄ４＜ｃであるときＲＳＲ’型とし、
    ｃ≦Ｄ４であるときＲＳ＝Ｒ’型とし、
    ｃ≦Ｄ３であって、
    Ｄ４≦ａであるときＲ＝Ｓ−ｒ’型とし、
    ａ＜Ｄ４≦ｂであるときＲ＝Ｓｒ’型とし、
    ｂ＜Ｄ４＜ｃであるときＲ＝ＳＲ’型とし、
    ｃ≦Ｄ４であるときＲ＝Ｓ＝Ｒ’型とし、
    型分類がＱＳ型の場合、差の絶対値を計算せずに、全てそのままＱＳ型とし、
    型分類がＱＳｒ型の場合、Ｑ点とＳ点の差の絶対値をＨＳとし、Ｑ点とｒ点の差の絶対値をＨｒ、そしてその両者の比Ｄ１ =（Ｈｒ／ＨＳ）×１００を求め、
    Ｄ３≦ａであるときＱ−ｒ型、
    ａ＜Ｄ３≦ｂであるときＱｒ型、
    ｂ＜Ｄ３＜ｃであるときＱＲ型、
    ｃ≦Ｄ３であるときＱ＝Ｒ型とすることを特徴とする心電図自動解析装置。
17. 心電計と、パーソナルコンピュータもしくは携帯情報機器と計算処理サーバの組み合わせからなり、
    心電計によって計測され、直流分ならびに低周波分をフィルターによって除去したアナログ心電信号をデジタル信号に変換し、安定性解析処理、記録不良部の判定と削除処理、主棘点検出処理、早期性の解析処理、区分点認識／各波間の間隔・幅の解析処理、ＱＲＳ合成波の型検出処理を終わった心電信号Ｓ５において、
    標準波形のＱＲＳ合成波の幅、当該の拍動の波形のＱＲＳ合成波の幅、Ｐ波の有無、Ｔ波の極性を含む複数の波形の特徴から不整脈アノテーションを決定する
    ことを特徴とする心電図自動解析装置。
18. 心電計と、パーソナルコンピュータもしくは携帯情報機器と計算処理サーバの組み合わせからなり、
    心電計によって計測され、直流分ならびに低周波分をフィルターによって除去したアナログ心電信号をデジタル信号に変換し、安定性解析処理、記録不良部の判定と削除処理、主棘点検出処理、早期性の解析処理、区分点認識／各波間の間隔・幅の解析処理を終わった心電信号Ｓ４の波形において、連続した２拍動のＲ波、ＱＳ波、Ｓ波、Ｑ波の中で基線から最も振れが大きいピーク値を持つ棘波のピーク点の間隔を主棘点間隔と見なすことを特徴とする心電図自動解析装置。
19. 請求項５に示す心電図自動解析装置において、
    複数の主棘点を自動的に検出した結果、陽性の主棘点と陰性の主棘点が混在する場合、
    該陽性の主棘点または該陰性の主棘点の一方に主棘点を一括して変更するモフォロジー編集機能を有し、編集時間を短縮することができることを特徴とする心電図自動解析装置。
20. 請求項１６に記載の心電図自動解析装置において、
    自動的に不整脈アノテーションを判定した結果について、
    モフォロジー編集によって不整脈アノテーションを、範囲を指定して一括して変更する編集機能を有し、
    編集時間を大幅に短縮することができることを特徴とする心電図自動解析装置。
21. 請求項１、２、４、５、６、７、８、９、１０、１１、１２、１３、１４、１５、１６、１７、１８のいずれかに示した心電図自動解析装置であって、
    一定の時間測定して得られた心電信号を表示装置に全て一括して表示する表示画面において、
    該表示画面の内の心電信号の波形の任意の指定部分に他の部分と区別できるマークを表示する
    ことを特徴とする心電図自動解析装置。
22. 請求項１、２、４、５、６、７、８、９、１０、１１、１２、１３、１４、１５、１６、１７、１８のいずれかに示した心電図自動解析装置であって、
    一定の時間測定して得られた心電信号を表示装置に全て一括して表示する表示画面において、
    任意の部分を拡大して表示する画面に遷移することを特徴とする心電図自動解析装置。
23. 請求項１、２、４、５、６、７、８、９、１０、１１、１２、１３、１４、１５、１６、１７、１８のいずれかに示した心電図自動解析装置であって、
    一定の時間測定して得られた心電信号を表示装置に全て一括してもしくは一部分を表示する表示画面において、
    特定の特徴を有する拍動毎の心電信号をそれぞれ特徴別に指定された色で表示するかまたはマークを添付することができることを特徴とする心電図自動解析装置。
24. 請求項１、２、４、５、６、７、８、９、１０、１１、１２、１３、１４、１５、１６、１７、１８のいずれかに示した心電図自動解析装置であって、一定の時間測定して得られた心電信号または心電信号の特徴を編集する複数の編集工程を有し、
    該編集工程の順序が任意に選択できる構成であることを特徴とする心電図自動解析装置。

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