JPH0630908A - 微小心電図計測装置 - Google Patents
微小心電図計測装置Info
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- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims description 13
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- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 6
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- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 多重加算による微小心電図計測装置において
加算時間を短縮する。 【構成】 ローカット用バンドパスフィルタ１２でロー
カットされた心電図信号を逐次格納されるメモリ１５
と、心電図信号の包絡線を検出する包絡線検出手段１０
及び包絡線信号のレベル変化状態から筋電図信号の発生
期間を判定する包絡線判定手段２２とで構成され、呼吸
筋の活動に起因する筋電図信号を検出する筋電図検出手
段と、この筋電図検出手段の検出信号に応答して筋電図
信号の発生期間を除いて、メモリ１５から読出した心電
図信号を加算手段２０に加算させる加算制御手段２１と
を備えている。加算された信号は出力装置２に表示もし
くは記録させる。
加算時間を短縮する。 【構成】 ローカット用バンドパスフィルタ１２でロー
カットされた心電図信号を逐次格納されるメモリ１５
と、心電図信号の包絡線を検出する包絡線検出手段１０
及び包絡線信号のレベル変化状態から筋電図信号の発生
期間を判定する包絡線判定手段２２とで構成され、呼吸
筋の活動に起因する筋電図信号を検出する筋電図検出手
段と、この筋電図検出手段の検出信号に応答して筋電図
信号の発生期間を除いて、メモリ１５から読出した心電
図信号を加算手段２０に加算させる加算制御手段２１と
を備えている。加算された信号は出力装置２に表示もし
くは記録させる。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、通常の心電図信号の低
域成分を除去して加算することにより、ＱＲＳ波の近辺
に発生する微小心電図信号を検出するための微小心電図
計測装置に関するものである。
域成分を除去して加算することにより、ＱＲＳ波の近辺
に発生する微小心電図信号を検出するための微小心電図
計測装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】ＱＲＳ波の近辺においては、図２Ａに示
すように、Ｐ波及びＲ波間の領域Ａにヒス束信号、或は
Ｓ波及びＴ波の間の領域Ｂにレートポテンシャル信号が
発生する。この種の微小信号は、１乃至１０μＶ程度で
あり、その周波数成分は相対的に高く、したがってこの
種の信号を検出するための微小心電図計測装置として
は、心電図信号中の微小心電図信号をローカットフィル
タを通して抽出し、Ｒ波を基準時間に微小心電図が確認
できる回数だけ加算するのが周知である。
すように、Ｐ波及びＲ波間の領域Ａにヒス束信号、或は
Ｓ波及びＴ波の間の領域Ｂにレートポテンシャル信号が
発生する。この種の微小信号は、１乃至１０μＶ程度で
あり、その周波数成分は相対的に高く、したがってこの
種の信号を検出するための微小心電図計測装置として
は、心電図信号中の微小心電図信号をローカットフィル
タを通して抽出し、Ｒ波を基準時間に微小心電図が確認
できる回数だけ加算するのが周知である。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、必要な
加算回数は数百乃至数千回程度に達し、したがって加算
結果を得るのに数分乃至数十分を要していた。本発明
は、加算回数が多くなるのは微小心電図信号に胸部の呼
吸筋の筋電図信号が主な雑音として同等又は数倍乃至数
十倍のレベルで混入するのに起因することに着眼し、加
算時間を短縮できる冒頭に述べた類の微小心電図計測装
置を提供することを目的とする。
加算回数は数百乃至数千回程度に達し、したがって加算
結果を得るのに数分乃至数十分を要していた。本発明
は、加算回数が多くなるのは微小心電図信号に胸部の呼
吸筋の筋電図信号が主な雑音として同等又は数倍乃至数
十倍のレベルで混入するのに起因することに着眼し、加
算時間を短縮できる冒頭に述べた類の微小心電図計測装
置を提供することを目的とする。
【０００４】
【課題を解決するための手段】本発明は、心電図信号中
の検出すべき微小心電図信号をローカットフィルタを通
して抽出し、ローカットされた心電図信号を微小心電図
が確認できる回数だけ加算し、加算された信号を出力手
段に表示もしくは記録させるようになった微小心電図計
測装置において、前述の目的を達成するために、請求項
１により、ローカットされた心電図信号を逐次格納され
るメモリと、呼吸筋の活動に起因する筋電図信号を検出
する筋電図検出手段と、この筋電図検出手段の検出信号
に応答して筋電図信号の発生期間を除いて、メモリから
読出した心電図信号を加算手段に加算させる加算制御手
段とを備えたことを特徴とする。
の検出すべき微小心電図信号をローカットフィルタを通
して抽出し、ローカットされた心電図信号を微小心電図
が確認できる回数だけ加算し、加算された信号を出力手
段に表示もしくは記録させるようになった微小心電図計
測装置において、前述の目的を達成するために、請求項
１により、ローカットされた心電図信号を逐次格納され
るメモリと、呼吸筋の活動に起因する筋電図信号を検出
する筋電図検出手段と、この筋電図検出手段の検出信号
に応答して筋電図信号の発生期間を除いて、メモリから
読出した心電図信号を加算手段に加算させる加算制御手
段とを備えたことを特徴とする。
【０００５】簡単な構成のためには、請求項２により、
筋電図検出手段を、ローカットフィルタを通過して逐次
入力する心電図信号の包絡線を検出する包絡線検出手段
と、この包絡線検出手段から供給される包絡線信号のレ
ベルから筋電図信号の発生期間を判定する包絡線判定手
段とより構成する。
筋電図検出手段を、ローカットフィルタを通過して逐次
入力する心電図信号の包絡線を検出する包絡線検出手段
と、この包絡線検出手段から供給される包絡線信号のレ
ベルから筋電図信号の発生期間を判定する包絡線判定手
段とより構成する。
【０００６】
【作用】ローカットフィルタを通過した心電図信号は逐
次メモリに格納され、加算制御手段により時間を揃えて
加算手段に供給されて加算され、出力手段は加算により
確認可能になった微小心電図を表示もしくは記録する。
その間、筋電図検出手段は呼吸筋の活動に起因する筋電
図信号を検出し、加算制御手段は筋電図信号の発生期間
を除いて加算動作を行わせる。
次メモリに格納され、加算制御手段により時間を揃えて
加算手段に供給されて加算され、出力手段は加算により
確認可能になった微小心電図を表示もしくは記録する。
その間、筋電図検出手段は呼吸筋の活動に起因する筋電
図信号を検出し、加算制御手段は筋電図信号の発生期間
を除いて加算動作を行わせる。
【０００７】
【実施例】図１は本発明の一実施例による微小心電図計
測装置を示すもので、１は、心電図信号を検出して増幅
する遮断周波数が０．１５Ｈｚ程度の通常の心電図信号
増幅回路である。２は、その心電図信号をそのまま或は
データ処理して表示もしくは記録する出力装置である。
１１は、加算の基準時間を設定するためにＱＲＳ波を検
出するＱＲＳ波検出手段である。１２は本発明のローカ
ットフィルタとして機能するバンドパスフィルタであ
り、レートポテンシャル等の微小信号を検出し、かつＳ
Ｔ波等の低周波成分を除去するために低域遮断周波数が
５０Ｈｚ程度に設定され、５００Ｈｚ程度までの心電図
信号を抽出する。１３は、そのローカット心電図信号を
１００倍程度増幅する増幅器である。１４はその増幅出
力をディジタル化するＡ／Ｄコンバータ、１５はそのデ
ィジタル化された心電図信号を少なくとも加算回数に相
応した心拍数分だけ逐次更新しつつ格納するメモリであ
る。
測装置を示すもので、１は、心電図信号を検出して増幅
する遮断周波数が０．１５Ｈｚ程度の通常の心電図信号
増幅回路である。２は、その心電図信号をそのまま或は
データ処理して表示もしくは記録する出力装置である。
１１は、加算の基準時間を設定するためにＱＲＳ波を検
出するＱＲＳ波検出手段である。１２は本発明のローカ
ットフィルタとして機能するバンドパスフィルタであ
り、レートポテンシャル等の微小信号を検出し、かつＳ
Ｔ波等の低周波成分を除去するために低域遮断周波数が
５０Ｈｚ程度に設定され、５００Ｈｚ程度までの心電図
信号を抽出する。１３は、そのローカット心電図信号を
１００倍程度増幅する増幅器である。１４はその増幅出
力をディジタル化するＡ／Ｄコンバータ、１５はそのデ
ィジタル化された心電図信号を少なくとも加算回数に相
応した心拍数分だけ逐次更新しつつ格納するメモリであ
る。
【０００８】１０はローカットされた心電図信号の包絡
線を検出する包絡線検出手段であり、増幅器１３の増幅
出力から筋電図信号に対して大きな振幅となるＱＲＳ領
域の信号を除去して通過させるためのゲート部１６と、
そのゲート通過信号を両波整流する両波整流部１７と、
その整流波形をろ波するローパスフィルタ１８と、その
ピーク値を検出してＱＲＳ領域を除く筋電図の包絡線信
号を発生させる包絡線信号発生部１９とから構成され
る。２２は、ＱＲＳ波の発生期間に対しては前後の包絡
線から包絡線を想定すると共に、包絡線信号のレベル変
化状態から筋電図信号の発生期間を判定する包絡線判定
手段である。この包絡線判定手段と、包絡線検出手段１
０とで、本発明の筋電図検出手段を構成する。
線を検出する包絡線検出手段であり、増幅器１３の増幅
出力から筋電図信号に対して大きな振幅となるＱＲＳ領
域の信号を除去して通過させるためのゲート部１６と、
そのゲート通過信号を両波整流する両波整流部１７と、
その整流波形をろ波するローパスフィルタ１８と、その
ピーク値を検出してＱＲＳ領域を除く筋電図の包絡線信
号を発生させる包絡線信号発生部１９とから構成され
る。２２は、ＱＲＳ波の発生期間に対しては前後の包絡
線から包絡線を想定すると共に、包絡線信号のレベル変
化状態から筋電図信号の発生期間を判定する包絡線判定
手段である。この包絡線判定手段と、包絡線検出手段１
０とで、本発明の筋電図検出手段を構成する。
【０００９】２１は加算制御手段であり、ＱＲＳ波中の
Ｒ波を時間基準としてメモリ１５から逐次読出されるロ
ーカット心電図信号中のＱＲＳ波近辺を加算手段２０に
送出して加算させる。その際、包絡線判定手段２２から
加算禁止信号が供給される間は、その期間に少なくとも
部分的に加算領域が重なる場合は、加算手段２０への加
算信号の供給を中断する。
Ｒ波を時間基準としてメモリ１５から逐次読出されるロ
ーカット心電図信号中のＱＲＳ波近辺を加算手段２０に
送出して加算させる。その際、包絡線判定手段２２から
加算禁止信号が供給される間は、その期間に少なくとも
部分的に加算領域が重なる場合は、加算手段２０への加
算信号の供給を中断する。
【００１０】このように構成された微小心電図計測装置
の動作を図３を参照して説明する。通常の心電図信号は
出力装置２に表示及びプリントアウトされると共に（図
３Ａ）、増幅器１３からはローカットされた微小信号を
含む心電図信号が出力される（図３Ｂ）。この増幅出力
はメモリ１５に逐次更新しつつ格納されると共に、ゲー
ト部１６で大きな振幅となるＱＲＳ波領域が除去されて
両波整流部１７で両波整流される（図３Ｃ）。その整流
波形はローパスフィルタ１８でろ波されて、包絡線信号
発生部１９からはＱＲＳ波領域で中断した筋電図信号の
包絡線信号が発生される（図３Ｄ）。
の動作を図３を参照して説明する。通常の心電図信号は
出力装置２に表示及びプリントアウトされると共に（図
３Ａ）、増幅器１３からはローカットされた微小信号を
含む心電図信号が出力される（図３Ｂ）。この増幅出力
はメモリ１５に逐次更新しつつ格納されると共に、ゲー
ト部１６で大きな振幅となるＱＲＳ波領域が除去されて
両波整流部１７で両波整流される（図３Ｃ）。その整流
波形はローパスフィルタ１８でろ波されて、包絡線信号
発生部１９からはＱＲＳ波領域で中断した筋電図信号の
包絡線信号が発生される（図３Ｄ）。
【００１１】包絡線判定手段２２は、包絡線信号の中断
領域（図３ＤにおいてＴｃで示す）を連続しているもの
と判断し、かつこの包絡線信号に相当する期間（図３Ｄ
においてＴｅで示す）を筋電図発生期間と判断して加算
禁止信号を出力する。加算制御手段２１は、加算禁止信
号の発生期間ＴｅにＱＲＳ前後の微小信号発生領域の全
部及び一部が入る心拍の心電図信号の加算入力を禁止す
る。筋電図信号は、呼気領域及び吸気の開始時点で大き
くなり、例えば図２Ｂで増幅器１３の増幅出力を時間軸
を縮小して示すように、このような筋電図雑音の発生期
間を外れた４番目から６番目、１０番目及び１１番目並
に１５番目の心拍の心電図信号のみが加算される。これ
により、被検者によっては、例えば１０回程度で図３Ｅ
に示すようにレートポテンシャル或はヒス束が検知さ
れ、その微小心電図信号が出力装置２に記録もしくは表
示される。
領域（図３ＤにおいてＴｃで示す）を連続しているもの
と判断し、かつこの包絡線信号に相当する期間（図３Ｄ
においてＴｅで示す）を筋電図発生期間と判断して加算
禁止信号を出力する。加算制御手段２１は、加算禁止信
号の発生期間ＴｅにＱＲＳ前後の微小信号発生領域の全
部及び一部が入る心拍の心電図信号の加算入力を禁止す
る。筋電図信号は、呼気領域及び吸気の開始時点で大き
くなり、例えば図２Ｂで増幅器１３の増幅出力を時間軸
を縮小して示すように、このような筋電図雑音の発生期
間を外れた４番目から６番目、１０番目及び１１番目並
に１５番目の心拍の心電図信号のみが加算される。これ
により、被検者によっては、例えば１０回程度で図３Ｅ
に示すようにレートポテンシャル或はヒス束が検知さ
れ、その微小心電図信号が出力装置２に記録もしくは表
示される。
【００１２】つまり、所要加算回数＝（雑音電圧／要求
雑音電圧）2 ×雑音発生率であり、４０μＶＰーＰの雑
音電圧が３０％の発生率で発生し、要求雑音電圧０．５
μＶとすると、所要加算回数は約２、０００回となる。
この場合、心拍数を６５とすると、加算時間は約３０分
になる。一方、本発明により筋電図信号の発生領域を回
避したときの雑音電圧が２μＶとすると、同じ要求雑音
電圧に対して所要加算回数は約５回となる。加算時間
は、加算禁止で無駄になった心拍を勘案しても１０秒以
下になる。
雑音電圧）2 ×雑音発生率であり、４０μＶＰーＰの雑
音電圧が３０％の発生率で発生し、要求雑音電圧０．５
μＶとすると、所要加算回数は約２、０００回となる。
この場合、心拍数を６５とすると、加算時間は約３０分
になる。一方、本発明により筋電図信号の発生領域を回
避したときの雑音電圧が２μＶとすると、同じ要求雑音
電圧に対して所要加算回数は約５回となる。加算時間
は、加算禁止で無駄になった心拍を勘案しても１０秒以
下になる。
【００１３】図１における包絡線検出手段１０、ＱＲＳ
波検出手段１１、加算手段２０、加算制御手段２１及び
包絡線判定手段２２は、図４に示すように、ＣＰＵ３０
を用いて構成することができる。即ち、ＣＰＵ３０に
は、Ａ／Ｄコンバータ１４から通常の心電図信号及びロ
ーカットされた心電図信号がディジタル値として供給さ
れ、加算用メモリ１５を含むＲＡＭ３１が付属し、前述
の筋電図雑音の発生期間を除いて加算動作を行うプログ
ラムを格納されたＲＯＭ３２が付属している。
波検出手段１１、加算手段２０、加算制御手段２１及び
包絡線判定手段２２は、図４に示すように、ＣＰＵ３０
を用いて構成することができる。即ち、ＣＰＵ３０に
は、Ａ／Ｄコンバータ１４から通常の心電図信号及びロ
ーカットされた心電図信号がディジタル値として供給さ
れ、加算用メモリ１５を含むＲＡＭ３１が付属し、前述
の筋電図雑音の発生期間を除いて加算動作を行うプログ
ラムを格納されたＲＯＭ３２が付属している。
【００１４】尚、前述の実施例において、包絡線判定手
段としては、包絡線信号発生部１９から出力される包絡
線信号を積分し、ＱＲＳの検出時点で積分レベルを弁別
すると共にリセットすることにより、加算禁止期間を積
分回路で設定するように構成することも考えられる。筋
電図検出手段としては、別途に装着する呼吸波センサ
と、呼吸波信号を位相調整して呼気及び吸気開始時の筋
肉活動期間を加算禁止期間として設定する呼吸波処理回
路とより構成することも可能である。加算制御手段とし
ては、出力装置２のモニタ面で心拍ごとに加算される加
算波形をモニタしておくことにより、確認可能になった
時点で加算を手動操作により中断させるように構成し、
加算回数を節約することも考えられる。
段としては、包絡線信号発生部１９から出力される包絡
線信号を積分し、ＱＲＳの検出時点で積分レベルを弁別
すると共にリセットすることにより、加算禁止期間を積
分回路で設定するように構成することも考えられる。筋
電図検出手段としては、別途に装着する呼吸波センサ
と、呼吸波信号を位相調整して呼気及び吸気開始時の筋
肉活動期間を加算禁止期間として設定する呼吸波処理回
路とより構成することも可能である。加算制御手段とし
ては、出力装置２のモニタ面で心拍ごとに加算される加
算波形をモニタしておくことにより、確認可能になった
時点で加算を手動操作により中断させるように構成し、
加算回数を節約することも考えられる。
【００１５】
【発明の効果】以上、本発明によれば、胸部の呼吸筋の
活動に起因する筋電図雑音の発生時点では加算を中断す
ることにより、筋電図雑音の混入が抑制でき、加算回数
を従来に比べて大幅に少なくして微小信号の検出が可能
になる。また、呼吸筋の活動に伴う心臓位置の移動によ
り微小信号のＱＲＳ波に対する発生時点が変動して信号
波形の時間幅が広がるのが抑制され、忠実な微小信号波
形が検出可能となる。
活動に起因する筋電図雑音の発生時点では加算を中断す
ることにより、筋電図雑音の混入が抑制でき、加算回数
を従来に比べて大幅に少なくして微小信号の検出が可能
になる。また、呼吸筋の活動に伴う心臓位置の移動によ
り微小信号のＱＲＳ波に対する発生時点が変動して信号
波形の時間幅が広がるのが抑制され、忠実な微小信号波
形が検出可能となる。
【図１】本発明の一実施例による微小心電図計測装置の
構成を示すブロック図である。
構成を示すブロック図である。
【図２】同装置の動作を説明する図であり、同図Ａは微
小信号の発生領域を示す図、同図Ｂは筋電図信号の混入
したローカット心電図信号を示す図である。
小信号の発生領域を示す図、同図Ｂは筋電図信号の混入
したローカット心電図信号を示す図である。
【図３】同装置の動作を説明する図である。
【図４】ＣＰＵを利用した微小心電図計測装置の構成を
示すブロック図である。
示すブロック図である。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 田中 雅人 東京都新宿区西落合１丁目31番４号 日本 光電工業株式会社内
Claims (2)
- 【請求項１】 心電図信号中の検出すべき微小心電図信
号をローカットフィルタを通して抽出し、ローカットさ
れた心電図信号を微小心電図が確認できる回数だけ加算
し、加算された信号を出力手段に表示もしくは記録させ
るようになった微小心電図計測装置において、 ローカットされた心電図信号を逐次格納されるメモリ
と、呼吸筋の活動に起因する筋電図信号を検出する筋電
図検出手段と、この筋電図検出手段の検出信号に応答し
て筋電図信号の発生期間を除いて、前記メモリから読出
した心電図信号を加算手段に加算させる加算制御手段と
を備えたことを特徴とする微小心電図計測装置。 - 【請求項２】 筋電図検出手段が、ローカットされた心
電図信号の包絡線を検出する包絡線検出手段と、この包
絡線検出手段から供給される包絡線信号のレベルから筋
電図信号の発生期間を判定する包絡線判定手段とよりな
ることを特徴とする請求項１の微小心電図計測装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP10031992A JPH0630908A (ja) | 1992-03-27 | 1992-03-27 | 微小心電図計測装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP10031992A JPH0630908A (ja) | 1992-03-27 | 1992-03-27 | 微小心電図計測装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0630908A true JPH0630908A (ja) | 1994-02-08 |
Family
ID=14270871
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP10031992A Pending JPH0630908A (ja) | 1992-03-27 | 1992-03-27 | 微小心電図計測装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0630908A (ja) |
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2002517301A (ja) * | 1998-05-13 | 2002-06-18 | ジョージア テック リサーチ コーポレイション | 統合柔軟情報インフラ付きのファブリックまたは衣服 |
| JP2009261723A (ja) * | 2008-04-25 | 2009-11-12 | Fukuda Denshi Co Ltd | 心電計及びその制御方法 |
| US8792975B2 (en) | 2010-04-28 | 2014-07-29 | Panasonic Corporation | Electroencephalogram measurement apparatus, method of estimating electrical noise, and computer program for executing method of estimating electrical noise |
| US9289178B2 (en) | 2011-03-08 | 2016-03-22 | Samsung Electronics Co., Ltd. | Apparatus, unit measurer and method of measuring biological signal |
| JP2020533143A (ja) * | 2017-09-08 | 2020-11-19 | メゾンバーグ・（シェンチェン）・テクノロジー・ディベロップメント・カンパニー・リミテッド | 電源周波数干渉信号をフィルタリングする制御方法およびシステム |
| WO2021250794A1 (ja) * | 2020-06-10 | 2021-12-16 | 日本電信電話株式会社 | 生体情報処理装置、生体情報処理方法及び生体情報処理プログラム |
-
1992
- 1992-03-27 JP JP10031992A patent/JPH0630908A/ja active Pending
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