JPS59223897A - 雑音処理方法及び装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 〔利用分野〕 本発明は、心電信号、脳波、筋電位信号等の生体信号の
如く休止状態が間欠的に含まれる間歇性信号の雑音の処
世方法及び該処理方法を実施するための雑音処理装置に
関する。

〔従来技術〕

近年、医師の診断を補助する装置として６拙の診断装置
が開発され、利用されるようになつ【きている。そして
、前述の生体信号を利用した診断装置としては、心電計
、脳波計。

筋電計等よく知られている。ところで、これら生体信号
を利用したものでは、生体信号が微弱で、且つ雑音が多
いという問題があり、雑音を低減し、Ｓ／Ｎ比を向上さ
せるため、従来からいろいろな針側方法、信号処理方法
が提案され、利用されてきた。

例えば、心電図計測では、信号源インピーダンスが高（
、商用電源からの静電誘導を受は易いこと、発生電圧が
微弱であること、および人体へ装着する電極で分極電圧
、雑音が発生することなどが、Ｓ／Ｎ比を悪くする原因
となっている。

これに対して、従来の方法は、商用電源からの誘導雑音
が同相であることに着眼したも）ので、差動増巾回路に
代表されるような同相除去比利得の高い測定回路を利用
してノイズ除去を行うもの、あるいは測定電極至近場所
にインピーダンス変換回路を設置し、誘導レベルを小さ
くするもの等であろう そしてこれら従来方法の同相除去比の到達レベルは理想
的条件下では８０’−１００ｄＢと云われているが、実
際のフィールドでは、ノルマルモード化する為、３０〜
４０ｄＢ程度しか得られていない。

自動診断を究極目標として、データー解析を行う場合、
針側段階での残留ノイズは、非常に障害となる為、各種
アナログあるいはデジタルフィルターを用いて残留ノイ
ズの減少をはかつている。しかし、周知の如く、生体信
号の周波帯域は心電図で０．１〜２００　［１ｚで、商
用電源の周波数を含んでいる為、フィルター処理では原
波形の歪が問題となる。

〔発明の目的〕

本発明は、かかる現状に鑑みなされたもので、目的とす
る波形を歪ませることなく、雑音を効果的に除去できる
雑音処理方法を目的とすると共Ｋ、該雑音処理方法を効
果的に実施する構成の簡単な雑音処理装置を他の目的と
するものである。

〔発明の構成１作用効果〕 本発明の第１発明は、前記目的を達成する雑音処理方法
であり、以下の通りである。すなわち、第１発明は、生
体信号の如く休止状態が間歇的に含まれる間歇性信号の
雑音の処理に際し、休止状態の間歇性信号を雑音信号と
して雑音の最低周波数成分の周期より長い所定区間に亘
って記憶し、間歇性信号より記憶した雑音信号を前記所
定区間毎に繰り返し減算することによ゛す、雑音を除去
することを特徴とする雑音処理方法である。

この第１発明の本発明方法は、以下のようにし工なされ
たものであろうすなわち、心電図の測定において、その
心電信号の雑音特性に着目し、検討したところ、一般の
計測と同様に、同相除去後の心電信号の雑音も商用電源
に起因する周波数成分を有すると考えられるが、周波数
解析を実施すると、６０Ｈｚ。

１２０）Ｉｚ、　　３００１１ｚでのパワースペクトル
が強く、所謂、奇数次の？＆調波型雑音が主成分である
ことが判明した。

即ち、雑音概念として、ランダム雑音と周期性雑音とに
分類すれば、心電信号の雑音は周期性雑音が、現実的な
障害釦なっていることが判る。

ところで、心電信号は、心電図として周知であり、第１
図に示す迫りＰ、Ｑ、Ｒ，Ｓ、Ｔ、Ｕの６波からなる合
成波である。そして、その基本周期は約１秒であるので
、従来方法のよ５に心電信号を連続アナログ信号として
処理すると、信号自体と雑音の周波数帯域に重なりが生
じ、雑音処理により信号に大きな波形歪が発生する。

これに対し、心電信号のＰ波、Ｑ波等の６波に注目する
と、心電信号−はパルス列信号とみることができる。そ
して、パルスの存在しない状態、例えば図のＵ波とＰ波
の間、あるいはＰ波とＱ波との間の基準レベルの状態す
なわち休止状態に着目すると、休止状態は信号成分を含
まず雑音成分のみを含む雑音標準状態と見ることができ
る。ところで、雑音は前述の通り周期性雑音が主体であ
り、従って、心電信号の雑音は心電信号全体に亘って雑
音の最低周波数成分の周期で重畳されているので、雑音
信号が正確にわかれば前記周期で心電信号の雑音成分に
同期させて心電信号から雑音信号を減算することＫより
、効果的に雑音除去が可能となる。また雑音信号は、前
述したところより休止状態の心電信号そのものを用いる
ことができる。このようにして、上述の本発明方法はな
されたものである。

なお、ランダム雑音は周知の通り加減算によって影響さ
れないので、本発明方法によりランダム雑音に影響を与
えることなく周期性雑音のみが効果的に除去できる。

また、本発明方法は、上述の通り単なる減算で処理され
るので、心電信号には何らの歪を与えることなく雑音除
去かできるという大きな効果を奏する。その上、オンラ
イン処理。

計算機による多数のデータのオフライン処理にも適用で
き、特開昭５５−５８　＋　５４号公報等で知られた体
電位分布測定装置等の前処理等に非常に効果的に適用で
きる。

更Ｋ、休止状態の都度、心電信号を６１１定して記憶し
雑音信号を更新することにより、測定系の直流ド替フト
成分が除去できるという効果もある。

ところで、上述の本発明方法は、心電信号のみでな（、
脳波、筋電図等の生体信号は勿論、前述した休止状態を
間歇的に含む間歇性信号一般に適用できることは、前述
した本発明方法の趣旨から明らかである。

次Ｋ、本発明の第二発明を説明する。第二発明は、上述
の本発明方法を効果的に実施する装置に関し、以下の構
成よりなる。すなゎち、第二発明の本発明装置は、生体
信号の如く休止状態が間歇的に含まれる間歇性信号の　
　　　　１雑音処理装置において、 ａ、前記休止状態を検出する検出手段 す、検出手段からの信号を受けて、処理する雑音の最低
周波数成分の周期より長い所定区間に亘る休止状態の間
歇性信号を雑音信号として記憶する記憶手段 Ｃ８記憶された雑音信号を繰り返し【呼び出す再生手段 ｄ、再生手段からの雑音信号と前記間歇性信号との差を
出力する演算手段 とからなることを特塗とする雑音処理装置である。

上述の本発明装置は、実時間での雑音処理が可能である
と共に、オフライン処理にも適用でき広範囲に適用でき
るものである。

各手段を、後述の実施例の如く電子回路で構成すると処
理時間の速い実時間処理に適したシステムが構成できる
が、計算機を用い各手段をソフトウェアで構成しても良
いことは云うまでもない。計算機を用いたシステムは前
述の体電位分布測定装はの如く多点の処理が必要な場合
に効果的である。

−以下、上述の本発明を心電図の測定例に基いて図面に
より説明する。

第２図は前記の実施例のブロック線図、第３図は該実施
例の結果を示す波形図である。

第２図の実施例は実時間処理を目的としたもので、四肢
誘導や標準１２誘導等の測定の如く測定チャンネル数が
少ない場合、あるいは測定信号波形を直接利用する場合
等に適している。

図において、ｌＯは差動構成の入力増巾回路で、同相除
去比が８０〜１００　ｄＢと高い医療用ノインストルメ
ンテーションアンプを用いである。入力増巾回路ｌＯに
は、胸部等に取着した測定電極（図示省略）からの測定
信号Ａと基準となる基準信号Ｂとが入力され、その差が
心電信号Ｃとして出力される。なお、電源等から誘導雑
音は入力増巾回路１０で大巾に除去される。しかし、前
述の通り心電信号Ｃには、６０１１ｚ、　　１２０１１
ｚ、　　３００Ｈ７の奇数次高調波からなる雑音が重畳
している。第２図（ａｔにその一例を示す。

図の２０は、上述の心電信号Ｃの高調波雑音を除去する
雑音除去装置で、次のよ５に構成されている。前述の休
止状態を検出する検出手段２１は、心電信号ＣのＲ波の
ピークを検出しピークパルスを出力するピーク検出回路
２１ａと、ピークパルスを受けて所定の設定時間後に休
止パルスを出力する遅延回路２１ｂとからなる。そして
、具体的には遅延回路２１ｂＫＲ波のピーク発生からμ
波終了後の休止状態開始までの検出時間（一般には２５
０ｍ５ｅｃ前後である）を設定し、休止状態の開始に同
期して休止パルスが出力されるようになっている。なお
、上記の検出時間は、患者によって多少異なるので、予
備テストで測定し、患者に応じて設定時間な副整する必
要がある。

雑音信号を記憶する記憶手段２２は、休止パルスを受け
て発信器２４からの所定周期のクロックパルスを記憶す
るデータ数だけ出力する記憶制御回路２２ａと、クロッ
クパルスと同期して動作するＡ／Ｄ変換回路２２ｂと、
前記データ数だけの容量を有するメモリ２２ｄと、Ａ／
Ｄ変換回路２２ｂの出力をメモＩＪ　２２ｄの先頭番地
から順次記憶させるライト回路２２ｅとからなる。そし
て、具体的には、メモリ２２ｄの容量を１００個のデー
タを記憶する容量とすると共ｋ、制御回路２２ａを周期
１　＠ＳｅＣのクロックパルスを１００個出力するよう
に設定し、休止パルスを受けると心電信号Ｃを１ｒｒＬ
ｓｅＣ周期でＡ／Ｄ変換し、そのデータを１００時従っ
て１００７ｎｓｅＣの間記憶するようにしである。

なお、この記憶区間１００　ｆｉｓｅｃは、雑音の基本
周波数が６０Ｈｚであっても５ｏＨｚであってもその基
本周期の整数倍なることから選定した。

一方、メモリ２２ｄＶｃ記憶したデータを再生する再生
手段２３は、メモ１７２２ｄからデータを読み出すリー
ド回路２３ａと、リード回路２３ａからのデジタル信号
をアナ０．７゛信号に変換し再生信号として出力するＤ
ンＡ変換回路２３ｂと、これらの動作を制御する再生制
御回路２３Ｃとからなり、リード回路２３ａ　、　Ｄ／
Ａ変換回路２３ｂ等の動作遅れを補償するため、心電信
号Ｃの雑音にその最低周波数成分の周期の整数倍の遅延
時間だけ遅れて同期した再生信号を出力するようになっ
ている。具体的には、揚土制御回路２３ｃは、前述のク
ロックパルスを前述の動作遅れだけ進める具体的には（
パルス周期−動作遅れ時間）だけ遅延させる遅延回路と
、休止パルスより前記遅延時間だけ遅れて開となる前記
遅延回路からの遅延クロックパルスを開閉するゲート回
路とからなり、該遅延クロックパルスよりリード回路２
３＆、Ｄ／Ａ変換回路２３ｂを制御するようにしである
。従って、雑音に前記遅延時間だけ遅れて同期した再生
信号が得られる。なお９、リード回路２３ａは、メモ１
Ｊ２２ｄの先頭番地から繰返し遅延クロックパルスに同
期して読み出すようになっているので、再生信号は記憶
したデータ数に対応する周期すなわち１００　＠ｓｅｃ
周期で繰返される周期信号となる。

図の２５は、再生手段２３からの再生信号Ｒを心電信号
Ｃから減算する演算手段で、周知のオペアンプから構成
される。

図の３０は、演算手段２５からの雑音除去された心電信
号Ｃを平滑化する平滑化手段で、ｏ、、０５　Ｈｚ〜５
００　Ｈｚの通過帯域の帯域フィルターを用いた。

以上の構成から、心電信号Ｃの周期性雑音は次のように
効果的に除去される。すなわち、測定する患者の心電信
号を予備測定し、前述の検出時間を設定する。なお、リ
ード回路２３ａ　、　Ｄ／Ａ変換回路２３ｂ等の再生手
段２３の動作遅れは機器固有のものであり予め測定して
設定する。そして、雑音除去装置２０をオンにする。

すると、検出手段２１が動作開始する。従って、Ｒ波が
検出され、前述の検出時間が経過すると、休止パルスが
、記憶手段２２と再生手段２３１Ｃ出力される。記憶手
段２２は該休止パルスを受けると、発振器２４からのＩ
ＴｎＳｅｃ周期のタロツクパルスに従って休止状態の心
電信号をサンプリングし、Ａ／Ｄ変換し、メモ！Ｉ　２
２ｄにその先頭番地から順次記憶する。

そして、１００個すなわち１００　＠Ｓｅｃの区間の心
電信号Ｃを集録すると、集録完了となり、次の休止パル
ス発生までデータは保持される。

一方、再生手段２３は前述の休止パルスを受けた後、所
定の遅延時間経過後、再生制御回路２３ｃから遅延クロ
ックパルスがリード回路ＺａａとＤ／Ａ変換回路２３Ｉ
）へ供給される。するとリード回路２３ａはメモリ２２
ｃＬの先頭番地から順次データを読み出し、Ｄ／Ａｔ換
回路２３ｂから再生信号が出力される。リード回路２３
ａは遅延りａツクパルスに同期してメモリ２２ｄの全デ
ータを繰り返し集録順序通り読み出すので、再生信号は
メモリ２２ｄｌＣ集録した１　００　ｒｒＬＳｅＣ間の
休止状態の心電信号を基本周期とした周期信号となる。

すなわち、再生値Ａ標準雑音信号となる。なお、この再
生は次の休止パルスの発生まで継続される。

そして、演算手段２５で心電信号、Ｃから再生信号Ｒが
減算されるので、心電信号Ｃからは再生信号Ｒ分換言す
れば雑音が同期して除去される。よって、周期性雑音の
みが効果的に除去される。この点は、第３図の（ａｌ　
、　（ｂｌを比較すれば明らかである。

第３図（ｃｌは、平滑化手段３０の出力を示したもので
、ランタム雑音、高周波雑音が除去されていることがわ
かる。この部分では、高周波雑音の除去が目的であり、
従って広帯域フィルターが使用されるので信号成分の歪
は問題とならない。

以上、実施例により本発明を説明したが、本発明はかか
る実施例に限定されるものではない。

検出手段としてＲ波のピーク検出を基本とするものを示
したが、その細微分値を用いるもの等利用できる。休止
状態が検出できるものであればよい。

また、記憶手段、再生手段、演算手段も夫夫の機能を果
せば良く、個々の構成は種々の態様が可能であり、雑音
処理装置全体をマイクロコンピュータで構成することも
可能であり、かかる場合も本発明に含まれることは云う
までもない。

なお、平滑化手段は、高周波雑音が多い場合に効果的で
あるが、場合により省略できることは云うまでもない。

以上、実時曲処理に適したものを示したが、次に測定チ
ャンネル数の多い体電位分布の測定等の処理に適した実
施例を説明する。

＠４図は、該実施例のブロック図、第５図はそのフロー
チャート、第６図は該実施例の表示画面の図である。

第４図において、１００はＣＰＵ　（中央演算処理装置
）、１０１は入力装置であるキーボード、１０２は記憶
装置で、他の集録装置で集録された心電図のデータが記
憶された記憶媒体がセットされている。１０３は出力装
置であるＣＲＴ表示装置である。

キーボード１００からスタートさせ、測定するチャンネ
ルを指定する。すると、第５図に示すように心電波形Ｈ
と共にカーソルに１゜Ｋ、が表示される。カーソルに、
　、　Ｋ、はキーボードよりその間隔と位置が制御でき
るようにされており、且つ、キーボードからの設定完了
入力によりカーソルに、　、　Ｋ、で区画された区間の
データを雑音信号として抽出し、記憶装置に転送するよ
うになっている。従って、＾施例と同様にカーソルに、
、に、の間隔を１００ｙＩＳｅｃに設定すると共Ｋ、図
示の如くＴ波−Ｐ波間の休止状態に設定し、設定完了を
入力する。なお、前述の体電位分イｎの測定の如く各測
定チャンネルのデータが同期して（・る場合は、この雑
音抽出期間は全チャンネル同じとしても良く、この場合
は上記設定を代表チャンネルのみで行ない、他のチャン
ネルはその設定に°基いて自動的に抽出するようにする
と設定作業が簡単となる。

すると、設定した区間の心電波形、Ｈのデータが雑音素
信号Ｎｆとして抽出される。次いでこの雑音素信号Ｎｆ
Ｋ基いて全区間に亘る雑音信号Ｎを生成する。この点を
第７図により説明する。第７図（ａｔは特定のチャンネ
ルの集録された心′亀波形Ｈの全データのメモリ状態図
で、図示の如く時系列的にｈ（０１、ｈ（１１１・・・
ｈ（ｎ）と配列されている。そして、抽出された雑音素
信号Ｎｆが図示のＭＡ’ｌ、　ｈ（ＩＩ＋］）、・・・
・・・ｈ（ｌ−１１９）とすると、雑音信号Ｎは第７図
（ｂｌの如（生成される。すなわち、第７図（ａｔの全
データのメモリと同じ容量の雑音メモリＮｕｎを設定し
、抽出された雑音素信号Ｎｆが両者で同じ相対位置にな
るように雑音メモＩＪ　Ｎｍ　Ｉｃ雑音素信号Ｎｆを記
憶する。そして、その前後に雑音素信号Ｎｆを単位とし
て繰返し記憶させ、雑音信号Ｎを生成している。

次いで、各時刻ごとに、具体的には対応するメモリ毎に
心電信号Ｈから雑音信号Ｎを減算する。この減算により
周期性雑音は効果的に除去される。そして、平滑化処理
として移動平均により処理し、ランダム雑音等の低減残
留するランダム雑音、高周波雑音が平滑化処理により効
果的に除かれることがわかる。

一方、信号成分の波形の歪は殆んどない。これは、問題
となる低周波の周期性雑音が本発明により効果的に除去
されたことによる。

【図面の簡単な説明】

第１図は心電信号の説明図、第２図は本発明の実施例の
ブロック線図、第３図は前記実施例の結果を示す信号波
形図、第４図は他の実施例のブロック図、第５図はその
フローチャート。 第６図はその表示画面の説明図、第７図はその処理を説
明するためのメモリマツプ図、第８図はその処理結果を
示す信号波形図である。 ゴ １０：入力増巾器、２０：雑音処理装置。 ３０：平滑回路、１ｏｏ：ＣＰＵ。 ｌＯｔ：キーボード、１０２：記憶装置６゜１．０３：
ＣＲＴ表示装置 才４図 すｑ　図

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １　生体信号の如く休止状態が間歇的に含まれる間歇性
   信号の雑音の処理に際し、休止状態の間歇性信号を雑音
   信号として＃Ｌ音の最低周波数成分の周期の銑数倍の所
   定区間に亘って記憶し、間歇性信号よりその雑音成分に
   同期するように記憶した雑音信号をｍｌ記所定区間毎Ｉ
   Ｃ縁り返し減算することにより、雑音を除去することを
   ％徴とする雑音処理方法。 λ　前記休止状態の都度前記雑音信号を更新し、その後
   の間歇性信号の雑音を除去する特許請求の範囲第１項記
   載の雑音処理方法。 二３　前記間歇性信号が心電信号である特許請求の範囲
   第１項若しくは第２項記載の雑音処理方法。 ４　生体信号等の如く休止状態が間歇的に含まれる間歇
   性信号の雑音処理装置において、ａ、　　繭Ｂａ休止状
   態を検出する検出手段す、検出手段からの信号を受けて
   、処理する雑音の最低周波数成分の周期より長い所定区
   間に亘る休止状態の間歇性信号を雑音信号として記憶す
   る記憶手段 Ｃ１記憶された雑音信号を繰り返して呼び′出す再生手
   段 ｄ、再生手段からの雑音信号と前記間歇性信号との差を
   出力する演算手段 とからなることを特徴とする雑音処理装置。