JPH0545257B2 - - Google Patents
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- JPH0545257B2 JPH0545257B2 JP63024792A JP2479288A JPH0545257B2 JP H0545257 B2 JPH0545257 B2 JP H0545257B2 JP 63024792 A JP63024792 A JP 63024792A JP 2479288 A JP2479288 A JP 2479288A JP H0545257 B2 JPH0545257 B2 JP H0545257B2
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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ベレージ法を実行
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。
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ベレージ法を実行
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。
(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
体表面ヒス束心電図用とがある。
体表面ヒス束心電図用とがある。
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。
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QRS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。
ように、Ｐ波とQRS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２０６に集まつて来るまでの状
態、即ち心房の興奮過程を意味している。
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２０６に集まつて来るまでの状
態、即ち心房の興奮過程を意味している。
QRS群は、心室中隔２０８と左右心室筋２０
９，２１０の興奮過程、換言すれば上記房室結節
２０６を通つ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に広がつて行く
状態、即ち心室の興奮過程を意味する。
９，２１０の興奮過程、換言すれば上記房室結節
２０６を通つ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に広がつて行く
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。
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。
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QRS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。
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QRS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。
従つて、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。
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。
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を確認する必要がある場合に、使用され
る。
析した結果、心臓に重大な疾患があり、特にヒス
束波Ｈを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）内の伝導時間とのヒス
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。
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）内の伝導時間とのヒス
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、体表面ヒス束心電図（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１０図）の前（の×
印）か後（の×印）で途絶えたかがわかる。従
つてこの不整脈は、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、それに伴つて治療の
仕方もわかる。
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１０図）の前（の×
印）か後（の×印）で途絶えたかがわかる。従
つてこの不整脈は、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、それに伴つて治療の
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のみを直後に取り出こと
はむずかしい。
（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のみを直後に取り出こと
はむずかしい。
従つて、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の加算平均をとつてノイズだけを
除去するいわゆるアベレージ法を利用した体表面
ヒス束心電図用の処理装置が有効となる。
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の加算平均をとつてノイズだけを
除去するいわゆるアベレージ法を利用した体表面
ヒス束心電図用の処理装置が有効となる。
(2) 従来例
従来例の体表面心電図のＰ波認識装置は、第１
１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。
１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１０１で約1000倍に増幅され、増幅心電図
信号Ｅ２が出力される。
増幅部１０１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。
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。
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、従来の体表面ヒス束心電図用の処理装置
には、Ｒ波同期アベレージ法によるもがある。
には、Ｒ波同期アベレージ法によるもがある。
一般に、アベレージ法は、〔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。
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。
このアベレージ法の原理は、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、アベレージ法の目的である。
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、アベ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√
分の１になることはよく知られているので、一般
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。
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√
分の１になることはよく知られているので、一般
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、上記アベ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。
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（第１２図Ａ（１））、上述したアベレージ法の
目的を達成し易いからである。
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（第１２図Ａ（１））、上述したアベレージ法の
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つ
たり（第１２図Ａ（２））、反対に短くなつたり
（第１２図Ａ(n)）することがある。
臓に疾患がある場合、PR間隔が異常に長くなつ
たり（第１２図Ａ（２））、反対に短くなつたり
（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、アベ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ベレージ
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））。
波に対して不定となり、アベ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ベレージ
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
波同期アベレージ法である。
波同期アベレージ法である。
このＰ同期アベレージ法は、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波同期アベ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の時間位置がＲ波に
対して不定となりアベ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。
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波同期アベ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の時間位置がＲ波に
対して不定となりアベ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波同期アベ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ベレージ法の目
的は達成できないが、Ｐ波同期アベレージ法によ
ればヒス束波とＲ波の時間的位置関係が変化する
疾患ではアベレージ法の目的も達成され得るとの
着想に基づく。
波の間隔が変わる不整脈の場合アベレージ法の目
的は達成できないが、Ｐ波同期アベレージ法によ
ればヒス束波とＲ波の時間的位置関係が変化する
疾患ではアベ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波同期アベレージ法による体表面
ヒス束心電図検出装置は、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１
０５とから構成されている。
ヒス束心電図検出装置は、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１
０５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。
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から自動確認された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。
部１０３から自動確認された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、とることによりアベレージ法で
ヒス束波Ｅ６を検出している（第１２図（ｎ＋
１））。
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、とることによりアベレージ法で
ヒス束波Ｅ６を検出している（第１２図（ｎ＋
１））。
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波認識部１０
３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く、心電図全
体を増幅するものである。このため、Ｐ波認識部
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、電圧が低くかつ動揺する基線やノイズが入り
混じつている。
す構成によれば（第１１図Ａ）、Ｐ波認識部１０
３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く、心電図全
体を増幅するものである。このため、Ｐ波認識部
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、電圧が低くかつ動揺する基線やノイズが入り
混じつている。
従つて、Ｐ波認識部１０３は、他のQRS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。
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、体表面ヒス束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波認識部１０３により認識され
たＰ波Ｅ４が入力されるようになつている。
（第１２図Ｂ）に示す構成によればヒス束波検出
部１０５には、Ｐ波認識部１０３により認識され
たＰ波Ｅ４が入力されるようになつている。
これは、ヒス束波認識部１０５が行うアベレー
ジ法の同期信号として、Ｐ波Ｅ４を使用するため
である。
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１１図）で説明したように、同期信号とな
るべきＰ波Ｅ４自身が自動認識されない場合があ
る（第１１図Ｂ）。
例（第１１図）で説明したように、同期信号とな
るべきＰ波Ｅ４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TRに合わせることはできない。
すように、同期信号であるＰ波Ｅ４を共通の時間
基準軸TRに合わせることはできない。
従つて、たとえPH間隔はすべての心周期につ
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Ｃ１）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１２図Ｃ（２）やｎ）。
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Ｃ１）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１２図Ｃ（２）やｎ）。
このため、上述したＲ波周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
というアベレージ法の目的を達成できない（第１
２図Ｃ（ｎ＋１））。
合と同様に、ヒス束波を残したままノイズを除く
というアベレージ法の目的を達成できない（第１
２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、体表面ヒス束心電図の質
が低下する。
を正確には認識できず、体表面ヒス束心電図の質
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という問題点を有す
る。
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という問題点を有す
る。
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波自動認識を可能にして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、もつて、上記問
題点を解決せんとするものである。
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波自動認識を可能にして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、もつて、上記問
題点を解決せんとするものである。
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Ｓ１を分岐
させて一方は心電図増幅部１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。
用は、体表面から得られる心電図信号Ｓ１を分岐
させて一方は心電図増幅部１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Ｓ
４を同期信号として時間基準軸TR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の加算平均をとつてアベレージ法
を実行することによりヒス束波Ｓ６を検出する。
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Ｓ
４を同期信号として時間基準軸TR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の加算平均をとつてアベレージ法
を実行することによりヒス束波Ｓ６を検出する。
(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。
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。
る。
同図において、体表面に密着した電極（導
子）LA、RA……C6と緩衝増幅部６とネツ
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１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。
子）LA、RA……C6と緩衝増幅部６とネツ
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１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。
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。
従つて、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Ｓ１（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。
は、この第２誘導による心電図信号Ｓ１（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１Ａ
と時定数回路１Ｂとアンプ１Ｃ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
Ｓ２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。
用されているものと同様に、プリアンプ１Ａ
と時定数回路１Ｂとアンプ１Ｃ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
Ｓ２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
ーカツトフイルタ２Ｂとアンプ２Ｃとハムフ
イルタ２Ｄとハイカツトフイルタアンプ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Ｓ１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。
ーカツトフイルタ２Ｂとアンプ２Ｃとハムフ
イルタ２Ｄとハイカツトフイルタアンプ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Ｓ１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CPU３Ｃから成り、増幅心電図信
号Ｓ２と増幅Ｐ波Ｓ２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。
部３ＢとCPU３Ｃから成り、増幅心電図信
号Ｓ２と増幅Ｐ波Ｓ２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とネツトワーク７とを経由し、
誘導選択器８に入り、該誘導選択器８によ
つて第２誘導が選択される。
衝増幅部６とネツトワーク７とを経由し、
誘導選択器８に入り、該誘導選択器８によ
つて第２誘導が選択される。
従つて、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。
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Ｓ１（第４図Ａ）は、プ
リアンプ１Ａ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ツトフ
イルタ１Ｂに入る。
リアンプ１Ａ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ツトフ
イルタ１Ｂに入る。
ローカツトフイルタ１Ｂでは、低周波帯
域が除かれて更にアンプ１Ｃ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。
域が除かれて更にアンプ１Ｃ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。
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、ローカツトフイルタ２Ｂで低域がカツ
トされる。即ち、ローカツトフイルタ２Ｂ
の遮断周波数をf0とすれば、f0より低い周
波数の波が除かれる。
は、ローカツトフイルタ２Ｂで低域がカツ
トされる。即ち、ローカツトフイルタ２Ｂ
の遮断周波数をf0とすれば、f0より低い周
波数の波が除かれる。
低域がカツ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、ハムフイ
ルタ２Ｄで電源から混入した周波数f2の波
が除かれる。
プ２Ｃで第２段の増幅が行われ、ハムフイ
ルタ２Ｄで電源から混入した周波数f2の波
が除かれる。
ハムフイルタ２Ｄを通過した心電図信号
は、最後に、ハイカツトフイルタアンプ２
Ｅ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。
は、最後に、ハイカツトフイルタアンプ２
Ｅ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ツト
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）。
は、低域と高域及び電源のノイズがカツト
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〜f1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
全にカツトし、出力される増幅Ｐ波Ｓ３の
波形を急峻のものとし（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。
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〜f1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
全にカツトし、出力される増幅Ｐ波Ｓ３の
波形を急峻のものとし（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波検出閾値の設定
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イジタルに変
換され、更に一旦記憶部３Ｂに格納され
る。
（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イジタルに変
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
格納されているデイジタル化された増幅
心電図信号Ｓ２を入力する。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。
格納されているデイジタル化された増幅
心電図信号Ｓ２を入力する。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、入力されたデイ
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
しないことがわかつている心室性期外収
縮（VPC）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。
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
しないことがわかつている心室性期外収
縮（VPC）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
されているデイジタルの増幅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。
されているデイジタルの増幅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、有効な手順に基づ
いてＰ波を検出する。
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、有効な手順に基づ
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
おける時相一致点となる。
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
おける時相一致点となる。
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。
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。
従つて、この認識されたＰ波Ｓ４をCPU３
Ｃ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つた。
Ｃ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つた。
(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。
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。
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。
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
とローカツトフイルタ４Ｂとアンプ４Ｃとハ
イカツトフイルタ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誘導
心電図信号Ｓ１（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。
とローカツトフイルタ４Ｂとアンプ４Ｃとハ
イカツトフイルタ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誘導
心電図信号Ｓ１（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、出力された増幅ヒス束
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。
のものと同じであり、出力された増幅ヒス束
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Ｓ４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。
記憶部５ＢとCPU５Ｃから成り増幅ヒス束
波Ｓ５を入力し、Ｐ波Ｓ４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。
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。
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Ｓ
１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
後ローカツトフイルタ４Ｂ、アンプ４Ｃ、ハ
イカツトフイルタ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。
１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
後ローカツトフイルタ４Ｂ、アンプ４Ｃ、ハ
イカツトフイルタ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、ノイズが混じつ
ているために、Ｐ波同期アベレージ法に供さ
れるべくヒス束波認識部５のＡ／Ｄ変換器５
Ａに入力される。ここで、増幅ヒス束波Ｓ５
はデイジタルに変換され一旦記憶部５Ｂに格
納される。
ているために、Ｐ波同期アベレージ法に供さ
れるべくヒス束波認識部５のＡ／Ｄ変換器５
Ａに入力される。ここで、増幅ヒス束波Ｓ５
はデイ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
ちの時相一致点t0を、後述するＰ波同期アベ
レージ法の時間基準軸TR（第８図）に合わ
せるためである。
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
ちの時相一致点t0を、後述するＰ波同期アベ
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（第８
図）各心周期ごとに、上記時相一致点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の数で割つて加算平均をと
り、ノイズを取り除く。
れている増幅ヒス束波Ｓ５を入力し（第８
図）各心周期ごとに、上記時相一致点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の数で割つて加算平均をと
り、ノイズを取り除く。
これにより、Ｐ波同期アベレージ法が実行
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）。
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発明によつてＰ波の自動認識が可能となつた
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波
同期アベ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ベレー
ジ法の目的が達成され、ヒス束波の検出が可能
となつた。従つて、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つた。
１発明によつてＰ波の自動認識が可能となつた
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波
同期アベ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ベレー
ジ法の目的が達成され、ヒス束波の検出が可能
となつた。従つて、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つた。
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つたので、Ｐ波に関係した部
分の計測が、満足に行えるようになつて体表面心
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
するというアベ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つたので、体表面ヒス束心
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つた。
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つたので、Ｐ波に関係した部
分の計測が、満足に行えるようになつて体表面心
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
するというアベ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つたので、体表面ヒス束心
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つた。
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１０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（体表面ヒス束心電図用）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。
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１０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（体表面ヒス束心電図用）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。
Claims (1)
- 【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、
第１段の増幅を行うプリアンプ２Ａと、低域のノ
イズを除去するローカツトフイルタ２Ｂと、第２
段の増幅を行うアンプ２Ｃと、電源のノイズを除
去するハムフイルタ２Ｄと、高域のノイズを除去
すると共に第３段の増幅を行うハイカツトフイル
タアンプ２Ｅとから構成され、心電図信号Ｓ１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、
第１段の増幅を行うプリアンプ２Ａと、低域のノ
イズを除去するローカツトフイルタ２Ｂと、第２
段の増幅を行うアンプ２Ｃと、電源のノイズを除
去するハムフイルタ２Ｄと、高域のノイズを除去
すると共に第３段の増幅を行うハイカツトフイル
タアンプ２Ｅとから構成され、心電図信号Ｓ１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、 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
ことを特徴とする心電図Ｐ波認識応用装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63024792A JPH01198532A (ja) | 1988-02-03 | 1988-02-03 | 心電図ｐ波認識及び応用装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63024792A JPH01198532A (ja) | 1988-02-03 | 1988-02-03 | 心電図ｐ波認識及び応用装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH01198532A JPH01198532A (ja) | 1989-08-10 |
| JPH0545257B2 true JPH0545257B2 (ja) | 1993-07-08 |
Family
ID=12148040
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63024792A Granted JPH01198532A (ja) | 1988-02-03 | 1988-02-03 | 心電図ｐ波認識及び応用装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH01198532A (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007190227A (ja) * | 2006-01-19 | 2007-08-02 | Fukuda Denshi Co Ltd | 心電図解析結果レポート及び心電図解析装置 |
| JP2012106004A (ja) * | 2012-01-13 | 2012-06-07 | Fukuda Denshi Co Ltd | 心電図解析結果レポート |
Families Citing this family (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH088914B2 (ja) * | 1991-09-17 | 1996-01-31 | 和司 竹本 | 体表面心電計 |
| JP4718032B2 (ja) * | 2001-04-10 | 2011-07-06 | フクダ電子株式会社 | 心電図情報処理装置及び心電図情報処理方法 |
| KR102241796B1 (ko) * | 2019-03-19 | 2021-04-19 | 주식회사 에이티센스 | 심전도 측정 장치, 심전도의 부분 별로 다른 보상값을 적용하여 신호를 증폭시키는 방법 |
| US11291399B2 (en) | 2020-08-20 | 2022-04-05 | Atsens Co., Ltd. | Apparatus for measuring electrocardiogram, and method of operation the apparatus |
-
1988
- 1988-02-03 JP JP63024792A patent/JPH01198532A/ja active Granted
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007190227A (ja) * | 2006-01-19 | 2007-08-02 | Fukuda Denshi Co Ltd | 心電図解析結果レポート及び心電図解析装置 |
| JP2012106004A (ja) * | 2012-01-13 | 2012-06-07 | Fukuda Denshi Co Ltd | 心電図解析結果レポート |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH01198532A (ja) | 1989-08-10 |
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