JP7250332B2

JP7250332B2 - 心電図計測システム

Info

Publication number: JP7250332B2
Application number: JP2019131595A
Authority: JP
Inventors: 志麻岡田; 成弘塩澤; 大稀加登
Original assignee: Ritsumeikan Trust
Current assignee: Ritsumeikan Trust
Priority date: 2019-07-17
Filing date: 2019-07-17
Publication date: 2023-04-03
Anticipated expiration: 2039-07-17
Also published as: JP2021016404A

Description

特許法第３０条第２項適用平成３０年７月１７日～２１日に、米国ハワイコンベンションセンタにて開催されたＥＭＢＣ２０１８にて発表

本発明は、皮膚に電極を貼り付けることなく心電図波形を計測することが可能な心電図計測システムに関する。

病院や介護施設等では、ベッドに横臥している人の心筋の活動電位を長時間継続的に計測して心電図信号として出力し、この心電図信号を用いて心電図を作成し体調管理に利用することが広く行われている。このような心電図の計測を行なうにあたっては、より簡便な方法での心電図の計測が必要とされていることから、特許文献１に記載のような静電容量結合型の心電図計測システムが提案されている。

特開２０１０－１９４１３７号公報

上記のような静電容量結合型の心電図計測システムは、皮膚に電極を貼り付けることなく心電図波形を計測することが可能であるものの、静電容量結合型の心電図計測システムは、コンデンサの原理を利用したものであるため、一対の電極を用いただけでは、人体の体動やノイズに影響されやすく、もって、高精度な心電図波形を計測することができない可能性があるという問題があった。

そこで、本発明は、上記問題に鑑み、皮膚に電極を貼り付けることなく心電図波形を計測することができると共に、高精度な心電図波形を計測することができる心電図計測システムを提供することを目的としている。

上記本発明の目的は、以下の手段によって達成される。なお、括弧内は、後述する実施形態の参照符号を付したものであるが、本発明はこれに限定されるものではない。

請求項１に係る心電図計測システムは、ベッド（Ｂ）上に配置されるグランド電極（２）と、
前記ベッド（Ｂ）上に配置されると共に、前記グランド電極（２）の周囲に配置される複数の計測用電極（３）と、
前記複数の計測用電極（３）の夫々の差分を算出する差分算出手段（差分部４０）と、
前記差分算出手段（差分部４０）にて算出された差分のうち、所定の閾値を超えたものを全て加算する加算手段（加算部４２）と、を有してなることを特徴としている。

また、請求項２に係る心電図計測システムは、上記請求項１に記載の心電図計測システムにおいて、前記グランド電極（２）は、前記ベッド（Ｂ）上に十字状に配置され、
前記複数の計測用電極（３）は、前記グランド電極（２）の四隅に夫々配置されてなることを特徴としている。

さらに、請求項３に係る心電図計測システムは、上記請求項１又は２に記載の心電図計測システムにおいて、前記複数の計測用電極（３）は、夫々、角部がＲ状に形成されてなることを特徴としている。

請求項１に係る発明によれば、グランド電極（２）の周囲に配置される複数の計測用電極（３）の夫々の差分を差分算出手段（差分部４０）にて算出し、差分算出手段（差分部４０）にて算出された差分のうち、所定の閾値を超えたものを加算手段（加算部４２）にて全て加算しているから、人体（Ｍ）の体動やノイズに影響され難くなり、もって、高精度な心電図波形を計測することができる。また、人体（Ｍ）の皮膚に電極を貼り付けることなく心電図波形を計測することができる。

また、請求項２に係る発明によれば、グランド電極（２）がベッド（Ｂ）上に十字状に配置され、複数の計測用電極（３）が、グランド電極（２）の四隅に夫々配置されているから、ベッド（Ｂ）上に人体（Ｍ）が横臥した際、複数の計測用電極（３）が胸部付近となるため、高精度な心電図波形を計測することができる。

さらに、請求項３に係る発明によれば、複数の計測用電極（３）、夫々、角部がＲ状に形成されているから、電極の面積を小さくすることができ、もって、外部からのノイズを受け難くすることができる。

（ａ）は本発明に係る心電図計測システムの一実施形態を示すブロック図、（ｂ）は衣服を着用した人体がベッドに横臥した場合の心電図計測システムの一実施形態を示すブロック図である。同実施形態に係る心電図処理装置のブロック図である。同実施形態に係る差分部と、比較部を示す回路図である。（ａ）はコンデンサの原理を示す説明図、（ｂ）は（ａ）に示すコンデンサの原理に本実施形態を適用させた場合の説明図である。（ａ）は第１計測用電極と、第２計測用電極との差分電圧を示す波形図、（ｂ）は第２計測用電極と、第４計測用電極との差分電圧を示す波形図、（ｃ）は心電図波形図である。（ａ）はベッドの表面に十字状のグランド電極を配置し、そのグランド電極の四隅に４個の計測用電極を夫々配置している状態を示す平面図、（ｂ）は（ａ）の状態のベッドの表面に人体が横臥した状態を示す平面図である。（ａ）はベッドの表面に十字状のグランド電極を配置し、そのグランド電極の四隅に円形状の４個の計測用電極を夫々配置している状態を示す平面図、（ｂ）はベッドの表面に十字状のグランド電極を配置し、そのグランド電極の四隅に８個の計測用電極を夫々配置している状態を示す平面図、（ｃ）は８個の計測用電極を（ｂ）とは異なる配置にしている状態を示す平面図である。

以下、本発明に係る心電図計測システムの一実施形態を、図面を参照して具体的に説明する。なお、以下の説明において、上下左右の方向を示す場合は、図示正面から見た場合の上下左右をいうものとする。

本実施形態に係る心電図計測システムは、静電容量結合型の心電図計測システムであって、皮膚に電極を貼り付けることなく心電図波形を計測することが可能なものである。具体的に説明すると、図１に示すように、心電図計測システム１は、ベッドＢ上に配置されるグランド電極２と、グランド電極２の周囲に配置される複数の計測用電極３（図示では、４個）と、心電図処理装置４と、で構成されている。ベッドＢは、図１（ｂ）に示すように、衣服Ｆを着用した人体Ｍが、ベッドＢの上面Ｂａに横臥可能なものである。そして、このベッドＢの上面Ｂａには、略中央部分に、十字状のグランド電極２が配置されている。このグランド電極２は、人体Ｍが安静状態で心電図を計測できるように、人体Ｍのグランドとして使用されると共に、心電図処理装置４のグランドとしても使用される。そゆれ、グランド電極２は、図１（ｂ）に示すように、横臥した人体Ｍの胸部付近となるように、ベッドＢの上面Ｂａに配置されている。

一方、複数の計測用電極３は、図１に示すように、ベッドＢの上面Ｂａに配置されるものである。具体的には、複数の計測用電極３は、銅等の導電性の高い金属を含む導電布、又は、薄く柔軟性のあるカーボンや導電ペースト等を用いて矩形のシート状に形成されているもので、図１に示すように、第１計測用電極３ａと、第２計測用電極３ｂと、第３計測用電極３ｃと、第４計測用電極３ｄと、で構成されている。この第１計測用電極３ａは、図１に示すように、ベッドＢの上面Ｂａに配置されると共に、十字状のグランド電極２の左上隅に配置されるものである。そして、第２計測用電極３ｂは、図１に示すように、ベッドＢの上面Ｂａに配置されると共に、十字状のグランド電極２の右上隅に配置されるものである。さらに、第３計測用電極３ｃは、図１に示すように、ベッドＢの上面Ｂａに配置されると共に、十字状のグランド電極２の左下隅に配置されるものである。そしてさらに、第４計測用電極３ｄは、図１に示すように、ベッドＢの上面Ｂａに配置されると共に、十字状のグランド電極２の右下隅に配置されるものである。これにより、複数の計測用電極３は、横臥した人体Ｍの胸部付近となるように配置することができる。

かくして、図１（ｂ）に示すように、ベッドＢの上面Ｂａにグランド電極２と、複数の計測用電極３とが配置された状態で衣服Ｆを着用した人体Ｍが横臥すると、人体Ｍと複数の計測用電極３との間は、静電容量結合し、もって、コンデンサが形成されることとなる。すなわち、コンデンサの原理は、図４（ａ）に示すように、一対の金属板（導電体）の間に誘電体を挟んだものであるが、図１（ｂ）に示す状態にすることにより、図４（ｂ）に示すように、人体Ｍと複数の計測用電極３とが導電体の役割をし、衣服Ｆが誘電体の役割をすることとなる。これにより、人体Ｍと複数の計測用電極３との間は、静電容量結合し、もって、コンデンサが形成されることとなる。しかして、このように、横臥した人体Ｍの胸部付近となるように複数の計測用電極３を配置することにより、複数の計測用電極３を用いて、人体Ｍの皮膚に電極を貼り付けることなく心電図波形を計測することができる。

かくして、複数の計測用電極３にて計測された心電図波形は、心電図処理装置４を用いて処理されることとなる。

心電図処理装置４は、図２に示すように、複数の差分部４０(図示では、６個)と、複数の比較部４１（図示では、６個）と、加算部４２と、ＬＣＤ（ＬｉｑｕｉｄＣｒｙｓｔａｌＤｉｓｐｌａｙ）等からなる表示部４３と、で構成されている。差分部４０は、図３に示すように、オペアンプＯＰで構成されており、このオペアンプＯＰには、マイナス端子に入力電圧Ｖ_ｉｎ１が供給され、プラス端子に入力電圧Ｖ_ｉｎ２が供給され、入力端子間に抵抗Ｒ_Ｇが接続されている。しかして、このような入力電圧Ｖ_ｉｎ１、Ｖ_ｉｎ２には、図１に示す第１計測用電極３ａにて計測された計測結果、図１に示す第２計測用電極３ｂにて計測された計測結果、図１に示す第３計測用電極３ｃにて計測された計測結果、図１に示す第４計測用電極３ｄにて計測された計測結果が入力されることとなる。これにより、全ての計測結果の差分を取ることができる。すなわち、図２に示すように、複数の差分部４０のうち、１つの差分部４０には、第１計測用電極３ａにて計測された計測結果、及び、第２計測用電極３ｂにて計測された計測結果が入力される。そして、他の１つの差分部４０には、第１計測用電極３ａにて計測された計測結果、及び、第３計測用電極３ｃにて計測された計測結果が入力される。さらに、他の１つの差分部４０には、第１計測用電極３ａにて計測された計測結果、及び、第４計測用電極３ｄにて計測された計測結果が入力される。そしてさらに、他の１つの差分部４０には、第２計測用電極３ｂにて計測された計測結果、及び、第３計測用電極３ｃにて計測された計測結果が入力される。またさらに、他の１つの差分部４０には、第２計測用電極３ｂにて計測された計測結果、及び、第４計測用電極３ｄにて計測された計測結果が入力される。またさらに、他の１つの差分部４０には、第３計測用電極３ｃにて計測された計測結果、及び、第４計測用電極３ｄにて計測された計測結果が入力されることとなる。

しかして、このようにすれば、第１計測用電極３ａにて計測された計測結果、第２計測用電極３ｂにて計測された計測結果、第３計測用電極３ｃにて計測された計測結果、第４計測用電極３ｄにて計測された計測結果の全ての差分を取ることができる。

かくして、上記のように第１計測用電極３ａにて計測された計測結果、第２計測用電極３ｂにて計測された計測結果、第３計測用電極３ｃにて計測された計測結果、第４計測用電極３ｄにて計測された計測結果の全ての差分は、夫々、図２に示す比較部４１に入力されることとなる。

比較部４１は、図３に示すように、コンパレータＣＰで構成されており、このコンパレータＣＰのプラス端子には、差分部４０からの出力電圧のうち、ハイパスフィルタ４０ａにて低周波成分が除去されたものが入力される。そして、このコンパレータＣＰのマイナス端子には、抵抗Ｒ_１と抵抗Ｒ_２にて分圧されたコンパレータＣＰからの出力電圧が入力される。なお、このハイパスフィルタ４０ａは、差分部４０からの出力信号に直列するコンデンサＣ_ＨＰＦと、差分部４０からの出力信号に並列する抵抗Ｒ_ＨＰＦと、で構成されるものである。

しかして、このようにすれば、抵抗Ｒ_１と抵抗Ｒ_２にて分圧されたコンパレータＣＰからの出力電圧（所定の閾値）より、ハイパスフィルタ４０ａにて低周波成分が除去された差分部４０からの出力電圧が高ければ、ハイパスフィルタ４０ａにて低周波成分が除去された差分部４０からの出力電圧がコンパレータＣＰから出力されることとなる。そして、抵抗Ｒ_１と抵抗Ｒ_２にて分圧されたコンパレータＣＰからの出力電圧（所定の閾値）より、ハイパスフィルタ４０ａにて低周波成分が除去された差分部４０からの出力電圧が低ければ、コンパレータＣＰから０Ｖが出力されることとなる。

かくして、上記のようにコンパレータＣＰにて比較された後の出力電圧は、ローパスフィルタ４１ａにて高周波成分が除去され、図２に示す加算部４２に入力されることとなる。なお、ローパスフィルタ４１ａは、コンパレータＣＰからの出力信号に直列する抵抗Ｒ_ＬＰＦと、コンパレータＣＰからの出力信号に並列するコンデンサＣ_ＬＰＦと、で構成されるものである。

しかして、加算部４２は、第１計測用電極３ａにて計測された計測結果、第２計測用電極３ｂにて計測された計測結果、第３計測用電極３ｃにて計測された計測結果、第４計測用電極３ｄにて計測された計測結果の全ての差分のうち、上記抵抗Ｒ_１と抵抗Ｒ_２にて分圧されたコンパレータＣＰからの出力電圧（所定の閾値）を超えたものを全て加算することとなる。そして、加算部４２にて加算された加算結果は、表示部４３に表示されることとなる。これにより、高精度な心電図波形を計測することができることとなる。

この点、具体例を例示してより詳しく説明すると、比較部４１から出力される出力電圧として、図５（ａ）では、第１計測用電極３ａと、第２計測用電極３ｂとの差分電圧の波形を例示し、図５（ｂ）では、第２計測用電極３ｂと、第４計測用電極３ｄとの差分電圧の波形を例示している。そして、このような図５（ａ）に示す差分電圧と、図５（ｂ）に差分電圧とが、加算部４２にて加算されることにより、図５（ｃ）に示すような心電図波形（実線部分参照）が表示されることとなる。

しかして、このように、加算部４２にて差分電圧が加算されることにより、ノイズが低減されることとなり、もって、図５（ｃ）に示すようなＲ波が強調された心電図波形（実線部分参照）を得ることができる。これにより、高精度な心電図波形を計測することができることとなる。

ところで、本実施形態において、ベッドＢの上面Ｂａに、第１計測用電極３ａ～第４計測用電極３ｄを配置しているのは、人体Ｍがどのような位置になったとしても、心電図波形を計測できるようにするためである。すなわち、従来においては、一対の計測用電極しか使用していなかったため、人体Ｍの位置によっては、一対の計測用電極では心電図波形を計測できず、もって、高精度な心電図波形を計測することができないという問題があった。そこで、本実施形態においては、人体Ｍがどのような位置になったとしても、心電図波形を計測できるように、ベッドＢの上面Ｂａに、第１計測用電極３ａ～第４計測用電極３ｄを配置するようにしている。このようにすれば、人体の体動の影響を低減することができる。

また、静電容量結合型の心電図計測システムは、ノイズの影響を受けやすいことから、本実施形態においては、ノイズの影響を低減させるべく、第１計測用電極３ａにて計測された計測結果、第２計測用電極３ｂにて計測された計測結果、第３計測用電極３ｃにて計測された計測結果、第４計測用電極３ｄにて計測された計測結果の全ての差分のうち、上記抵抗Ｒ_１と抵抗Ｒ_２にて分圧されたコンパレータＣＰからの出力電圧（所定の閾値）を超えたものを全て加算するようにしている。

この点、具体例を用いて説明すると、図６（ａ）に示すように、ベッドＢの上面Ｂａに、十字状のグランド電極２が配置され、十字状のグランド電極２の左上隅に第１計測用電極３ａが配置され、十字状のグランド電極２の右上隅に第２計測用電極３ｂが配置され、十字状のグランド電極２の左下隅に第３計測用電極３ｃが配置され、十字状のグランド電極２の左下隅に第４計測用電極３ｄが配置された状態で、図６（ｂ）に示すように、人体Ｍが、第１計測用電極３ａ、第２計測用電極３ｂ、第３計測用電極３ｃに接するように、ベッドＢに横臥した場合、第４計測用電極３ｄは、計測に不要な電極となる。それゆえ、第１計測用電極３ａにて計測された計測結果、第２計測用電極３ｂにて計測された計測結果、第３計測用電極３ｃにて計測された計測結果、第４計測用電極３ｄにて計測された計測結果の全ての差分を加算してしまうと、不正確な心電図波形を計測してしまうこととなる。なお、第４計測用電極３ｄは、人体Ｍと接していなことから、外部からのノイズを受信し易くなる。

そこで、本実施形態においては、そのような不正確な心電図波形の計測を避けるべく、所定の閾値を超えたものだけを全て加算するようにしている。このようにすれば、計測に不要な第４計測用電極３ｄにて計測された計測結果（ノイズ）まで加算してしまう事態を防止することができる。またさらに、所定の閾値を超えたものだけを全て加算するようにすれば、加算することにより、ノイズを低減することができる。

それゆえ、第１計測用電極３ａにて計測された計測結果、第２計測用電極３ｂにて計測された計測結果、第３計測用電極３ｃにて計測された計測結果、第４計測用電極３ｄにて計測された計測結果の全ての差分のうち、上記抵抗Ｒ_１と抵抗Ｒ_２にて分圧されたコンパレータＣＰからの出力電圧（所定の閾値）を超えたものを全て加算するようにすれば、図５（ｃ）に示すようなＲ波が強調された心電図波形（実線部分参照）を得ることができ、もって、高精度な心電図波形を計測することができることとなる。

しかして、以上説明した本実施形態によれば、人体Ｍの体動やノイズに影響され難くなるから、高精度な心電図波形を計測することができる。また、人体Ｍの皮膚に電極を貼り付けることなく心電図波形を計測することができる。

なお、本実施形態において示した形状等はあくまで一例であり、特許請求の範囲に記載された本発明の要旨の範囲内において、種々の変形・変更が可能である。例えば、本実施形態においては、第１計測用電極３ａ～第４計測用電極３ｄの形状として、矩形のシート状を例示したが、それに限らず、角部をＲ状に形成した形状でも良い。例えば、角部をＲ状に形成する形状として、図７（ａ）に示すように、第１計測用電極３ａ～第４計測用電極３ｄの形状を丸状にするものが例示される。このようにすれば、第１計測用電極３ａ～第４計測用電極３ｄの電極の面積を小さくすることができ、もって、外部からのノイズを受け難くすることができる。

さらに、より高精度な心電図波形を計測するため、４個以上の電極を用いても良い。例えば、図７（ｂ），（ｃ）に示すように、８個の電極を用いても良い。すなわち、図７（ｂ）では、ベッドＢの上面Ｂａに、十字状のグランド電極２が配置され、十字状のグランド電極２の左上隅に第１計測用電極３ａ１と、第２計測用電極３ｂ１とが横並びに配置され、十字状のグランド電極２の右上隅に第３計測用電極３ｃ１と、第４計測用電極３ｄ１とが横並びに配置され、十字状のグランド電極２の左下隅に第５計測用電極３ｅ１と、第６計測用電極３ｆ１とが横並びに配置され、十字状のグランド電極２の右下隅に第７計測用電極３ｇ１と、第８計測用電極３ｈ１とが横並びに配置されている。また、図７（ｃ）では、ベッドＢの上面Ｂａに、十字状のグランド電極２が配置され、十字状のグランド電極２の左上隅に第１計測用電極３ａ２と、第２計測用電極３ｂ２とが縦並びに配置され、十字状のグランド電極２の右上隅に第３計測用電極３ｃ２と、第４計測用電極３ｄ２とが縦並びに配置され、十字状のグランド電極２の左下隅に第５計測用電極３ｅ２と、第６計測用電極３ｆ２とが縦並びに配置され、十字状のグランド電極２の右下隅に第７計測用電極３ｇ２と、第８計測用電極３ｈ２とが縦並びに配置されている。

しかして、このように、４個以上の電極を用いれば、より人体の体動の影響を低減することができる。さらに、加算される所定の閾値を超えた出力電圧の数も多くなることから、よりノイズを低減することができる。それゆえ、より高精度な心電図波形を計測することができる。なお、８個の電極を用いた際、差分部４０と、比較部４１とは、２８個必要となる。

ところで、４個以上の電極を用いる際も、図７に示すように、ベッドＢの上面Ｂａに、十字状のグランド電極２を配置、そのグランド電極２の四隅に、複数の計測用電極３が夫々配置されるようにしている。このようにすれば、ベッドＢの上面Ｂａに人体Ｍが横臥した際、複数の計測用電極３が胸部付近となるため、好ましい。

また、本実施形態において示した差分部４０、比較部４１の回路図は、あくまで一例でありどのような回路図でも良い。

さらに、本実施形態において示したグランド電極２は、ノイズの影響を低減させるため、複数の計測用電極３の厚みに比べ、厚みを厚くするのが好ましい。

一方、本実施形態において示したベッドＢは、どのようなベッドＢを用いても良いが、低反発のベッドＢを用いるのが好ましい。低反発のベッドＢであると、人体Ｍが横臥した際、ベッドＢが人体Ｍの体に沿って変形するため、人体Ｍと複数の計測用電極３との間に隙間が生じ難くなり、もって、外部からのノイズを受け難くなる。

１心電図計測システム
２グランド電極
３計測用電極
３ａ，３ａ１，３ａ２第１計測用電極
３ｂ，３ｂ１，３ｂ２第２計測用電極
３ｃ，３ｃ１，３ｃ２第３計測用電極
３ｄ，３ｄ１，３ｄ２第４計測用電極
３ｅ１，３ｅ２第５計測用電極
３ｆ１，３ｆ２第６計測用電極
３ｇ１，３ｇ２第７計測用電極
３ｈ１，３ｈ２第８計測用電極
４心電図処理装置
４０差分部（差分算出手段）
４１比較部
４２加算部（加算手段）
４３表示部
Ｂベッド
Ｍ人体
Ｆ衣服

Claims

ベッド上に配置されるグランド電極と、
前記ベッド上に配置されると共に、前記グランド電極の周囲に配置される複数の計測用電極と、
前記複数の計測用電極の夫々の差分を算出する差分算出手段と、
前記差分算出手段にて算出された差分のうち、所定の閾値を超えたものを全て加算する加算手段と、を有してなる心電図計測システム。
前記グランド電極は、前記ベッド上に十字状に配置され、
前記複数の計測用電極は、前記グランド電極の四隅に夫々配置されてなる請求項１に記載の心電図計測システム。
前記複数の計測用電極は、夫々、角部がＲ状に形成されてなる請求項１又は２に記載の心電図計測システム。