JPH0767440B2 - 心磁図同期検出用の基準部分検出方法、心磁図同期加算方法、心磁図同期検出装置および心磁図同期加算装置 - Google Patents
心磁図同期検出用の基準部分検出方法、心磁図同期加算方法、心磁図同期検出装置および心磁図同期加算装置Info
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- JPH0767440B2 JPH0767440B2 JP2262015A JP26201590A JPH0767440B2 JP H0767440 B2 JPH0767440 B2 JP H0767440B2 JP 2262015 A JP2262015 A JP 2262015A JP 26201590 A JP26201590 A JP 26201590A JP H0767440 B2 JPH0767440 B2 JP H0767440B2
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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
- A61B5/242—Detecting biomagnetic fields, e.g. magnetic fields produced by bioelectric currents
- A61B5/243—Detecting biomagnetic fields, e.g. magnetic fields produced by bioelectric currents specially adapted for magnetocardiographic [MCG] signals
-
- A—HUMAN NECESSITIES
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- 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
- A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
- A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
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- A61B5/352—Detecting R peaks, e.g. for synchronising diagnostic apparatus; Estimating R-R interval
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- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
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Description
【発明の詳細な説明】 〈産業上の利用分野〉 この発明は、心磁図同期検出用の基準部分検出方法、心
磁図同期加算方法、心磁図同期検出装置および心磁図同
期加算装置に関しさらに詳細にいえば、SQUID（Superco
nducting Quantum Interference Device、超伝導量子干
渉素子）を用いたSQUID磁束計により計測した心磁図
を、心電図のQRS群に同期させて検出するための基準部
分を検出する方法、同期させて加算する方法、同期させ
て検出する装置および同期させて加算する装置に関する 〈従来の技術、および発明が解決しようとする課題〉 従来から非常に高感度の磁束検出を行なうことができる
という特質に着目して、種々の分野でSQUIDが応用され
ている。特に、生体に関しては無侵襲計測が強く要望さ
れている関係上、SQUID磁束計を用いて心磁図の計測を
行なうことが提案されている。
磁図同期加算方法、心磁図同期検出装置および心磁図同
期加算装置に関しさらに詳細にいえば、SQUID（Superco
nducting Quantum Interference Device、超伝導量子干
渉素子）を用いたSQUID磁束計により計測した心磁図
を、心電図のQRS群に同期させて検出するための基準部
分を検出する方法、同期させて加算する方法、同期させ
て検出する装置および同期させて加算する装置に関する 〈従来の技術、および発明が解決しようとする課題〉 従来から非常に高感度の磁束検出を行なうことができる
という特質に着目して、種々の分野でSQUIDが応用され
ている。特に、生体に関しては無侵襲計測が強く要望さ
れている関係上、SQUID磁束計を用いて心磁図の計測を
行なうことが提案されている。
従来は心疾患の診断を行なうために心電図を計測する方
法が一般的に採用されているが、例えば、心臓手術の摘
出部位の位置を推定するためには不十分であり、到底満
足できる位置推定を行なうことができなかった。これ
は、心電図が間接的な計測法であり、心臓から体表面ま
での組織または他の臓器の位置的関係、大きさ、電気伝
導率等が個々人によって大きくばらつくためである。こ
のような問題を考慮して針電極、網状電極を直接心臓に
刺し、または接しさせることにより正確な摘出部位の位
置推定を行なう方法が採用されているが、患者の開腹時
間が長期間化し、心臓手術所要時間も長時間化するの
で、高精度に摘出部位の位置推定ができる無侵襲計測が
強く要望されている。
法が一般的に採用されているが、例えば、心臓手術の摘
出部位の位置を推定するためには不十分であり、到底満
足できる位置推定を行なうことができなかった。これ
は、心電図が間接的な計測法であり、心臓から体表面ま
での組織または他の臓器の位置的関係、大きさ、電気伝
導率等が個々人によって大きくばらつくためである。こ
のような問題を考慮して針電極、網状電極を直接心臓に
刺し、または接しさせることにより正確な摘出部位の位
置推定を行なう方法が採用されているが、患者の開腹時
間が長期間化し、心臓手術所要時間も長時間化するの
で、高精度に摘出部位の位置推定ができる無侵襲計測が
強く要望されている。
また、近年に至って薄膜素子作成技術の進歩に伴なって
dc−SQUID素子が開発されたことおよびこのような要望
を考慮して、SQUID磁束計を用いて心磁図を計測するこ
とが試みられ始めている。ところで、心磁図計測を行な
うに当っては、計測された信号に独特のゆらぎ（1/f）
を含むため（例えば、第８図参照）、心電図をトリガー
として心電図のＲ波でトリガーがかかるようにトリガー
・レベルを設定し、Ｒ波に同期させて心磁図を加算する
ことにより心磁図のS/N比を改善することが提案されて
いる。
dc−SQUID素子が開発されたことおよびこのような要望
を考慮して、SQUID磁束計を用いて心磁図を計測するこ
とが試みられ始めている。ところで、心磁図計測を行な
うに当っては、計測された信号に独特のゆらぎ（1/f）
を含むため（例えば、第８図参照）、心電図をトリガー
として心電図のＲ波でトリガーがかかるようにトリガー
・レベルを設定し、Ｒ波に同期させて心磁図を加算する
ことにより心磁図のS/N比を改善することが提案されて
いる。
しかし、心電図は上述したように、生命特有のばらつき
を有しており、QRS群の形状、振幅値が変化するだけで
なく、筋電によってグラウンド・レベルにオフセットが
重畳される可能性があるので、第９図（Ａ）中破線で示
すように単純なトリガー・レベルの設定を行なった場合
には、Ｔ波でトリガーがかかるという不都合があるのみ
ならず、第９図（Ａ）に示すように数msecから数10msec
の同期ずれが生ずるという不都合があり、この結果、心
磁図の正確な同期加算を行なえなくなり、所期のS/N比
の改善が達成できないという不都合がある。具体的に
は、第９図（Ｃ）に破線で示すように、Ｒ波のレベルが
低くなり、Ｐ波およびＴ波のレベルが相対的に大きくな
ってしまう。
を有しており、QRS群の形状、振幅値が変化するだけで
なく、筋電によってグラウンド・レベルにオフセットが
重畳される可能性があるので、第９図（Ａ）中破線で示
すように単純なトリガー・レベルの設定を行なった場合
には、Ｔ波でトリガーがかかるという不都合があるのみ
ならず、第９図（Ａ）に示すように数msecから数10msec
の同期ずれが生ずるという不都合があり、この結果、心
磁図の正確な同期加算を行なえなくなり、所期のS/N比
の改善が達成できないという不都合がある。具体的に
は、第９図（Ｃ）に破線で示すように、Ｒ波のレベルが
低くなり、Ｐ波およびＴ波のレベルが相対的に大きくな
ってしまう。
また、QRS群のピーク位置を検出することも考えられる
が、第９図（Ｂ）に示すようにＲ波のピーク近傍の形状
もQRS群のゼロ・クロス中心に対して大きくばらつくた
め、上記と同様の不都合を生じてしまう。
が、第９図（Ｂ）に示すようにＲ波のピーク近傍の形状
もQRS群のゼロ・クロス中心に対して大きくばらつくた
め、上記と同様の不都合を生じてしまう。
さらに、心電図の誘導法または個人差によってＴ波の振
幅値が大きい場合のあり、トリガー・レベルの設定が困
難であるという不都合もある。
幅値が大きい場合のあり、トリガー・レベルの設定が困
難であるという不都合もある。
〈発明の目的〉 この発明は上記の問題点に鑑みてなされたものであり、
心電図のゆらぎの影響を受けることなく高精度に心磁図
の同期検出を行なうための心磁図同期検出用の基準部分
検出方法および心磁図同期検出装置を提供することを第
１の目的とし、心電図のゆらぎの影響を受けることなく
高精度に心磁図の同期加算を行なうことができる心磁図
同期加算方法およびその装置を提供することを第２の目
的としている。
心電図のゆらぎの影響を受けることなく高精度に心磁図
の同期検出を行なうための心磁図同期検出用の基準部分
検出方法および心磁図同期検出装置を提供することを第
１の目的とし、心電図のゆらぎの影響を受けることなく
高精度に心磁図の同期加算を行なうことができる心磁図
同期加算方法およびその装置を提供することを第２の目
的としている。
〈課題を解決するための手段〉 上記第１の目的を達成するための、この発明の心磁図同
期検出用の基準部分検出方法は、負正負のパルス波から
なる矩形パルスと心電図との相互相関をとることにより
心電図のQRS群を検出し、検出されたQRS群を、心磁図を
心電図と同期して検出するための基準部分として採用す
る方法である。
期検出用の基準部分検出方法は、負正負のパルス波から
なる矩形パルスと心電図との相互相関をとることにより
心電図のQRS群を検出し、検出されたQRS群を、心磁図を
心電図と同期して検出するための基準部分として採用す
る方法である。
上記第２の目的を達成するための、この発明の心磁図同
期加算方法は、心磁図を心電図のQRS群に同期させて加
算するに当って、負正負のパルス波からなる矩形パルス
と心電図との相互相関をとることにより心電図のQRS群
を検出する方法である。
期加算方法は、心磁図を心電図のQRS群に同期させて加
算するに当って、負正負のパルス波からなる矩形パルス
と心電図との相互相関をとることにより心電図のQRS群
を検出する方法である。
但し、負のパルス波、正のパルス波、負のパルス波の時
間比が1:2:1であることが好ましく、負のパルス波の振
幅値が−１であり、正のパルス波の振幅値が１であるこ
とが一層好ましい。
間比が1:2:1であることが好ましく、負のパルス波の振
幅値が−１であり、正のパルス波の振幅値が１であるこ
とが一層好ましい。
上記第１の目的を達成するための、この発明の心磁図同
期検出装置は、負正負のパルス波からなる矩形パルスと
心電図との相互相関をとる相互相関手段と、相互相関値
の局所的ピーク値に対応する時刻に基づいて心電図のＲ
波を波検出するＲ波検出手段と、検出されたＲ波と同期
させて心磁図を検出する心磁図検出手段とを含んでい
る。
期検出装置は、負正負のパルス波からなる矩形パルスと
心電図との相互相関をとる相互相関手段と、相互相関値
の局所的ピーク値に対応する時刻に基づいて心電図のＲ
波を波検出するＲ波検出手段と、検出されたＲ波と同期
させて心磁図を検出する心磁図検出手段とを含んでい
る。
上記第２の目的を達成するための、この発明の心磁図同
期加算装置は、負正負のパルス波からなる矩形パルスと
心電図との相互相関をとる相互相関手段と、相互相関値
の局所的ピーク値に対応する時刻に基づいて心電図のＲ
波を波検出するＲ波検出手段とを含んでいる。
期加算装置は、負正負のパルス波からなる矩形パルスと
心電図との相互相関をとる相互相関手段と、相互相関値
の局所的ピーク値に対応する時刻に基づいて心電図のＲ
波を波検出するＲ波検出手段とを含んでいる。
但し、負のパルス波、正のパルス波、負のパルス波の時
間比が1:2:1であることが好ましく、負のパルス波の振
幅値が−１であり、正のパルス波の振幅値が１であるこ
とが一層好ましい。
間比が1:2:1であることが好ましく、負のパルス波の振
幅値が−１であり、正のパルス波の振幅値が１であるこ
とが一層好ましい。
〈作用〉 以上の心磁図同期検出用の基準部分検出方法であれば、
心電図のQRS群の負のレベル、正のレベル、負のレベル
に変化するのであるから、負正負のパルス波からなる矩
形パルスとの相互相関をとることにより、Ｒ波に対応し
て最も大きい相互相関値が得られる。したがって、最も
大きい相互相関値が得られた時刻をIQRS群の中心時刻と
して検出することができ、この中心時刻を基準とする前
後所定時間範囲をQRS群として検出できる。したがっ
て、この検出されたQRS群を、心磁図を心電図と同期し
て検出するための基準部分として採用することができ
る。そして、この基準部分に基づいて心磁図を検出すれ
ば、心電図のばらつきの影響を受けることなく正確に心
磁図を同期検出できる。
心電図のQRS群の負のレベル、正のレベル、負のレベル
に変化するのであるから、負正負のパルス波からなる矩
形パルスとの相互相関をとることにより、Ｒ波に対応し
て最も大きい相互相関値が得られる。したがって、最も
大きい相互相関値が得られた時刻をIQRS群の中心時刻と
して検出することができ、この中心時刻を基準とする前
後所定時間範囲をQRS群として検出できる。したがっ
て、この検出されたQRS群を、心磁図を心電図と同期し
て検出するための基準部分として採用することができ
る。そして、この基準部分に基づいて心磁図を検出すれ
ば、心電図のばらつきの影響を受けることなく正確に心
磁図を同期検出できる。
以上の心磁図同期加算方法であれば、心電図のQRS群が
負のレベル、正のレベル、負のレベルに変化するのであ
るから、負正負のパルス波からなる矩形パルスとの相互
相関をとることにより、Ｒ波に対応して最も大きい相互
相関値が得られる。したがって、最も大きい相互相関値
が得られた時刻をQRS群の中心時刻として心磁図を加算
することにより、心電図のばらつきの影響を受けること
なく正確に心磁図を同期加算でき、S/N比を高めること
ができる。
負のレベル、正のレベル、負のレベルに変化するのであ
るから、負正負のパルス波からなる矩形パルスとの相互
相関をとることにより、Ｒ波に対応して最も大きい相互
相関値が得られる。したがって、最も大きい相互相関値
が得られた時刻をQRS群の中心時刻として心磁図を加算
することにより、心電図のばらつきの影響を受けること
なく正確に心磁図を同期加算でき、S/N比を高めること
ができる。
そして、負のパルス波、正のパルス波、負のパルス波の
時間比が1:2:1である場合には、Ｐ波、Ｔ波に対応する
相互相関値を０にできる。
時間比が1:2:1である場合には、Ｐ波、Ｔ波に対応する
相互相関値を０にできる。
また、負のパルス波の振幅値が−１であり、正のパルス
波の振幅値が１である場合には、累積加減算を行なうだ
けで相互相関値を得ることができ、処理を簡素化でき
る。
波の振幅値が１である場合には、累積加減算を行なうだ
けで相互相関値を得ることができ、処理を簡素化でき
る。
以上の構成の心磁図同期検出装置であれば、心電図のQR
S群が負のレベル、正のレベル、負のレベルに変化する
のであるから、相互相関手段により負正負のパルス波か
らなる矩形パルスとの相互相関をとり、得られた相互相
関値のうち、局所的ピーク値に対応する時刻に基づいて
Ｒ波検出手段によりＲ波を検出できる。したがって、最
も大きい相関値が得られた時刻をQRS群の中心時刻とし
て心磁図を加算することにより、心電図のばらつきの影
響を受けることなく正確に心磁図を同期加算でき、S/N
比を高めることができる。
S群が負のレベル、正のレベル、負のレベルに変化する
のであるから、相互相関手段により負正負のパルス波か
らなる矩形パルスとの相互相関をとり、得られた相互相
関値のうち、局所的ピーク値に対応する時刻に基づいて
Ｒ波検出手段によりＲ波を検出できる。したがって、最
も大きい相関値が得られた時刻をQRS群の中心時刻とし
て心磁図を加算することにより、心電図のばらつきの影
響を受けることなく正確に心磁図を同期加算でき、S/N
比を高めることができる。
そして、負のパルス波、正のパルス波、負のパルス波の
時間比が1:2:1である場合には、Ｐ波、Ｔ波に対応する
相互相関値を０にできる。
時間比が1:2:1である場合には、Ｐ波、Ｔ波に対応する
相互相関値を０にできる。
また、負のパルス波の振幅値が−１であり、正のパルス
波の振幅値が１である場合には、累積加減算を行なうだ
けで相互相関値を得ることができ、相互相関手段の構成
を簡素化できる。
波の振幅値が１である場合には、累積加減算を行なうだ
けで相互相関値を得ることができ、相互相関手段の構成
を簡素化できる。
〈実施例〉 以下、実施例を示す添付図面によって詳細に説明する。
第１図はこの発明の心磁図同期加算方法の一実施例を示
すフローチャートであり、ステップにおいて、第２図
（Ａ）に示すように、複数チャネル分の心磁図と共に心
電図を取り込み、ステップにおいて所定時間分（例え
ば数秒分）の心電図を取り出し、ステップにおいて、
取り出された所定時間分の心電図に基づいて、負のパル
ス波、正のパルス波、負のパルス波がこの順に並び、し
かも正のパルス波の時間が負のパルス波の時間の２倍で
ある矩形パルス窓（第２図（Ｂ）参照）の窓幅を最適値
に設定し、ステップにおいて、取り込んだ心電図の全
時間分について矩形パルス窓との相互相関処理を行なっ
て第２図（Ｃ）に示す相互相関値を得、ステップにお
いて相互相関値の局所的ピークに対応する時刻を検出
し、ステップにおいて、局所的ピークに対応する時刻
の前後所定範囲（例えば、ピーク時刻前300msecからピ
ーク時刻後600msecの範囲）について心磁図信号を取り
出し（第２図（Ｄ）参照）、ステップにおいて、第２
図（Ｅ）に示すように取り出された心磁図信号をチャネ
ル毎に加算して第２図（Ｆ）に示す加算信号を得、ステ
ップにおいて、得られた加算信号を局所的ピークの数
で除算することにより心磁図同期加算平均信号（第２図
（Ｇ）参照）を得る。
すフローチャートであり、ステップにおいて、第２図
（Ａ）に示すように、複数チャネル分の心磁図と共に心
電図を取り込み、ステップにおいて所定時間分（例え
ば数秒分）の心電図を取り出し、ステップにおいて、
取り出された所定時間分の心電図に基づいて、負のパル
ス波、正のパルス波、負のパルス波がこの順に並び、し
かも正のパルス波の時間が負のパルス波の時間の２倍で
ある矩形パルス窓（第２図（Ｂ）参照）の窓幅を最適値
に設定し、ステップにおいて、取り込んだ心電図の全
時間分について矩形パルス窓との相互相関処理を行なっ
て第２図（Ｃ）に示す相互相関値を得、ステップにお
いて相互相関値の局所的ピークに対応する時刻を検出
し、ステップにおいて、局所的ピークに対応する時刻
の前後所定範囲（例えば、ピーク時刻前300msecからピ
ーク時刻後600msecの範囲）について心磁図信号を取り
出し（第２図（Ｄ）参照）、ステップにおいて、第２
図（Ｅ）に示すように取り出された心磁図信号をチャネ
ル毎に加算して第２図（Ｆ）に示す加算信号を得、ステ
ップにおいて、得られた加算信号を局所的ピークの数
で除算することにより心磁図同期加算平均信号（第２図
（Ｇ）参照）を得る。
第３図は上記ステップの処理を詳細に示すフローチャ
ートであり、ステップにおいて矩形パルス窓の窓幅の
最適値Wmaxおよび相互相関値の最大値Smaxを０に初期化
するとともに、窓幅の最適値の設定可能範囲をW1からW2
に設定し、ステップにおいてW1を窓幅Ｗとして選択
し、ステップにおいて所定時間分の心電図と窓幅がＷ
の矩形パルス窓との相互相関処理を行ない、ステップ
において相互相関値の最大値Ｓを抽出し、ステップに
おいて、得られた最大値Ｓと最大値Smaxとの大小を判別
し、Smax＜Ｓであれば、ステップにおいて、得られた
最大値Ｓおよび選択された窓幅Ｗに基づいて最大値Smax
および最適値Wmaxを更新し、ステップにおいて窓幅Ｗ
を４だけ増加させ、ステップにおいて増加された窓幅
がW2を越えたか否かを判別し、越えていなければ再びス
テップの処理を行なう。また、上記ステップにおい
てSmax≧Ｓであると判別された場合には、そのままステ
ップの処理を行なう。そして、ステップにおいて増
加された窓幅ＷがW2を越えたと判別された場合には、ス
テップにおいて既に得られているWmaxを矩形パルス窓
の窓幅の最適値として選択し、一連の処理を終了する。
ートであり、ステップにおいて矩形パルス窓の窓幅の
最適値Wmaxおよび相互相関値の最大値Smaxを０に初期化
するとともに、窓幅の最適値の設定可能範囲をW1からW2
に設定し、ステップにおいてW1を窓幅Ｗとして選択
し、ステップにおいて所定時間分の心電図と窓幅がＷ
の矩形パルス窓との相互相関処理を行ない、ステップ
において相互相関値の最大値Ｓを抽出し、ステップに
おいて、得られた最大値Ｓと最大値Smaxとの大小を判別
し、Smax＜Ｓであれば、ステップにおいて、得られた
最大値Ｓおよび選択された窓幅Ｗに基づいて最大値Smax
および最適値Wmaxを更新し、ステップにおいて窓幅Ｗ
を４だけ増加させ、ステップにおいて増加された窓幅
がW2を越えたか否かを判別し、越えていなければ再びス
テップの処理を行なう。また、上記ステップにおい
てSmax≧Ｓであると判別された場合には、そのままステ
ップの処理を行なう。そして、ステップにおいて増
加された窓幅ＷがW2を越えたと判別された場合には、ス
テップにおいて既に得られているWmaxを矩形パルス窓
の窓幅の最適値として選択し、一連の処理を終了する。
以上の一連の処理を行なえば、心電図が生命特有のばら
つきを有しているにも拘らず、矩形パルス窓との相互相
関処理を行ない、相互相関値の局所的ピークの発生時刻
を得て、得られた時刻を基準として心磁図を加算するこ
とにより心電図のQRS群の同期した状態での心磁図の加
算を達成でき、Ｒ波のレベルが低くなり、Ｐ波およびＴ
波のレベルが相対的に大きくなってしまうというような
不都合の発生を阻止して、加算数に基づく除算を行なう
ことによりS/N比が高い心磁図信号を得ることができ
る。しらがって、最終的に得られた複数チャネルの心磁
図信号に基づいて心臓手術の摘出部位の高精度の位置推
定を行なうことができる。
つきを有しているにも拘らず、矩形パルス窓との相互相
関処理を行ない、相互相関値の局所的ピークの発生時刻
を得て、得られた時刻を基準として心磁図を加算するこ
とにより心電図のQRS群の同期した状態での心磁図の加
算を達成でき、Ｒ波のレベルが低くなり、Ｐ波およびＴ
波のレベルが相対的に大きくなってしまうというような
不都合の発生を阻止して、加算数に基づく除算を行なう
ことによりS/N比が高い心磁図信号を得ることができ
る。しらがって、最終的に得られた複数チャネルの心磁
図信号に基づいて心臓手術の摘出部位の高精度の位置推
定を行なうことができる。
尚、上記フローチャートにおいては、同期加算後に除算
を行なっているが、各チャネル毎の加算数が等しけれ
ば、特別に除算を行なわなくても心臓手術の摘出部位の
高精度の位置推定を行なうことができる。また、矩形パ
ルス窓の窓幅を予め固定しておくことも可能である。
を行なっているが、各チャネル毎の加算数が等しけれ
ば、特別に除算を行なわなくても心臓手術の摘出部位の
高精度の位置推定を行なうことができる。また、矩形パ
ルス窓の窓幅を予め固定しておくことも可能である。
また、一般的に心磁図には直流オフセットが重畳されて
いるのであり、この直流オフセットを除去する必要があ
る場合には、上記のように心磁図の同期加算平均処理を
行なった後、心電図のＰ波が出現する時刻より前（例え
ば、Ｐ波が出現する前の20msec程度の部分であり、第４
図中領域（Ａ）参照））の心磁図の測定値の加算平均値
をグラウンド・レベルとしてオフセット除去処理を行な
えばよい。
いるのであり、この直流オフセットを除去する必要があ
る場合には、上記のように心磁図の同期加算平均処理を
行なった後、心電図のＰ波が出現する時刻より前（例え
ば、Ｐ波が出現する前の20msec程度の部分であり、第４
図中領域（Ａ）参照））の心磁図の測定値の加算平均値
をグラウンド・レベルとしてオフセット除去処理を行な
えばよい。
〈実施例２〉 第５図はこの発明の心磁図同期加算装置の一実施例を示
すブロック図であり、心電図取り込み部と（１）と、SQ
UID磁束計を含む複数チャネル分の心磁図取り込み部
（２）と、取り込まれた心電図のうち所定時間分を取り
出す心電図部分取り出し部（３）と、取り出された所定
時間分の心電図に基づいて矩形パルス窓の窓幅の最適値
を設定する窓幅設定部（４）と、窓幅設定部（４）によ
り設定された窓幅の矩形パルス窓に基づいて、心電図取
り込み部（１）により取り込まれた心電図の全時間分に
ついて相互相関処理を行なう相互相関部（５）と、相互
相関値の局所的ピークに対応する時刻を抽出するＲ波検
出手段としてのピーク時刻抽出部（６）と、各抽出され
た時刻を基準とする所定時間範囲における各チャネル毎
の心磁図を取り出す心磁図取り出し部（７）と、各チャ
ネル毎に取り出された心磁図を加算する加算部（８）
と、加算結果を抽出された時刻の数で除算する除算部
（９）とを有している。
すブロック図であり、心電図取り込み部と（１）と、SQ
UID磁束計を含む複数チャネル分の心磁図取り込み部
（２）と、取り込まれた心電図のうち所定時間分を取り
出す心電図部分取り出し部（３）と、取り出された所定
時間分の心電図に基づいて矩形パルス窓の窓幅の最適値
を設定する窓幅設定部（４）と、窓幅設定部（４）によ
り設定された窓幅の矩形パルス窓に基づいて、心電図取
り込み部（１）により取り込まれた心電図の全時間分に
ついて相互相関処理を行なう相互相関部（５）と、相互
相関値の局所的ピークに対応する時刻を抽出するＲ波検
出手段としてのピーク時刻抽出部（６）と、各抽出され
た時刻を基準とする所定時間範囲における各チャネル毎
の心磁図を取り出す心磁図取り出し部（７）と、各チャ
ネル毎に取り出された心磁図を加算する加算部（８）
と、加算結果を抽出された時刻の数で除算する除算部
（９）とを有している。
尚、上記窓幅設定部（４）は、第６図に示すように、窓
幅を順次変更する窓幅変更部（4a）と、変更された窓幅
の矩形パルス窓に基づいて、取り出された所定時間分の
心電図について相互相関処理を行なう相互相関部（4b）
と、相互相関値の最大値を抽出する最大値抽出部（4c）
と、窓幅変更毎とに最大値抽出部（4c）により抽出され
る最大値の中からさらに最大値を抽出し、抽出された最
大値に対応する窓幅を矩形パルス窓の窓幅として選択す
る窓幅選択部（4d）とを含んでいる。
幅を順次変更する窓幅変更部（4a）と、変更された窓幅
の矩形パルス窓に基づいて、取り出された所定時間分の
心電図について相互相関処理を行なう相互相関部（4b）
と、相互相関値の最大値を抽出する最大値抽出部（4c）
と、窓幅変更毎とに最大値抽出部（4c）により抽出され
る最大値の中からさらに最大値を抽出し、抽出された最
大値に対応する窓幅を矩形パルス窓の窓幅として選択す
る窓幅選択部（4d）とを含んでいる。
上記構成の心磁図同期加算装置の動作は次のとおりであ
る。
る。
心電図取り込み部（１）により取り込まれた心電図の一
部を心電図部分取り出し部（３）により取り出して窓幅
設定部（４）により、相互相関値が最大になる窓幅を設
定する。そして、設定された窓幅の矩形パルス窓に基づ
いて、取り込まれた心電図の全時間範囲について相互相
関部（５）により相互相関処理を行ない、ピーク時刻抽
出部（６）により相互相関値の局所的ピークに対応する
時刻を抽出する。そして、心磁図取り出し部（７）によ
り、各抽出された時刻を基準とする所定時間範囲におけ
る各チャネル毎の心磁図を取り出し、各チャネル毎に取
り出された心磁図を加算部（８）により加算し、除算部
（９）により、加算結果を抽出された時刻の数で除算す
ることにより、心磁図の同期加算平均信号を得る。そし
て、得られた心磁図の同期加算平均信号はS/N比が著し
く向上しているのであるから、最終的に得られた複数チ
ャネルの心磁図信号に基づいて心臓手術の摘出部位の高
精度の位置推定を行なうことができる。
部を心電図部分取り出し部（３）により取り出して窓幅
設定部（４）により、相互相関値が最大になる窓幅を設
定する。そして、設定された窓幅の矩形パルス窓に基づ
いて、取り込まれた心電図の全時間範囲について相互相
関部（５）により相互相関処理を行ない、ピーク時刻抽
出部（６）により相互相関値の局所的ピークに対応する
時刻を抽出する。そして、心磁図取り出し部（７）によ
り、各抽出された時刻を基準とする所定時間範囲におけ
る各チャネル毎の心磁図を取り出し、各チャネル毎に取
り出された心磁図を加算部（８）により加算し、除算部
（９）により、加算結果を抽出された時刻の数で除算す
ることにより、心磁図の同期加算平均信号を得る。そし
て、得られた心磁図の同期加算平均信号はS/N比が著し
く向上しているのであるから、最終的に得られた複数チ
ャネルの心磁図信号に基づいて心臓手術の摘出部位の高
精度の位置推定を行なうことができる。
尚、上記ブロック図においては、同期加算後に除算を行
なう除算部（９）を有しているが、各チャネル毎の加算
数が等しければ、特別に除算を行なわなくても心臓手術
の摘出部位の高精度の位置推定を行なうことができる。
また、窓幅設定部（４）として、予め設定された矩形パ
ルス窓の窓幅と保持しておくだけの構成を採用すること
もできる。さらに、一般的に心磁図に重畳されている直
流オフセットを除去する必要がある場合には、上記のよ
うに心磁図の同期加算平気処理を行なった後、心電図の
Ｐ波が出現する時刻より前の心磁図の測定値の加算平均
値をグラウンド・レベルとしてオフセット除去処理を行
なえばよい。
なう除算部（９）を有しているが、各チャネル毎の加算
数が等しければ、特別に除算を行なわなくても心臓手術
の摘出部位の高精度の位置推定を行なうことができる。
また、窓幅設定部（４）として、予め設定された矩形パ
ルス窓の窓幅と保持しておくだけの構成を採用すること
もできる。さらに、一般的に心磁図に重畳されている直
流オフセットを除去する必要がある場合には、上記のよ
うに心磁図の同期加算平気処理を行なった後、心電図の
Ｐ波が出現する時刻より前の心磁図の測定値の加算平均
値をグラウンド・レベルとしてオフセット除去処理を行
なえばよい。
第７図は相互相関部（５）の構成の一例を示すブロック
図であり、心電図信号を所定時間ずつ遅延させる遅延回
路（Ｄ）を複数段直列接続しているとともに、最も上流
側の複数個の遅延回路（Ｄ）の出力信号をインバータ
（5a）（図においては“−1"を乗算する回路として表示
している）を通して累積加算部（Σ）に供給し、最も下
流側の複数個の遅延回路（Ｄ）の出力信号をインバータ
（5c）を通して累積加算部（Σ）に供給し、残余の遅延
回路（Ｄ）の出力信号をコンバータ（5b）を通して（図
においては“1"を乗算する回路として表示している）累
積加算部（Σ）に供給する。
図であり、心電図信号を所定時間ずつ遅延させる遅延回
路（Ｄ）を複数段直列接続しているとともに、最も上流
側の複数個の遅延回路（Ｄ）の出力信号をインバータ
（5a）（図においては“−1"を乗算する回路として表示
している）を通して累積加算部（Σ）に供給し、最も下
流側の複数個の遅延回路（Ｄ）の出力信号をインバータ
（5c）を通して累積加算部（Σ）に供給し、残余の遅延
回路（Ｄ）の出力信号をコンバータ（5b）を通して（図
においては“1"を乗算する回路として表示している）累
積加算部（Σ）に供給する。
したがって、矩形パルス窓の正のパルス波の振幅値を
“1"に設定し、負のパルス波の振幅値を“−1"に設定し
ておくことにより、全く乗算を行なうことなく相互相関
値を得ることができる。
“1"に設定し、負のパルス波の振幅値を“−1"に設定し
ておくことにより、全く乗算を行なうことなく相互相関
値を得ることができる。
尚、この発明は上記の実施例に限定されるものではな
く、例えば、矩形パルス窓を構成する負のパルス波と正
のパルス波との時間割合を1:2と異なる割合に設定する
ことが可能であるほか、パルス波の振幅を任意に設定す
ることが可能であり、その他、この発明の要旨を変更し
ない範囲内において種々の設計変更を施すことが可能で
ある。
く、例えば、矩形パルス窓を構成する負のパルス波と正
のパルス波との時間割合を1:2と異なる割合に設定する
ことが可能であるほか、パルス波の振幅を任意に設定す
ることが可能であり、その他、この発明の要旨を変更し
ない範囲内において種々の設計変更を施すことが可能で
ある。
〈発明の効果〉 以上のように第１の発明は、最も大きい相互相関値が得
られた時刻をQRS群の中心時刻として検出することがで
き、この中心時刻を基準とする前後所定時間範囲をQRS
群として検出できるという特有の効果を奏する。
られた時刻をQRS群の中心時刻として検出することがで
き、この中心時刻を基準とする前後所定時間範囲をQRS
群として検出できるという特有の効果を奏する。
第２の発明は、最も大きい相互相関値が得られた時刻を
QRS群の中心時刻として心磁図を加算することにより、
心電図のばらつきの影響を受けることなく正確に心磁図
を同期加算でき、S/N比を高めることができるという特
有の効果を奏する。
QRS群の中心時刻として心磁図を加算することにより、
心電図のばらつきの影響を受けることなく正確に心磁図
を同期加算でき、S/N比を高めることができるという特
有の効果を奏する。
第３の発明は、Ｐ波、Ｔ波に対応する相互相関値を０に
できるという特有の効果を奏する。
できるという特有の効果を奏する。
第４の発明は、累積加減算を行なうだけで相互相関値を
得ることができ、処理を簡素化できるという特有の効果
を奏する。
得ることができ、処理を簡素化できるという特有の効果
を奏する。
第５の発明は、最も大きい相互相関値が得られた時刻を
QRS群の中心時刻として心磁図を検出することにより、
心電図のばらつきの影響を受けることなく正確に心磁図
を同期検出できるという特有の効果を奏する。
QRS群の中心時刻として心磁図を検出することにより、
心電図のばらつきの影響を受けることなく正確に心磁図
を同期検出できるという特有の効果を奏する。
第６の発明は、最も大きい相互相関値が得られた時刻を
QRS群の中心時刻として心磁図を加算することにより、
心電図のばらつきの影響を受けることなく正確に心磁図
を同期加算でき、S/N比を高めることができるという特
有の効果を奏する。
QRS群の中心時刻として心磁図を加算することにより、
心電図のばらつきの影響を受けることなく正確に心磁図
を同期加算でき、S/N比を高めることができるという特
有の効果を奏する。
第７の発明は、Ｐ波、Ｔ波に対応する相互相関値を０に
できるという特有の効果を奏する。
できるという特有の効果を奏する。
第８の発明は、累積加減算を行なうだけで相互相関値を
得ることができ、処理を簡素化できるという特有の効果
を奏する。
得ることができ、処理を簡素化できるという特有の効果
を奏する。
第１図はこの発明の心磁図同期加算方法の一実施例を示
すフローチャート、 第２図は信号波形を示す図、 第３図は矩形パルス窓の窓幅設定動作を詳細に説明する
フローチャート、 第４図は直流オフセットを除去するためのグラウンド・
レベル検出動作を説明する図、 第５図はこの発明の心磁図同期加算装置の一実施例を示
すブロック図、 第６図は窓幅設定部の構成を詳細に示すブロック図、 第７図は相互相関部の構成の一例を示すブロック図、 第８図は心電図の測定例を示す図、 第９図は従来の心磁図同期加算方法の不都合を説明する
図。 （５）…相互相関部、（６）…Ｒ波検出手段としてのピ
ーク時刻抽出部
すフローチャート、 第２図は信号波形を示す図、 第３図は矩形パルス窓の窓幅設定動作を詳細に説明する
フローチャート、 第４図は直流オフセットを除去するためのグラウンド・
レベル検出動作を説明する図、 第５図はこの発明の心磁図同期加算装置の一実施例を示
すブロック図、 第６図は窓幅設定部の構成を詳細に示すブロック図、 第７図は相互相関部の構成の一例を示すブロック図、 第８図は心電図の測定例を示す図、 第９図は従来の心磁図同期加算方法の不都合を説明する
図。 （５）…相互相関部、（６）…Ｒ波検出手段としてのピ
ーク時刻抽出部
Claims (8)
- 【請求項１】負正負のパルス波からなる矩形パルスと心
電図との相互相関をとることにより心電図のQRS群を検
出し、検出されたQRS群を、心磁図を心電図と同期して
検出するための基準部分として採用することを特徴とす
る心磁図同期検出用の基準部分検出方法。 - 【請求項２】心磁図を心電図のQRS群に同期させて加算
する心磁図同期加算方法において、負正負のパルス波か
らなる矩形パルスと心電図との相互相関をとることによ
り心電図のQRS群を検出することを特徴とする心磁図同
期加算方法。 - 【請求項３】負のパルス波、正のパルス波、負のパルス
波の時間比が1:2:1である上記特許請求の範囲第２項記
載の心磁図同期加算方法。 - 【請求項４】負のパルス波の振幅値が−１であり、正の
パルス波の振幅値が１である上記特許請求の範囲第２項
または第３項に記載の心磁図同期加算方法。 - 【請求項５】負正負のパルス波からなる矩形パルスと心
電図との相互相関をとる相互相関手段（５）と、相互相
関値の局所的ピーク値に対応する時刻に基づいて心電図
のＲ波を検出するＲ波検出手段（６）と、検出されたＲ
波と同期させて心磁図を検出する心磁図検出手段（７）
とを含むことを特徴とする心磁図同期検出装置。 - 【請求項６】心磁図を心電図のQRS群に同期させて加算
する心磁図同期加算装置において、負正負のパルス波か
らなる矩形パルスと心電図との相互相関をとる相互相関
手段（５）と、相互相関値の局所的ピーク値に対応する
時刻に基づいて心電図のＲ波を検出するＲ波検出手段
（６）とを含むことを特徴とする心磁図同期加算装置。 - 【請求項７】負のパルス波、正のパルス波、負のパルス
波の時間比が1:2:1である上記特許請求の範囲第６項記
載の心磁図同期加算装置。 - 【請求項８】負のパルス波の振幅値がー１であり、正の
パルス波の振幅値が１である上記特許請求の範囲第６項
または第７項に記載の心磁図同期加算装置。
Priority Applications (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2262015A JPH0767440B2 (ja) | 1990-09-30 | 1990-09-30 | 心磁図同期検出用の基準部分検出方法、心磁図同期加算方法、心磁図同期検出装置および心磁図同期加算装置 |
| US07/766,349 US5211178A (en) | 1990-09-30 | 1991-09-27 | Method and apparatus for synchronously detecting a magnetocardiogram and method and apparatus for synchronously adding magnetocardiograms |
| DE69125563T DE69125563T2 (de) | 1990-09-30 | 1991-09-30 | Verfahren und Gerät zum synchronen Erkennen von Magnet Kardiogramm und Verfahren und Gerät zum synchronen Addieren von Magnetkardiogrammen |
| EP91116700A EP0479207B1 (en) | 1990-09-30 | 1991-09-30 | Method and apparatus for synchronously detecting a magnetocardiogram and method and apparatus for synchronously adding magnetcardiograms |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2262015A JPH0767440B2 (ja) | 1990-09-30 | 1990-09-30 | 心磁図同期検出用の基準部分検出方法、心磁図同期加算方法、心磁図同期検出装置および心磁図同期加算装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH04141140A JPH04141140A (ja) | 1992-05-14 |
| JPH0767440B2 true JPH0767440B2 (ja) | 1995-07-26 |
Family
ID=17369835
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2262015A Expired - Lifetime JPH0767440B2 (ja) | 1990-09-30 | 1990-09-30 | 心磁図同期検出用の基準部分検出方法、心磁図同期加算方法、心磁図同期検出装置および心磁図同期加算装置 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5211178A (ja) |
| EP (1) | EP0479207B1 (ja) |
| JP (1) | JPH0767440B2 (ja) |
| DE (1) | DE69125563T2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR101440458B1 (ko) * | 2013-03-06 | 2014-09-18 | 한국표준과학연구원 | 뇌자도 및 뇌전도, 또는 심자도 및 심전도 검출을 위한 다채널 신호 검출 시스템 |
Families Citing this family (16)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5490502A (en) * | 1992-05-07 | 1996-02-13 | New York University | Method and apparatus for optimizing the continuous positive airway pressure for treating obstructive sleep apnea |
| SE9302435D0 (sv) * | 1993-07-16 | 1993-07-16 | Siemens-Elema Ab | Foerfarande och anordning foer att behandla ekg-signaler |
| JP2834057B2 (ja) * | 1996-01-29 | 1998-12-09 | 群馬日本電気株式会社 | 心電図解析装置 |
| US5697378A (en) * | 1996-12-16 | 1997-12-16 | Siemens Medical Systems, Inc. | Method and apparatus for using multiple leads for QRS detection |
| DE19808985B4 (de) * | 1997-03-07 | 2012-06-14 | Hitachi, Ltd. | Verfahren und Vorrichtung zur Biomagnetfeld-Messung |
| US6336043B1 (en) | 1997-10-02 | 2002-01-01 | Hitachi, Ltd. | Method for processing biomagnetic field data, magnetic field contour mapping, forming their waveforms and a biomagnetic instrument using the same |
| US6473518B1 (en) | 1997-10-02 | 2002-10-29 | Hitachi, Ltd. | Method of measuring a biomagnetic field, method of analyzing a measured biomagnetic field, method of displaying biomagnetic field data, and apparatus therefor |
| JP3582495B2 (ja) | 2001-02-21 | 2004-10-27 | 株式会社日立製作所 | 生体磁場計測装置 |
| JP3944383B2 (ja) * | 2001-11-16 | 2007-07-11 | 株式会社日立製作所 | 心臓磁場計測装置 |
| US6795724B2 (en) | 2002-02-19 | 2004-09-21 | Mark Bradford Hogan | Color-based neurofeedback |
| WO2012017473A1 (en) | 2010-08-02 | 2012-02-09 | Empire Technology Development Llc | Detection of biological information of a subject |
| US8553956B2 (en) * | 2011-02-28 | 2013-10-08 | Seiko Epson Corporation | 3D current reconstruction from 2D dense MCG images |
| JP5487385B2 (ja) * | 2012-08-30 | 2014-05-07 | 国立大学法人名古屋大学 | 生体信号検出装置 |
| JP6890448B2 (ja) * | 2017-03-30 | 2021-06-18 | 株式会社日立ハイテク | 磁場データ処理システム |
| CN107374610B (zh) * | 2017-07-12 | 2020-05-08 | 漫迪医疗仪器（上海）有限公司 | 心磁图生成方法及生成系统 |
| CN113317793B (zh) * | 2021-06-11 | 2023-02-17 | 宁波大学 | 心磁高频信号分析方法、存储介质及电子设备 |
Family Cites Families (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE2818768C2 (de) * | 1978-04-28 | 1986-07-24 | Hewlett-Packard GmbH, 7030 Böblingen | Verfahren und Vorrichtung zum Messen der Frequenz bzw. der Periodendauer der Grundschwingung eines annähernd periodischen Eingangssignales |
| US4204225A (en) * | 1978-05-16 | 1980-05-20 | Wisconsin Alumni Research Foundation | Real-time digital X-ray subtraction imaging |
| SU1503742A1 (ru) * | 1986-09-30 | 1989-08-30 | Волгоградский государственный медицинский институт | Способ оценки функционального состо ни сердца |
| EP0361137A1 (de) * | 1988-09-16 | 1990-04-04 | Siemens Aktiengesellschaft | Magnetometer-Einrichtung mit einem Dewar-Gefäss zur Messung schwacher Magnetfelder |
| US4934374A (en) * | 1988-12-29 | 1990-06-19 | Trustees Of The University Of Pennsylvania | Method of analyzing cardiac data using correlation plots |
| US5033472A (en) * | 1989-02-23 | 1991-07-23 | Nihon Kohden Corp. | Method of and apparatus for analyzing propagation of arterial pulse waves through the circulatory system |
| US4951674A (en) * | 1989-03-20 | 1990-08-28 | Zanakis Michael F | Biomagnetic analytical system using fiber-optic magnetic sensors |
-
1990
- 1990-09-30 JP JP2262015A patent/JPH0767440B2/ja not_active Expired - Lifetime
-
1991
- 1991-09-27 US US07/766,349 patent/US5211178A/en not_active Expired - Lifetime
- 1991-09-30 EP EP91116700A patent/EP0479207B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1991-09-30 DE DE69125563T patent/DE69125563T2/de not_active Expired - Lifetime
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR101440458B1 (ko) * | 2013-03-06 | 2014-09-18 | 한국표준과학연구원 | 뇌자도 및 뇌전도, 또는 심자도 및 심전도 검출을 위한 다채널 신호 검출 시스템 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH04141140A (ja) | 1992-05-14 |
| DE69125563D1 (de) | 1997-05-15 |
| US5211178A (en) | 1993-05-18 |
| EP0479207A2 (en) | 1992-04-08 |
| EP0479207A3 (en) | 1993-04-28 |
| DE69125563T2 (de) | 1997-09-11 |
| EP0479207B1 (en) | 1997-04-09 |
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