JPH01198532A

JPH01198532A - 心電図ｐ波認識及び応用装置

Info

Publication number: JPH01198532A
Application number: JP63024792A
Authority: JP
Inventors: Seigou Fukunami; 福並　正剛; Yoshinao Nakabashi; 中橋　義尚; Hiroshi Osawa; 大沢　寛; Akihito Hidaka; 昭仁日高; Yoshinari Chiba; 千葉　嘉成; Mutsuo Kaneko; 睦雄金子; Yumi Nishimura; 西村　由美
Original assignee: Fukuda Denshi Co Ltd
Current assignee: Fukuda Denshi Co Ltd
Priority date: 1988-02-03
Filing date: 1988-02-03
Publication date: 1989-08-10
Also published as: JPH0545257B2

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】〔産業上の利用分野〕本発明は、体表面から得られる心電図信号を増幅し自動
的に認識する装置に係り、特にＰ波を自動認識して体表
面心電図信号の内、Ｐ波に関する自動解析精度の向上を
図ると共に、この自動認識されたＰ波を同期信号として
アバレージ法を実行することによりヒス束波をも検出可
能にし、体表面ヒス束心電図の質的向上を図るようにし
た心電図Ｐ波認識応用装置に関する。

〔従来の技術〕

（１）　　発明の背景心電図処理装置には、体表面心電図用のものと７　　　
　　　体表面ヒス東心電図用とがある。

このうち、前者は、患者の体表面から得られる心電図信
号を自動的に認識する装置で患者の心臓の状態を自動解
析するのに用いられる。

体表面から得られた心電図は、第９図（Ａ）に示すよう
に、Ｐ波とＱＲ３群とＴ波とから構成され、縦軸は心臓
の電気的興奮の強さを、横軸は電気的刺激が心臓の中を
進む時間を、それぞれ表わしている。

上記Ｐ波は、第１０図に示す心臓の刺激伝導系で説明す
れば、洞結節２０５から開始する電気的刺激（興奮過程
）が右心房２０１と左心房２０２に広がり房室結節２０
６に集まって来るまでの状態、即ち心房の興奮過程を意
味している。

ＱＲ３群は、心室中隔２０８と左右心室筋２０９．２１
０の興奮過程、換言すれば上記房室結節２０６を通った
電気的刺激がヒス束２０７を経由して右心室・２０３と
左心室２０４に広がって行く状態、即ち心室の興奮過程
を意味する。

更に、第９図（Ａ）においてＴ波は、上記心室の興奮過
程が終了した後の電気的な回復過程を意味する。

また、Ｔ波の後は、心臓は、静止状態に入り、直線状の
基線Ｂ（第９図）が描かれる。

このうちＰ波は、心臓の最初の興奮過程を示すものであ
るから、体表面心電図（第９図（Ａ））を見てこのＰ波
とその後のＱＲ３群とＴ波がどのような間隔で発生した
かを観察すれば、心臓の疾患状態がわかる。

従って、自動解析を行う場合には、先ずこのＰ波を自動
的に認識できるということが不可欠となる。

一方、後者は、上述した体表面心電図（第９図（Ａ））
中のヒス束波Ｈ（第９図（Ｂ））を検出する装置である
。

この後者の装置は、前者の装置に基づき自動解析した結
果、心臓に重大な疾患があり、特にヒス束波Ｈ＠確認す
る必要がある場合に、使用される。

例えば、体表面心電図を自動解析した結果、ＰＲ間隔（
第９図（Ａ））即ち心房内の興奮過程と房室結節２０６
（第１０図）内の伝導時間とヒス束２０７から心室中隔
上部２１１までの伝導時間が異常に長く、不整脈と判断
され、その原因を知りたい場合がある。

その場合には、体表面ヒス東心電図（第９図（Ｂ））の
ヒス束波Ｈの出方をよく観察すれば、電気的興奮がヒス
束２０７（第１θ図）の前（■のＸ印）か後（■の×印
）で途絶えたかがわかる。従ってこの不整脈は、刺激伝
導系のどこの異常が原因であるかが明確にわかり、それ
に伴って治療の仕方もわかる。

ところが、このヒス束波Ｈは、体表面心電図（第９図（
Ａ））の中でも電位が低いＰ波より更に低い微小電位で
しか発生しない（第９図（Ｂ））、この為、・前者の心
電図自動解析装置では、その増幅感度が低い為に、ヒス
束波Ｈは、記録されない場合が多い。また、単に増幅度
を上げても、ノイズ等も一緒に増幅されてしまうため、
１心周期ｔ（第９図（Ｂ））内のヒス束波Ｈのみを直接
に取り出ことはむずかしい。

従って、ヒス束波、Ｈを検出するには、その直前に現わ
れるＰ波を同期信号として複数の心周期ごとのヒス束波
Ｈの加算平均をとってノイズだけを除去するいわゆるア
バレージ法を利用した体表面ヒス東心電図用の処理装置
が有効となる。

（２）従来例従来の体表面心電図のＰ波認識装置は、第１１図（Ａ）
に示すように、心電図増幅部１０１とＰ波認識部１０３
とで構成されている。

体表面から得られる心電図信号Ｅ１は、心電図増幅部１
０１で約１０００倍に増幅され、増幅心電図信号Ｅ２が
出力される。

この増幅心電図信号Ｅ２は、Ｐ波を自動認識す。

るためにＰ波認識部１０３に入力される。

Ｐ波認識部１０３で自動認識されたＰ波Ｅ４は自動解析
部（図示省略）へ送られ体表面心電図を自動解析するた
めに利用される。

一方、従来の体表面ヒス東心電図用の処理装置には、Ｒ
被同期アバレージ法によるもがある。

−Ｇに、アバレージ法は、〔産業上の利用分野〕の欄や
〔従来の技術〕の（１）発明の背景の欄で概説されてい
るように、心電図信号（第１１図）のうちでも最も活動
電位が低いヒス束波Ｈを検出する一手段である。

このアバレージ法の原理は、各心周期ごとに現れる同期
信号であるヒス束波とその周囲に発生する非同期性ノイ
ズを心周期に同期して加算平均をとれば、ヒス束波は変
化しないので残るがノイズは変化するので小さくなると
いう事実に基づく。

つまり、ノイズを除いてヒス束波だけを検出することが
、アバレージ法の目的である。

上記加算平均の回数をいくつにしたらよいかの一般的な
基準はないが、ヒス束波をｎ個加算平均するとそのＳＮ
比は、ヒス束波１個のＳＮ比の５分の１になることはよ
く知られているので、−般には、加算平均の回数を多く
するほど、ノイズが減少し信号であるヒス束波だけを容
易に検出できることは、確かである。

従来は、上記アバレージ法を実行するに際し、Ｒ波（第
９図（Ａ））を同期信号としていた。

これは、Ｒ波が心電図信号（第９図（Ａ））の中で最も
活動電位が高いため同期信号として検出し易く、かつ正
常な心臓では、上記同期信号たるＲ波と加算平均をとる
べきヒス束波Ｈ（第９図（Ｂ））の直前に現れるＰ波と
の間隔であるＰＲ間隔が一定であるためヒス束波が常に
同じ時間的位置に発生しく第１２図（Ａ）（１）　）　
、上述したアバレージ法の目的を達成し易いからである
。

しかし、異常な心臓の場合、例えば不整脈等心臓に疾患
がある場合、ＰＲ間隔が異常に長くなったり（第１２図
（Ａ）（２’）　）　、反対に短くなったり（第１２図
（Ａ）（ｎ））することがある。

このような場合、ヒス束波Ｈの時間的位置がＲ波に対し
て不定となり、アバレージ法の実行過程において、ヒス
束波Ｈの時間的位置がずれて、ヒス束波だけを残しノイ
ズを除くというアバレージ法の目的は達成できないとい
う問題点がある（第１２図（Ａ）（ｎ　＋１　）　）。

この問題点を解決するために提案されたのがＰ被同期ア
バレージ法である。

このＰ同期アバレージ法は、Ｐ波を同期信号としてその
直後に現れるヒス束波Ｈの加算平均をとる手法であり、
上述したようにそれまで行われていたＲ被同期アバレー
ジ法では不整脈が原因でＰＲ間隔が変わりヒス束波Ｈの
時間的位置がＲ波に対、して不定となりアバレージ法の
目的が達成されないことから、提案されたものである。

即ち、Ｒ被同期アバレージ法ではヒス束波とＲ波の間隔
が変わる不整脈の場合アバレージ法の目的は達成できな
いが、Ｐ被同期アバレージ法によればヒス束波とＲ波の
時間的位置関係が変化する疾患ではアバレージ法の目的
も達成され得るとの着想に基づく。

このようなＰ被同期アバレージ法による体表面ヒス東心
電図検出装置は、第１２図（Ｂ）に示すように、心電図
増幅部１０１とＰ波認識部１０３の他にヒス束波専用増
幅部１０４とヒス束波検出部１０５とから構成されてい
る。

体表面から得られる心電図信号Ｅ１は、その中に含まれ
る最も活動電位が低いヒス束波を取り出すために、ヒス
束波専用増幅部１０４に入力後増幅され、増幅ヒス束波
Ｅ５が出力される。

ヒス束波検出部１０５には、上述したＰ波認識部１０３
から自動認識されたＰ波Ｅ４が入力されると共に上記増
幅ヒス束波Ｅ５が入力される。

ヒス束波検出部１０５は、増幅ヒス束波Ｅ５を複数の、
例えばｎ心周期ごとに入力し、（第１２図（Ｃ））、ヒ
ス束波の前後に発生したノイズを除去するためにこれら
の加算平均を、上記Ｐ波Ｅ４を同期信号として、とるこ
とによりアバレージ法でヒス束波Ｅ６を検出している（
第１２図（ｎ＋１））。

〔発明が解決しようとする問題点〕

上記体表面心電図用自動解析装置の従来例に示す構成に
よれば（第１１図（Ａ））、Ｐ被認識部１０３には、増
幅心電図信号Ｅ２が入力されている。

しかし、従来の心電図信号増幅部１０１は、特別にＰ波
を強調して増幅するものでな（、心電図全体を増幅する
ものである。このため、Ｐ被認識部１０３に入力する増
幅心電図信号Ｅ２（第１１図（Ｂ））の中に含まれるＰ
波Ｅ４は、図示するように、電圧が低（かつ動揺する基
線やノイズが入り混じっている。

従って°、Ｐ被認識部１０３は、他のＱＲ３群やＴ波に
比べてＰ波を自動認識できない場合がある。

この場合、従来例では（第１１図（Ａ））、Ｐ波に関係
した部分の計測が満足にできず、自動解析の精度が低下
し結局は心臓疾患の発見に役立つ正確な資料を提供でき
ないという問題点を有している。

一方、体表面ヒス東心電図用処理装置の従来例（第１２
図（Ｂ））に示す構成によればヒス束波検出部１０５に
は、Ｐ被認識部１０３により認識されたＰ波Ｅ４が入力
されるようになっている。

これは、ヒス束波認識部１０５が行うアバレージ法の同
期信号として、Ｐ波Ｅ４を使用するためである。

しかし、体表面心電図用の自動認識装置の従来例（第１
１図）で説明したように、同期信号となるべきＰＲＥ４
自身が自動認識されない場合がある（第１１図（Ｂ））
。

このような場合、第１２図（Ｃ）（２）や（ｎ）に示す
ように、同期信号であるＰ波Ｅ４を共通の時間基準軸Ｔ
Ｒに合わせることはできない。

従って、たとえＰＨ間隔はすべての心周期にっいて不変
でも（第１２図（Ｃ）（１）　〜（ｎ））、Ｐ波Ｅ４の
直後に現われるヒス束波Ｅ５の時間的位置は不定となり
（第１２図（Ｃ）（２）や（ｎ））、自動認識されたＰ
波Ｅ４（第１２図（Ｃ）（１）　）と同じ心周期のヒス
束波Ｅ５（第１２図（Ｃ）（１））と比べて、その時間
的位置がずれてしまう（第１２７　　　　　　　　図　
　（Ｃ）（２）　　や　（ｎ）　）。

このため、上述したＲ波同期アベレージ法の場合と同様
に、ヒス束波を残したままノイズを除くというアバレー
ジ法の目的を達成できない（第１２図（Ｃ）（ｎ　＋　
１　）　）。

このため、ヒス束波検出部１０５は、ヒス束波を正確に
は認識できず、体表面ヒス東心電図の質が低下する。

つまり、体表面ヒス束心電図用の処理装置の従来例（第
１２図（Ａ））も、心臓疾患の発見に役立つ正確な資料
を提供できないＬいう問題点を有する。

（問題点を解決するための手段〕この発明は、上記従来技術に内包される心臓疾患の発見
に役立つ正確な資料を提供できないという問題点に鑑み
、第１にはＰ波専用増幅部を設けてＰ波認識部に強調さ
れたＰ波を入力することによりＰ波自動認識を祈能にし
てＰ波に関する自動解析精度の向上を図ると共に第２に
はこの自動認識されたＰ波を同期信号としてＰ波同期ア
ベレージ法を実行しヒス束波の検出を可能にして体表面
ヒス束心電図の質的向上を図り、もって、上記問題点を
解決せんとするものである。

〔作　　用〕

故に、第１図に示す第１発明の構成における作用は、体
表面から得られる心電図信号Ｓｌを分岐させて一方は心
電図増幅部ｌに、他方はＰ波専用増幅部２に、それぞれ
入力させて増幅心電図信号波Ｓ２と増幅Ｐ波Ｓ３を発生
させ、Ｐ波認識部３は、先ず増幅心電図信号Ｓ２と増幅
Ｐ波Ｓ３の両方を用いて検出すべきＳ３の閾値ＴＨを設
定し、次に設定した閾値ＴＨを用いて振幅が大でより急
峻な増幅Ｐ波Ｓ３を検出し、それによりＰ波Ｓ４の自動
認識を可能にする。

また、第２図に示す第２発明の構成における作用は、ヒ
ス束波認識部５に、上記第１発明により自動認識された
Ｐ波Ｓ４とヒス束波専用増幅部４を介して得られた増幅
ヒス束波Ｓ５とを入力し、ヒス束波認識部５が、先ず自
動認識されたＰ波Ｓ４を同期信号として時間基準軸ＴＨ
に合わせ（第２図（Ｂ））、次にノイズを除去するため
に各心周期のヒス束波Ｓ５の加算平均をとってアバレー
ジ法を実行することによりヒス束波Ｓ６を検出する。

〔実施例］（１）第１発明以下、第１発明の構成と動作を、実施例により添付図面
を参照して、説明する。

■構　成第３図は、第１発明の実施例を示す図である。

同図において、体表面に密着した電極（導子）ＬＡ、Ｒ
Ａ・・・Ｃ６と緩衝増幅部６とネットワーク７と誘導選
択器８とが順次接続され、更に誘導選択器８は、心電図
増幅部ｌとＰ波専用増幅部２に、心電図増幅部１とＰ波
専用増幅部２は、Ｐ波認識部３に、それぞれ接続されて
いる。

本実施例では、誘導選択器８により、標準１２誘導のう
ちの第２誘導、即ち左足電極ＬＦと右手電極ＲＡからと
り出された心臓の２点の活動電位が、選択されている。

従って、誘導選択器８の２つの出力端子には、この第２
誘導による心電図信号Ｓｌ（第４図）が現われており、
該出力端子は、心電図増幅部１の入力端子に接続されて
いる。

上記心電図増幅部１は、従来の心電計に使用されている
ものと同様に、プリアンプＩＡと時定数回路ＩＢとアン
プＩＣから成り、誘導選択器８から出力された第２誘導
による心電図信号Ｓ１全体を増幅し、増幅心電図信号Ｓ
２を出力する装置であり、出力端子はＰ波認識部３の入
力端子に接続されている。

Ｐ波専用増幅部２は、プリアンプ２Ａとローカットフィ
ルタ２Ｂとアンプ２Ｃとハムフィルタ２Ｄとハイカット
フィルタアンプ２Ｅから成り、誘導選択器８から出力さ
れた第２誘導による心電図信号３１を入力し、Ｐ波を強
調して取り出して増幅し、増幅Ｐ波Ｓ３（第４図（Ｃ）
）を出力する装置であり、その出力端子は、Ｐ波認識部
３のもう一方の入力端子に接続されている。

Ｐ波認識部３は、Ａ／Ｄ変換器３Ａと記憶部３ＢとＣＰ
Ｕ３Ｃから成り、増幅心電図信号Ｓ２と増幅Ｐｕ５２に
より閾値ＴＨを設定しこの設定閾値ＴＨで増幅Ｐ波Ｓ３
を検出することによりＰ波Ｓ４を認識し出力する装置で
ある。

■動　作（ｉ）電極から誘導選択器までの動作各電極から導出された心電図信号は、緩衝増幅部６とネ
ットワーク７とを経由し、誘導選択器８に入り、該誘導
選択器８によって第２誘導が選択される。

従って、上記誘導選択器８の２つの出力端子からは第２
誘導による心電図信号ＳＩが出力される。

（ｉｉ）心電図増幅部の動作上記心電図信号Ｓｌ（第４図（Ａ））は、プリアンプＩ
Ａを構成する差動アンプに入力し、その電位差が増幅さ
れてローカットフィルタｌＢに入る。

ローカットフィルタＩＢでは、低周波帯域が除かれて更
にアンプＩＣで増幅され増幅心電図信号Ｓ２（第４図（
Ｂ））が出力され、Ｐ波認識部３に入力される。

（ｉｉｉ）Ｐ波専用増幅部の動作誘導選択器８から出力された心電図信号Ｓ１（第４図（
Ａ））は、またＰ波専用増幅部２のプリアンプ２Ａを構
成する差動アンプにも入力され、該差動アンプでＬＦ−
ＲＡの２つの電位差がとられて先ず第１段の増幅が行わ
れる。

次に差動アンプで増幅された心電図信号は、ローカット
フィルタ２Ｂで低域がカットされる。即ち、ローカット
フィルタ２Ｂの遮断周波数をｆｏとすれば、ｆｏより低
い周波数の波が除かれる。

低域がカットされた心電図信号は、アンプ２Ｃで第２段
の増幅が行われ、ハムフィルタ２Ｄで電源から混入した
周波数ｆ２の波が除かれる。

ハムフィルタ２Ｄを通過した心電図信号は、最後に、ハ
イカットフィルタアンプ２Ｅにおいて、高周波のノイズ
が除去されると共に第３段目の増幅がされる。

このようにして、Ｐ波専用増幅部３では、低域と高域及
び電源のノイズがカットされ、増幅されたＰ波Ｓ３が強
調されて取り出されて出力される（第４図（Ｃ））。

このＰ波専用増幅部２は、本発明により、体表面心電図
信号Ｓ１からＰ波を強調して取り出すために設けられた
ものであるが、その周波数特性ｆ０〜ｆ、の下限ｆ０は
、Ｐ波の周波数帯域の下限よりも高い。これは、Ｐ波は
多少漏れても低周波ノイズを完全にカレトシ、出力され
る増幅Ｐ波ｓ３の波形を急峻なものとしく第５図）、Ｐ
波認識部３においてＰ波を検出し易くするためにと、こ
の第１発明と関連する発明である後述の第２発明のヒス
束波認識部５においてＰ波同期をとり易くするためであ
る。

（ｉｖ）Ｐ波認識部の動作（１）Ｐ被検出閾値の設定増幅心電図信号Ｓ２と増幅Ｐ波Ｓ３（第４図（Ｂ）（Ｃ
））はＡ／Ｄ変換器３Ａに入力されてアナログからディ
ジタルに変換され、更に一旦記憶部３Ｂに格納される。

ここで、ＣＰＵ３Ｃは、記憶部３Ｂに格納されているデ
ィジタル化された増幅心電図信号Ｓ２を人力する。これ
は、後述の増幅Ｐ波Ｓ３を検出するべく閾値ＴＨを設定
するためであり、入力時間は数秒でよい。

次に、ＣＰＵ３Ｃは、入力されたディジタル増幅心電図
信号Ｓ２のＲ波を検出する（第５図）。

このとき、Ｐ波が存在しないことがわかっている心室性
期外収縮（Ｖ、ＰＣ）の波は除去しておく。

検出したＲ波を用いてＳ３の検出区間を設定しＳの最も
有効な閾値を定め、その閾値ＴＨとする。

（２）　　増幅Ｐ波の検出ＣＰＵ３Ｃは、上記記憶部３Ｂに格納されているディジ
タルの増幅Ｐ波Ｓ３を入力し、設定した上記閾値ＴＨに
より心電図信号Ｓ２に含まれているＰ波Ｓ４（第４図（
Ｄ））を検出する。

この場合、増幅されたＰ波Ｓ３には、第５図に示すよう
に、いくつものピークが含まれているので、有効−な牟
順に基づいてＰ波を検出する。

この増幅Ｐ波Ｓ３に関する情報のうち、上記トリガ点は
、後述の第２発明のヒス束波認識部５が行うＰ波同期ア
ベレージ法の時間基準点ともなる。

つまり上記トリガ点は、Ｐ波同期アベレージ法における
時相−故点となる。

上記したように、この第１発明によれば、Ｐ波を強調し
て増幅するＰ波専用増幅部２を設けることにより電圧の
低いＰ波が容易に認識される。

従って、この認識されたＰ波Ｓ４をＣＰＵ３Ｃが出力し
自動解析部（図示省略）へ送出すれば、体表面心電図の
Ｐ波に関する自動解析精度が向上して、心臓疾患の発見
に役立つ正確な資料を提供することとなった。

７（３）第２発明以下、第２発明の構成と動作を、実施例により添付図面
を参照して、説明する。

■構　成第６図は、第２発明の実施例を示す図である。

電極からＰ波認識部３までは、第１発明とその構成が全
く同じであるので説明は省略し、以下、ヒス束波専用増
幅部４とヒス束波認識部５について説明する。

ヒス束波専用増幅部４は、プリアンプ４Ａとローカット
フィルタ４Ｂとアンプ４Ｃとハイカットフィルタ４Ｄと
アンプ４Ｅから成り、誘導選択器８により選択された第
２誘、感心電図信号３１（第７図（Ａ））を入力し、そ
の電位差を増幅し増幅ヒス束波Ｓ５を強調して（第７図
（Ｂ））出力する装置である。

このヒス束波専用増幅部４の構成は、従来のものと同じ
で゛あり、出力された増幅しス束波Ｓ５はヒス束波認識
部５に送られて周囲のノイズを除去するためにＰ波同期
のアベレージがとられる。

ヒス束波認識部５は、Ａ／Ｄ変換器５Ａと記憶部５Ｂと
ＣＰＵ５Ｃから成り増幅ヒス束波Ｓ５を入力し、Ｐ波Ｓ
４を同期信号として加算平均をとることによりヒス束波
Ｓ６を検出し出力する装置である。

この場合、ヒス束波認識部５とＰ波認識部３を一つにす
ることも可能である。

■動　作電極からＰ波認識部３までの動作は、第１発明と全く同
じであるので説明は省略し、上述したヒス束波専用増幅
部４とヒス束波認識部５について説明する。

誘導選択器８から出力された心電図信号Ｓ１はプリアン
プ４Ａを構成する差動アンプに入力し、ＲＡ−ＬＡの電
位差が増幅されて以後ローカットフィルタ４Ｂ、アンプ
４Ｃ，ハイカットフィルタ４Ｄ、アンプ４Ｅを経由して
増幅ヒス束波Ｓ５（第７図（Ｂ））が出力される。

この増幅ヒス束波Ｓ５は、ノイズが混じっているために
、Ｐ被同期アバレージ法に供されるべくヒス束波認識部
５のＡ／Ｄ変換器５Ａに入力される。ここで、増幅ヒス
束波Ｓ５はディジタルに変換され一旦記憶部５Ｂに格納
される。

一方、ＣＰＵ５Ｃは、Ｐ波認識部３から出力されたＰ波
Ｓ４（第４図（Ｄ））を入力する。これは自動認識され
たＰ波に関する情報のうちの時相−故点ｔ０を、後述す
るＰ被同期アバレージ法の時間基準軸ＴＲ（第８図）に
合わせるためである。

次に、ＣＰＵ５Ｃは、記憶部５Ｂに格納されている増幅
ヒス束波Ｓ５を入力しく第８図）各心周期ごとに、上記
時相−故点ｔ０を時間基準軸ＴＲに合わせて、増幅ヒス
束波Ｓ５を加算する（第８図）。最後に、加算結果を増
幅ヒス束波Ｓ５の数で割って加算平均をとり、ノイズを
取り除く。

これにより、−Ｐ被同期アバレージ法が実行されたこと
になり、ノイズが除かれたヒス束波Ｓ６が検出されたこ
とになる　（第８図、第７図（Ｃ））。

このように、第２発明によれば、関連する第１発明によ
ってＰ波の自動認識が可能となったので、ＰＨ間隔は常
に一定でヒス束波の時間的位置もすべて同じ状態で加算
平均ができるＰ被同期アバレージ法を実行することによ
り、ノイズを除いてヒス束波を検出するというアバレー
ジ法の目的が達成され、ヒス束波の検出が可能となった
。従って、体表面ヒス束心電図の質も向上し、心臓疾患
の発見に役立つ正確な資料が提供されることとなった。

〔発明の効果］以上のように、第１発明によれば、体表面から得られる
心電図信号のうちＰ波を強調して増幅し、この増幅Ｐ波
を検出できるように構成することにより、認識すべきＰ
波が低電圧でかつ動揺する基線やノイズが混在している
にも拘らずＰ波の自動認識が可能となったので、Ｐ波に
関係した部分の計測が、満足に行えるようになって体表
面心電図のＰ波に関する自動解析の精度が向上し、また
第２発明によれば、上記自動認識されたＰ波を同期信号
としてＰ波の直後に発生するヒス束波の加算平均をとる
ように構成することにより、すべてのヒス束波の時間的
位置が同じ状態で加算平均をとることができノイズを除
いてヒス束波を検出するというアバレージ法の目的が達
成されてヒス束波の検出が可能となったので、体表面ヒ
ス東心電図の質も向上し、結局は両発明によれば、不整
脈等心臓疾患の発見に役立つ正確な資料が提供されると
いう効果を奏するに至った。

【図面の簡単な説明】

第１図は第１発明の原理図、第２図は第２発明の原理図、第３図は第１発明の実施例を示す図、第４図は第１発明の各部の波形図、第５図はＰ波認識の動作説明図、第６図は第２発明の実施例を示す図、第７図は第２発明の各部の波形図、第８図はヒス束波認識の動作説明図、第９図は体表面心電図と体表面ヒス束心電図、第１Ｏ図
は心臓の刺激伝導系を示す模式図、第１１図は従来技術
の説明図（体表面心電図用）、第１２図は従来技術の説
明図（体表面ヒス東心電図用）である。１・・・心電図増幅部２・・・Ｐ波専用増幅部３・・・Ｐ波認識部４・・・ヒス束波専用増幅部５・・・ヒス束波認識部特許出願人　　　フクダ電子株式会社代理人　弁理士　　　齋　　藤　　　明＃　八　図（Ａ）＄１４１明の、７！！理口第１図第２ト朗の源ＰＬ図第２図　　・焦Ｐ汽ニ１（檄の動作τ先ｖＩ図第５図第７図ヒス棗；Ｌ沢・熾の動作ｉｔ明図第８図体表面・しく回（Ａ）イオ、表６６　七′ス乗　心ｔａ（Ｂ）１木表面・（を団ヒイ末Ａ命ヒ大木心屹口第９図ノばｉ（の９門弓了紋偵専系’ｋ　〒四すじｉ勇〔代［
？］第１０図構成　図（Ａ）ＣＢ）第１１図ＲＶ’！Ｊ−：”１Ｘ’１７　ヘレυ浅の間、疑詠、蓉
仁娼図（Ａ）ん４月助誌胡！（棒表合ヒ人速し電ヨ１里）第１２図構へ父第１２図

Claims

【特許請求の範囲】

（１）体表面から得られる心電図信号（Ｓ１）を入力し
、該心電図信号（Ｓ１）全体を増幅して増幅心電図信号
（Ｓ２）を出力する心電図増幅部（１）と、体表面から得られる心電図信号（Ｓ１）を入力し、その
うちＰ波を強調して増幅し、増幅Ｐ波（Ｓ３）を出力す
るＰ波専用増幅部（２）と、上記増幅心電図信号（Ｓ２
）と増幅Ｐ波（Ｓ３）を入力し、増幅心電図信号（Ｓ２
）に基いて設定した閾値（ＴＨ）で増幅Ｐ波（Ｓ３）を
検出することにより、増幅心電図信号（Ｓ２）に含まれ
るＰ波（Ｓ４）を認識し、該認識したＰ波（Ｓ４）を出
力するＰ波認識部（３）とから成ることを特徴とする心
電図Ｐ波認識装置。
（２）体表面から得られる心電図信号（Ｓ１）を入力し
、該心電図信号（Ｓ１）全体を増幅して増幅心電図信号
（Ｓ２）を出力する心電図増幅部（１）と、体表面から得られる心電図信号（Ｓ１）を入力し、その
うちＰ波を強調して増幅し、増幅Ｐ波（Ｓ３）を出力す
るＰ波専用増幅部（２）と、上記増幅心電図信号（Ｓ２）と増幅Ｐ波（Ｓ３）を入力
し、増幅心電図信号（Ｓ２）に基いて設定した閾値（Ｔ
Ｈ）で増幅Ｐ波（Ｓ３）を検出することにより、増幅心
電図信号（Ｓ２）に含まれるＰ波（Ｓ４）を認識し、該
認識したＰ波（Ｓ４）を出力するＰ波認識部（３）と、体表面から得られる心電図信号（Ｓ１）を入力し、その
うちヒス束波を強調して増幅し、増幅ヒス束波（Ｓ５）
を出力するヒス束波専用増幅部（４）と、上記認識したＰ波（Ｓ４）と増幅ヒス束波（Ｓ５）を入力し、該認識したＰ波（Ｓ４）を同期信号
として増幅ヒス束波（Ｓ５）の加算平均をとることによ
り、増幅ヒス束波（Ｓ５）に含まれるノイズを減衰させ
、ヒス束波（Ｓ６）を出力するヒス束波認識部（５）と
から成ることを特徴ととする心電図Ｐ波認識応用装置。