WO1988002617A1

WO1988002617A1 - Apparatus for measuring biological signals

Info

Publication number: WO1988002617A1
Application number: PCT/JP1987/000791
Authority: WO
Inventors: Keiji Yamaguchi; Takafumi Go; Tadashi Fujii; Toshinori Hirano
Original assignee: Terumo Kabushiki Kaisha
Priority date: 1986-10-17
Filing date: 1987-10-16
Publication date: 1988-04-21
Also published as: EP0327646B1; DE3789060T2; JPS6399840A; EP0327646A1; DE3789060D1; JPH0347094B2; EP0327646A4; US5092340A

Description

O 88/026

明細書

生体信号計測装置

技術分野

术発明は生体からの信号を所定時間計測する装置に関し、特に生体からの信号を実時間で解析する生体信号計測装置に関する。

背景技術

近年医療分野においては、心電図、血圧等を測定する臨床検査力 S 日常的に行われている。

これらの検査は通常は診療所、病院等の医療施設内で医師あるいは臨床.検査技師の管理下に、ごく限られた時間内で実施されている。しかしながら、このような限られた時間内の検査では発見できない疾患が存在する。

例えば一過性の心臓疾患（不整脈）の場合には、心電図に異常な波形が常に現われるわけではなく、現われる時間の間隔が大きいことが多いため、短時間の検査で発見できる確率が低く、このため、短時間の検査によリ確定診断を行うことは困難である場合が多い。

そこで、このような疾患を発見するために、長時間にわたって心電図を計測する方法が考案されている。この方法は、長時間心電図、通称ホルター心電図といわれ、日常生活の中で 1 日、 2 4時間の間、携帯可能な心電計を被検者の身体に装着し、' 心電波形を磁気テープに収集記録し、後に磁気テープ再生装置によリ心電波形を再生して医師等の検査者が観察し、異常を発見レ、一過性の心贜疾患等の診新を行おうとするものである。

磁気テープに記録された心電波形の再生ほ量が多いため高速で行われる。したがって医師等の検査者が高速で再生ざれる大量の心電波形を見て診断することほ負担の多い作業となっていた。

このように、一過性の、ごくまれにしか出現しない不整脈を発見するために、 2 4時間分の心電波形のすべてを再生し、多の時間を費やして解析することは無駄な作業が多く、全体としての検査の効率が低い

このような不合理性を解決するため、記録した多量の磁気テープを高速再生（例えば 8 0倍あるいは 1 2 0 倍の高速再生）し、装置により所定の方法で波形 .を目動解析させ、その結果、異常と判断された部分のみを表示させ、これを検査者が検査する方法も実施されている。しかし、磁気テープを高速再生し、心電波形のデータが高速で入方されるため、マイク口コンピュータ等を用いて解析しょうとすると、解析時間が充分とれないため、解析の精度を上げることが困難となつているのが現状である。そこで最近、長時間、心電図を収集しながら同時に、すなわち実時間で心電波形解析を自動的に行い、その結果、異常と判定された心電波形のみを磁気テープまたは I Cメモリ等に記憶させ、後日医師のもとで表示装置にこれらの異常波形および解析結果を表示し、必要に応じてプリントアウトし、医師がその結果を確認する方法が行われている。この方法では前記の方法に比べて、解析時間が充分とれ（ 6 0 倍あるいは 1 2 0 倍の時間）、解析精度の向上が計られる。

このような長時間心電計測における実時間解析においては、 2 4時間の全ての心電波形が残されるのではなく、装置の自動解析により異常と判定された波形のみが記億されている。したがって、自動解析により正常と判定された波形は記億が残っていないから、この中に異常波形があつたとしても検査者が検查することはできない。

このように実時間解析においては、異常波形の見逃しがないことが極めて重要であり、また、検査者の検査の手間を少なくするため、正常波形を異常と判定しないことも重要である。

しかし、心電波形には被検者の個人的特徴〔個人差）が現れるため、一定の基準により正常か異常かを自動的に判定すると、誤りが発生する率が高くなる傾向がある。

すなわち、心電波形においては、波形信号のレべルが大きく変化する QBS 部分を検出して、この QRS 部分の面積、振幅（高さ）タイムインデックス ( 幅の指標）の値が予定の閾値を越えたか否かによリ正常か異常かを判定するが、これらの謌値には個人差があるため、 24時間計測を行いながら実時間解折を行う場合にどのように閾値を設定しても、判定には誤りが発生する率が高くなるおそれが生じる。

例えば不整脈の中でも最も問題のある心室性期外収縮を精度良く正確に検出しょうとする試みがなされておリこの場合には、前記の QBS 部分のタィムインデックス（ QBS 幅の指標）を測定し、これが所定の阖値を越えているか否かによリ心室性期外収縮の有無を判断している。しかし、 QRS 幅指標の正常値と異常値との境界となる閾値は絶対的に定められるものではなく、個人差がぁリ、また、同一人においても S 内あるいは日差変動があることがよく知られている。すなわち同一の QRS 幅指標の値が得られても、正常の場合と異常の場合とがある。したがつて、閡値を一義的に固定ィ匕して正常、異常を判定すると誤が生じることを防止できない。

癸明 _の開示本発明はこのような従来技術の欠点を解消し、長時間の生体信号計測において、計測される波形の個人的な特徴を考慮して精度の高い長時間解析を行うことのできる長時間生体信号計測装置を提供することを目的とする。

本発明によれば、所定の時間にわたって被検者の生体信号を計測および解析して記憶し、計測および解析された結果を出力する計測手段と、計測手段により出力されたデータを表示する表示手段と、生体信号解析用データを計測手段へ入力する入力手段とを有し、入力手段により、計測される生体に特有の生体信号解析用データをあらかじめ計測手段へ入力することにより、被検者の生体信号の特徴を学習させることを特徴とするものである。

また、本発明によれば、所定の時間にわたって、被検者の生体信号を計測および解析して記憶し、計測および解析された結果を出力する計測手段と、計測手段と接続可能に構成され、計測される生体に特有の生体信号解析用データをあらかじめ計測手段へ入力する入力手段と、計測および解析された結果を表示する表示手段とを有し、計測手段は、生体信号解析用データを入力手段により入力された後、被検者の生体信号を所定の時間にわたって計測するとともに計測した生体信号を生体信号解析用データによリ実時藺で解析した結果の生体信号を記億し、記億された生体信号を所定時間の計測の終了後に、生体信号表示手段へ力することを特徴とするものである。

本癸明の一つの特徴によれば、計測手段は、計測を行う前に、学習用計測として所定の時間生体信号を計測するとともに生体信号を解析し、正常、異常の判定を行うものでぁリ、入力手段は、判定に用いられる生体信号解折用データの初期値を計測手段にあらかじめ入力しておとともに、計測手段により計測解析ざれた生体信号および解析結杲を表示手段により Φ 力し、出力された生体信号に対する検査者の判定に基づぐ-生体信号解析用データの修正値を計測手段へ入力することができる。

本発明の他の特徵によれば、生体信号が心電信号であることができる。

*癸明の他の特徴によれば、計測手段は、特徴量によ y 生体信号を判定するものでぁリ、入力手段は、学習用計測において計測手段により計測され、検査者によリ判定された正常および異常の生体信号の各種特徴量を測定し、特徵量ごとに正常および異常のヒストグラムを作成し、ヒストグラムにおける正常と異常の分離度をそれぞれ測定し、分離度の最も高い特徴量を生体信号の判定用に選択し、特徴量の閾値を特徵量の分離度に従って決定し、特徴量の閡値を計測手段へ入力することができる。

本発明の他の特徴によれば、特徴量は QRS 部分の面積、ピーク値および面積をピーク値で割った値であることができる。

本発明の他の特徴によれば、計測手段は、テンブレ一卜マッチング法により生体信号を判定するものであり、入力手段は、学習用計測において計測手段により計測され、検査者により判定された正常および異常の生体信号からテンプレートマッチングに用レ、るテンプレートを作成するとともに、生体信号に基づきテンプレートマッチングを判定するための相関係数の閾値を設定し、テンプレートおよび相関係数の閾値を計測手段へ入力することができる。

本発明の他の特徵によれば、相関係数 CORR i は、

QRS 波形！ ⁷ およびテンブレート T i により式

C 0 R R i = T i · F / I T il 1 Fl

で表され、計測手段は、 QBS 波形 F がテンプレー卜 FTと相関があると判定するための条件として、相関係数 CCIBR i と相関係数の閾値 TC8 との間に、

CORR i > TCR

の関係力 S 成立することを用いることができる。

本発明の他の特徴によれば、計測手段は、 QBS 波形^ がテンプレート T i と相関があると判定するための条件として、さらに、式

DK0RM = ABSC |7| - |Τ| ) / |Τ| により求めたノルムの差の割合 D Ν 0 RM とノルムの差の割合の閾値 Τ Νとの間に、 DffORH < TN

の闋係が成立することを用いることができる。

本発明の他の特徴によれば、計測手段は、テンプレ一トマツチングに用いるテンプレートとして、古いテンブレート T i 0 、 QBS 波形 F およびテンプレートの更新率 U Rによリ式

T i 11 = C 1 - UR) T i 0 + UR · F

で求められる更新されたテンプレート " n を用いることができる。

*発明の他の特徴によれば、計測手段は、入力される心電信号の微分信号の絶対値が所定の閾値を越えている場合に QBS 部分を検出することができる。

また、発明によれば、所定の時間にわたって被検者の生体信号を計測および解析し、解析されたデータを m 力する生体信号計測装置において、あらかじめ生体信号解析用データを入力することによ、被検者の生体信号の特徴を学習させることを特徵とするものである。

本発明の一つの特徴によれば、生体信号計測装置は、所定の時間にわたって被検者の生体信号を計測する計測手段と、計測手段により計測した生体信号を解析する解析手段と、解析手段による解析の結果を記億する記億手段と、計測および解析の終了後に記憶手段に記億されたデータを出力する出力手段とを有し、計測を行う前に計測手段にょリ計測された被検者の生体信号を出力手段から出力し、生体信号に対する検査者の判定に基づいて設定された被検者の生体信号の特徴を含む生体信号解析用デ一タをあらかじめ記憶させておくこと力 S できる。

本発明の他の特徴によれば、計測を行う前に、解析手段に生体信号解析用データの初期値をあらかじめ入力しておき、計測手段により学習用計測として所定の時間生体信号を計測するとともに解析手段により生体信号を解析して正常、異常の判定を行い、判定の結果を出力手段により出力し、出力された生体信号に対する検査者の判定に基づく生体信号解析用データの惨正値を解析手段へ入力することができる。

本発明の他の特徴によれば、生体信号が心電信号であることができる。

本発明の他の特徴によれば、解析手段は、特徴量により生体信号を判定するものであり、判定に用いられる特徴量は、学習用計測において計測手段によリ計測され、検査者により判定された正常および異常の生体信号の各種特徴量を測定し、特徵畺ごとに正常および異常の生体信号のヒストグラムを作成し、ヒストグラムにおける正常と異常の分離度をそれぞれ測定し、分離度の最も高い特徴量を生体信号の判定用に選択し、特徴量の閡値を特徴量の分離度に従って—決定し、特徴量の閾値を解折手段へ入力することができる。

本癸明の他の特徴によれば、特徴量は QBS 部分の面積、ピーク値および面積をピーク値で割った値であることができる。

本発明の他の特徴によれば、解析手段は、テンプレートマッチング法により生体信号を判定するものであリ、学習用計測において計測手段により計測され、検査者により判定された正常および異常の生体信号からテンプレートマツチングに用いるテンプレートを作成するとともに、生体信号に基づきテンプレートマッチングを判定するための相関係数の閾値を設定し、テンプレートおよび相 M係数の閾値を解析手段へ入力することができる。

本発明の他の特徴によれば、相関係数 COBS i は、

QRS 波形 F およびテンプレート T iにより式

C0 R ί = T i · Τ / i il |F|

で表され、解析手段は、 URS 波形 F がテンプレート Ϊ iと相関があると判定するための条件として、相関係数 CORB i と相関係数の閾値 TCB との間に、

CORR i > T CR

の関係が成立することを用いることができる。

本発明の他の特徴によれば、解析手段は、 QRS 波形 F がテンプレート T i と相関があると判定するための条件として、さらに、式

DNORM = ABS ( |F| - 1T| ) / |TI により求めたノルムの差の割合 DNORM とノルムの差の割合の閾値 TNとの間に、 DNORM < TN

の閻係が成立することを用いることができる。

水発明の他の特徵によれば、解析手段は、テンプレ一トマッチングに用レ、るテンプレートとして、古レ、テンブレー h f"i o 、 Qi?S 波形 F およびテンプレートの更新率 URにより式

T i n = ( 1 - U ) T i o + UR * F

で求められる更新されたテンプレート T i n を用いることができる。

本発明の他の特徴によれば、解析手段は、入力される心電信号の微分信号の絶対値が所定の閾値を越えている場合に QBS 部分を検出することができる。図面の簡単な説明

第 1 図は本発明の構成を示す機能的なプロック図、

第 2 a図、第 2 b図は本発明を心電計測装置に適用した一実施例の機能的ブロック図、

第 3a図、第 3b図は末癸 ¾ を心電計測装置に適用した他の実施例の機能的プロック図、

第 4 図は第 2 図の装置の概観を示す図、

第 5 図は第 2 図の装置にょリ長時間心電計測を行う状態を示す図、

第 6 図は第 2 図の装置によリ長時間心電計測を行ラ前の学習時の状態を示す図、

第 7 は第 2 図のリアルタィムアナラィザのハード構成を示すプロック図、

第 8 図は第 2 図のレポートジエネレ一タのハード構成を示すブロック図、

第 9 図は第 2 図および第 3 図の装置の動作を示すフ口 .一チヤ一ト、

第 10図は第 2 図の装置の学習プロセスの動作を示すフローチャート、

第 11図は第 3 図の装置の学晋プロセスの動作を示すフローチャート、

第 12図は第 2 図の装置において、ディスプレイュニットに表示される解析結杲の例を示す図、

第 13a 図は心電波形の一例を示す図、

第 13b 図は第 13a 図の波形を微分した信号を示す図、

第 13 c 図は第 13b 図の信号の絶対値の信号を示す図、

第 14図は QRS 部の面積を示す図、

第 15図は QRS 部の振幅を示す図、

第 16図、第 17図、第 18図、第 13図は、第 2 図の装置において、ディスプレイユニットに表示される解析結果の例をそれぞれ示す図、

第 20a 図、第 20 b 図、第 20 c 図は AQRS、 SQRS、 T I QRS のヒストグラムの例をそれぞれ示す図、

第 21図は特徴量の信頼度が 4の場合のヒストグラムの例を示す図、

第 22図は特徴量の信頼度が 3の場合のヒストグラムの例を示す図、

第 23図は特徴量の信頻度が 2の場合のヒストグラムの例を示す図、

第 24図は特徴量の信頻度が 1の場合のヒストグラムの例を示す図、

第 25図は特徴量の信頼度が 0の場合のヒストグラムの例を示す図、

第 28図は特徴量の閾値の設定を示す図、

第 27a 図、第 27b 図、第 27 c 図、第 27 d 図、第

27e 図は第 2 図の装置による長時間心電計測の結果の記録の例を示す図、

第 28図はテンブレートマッチングの例を示す図、第 2 3図はテンプレートマツチングにおける拡大縮小関係を示す図である。

発明を実施するための最良の形態

次に添付図面を参照して本発明を長時間心電計測装置に適用した実施例を詳細に説明する。

長時間心電計測装置は、第 4 図に示すように、被検者の身体に装着される携帯心電計（リアルタイムアナライザ） 1 と、リアルタイムアナライザ 1 に接繚されるレポートジェネレータ 2 とからなる。

リアルタイムアナライザ 1 は第 5 図に示すように被検者が携帯し、長時間、例えば 2 4時間被検者の心電波形を計測すると同時に、計測した心電波形の各々の部分について正常か異常かを判定し、異常と判定した波形の部分等を記億するものである。

レポ一トジェネレータ 2 は、リアルタイムアナラィザ 1 による長時間計測の後、リアルタイムアナラィザ 1 が接続され、 . 定ざれた結果を出力し、検査者、例えば医師が確認するためのものである。

レポートジヱネレ一タ 2 はまた、被検者がリアルタイムアナライザ 1 を身体に装着して長時間計測を行う前にも第 6 図に示すように接続され、リアルタィムアナラィザ 1 に判定基準を入力し、またはリアルタィムアナライザ 1 に記億されている判定基準を修正するために用いられる。 88/0

判定基準の入力、修正は、後述するように、被検者にリアルタイムアナライザ 1 を装着し、ある程度の量の心電波形データを採取した後、このデータを解析してその被検者の個人的特徴に基ずき、リアルタイムアナライザ 1 に判定基準を入力し、またはあらかじめ記憶されている一般的な判定基準を修正することによって行われる。

第 2 a図および第 2 b図には、本発明の一実施例として、心電波形の特徴量を用いて心電波形を判定する長時間心電計測装置の機能的なブロック図が示され、第 2 a図にはリアルタイムアナライザ 1 が、第 2 b 図にはレポートジ I ネレ一タ 2 力 S 示されている。

第 2 a図において、心電信号入力部 1 1は被検者からの心電信号を入力する。 QRS 検出部 12は心電信号入力部 1 1から送られた心電信号の QRS 部を後述する方法により検出する。 QRS 閾値記憶部 13には QRS 検出部 1 2におレ、て Q S S 部の検出に用いられる Q R S 閾値 TQRSが記憶される。

波形判定部 Uは QRS 検出部 12において Q8S 部の検出された心電信号の波形が正常か異常かを後述する方法により判定する。特徴量閡値記億部 15には波形判定部 14において波形の判定に用いられる特徴量の閎値が記憶される。

解析結果記億部 1 Sは波形判定部 14において行われた波形の判定結果および異常と判定された波形が記億ざれる。入出力部 I 7は第 2 b図に示すレポ一トジヱネレ一タ 2 の入出力部 2 1と接続され、レポ一トジヱネレ一タ 2 との間でデータの入出力を行う。例えば解折結果記億部 1 8に記億された長時間計測の解析結果を読みしてレポ一トジェネレータ 2 に出力し、またはレポ一トジェネレータ 2 から Q R S 閾値 T Q R Sや各特徴量の閾値を入力して Q B S 閾値記憶部 1 3および特徴量閾値記億部 1 5に入力する。

記億指示入力部 1 8は、被検者がリアルタイムアナラィザ 1 を身体に装着して長時間計測を行っている場合に心臓の異常を自覚した時にその時の心電信号の記億を指示する唇号を入力する。この入力があると、その時の心電信号が解析結果記憶部 1 8に記憶される。

第 2 b図において、入出力部 2 1はリアルタィムアナライザ 1 の入出力部 1 7と接続され、リアルタイムァナライザ 1 との間でデータの入出力を行う。表示部 2 2は、入出力部 2 1から信号処理部 2 4を通して送られるリアルタイムアナライザ 1 からの心電信号および解析結果を表示する。

操作入力部 2 3は、表示部 2 2に表示されたリアルタィムアナライザ 1 による判定結果を検査者が見てその判定の修正を入力する。また、検査者があらかじめ各種の閾値を設定する場合にその値を入力する。

信号処理部 24は後述するように、リアルタイムァナライザ 1 による判定結果を検査者が俊正する入力が操作入力部 23からあった場合に、心電信号の判定を修正する。 QRS 閾値修正部 25は信号処理部 24により修正された判定に基づき、あらたに QRS 部検出の閾値 TQRSを設定し、入出力部 21を通してリアルタイムアナライザ 1 の QRS 閾値記憧部 13に出力する。

特徴量計測部 26は信号処理部 24から入力される判定を修正された心電波形の特徴量を計測する。特徴量ヒストグラム作成部 27は後述するように、特徴量計測部 28により計測された各特徴量のヒストグラムを作成する。特徴量選択部 28は特徴量ヒストグラム作成部 27により作成された各特徴量のヒストグラム力、ら、どの特徴量により心電波形の判定を行うかを選択する。

特徴量閾値設定部 23は、特徴量選択部 28により選択された特徴量の判定のための閾値を後述の方法により定め、入出力部 21を通してリアルタイムアナラィザ 1 の特徴量閾値記憶部 15に出力する。

第 7 図にはリアルタイムアナライザ 1 のハード構成のブロック図が示されている。

同図に示すように、リアルタイムアナライザ 1 は複数の心電用電極 101 を有する。計測時には周知のように、心電用電極 1 Q 1 を被検者の身体の所定の部位に接触させ、被検者の心電信号を採取する。心電用電極 10 1 は、通常はディスポ一ザブル（使い捨て）型である。

心電図をとるための誘導法すなわち心電用電極 10 1 の装着部位は、 1 誘導の場合には周知のように；（1 ) NASA誘導、（2 ) CM5 誘導または（3 ) CC5 誘導から目的に応じて選択ざれる。

2誘導の場合ほ（ 1 ) と（ 2 ) 、または（ 1 ) と（ 3 ) の組み合わせから選択される。なお、 1誘導、 2誘導いずれの場合でも当然ではあるが、接地用の電極が必要である

心電用差動増幅器 102 は、複数の心電用電極 101 に接続され、心電用電極 101 から入力される被検者の心電信号を増幅する。 AD変换器 103 には心電用差動増幅器 102 によリ増幅された心電信号および必要によリ他の生体情報を入力するための捕助入力端子 104 から入力ざれた信号が入方され、アナログ値からデジタル値に変換され、 CPU 105 に出力される。心電用電極 101 、心電用差動増幅器 102 、 AD変換器 103 および補助入力端子 104 は、第 2 a図の心電信号入力部 1 1を構成する。

CPU 105 は、 BOM 106 および B AM 107 に格納される制御プログラムおよび心電信号の解析プログラムにより、 AD変換器 103 から入力される心電信号を解祈し、解析結果を心電信号の生データとともに RAM 107 に格納する。

ROM ί 06 には CPU 105 を制御するプログラムおよび心電信号を実時間で解析するプログラムが格納される。 RAM 107 には、心電信号を解析するプログラム、心電用電柽 10 1 から入力され AD変換器 103 により AD変換された心電信号データ、解析プログラムにより心電信号データを解析した結果のデータが格納される。 CPU 105 、 ROM 106 、 RAM 107 により第 2a 図の QRS 検出部 12、 QRS 閾値記億部 13、波形判定部 14、特徴量閾値記憶部 15、解析結果記億部 18が構成される。

第 2 a図の入出力部 1 7は、第 7 図のノ、。ラレル 10

108 、アウトプットデータアンドコントロールバス 1 1 1 から構成される。

パラレル I 0 108は、並列入出力装置であり、アドレスデータバス 1 12 、コント口一ルバス 1 13 、インタ一ラプト信号バス 1 1 4 と接続されており、 C P U 105 により入出力が制御されるとともに、外部の状態によりィンタ一ラブト信号バス 1 を通して CPU 105 に割り込み信号を発生する。 L ED 103 はパラレル 10 108の出力に接続され、リアルタイムアナライザ 1 の動作状態を表示する。また L E D 109 は、被検者にレポートジ I ネレ一タ 2 力 S 作動していることを知らせるものである。

イベントマーカースィッチ 110 は第 2a図の記憶指示入力部 18を構成し、パラレル 10 108の入力に接続され、被検者が異常を自覚した時に押され、これによりインターラプト信号バス 114 に割り込み信号を発生し、 CPU 105 はこの割り込み信号により BAM

107 にその睁の心電波形の記億を指示する。ァゥトプットデータアンドコント Q — ノレバス 111 は、パラレル I 0 108の入出方端子に接続され、リアルタィムアナライザ 1 とレポートジェネレータ 2 との間での命令、データの交換に用いられる。

パッテリ一 115 は、リアルタイムアナライザ 1 の主電源であリ _Λ 24時間あるいはさらに長時間にわたつ-てリアルタィムアナラィザ 1 が心電信号の計測および解析を行うのに必要な容畺を有する。

第 8 図には、レポートジェネレータ 2 のハード構成のブロック図が示れている。

レポ一トジェネレータ 2 はリアルタイムアナライザ 1 によって実時間解折された心電波形および解析結果の表示を行う。レポ一トジ —エネレ一タ 2 はまた、長時心電計測の前にリアルタィムアナラィザ 1 によりあらかじめ行われた被検者の心電計測および解析の結果を表示し、検査者がその表示された解析結果を修正することによって、被検者の個人的特徴の学習を行い、その学習結果にょリ、リアルタイムアナライザ 1 の BAM 107 に格納されている解析プログラムを修正する。

同図に示すように、レポートジェネレータ 2 はァイソレ一シヨンュニット 202 を有する。アイソレ一シヨンュニット 202 は通信ライン 20 1 によりリアルタイムアナライザ 1 のアウトプットデータアンドコントロールバス 1 1 1 に接続され、後述のように被検者が長時間心電計測を行う前に、リアルタイムアナライザ 1 を身体に装着し、リアルタイムアナライザ 1 にレポートジュネレータ 2 を接続してレポートジェネレータ 2 によリ心電図計測の確認および被検者の個人的特徴の学習を行う時に、リアルタイムァナライザ 1 とレポートジュネレ一タ 2 との電気的絶縁を行うためのものである。アイソレーションュニット 202 および通信ライン 20 1 は第 2 b図の入出力部 21を構成する。

アイソレーションュニット 202 にはマイクロコンピュータュニット 204 が接続されている。マイクロコンピュータュニット 204 には、アイソレーションュニット 202 を通してリアルタイムアナライザ 1 から計測された心電波形のデータおよび解析結果が入力される。マイク口コンピュータュニット 204 にはディスプレイユニット 205 が接続され、ディスプレィュニット 205 ほマイク D コンピュータュニット 20 からの計測デ一タおよび解折結果を表示する。マイクロコンピュータユニット 204 にはギ一ボードュニット 208 が接続され、キーボ一ドュニット 208 は検査者との対話に用いられる。ディスプレイュニット 2ひ 5 およびギ一ボードュニット 208 はそれぞれ第 2b図の表示部 22および操作入力部 23を構成し、マィクロコンピュ一タュニット 204 は第 2 b図の信号処理部 24、 QRS 閾値設定部 25、特徴量計測部 28、特徵量ヒストグラム作成部 27、特徴量選択部 28、特徴量閎値設定部 29を構成する。

検査者、例えば医師はディスプレイュニット 205 に表示された心電波形およびその心電波形についての正常または異常の判定を確認し、判定の誤っているものについてはその旨をキーポードュニット 208 から入力する。キーボードュニット 208 はまた、計測結果および解析結果をプリンタ 207 またはフロッビーディスクユニット 208 、 /ヽ一ドディスクュニット 210 に出力または記億するための指示が入力され - る。

次に太実施例の装置の動作を第 9 図のフローチャートにより説明する。まず、ステツプ 1000においてリアルタィムアナラィザ 1 を被検者の身体に装着する。誘導法を定め、心電用電極 101 を被検者の身体の所定の部位に固定する。リアルタイムアナライザ 1 の本体は被検者が携帯する。

ステツプ 2000におレ、て、リアルタィムアナラィザ 1 とレポ一トジュネレ一タ 2 を第 6 図に示すように接続する。

ステップ 3000において、心電波形（ E C G ) を測定し、レポートジェネレータ 2 のディスプレイュニット 205 に表示して正しく測定が行われているか否かを確認する。

リアルタイムアナライザ 1 がレポ一トジヱネレ一タ 2 へ接続されると、心電用電極 10 1 から入力された被検者の心電信号は、心電用差動増幅器 102 に入力され、心電用差動増幅器 102 で増幅された後、 AD 変換器 103 に入力される。また、必要により補助入力端子 104 から入力された信号も AD変換器 103 に入力される。

これらの心電信号は A D変換器 103 でデジタル信号に変換され、 CPU 105 に送られる。 CPU 105 は ROM 106 および R A M 107 に格納された制御プログラムおよび解析プログラムに従い、 AD変換器 103 から入力された心電信号を後述する方法により解析し、その解折結果を心電信号とともに M 1 0 7 に記億する。なお、この解析を C P U 1 0 5 で行わず、レポートジヱネレ一タ 2 のマイクロコンピュータュニット 2 0 4 で行うものとしてもよレゝ。

心電信号およびその解析結果はまた、アウトプットデータアンドコントロールバス 1 I 1 、通信用ケーブル 2 0 1 、アイソレーションュニット 2 0 2 を通してマイクロコンピュ一タュニット 2 0 4 に入力される。マイクロコンビュ一タュニット 2 0 4 はこれらの信号に必要な処理を行った後、ディスプレイユニット 2 0 5 に送リ、第 1 2図に示すように計測された心電波形およびその解折結果がディスプレイュニット 2 0 5 に表示される。心電信号の解析をマイクロコンピュータュニット 2 0 4 において行う場合には、マイクロコンピュータュニット 2 0 4 において解析された心電信号が解析結果とともにディスプレイュニット 2 0 5 に送られ、表示される。解析結果は例えば同図に示すように波形の B 頂点には三角印が、正常部分には N 、異常部分には V が表示される。

検査者、例えば医師はディスプレイュニット 2 0 5 の表示を見て心電波形が安定に計測されていることを確認する。

次にステップ 4 0 0 0において、検査者はディスプレィュニット 2 0 5 に表示された心電波形の解析結果を正しく修正し、被検者の個人的な特徴をリアルタイムアナライザ 1 に学習させる。すなわち、ディスプレイュニット 2 0 5 に表示された心電波形の解析結果は、リアルタイムアナライザ 1 またはレポ一トジヱネレ一タ 2 にあらかじめ格納された一般的な判定基準により判定されたものであり、被検者の個人的な特徴を考慮していない力ら、誤った判定となってレゝる場合がある。このような誤った判定があった場合に、検査者がギ一ボードュニット 2 0 6 からの入力によりそれを修正する。リアルタイムアナライザ 1 は検査者により修正された判定結果によリ判定基準を修正する。すなわち、被検者の個人的な特徴を学習する。

そして後述するように、判定基準が修正されたリアルタイムアナライザ 1 を被検者が携帯して長時間心電計測を行い、計測した心電信号を実時間で解析し、解析の結果異常と判定された部分のみの心電波形等を記億する。

なお、リアルタイムアナライザ 1 またはレポートジネレータ 2 にあらかじめ心電信号の判定基準を設定せず、ステップ 3 0 0 0で計測された心電信号をそのままディスプレイュニッ卜 2 0 5 に表示し、表示された心電波形を検査者が見て、正常または異常の判定を行うようにしてもよい。この場合には、検査者の判定によって初めて判定基準が設定され、リアルタイムアナライザ 1 に記億される。

ここで、ステップ 4000の学習プロセスについて、第 10図のフローチヤ一トにより詳細に説明する。

まずステップ 4010において、心電波形の解析を行うために、 4 つの閾値、 TAQRS 、 TSQRS 、 TT I QRS , T QB Sの初斯値をリアルタィムアナラィザ 1 の R AM 107 に設定する。

ここで TAQBS 、 TSQRS 、 TT IQSS、 TQRSについて説明する。

典型的な心電波形は第 13 a 図に示すような形状を有し、このような波形が 1 秒間に 1· 回位の周期で繰リ返し現れる。したがって、不整脈を自動解析するためには、まず、同図に示す波形の Q B S 部分の出現を検出する必要がある。特に !？頂点を正確に検出する必要がある。

この R 頂点の検出のためには、第 13 a 図の心電波形を微分し、第 13b 図に示すよラな波形を求める。第 13 a 図および第 13 b 図から明らかなように、 R 頂点の前後に微分波形の極大値 X 1および極小値 X 2が存在する。この微分波形の絶対値 D E C Gを求めると、第 13 c 図のようになる。第 13 c 図に示す絶対値！] ECGから β 頂点、すなわち QBS 部分の存在を検出するためには、同図に示すように閾値 TQBSを設定する。同図に示すように

D E C G > TQRS

の場合に、この部分を QRS 部分と判断し、 QRS 部分の存在を検出する。したがって、 TQRSは Q8S 部分を検出するための特徴量である。

QRS 部分が検出されると、この領域内において、第 13a 図に示す心電波形の最大値の部分を検出することにより、この部分を R 頂点と判断する。このようにして β 頂点を検出する。

次に、 QRS 部分について正常な波形と異常な波形

( 不整脈）とを区別するために用いられる 3 つの特徴量について説明する。

これらの特徴量としては、 QRS 部分の面積 AQBS、 QRS 部分の振幅 SQRS、 QRS 部分のタィムィンデックス T I QRS がある。

QRS 部分の面積 AQRSは、第 14図に斜線で示すように、心電波形の Q R S 部分と基線との間にはさまれた部分の面積を表し、 R 頂点の前後の所定の時間幅 ( 基線区間 B - B ' ) 内において、心電波形の絶対値を積分することによリ求められる。基線区間 B —

B ' の時間幅は、例えば R 頂点の前 80 in s e cおよび後 120mse cとされる。

QRS 部分の振幅 SQRSは、心電波形の Qi?S 部分の高さを表し、第 15図に示すように、基線区間 B — B ノにおける心電波形の最大値 M と最小値 N を求め、これらの差の絶対値 M N を求めることにより得られる。最大値 M 、最小値 N は R 点、 S 点の心電波形のレベルをそれぞれ表す。

QRS 部分のタイムィンデックス T I QRS は、心電波形の QBS 部分の幅の指標であり、不整脈の判断に有意なものである。これは、 Q RS 部分の面積 AQRSを QRS 部分の振幅 SQBSで割ることによリ求められる。すなわち、 T I Q S = AQBSZ SQRSで定義される。心電波形の各々の QRS 部分についてそれが正常か、異常 ( 不整脈）かを判断するためには、以上の 3 つの特徵量のいずれか、または全部について所定の閾値を -定め、測定した心電波形の各々の QBS 部分の特徴量力 S 閾値より大きレゝか否かを判断する。

以上のような、 QRS 部分の存在の検出のための闥値 TQRSと、各々の QRS 部分についてそれが正常か、異常（不整脈 ) かを判断するための 3 つの特徴量の閾ィ直 TAQRS 、 TSQRS 、 TT I QRSについて、ステップ 4010においては、これらの初期値をリアルタィムァナライザ 1 の R A M 107 に設定する。

次にステップ 4020において、被検者の心電波形を所定の時間、例えば 1〜 3分、好ましくは 5分位測定し、リアルタイムアナライザ 1 を通してレポートジェネレータ 2 に収集する。次にステツプ 4030において、測定された心電波形について、 QRS 部の β 頂点の検出および不整脈の検出を行う。 R 頂点の検出は、前述のように第 2 図の QRS 検出部 12において、心電波形の微分波形の絶対値 DECGが、 QRS 閾値記億部 13から読み出された閾値 TQRSを越えてレ、る力否力により判定し、 DECG〉 TQRS の場合に！？頂点が存在すると判断する。

また、不整脈の検出は、波形判定部 14において、測定した心電波形の各 QBS 部分の特徴量 AQRS、 SQRS, T I QRS を算出し、これらを特徴量閾値記憶部 15に初期設定した閾ィ直 TAQBS 、 TSQRS 、 TT IQRSと比較する。 AQRSが閾値 TAQRS より大きレ、もの、 SQRSが閡値 TSQRS よリ高レ、もの、 T IQRS が閾値 TT IQRSよりも広いものを不整脈（VPB) とし、そうでなレゝものを正常の波形（No rma l ) と判定する。

ステップ 4040において、第 12図に示すように、収集された心電波形と検出された R 頂点および不整脈 ( VPB) の指示を重複させてディスプレイュニット 205 に表示させる。同図において、三角印は β 頂点、記号 Ν は正常波形（No rma l ) , 記号 V は不整脈 (VPB) をそれぞれ表す。

ステップ 4050において、検査者はディスプレイュニット 205 に表示された第 12図のような測定された心電波形および心電波形につけられた R 頂点のマーグを見て、このマークが正しく付けられているか否かを確認する。

例えば第 18図に示すように雑音 Z を R 頂点と判定している場合がある。これは初期設定された閾値 TQRSが低すぎることにより生じる。このような部分を見つけた場合にはラィトペンまたはマウス等によリこの部分を.指示し、誤判定の指示として例えばギ一ボードュニット 208 の E r r 0 r ギ一を押す。

また、第 17面に示すように I？頂点であるにもかかわらず、 S 頂点として検出されなかった部分 Υ が生じることがある。これは初期設定された閾値 TQBS力 S 高すぎることによリ生じる。このような部分を見つけた場合にも、ライトペンまたはマウス等によりこの部分を指示し、 Β 頂点の指示として例えばキーボ ― ドュニット 20 & の R キ一を押す。

ステツプ 4080ではステップ 4050において行われた作業により俊正された結果に基づいて TQRSの再設定を行う。すなわち、 Q R S 閾値設定部 25は、ライトペンまたはマウス等によリ指示され惨正された後の R 頂点のうち微分波形の絶対値 X 1、 X 2の最小のものをあらたな閾値 TQRSとし、入力部 21を通してリアルタィムアナラィザ I に送る。これによリ QRS 閡値記億部 13に記億されていた、一般的な値によリ設定ざれた頂点検出のための閾値 TQSSは、その被検者の個人的特徴を考慮した閾値 TQRSに修正される。次にステップ 4070において、検査者はディスプレィュニット 205 に表示された第 12図のような測定された心電波形および心電波形の！？頂点部分が正常 (N) か異常（V) かの表示を見て、この表示が正しく付けられているか否かを確認する。

例えば第 18図に示すように正常の波形を不整脈 VPB と判定している部分 NVを見つけた場合には、ラィトペンまたはマウス等によりこの部分を指示し、正常波形の指示として例えばキーボ一ドュニット 206 の No rma lキーを押す。

また、第 19図に示すように不整脈 VPB であるにもかかわらず、正常 N と判定している部分 VNを見つけた場合にも、ライ卜ペンまたはマウス等によりこの部分を指示し、不整脈の指示として例えばギ一ボ一ドュニット 208 の VPB ギ一を押す。

ステップ 4080では、ステップ 4070において行われた作業により修正された結果に基づいて、正常 (No rma l )および不整脈（VPB) の波形を分析する。すなわち、検査者によって判定された個々の正常 (No rma l )および不整脈（VPB) の波形を分析することにより、被検者の個人的な特徴を学習する。

波形の分析は、特徴量計測部 26において、検査者によつて判定された No rma lおよび VPB の個々の波形につレ、て、前記の QRS 特徵量である AQSS、 SQBSおよび T IQRS を前記の方法で測定する。すなわち、 QRS 部分の面積 A Q R Sは、 R 頂点の前後の所定の時間幅 (基線区 B B - Bノ）内において、心電波形の絶対値を積分することにより求め、 QBS 都分の振幅 SQRS は、基線区間 B - B ' における心電波形の最大値 M と最小値 N を求め、これらの差 M — N の絶対値を箕 mして求め、 QSS 部分のタイムインデックス T I QRS は、 QRS 部分の面積 AQRSを QBS 部分の振幅で割ることにより求める。

ステップ 4090では、以上めようにして値々の波形について測定した特徴量を、特徴量ヒストグラム作成部 27において、正常波形 No rma l 異常波形 VPB ごとにヒストグラムを作成する。作成されたヒストグラムの例を第 20 a 図ないし第 20 G 図に示す。

第 20 a 図は部分の面積 AQRSの値のヒストグラムであリ、正常 N 0 r m a 1の波形は A Q I? S値の小さい部分に、異常 VP B の波形は A Q R S値の大きい部分に分布し、正常 N。 r m a 1および異常 V P B の波形はそれぞれ特定の値を中心としてその上下に対称に分布している。このヒストグラムでは正常 N 0 r n a I および異常 VPB の波形の値は重なる部分があり、 AQBS力 S この部分の値の場合には正常か異常かの判定が難しい。第 20b 図は QRS 部分の振幅 SQRSの値のヒストグラムであリ、正常 No rma lの波形は SQRS値の小さレ、部分に、異常 VPB の波形は SQRS値の大きい部分に分布し、正常 No rma lおよび異常 VPB の波形はそれぞれ特定の値を中心としてその上下に対称に分布している。このヒストグラムにおいても、正常 No rma lおよび異常 VPB の波形の SQRS値は重なる部分があり、がこの部分の値の場合には正常か異常かの判定が難しい。

第 20 c 図は QRS 部分のタイムインデックス T I QBS の値のヒストグラムであり、正常 No r ma lの波形は T I QRS 値の小さい部分に、異常 VPB の波形は T I QRS 値の大きい部分に分布し、正常 No rma lおよび異常 VPB の波形はそれぞれ特定の値を中心としてその上下に対称に分布している。このヒストグラムの場合には、正常 No rma lおよび異常 VPB の波形の T IQRS 値は重なる部分がなく、完全に分離されているから、 T I QRS 値によって正常か異常かの判定を行うことが容勿である。

ステップ 4100では、以上のように作成した 3 つの特徴量のヒストグラムから、各々の特徵量の信穎度を測定し、クラス別に区別する。

信頼度（ACC) は 0 〜 4 の 5 段階で表し、次のように定める。 ( 1) 信穎度（ACC) = 4

これは第 21図に示すように、 QRS 特徴量のヒス卜グラムにおいて、正常 No rma lの波形が分布する特徵量の値の範囲と異常 VPB の波形が分布する特徴量の値の範囲とが完全に分離している場合である。すなわち、式

N m a g < V m ί n

が成立する場.合である。

ただし、 N m a sは正常 N 0 r m a 1の心電波形集団中の特徵量の最大値、すなわち、 No rma I心電波形の中で特徴畺が最大の波形の特徴量である。また、 V m i πほ異常 VPB の心電波形集団中の特徴量の最小値、すなわち、 V PB 心電波形の中で特徵量が最小の波形の特徴里でめる。

上記の式が成立する場合にほ、 N 0 r m a 1の心電波形集団中の特徴量の最大値よりも異常 V P B の心電波形集団中の特徴量の最小値が大きいから、第 21図に示すように N ₀ r m a 1の心電波形集団と ¥ 8 の心電波形集団とが完全に分離されている。したがって、この場合にはこの特徴量によって No rmal と VPB とを完全に判別できるから、判別の信穎度が高い。

なお、上記 W m a sと V m i nとの差力 S 大きい程、 No r a l と VPB との判別能方が高いと推定される。

(2) 信穎度（ACG) = 3 これは第 22図に示すように、 QRS 特徴量のヒス卜グラムにおいて、正常 No rma lの波形力分布する特徴量の値と異常 VPB の波形が分布する特徵量の値とが若干重複している場合である。すなわち、式

N + 2 σ < V m i π N m a 2

が成立する場合であ' る。

ただし、 Nは正常 Na rma lの心電波形集団の特徴量の平均値、 σ は正常 No rma lの心電波形集団の特徴量の標準偏差である。したがって、この式が成立する場合は、 VPB の心電波形集団の最小値 Vm i n力 S No rma l の心電波形集団の最大値 N mas以下であるから、 VPB の心電波形集団が Na rma l の心電波形集団と一部重複し、 V P B の心電波形集団の最小値 V m i nが N + 2 σ よりも大きレゝから、重複する部分は僅かである。

No rma lの心電波形の特徴量が正親分布であるとすると、 No rma ] の心電波形は N + 2 σ と N - 2 σ の間にその 38 % 'が含まれることになる。したがって、 VPB の心電波形集団が No rma lの心電波形集団と重複する部分は No rma lの心電波形集団の 1¾未満であるから、 No rma l と VPB との判別はこのわず力の重複部分を除いて可能であり、判別の信頼性はかなり高い o

( 3) 信頼度（ACC) = 2

これは第 23図に示すように、 QRS 特徴量のヒスト 88/02

グ-ラムにおいて、正常 N 0 r m a Γの波形が分布する特徴の値と異常 VPB の波形が分布する特徴量の値との重複が上 IS 信鎮度 3:の場合よりも多い場合である。 .

すなわち、式

N + r < V m i π ≤ Ν + 2 σ

が成立する場合である。

この式が成立す-る場合—は、 VPB の心電波形集団の最小値 V m i ηが上記信穎度 3の場合よりもざらに小さく、 No rma lの心電波形集団の Ν + と？1 + 2 <r との間にある。したがつ-て、上記信穎度 3の場合よりも重複する部分が多くな.り、判別の信穎性は低くなる。

( 4) 穎度（ACC) = 1

これは第 24図に示すように、 QBS 特徴量のヒストグラムにおいて、正常 N 0 r m a ίの波形力 S分布する特徴量の値と異常 VPB の波形が分布する特徴量の値との重複が非常に多い場合である。

すなわち、式

V m i η ≤ Ν +

が成立する場合である。

この式が成立する場合は、 V Ρ Β の心電波形集団の最小値 Vm i ηが上記信頼度 3の場合よりもさらに小さく、 V Ρ Β の心電波形集団は大部分が Ν 0 r m a 1の心電波形集団と重なるから、判別の信頼性は非常に低

(5) 信頼度（ACC) = 0

これは第 25図に示すように、正常 No rma lの心電波形集団のみが存在し、異常 VPB の心電波形集団が存在しない場合である。

すなわち、学習のために測定した心電波形が全て正常 N 0 r m a.Iで、異常 V P B の心電波形 ^ 出現しなかつた場合である。. この場合には No rma lの集団の分布のみが測定可能であ .り、 VPB の集団の特徵量は得られない力ら、一 N 0 r m a 1 と V P B との判別は非常に困難である。

以上のように、各々の特徴量の信頼度（ACC) は、 No rma lの心電波形集団と VPB の心電波形集団との分布の重複の度合で決定されるものである。上記の信頼度の判新において、 N。 r m a 1の集団の分布はほぼ正規分布と考えられるので、 No rma lの集団の平均値 N および標準偏差 σ を判定に用いた。し力、し、 V Ρ Β の集団の分布は必ずしも正規分布ではなく、分布集団が複数に分かれることもあるので、 VPB の集団の平均値および標準偏差は判定に使用せず、最大値 Vmas、最小値 Vm i nを使用して判定することとした。以上のようにして 3つの QRS 特徴量 AQRS、 SQRS、 T IQRS の信頼度をそれぞれ測定する。例えば第 20 a 図ないし第 20 c 図に示す 3つの QBS 特徴量 A RS、 SQRS , T IQRS のヒストグラムの場合には、特徵量 T IQRS は信穎度（ACC) = 4、特徴量 AQRSおよび SQRS は各々信頼度（ACC) = 3となる。

7欠にステップ 4110において、 3 つの特徴量の中で一番信穎度の高い特徴量を決定し、この特徵量を不整脈解析の特徵量として選択する。これは特徴量選択部 28において行われる。すなわち、ステップ 4100 において 3つの特徴量にはそれぞれ信穎度が付芋されているから、信潁度の大きい順に不整脈診新の際、判定に優先度をつける。上記の第 2 Q a 図ないし第 20 c 図に示す 3つの Q S S 特徴量 A Q B S、 S Q R S、 T IQRS の場合，には、信頼度（ACC) = 4とされた特徴量 T を不整脈解析の特徴量として採用する。

なお、各特徴量の信穎度が同一クラスの場合には、その同一クラスの信穎度の中での信頼度の差を次のようにして判定する。

まず、特徴量がともに信頻度（ACC) = 4で同一の場合には、 Vm in— N masの値の大きい方の特徴量を選択する。すなわち、この場合には第 21図に示すように、 N 0 r n a 1の心電波形集団と V P B の心電波形集団とが重複すること，なく完全に分離されているから、その分離の程度の大きい方を選択する。 VPB の心電波形集団の特徴量の最小値 Vm i nと N o r ma lの心電波形集団の特徴量の最大直 Nm a x とは V m i n〉 N ni a sであるから、その差 Vm i n - Nma xは常に正であり、この差が大きいほど分離度が高い力ゝら、信頼度が高い。

特徴量がともに信穎度（ACC ) = 3で同一の場合には、 Vra i n— ( Ν + 2 σ ) の値の大きい方の特徴量を選択する。すなわち、この場合にほ第 22図に示すように、 N o rina 1の""心電波形集団と VPB の心電波形集団と力 S わずかに重複しているが、その重複している部分の少ない方を選択する。 V m i n〉 N + 2 σ である力、ら V m i η — ( Ν + 2 σ ) は常に正であり、この値が大きいほど重複部分が少ないから、信頼度が高い。

特徴量がともに信頼度（ACC) = 2で同一の場合には、 Vm i n— ( Ν + σ ) の値の大きい方の特徴量を選択する。すなわち、この場合にも第 23図に示すように、 N a r ma lの心電波形集団と VPB の心電波形集団とが重複しているが、その重複している部分の少ない方を選択する。 Vni i n〉 N + σ である力ら、

Vm i π - ( N + cr ) は常に正であり、この値が大きいほど重複部分が少ないから、信頼度が高い。

特徴量がともに信頼度（ACC) = 1で同一の場合には、（ N + σ ) — V in i ϋの値の小さい方の特徴量を選択する。すなわち、この場合にも第 24図に示すように o rma lの心電波形集団と VPB の心電波形集団とが重複しているが、その重複している部分の少ない方を選択する。（Ν + σ ) 〉 Vm inであるから、

(N + σ ) 一 V m i ηは常に正であり、この値が小さいほど重複部分が少ないから、信穎度が高い。

特徴量がともに信穎度（ACC) = 0で同一の場合には、 T IQRS 、 'AQSS、 SQRSの優先順位で特徵量を選択する。こ- の-場合には心電波形の測—定時に N 0 r m a 1の心電波形集団のみが出現し、 VP B の心電波形集団が出現していないから、 3 つの特徴量のいずれのヒストグラムが No r ma 1の心電波形集団と V P B の心電波形集団との分離が良いかを判断することできない。

したがつて測定された心電波形の特徴量のヒストグラ' ムらは N 0 r m a 1の心電波形と V P B の心電波形との判定を行うために、 3 つの特徵量のいずれが最適かを判新することができない。このように被検者偁人の特徵により判定に適した特徴量を選択することができなので、この場合に. は一般的な基準によリ、上記のような順に特徴量を選択する。

一般的には、 ffo rmal と VPB との判定を行う特徴量として、 T IQ S が最も適しており、 AQRS , SQUSの順でこれに次ぐ。

以上のようにして最も信穎度の高い特徴量を選択した後、ステップ 4120において、選択され採用された Q B S 特徴量の N 0 r m a 1 と V P B とを区別する閾値 TXQRS を次に述べる方法により設定する。なお、閡 m TXQRS は、選択された QRS 特徴量が AQRSの場合にほその閾値 TAQRS 、選択された QRS 特徴量が SQRSの場合にはその閾値 TSQRS 、選択された QRS 特徴量が T IQRS の場合にはその閾値 TT I QRSを示す。

ίΜ TXQRS は第 26図に示すように、信頼度別に次のように設定する。

信頼度（ A C C ) = 4の場合には、式

TXQRS = ( 2Nmaz + Vm i n) / 2

により設定する。この場合には、 No rma lの波形集団と VPB の波形集団とが分離されているから、 No rma l の波.形集団の最大値 Mmasと VPB の波形集団の最小値 Vm i nとの間に閾値 TXQRS を設定し、後に行われる 24 時間のリアルタイム解析において VPB の波形の見落しを少なくするため、 Nma sと Vm i nとの中間よりも Nmas寄りに閾値 TXQRS を設定する。

信頼度（ACC) = 3の'場合には、式

TXQRS = N + .2 σ

により設定する。この場合には、 No rma lの波形集団と VPB の波形集団とが重複しているから、重複部分を V P B と判定して VP B の見落しをなくすため、 N + 2 σ に閾値 TXQRS を設定する。

信頼度（ACC) = 2の場合には、式

TXQRS = Ν + σ によリ設定する。この場合には、上記信頼度（ACC) = -3.の場合と同様に、重複部分を VP B と判定して VPB の見落しをなくすため、 Ν + σ に閾値 TXQRS を設定する。一 .

信穎度（ A C C ) = 1の場合には、式

TXQRS = N + er

により設定する。この場合には、 —上記の場合と同様に VPB の見落しをなくそうとすると、 Nに閾値 TXQRS を設定することになるが、これでは N 0 r m a 1の多くを V PB と判定してしまうため、上記信穎度 ( ACC) = 2の場合と同様に、 fi + σ に闥値 TXQRS を疋する。

信穎度（ ACC) = Gの場合には、式

TXQRS = N + 2 σ

によリ設定する。この場合には、 VPB の波形集団が測定されていないから' 、一般的な基準により Ν + 2 <τ に閾値 TXQBS を設定する。

これらの閾値の設定は特徴量閾値設定部 29において行われる。

以上のようなステップ 4000のプロセスにより、被検者個人の心電波形の特徴を考慮して、 Ν ₀ r m a 1 と VPB とを判定するための最適の特徵量の選択、その特.徴量の閾値の決定が行われる。

第 9 図のフ口一チャートに戻つて、ステップ 5000 において、リアルタイムアナライザ 1 をレポートジェネレータ 2 から分離し、' 長時間心電計測を行うため、被検者の身体に装着する。

ステップ 8000において、第 5 図に示すように被検者はリアルタイムアナライザ 1 を日常生活下で例えば 24時間携帯し、長時間心電計測を行う。

リアルタイムアナライザ 1 は、入力された心電波形からまず、 Q 8 S 検出部 12において Q'R S 部分を検出する。すなわち、前述のように心電波形の微分波形の絶対値が前記の学習された閾値 TQRSを越える部分があった場合に、その部分の心電波形の最大値の部分を R 頂点と認識し、この R 頂点の前後の所定の時間幅の心電波形を QRS 部分と認識する。 ' 次に波形判定部 14において、入力された心電波形の QRS 部分の特徴量を測定し、前記の学習プロセスで選択された特徴量の学習された閾値に基づいて心電波形の解析を実時間で行う。すなわち、学習により設定された特徴量の閾値を基にして正常 Nci r nia l か、異常 VPB かを判定する。

これらの解析プログラムはリアルタイムアナライザ 1 の R 0 M 106 および R A M 107 に格納されており、 CPU 105 は ROM 106 および RAM 107 からこの解析プ . ログラムを読み出して上記の解析を行う。解析により不整脈 VPB と判定された QRS 部分については、 CPU 105 は例えばその異常被形判定およびこの波形の検出時刻を BAM 107 に記億する。

このようにして、 24睁間にわたつて入力された心電波形を実時間で解析し、正常か異常かの判断を行うとともに、異常と判断した部分については後に医節が確認できるように、その波形を記憶十る。 _

リァルタ.ィムアナライザ 1 はまた、 ROM 106 および R A M 107 に格鈉.された痹析プ σ グラムに従い、被検者の心拍数の時間的な変化を測定し、そのデータ . を R A Μ - 107 に記億する。

24時間の長時心電計測および実時間解析等が終了した後、ステップ 7000において、被検者ほリァルタイ 4 アナライザ 1 を身体から外す。この時、心電用電極 101 も被検者の身体力ら'外す。そしてリアルタイムアナライザ 1 をレポートジェネレータ 2 と接続する。 - ステップ 8000では、レポートジェネレータ 2 はリアルタイムアナライザ 1 からデータを受け取り、解折結果のレポートを作成する。 '

解折結果のレポートは例えば、第 27a 図に示すような心拍数の時間的な変化、第 27 b 図に示すような異常波形 VPB の出現した時刻、第 27c 図に示すような正常波形 N 0 r m a Γの！？ - R 隔のヒストグラム、第 27 d 図示すような異常波形 VPB の R-R 間隔のヒストグラム、第 27 e 図に示すような異常波形そのものの他、図示しなレ、が、 R-R 間隔のトレンドグラフ、異常波形 VPB の出現頻度、 ST トレンドグラフ等が有である。

これらのレポートはレポートジェネレータ 2 のマイク口コンピュータユニット 204 で作成され、ディスプレイュニッ _ ト 205 に表示される。

ステップ 9000では、レボートジヱネレ一タ 2 で作成されたレポート内容をディスプレイュニッ卜 205 に映し、これを検査者、例えば医師が見て、診靳を行い、次の必要な処置を決定する。

ステップ 10000 では、必要に応じてレポート内容をマイクロコンピュータュニット 204 力らプリンタ 207 に送り、プリンタ 207 により印字記録し、ハードコビ一を得る。また、フロッピ一ディスクュニット 208 のフロッピ一ディスク 209 またはハードディスクュニット 210 に記億させ、記録を残す。

以上のようなステップにより、本実施例の装置による長時間心電計測が終了する。

本実施例によれば、 24時間の長時間心電記録を行つている時に実時間で心電波形を解析しておき、その結果を出力するから、長時間計測の後の解析が容易である。すなわち、計測後に記録された磁気テープをすベて再生してこれを検査者が判定する必要がなく、実時間解折の結果異常と判定された波形のみ力記億されているので、これのみを検査者が確認して判定を行えばよい。

しかも、長時間計測.を行う前に被検者の心電波形を所定の量、計測、解析し、この解析結果を検査者が掺正することによって、被検者の個人的 'な心電波形の特徴を学習し、これによリ、リアルタイムアナラィザに記億ざれる心電波形の判定基準を惨正してから長時間計測を行うから、長時間計測において、被検者の偁人的特徵に基づく誤判定が少なくなる。したがって、異常波形の見逃しや 5常波形を異常として記億することが少なくなリ、実時間解析の結果 'の信穎性が向上.する。

なお、上記実施例において.は、ステップ 4010において 4つの閾ィ直 TQRS、 T A Q S 、 TSQRS 、 T T I Q R Sとして一般的なものを設定し、ステップ 4020において所 - 定時間の計測を行い、ス.テツプ 4030において Q R S の検出、不螯脈の判定を行った後、ステップ 4040においてその結果をディスプレイュニット 205 に表示し、ステップ 4050において検査者が判定を修正しているが、 4つへの舅値 TQRS、 T AQ S 、 TSQRS 、 T T I QRS をあらかじめ設定せずに所定時間の計測を行つて波形をディスプレイユニット 205 に表示し、検査者が判定した結果に基づぃて初めて 4つの閾値 TQRS、卜 I9 OMS/88 卜

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s «職， ¾ d 1 , ? ς o. 。次にこの実施例の装置の動作を説明する。

第 9 図のステップ 1000〜 10000 に示す動作ほ、前記の特徵量による解析を行う装置の場合と同様であるから説明を省略する。第 1 1図のフローチャートにょリ学習プ α セスについて説明する。

まず、ステップ 4015において、心電波形の解析を行うために、 3 つの閾値、 TCR 、 TN、 TQRSをリアルタイムアナライザ 1 の RAM 107 に設定—する。 TQRSは前述のよラに QBS 部分を検出するための閡値である。ここで、 T N、 T Q R Sの意味を明らかにするため、相 M法につレゝて説明する。

相関法はテンプレートマッチング法ともよばれ、心電波形の QRS 部分についてひな形となる波形であるテンプレート（鍀型）をあらかじめ所定の数作成しておき、 '検出レた心電波形の QBS 部分を各テンプレートと比較し、その類似性を相関係数によって評価し、どのテンプレートと相関があるか、またはいずれのテンプレートとも相 51がないかを判断する。複数のテンプレートはあらかじめそれぞれ正常波形か異常波形（不整脈）かが判断されているから、相閬のあった〔マッチした）テンブレートが正常か異常かによ、各 QRS 部分が正常か異常かを判新するものである。

栢 W係数は次の式で定義される。 CORR i = ― ( 1 )

ノ！^ jpP (ズ) これは i 番目のテンプレ一ト T i ( s ) に対する QRS 波形 F ( 2 )の相関値である。 X ' はマッチのボイントであり、 D はテンプレート -の幅である。 CORR i は 0 ≤ CORR i ≤ 1の範囲の値となり、 CORR i の値が .1 に近いほど Q R S 波形 F ( s )ほテンプレート T i ( s ) に類似性があり、相関があるとされる。通常は前述の QRS 部の R 頂点をマッチポィントとし、この点を中心に前後に一定の幅 D を切り' 出して上記 CORR i を求める。

例えば第 28図に示す入力信号の各 Q8S 部分は、同図に示すようにそれぞれテンプレート T i ( s ) の i = l 〜 3 と相関があるとされる。

前記の相関係数 CORR i はべクトルを用いて次のように表すこともできる。

CORR i = T i . F / |T i| If I (²)

ここでべクトルの次数はテンプレー卜幅に相当する。この式からわかるように、相関係数は、 2 つの波形べクトルの内積をそれらのノルムで正規ィ匕したものである。

マッチの判定、すなわちそのテンプレートと相関力 S あか否かの判定は、 CORR i が一定の閾値 T C 1? 以上である- か否かにより行う。

すな—わち、 CORR i > TCR

がマツチの判定条件として挙げられる。

この式において、 T C R のを大きくすると分離度が向上し、 No rna 1 と VPB の波形がかなり類似する場合にも分離できるが、 No rma 1に対し、レ、くつもの微妙に異なるテンプレートを生成し、多数のテンプレ一トを用意しなけれ-ばな β ない。したがって、マツチの判定すなわち相 Mがあるか否かの判定のためのマッチ試行の回数が增ぇ、実時間解折を行う場合に解折処理が時間的に追いつかなくなる恐れがあ 'る。また、あらかじめ用意されたテンプレートと相 51のなレ、波形が多く現れることになるから、正常、異常の判定が十分にできない。さらに、多数のテンプレートを記億するため、メモリに大きなテンプレ一ト領域を必要とする。

したがって閾値 TGR は、 if 0 rma 1波形と VPB 波形を区別できる範囲で最も小さい値とする必要がある。また、全てのテンプレートについて C q i? R i を求め、 C0RR Ϊ 値が最大のテンプレ一トと相関があると判定することも考えられる。またもしマッチするテンプレートが存在しない場合にほその入力波形をあらたなテンプレートとして登録する必要がある。次にテンプレートとの相関を判定する他の要素であるノルムの差の割合 DN0RM について説明する。

前記の式（ 1 ) または（ 2 ) により入力波形とテンプレートとの波形の相関の判定を行おうとすると、第 29図に示すように見かけ上明ら力に異なる QRS 波形とテンプレートとがマッチしてしまうことがある。これは、波形の振幅方向（高さ方向）に拡大縮小関係にある場合には、式（ 1 ) または（ 2 ) によっては分離できない力らである。すなわち、 F = a . T i ( ただし a はスカラ量であり、 a〉 0 ) の場合には式（ 2 ) により CORR i = 1 となる力、ら分離できない。

そこでこのようなパターンの分離を確実に行うためにノルムの大きさの比較を行う必要力 S ある。ノルムの差の割合 DN0RM は次のように定義される。

D ORM = ABS ( |FI - |?i ) / iTl

この式力、らわかるように、ノルムの差の割合 DN0RM は、入力波形 F のべクトルの絶対値とテンプレート T のベクトルの絶対値の差の絶対値を、テンプレート T のべクトルの絶対値で割ることにより求められる。この式により求められる DN0RM の値が小さいほど入力波形とテンプレートの相関がある。したがって、マッチ判定の条件としては、式 DNORM < TN

が挙げられる。すなわち、が謌値より小さ - い場合に相関があるとするのである。 ' このようなノルムの差の割合 D N 0 R M を用いた判定を、前記の分離度 CORR i を用いた判定に加え、いずれによっても相関があると判定された場合に相関があると判新するこ，とがパターンの分離のために好ましい。

このように分離度 GOSR i およびノルムの差の割合 DN0RM の両方を用いて相関を判定する場合の式を 1 一つにまとめると次の式で表せる。

CORRi

この式でほ末来の相関係数 C 0 RR i にノルム一致率を乗じている。

また、テンプレートの無意味な増加の原因としてドリフト（基線変動）があるすなわち、坷じ形の

Q I? S 波形であつても、ドリフト量に応じて複数のテンプレートが生成される。これを防ぐためには、ゼロレべルをテンブレート領域の最小値に合わせればよい。

第 11図に戻って、テツプ 4015では以上説明したようなテンプレートの一般的なもの、閾値 TC& 、 TN、 TQRSをリアルタイムアナライザ 1 の RAM 107 に初期設定する。閾値 TCR は例えば 0.90〜 0. 95に、また、閎値 T Nは例えば 0. 1〜 0. 3に設定すればよい。次にステップ 4 Q 25において被検者の心電波形を所定の時間例えば 1〜 3分好ましくは 5分位、測定する。

次に特徴量によ解析の動作の場合と同様に、ステツプ 4035において、 R 頂点の検出を閾値 T Q R Sにより行い、ステツプ 4045において計測された心電波形と検出された R 頂点の指示を重複させてディスプレィュニット 205 に表示させる。

次にステップ 4055において、検査者がディスプレィュニット 205 に表示された心電波形および R 頂点の表示を見て、 B 頂点の判定が正しく行われているか否かを確認し、誤判定があればこれを修正す-る。ステップ 4085では検査者によつて修正された R 頂点により、 QRS 閾値設定部 25において閾値 TQRSを條正し、 QRS 閾値記憶部 13に記億させる。 .

次にステップ 4075において、検査者がディスプレィュニット 205 に表示された心電波形について正常または異常の判定を行い、操作入力部 23から入力する。ステップ 4085においては、判定された各波形からテンプレートをテンプレート設定部 29a において - 作成し、テンプレ一ト記憶部 15 a にすでに記憶されているテンプレ一トに加えて記億する。また、判定ざれた各波形からテンプレートマッチングにおいてマッチングを判定する相関係数の閾値 TC R 、 T Nを相 M係数設定部 29 b において修正し、相関係数記憶部 15 b に記憶させる。 '

その後、第 a のステップ 5000〜 1 00D 0 が、前記の特徵量の場合と同様に.行われる。

すなわち、検査者の判定に基づいて被検者の個人的な特徵を学習し、長時間計測における実時間解析においては、被検者の個人的な特徴に基づいて修正された閾値 T Q S Sにより Q B S 部分を検出するとともに、被検 ¾ の個人的な特徴に基づいて作成されたテンプレートを用い、修正された閾値 T C R 、 Τ Νによリテンプレートマッチングを行ラ。

したがって、本実施例においても、 24唪間の長時間心電記録を行っている時に実時間で心電波形を解析し、その結果を出力するから、長時間計測の後の診新が容易である。すなわち、計測後に記録された磁気テープをすベて再生してこれを検査者が判定する必要がなく、実時間解折の結果異常と判定された波形のみが記億されているので、これのみを検査者が確認して判定を行えばよい。

しかも、長時間計測を行う前に被検者の心電波形を所定の量、計測して検查者が判定し、被検者の個人的な心電波形の特徴を学習し、これにより、リアルタイムアナライザに記憶されるテンプレートを作成するとともに相関係数の閾値を修正し、修正されたテンプレートおよび閾値を用いて長時間計測を行うから、長時間計測において、被検者の個人的特徴に基づく誤判定が少なくなる。したがって、異常波形の見逃し-や正常波形を異常として記憶することが少なくなり、実時間解析の結果の信頼性が向上する。

なお、' 上記実施例においては、ステップ 4015においてテンプ，レート、閾値 TQRSおよび 2つの相関係数の閾値 TCR 、 TNとして一般的なものを設定し、ステツプ 4025において所定時間の計測を行い、ステツプ 4035において Q β S の検出を行った後、ステップ 4045においてその結果をディスプレイュニッ卜 205 に表示し、ステップ 4055において検査者が判定した後、テンプレートの作成および閾値 TCR 、 TN、 TQRS の修正を行っている力 S 、テンプレートおよび .閾値 TCR 、 TN、 TQRSをあら力、じめ設定せずに所定時間の計測を行って波形をディスプレイュニッ卜 205 に表示し、検査者が判定した結果に基づいて初めてテンプレートおよび閾値 TCR 、 TN、 TQRSを設定するようにしてもよい。また、閡値 TCR 、 TN、 TQRSについては、あらカじめ設定した値を検査者の判定により修正し、テンプレートについては検査者の判定後の波形により新たに作成するように' てもよい。

さらに、長時間にわたる心電計測においては正常の QRS 部の波形も時間とともに変化するので、これに応じてテンプレ一トの更新を行うことが望ましい。

テンプレートの更新は、例えば次の式により行ラ。■ —

Ti n = ( 1 - IJR) Τ ΐ 0 + UR F

ただし、 T i n は更新後の f しいテンプレ一ト、 T i 0 は更新前の古いテンプレート、は更新の割合 (更新率）である。更新率は例えば 0. 1位に設定すればよい。

なお、以上の実施例では心電誘導が 1チャンネルの場合について説明したが、誘導数が 2 c h、 3 ch … と増加した場合にも同様な考え方により実施することができる。 ch数が增加した場合には、各 chごとに前記実施例において行った方法を用いて、 QSS 特徴量の信頼度測定による選択を行えばよい。

産業上の利用可能性 *

¾ 発明.によれば、長睁間生体信号計測を行う前に被検者の生体信号を所定の量、計測し、これを検査者が検査、判定することによって、被検者の個人的な生体信号の特徴を学習し、これにより、長時間計測の判定基準を設定してから長時間計測を行うから、長時間計測において、被検者の個人的特徴に基づく誤判定が少なくなる。した力 S つて、異常信号の見逃しや正常信号を異常として記憶することが少なくなり、実時間解析の結果の信頼性が向上する。

なお、太発明は長時間生体信号を計測、収集し、解析する場合に適用可能であり、心電図に限らず、血圧波形、脍波形等にも適用可能である。

Claims

求の範囲

1 . 所定の時間にわたつて被検者の生体信号を計測する生 '体信号計測装置であって、該装置は、

前記所定の睁間にわたって被検者の生体信号を計測するとともに解析して記億し、計測および解析された結果を出力す-る計測手段（1 ) と、 .

該'計測手段（ 1 ) によリ .出方ざれたデータを表示する表示手段と、

生体信号解析用デ ― を前記計測手段 U ) へ入力する入力手段（2 ) とを有し、

該入力手段（ 2 ) によ、計測ざれる生体に特有の生体信号解用デ - - タをあらかじめ前記計測手段 ( 1 ) へ入力することによリ、前記計測'手段（ 1 ) が被検者の生体信号の特徵を学習しうるよう構成したことを特徴とする生体信号計…測装置。

2 . 所定の時間にわたつて被検者の生体信号を計測し、該計測ざれたデ — タを表示する生体信号計測装置であって該装置は、

前記所定の時間にわたつて、被検者の生体信号を計測するとともに解 '折して記憶し、計測および解析ざれた結果を出力する計測手段（ 1 ) と、

該計測手段ズ 1 ) と接続可能に構成され、計測される生体に特有の生体信号解折用データをあらかじめ。葛臻 PS I ^ & ^ 凝铼 ^ ^ つ (ΐ) ¾ ΐ腿 Ι 3Ι ϋ ¾ ^ 3Ι ¾ 一 ¾ 疆 ^ ^ 、つ ^ ^ (S OS ) ® * 筌 31

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4 . 請求の範囲第 3 項記载の装置にぉぃて、前記生体信号が心電信号であることを特徵とする生体信号計測装置。

5 . 請まの範囲第 4 項記載の装置において、前記計測手段（ 1 ) は、特徵量によリ前記生体唇号を判定するものであり、

前記入力手段〔2 ) は、前記学習用計測において前記計測'手段（ 1 ) にょリ計測され、検査者によ ϋ 判定された正常および異常の生体信号の各種特徵量を測定し、

該特徴量ごとに正常および異常のヒスグラムを作成し、

' 該ヒストグラムにお .ける正常と異常の分離度をそれぞれ測定し、

該分離度の最も高い前記特徴量を生体信号の判定用に選択し、

該特徴量の閾値を該特徴量の.分離度に従つて決定し、

該特徴量の闘値を前記計測手段 U ) へ入力することを特徴とする生体信号計測装置。

6 . 請求の範囲第 5 記載の装置において、前記特徵量は Q B S 部分の面積、ピーク値お'よび面積をピーク値で割った値であることを特截とする生体信号計測装.置。

7 . 請求の範囲第 4 項記載の装置において、前記計測手段（ 1 ) は、テンプレートマッチング法により前記生体信号を判定するものであり、

前記入力手段（ 2 ) は、前記学習用計測において前記計測手段（ 1 ) により計測され、検査者により判定された正常および異常の生体信号からテンプレー卜マッチングに用いるテンプレー卜を作成するとともに、該生体信号に基づきテンプレートマッチングを判定するための相関係数の閾値を設定し、

該テンプレートおよび相関係数の閾値を前記計測手段（ 1 ) へ入力することを特徵とする生体信号計測装置。

8 . 請求の範囲第 7 項記載の装置において、前記相関係数 CORR i は、 QRS 波形"？およびテンプレート ϊί により式 CORR i = i i · "？ / ίϊ! | |で表され、

前記計測手段（ 1 ) は、前記 Q R S 波形 F が前記テンプレート T i と相関があると判定するための条件として、前記相関係数 CORR i と該相関係数の閾値 TCR との間に、 C 0 R 3? i > TCR

の関係が成立することを用いることを特徴とする生体信号計測装置。

9 . 請求の範囲第 8 項記載の装置において、前記計' ' 測手段（ 1 ) は、前記 QRS 波形が前記テンプレー卜 T i と相関力 S あると判定するための条件として、さらに、式

DNORM = ABS ( | l - l"fl ) / l?i により求めたノルムの差の割合 DN0RM と該ノルムの差の割合の閡値 TNとの間に、く TN

の関係が成立することを用いることを特徵とする生体信号計測装置。

10. 請求の範囲第 7 項記載の装置において、前記計測手段（ 1 ) は、前記テンプ ' レ一トマツチングに用いるテンプレートとして、古いテンプレート T i 0 、 Q S 波 F およびテンプレー卜の更新率.び ΙΠこより、式

T in = ( 1 - UR) T i 0 + UR · F

で求められる更新されたテンプレート T in を用いることを特徴とする生体信号計測装置。

11. 請求の範囲第 6 項記载の装置において、前記計測手段 α ) は、入力される心電信号の微分信号の絶対値が所定の閾値を越えている場合に QRS 部分を検出することを特徴とする生体信号計測装置。

12. 所定の時にわたって被検者の生体信号を計測および解折し、解折されたデータを出力する生体信号計測装置において、

あらかじめ生体信号解析用デ一タを入力することによ.リ、被検者の生体信号の特徴を学習させることを特徴とする生体号計測装置。 13 - 請求の範囲第 12項記載の装置において、前記生体信号計測装置は、所定の時間にわたって被検者の生体信号を計測する計測手段（ 12 ) と、該計測手段

( 12 ) により計測した生侓信号を解析する解析手段 ( 14 ) と、

該解析手段（ 14 ) による解析の結果を記憶する記億手段（ 18 ) と、

前記計測および解析の終了後に前記記億手段（ 18 ) に記憶されたデ一タを出力する出力手段（ 17) とを有し、前記計測を行う前に前記計測手段（ 12 )により計測された被検者の生体信号を前記出力手段（ 17)から出力し、該生体信号に対する検査者の判定に基づいて設定された被検者の生体信号の特徴を含む生体信. 号解析用データをあらかじめ記憶させておくこ.とを特徴とする生体信号計測装置。

14. 請求の範囲第 13項記載の装置において、前記計測を行ラ前に、前記解析手段（ 14)に前記生体信号解析用データの初期値をあらかじめ入力しておき、前記計測手段（ 12 )により学習用計測として所定の時間前記生体信号を計測するとともに前記解析手段（ 14 ) により該生体信号を解析して正常、異常の判定を行い、該判定の結果を前記出力手段（ 17 ) により出力し、出力された生体信号に対する検査者の判定に基づく前記生体信号解析用データの修正値を前記解析手段（ 14 )へ入力するとを特徴.とする生体信号計測

15， am 求の範囲 14項記載の装置において、前記生体信号が心電信号であることを特徴とする生体信号計測装置。

16. SB 求の範囲第 15項記載の装置において、前記解析手段 ( 14 )は、特徵量にょリ前記生体信号を判定するものであり、

該判定に用いられる特徴量は、前記学習用計測において前記計測手段（ 12)により計測され、検査者により判定された正常および異常の生体信号の各種特徴量 ¾ 測定レ、

該特徵量ごとに正常および異常の生体信号のヒストグラムを作成し

該ヒストグラムにおける正常と異常の分離度をそれぞれ測定し、

該特徵量の閾値'を該特徴量の分 '離度に従つて決定し、

該特徴量の閡値を前記解析手段（ 14)へ入力することを特徴とする生体信号計測装置。

17. 請求の範囲第 18項記載の装置において、前記特徵量は QRS 部分の面積、ピーク値および面積をピーク値で割った値であることを特徴とする生体信号計測装置。

18. 請求の範囲第 15項記載の装置において、前記解析手段（ 14 )は、テンプレートマッチング法により前記生体信号を判定するものであり、

― 前記学習用計測において前記計測手段（ 12 )により計測され、検査者により判定された正常および異常の生体信号カゝらテンプレートマッチングに用いるテンプ .レートを作成するとともに、該生体信号に基づきテンプレートマッチングを判定するための相関係数の閾値を設定し、

該テンプレートおよび相関係数の閾値を前記解析手段へ入力することを特徴とする生'体信. 号計測装置。

19. 請求の範囲第 18項記載の装置において、前記相関係数 CORR i は、 QRS 波形 F およびテンプレート ϊί により式 CORR i = Ϊ i · / |T il lFl

で表され、

前記解析手段（ )は、前記 QRS 波形 F が前記テンプレート T i と相関があると判定するための条件として、前記相関係数 CORS i と該相関係数の閎値 TCR との間に、 C 01? R i > TCR

20. 請求の範囲第 19項記載の装置において、前記解折手段（ 14 )は、前記 Q B S 波形 F が前記テンプレート ϊίと相関があると判定するための条件として、さらに、式

5 DN0RM = ABS ( |F| - iTl ) / |Tl により求めたノルムの差の割合 D NORM と該ノルムの差の割合の閨値 TNとの間に D 0RM < TN

の関係が成立することを用ることを特徵とする生体信号計測装置。

0 21. 請求の範囲第 I S項記載の装置において、前記解 - 析手段（ )は、前記テンプレートマッチングに用い .るテンプレートとして、古いテンプレート T i o 、

QRS 波形 F およびテンプレートの更新率 ϋ Bにより、式

5 Τ ί π = ( 1 - UR ) Τ I 0 + UR · F

で求められる更新されたテンプレート T i n を用いることを特徼とする生体信号計測装置。

22. 請求の範囲第 17項記載の装置において、前記解析手段 U 4)は、入力される心電信号.の微分信号の絶0 対値が所定の閾値を越えている場合に QSS 部分を検することを特徴とする生体信号計測装置。