JPH0614896A - Ｅｃｇ信号からベース・ラインの漂動を除去するための方法及び装置 - Google Patents
Ｅｃｇ信号からベース・ラインの漂動を除去するための方法及び装置Info
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- JPH0614896A JPH0614896A JP5055834A JP5583493A JPH0614896A JP H0614896 A JPH0614896 A JP H0614896A JP 5055834 A JP5055834 A JP 5055834A JP 5583493 A JP5583493 A JP 5583493A JP H0614896 A JPH0614896 A JP H0614896A
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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
- A61B5/30—Input circuits therefor
- A61B5/307—Input circuits therefor specially adapted for particular uses
- A61B5/308—Input circuits therefor specially adapted for particular uses for electrocardiography [ECG]
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- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【目的】 ＥＣＧ波形からベース・ラインの漂動を除去
するための方法及び装置を提供する。 【構成】 ＥＣＧ波形を毎秒５００サンプルの割合でサ
ンプリングし、そのデジタル化データは、第１のマイク
ロプロセッサ上の無限パルス応答（ＩＩＲ）フィルタに
よって連続してフィルタリングされる。そのデータは、
バッファに記憶され、オーバラップする３秒のデータ単
位に、逆の時間順にバッファから読み出される。各ブロ
ックは、第１のフィルタとほぼ同じコードを使用する第
２のマイクロプロセッサ上の第２のＩＩＲフィルタの入
力に加えられる。逆時間順にフィルタリングされた各ブ
ロックの最初の１．５秒は、フィルタ出力の整定のため
無視される。保持されたデータは待ち行列に記憶され、
待ち行列から読み出され、ベース・ラインの漂動を除去
されて、モニタに表示又はプリントされる。
するための方法及び装置を提供する。 【構成】 ＥＣＧ波形を毎秒５００サンプルの割合でサ
ンプリングし、そのデジタル化データは、第１のマイク
ロプロセッサ上の無限パルス応答（ＩＩＲ）フィルタに
よって連続してフィルタリングされる。そのデータは、
バッファに記憶され、オーバラップする３秒のデータ単
位に、逆の時間順にバッファから読み出される。各ブロ
ックは、第１のフィルタとほぼ同じコードを使用する第
２のマイクロプロセッサ上の第２のＩＩＲフィルタの入
力に加えられる。逆時間順にフィルタリングされた各ブ
ロックの最初の１．５秒は、フィルタ出力の整定のため
無視される。保持されたデータは待ち行列に記憶され、
待ち行列から読み出され、ベース・ラインの漂動を除去
されて、モニタに表示又はプリントされる。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、一般に、ＥＣＧ信号か
らベース・ラインの漂動を除去するための方法及び装置
に関するものであり、とりわけ、非線形位相応答を有す
るフィルタを利用した前記方法及び装置に関するもので
ある。
らベース・ラインの漂動を除去するための方法及び装置
に関するものであり、とりわけ、非線形位相応答を有す
るフィルタを利用した前記方法及び装置に関するもので
ある。
【０００２】
【従来の技術及び発明が解決しようとする課題】ＥＣＧ
（心電図）波形の収集及び解析において、ＥＣＧ信号の
検出のため患者に電極が接続される。このＥＣＧ信号
は、患者が装着する記録装置であるホルター（Holter）
モニタに加えられる場合もある。所定の時間長にわたっ
てデータを収集すると、該データは、収集されたデータ
の解析及び表示を行うシステムに転送される。こうした
システムは、ある種のタイプの心臓の状態を診断するの
に適している。しかし、状況によっては、臨床医がＥＣ
Ｇ波形をリアル・タイムに観測しなければならないか、
そうすることが望ましい場合がある。例えば、ストレス
のテスト中に患者のモニタを行っている際に、ＥＣＧ波
形の変化がテストを変更するかあるいは完全に中止する
ことを必要とする状態を示した場合には、臨床医がその
ＥＣＧ波形の変化の発生とほぼ同時にそれを観測するこ
とが重要である。
（心電図）波形の収集及び解析において、ＥＣＧ信号の
検出のため患者に電極が接続される。このＥＣＧ信号
は、患者が装着する記録装置であるホルター（Holter）
モニタに加えられる場合もある。所定の時間長にわたっ
てデータを収集すると、該データは、収集されたデータ
の解析及び表示を行うシステムに転送される。こうした
システムは、ある種のタイプの心臓の状態を診断するの
に適している。しかし、状況によっては、臨床医がＥＣ
Ｇ波形をリアル・タイムに観測しなければならないか、
そうすることが望ましい場合がある。例えば、ストレス
のテスト中に患者のモニタを行っている際に、ＥＣＧ波
形の変化がテストを変更するかあるいは完全に中止する
ことを必要とする状態を示した場合には、臨床医がその
ＥＣＧ波形の変化の発生とほぼ同時にそれを観測するこ
とが重要である。
【０００３】ＥＣＧ波形のベース・ラインは、かなり変
動する可能性がある。こうした変動は、ベース・ライン
の漂動として知られている。ベース・ラインの漂動は、
例えば、呼吸、不十分な電極の接触、及び、発汗によっ
て生じる可能性がある。周波数全範囲に渡って、振幅の
大きい漂動と小さい漂動の両方が発生する。ベース・ラ
インの漂動のスペクトルとＥＣＧ信号のスペクトルは、
極めて接近しており、場合によっては重なる可能性もあ
るので、特に、リアル・タイムのモニタが必要とされる
場合には、漂動を除去し、ＥＣＧ信号を歪みのない状態
に保つのは困難である。
動する可能性がある。こうした変動は、ベース・ライン
の漂動として知られている。ベース・ラインの漂動は、
例えば、呼吸、不十分な電極の接触、及び、発汗によっ
て生じる可能性がある。周波数全範囲に渡って、振幅の
大きい漂動と小さい漂動の両方が発生する。ベース・ラ
インの漂動のスペクトルとＥＣＧ信号のスペクトルは、
極めて接近しており、場合によっては重なる可能性もあ
るので、特に、リアル・タイムのモニタが必要とされる
場合には、漂動を除去し、ＥＣＧ信号を歪みのない状態
に保つのは困難である。
【０００４】３次式近似法として知られる、ベース・ラ
インの漂動を除去するための先行技術による技法が存在
する。この方法を利用する場合、ベース・ラインの漂動
は３次多項式によって概算され、その値はＥＣＧ信号か
ら減算される。この方法には、いくつかの欠点がある。
概算値を算出するため、ＥＣＧ波形上に節点と呼ばれる
３つのデータ・ポイントが位置決めされる。節点は、通
常ＥＣＧ波形における３つの連続した心拍のＰＲセグメ
ントに位置決めされる。ＱＲＳ検出器によって生じる心
拍数を利用して、ＰＲセグメントの位置決めが行われ
る。全てのＱＲＳ検出器が、間違った心拍数を発生させ
る場合があるので、誤った心拍数からデータ・ポイント
を導き出すと、ＥＣＧに歪みを生じることになる。さら
に、ノイズが大きい場合は、ＱＲＳ検出器が機能しない
こともあり得る。また、急激な遷移を伴うベース・ライ
ンの漂動は、３次多項式では正確に表現することができ
ない。リアル・タイムのＥＣＧ波形と補正した波形との
間の処理遅延は、心拍数によって変動する。最初の２つ
の間のベース・ラインの概算値を計算する前に、３つの
連続した心拍からの情報が必要になるので、固有遅延は
３拍である。例えば、毎分６０回の心拍数の場合、遅延
は少なくとも３秒になる。
インの漂動を除去するための先行技術による技法が存在
する。この方法を利用する場合、ベース・ラインの漂動
は３次多項式によって概算され、その値はＥＣＧ信号か
ら減算される。この方法には、いくつかの欠点がある。
概算値を算出するため、ＥＣＧ波形上に節点と呼ばれる
３つのデータ・ポイントが位置決めされる。節点は、通
常ＥＣＧ波形における３つの連続した心拍のＰＲセグメ
ントに位置決めされる。ＱＲＳ検出器によって生じる心
拍数を利用して、ＰＲセグメントの位置決めが行われ
る。全てのＱＲＳ検出器が、間違った心拍数を発生させ
る場合があるので、誤った心拍数からデータ・ポイント
を導き出すと、ＥＣＧに歪みを生じることになる。さら
に、ノイズが大きい場合は、ＱＲＳ検出器が機能しない
こともあり得る。また、急激な遷移を伴うベース・ライ
ンの漂動は、３次多項式では正確に表現することができ
ない。リアル・タイムのＥＣＧ波形と補正した波形との
間の処理遅延は、心拍数によって変動する。最初の２つ
の間のベース・ラインの概算値を計算する前に、３つの
連続した心拍からの情報が必要になるので、固有遅延は
３拍である。例えば、毎分６０回の心拍数の場合、遅延
は少なくとも３秒になる。
【０００５】３次式近似法に加えて、ＥＣＧ波形からベ
ース・ラインの漂動を除去するための従来技術であるフ
ィルタリング技法が存在する。ＥＣＧ波形をフィルタリ
ングするのに用いられる２つのフィルタには、有限イン
パルス応答（ＦＩＲ）フィルタと無限インパルス応答
（ＩＩＲ）フィルタがある。ＦＩＲフィルタ及びＩＩＲ
フィルタは両方とも、フィルタの動作特性を共に定義す
るあらかじめ選択された数の変数及び対応する係数を有
する式によって表すことができる。フィルタ係数が増え
ると、それだけ、単一の出力データ・ポイントを得るの
に多くの計算が必要となる。
ース・ラインの漂動を除去するための従来技術であるフ
ィルタリング技法が存在する。ＥＣＧ波形をフィルタリ
ングするのに用いられる２つのフィルタには、有限イン
パルス応答（ＦＩＲ）フィルタと無限インパルス応答
（ＩＩＲ）フィルタがある。ＦＩＲフィルタ及びＩＩＲ
フィルタは両方とも、フィルタの動作特性を共に定義す
るあらかじめ選択された数の変数及び対応する係数を有
する式によって表すことができる。フィルタ係数が増え
ると、それだけ、単一の出力データ・ポイントを得るの
に多くの計算が必要となる。
【０００６】米国病院協会（ＡＨＡ）及び医療器具開発
協会（ＡＡＭＩ）は、現在、高域通過ベース・ライン漂
動フィルタのカット・オフ・ポイントとして０．６７Ｈ
ｚを提案している。ＥＣＧ波形からベース・ラインの漂
動を除去するためのフィルタは、急峻な遷移域を備えて
いなければならない。急峻な遷移域を得るためには多数
の係数が必要になるので、ＦＩＲフィルタは不都合であ
る。
協会（ＡＡＭＩ）は、現在、高域通過ベース・ライン漂
動フィルタのカット・オフ・ポイントとして０．６７Ｈ
ｚを提案している。ＥＣＧ波形からベース・ラインの漂
動を除去するためのフィルタは、急峻な遷移域を備えて
いなければならない。急峻な遷移域を得るためには多数
の係数が必要になるので、ＦＩＲフィルタは不都合であ
る。
【０００７】一方、ＩＩＲフィルタは、少数の係数で急
峻な遷移域を得ることが可能である。ただし、ベース・
ラインの漂動を除去するのに十分に高い遮断周波数を有
するＩＩＲフィルタは、ＥＣＧ波形の有意味成分に歪み
を生じさせる非線形位相応答を有する。David W.Mortar
aの「Digital Filters for ECG Signals」（Computers
in Cardiology 511-514(IEEE、1977)）と題する論文に
は、高い遮断周波数を有する従って低周波数の歪みが少
ない、ＩＩＲフィルタについての解説がある。しかし、
このフィルタは通過帯域において利得を生じる。従っ
て、通過帯域に収まる周波数を有するベース・ラインの
漂動が、強調される可能性がある。
峻な遷移域を得ることが可能である。ただし、ベース・
ラインの漂動を除去するのに十分に高い遮断周波数を有
するＩＩＲフィルタは、ＥＣＧ波形の有意味成分に歪み
を生じさせる非線形位相応答を有する。David W.Mortar
aの「Digital Filters for ECG Signals」（Computers
in Cardiology 511-514(IEEE、1977)）と題する論文に
は、高い遮断周波数を有する従って低周波数の歪みが少
ない、ＩＩＲフィルタについての解説がある。しかし、
このフィルタは通過帯域において利得を生じる。従っ
て、通過帯域に収まる周波数を有するベース・ラインの
漂動が、強調される可能性がある。
【０００８】Erik W.Pottalaの「Suppression of Basel
ine Wander in the ECG Using a Bilinearly Transfor
m,Null-Phase Filter」（Journal of Electrocardiolog
y 22(Suppl):244(1989)）では、非線形位相応答を有す
るフィルタを利用して、ＥＣＧ波形のフィルタリングが
行われている。このフィルタは、時間的に順方向と逆方
向の両方にデータをフィルタリングするため、フィルタ
により導入された非線形性が取り除かれる。この技法の
利用に伴う問題点は、順方向と逆方向との両方のフィル
タリングが完成するまでは、フィルタリングされた信号
が使用できないということである。従って、先行技術の
フィルタは、所定長のデータ、例えば５秒間といった値
のデータを、まずフィルタを通って順方向に次に逆の時
間方向に処理を行いその結果ベースラインの漂動を除去
するというようなＥＣＧからのベース・ラインの漂動の
除去に関してのみ、順方向及び逆時間のフィルタリング
を利用している。こうしたフィルタリングは、リアル・
タイムに近いモニタを必要とする状況には適さない。
ine Wander in the ECG Using a Bilinearly Transfor
m,Null-Phase Filter」（Journal of Electrocardiolog
y 22(Suppl):244(1989)）では、非線形位相応答を有す
るフィルタを利用して、ＥＣＧ波形のフィルタリングが
行われている。このフィルタは、時間的に順方向と逆方
向の両方にデータをフィルタリングするため、フィルタ
により導入された非線形性が取り除かれる。この技法の
利用に伴う問題点は、順方向と逆方向との両方のフィル
タリングが完成するまでは、フィルタリングされた信号
が使用できないということである。従って、先行技術の
フィルタは、所定長のデータ、例えば５秒間といった値
のデータを、まずフィルタを通って順方向に次に逆の時
間方向に処理を行いその結果ベースラインの漂動を除去
するというようなＥＣＧからのベース・ラインの漂動の
除去に関してのみ、順方向及び逆時間のフィルタリング
を利用している。こうしたフィルタリングは、リアル・
タイムに近いモニタを必要とする状況には適さない。
【０００９】
【課題を解決するための手段】ＥＣＧ信号からベース・
ラインの漂動を除去する方法であって、非線形位相応答
を有するフィルタにＥＣＧ信号が加えられ、その非線形
位相応答がフィリタリングを施した信号データを生成す
る。そのデータは記憶され、記憶されたデータ・ブロッ
クは、逆の時間順に非線形フィルタに加えられ、逆時間
順にフィルタリングされたブロックが生じることにな
る。その逆時間順にフィルタリングされた各ブロック
は、それぞれ、時間順に表示される。
ラインの漂動を除去する方法であって、非線形位相応答
を有するフィルタにＥＣＧ信号が加えられ、その非線形
位相応答がフィリタリングを施した信号データを生成す
る。そのデータは記憶され、記憶されたデータ・ブロッ
クは、逆の時間順に非線形フィルタに加えられ、逆時間
順にフィルタリングされたブロックが生じることにな
る。その逆時間順にフィルタリングされた各ブロック
は、それぞれ、時間順に表示される。
【００１０】本発明のもう１つの側面では、逆時間順に
フィルタに加えられる記憶データ・ブロックが、互いに
時間的に重なり合い、逆時間順にフィルタリングを施し
たブロックの最初の部分は、フィルタの整定時間内に含
まれるので、廃棄される。
フィルタに加えられる記憶データ・ブロックが、互いに
時間的に重なり合い、逆時間順にフィルタリングを施し
たブロックの最初の部分は、フィルタの整定時間内に含
まれるので、廃棄される。
【００１１】本発明は、簡単に実現するＩＩＲフィルタ
の利点を提供し、一方で、フィルタによって導入される
非線形性を除去して、ベース・ラインの漂動を除去した
ＥＣＧ信号をほぼリアル・タイムに表示する。
の利点を提供し、一方で、フィルタによって導入される
非線形性を除去して、ベース・ラインの漂動を除去した
ＥＣＧ信号をほぼリアル・タイムに表示する。
【００１２】本発明の以上の及びその他の目的、特徴、
及び、利点については、図面を参照しながら進める、望
ましい実施例に関する下記の詳細な説明から容易に明ら
かになるであろう。
及び、利点については、図面を参照しながら進める、望
ましい実施例に関する下記の詳細な説明から容易に明ら
かになるであろう。
【００１３】
【実施例】図面、とりわけ、図１を参照すると、ベース
・ラインの漂動を除去したＥＣＧ信号を表示するための
システムに関する概略図が、包括的に１０で示されてい
る。システム１０には、アナログ・デジタル変換器１
１、本書では第１のフィルタとも呼ぶ順方向フィルタ１
２、バッファ１４及び本書では第２のフィルタとも呼ぶ
逆方向フィルタ１６が含まれている。フィルタ１２、１
６を、本書においては非線形フィルタとみなす。本書に
用いられる限りにおいて、「非線形フィルタ」という用
語は、非線形位相応答を行うフィルタを表している。本
発明の実施例において、フィルタ１２は、下記の式によ
って特性が示される２次無限インパルス応答（ＩＩＲ）
フィルタから構成される： ａ0ｙ（ｉ）＝ｂ0ｘ（ｉ）＋ｂ1ｘ（ｉ−１）＋ｂ2ｘ
（ｉ−２）−ａ1ｙ（ｉ−１）−ａ2ｙ（ｉ−２） ここで、ａ及びｂはフィルタ係数、ｘ（ｉ）はＥＣＧサ
ンプル値、ｘ（ｉ−１）はその前のＥＣＧサンプル値、
及びｘ（ｉ−２）はｘ（ｉ−１）の前に生じたＥＣＧサ
ンプル値である。フィルタの出力信号はｙ（ｉ）であ
り、ｙ（ｉ−１）及びｙ（ｉ−２）はその前の２つのフ
ィルタ出力値である。アナログ・デジタル変換器１１
が、本発明の実施例の場合のように、毎秒５００サンプ
ルのサンプリングを行う場合、フィルタ係数は下記のよ
うになる： ｂ0＝０．９９５１８８８９０８７０６２ ｂ1＝−１．９９０３７７７８１７４１２４ ｂ2＝ｂ0 ａ0＝１．０ ａ1＝−１．９９０３５２７４７２６９４３ ａ2＝０．９９０４０２８１６２１３０５ 本発明の本実施例の場合、ＩＩＲフィルタ１２は、コン
ピュータ・コードによって実現される。当業者であれ
ば、上記方程式、サンプリング率及び係数値に基づい
て、該フィルタの実現に適したコードを書くことが可能
である。留意すべきは、該係数を、本発明の実現のため
プログラムを利用する特定のマイクロプロセッサに適合
する数値精度に変換しなければならないという点であ
る。
・ラインの漂動を除去したＥＣＧ信号を表示するための
システムに関する概略図が、包括的に１０で示されてい
る。システム１０には、アナログ・デジタル変換器１
１、本書では第１のフィルタとも呼ぶ順方向フィルタ１
２、バッファ１４及び本書では第２のフィルタとも呼ぶ
逆方向フィルタ１６が含まれている。フィルタ１２、１
６を、本書においては非線形フィルタとみなす。本書に
用いられる限りにおいて、「非線形フィルタ」という用
語は、非線形位相応答を行うフィルタを表している。本
発明の実施例において、フィルタ１２は、下記の式によ
って特性が示される２次無限インパルス応答（ＩＩＲ）
フィルタから構成される： ａ0ｙ（ｉ）＝ｂ0ｘ（ｉ）＋ｂ1ｘ（ｉ−１）＋ｂ2ｘ
（ｉ−２）−ａ1ｙ（ｉ−１）−ａ2ｙ（ｉ−２） ここで、ａ及びｂはフィルタ係数、ｘ（ｉ）はＥＣＧサ
ンプル値、ｘ（ｉ−１）はその前のＥＣＧサンプル値、
及びｘ（ｉ−２）はｘ（ｉ−１）の前に生じたＥＣＧサ
ンプル値である。フィルタの出力信号はｙ（ｉ）であ
り、ｙ（ｉ−１）及びｙ（ｉ−２）はその前の２つのフ
ィルタ出力値である。アナログ・デジタル変換器１１
が、本発明の実施例の場合のように、毎秒５００サンプ
ルのサンプリングを行う場合、フィルタ係数は下記のよ
うになる： ｂ0＝０．９９５１８８８９０８７０６２ ｂ1＝−１．９９０３７７７８１７４１２４ ｂ2＝ｂ0 ａ0＝１．０ ａ1＝−１．９９０３５２７４７２６９４３ ａ2＝０．９９０４０２８１６２１３０５ 本発明の本実施例の場合、ＩＩＲフィルタ１２は、コン
ピュータ・コードによって実現される。当業者であれ
ば、上記方程式、サンプリング率及び係数値に基づい
て、該フィルタの実現に適したコードを書くことが可能
である。留意すべきは、該係数を、本発明の実現のため
プログラムを利用する特定のマイクロプロセッサに適合
する数値精度に変換しなければならないという点であ
る。
【００１４】本発明の本実施例において、逆方向フィル
タ１６はフィルタ１２とほぼ同じフィルタから構成され
る。それは、独立したマイクロプロセッサにおいて同じ
コードで実施される。
タ１６はフィルタ１２とほぼ同じフィルタから構成され
る。それは、独立したマイクロプロセッサにおいて同じ
コードで実施される。
【００１５】図１において明らかなように、変換器１１
からのデジタル化されたＥＣＧデータがフィルタ１２に
よってフィルタリングを施され、本発明の実施例におい
ては従来のランダム・アクセス・メモリ（ＲＡＭ）から
構成されるバッファ１４に書き込まれる。逆方向フィル
タ１６が、バッファ１４からフィルタリングを施したデ
ータを逆時間順に読み取り、これにフィルタリングを施
して、後でさらに詳細が明らかになるように、逆時間順
にフィルタリングを施したデータの一部を待ち行列１８
に記憶する。待ち行列１８もまた従来のＲＡＭから構成
される。逆時間順にフィルタリングを施したデータは、
従来のビデオ表示回路要素２０によって待ち行列から読
み取られ、既知の方法でモニタ２２に供給され、ベース
・ラインの漂動を除去したＥＣＧ波形を該モニタで観測
することができる。
からのデジタル化されたＥＣＧデータがフィルタ１２に
よってフィルタリングを施され、本発明の実施例におい
ては従来のランダム・アクセス・メモリ（ＲＡＭ）から
構成されるバッファ１４に書き込まれる。逆方向フィル
タ１６が、バッファ１４からフィルタリングを施したデ
ータを逆時間順に読み取り、これにフィルタリングを施
して、後でさらに詳細が明らかになるように、逆時間順
にフィルタリングを施したデータの一部を待ち行列１８
に記憶する。待ち行列１８もまた従来のＲＡＭから構成
される。逆時間順にフィルタリングを施したデータは、
従来のビデオ表示回路要素２０によって待ち行列から読
み取られ、既知の方法でモニタ２２に供給され、ベース
・ラインの漂動を除去したＥＣＧ波形を該モニタで観測
することができる。
【００１６】本書で用いられる限りでは、ＥＣＧ信号ま
たは波形という用語は、患者から変換器１１に加えられ
るアナログ信号、またはフィルタ１２、１６によって処
理されるデジタル化されたアナログ信号、またはモニタ
２２に表示されるベース・ラインの漂動を除去した信号
を表すものと理解すべきである。
たは波形という用語は、患者から変換器１１に加えられ
るアナログ信号、またはフィルタ１２、１６によって処
理されるデジタル化されたアナログ信号、またはモニタ
２２に表示されるベース・ラインの漂動を除去した信号
を表すものと理解すべきである。
【００１７】次に、システム１０がベース・ラインの漂
動を除去するために動作する方法について考察を行うも
のとする。まず図５を参照すると、明らかなベース・ラ
インの漂動を有するＥＣＧ波形２３が、図５の左から右
へそして上から下へ進行している。波形２３は、そのす
ぐ下に、やはり左から右へそして上から下へ延びる、補
正されたＥＣＧ波形２４の上にプリントされている。波
形２４は、システム１０によってベース・ラインの漂動
除去の処理が行われた後の波形２３から構成される。こ
れらの波形は、図５において時間的に同期してプリント
されている。すなわち、波形２３がベース・ラインの漂
動の影響を除去するように処理を受けた後、波形２４を
構成するデータ・ポイントは、波形２３における対応す
るデータ・ポイントの真下に位置する。図１を参照する
と、補正を受けていない波形２３が変換器１１の入力に
加えられ、補正を受けた波形２４は、後述するように、
時間的にわずかに遅れてモニタ２２に表示される。
動を除去するために動作する方法について考察を行うも
のとする。まず図５を参照すると、明らかなベース・ラ
インの漂動を有するＥＣＧ波形２３が、図５の左から右
へそして上から下へ進行している。波形２３は、そのす
ぐ下に、やはり左から右へそして上から下へ延びる、補
正されたＥＣＧ波形２４の上にプリントされている。波
形２４は、システム１０によってベース・ラインの漂動
除去の処理が行われた後の波形２３から構成される。こ
れらの波形は、図５において時間的に同期してプリント
されている。すなわち、波形２３がベース・ラインの漂
動の影響を除去するように処理を受けた後、波形２４を
構成するデータ・ポイントは、波形２３における対応す
るデータ・ポイントの真下に位置する。図１を参照する
と、補正を受けていない波形２３が変換器１１の入力に
加えられ、補正を受けた波形２４は、後述するように、
時間的にわずかに遅れてモニタ２２に表示される。
【００１８】変換器１１は、フィルタ１２の入力に対し
て、デジタル化したＥＣＧを連続して供給する。従来の
マイクロプロセッサ（不図示）の制御の下、フィルタ１
２はデジタル化データに連続してフィルタリングを施
し、そのデータはバッファ１４中の順次アドレスに書き
込まれる。
て、デジタル化したＥＣＧを連続して供給する。従来の
マイクロプロセッサ（不図示）の制御の下、フィルタ１
２はデジタル化データに連続してフィルタリングを施
し、そのデータはバッファ１４中の順次アドレスに書き
込まれる。
【００１９】逆方向フィルタ１６を実現するコードに
は、バッファ１４からデータを検索し、これをフィルタ
１６の入力に加えるポインタが含まれている。本発明の
実施例において、該ポインタは、バッファ１４からの３
秒間の連続したデータ・ブロックを、逆時間順に、フィ
ルタ１６の入力に加える。図２を参照すると、ライン２
６は、時間順にバッファ１４に記憶された約９秒間のデ
ジタル化したＥＣＧデータを表している。フィルタ１６
からの入力ポインタは、３秒間のブロック２８、３０、
３２、３４、３６、３８をこの順番で加えるが、各ブロ
ックは、逆時間順に加えられる。例えば、フィルタリン
グを施したデータの最初の３秒間の部分であるブロック
２８が、バッファ１４に記憶されると、フィルタ１６の
入力ポインタが、即座に、ｔ＝３．０秒で始まり、ｔ＝
０．０秒まで進むデジタル化データを読み取って、フィ
ルタ１６の入力に加える。この時間中、フィルタ１２の
出力からのデータは、ｔ＝３．０秒から続く時間順に、
引き続き、バッファ１４に書き込まれる。
は、バッファ１４からデータを検索し、これをフィルタ
１６の入力に加えるポインタが含まれている。本発明の
実施例において、該ポインタは、バッファ１４からの３
秒間の連続したデータ・ブロックを、逆時間順に、フィ
ルタ１６の入力に加える。図２を参照すると、ライン２
６は、時間順にバッファ１４に記憶された約９秒間のデ
ジタル化したＥＣＧデータを表している。フィルタ１６
からの入力ポインタは、３秒間のブロック２８、３０、
３２、３４、３６、３８をこの順番で加えるが、各ブロ
ックは、逆時間順に加えられる。例えば、フィルタリン
グを施したデータの最初の３秒間の部分であるブロック
２８が、バッファ１４に記憶されると、フィルタ１６の
入力ポインタが、即座に、ｔ＝３．０秒で始まり、ｔ＝
０．０秒まで進むデジタル化データを読み取って、フィ
ルタ１６の入力に加える。この時間中、フィルタ１２の
出力からのデータは、ｔ＝３．０秒から続く時間順に、
引き続き、バッファ１４に書き込まれる。
【００２０】フィルタ１６は約１．５秒の整定時間を有
するため、フィルタ１６から出力される最初の１．５秒
間、すなわちｔ＝３．０秒からｔ＝１．５秒までのデー
タは無視される、すなわち待ち行列１８に記憶されな
い。最初の１．５秒の後に処理される、すなわちｔ＝
１．５秒からｔ＝０．０秒のデータは、整定時間を超え
ているので、この値はこのフィルタ特性による影響を受
けない。こうしたデータは、順次、待ち行列１８に記憶
される。
するため、フィルタ１６から出力される最初の１．５秒
間、すなわちｔ＝３．０秒からｔ＝１．５秒までのデー
タは無視される、すなわち待ち行列１８に記憶されな
い。最初の１．５秒の後に処理される、すなわちｔ＝
１．５秒からｔ＝０．０秒のデータは、整定時間を超え
ているので、この値はこのフィルタ特性による影響を受
けない。こうしたデータは、順次、待ち行列１８に記憶
される。
【００２１】バッファ１４に、４．５秒のデータが記憶
されると、逆方向フィルタ１６の入力ポインタが、即座
に、ブロック３０を逆時間順に（ｔ＝４．５〜ｔ＝１．
５）読み込み始める。フィルタ１６の最初の１．５秒
間、すなわちｔ＝４．５からｔ＝３．０の出力は同様に
待ち行列１８に記憶されず、データの残りの部分、すな
わちｔ＝３．０秒からｔ＝１．５秒の部分は、順番に、
ブロック２８に関してフィルタリングを施した１．５秒
から０．０秒までのデータと連続して、待ち行列１８に
記憶される。
されると、逆方向フィルタ１６の入力ポインタが、即座
に、ブロック３０を逆時間順に（ｔ＝４．５〜ｔ＝１．
５）読み込み始める。フィルタ１６の最初の１．５秒
間、すなわちｔ＝４．５からｔ＝３．０の出力は同様に
待ち行列１８に記憶されず、データの残りの部分、すな
わちｔ＝３．０秒からｔ＝１．５秒の部分は、順番に、
ブロック２８に関してフィルタリングを施した１．５秒
から０．０秒までのデータと連続して、待ち行列１８に
記憶される。
【００２２】バッファ１４に記憶されるＥＣＧ波形が図
２の６秒の時点になると、ブロック３２はフィルタ１６
の入力に逆時間順に加えられる。フィルタ１６の出力に
おけるｔ＝６．０秒〜ｔ＝４．５秒の部分は、待ち行列
１８に記憶されない。ｔ＝４．５秒〜ｔ＝３．０秒にお
けるフィルタ１６の出力は、前に記憶されているデータ
と連続して、時間順に記憶される。
２の６秒の時点になると、ブロック３２はフィルタ１６
の入力に逆時間順に加えられる。フィルタ１６の出力に
おけるｔ＝６．０秒〜ｔ＝４．５秒の部分は、待ち行列
１８に記憶されない。ｔ＝４．５秒〜ｔ＝３．０秒にお
けるフィルタ１６の出力は、前に記憶されているデータ
と連続して、時間順に記憶される。
【００２３】フィルタリングは、上述のように進行する
ので、バッファ１４に書き込まれる後続のデータは、逆
方向フィルタ１６に既に加えられた以前のデータに重ね
て書き込むことが可能になる。従来のビデオ表示回路要
素２０は、待ち行列１８から連続してデータを読み取
り、既知の方法でモニタ２２に表示する。待ち行列１８
からのデータが表示されると、待ち行列に書き込まれる
後続のデータは、待ち行列１８から既に読み取られモニ
タ２２に表示されているデータに重ねて書き込まれる。
従って、図５を参照すると、ＥＣＧ信号２３は変換器１
１の入力に加えられ、フィルタリングを施したＥＣＧ信
号２４がモニタ２２に表示される。
ので、バッファ１４に書き込まれる後続のデータは、逆
方向フィルタ１６に既に加えられた以前のデータに重ね
て書き込むことが可能になる。従来のビデオ表示回路要
素２０は、待ち行列１８から連続してデータを読み取
り、既知の方法でモニタ２２に表示する。待ち行列１８
からのデータが表示されると、待ち行列に書き込まれる
後続のデータは、待ち行列１８から既に読み取られモニ
タ２２に表示されているデータに重ねて書き込まれる。
従って、図５を参照すると、ＥＣＧ信号２３は変換器１
１の入力に加えられ、フィルタリングを施したＥＣＧ信
号２４がモニタ２２に表示される。
【００２４】図３は、システム１０によって実施される
フィルタリング処理の周波数応答に関するプロットであ
る。すなわち、フィルタ１２の入力に加えられるデータ
における周波数と待ち行列１８におけるデータの周波数
が対比されている。通過帯域における利得はなく、フィ
ルタの遮断周波数は、０．６７Ｈｚである。
フィルタリング処理の周波数応答に関するプロットであ
る。すなわち、フィルタ１２の入力に加えられるデータ
における周波数と待ち行列１８におけるデータの周波数
が対比されている。通過帯域における利得はなく、フィ
ルタの遮断周波数は、０．６７Ｈｚである。
【００２５】図４には、ゼロで始まり０．０３ボルトま
で上昇し再びゼロに戻るパルスに対する、該システム１
０によって実施される時間的順方向と逆方向のフィルタ
リングの応答が示されている。この応答は、破線で示さ
れ、入力パルスに対して時間的に後続して発生するが、
パルスに重ねて２つの比較を可能にしている。逆時間順
フィルタリング処理によって、フィルタ整定が、パルス
の発生前と後の両方において反映されることになる。入
力パルスの順方向フィルタリングだけの場合には、パル
スの発生後だけしか整定が行われず、データの整定後で
あっても、やはり、非線形応答が生じることになる。
で上昇し再びゼロに戻るパルスに対する、該システム１
０によって実施される時間的順方向と逆方向のフィルタ
リングの応答が示されている。この応答は、破線で示さ
れ、入力パルスに対して時間的に後続して発生するが、
パルスに重ねて２つの比較を可能にしている。逆時間順
フィルタリング処理によって、フィルタ整定が、パルス
の発生前と後の両方において反映されることになる。入
力パルスの順方向フィルタリングだけの場合には、パル
スの発生後だけしか整定が行われず、データの整定後で
あっても、やはり、非線形応答が生じることになる。
【００２６】図６の場合、左から右、上から下に、時間
順に延びる単一ＥＣＧ波形のように見えるのは、実際に
は、１つの波形を他の波形に重ねてプリントしたもので
ある。図６は、ＥＣＧ信号の歪みをチェックするテスト
結果であり、ベース・ラインの漂動のない理想的なＥＣ
Ｇ信号が、システム１０の変換器１１の入力に加えられ
ている。この入力信号と待ち行列１８からの出力信号
が、上述のシステム１０の動作の後、ＥＣＧ波形に歪み
のないことを示すため、一方を他方に重ねてプリントさ
れている。
順に延びる単一ＥＣＧ波形のように見えるのは、実際に
は、１つの波形を他の波形に重ねてプリントしたもので
ある。図６は、ＥＣＧ信号の歪みをチェックするテスト
結果であり、ベース・ラインの漂動のない理想的なＥＣ
Ｇ信号が、システム１０の変換器１１の入力に加えられ
ている。この入力信号と待ち行列１８からの出力信号
が、上述のシステム１０の動作の後、ＥＣＧ波形に歪み
のないことを示すため、一方を他方に重ねてプリントさ
れている。
【００２７】図７には、望ましい実施例の実現に必要
な、時間遅延とプロセッサの帯域幅との関係が示されて
いる。時間遅延は、上述のように逆時間順にフィルタリ
ングを施される、図２のブロック２８、３０等の様なブ
ロックの長さに関連している。これらのデータ・ブロッ
クの長さは、多くのデータを逆時間順にフィルタリング
を施した各ブロックの出力から廃棄するという、フィル
タの整定に要する時間にも関連している。最小のブロッ
ク・サイズ、従って、ＥＣＧデータが表示可能になるま
での遅延は、１．５秒＋１データ・ポイントである。逆
方向フィルタ１６からの各データ・ブロックの出力は、
従って、１つの利用可能なデータ・ポイントを提供す
る。例えば、ＥＣＧ波形が、ｔ＝０秒で開始し、逆時間
順フィルタリングに関する各データ・ブロックの長さ
が、図２に示す３秒ではなくて、４秒であり、フィルタ
の整定時間が、１．５秒のままであると仮定する。逆時
間順にフィルタリングを施したデータの最初のブロック
は、ｔ＝０秒からｔ＝２．５秒のフィルタリングを施し
たデータである。バッファ１４から引き出される次のブ
ロックは、従って、ｔ＝２．５秒で始まり、ｔ＝６．５
秒に及ぶので、待ち行列１８にｔ＝５秒間にわたるフィ
ルタリングを施したデータが得られる。従って、逆時間
順フィルタリングのため選択されるデータ・ブロックの
長さは、リアル・タイムのＥＣＧ波形の発生とフィルタ
リングを施した波形の表示との間の遅延時間＋フィルタ
の整定時間に等しい。
な、時間遅延とプロセッサの帯域幅との関係が示されて
いる。時間遅延は、上述のように逆時間順にフィルタリ
ングを施される、図２のブロック２８、３０等の様なブ
ロックの長さに関連している。これらのデータ・ブロッ
クの長さは、多くのデータを逆時間順にフィルタリング
を施した各ブロックの出力から廃棄するという、フィル
タの整定に要する時間にも関連している。最小のブロッ
ク・サイズ、従って、ＥＣＧデータが表示可能になるま
での遅延は、１．５秒＋１データ・ポイントである。逆
方向フィルタ１６からの各データ・ブロックの出力は、
従って、１つの利用可能なデータ・ポイントを提供す
る。例えば、ＥＣＧ波形が、ｔ＝０秒で開始し、逆時間
順フィルタリングに関する各データ・ブロックの長さ
が、図２に示す３秒ではなくて、４秒であり、フィルタ
の整定時間が、１．５秒のままであると仮定する。逆時
間順にフィルタリングを施したデータの最初のブロック
は、ｔ＝０秒からｔ＝２．５秒のフィルタリングを施し
たデータである。バッファ１４から引き出される次のブ
ロックは、従って、ｔ＝２．５秒で始まり、ｔ＝６．５
秒に及ぶので、待ち行列１８にｔ＝５秒間にわたるフィ
ルタリングを施したデータが得られる。従って、逆時間
順フィルタリングのため選択されるデータ・ブロックの
長さは、リアル・タイムのＥＣＧ波形の発生とフィルタ
リングを施した波形の表示との間の遅延時間＋フィルタ
の整定時間に等しい。
【００２８】フィルタリングを施したＥＣＧ波形を表示
するための方法は、各データ・ブロックが逆方向フィル
タ１６を通過した後に、無視されることになるデータの
量に関係していることを認識すべきである。例えば、モ
ニタの解像度は、図５におけるようなＥＣＧ波形の印字
によって得られるものより低い。フィルタの整定時間は
同じままであるが、フィルタ１６からの初期出力のう
ち、出力をプリントする場合よりも小さい部分について
は無視することによって、モニタ上に十分な解像度を得
ることが可能である。
するための方法は、各データ・ブロックが逆方向フィル
タ１６を通過した後に、無視されることになるデータの
量に関係していることを認識すべきである。例えば、モ
ニタの解像度は、図５におけるようなＥＣＧ波形の印字
によって得られるものより低い。フィルタの整定時間は
同じままであるが、フィルタ１６からの初期出力のう
ち、出力をプリントする場合よりも小さい部分について
は無視することによって、モニタ上に十分な解像度を得
ることが可能である。
【００２９】モニタのディスプレイ上では、該波形の遅
延しフィルタリングを施された部分は、リアル・タイム
波形に対し遅延量に等しい量だけ左側に表れる可能性が
ある。従って臨床医は、ほとんどの電流部分はフィルタ
リングが施されておらずリアル・タイムであり、残りの
部分は、システム１０のフィルタリング法によって遅延
が生じた後に、補正された波形の最新の部分が現れて、
ベース・ラインの漂動が除去されている、という状態の
ＥＣＧ波形がモニタを横切るため、全ＥＣＧ波形を観測
することができる。
延しフィルタリングを施された部分は、リアル・タイム
波形に対し遅延量に等しい量だけ左側に表れる可能性が
ある。従って臨床医は、ほとんどの電流部分はフィルタ
リングが施されておらずリアル・タイムであり、残りの
部分は、システム１０のフィルタリング法によって遅延
が生じた後に、補正された波形の最新の部分が現れて、
ベース・ラインの漂動が除去されている、という状態の
ＥＣＧ波形がモニタを横切るため、全ＥＣＧ波形を観測
することができる。
【００３０】本発明の原理についての例示及び説明を望
ましい実施例によって行ってきたが、当該技術の熟練者
には容易に分かるように、こうした原理を逸脱すること
なく、本発明の構成及び細部について修正を加えること
が可能である。付属の請求項の精神及び範囲に含まれる
全ての修正について請求を行うものとする。
ましい実施例によって行ってきたが、当該技術の熟練者
には容易に分かるように、こうした原理を逸脱すること
なく、本発明の構成及び細部について修正を加えること
が可能である。付属の請求項の精神及び範囲に含まれる
全ての修正について請求を行うものとする。
【００３１】
【発明の効果】本発明は上述のように、ＥＣＧ信号から
ベース・ラインの漂動を除去する方法であって、非線形
位相応答を有するフィルタにＥＣＧ信号が加えられ、そ
の非線形位相応答がフィリタリングを施した信号データ
を生成し、そのデータは記憶され、記憶されたデータ・
ブロックは、逆の時間順に非線形フィルタに加えられ、
逆時間順にフィルタリングされたブロックを生じ、その
ブロックを各々時間順に表示する。また、逆時間順にフ
ィルタに加えられる記憶データ・ブロックは互いに時間
的に重なり合い、逆時間順フィルタリングを施したブロ
ックの最初の部分はフィルタの整定時間内に含まれるの
で、廃棄される。さらに、フィルタリングが施されてい
ないリアル・タイムなＥＣＧ波形とフィルタリングによ
って補正されベース・ラインの漂動が除去されたＥＣＧ
波形の両方がモニタに表示される。以上によって、少数
の係数で必要な遷移領域を表現できるというＩＩＲフィ
ルタの利点を用い、一方でＩＩＲフィルタによって導入
される非線形性を除去して、さらに、ベース・ラインの
漂動を除去したＥＣＧ信号をほぼリアル・タイムに表示
することが可能になる。よって、改良されベース・ライ
ンの漂動を除去したＥＣＧ波形の表示システムの実現が
可能になる。
ベース・ラインの漂動を除去する方法であって、非線形
位相応答を有するフィルタにＥＣＧ信号が加えられ、そ
の非線形位相応答がフィリタリングを施した信号データ
を生成し、そのデータは記憶され、記憶されたデータ・
ブロックは、逆の時間順に非線形フィルタに加えられ、
逆時間順にフィルタリングされたブロックを生じ、その
ブロックを各々時間順に表示する。また、逆時間順にフ
ィルタに加えられる記憶データ・ブロックは互いに時間
的に重なり合い、逆時間順フィルタリングを施したブロ
ックの最初の部分はフィルタの整定時間内に含まれるの
で、廃棄される。さらに、フィルタリングが施されてい
ないリアル・タイムなＥＣＧ波形とフィルタリングによ
って補正されベース・ラインの漂動が除去されたＥＣＧ
波形の両方がモニタに表示される。以上によって、少数
の係数で必要な遷移領域を表現できるというＩＩＲフィ
ルタの利点を用い、一方でＩＩＲフィルタによって導入
される非線形性を除去して、さらに、ベース・ラインの
漂動を除去したＥＣＧ信号をほぼリアル・タイムに表示
することが可能になる。よって、改良されベース・ライ
ンの漂動を除去したＥＣＧ波形の表示システムの実現が
可能になる。
【図１】図１は本発明に従って描いた装置の概略図であ
る。
る。
【図２】図２は本発明の望ましい実施例に従ってＥＣＧ
信号を分割するデータ・ブロックを示す概略図である。
信号を分割するデータ・ブロックを示す概略図である。
【図３】図３は望ましい実施例のＩＩＲフィルタの周波
数応答のプロットである。
数応答のプロットである。
【図４】図４は望ましい実施例のパルス入力に対するフ
ィルタの応答を示す。
ィルタの応答を示す。
【図５】図５はプリンとされた未補正のＥＣＧ波形とベ
ース・ラインの漂動が除去されたＥＣＧ波形を示す。
ース・ラインの漂動が除去されたＥＣＧ波形を示す。
【図６】図６はテスト用のＥＣＧ信号のプロットと本発
明の方法に従ってフィルタリングを施された後に最初の
信号の上にプリントした同じ信号を示す。
明の方法に従ってフィルタリングを施された後に最初の
信号の上にプリントした同じ信号を示す。
【図７】図７は望ましい実施例に必要なフィルタの整定
時間とプロセッサの帯域幅との関係を示す。
時間とプロセッサの帯域幅との関係を示す。
１０ ＥＣＧ信号表示システム １１ Ａ−Ｄ変換器 １２ 順方向フィルタ １４ バッファ １６ 逆方向フィルタ １８ 待ち行列 ２０ 表示回路 ２２ モニタ
Claims (1)
- 【請求項１】ＥＣＧ信号からベース・ラインの漂動を除
去するための方法であって、 フィルタリングされた信号データを生成する非線形フィ
ルタにＥＣＧ信号を加え、 そのフィルタリングされた信号データを記憶し、 その記憶されたデータ・ブロックを逆時間順に非線形フ
ィルタに加えて逆時間順にフィルタリングされたブロッ
クを生成し、 その逆時間順にフィルタリングされた各ブロックを時間
順に表示する、 という段階からなることを特徴とする方法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US853687 | 1992-03-17 | ||
| US07/853,687 US5318036A (en) | 1992-03-17 | 1992-03-17 | Method and apparatus for removing baseline wander from an ECG signal |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0614896A true JPH0614896A (ja) | 1994-01-25 |
| JP3326229B2 JP3326229B2 (ja) | 2002-09-17 |
Family
ID=25316660
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP05583493A Expired - Fee Related JP3326229B2 (ja) | 1992-03-17 | 1993-03-16 | Ｅｃｇ信号からベースラインの漂動を除去するための装置 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5318036A (ja) |
| JP (1) | JP3326229B2 (ja) |
| DE (1) | DE4235318C2 (ja) |
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| WO2019021649A1 (ja) * | 2017-07-26 | 2019-01-31 | オムロンヘルスケア株式会社 | 測定装置、および測定方法 |
| CN110575162A (zh) * | 2019-09-27 | 2019-12-17 | 深圳旭宏医疗科技有限公司 | 心电信号滤波方法、装置、计算机设备和存储介质 |
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