JPS63203133A - 心電図波形解析装置 - Google Patents
心電図波形解析装置Info
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- JPS63203133A JPS63203133A JP62038675A JP3867587A JPS63203133A JP S63203133 A JPS63203133 A JP S63203133A JP 62038675 A JP62038675 A JP 62038675A JP 3867587 A JP3867587 A JP 3867587A JP S63203133 A JPS63203133 A JP S63203133A
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- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
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。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
（医学上の利用分野）
本発明は、心電図波形の特徴を解析するための情報を提
供する装置に係り、詳しくは例えば心電図Ｔ波成分のわ
ずかな波形の特徴の違いを明瞭に弁別するための情報を
提供する心電図波形解析装置に関するものである。
供する装置に係り、詳しくは例えば心電図Ｔ波成分のわ
ずかな波形の特徴の違いを明瞭に弁別するための情報を
提供する心電図波形解析装置に関するものである。
（従来の技術）
従来、心臓の電気生理的興奮によって発生する電位差を
四肢あるいは胸部に装着した電極によって計測し、その
電位差を心電８！を通して増幅し、その増幅した信号を
ベンコーダもしくはＣＲＴ等に出力し、ベンコーダもし
くはＣＲＴ等に心電図を表示させることに依って医者が
患者の心臓の状態を診断するという手段が採用されてい
た。一般に第１図に示すような標準的な１心拍分の心電
図の波形には特徴点としてＰ、Ｑ、Ｒ，Ｓ、Ｔ波のそれ
ぞれの名前が付けられており、そのうち、Ｐ波は心房の
興奮に由来したものであり、またＱ。
四肢あるいは胸部に装着した電極によって計測し、その
電位差を心電８！を通して増幅し、その増幅した信号を
ベンコーダもしくはＣＲＴ等に出力し、ベンコーダもし
くはＣＲＴ等に心電図を表示させることに依って医者が
患者の心臓の状態を診断するという手段が採用されてい
た。一般に第１図に示すような標準的な１心拍分の心電
図の波形には特徴点としてＰ、Ｑ、Ｒ，Ｓ、Ｔ波のそれ
ぞれの名前が付けられており、そのうち、Ｐ波は心房の
興奮に由来したものであり、またＱ。
Ｒ，Ｓ波は心室の興奮に由来した成分であり、ざらにＳ
Ｔ部分、及びＴ波成分は心筋梗塞や心筋虚血の診断にお
ける重要な情報を含んでいる。そのため、医者は上記ベ
ンコーダもしくはＣＲ−ｒ等に表示された心電図のＴ波
成分波形を詳細に検討することによって患者の心臓の状
態を診断するという手段が採用されていた。
Ｔ部分、及びＴ波成分は心筋梗塞や心筋虚血の診断にお
ける重要な情報を含んでいる。そのため、医者は上記ベ
ンコーダもしくはＣＲ−ｒ等に表示された心電図のＴ波
成分波形を詳細に検討することによって患者の心臓の状
態を診断するという手段が採用されていた。
（発明が解決しようとする問題点）
上記従来の心臓状ｒｒ３診断手段に依ればＴ波成分のわ
ずかな゛特徴の違いを見い出す必要があるが、心臓の良
もしくは否の状態に対応した波形の追いは極く僅かであ
る場合があり、そのため、かなり粁験の深い医者であっ
ても上記診断を下すに際して迷うことがあるという問題
があった。
ずかな゛特徴の違いを見い出す必要があるが、心臓の良
もしくは否の状態に対応した波形の追いは極く僅かであ
る場合があり、そのため、かなり粁験の深い医者であっ
ても上記診断を下すに際して迷うことがあるという問題
があった。
そこで本発明においては心電図波形、特に−「波成分を
電圧対瞬時周波数曲線に変換することによって心電図波
形の特徴を明瞭に抽出させることを解決すべき技術的課
題とするものである。
電圧対瞬時周波数曲線に変換することによって心電図波
形の特徴を明瞭に抽出させることを解決すべき技術的課
題とするものである。
（問題点を解決するための手段）
上記課題解決のための技術的手段は心電図波形解析装置
を、心電シ１から出力された心電信号を入力して同信号
を離散数値列に変換したうえ離散数値列信号を出力する
ＡＤ変換手段と、前記ＡＤ変換手段から出力された離散
数値列信号に基づき所要の解析信号を演算して出力する
解析信号出力手段と、前記解析信号出力手段から出力さ
れた解析信号に基づき心電図波形の瞬時周波数を演算し
、瞬時周波数対応信号を出力する瞬時周波数演算手段と
、前記瞬時周波数演算手段から出力された瞬時周波数対
応信号と前記ＡＤ変換手段から出力された前記離散数値
列信号とを入力して横軸に離散数値列対応の電圧をとり
縦軸に瞬時周波数をとってＸＹプロットさせることによ
り、特に、心電図Ｔ波成分の電圧対瞬時周波数曲線を作
成させる図形表示手段とを備えた構成にし、さらに必要
に応じて前記図形表示手段によりプロットされた心電図
Ｔ波成分の前記電圧対瞬時周波数曲線から心電図Ｔ波成
分の特徴を解析し、その解析結果に対応した信号を出力
する心電図解析手段を追加した構成にすることである。
を、心電シ１から出力された心電信号を入力して同信号
を離散数値列に変換したうえ離散数値列信号を出力する
ＡＤ変換手段と、前記ＡＤ変換手段から出力された離散
数値列信号に基づき所要の解析信号を演算して出力する
解析信号出力手段と、前記解析信号出力手段から出力さ
れた解析信号に基づき心電図波形の瞬時周波数を演算し
、瞬時周波数対応信号を出力する瞬時周波数演算手段と
、前記瞬時周波数演算手段から出力された瞬時周波数対
応信号と前記ＡＤ変換手段から出力された前記離散数値
列信号とを入力して横軸に離散数値列対応の電圧をとり
縦軸に瞬時周波数をとってＸＹプロットさせることによ
り、特に、心電図Ｔ波成分の電圧対瞬時周波数曲線を作
成させる図形表示手段とを備えた構成にし、さらに必要
に応じて前記図形表示手段によりプロットされた心電図
Ｔ波成分の前記電圧対瞬時周波数曲線から心電図Ｔ波成
分の特徴を解析し、その解析結果に対応した信号を出力
する心電図解析手段を追加した構成にすることである。
（発明の作用）
次に、上記構成の心電図波形解析装置の作用を油筒式に
基づいて説明する。
基づいて説明する。
まず、次のような手法で心電図電圧信号ｘ（ｔ）の解析
信号を得る。解析信号文（１）とは、実数部に観測信号
ｘ（ｔ）、虚数部にそのヒルベルト変換対交（１）をも
つ複素数信号である。
信号を得る。解析信号文（１）とは、実数部に観測信号
ｘ（ｔ）、虚数部にそのヒルベルト変換対交（１）をも
つ複素数信号である。
ヌ（ｔ）＝ｘ（ｔ）＋ｊ文（ｔ）
（１）ヒルベル１〜変換対ｘ （ｔ）は、次式により求
められる。
（１）ヒルベル１〜変換対ｘ （ｔ）は、次式により求
められる。
（２）式のフーリエ変換は、
文（ω） ＝−ｊｓｏｎω・Ｘ（ω）（３）ただし
となり、（１） 、 （３）式から、解析信号のフーリ
エ変換は、 １ （ω）＝（１＋ｓｇｎω） −Ｘ（ω）
（４）となる。したがって、解析信号文（
１）は、観測信号ｘ （ｔ）のフーリエ変換×（ω）の
負周波数成分を零にし、正周波数成分を２倍して、逆フ
ーリエ変換することにより求められる。
エ変換は、 １ （ω）＝（１＋ｓｇｎω） −Ｘ（ω）
（４）となる。したがって、解析信号文（
１）は、観測信号ｘ （ｔ）のフーリエ変換×（ω）の
負周波数成分を零にし、正周波数成分を２倍して、逆フ
ーリエ変換することにより求められる。
解析信号文（１）は？！２素数信号であり、次のように
記述できる。
記述できる。
文（ｔ）＝ｒ（ｔ）・ｅｘｐ（θ（ｔ））
（５）ここでｒ （ｔ）は、解析信号の瞬時振幅を表
し、θ（１）は解析信号の瞬時位相を表しており、次式
により得られる。
（５）ここでｒ （ｔ）は、解析信号の瞬時振幅を表
し、θ（１）は解析信号の瞬時位相を表しており、次式
により得られる。
ｒ（ｔ）＝Ｊ ｘ（ｔ）２＋文（ｔ）” （６
）ざらに、瞬時位相θ（１）の微分から次に示す位相変
化速度（瞬時周波数）ｆｉｌｌ：）が得られる。
）ざらに、瞬時位相θ（１）の微分から次に示す位相変
化速度（瞬時周波数）ｆｉｌｌ：）が得られる。
したがって、解析信号から瞬時周波数を求めるには、式
（７）および式（８）の演口を行えばよく、逆正接関数
の演算と微分によって行われる。逆正接ＩＩＩ数の演算
は実際にはテーブル参照方式で高速化することができ、
微分も簡便的には差分によって行うことができる。
（７）および式（８）の演口を行えばよく、逆正接関数
の演算と微分によって行われる。逆正接ＩＩＩ数の演算
は実際にはテーブル参照方式で高速化することができ、
微分も簡便的には差分によって行うことができる。
また、複素平面における解析信号ベクトルの軌跡速度ｄ
ｓ（ｔ）／ｄｔを次式により求めることができる。
ｓ（ｔ）／ｄｔを次式により求めることができる。
第２図（ａ）に示す心電図例１について、瞬時周波数を
求めると、第２図（ｂ）に承りようになる。この例は正
常な心臓の心電図例であるが、この心電図のＴ波に注目
するど、Ｔ波前半で瞬時周波数が低く、後半でそれがや
や高い。これは、第２図（ａ）に３３いてＴ波成分の前
半は緩やかに電位が増加し、後半は比較的速く電位が減
少する状況に対応したしのである。
求めると、第２図（ｂ）に承りようになる。この例は正
常な心臓の心電図例であるが、この心電図のＴ波に注目
するど、Ｔ波前半で瞬時周波数が低く、後半でそれがや
や高い。これは、第２図（ａ）に３３いてＴ波成分の前
半は緩やかに電位が増加し、後半は比較的速く電位が減
少する状況に対応したしのである。
電圧と瞬時周波数の関係を明瞭に示すため、横軸に電圧
、縦軸にＶＪ時局周波数２次元平面に、第２図（ａ）心
電図例１のＴ波成分をプロットしたものを第２図（Ｃ）
に示ず。このプロットを電圧（Ｖ）対瞬時周波数（Ｆ）
プロットということで、ＶＦプロットと名づける。第２
図（Ｃ）に示すように、Ｔ波の始めから終わりまででＶ
Ｆプロットは１回のループを描いており、そのループが
左回りであることがわかる。これは、Ｔ波成分の前半の
電位が増加するとぎには瞬時周波数が比較的小さく、後
半の電位が減少するとぎには瞬時周波数が大きいためこ
のような曲線となる。
、縦軸にＶＪ時局周波数２次元平面に、第２図（ａ）心
電図例１のＴ波成分をプロットしたものを第２図（Ｃ）
に示ず。このプロットを電圧（Ｖ）対瞬時周波数（Ｆ）
プロットということで、ＶＦプロットと名づける。第２
図（Ｃ）に示すように、Ｔ波の始めから終わりまででＶ
Ｆプロットは１回のループを描いており、そのループが
左回りであることがわかる。これは、Ｔ波成分の前半の
電位が増加するとぎには瞬時周波数が比較的小さく、後
半の電位が減少するとぎには瞬時周波数が大きいためこ
のような曲線となる。
ところが、第３図（ａ）に示した心電図例２に曇づいて
ＶＦプロットを描いた場合は、ＶＦプロットは大きなル
ープを描かず、同ループ内の面積が小さい（第３図（Ｃ
）参照）。これは、Ｔ波の前半の（この場合、陰性Ｔ波
なので）電圧減少時の瞬時周波数と後半の電圧増加時の
瞬時周波数がほぼ等しいためにこのような曲線となる。
ＶＦプロットを描いた場合は、ＶＦプロットは大きなル
ープを描かず、同ループ内の面積が小さい（第３図（Ｃ
）参照）。これは、Ｔ波の前半の（この場合、陰性Ｔ波
なので）電圧減少時の瞬時周波数と後半の電圧増加時の
瞬時周波数がほぼ等しいためにこのような曲線となる。
即ら、この場合Ｔ波波形が対称となっている結果Ｃある
。
。
対称性のあるＴ波は対性Ｔ波と呼ばれ、心筋虚面の診断
の根拠となる重要な特徴をもつのである。
の根拠となる重要な特徴をもつのである。
このようにＶＦプロットによりＴ波の対称性を明瞭に図
示することができ、また、第２図（Ｃ）と第３図（Ｃ）
を比較することにより正常な心臓状態例と異常な心臓状
態例のＴ波波形の違いがＶＦプロットにおいて明らかに
弁別されることがわかる。
示することができ、また、第２図（Ｃ）と第３図（Ｃ）
を比較することにより正常な心臓状態例と異常な心臓状
態例のＴ波波形の違いがＶＦプロットにおいて明らかに
弁別されることがわかる。
第４図には、参考のため前記心電図例１について１回微
分（第４図（ａ、）参照）、２回微分（第４図（ｂ）参
照）をとり、また、前記心電図例２についても同様に１
回微分、２回微分（第４図（Ｃ）、第４図（ｔ’）１照
）をとって、それぞれ横軸に心電図電圧、ｔｉＩＩＩＩ
Ｉｈに１回微分信ｇあるいは２回微分信号の２次元平面
に、Ｔ波成分の１１コツトを行ったちのである（第４図
（Ｃ）、第４図（ｄ）及び第４図（Ｇ）、第４図（［」
）参照）。
分（第４図（ａ、）参照）、２回微分（第４図（ｂ）参
照）をとり、また、前記心電図例２についても同様に１
回微分、２回微分（第４図（Ｃ）、第４図（ｔ’）１照
）をとって、それぞれ横軸に心電図電圧、ｔｉＩＩＩＩ
Ｉｈに１回微分信ｇあるいは２回微分信号の２次元平面
に、Ｔ波成分の１１コツトを行ったちのである（第４図
（Ｃ）、第４図（ｄ）及び第４図（Ｇ）、第４図（［」
）参照）。
微分は簡便法として差分によって行うことができるため
、晶１１としては解析信号をｎ出するものに比べて少な
くてずむが、第４図（Ｃ）、？！’！４図（Ｇ）及び第
４図（ｄ）、第４図（ト１）に示すように、心臓状態の
正常例と異常例の波形の違いを明瞭に区別して表示する
ことができない。
、晶１１としては解析信号をｎ出するものに比べて少な
くてずむが、第４図（Ｃ）、？！’！４図（Ｇ）及び第
４図（ｄ）、第４図（ト１）に示すように、心臓状態の
正常例と異常例の波形の違いを明瞭に区別して表示する
ことができない。
第５図には、ざらに参考のため前記２つの心電図例１及
び２についで、式（９）に基づき第５図（ｚｌ）及び第
５図（ｂ）に示すＪ：うな軌跡速度を算出し、それぞれ
、横軸に心電図電圧、縦軸に軌跡速度信号の２次元平面
に、同様にＴ波成分のプロットを行ったものである（第
５図（Ｃ）及び第５図（ｄ）参照）。この場合、ＶＦプ
ロットと同様な曲線が１！？られ、正常例と異常例の波
形の違いを区別して表示する点ではＶＦブロツ！〜と同
様な特徴を持つが、式（９）には２つの微分と２つの２
乗および平行根ＦＡ算がふくまれており、演算ｍが多く
なる欠点がある。
び２についで、式（９）に基づき第５図（ｚｌ）及び第
５図（ｂ）に示すＪ：うな軌跡速度を算出し、それぞれ
、横軸に心電図電圧、縦軸に軌跡速度信号の２次元平面
に、同様にＴ波成分のプロットを行ったものである（第
５図（Ｃ）及び第５図（ｄ）参照）。この場合、ＶＦプ
ロットと同様な曲線が１！？られ、正常例と異常例の波
形の違いを区別して表示する点ではＶＦブロツ！〜と同
様な特徴を持つが、式（９）には２つの微分と２つの２
乗および平行根ＦＡ算がふくまれており、演算ｍが多く
なる欠点がある。
これらの点から本発明においては、前記ＶＦプロット手
法を心電図波形、特にＴ波の形状の特徴を明瞭に抽出す
る波形解析法として採用するものである。
法を心電図波形、特にＴ波の形状の特徴を明瞭に抽出す
る波形解析法として採用するものである。
（実施例）
次に、本発明の実施例を第６図及び第７図に従って説明
する。
する。
第６図は第１の実施例の構成を示すものであって前記発
明の作用欄で示したＶＦプロットをＸＹプロッタ等に描
かせるための演算及び表示系統ブロック図Ｃある。
明の作用欄で示したＶＦプロットをＸＹプロッタ等に描
かせるための演算及び表示系統ブロック図Ｃある。
同図に示すように計測器（心電計）１から出力されたア
ナログ系の心電図信号をＡＤ変換器２に入力し、へ〇変
換器２で心電図信号を離散信号列ｘ（ｉ）にＡＤ変換し
たあと同信号列Ｘ（ｉ）をメモリ３に記憶させる。次に
、離散信号列ｘ（ｉ）から解析対象波形部分を切り出し
、ＦＦＴ演粋器（高速ノーリエ演算器）４によりそのフ
ーリエ変１！Ｎｌ’ｉ Ｘ （ｋ ）を求め、同フーリ
エ変換値Ｘ （ｋ）をメモリ５に記憶させる。
ナログ系の心電図信号をＡＤ変換器２に入力し、へ〇変
換器２で心電図信号を離散信号列ｘ（ｉ）にＡＤ変換し
たあと同信号列Ｘ（ｉ）をメモリ３に記憶させる。次に
、離散信号列ｘ（ｉ）から解析対象波形部分を切り出し
、ＦＦＴ演粋器（高速ノーリエ演算器）４によりそのフ
ーリエ変１！Ｎｌ’ｉ Ｘ （ｋ ）を求め、同フーリ
エ変換値Ｘ （ｋ）をメモリ５に記憶させる。
次に、メモリ５に記憶されたフーリエ変換値Ｘ（ｋ）を
演算器６に読み取らＵ、演算？！Ａ６でフーリエ変換値
Ｘ （ｋ）のうち負周波数成分を除去し、正周波数成分
を２倍にする演算をざぜ、その演口値Ｘ （ｋ）をメモ
リ７に記憶させる。逆ＦＦＴ演算器８は上記メモリ７に
記憶された演ｔＫｌｉｌ′１Ｘ（ｋ）を入力して逆フー
リエ変換を行い、その逆フーリエ変換値文（ｉ）をメモ
リ９に記憶さぼる。
演算器６に読み取らＵ、演算？！Ａ６でフーリエ変換値
Ｘ （ｋ）のうち負周波数成分を除去し、正周波数成分
を２倍にする演算をざぜ、その演口値Ｘ （ｋ）をメモ
リ７に記憶させる。逆ＦＦＴ演算器８は上記メモリ７に
記憶された演ｔＫｌｉｌ′１Ｘ（ｋ）を入力して逆フー
リエ変換を行い、その逆フーリエ変換値文（ｉ）をメモ
リ９に記憶さぼる。
そのあと、前記式（７）に基づいた逆正接関数演ｎを逆
正接関数演算器１０で行わせることにより位相信号θ（
ｉ）を得て、その位相信号０（１）をメモリ１１に記憶
させる。次に差分器１２で位相信号θ（ｉ）の差分を演
算させることによって瞬時周波数信号ｆ （ｉ）を得て
、その信号をメモリ１３に記憶させる。
正接関数演算器１０で行わせることにより位相信号θ（
ｉ）を得て、その位相信号０（１）をメモリ１１に記憶
させる。次に差分器１２で位相信号θ（ｉ）の差分を演
算させることによって瞬時周波数信号ｆ （ｉ）を得て
、その信号をメモリ１３に記憶させる。
メモリ１３に記憶された瞬時周波数信号ｆ（ｉ）は、Ｘ
Ｙプロッタ１４及び心電計１の出力情報を解析演わさせ
るためのディジタルコンピュータ１５へのＹデータとし
てそれぞれに出力される一方、ＸＹプロッタ１４とディ
ジタルコンピュータ１５へのＸデータは前記メモリ３か
ら読み出され、ＸＹブ０ツタ１４でＶＦプロットを描か
せ、さらにディジタルコンピュータ１５によってＶＦプ
ロットに現れるループで囲まれた面積を求め、心電図Ｔ
波成分の特Ｉｊ５！ｆｆｉを出力させる。
Ｙプロッタ１４及び心電計１の出力情報を解析演わさせ
るためのディジタルコンピュータ１５へのＹデータとし
てそれぞれに出力される一方、ＸＹプロッタ１４とディ
ジタルコンピュータ１５へのＸデータは前記メモリ３か
ら読み出され、ＸＹブ０ツタ１４でＶＦプロットを描か
せ、さらにディジタルコンピュータ１５によってＶＦプ
ロットに現れるループで囲まれた面積を求め、心電図Ｔ
波成分の特Ｉｊ５！ｆｆｉを出力させる。
次に、第２の実施例を第７図に従って説明する。
この実施例の場合は解析信号を算出する手段としてディ
ジタルフィルタ２１を用いたもので次に示ず式（１０）
に基づき、ディジタルフィルタ２１は前記第１の実施例
と同じ八り変換器２から出力された離散信号列ｘ（ｉ）
を入力し、ヒルベルト変換対交（１）を出力する。
ジタルフィルタ２１を用いたもので次に示ず式（１０）
に基づき、ディジタルフィルタ２１は前記第１の実施例
と同じ八り変換器２から出力された離散信号列ｘ（ｉ）
を入力し、ヒルベルト変換対交（１）を出力する。
ｘ（ｉ）＝ Σ Ｘ（ｉＪ ）・ｈ（り） （
１０）ρ＝−ｍ 上記式（１０）は、前記式（２）の離散化表現になって
いる。なお、上記ディジタルフィルタ２１の次数は信号
の帯域に応じて決定する。
１０）ρ＝−ｍ 上記式（１０）は、前記式（２）の離散化表現になって
いる。なお、上記ディジタルフィルタ２１の次数は信号
の帯域に応じて決定する。
本実施例においては、ディジタルフィルタ２１からヒル
ベルト変換対５２（ｉ）が出力されたあとの処理は前記
第１の実施例と同様である。ただしディジタルフィルタ
２１の出りはフィルタの次数側のリンブリング時間だけ
遅れるため、ＸＹプロッタ１４に入力する離散信号列ｘ
（ｉ）をフィルタの次数側だけ遅延させる必要が有るこ
とからシフトレジスタ２２を用いている。この第２の実
施例においては、全ての演算が１サンプル峙間内に実行
することができればリアルタイムでＶＦ７Ｄッ１−を描
くことができる。
ベルト変換対５２（ｉ）が出力されたあとの処理は前記
第１の実施例と同様である。ただしディジタルフィルタ
２１の出りはフィルタの次数側のリンブリング時間だけ
遅れるため、ＸＹプロッタ１４に入力する離散信号列ｘ
（ｉ）をフィルタの次数側だけ遅延させる必要が有るこ
とからシフトレジスタ２２を用いている。この第２の実
施例においては、全ての演算が１サンプル峙間内に実行
することができればリアルタイムでＶＦ７Ｄッ１−を描
くことができる。
（発明の効末）
以上のように本発明に依れば心電図波形を電圧対瞬時周
波数曲線に変換させ、そのループで囲まれた面積により
心電図波形の特徴を明瞭に解析することができるため、
心臓の状態を確実に診断することができるという効果が
ある。
波数曲線に変換させ、そのループで囲まれた面積により
心電図波形の特徴を明瞭に解析することができるため、
心臓の状態を確実に診断することができるという効果が
ある。
第１図は標準的な心電波形図、第２図（ａ）は心臓状態
の正常な心電図列を示した心電波形図、第２図（ｂ）は
第２図（ａ）の心電波形図から得られた瞬時周波数波形
図、第２図（Ｃ）は第２図（ａ）及び第２図（ｂ）から
得られたＶＦプロット図、第３図（ａ）は心臓状態の異
常な心電図列を示した心電波形図、第３図（ｂ）は第３
図（ａ）の心電波形図から得られた瞬時周波数波形図、
第３図（ｃ）は第３図（ａ）及び第３図（ｂ）から得ら
れたＶＦプロット図、第４図（ａ）は第２図（ａ）の心
電波形図に基づいた１回微分信号波形図、第４図（ｂ）
は第２図（ａ）の心電波形図に基づいた２回微分信号波
形図、第４図（Ｃ）は第４図（ａ）の波形に基づいてプ
ロ ッ１〜しだ心電電圧対応の１回微分信母プロット図、第
４図（ｄ）は第４図（ｂ）の波形に基づいてブ［１ツト
した心電電圧対応の２回微分信号ブロツ１−図、第４図
（ｅ）は第３図（ａ）の心電波形図に基づいた１回微分
信号波形図、第４図（ｆ）は第３図（ａ）の心電波形図
に基づいた２回微分信号波形図、第４図（Ｇ）は第４図
（ｅ）の波形に基づいてプロットした心電電圧対応の１
回微分信号プロット図、第４図（Ｈ）は第４図（ｆ）の
波形に基づいてプロットした心電電圧対応の２回微分信
号プロット図、第５図（ａ）は第２図（ａ）の心電波形
図に基づいた軌跡速度波形図、第５図（ｂ）は第３図（
ａ）の心電波形図に基づいた軌跡速度波形図、第５図（
Ｃ）は第５図（ａ）の波形に基づいてプロットした心電
電圧対応の軌跡速度プロット図、第５図（ｄ）は第５図
（ｂ）の波形に基づいてプロットした心電電圧対応の軌
跡速度プロット図、第６図は第１の実施例の構成を示し
た演わ表示系統ブロック図、第７図は第２の実施例の構
成を示した演算表示系統ブロック図である。 １・・・計測器（心電計） ２・・・ＡＤ変換器 ３・・・メモリ ４・・・ＦＦＴ演算器 ５・・・メモリ ６・・・演算器 ７・・・メモリ ８・・・逆ＦＦＴ演算器 ９・・・メモリ １０・・・逆正接関数演算器 １１・・・メモリ １２・・・差分器 １３・・・メモリ １４・・・ＸＹプロッタ １５・・・ディジタルコンピュータ ２１・・・ディジタルフィルタ ２２・・・シフトレジスタ 崎 闇 第３図（ａ） Ｖ！ 聞 第３ 図 （ｂ） 電 Ｌ ＠ ３ 図 （Ｃ） 時 闇 第４図（ａ） 第４図（Ｃ） ８侍 １’５ 第４ｔ′６（ｂ） 第４図（ｄ） Ｂ＝？ 間 第 ４ 図 （ｅ） 第４図（Ｇ） Ｂ今 閣 第４ 図 （ｆ） 第４ 図 （Ｈ） 哨 −Ｊｊ 第５図（ａ） 時 閏 第５図（ｂ） 第５図（Ｃ） 第５図（ｄ）
の正常な心電図列を示した心電波形図、第２図（ｂ）は
第２図（ａ）の心電波形図から得られた瞬時周波数波形
図、第２図（Ｃ）は第２図（ａ）及び第２図（ｂ）から
得られたＶＦプロット図、第３図（ａ）は心臓状態の異
常な心電図列を示した心電波形図、第３図（ｂ）は第３
図（ａ）の心電波形図から得られた瞬時周波数波形図、
第３図（ｃ）は第３図（ａ）及び第３図（ｂ）から得ら
れたＶＦプロット図、第４図（ａ）は第２図（ａ）の心
電波形図に基づいた１回微分信号波形図、第４図（ｂ）
は第２図（ａ）の心電波形図に基づいた２回微分信号波
形図、第４図（Ｃ）は第４図（ａ）の波形に基づいてプ
ロ ッ１〜しだ心電電圧対応の１回微分信母プロット図、第
４図（ｄ）は第４図（ｂ）の波形に基づいてブ［１ツト
した心電電圧対応の２回微分信号ブロツ１−図、第４図
（ｅ）は第３図（ａ）の心電波形図に基づいた１回微分
信号波形図、第４図（ｆ）は第３図（ａ）の心電波形図
に基づいた２回微分信号波形図、第４図（Ｇ）は第４図
（ｅ）の波形に基づいてプロットした心電電圧対応の１
回微分信号プロット図、第４図（Ｈ）は第４図（ｆ）の
波形に基づいてプロットした心電電圧対応の２回微分信
号プロット図、第５図（ａ）は第２図（ａ）の心電波形
図に基づいた軌跡速度波形図、第５図（ｂ）は第３図（
ａ）の心電波形図に基づいた軌跡速度波形図、第５図（
Ｃ）は第５図（ａ）の波形に基づいてプロットした心電
電圧対応の軌跡速度プロット図、第５図（ｄ）は第５図
（ｂ）の波形に基づいてプロットした心電電圧対応の軌
跡速度プロット図、第６図は第１の実施例の構成を示し
た演わ表示系統ブロック図、第７図は第２の実施例の構
成を示した演算表示系統ブロック図である。 １・・・計測器（心電計） ２・・・ＡＤ変換器 ３・・・メモリ ４・・・ＦＦＴ演算器 ５・・・メモリ ６・・・演算器 ７・・・メモリ ８・・・逆ＦＦＴ演算器 ９・・・メモリ １０・・・逆正接関数演算器 １１・・・メモリ １２・・・差分器 １３・・・メモリ １４・・・ＸＹプロッタ １５・・・ディジタルコンピュータ ２１・・・ディジタルフィルタ ２２・・・シフトレジスタ 崎 闇 第３図（ａ） Ｖ！ 聞 第３ 図 （ｂ） 電 Ｌ ＠ ３ 図 （Ｃ） 時 闇 第４図（ａ） 第４図（Ｃ） ８侍 １’５ 第４ｔ′６（ｂ） 第４図（ｄ） Ｂ＝？ 間 第 ４ 図 （ｅ） 第４図（Ｇ） Ｂ今 閣 第４ 図 （ｆ） 第４ 図 （Ｈ） 哨 −Ｊｊ 第５図（ａ） 時 閏 第５図（ｂ） 第５図（Ｃ） 第５図（ｄ）
Claims (2)
- （１）心電計から出力された心電信号を入力して同信号
を離散数値列に変換したうえ離散数値列信号を出力する
ＡＤ変換手段と、前記ＡＤ変換手段から出力された離散
数値列信号に基づき所要の解析信号を演算して出力する
解析信号出力手段と、前記解析信号出力手段から出力さ
れた解析信号に基づき心電図波形の瞬時周波数を演算し
、瞬時周波数対応信号を出力する瞬時周波数演算手段と
、前記瞬時周波数演算手段から出力された瞬時周波数対
応信号と前記ＡＤ変換手段から出力された前記離散数値
列信号とを入力して横軸に離散数値列対応の電圧をとり
縦軸に瞬時周波数をとってＸＹプロットさせることによ
り電圧対瞬時周波数曲線を作成させる図形表示手段とを
備えることを特徴とする心電図波形解析装置。 - （２）心電計から出力された心電信号を入力して同信号
を離散数値列に変換したうえ離散数値列信号を出力する
ＡＤ変換手段と、前記ＡＤ変換手段から出力された離散
数値列信号から心電図のＴ波成分を選択し、選択された
Ｔ波成分信号に基づき解析信号を出力する解析信号出力
手段と、前記解析信号出力手段から出力されたＴ波成分
対応の解析信号に基づき心電図波形の瞬時周波数を演算
して瞬時周波数対応信号を出力する瞬時周波数演算手段
と、前記瞬時周波数演算手段から出力された瞬時周波数
対応信号と前記ＡＤ変換手段から出力された前記離散数
値列信号とを入力し、横軸に離散数値列対応の電圧をと
り縦軸に瞬時周波数をとってＸＹプロットさせることに
より心電図Ｔ波成分の電圧対瞬時周波数曲線を作成させ
る図形表示手段と、前記図形表示手段によりプロットさ
れた心電図Ｔ波成分の前記電圧対瞬時周波数曲線から心
電図Ｔ波成分の特徴を解析し、その解析結果に対応した
信号を出力する心電図解析手段とを備えることを特徴と
する心電図波形解析装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62038675A JPS63203133A (ja) | 1987-02-20 | 1987-02-20 | 心電図波形解析装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62038675A JPS63203133A (ja) | 1987-02-20 | 1987-02-20 | 心電図波形解析装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS63203133A true JPS63203133A (ja) | 1988-08-23 |
| JPH0326971B2 JPH0326971B2 (ja) | 1991-04-12 |
Family
ID=12531849
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62038675A Granted JPS63203133A (ja) | 1987-02-20 | 1987-02-20 | 心電図波形解析装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS63203133A (ja) |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2001022878A1 (en) * | 1999-09-29 | 2001-04-05 | Cambridge Heart, Inc. | Analytical signal method for analysis of t-wave alternans |
-
1987
- 1987-02-20 JP JP62038675A patent/JPS63203133A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0326971B2 (ja) | 1991-04-12 |
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Legal Events
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