JPH0642874B2 - Display method of small potential detection in electrocardiogram - Google Patents
Display method of small potential detection in electrocardiogramInfo
- Publication number
- JPH0642874B2 JPH0642874B2 JP63252379A JP25237988A JPH0642874B2 JP H0642874 B2 JPH0642874 B2 JP H0642874B2 JP 63252379 A JP63252379 A JP 63252379A JP 25237988 A JP25237988 A JP 25237988A JP H0642874 B2 JPH0642874 B2 JP H0642874B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- data
- wave
- electrocardiogram
- filter
- point
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Fee Related
Links
Landscapes
- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
- Measurement Of Current Or Voltage (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】 〔発明の目的〕 産業上の利用分野 本発明は体表面及び食道誘導心電図において、ＱＲＳ波
末尾における数μＶ乃至１０μＶの高周波（４０Hz乃至
３００Hz程度）の微小電位の検出計測、Ｐ波及びＱＲＳ
波間のＨＩＳ束電位の検出を容易にせしめる心電図にお
ける微小電位検出表示方法に関するものである。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION [Industrial Application] The present invention relates to detection and measurement of a small electric potential of a high frequency (about 40 Hz to 300 Hz) of several μV to 10 μV at the end of a QRS wave in a body surface and an esophageal lead electrocardiogram. , P-wave and QRS
The present invention relates to a method for detecting and displaying a minute electric potential in an electrocardiogram that facilitates detection of HIS bundle potential between waves.
従来の技術 従来、体表面から得られる心電図の微小電位の検出方法
としてのアナログ的手法として、アナログハイパス及び
ローパスフィルタを併用し、高利得、例えば１万倍乃至
１００万倍に増幅せしめ、一拍ごとに加算平均している
も、Ｐ波及びＱＲＳ波等の大振幅の波形の直後の微小波
形は、フィルタのカットオフ周波数が信号成分に含まれ
る時、又フィルタの減衰特性が急になればなるほどリン
ギングを生じ、かかるリンギングにより微小電位を検出
せしめることは非常に困難である欠点を有している。2. Description of the Related Art Conventionally, as an analog method for detecting a minute electric potential of an electrocardiogram obtained from a body surface, an analog high-pass filter and a low-pass filter are used together, and a high gain, for example, 10,000 to 1,000,000 times is amplified, and one beat Although the averaging is performed every time, the minute waveform immediately after the large-amplitude waveform such as the P wave and the QRS wave is when the cutoff frequency of the filter is included in the signal component or when the attenuation characteristic of the filter becomes sharp. There is a drawback that ringing occurs, and it is very difficult to detect a minute potential by such ringing.
一方、ディジタル的手法においては、両方向性フィルタ
にてＱＲＳ波に含まれる特定なリファレンスポイント
（例えばピーク）を終点として、順方向、逆方向からフ
ィルタリングを行わしめ、機械的にかかる点にて結合せ
しめているが、然しながらＱＲＳ波に終わりの部分の電
位、ＱＲＳ波の幅の測定には適しているも、機械的に結
合していることにより、当該個所にて波形が不連続とな
り、フィルタリングされた波形の実体が不明となると共
に、ＨＩＳ束電位まで含む微小電位を検出せしめること
には対応出来ない欠点を有していた。On the other hand, in the digital method, a bidirectional filter uses a specific reference point (eg, peak) included in the QRS wave as an end point to perform filtering from the forward direction and the reverse direction, and mechanically couples at that point. However, although it is suitable for measuring the potential at the end of the QRS wave and the width of the QRS wave, the waveform was discontinuous and filtered due to mechanical coupling. The substance of the waveform becomes unclear, and it has a drawback that it cannot cope with detection of a minute potential including the HIS bundle potential.
発明が解決しようとする課題 本発明は心電図の一拍分のデータに渉って、順方向、逆
方向にフィルタリングせしめて該フィルタリングされた
データを対比表示せしめることにより、ＨＩＳ束電位ま
で含む微小電位の検出を容易にせしめると共に、フィル
タリングデータの実体性を向上せしめて、心電図に対す
るその後の何らかの手段を加えることもなく使用せしめ
る様にした心電図における微小電位検出表示方法を提供
せんとするものでる。DISCLOSURE OF THE INVENTION Problems to be Solved by the Invention According to the present invention, a minute electric potential including a HIS bundle potential is obtained by filtering forward and backward directions of data of one beat of an electrocardiogram and displaying the filtered data for comparison. It is intended to provide a method for detecting and displaying a minute electric potential in an electrocardiogram which facilitates the detection of the electrocardiogram and improves the substance of the filtering data so that the filtering data can be used without adding any subsequent means to the electrocardiogram.
課題を解決するための手段 本発明はかかる点に鑑み、加算平均して得られた心電図
一拍分のデータに対し、アナログフィルタをディジタル
フィルタに置換したＩＩＲフィルタによって、時間軸を
通常にフィルタリングすると共に、時間軸を反転してフ
ィルタリングし、かかるフィルタリングされた前記２種
のデータに対し、Ｐ波及びＱＲＳ波の開始点及び終了点
を検出すると共に、微小電位を検出し、更にフィルタリ
ングされた前記２種のデータの絶対値又は実効値を表示
又は記録装置に上向き、下向きに対比表示する様にした
心電図における微小電位検出表示方法を提供して上記欠
点を解消せんとしたものである。Means for Solving the Problems In view of the above points, the present invention normally filters the time axis of the data for one beat of the electrocardiogram obtained by averaging by an IIR filter in which an analog filter is replaced with a digital filter. At the same time, the time axis is inverted and filtered, the start point and the end point of the P wave and the QRS wave are detected with respect to the two kinds of the filtered data, and a minute electric potential is detected, and further filtered. It is an object of the present invention to solve the above-mentioned drawbacks by providing a method for detecting and displaying a minute electric potential in an electrocardiogram in which an absolute value or an effective value of two kinds of data is displayed on a display or recording device in a contrasted manner upward and downward.
作用 本発明にあっては、心電図を順方向、逆方向にフィルタ
リングせしめることにより、Ｐ波及びＱＲＳ波の開始
点、終了点を検出せしめることが出来、又フィルタリン
グデータの絶対値又は実効値を表示装置に上向き、下向
きに対比表示せしめることにより、ＨＩＳ束電位まで含
む微小電位を検出できるのである。Effect In the present invention, the start point and the end point of the P wave and QRS wave can be detected by filtering the electrocardiogram in the forward direction and the backward direction, and the absolute value or effective value of the filtering data is displayed. It is possible to detect a minute electric potential including the HIS bundle electric potential by making the device display the display upward and downward.
実施例 以下本発明の一実施例を図面に基づいて説明すると、 先ず、心電図一拍分のデータに対して時間軸による順方
向、逆方向の２種のフィルタリングの手段については、 アナログフィルタをディジタル的に置換した、無限長イ
ンパルス応答（Infinite Impulse Response）フィルタ
であるＩＩＲフィルタを使用し、代表的なものとしてバ
タワースフィルタ、チェビシェフフィルタ、ベッセルフ
ィルタ等があり、かかる変換せしめる方法として双１次
変換が一般的であり、又フィルタの特性、カットオフ周
波数は初期設定及び外部設定せしめる。Embodiment An embodiment of the present invention will be described below with reference to the drawings. First, regarding two types of filtering means in a forward direction and a backward direction on a time axis for one electrocardiographic data, an analog filter is a digital filter. The IIR filter, which is an infinite impulse response (Infinite Impulse Response) filter, is used as a typical replacement, and there are Butterworth filter, Chebyshev filter, Bessel filter, etc. as typical ones. In general, the filter characteristics and cutoff frequency are set to initial settings and external settings.
２次のフィルタによる一実施例を説明すると、 ２次ローパスフィルタの伝達関数Ｈ(s)は、 であり、ハイパスフィルタへの変換は、Ｓを１／Ｓとし
て置換せしめることにより、 となり、 双１次変換Ｓ＝２／Ｔ・（１−Ｚ−１）／（１＋
Ｚ−１）を行うと、Ｚ変換されて時間軸上で展開され、
又カットオフ角周波数は、 Wc＝２／Ｔ・Tan（２π・ＦＤ・T/2) とすることにより、 Ｈ(z)＝１／Ｋ・（１＋QZ-1+RZ-2)／（１＋LZ-1+MZ-2) となり、 そして、一拍分のデータをＮ個の列とする場合の順方向
フィルタの入力データはＸ(o)、Ｘ(T)、Ｘ(2T)、…、
…、Ｘ（（Ｎ−１）Ｔ）、出力データはY1(o)、Y1(T)、
Y1(2T)、…、…、Y1((Ｎ−１）T)となり、又逆方向フィ
ルタの入力データはＸ（（Ｎ−１）)T)を始めとして、
データのサンプルを逆転し、出力データもY2((Ｎ−１）
T)を始めとして、次にＸ（（Ｎ−２）T)に対し、Y2((Ｎ
−２）T)のデータを計算し、Ｎ個のデータについて行
い、最終的にＸ(o)に対するY2(o)を求める。Explaining an example using a second-order filter, the transfer function H (s) of the second-order low-pass filter is And conversion to a high pass filter is performed by substituting S as 1 / S, And the bilinear transformation S = 2 / T · (1-Z −1 ) / (1+
Z −1 ) is Z-transformed and expanded on the time axis,
The cutoff angular frequency is W c = 2 / T · Tan (2π · F D · T / 2), so that H (z) = 1 / K · (1 + QZ −1 + RZ −2 ) / ( 1 + LZ -1 + MZ -2 ), and when the data for one beat is N columns, the input data of the forward filter is X (o), X (T), X (2T), ...,
, X ((N-1) T), output data is Y1 (o), Y1 (T),
Y1 (2T), ..., Y1 ((N-1) T), and the input data of the backward filter starts with X ((N-1)) T.
The data sample is reversed and the output data is Y2 ((N-1)
T () and then X ((N-2) T), Y2 ((N
-2) The data of T) is calculated, N pieces of data are calculated, and finally Y2 (o) for X (o) is obtained.
尚、順方向、逆方向ともに、最初のデータが不連続とな
るため、不要なフィルタのリンギングを生じるため、入
力のデータ長を長くとるか、不要なリンギングを排除す
るため、演算後にマスキングを行わしめる。Since the initial data is discontinuous in both the forward and reverse directions, unnecessary filter ringing occurs. Therefore, make the input data length longer, or mask unnecessary calculations to eliminate unnecessary ringing. Close.
尚、フィルタリングされたデータはメモリにストアされ
ている。The filtered data is stored in the memory.
次に、Ｐ波及びＱＲＳ波の区分点認識の手段について説
明すると、 第３図(a)に示す区分点P1、P2、Ｑ、Ｓの４点であり、
基本的にはフィルタリングされたデータでノイズレべル
以上の信号を検出せしめている。Next, the means for recognizing the division points of the P wave and the QRS wave will be described. The division points P 1 , P 2 , Q, and S shown in FIG.
Basically, filtered data is used to detect signals above the noise level.
(1)第３図(a)乃至第３図(d)によるＳ点の区分認識につ
いては、第３図(b)のフィルタリングデータのリスァレ
ンスポイントRp（加算平均された時の基準点）からＴ波
までの間における予め設定せしめた時間幅（本実施例で
は２００ms）にてノイズ成分の実効値を演算せしめ、該
実効値の最小点を検索し、その点を基準点Bpと成さし
め、そしてノイズの統計学上での分布を求める標準偏差
δを演算せしめると共に、基準点Bpより左方向（リスァ
レンスポイントRp側）へ数点の移動平均値Avを演算せし
めてノイズを区分せしめる閾値SHを「３δ＋オフセット
値（例えば０．５μＶ）」として設定せしめ、次に基準
点Bpより左方向へ検索して移動平均値Avを演算せしめな
がら閾値Shと比較せしめ、指定回数連続して「移動平均
値Av＞閾値Sh」の条件となる時の最初の移動平均値Avが
閾値Shを越えた点をＳ点として区分認識せしめるのであ
る。(1) For segment recognition of the S point in FIGS. 3 (a) to 3 (d), the reference point R p of the filtering data in FIG. 3 (b) (reference point when averaged) To the T wave, the effective value of the noise component is calculated with a preset time width (200 ms in this embodiment), the minimum point of the effective value is searched, and that point is formed as the reference point B p. Then, calculate the standard deviation δ to obtain the statistical distribution of noise, and calculate the moving average value A v of several points to the left of the reference point B p (to the reference point R p side). The threshold value SH for classifying noise is set as “3δ + offset value (for example, 0.5 μV)”, and then searched leftward from the reference point B p and compared with the threshold value Sh while calculating the moving average value A v . When the condition of "moving average value A v > threshold value Sh" is satisfied continuously for the specified number of times The point at which the first moving average value A v exceeds the threshold value Sh is recognized as an S point.
(2)第４図(a)及び第４図(b)によるＱ点の区分認識につ
いては、第４図(a)のフィルタリングデータのリスァレ
ンスポイントRpからＰ波までの間における予め設定せし
めた時間幅（本実施例では１２５ms）にて(1)と同様に
閾値Shと移動平均値Avを比較せしめてＱ点として区分認
識せしめるのである。(2) For the recognition of the Q point classification according to FIG. 4 (a) and FIG. 4 (b), it is necessary to preset in advance from the reference point R p of the filtering data of FIG. 4 (a) to the P wave. The threshold value Sh and the moving average value A v are compared in the same time width (125 ms in this embodiment) as in (1), and the points Q are classified and recognized.
(3)第５図(a)及び第５図(b)によるＰ波最終点であるP2
点の区分認識については、(2)で演算せしめた閾値Shを
使用して基準点Bpより左方向（リスァレンスポイントRp
の反対側）への移動平均値Avと閾値Shを比較せしめてP2
点区分認識せしめるのである。(3) P 2 which is the end point of the P wave according to FIGS. 5 (a) and 5 (b)
For segment recognition of points, the threshold value Sh calculated in (2) is used to move to the left of the reference point B p (rising point R p
P 2 and allowed comparing the moving average value A v and the threshold Sh to the opposite side) of the
The point division is recognized.
(4)第６図(a)及び第６図(b)によるＰ波開始点であるP1
点の区分認識については、(3)で求めたP2点より左方向
（本実施例では５０ms）からＰ波を越える左方向（本実
施例では１５０ms）の間にて基準点Bpを演算せしめると
共に、かかる点の標準偏差δから閾値Shを演算せしめ、
基準点Bpから右方向（リスァレンスポイントRp側）への
移動平均値Avと閾値Shを比較せしめてP1点区分認識せし
めるのである。(4) P 1 which is the starting point of P wave according to FIGS. 6 (a) and 6 (b)
Regarding point segment recognition, the reference point B p is calculated from the P 2 point obtained in (3) to the left (50 ms in this embodiment) to the left (150 ms in this embodiment) beyond the P wave. At the same time, calculate the threshold Sh from the standard deviation δ of such points,
The moving average value A v from the reference point B p to the right (to the reference point R p side) is compared with the threshold value Sh to recognize the P 1 point segment.
次に、フィルタリングされた順方向、逆方向のデータ
と、Ｐ波及びＱＲＳ波の区分点により、Ｐ波とＱ波との
間におけるＨＩＳ束波の検出する手段について説明する
と、 順方向、逆方向のフィルタリングされたデータを適宜方
法にて表示装置等であるディスプレー又は記録計に第８
図に示す様に対比表示せしめることにより、ＨＩＳ束波
が図示する範囲Ｘ内に表示されることにてＨＩＳ束波の
検出を可能にせしめるのである。Next, the means for detecting the HIS bundle wave between the P wave and the Q wave based on the filtered forward and backward data and the division points of the P wave and the QRS wave will be described. The filtered data of 8 is displayed by an appropriate method on a display or a recorder such as a display device.
As shown in the figure, the HIS bundled wave is displayed within the range X shown by displaying the HIS bundled wave so that the HIS bundled wave can be detected.
次に、ＱＲＳ波末尾における微小電位を検出する手段に
ついて説明すると、 逆方向フィルタリングデータを基にしてＱＲＳ波の終わ
りから時間を設定せしめると、その間の最大振幅値（Ｐ
ーＰ値、絶対値のＯーＰ値）、実効値及び面積を演算せ
しめ、或いは逆に電圧値を与えせしめてＱＲＳ波の終わ
りからの時間を測定し、検出パラメータとすると共に、
順方向フィルタリングデータを基にして同様な方法にて
アナログ方式と同一のデータも得られ、両者を比較し、
検出確度も上げうる。Next, the means for detecting the minute potential at the end of the QRS wave will be described. When the time is set from the end of the QRS wave based on the backward filtering data, the maximum amplitude value (P
-P value, OP value of absolute value), effective value and area are calculated, or conversely voltage value is given to measure the time from the end of QRS wave and use it as a detection parameter.
The same data as the analog method can be obtained by the same method based on the forward filtering data, and both are compared,
The detection accuracy can be increased.
又、ＱＲＳ波の実効値は上記実効値との比較のために必
要とし、かかる実効値は、一つにはＱＲＳ波の幅をＱ″
ーＳ′間とし、ＱＲＳ波の実効値はその間の逆方向フィ
ルタリングデータ、又は順方向フィルタリングデータか
ら求める。Further, the effective value of the QRS wave is necessary for comparison with the above-mentioned effective value, and one of the effective values is the width of the QRS wave is Q ″.
-S ', and the effective value of the QRS wave is obtained from the backward filtering data or the forward filtering data during that period.
各々のフィルタリングデータで求めたＱ′ーＳ′間、
Ｑ″ーＳ″間とした時は実効値も求められ必要に応じて
出力せしめるのである。Between Q'and S'obtained by each filtering data,
When it is set between Q "and S", the effective value is also obtained, and output is made as necessary.
要するに本発明は、加算平均して得られた心電図一拍分
のデータに対し、アナログフィルタをディジタルフィル
タに置換したＩＩＲフィルタによって、時間軸を通常に
フィルタリングすると共に、時間軸を反転してフィルタ
リングし、かかるフィルタリングされた前記２種のデー
タに対し、Ｐ波及びＱＲＳ波の開始点及び終了点を検出
すると共に、微小電位を検出し、更にフィルタリングさ
れた前記２種のデータの絶対値又は実効値を表示又は記
録装置に上向き、下向きに対比表示する様にしたので、
ＩＩＲフィルタの特性により、順方向フィルタリングに
あってはＰ波、ＱＲＳ波の開始点、逆方向フィルタリン
グにあってはＰ波、ＱＲＳ波の終了点を強調せしめてい
るため、各区分点の認識を容易にせしめることが出来る
と共に、かかるフィルタリングデータを微小電位の検出
に使用することが可能となり、又順方向、逆方向フィル
タリングデータを同一表示装置内にて対比表示せしめる
ことにより、相互のフィルタリングの影響を受けない個
所においては、両波形を対比観測してより確実に微小電
位の検出を可能と成し、特にＨＩＳ束波の様な微小電位
をも確実に認識せしめるための助けとなり、又一拍分の
データを連続して順方向、逆方向フィルタリングをせし
めていることにより、従来の波形の途中にて停止せしめ
たフィルタリングデータを機械的に結合して使用するの
に比し、フィルタリングの波形が極めて実体に即して明
確になるため、より一層波形を現実的なものとして捕ら
えることが出来る等その実用的効果甚だ大なるものであ
る。In short, according to the present invention, the time axis is normally filtered by the IIR filter in which the analog filter is replaced with a digital filter, and the time axis is inverted and filtered with respect to the electrocardiographic data of one beat obtained by averaging. Detecting the start point and the end point of the P wave and the QRS wave with respect to the filtered two kinds of data, detecting a minute electric potential, and further filtering the absolute value or the effective value of the two kinds of data. Is displayed or displayed on the recording device in an upward or downward contrasting manner.
Due to the characteristics of the IIR filter, the starting points of the P wave and QRS wave are emphasized in the forward filtering, and the ending points of the P wave and the QRS wave are emphasized in the backward filtering. The filtering data can be easily used, and it becomes possible to use the filtering data for detecting a minute electric potential. Further, by displaying the forward and backward filtering data in the same display device, the influence of mutual filtering can be obtained. In the place where it is not affected, it is possible to detect the minute electric potential more reliably by observing both waveforms in comparison, and it is particularly helpful for surely recognizing the minute electric potential such as HIS bundle wave. Minute data is continuously filtered in the forward and backward directions, so that filtering is stopped in the middle of the conventional waveform. In comparison with the case of mechanically connecting the data, the filtering waveform becomes clear in accordance with the actual substance, so that the waveform can be grasped as a more realistic one. It is great.
図は本発明の一実施例を示すものとして、第１図は本発
明に係る心電図における微小電位検出表示装置のブロッ
ク図、第２図は同上フィルターの縦続形構成図、第３図
(a)乃至(d)は心電図のＳ点の認識説明図、第４図(a)及
び(b)は同上Ｑ点の認識説明図、第５図(a)及び(b)はＰ
波終了点であるP2点の認識説明図、第６図(a)及び(b)は
Ｐ波開始点であるP1点の認識説明図、第７図(a)乃至(c)
はＰ波、ＱＲＳ波の間隔説明図、第８図はＨＩＳ束の認
識説明図、第９図は順方向、逆方向にフィルタリングさ
れたデータの表示例である。FIG. 1 shows an embodiment of the present invention, FIG. 1 is a block diagram of a micro-potential detection display device in an electrocardiogram according to the present invention, FIG. 2 is a cascaded configuration diagram of the same filter, FIG.
(a) to (d) are explanatory diagrams for recognizing the S point of the electrocardiogram, FIGS. 4 (a) and 4 (b) are explanatory diagrams for recognizing the Q point, and FIGS. 5 (a) and 5 (b) are P diagrams.
FIGS. 6 (a) and 6 (b) are illustrations of recognition of the P 2 point, which is the wave end point, and FIGS. 7 (a) to 7 (c) are illustrations of recognition of the P 1 point, which is the P wave start point.
Is an explanatory view of the intervals of P waves and QRS waves, FIG. 8 is an explanatory view of recognition of HIS bundles, and FIG. 9 is a display example of data filtered in forward and backward directions.
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 昭60−222032（ＪＰ，Ａ) 特開 昭59−186543（ＪＰ，Ａ) 特公 昭56−20857（ＪＰ，Ｂ２) ─────────────────────────────────────────────────── ─── Continuation of the front page (56) References JP-A-60-222032 (JP, A) JP-A-59-186543 (JP, A) JP-B-56-20857 (JP, B2)
Claims (1)
タに対し、アナログフィルタをディジタルフィルタに置
換したＩＩＲフィルタによって、時間軸を通常にフィル
タリングすると共に、時間軸を反転してフィルタリング
し、かかるフィルタリングされた前記２種のデータに対
し、Ｐ波及びＱＲＳ波の開始点及び終了点を検出すると
共に、微小電位を検出し、更にフィルタリングされた前
記２種のデータの絶対値又は実効値を表示又は記録装置
に上向き、下向きに対比表示する様にしたことを特徴と
する心電図における微小電位検出表示方法。1. A time axis is normally filtered by an IIR filter in which an analog filter is replaced with a digital filter, and the time axis is inverted and filtered with respect to data of one beat of an electrocardiogram obtained by averaging. Detecting the start point and the end point of the P wave and the QRS wave with respect to the filtered two kinds of data, detecting a minute electric potential, and further filtering the absolute value or the effective value of the two kinds of data. Is displayed on a display or recording device so as to be displayed upward and downward, and a method for detecting and displaying a minute electric potential in an electrocardiogram.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63252379A JPH0642874B2 (en) | 1988-10-06 | 1988-10-06 | Display method of small potential detection in electrocardiogram |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63252379A JPH0642874B2 (en) | 1988-10-06 | 1988-10-06 | Display method of small potential detection in electrocardiogram |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0299037A JPH0299037A (en) | 1990-04-11 |
| JPH0642874B2 true JPH0642874B2 (en) | 1994-06-08 |
Family
ID=17236493
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63252379A Expired - Fee Related JPH0642874B2 (en) | 1988-10-06 | 1988-10-06 | Display method of small potential detection in electrocardiogram |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0642874B2 (en) |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| AU2005204433B2 (en) * | 2004-01-16 | 2010-02-18 | Compumedics Medical Innovation Pty Ltd | Method and apparatus for ECG-derived sleep disordered breathing monitoring, detection and classification |
| JP2005287820A (en) * | 2004-03-31 | 2005-10-20 | U-Medica Inc | Biophenomenon measuring and recording device and method for removing noise component |
| JP2014128425A (en) * | 2012-12-28 | 2014-07-10 | Fukuda Denshi Co Ltd | Electrocardiogram information processor, electrocardiogram information processing method, and electrocardiogram information processing program |
Family Cites Families (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| FR2461857A1 (en) * | 1979-07-24 | 1981-02-06 | Renault | ELECTRONIC DEVICE FOR CONTROLLING CHANGES IN SPEED GEARS FOR AUTOMATIC TRANSMISSION OF MOTOR VEHICLE |
| JPS59186543A (en) * | 1983-04-08 | 1984-10-23 | 株式会社アドバンス | Abnormal cardiograph discriminating apparatus |
| JPS60222032A (en) * | 1984-04-19 | 1985-11-06 | 日本電気株式会社 | Electrocardiograph signal processor |
-
1988
- 1988-10-06 JP JP63252379A patent/JPH0642874B2/en not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0299037A (en) | 1990-04-11 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| EP0634135A1 (en) | Device for filtering ECG signals | |
| US5297557A (en) | Stress test system with bidirectional filter | |
| US3174478A (en) | Linear integrating cardiotachometer | |
| JP3326229B2 (en) | Apparatus for removing baseline drift from ECG signals | |
| US5117833A (en) | Bi-spectral filtering of electrocardiogram signals to determine selected QRS potentials | |
| JPS5937107B2 (en) | electrocardiograph computer | |
| JPH0322770B2 (en) | ||
| DE2402407C3 (en) | Blood flow meter with Doppler effect | |
| JPH0642874B2 (en) | Display method of small potential detection in electrocardiogram | |
| US4321932A (en) | Electrode impedance monitoring method apparatus for electrocardiography | |
| US5411029A (en) | Biological signal measuring device | |
| EP0634137B1 (en) | Device for eliminating ringings in filtered ECG-signals | |
| DE4335303A1 (en) | Device for measuring surface roughness | |
| JPH10262941A (en) | Electroencephalogram processor | |
| Wagner | A simple test for phase characteristics of chart recorders | |
| EP3893723B1 (en) | Filtering unit for electrocardiography applications | |
| JPH03201824A (en) | Method for collecting oscillation in signal waveform | |
| JPS6144016B2 (en) | ||
| EP0398660B1 (en) | Apparatus for recording an electrocardiogram | |
| JP2911064B2 (en) | Impulse noise average measurement display | |
| JPH0718908B2 (en) | Insulation test equipment for power cables | |
| JPH02283353A (en) | Method for automatically starting record and apparatus for inspecting fetus | |
| JPH02176580A (en) | Measurement of partial electric discharge | |
| JPS644328Y2 (en) | ||
| USRE26753E (en) | Linear integrating cardiotachometbr |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |