JPH02283355A - 心電図波形におけるｑｒｓ帯のｒ波認識方法 - 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】 ［産業上の利用分野］ 本発明は、ホルタ−心電計などにより長時間に亘って記
録された心電図波形を高速で解析し、心電図波形におり
るＯＲ３帯のＲ波を正確に認識づ−る方法に関する。

［従来の技術］ 従来、ホルタ−心電図などにより被検者の心電図波形を
長時間に口って記録した装置から心電図波形信号を高速
で出力させることにより心電図波形を高速で解析し、Ｑ
　ＲＳ帯のＲ波を認識りる場合、例えばマイクロコンビ
−コータのラフ１〜ウエア処理により、前記心電図波形
から一定の時間間隔で多数のデータを４ノンブリングし
、連続した４ノンプリングデ一タ間の立下がり変化値が
基準値を越えたどきにＲ波の発生があったものと判定し
ていた。。

［発明が解決しようどする課題１ ホルタ−心電計などにより被検者の心電図波形を長時間
に亘って記録覆る場合、被検者の体動あるいはアーヂフ
ァク１−などにより、記録された心電図波形の基線が動
揺し、心電図波形に歪みが生じたまま記録されることが
知られている。これは上記心電図の周波数応答、即ち振
幅周波数特性と位相周波数特性などに起因するものであ
る。そのため、連続したサンプリングデータ間の立下が
り変化値が基準値を越え、Ｒ波の発生があったものと判
定した場合でも、実際にはノイズであってＲ波′Ｃ−な
いことがあり、検出結果の信頼性が乏しいという問題が
あった。

また前記従来のＲ波認識手段は、マイクロコンビ１−タ
によるソノ１−ウェア関数処理をしているためマイクロ
」ンピュータのアクセスタイムの関係から、実］Ｌ１間
に対して８０倍程度までしか心電図解析速度を上げるこ
とができず、そのため心電図解析時間がかかり過ぎると
いう問題があった。

そこで本発明では、ホルタ−心電計などの再生装置から
従来より何倍かの高速で出力された心電図波形信号でも
、この心電図波形の基線の動揺を抑制し、基線の動揺が
抑制されたあとの心電図波形信号をリーンプリングする
ことと、リーンプリングデータに基づいて所定の演算を
するどきに高速演算可能なハード回路で行うことににり
心電図波形のＯＲ３帯のＲ波を認識することを解決づ−
べき技術的課題とするものである。

［課題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、ホルター心電計な
どににす、被検者の心拍に伴って変化する体表面電位が
長時間に亘って連続的に検出され、この体表面電位に基
いＩＣ心電図波形が記録された装置から高速で出力され
た心電図波形信号をディジタル信号に変換したあと、前
記被検者の体動等に伴う心電図波形の基線の動揺に対応
した低周波成分を高速ディジタルフィルタにＪこり多数
次にカットオフし、基線の動揺を抑制する心電図波形基
線動揺抑制装置からの信号に阜いた心電図波形にａ３い
て、 任意のポイント（ｉ）、及び任意の正整数を口とした場
合に上記ポイント（１）より時間的に前の連続しだｎポ
イントと上記ポイント（ｉ）より時間的に後の連続した
ｎポインｌ−の合計２ｎ＋１ポイントの電位をサンプリ
ングし、前記ポイント（ｉ）の直後のポイント（ｉ　＋
１　）の電位Ｘ　（ｉ　−４−１）と、ポイント（ｉ）
の直前のポイント（ｉ−１）の電位Ｘ（ｉ−１）との近
似微分値Ｄ（ｉ）を次の式（１）から求め、 Ｄ（ｉ）＝Ｘ　（ｉ＋１）−Ｘ　（ｉ−１）　　　…（
１）更に前記ポイン１ｌｉ）の電位Ｘ　（ｉ）と、同ポ
イント（ｉ）から時間的に前のｎ番目のポイントの電位
Ｘ（ｌ−ｎ）と、ポイント（ｉ）から時間的に後のｎ番
目のポイントの電位Ｘ　（ｉ　十ｎ　）とを用い、ポイ
ント（ｉ）にお【Ｊるディジタルフィルタリング後の電
位Ｆ　（ｉ）を次の式（２）、 Ｆ（ｉ）　＝Ｘ（ｉ）　−｛Ｘ　（ｉ　＋ｎ）　＋Ｘ　
（ｉ−ｎ）　）／２　　　　　　　　　　　　　　……
……（２）から求めたあと、次の式（３）、 △（ｉ）　　＝　　ｌ　　Ｄ　（ｉ）　　ｌ　　・　ｌ
　　ｔ　　（ｉ）　　ｌ　　　　　　……（３）により
、ポイン］〜（１）におりる前記近似微分値Ｄ（１）と
電位Ｆ（１）の絶対値の積Ａ　（ｉ）を求めるという一
連の演算を高速演算可能なハード回路て↑ｊい、上記演
算を順次前記ザンブリングボイン１〜毎に繰返す過程で
、上記積Ａ（Ｉ）が予め設定された基準値を越えたとき
にＲ波の発生があったものと判定し、前記心電図波形の
ＱＲ８帯のＲ波を’Ｆ３　Ｒすることである。

「作　用１ 」起因心電図波形のＱＲ８帯のＲ波認識方法によると、
ホルタ−心電計などにより長時間に亘って磁気テープあ
るいはＩＣメモリ等に記録された心電図波形が、例えば
実時間の２４０４ｇの高速で再生装置から心電図波形信
号の形態で出力されると、この心電図波形信号はディジ
タル信号に変換されたあと、専用素子から成る高速ディ
ジタルフィルタにより被検者の体動等に伴う心電図波形
の基線の動揺に対応した低周波成分がカッ１−オフされ
る。

基線の動揺が抑制された状態の心電図波形対応信号が入
力されると、心電図波形対応信号を一定の時間間隔で勺
ンプリングし、前記式（１）　、（２）、及び（３）に
基いた演算を高速演算可能なハード回路で行うことによ
り、式（３）の演算により算出された値が予め設定され
た基準値を越えたときにＲ波の発生があったもの・と判
定し、前記心電図波形のＱＲ３帯のＲ波を認識するもの
である。

［実施例］ 次に、本発明の一実施例を図面を参照しながら説明する
。

第１図は、本発明の一実施例の電気的な構成を概略的に
示したブロック図であり、心電図波形の基線動揺抑制回
路部へと、演算回路部Ｂとを主構成回路としている。

第１図において、心電図波形を実時間でアブログ的に記
録づる、例えばマイクロ力セツ１〜、チープレローダ、
あるいは半導体メモリなどをセットしたホルタ−心電計
記録装置１−ＩＭには、長岡間に亘って被検者の体表面
にお【ノる複数箇所から検出された体表面電位に基づく
心電図波形が記録されている。この心電図波形は、被検
者の体動、アヂファク１〜等に伴うホルター心電Ｗ４の
周波数応答、即ち振幅周波数特性と位相周波数特性に起
因して第２図に示すように基線が動揺した状態で記録さ
れていることが多い。

前記ホルタ−心電計記録装置５．　ＨＭに記録された心
電図γ−夕を高速で出力させるためのホルタ心電計再生
装置１が設りられ、この小ルター心電訓再生装置１の各
チャンネル（１ｃｈ、　２ｃｈ。

、、　Ｎｃｈ）には、被検者の体表面にお＋−する複数
箇所からの検出電位に基づき、実時間で長時間に亘り記
録された第２図に示すような心電図波形に対応したアナ
ログ信号が同再生装置１から例えば実時間より２４０倍
の高速で出力されたとき、このアナ１］グ信号を入力し
、この信号をディジタル信号に変換して出力するＡ／Ｄ
コンバータ２が接続されている。またそれぞれのＡ／Ｄ
Ｄンバータ２の出力側には、例えばＴＩ社製ＴＭ３２０
Ｃ２５のディジタル信号処理ＩＣを用いた高速ディジタ
ルフィルタ３が接続されている。

この高速ディジタルフィルタ３は、上記Ａ／Ｄコンバー
タ２から出力された前記記録心電図波形対応の高速ディ
ジタル信号を入力し、前記被検者の体動等に伴う心電図
波形の基線の動揺に対応した低周波成分を高速、且つ多
数次に亘ってカットオフし、同低周波成分をカッ１〜オ
フし１＝あとの心電図波形成分を直線位相特性を有する
ディジタル信号の形態で出力する。上記基線の動揺周波
数は一般に１ヘルツ以下であり、従って高速ディジタル
フィルタ３は上記基線の動揺周波数成分、即ち１ヘルツ
以下の低周波数成分をカットオフ覆ることが必要になる
。

高速ディジタルフィルタ３において、上記低周波成分を
カッ１−オフするためのフィルタ処理を多数次、例えば
６１次以上に亘って行うと、低周波域のカットオフ特性
が急峻になり、心電図波形の基線の動揺に対応した１ヘ
ルツ以下の低周波成分を十分にカッ１−オフすることが
できる。

上記高速ディジタルフィルタ３の出力側には、同フィル
タ３から出力された前記ディジタル信号を入力し、アナ
ログ信号に変換して出力づ−るためのＤ／Ａコンバータ
４が接続されでいる。この各チャンネル毎に設りられた
Ｄ／ＡｌＴｌンバータ７１イれぞれの出力側には、後述
する演算回路部Ｂに基線の動揺が抑制された心電図波形
対応のアナログ信号を前記各チャンネル毎に出ツノさせ
るためのインターフェース５が接続されている。

また、ホルター心電計再生装置１、それぞれのチャンネ
ルに設（プられた高速ディジタルフィルタ３、及びイン
ターフェース５それぞれと接続され、ホルター心電計再
生装置１、高速ディジタルフィルタ３、インターフェー
ス５それぞれを統括的にコントロールするためのコン１
−ローラ６が設置）られている。

以上のように構成された心電図波形の基線動揺抑制回路
部Ａにおいて、被検者の体動、あるいＧｉｎアーチファ
クト等に伴って第２図に示すように基線が動揺した心電
図波形対応のアブログ信号が、システムコン１−ローラ
６の指令にＪこりホルタ−心電計再生装置１の各チャン
ネルから例えば実時間の２　’１．０倍の高速で出力さ
れると、このアナログ信号は各チャンネルに設けられた
△／Ｉｌｌンバータ２に入力される。Ａ／Ｄ：Ｊンバー
タ２は上記アナログ信号を入力すると、このアナログ信
号をディジタル信号に変換したうえ高速ディジタルフィ
ルタ３に出力する。

各チャンネル毎の高速ディジタルフィルタ３は、システ
ムコント［１−ラ６の制御に基いて上記Ａ／Ｄ］ンバー
タ２から出力された前記記録心電図波形対応のディジタ
ル信号を入力し、前記被検者の体動等に伴う心電図波形
の基線の動揺に対応した例えば約０．８ヘルツ以下の低
周波成分を高速で１１つ、カットオフ特性を急峻にした
状態でカットオフしたあとの心電図波形成分を直線位相
特性を有Ｊるディジタル信号の形態でそれぞれのＤ　／
　Ａ　１１ンバータ４に出ノｌする。

上記それぞれのＤ／Ａコンバータ４は、高速ディジタル
フィルタ３から出力されたディジタル信号を入力すると
、この信号をアナログ信号に変換し、インターフェース
５に出力する１、このインタ一フェース５は、シス−ミ
ームコン１〜［］−ラ６の指令を受けたとぎに第３図に
示すような基線の動１名が抑制された心電図波形、即ち
、被検者の心拍に伴う原心電図波形にほぼ等しい心電図
波形対応信号を、次に説明する演算回路部Ｂに伝送する
。

前記インターフェース５から出力された心電図波形対応
信号を入ツノし、心電図波形のＱＲ８帯のＲ波を認識す
るだめの演算を行うための演算回路部Ｂには、上記心電
図波形対応信号をサンプリングし、その値をボールドす
るための直列状に接続された遅延回路ＤＩ、Ｄ２．Ｄ３
１１、Ｄｌｏが形成されている。上記それぞれの８延回
路１〕１゜Ｄ２．Ｄ３１１、Ｄｌｏ（以後、単にＤｌ、
０２゜Ｄ３１１、Ｄｌｏのように記載する。）それぞれ
の制御端子はサンプリングパルス発生回路１１の出力端
子と接続されており、サンプリングパルス発生回路１１
から所定のタイミングて゛サンプリングパルス信号が出
力されるたびに、Ｄｌは前記インターフェース５から出
力された信号をナンプリングし、ホールドするとともに
、Ｄ２はＤｌがＶンプリングし、ホールドした信号を入
力しボールドするどいつように、ＤＩ、Ｄ２．Ｄ３１１
、Ｄｌｏは、前記インターフェース５から出力された心
電図波形信号の連続（）た１０ポイントの信号（電位）
を（ナンブリングする。

尚、上記リンプリングパルス信号を出力するタイミング
は、サンプリングパルス発生回路１１の入力側に接続さ
れた発振回路１２の発振周波数により決定される。

Ｄｌ、Ｄ２．Ｄ３１１、Ｄｌｏそれぞれにより前記信号
がサンプリングされると、前記式（１）、（２）、及び
（３）に基いた演算が次のように行われる。

Ｄ５の出力端子部をポイント（ｉ）とし、Ｄ５のサンプ
リング電位をＸＯ）とすると、Ｄ／Ｉのサンプリング電
位はＸ（ｉ−１）、Ｄ６のサンプリング電位はＸ（ｉ＋
１）、Ｄｌｏのリーンプリング電位はＸ（ｉ＋５）、Ｄ
ｌに入力される被ザンブリング電位はＸ（ｉ−５）とな
る。即ち、本実施例においではサンプリングポイント数
の一般式２日ＺＩ モ１にお（）るｒ）は５であり、式（２）にＪ３りるＸ
（ｉ　＋ｎ）、Ｘ　（ｉ−ｎ）はそれぞれＸ（ｉ＋５）
、Ｘ（ｉ−５）となる。

また、Ｄ／ｌのサンプリング電位Ｘ　（ｉ−１）を負の
信号に変換づる符号反転器１３がＤ４の出ツノ端子部に
接続され、更に、Ｄ６の出力端子部と符号反転器１３の
出力側には、この符号反転器１３により符号反転された
負の出力電位−Ｘ（ｉ−１）とＤ６の１ノンプリング電
位Ｘ　（ｉ　＋−１）とを加締リ−るための加算器１４
が接続されている。、従って、この加算器１４により、
前記式（１）に基づ′いたＤ（ｉ）　　＝Ｘ（ｉ−＋−
１）　　−Ｘ（ｉ　　−１）の演算が行われる。

尚、第４図は、上記式に基いて演算されたＤ（１）の値
を用いて描かれた心電波形図である。

前記加算器１４の出力側には絶対値回路１５が接続され
ており、加算器１４から出力された加算信号Ｄ　（ｉ）
を絶対値信号に変換し、乗算回路２０に出力Ｊる。

一方、［）１０の出力側に接続された加算器１６は、Ｄ
ＩＯのサンプリング電位Ｘ（ｉ＋５）とＤｌに入力され
る被リンプリング電位Ｘ（ｉ−５）とを加算演算するも
ので、その加算信号は反転減算器１７に入力される。こ
の反転減算器１７は、加算器１６で演算された次の式 ％式％） の値を三方の−にするとともに、符号を負にした値を出
力するものである。即ち反転減算器１７は次のような演
算を匁る。

｛Ｘ　（ｉ　＋５＞　＋Ｘ　（１−５）　）／２一方、
反転減算器１７の出力側に接続された加算器１８は、前
記ｘ（ｉ）及び、 ｛Ｘ（ｉ＋５）−１Ｘ（ｉ−５））／２とを加算演算す
るもので結果的に、前記式（２）に基づきＦ（ｉ＞＝Ｘ
（ｉ）−｛Ｘ（ｉ＋５）＋Ｘ＜ｒ−５））／２ の演算が行われる。

尚、第５図は、上記式に基い゛Ｃ演算されたＦ　（ｔ）
の値を用い−で描いた心電波形図である。

加算器１８から出力された「（１）信号は、絶対値回路
１９に入力され、この絶対値回路１つにおい一’ＣＦ　
（ｉ）信号は絶対値信号に変換されたあと、乗算回路２
０に出力される３゜ 型枠回路２０は、前記Ｄ（１）の絶対値信−舅と、「（
１）の絶対値信号どを乗算し、前記式（３）に基づいた Δ（ｉ）　　＝　　ｌ　　Ｄ（ｉ）　　ｌ−ｌ　　「（
ｉ）を演算する。この式により演算された△（１）の信
号は二］ンバレータ２１の非反転入力端子に印加され、
△（ｉ）の信号が、同」ンバレータ２１の反転入力端子
に印加されている基へ１・電圧（しきい値）より人さい
とぎ、コンパレータ２１からＲ波認識のための信号を出
力させるものである。

［発明の効果］ 以上のＪ、うに本発明によれば、ホルタ−心電泪等によ
り被検者の心拍に伴って変化づ−る体表面電位が長時間
に亘って連続的に検出され、この体表面電位に基いた心
電図波形が記録された装置から記録心電図波形対応の信
号が高速で出力されたどぎ、被検者の体動等に伴う基線
の動揺に対応した低周波成分を高速ディジタルフィルタ
により多数次にカッ１〜′Ａノし、上記低周波成分がカ
ットオフされ、基線の動揺が抑制された心電図波形対応
信号をリンブリングし、サンプリングしたデータに基づ
いて所定の演算を高速演算可能なハード回路で行うこと
により心電図波形のＱＲ８帯のＲ波を認識することがで
きるため、心電図波形の正確な解析が可能になるという
効果がある。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の一実施例の電気的な描成を概略的に示
したブロック図、第２図はホルタ−心電計に記録された
心電図波形の基線動揺状態にある心電波形図、第３図は
基線の動揺が抑制ざれた再生心電波形図、第４図は式（
１）に基づいて演算ざれた近似微分値Ｄ（ｉ）に対応し
た心電波形図、第５図は式（２）に基づいて演算ざれた
Ｆ　（ｉ）に対応した心電波形図、第６図は式（３）に
基づいて演算されたＡ（１）に対応した心電波形図であ
る。 Δ…心電図波形の基線動揺抑制回路部 Ｂ…演算回路部 １…ホルタ−心電計再生装置 ２…Ａ／Ｄコンバータ ３…高速ディジタルフィルタ ４…Ｄ／Ａコンバータ ５…インターフェース ６…システム」ン１ヘローラ １１…サンプリングパルス発生回路 １２…発振回路 １３…鍔号反転器 １４…加算器 １５…絶対値回路 １６…加算器 １７…反転減算器 １８…加算器 １つ…絶対値回路 ２０…乗算回路 ２１…二」ンパレータ Ｄｌ、Ｄ２．Ｄ３１１、Ｄｌｏ…遅延回路出願人　　　
株式会社　ス　ズ　ケ　ン

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 ホルター心電計などにより、被検者の心拍に伴って変化
   する体表面電位が長時間に亘つて連続的に検出され、こ
   の体表面電位に基いた心電図波形が記録された装置から
   高速で出力された心電図波形信号をディジタル信号に変
   換したあと、前記被検者の体動等に伴う心電図波形の基
   線の動揺に対応した低周波成分を高速ディジタルフィル
   タにより多数次にカットオフし、基線の動揺を抑制する
   心電図波形基線動揺抑制装置からの信号に基いた心電図
   波形において、 任意のポイント（ｉ）、及び任意の正整数をｎとした場
   合に上記ポイント（ｉ）より時間的に前の連続したｎポ
   イントと上記ポイント（ｉ）より時間的に後の連続した
   ｎポイントの合計２ｎ＋１ポイントの電位をサンプリン
   グし、前記ポイント（ｉ）の直後のポイント（ｉ＋１）
   の電位Ｘ（ｉ＋１）と、ポイント（ｉ）の直前のポイン
   ト（ｉ−１）の電位Ｘ（ｉ−１）との近似微分値Ｄ（ｉ
   ）を次の式（１）から求め、 Ｄ（ｉ）＝Ｘ（ｉ＋１）−Ｘ（ｉ−１）…（１） 更に前記ポイント（ｉ）の電位Ｘ（ｉ）と、同ポイント
   （ｉ）から時間的に前のｎ番目のポイントの電位Ｘ（ｉ
   −ｎ）と、ポイント（ｉ）から時間的に後のｎ番目のポ
   イントの電位Ｘ（ｉ＋ｎ）とを用い、ポイント（ｉ）に
   おけるディジタルフィルタリング後の電位Ｆ（ｉ）を次
   の式（２）、 Ｆ（ｉ）＝Ｘ（ｉ）−｛Ｘ（ｉ＋ｎ）＋Ｘ（ｉ−ｎ）｝
   ／２…………（２） から求めたあと、次の式（３）、 Ａ（ｉ）＝｜Ｄ（ｉ）｜・｜Ｆ（ｉ）｜……（３） により、ポイント（ｉ）における前記近似微分値Ｄ（ｉ
   ）と電位Ｆ（ｉ）の絶対値の積Ａ（ｉ）を求めるという
   一連の演算を高速演算可能なハード回路で行い、上記演
   算を順次前記サンプリングポイント毎に繰返す過程で、
   上記積Ａ（ｉ）が予め設定された基準値を越えたときに
   Ｒ波の発生があったものと判定し、前記心電図波形のＱ
   ＲＳ帯のＲ波を認識することを特徴とする心電図波形に
   おけるＱＲＳ帯のＲ波認識方法。