JPH06277189A - 心電計におけるノイズキヤンセル方法および心電計におけるノイズキヤンセル回路 - Google Patents
心電計におけるノイズキヤンセル方法および心電計におけるノイズキヤンセル回路Info
- Publication number
- JPH06277189A JPH06277189A JP5068009A JP6800993A JPH06277189A JP H06277189 A JPH06277189 A JP H06277189A JP 5068009 A JP5068009 A JP 5068009A JP 6800993 A JP6800993 A JP 6800993A JP H06277189 A JPH06277189 A JP H06277189A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- noise
- circuit
- power
- filter
- electrocardiograph
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Pending
Links
Landscapes
- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【目的】 心電図情報中のノイズを有効にキヤンセル
し、その後の圧縮処理の圧縮率を上げ、長時間の心電図
情報を記録する際に必要とする記憶容量を低く抑えるこ
とを可能とする。 【構成】 ノイズ検出回路３０で誘導電極よりの心電図
情報に含まれるノイズ成分のパワーを検出し、検出パワ
ーが所定以上の場合には前記誘導電極よりの心電図情報
に対してノイズ除去フイルタ２０を介してノイズキヤン
セルを行なつた後に基線変動除去フイルタ回路５０で基
線変動の除去を行ない、ノイズ検出回路３０よりの検出
パワーが所定以上でない場合にはノイズ除去フイルタ２
０を介さず位相調整回路１０で位相調整してそのまま基
線変動除去を行なう。
し、その後の圧縮処理の圧縮率を上げ、長時間の心電図
情報を記録する際に必要とする記憶容量を低く抑えるこ
とを可能とする。 【構成】 ノイズ検出回路３０で誘導電極よりの心電図
情報に含まれるノイズ成分のパワーを検出し、検出パワ
ーが所定以上の場合には前記誘導電極よりの心電図情報
に対してノイズ除去フイルタ２０を介してノイズキヤン
セルを行なつた後に基線変動除去フイルタ回路５０で基
線変動の除去を行ない、ノイズ検出回路３０よりの検出
パワーが所定以上でない場合にはノイズ除去フイルタ２
０を介さず位相調整回路１０で位相調整してそのまま基
線変動除去を行なう。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は心電計におけるノイズキ
ヤンセル方法および心電計におけるノイズキヤンセル回
路に関し、特にデイジタルデータに変換して圧縮処理が
容易な出力が得られ、デジタル・ホルタ心電計に最適な
ノイズキヤンセル方法およびノイズキヤンセル回路に関
するものである。
ヤンセル方法および心電計におけるノイズキヤンセル回
路に関し、特にデイジタルデータに変換して圧縮処理が
容易な出力が得られ、デジタル・ホルタ心電計に最適な
ノイズキヤンセル方法およびノイズキヤンセル回路に関
するものである。
【０００２】
【従来の技術】近年、心臓疾患の発見及びその状況を正
確に認識するため、ホルタ心電計で長時間連続して心電
波形を記録し、後に心電図解析装置などでこの記録波形
を再生して波形変化を判別する装置が登場してきてい
る。これらの装置におけるホルタ心電計は記録時間が２
４時間、又はそれ以上となるものある。
確に認識するため、ホルタ心電計で長時間連続して心電
波形を記録し、後に心電図解析装置などでこの記録波形
を再生して波形変化を判別する装置が登場してきてい
る。これらの装置におけるホルタ心電計は記録時間が２
４時間、又はそれ以上となるものある。
【０００３】従来のホルタ心電計は収集した心電図情報
をそのままのアナログ信号としてカセツト磁気テープ装
置に記録するものであつた。この従来のホルタ心電計
は、長時間の記録を可能とするため、その解像度も高く
出来ず、波形歪なども大きく、精度上の問題となつてい
た。また、可動部を有するため振動などの影響も受けや
すく、常時携帯する必要のあるホルタ心電計では信頼性
を落とす一因ともなつていた。
をそのままのアナログ信号としてカセツト磁気テープ装
置に記録するものであつた。この従来のホルタ心電計
は、長時間の記録を可能とするため、その解像度も高く
出来ず、波形歪なども大きく、精度上の問題となつてい
た。また、可動部を有するため振動などの影響も受けや
すく、常時携帯する必要のあるホルタ心電計では信頼性
を落とす一因ともなつていた。
【０００４】以上の欠点を改良する方法としては、誘導
電極よりの心電波形をアナログ信号として記録するので
はなく、一旦デジタル信号に変換し、デジタル信号とし
て記録する方法が考えられる。すなわち、一旦デジタル
信号に変換し、カセツト磁気テープ装置に記録する変わ
りに、デジタル信号としてＤＡＴに記録する方法であ
る。
電極よりの心電波形をアナログ信号として記録するので
はなく、一旦デジタル信号に変換し、デジタル信号とし
て記録する方法が考えられる。すなわち、一旦デジタル
信号に変換し、カセツト磁気テープ装置に記録する変わ
りに、デジタル信号としてＤＡＴに記録する方法であ
る。
【０００５】しかし、ＤＡＴは高価であり、また、より
精密な記録が必要であり、可動部を有することより振動
などによる悪影響を防ぐことは出来なかつた。しかも、
消費電力も多く、動作電力を供給する電源も大型のもの
が必要であり、小型計量化にも限界があつた。以上の欠
点を解決する一手段として、デジタルデータをＤＡＴで
はなくＲＡＭに記録することも考えられる。
精密な記録が必要であり、可動部を有することより振動
などによる悪影響を防ぐことは出来なかつた。しかも、
消費電力も多く、動作電力を供給する電源も大型のもの
が必要であり、小型計量化にも限界があつた。以上の欠
点を解決する一手段として、デジタルデータをＤＡＴで
はなくＲＡＭに記録することも考えられる。
【０００６】
【発明が解決しようとする問題点】しかしながら、必要
な精度を保つて長時間の心電図情報を記録するには非常
に大容量のメモリが必要であり、記憶できる心電図情報
の量にも限界があり、小型計量化、価格の低減化にも限
界があつた。このため、心電図データに圧縮処理を施
し、記憶すべき心電図情報の量を減らすことが望まし
い。しかしながら、心電図データには種々のノイズが含
まれており、圧縮率が上がらない問題点があつた。一
方、心電図データのノイズなどは忠実に再現する必要が
なく、冗長な情報も多く含まれている。
な精度を保つて長時間の心電図情報を記録するには非常
に大容量のメモリが必要であり、記憶できる心電図情報
の量にも限界があり、小型計量化、価格の低減化にも限
界があつた。このため、心電図データに圧縮処理を施
し、記憶すべき心電図情報の量を減らすことが望まし
い。しかしながら、心電図データには種々のノイズが含
まれており、圧縮率が上がらない問題点があつた。一
方、心電図データのノイズなどは忠実に再現する必要が
なく、冗長な情報も多く含まれている。
【０００７】
【問題点を解決するための手段】本発明は上述の問題点
を解決することを目的として成されたもので、上述の問
題点を解決する一手段として以下の構成を備える。即
ち、誘導電極よりの心電図情報に含まれるノイズ成分の
パワーを検出する検出手段と、該検出手段の検出パワー
が所定以上の場合には前記誘導電極よりの心電図情報に
対してノイズ除去フイルタを介してノイズキヤンセルを
行なつた後に基線変動除去を行ない、前記検出手段より
の検出パワーが所定以上でない場合にはノイズ除去フイ
ルタを介さずそのまま基線変動除去を行なうノイズ除去
手段とを備える。
を解決することを目的として成されたもので、上述の問
題点を解決する一手段として以下の構成を備える。即
ち、誘導電極よりの心電図情報に含まれるノイズ成分の
パワーを検出する検出手段と、該検出手段の検出パワー
が所定以上の場合には前記誘導電極よりの心電図情報に
対してノイズ除去フイルタを介してノイズキヤンセルを
行なつた後に基線変動除去を行ない、前記検出手段より
の検出パワーが所定以上でない場合にはノイズ除去フイ
ルタを介さずそのまま基線変動除去を行なうノイズ除去
手段とを備える。
【０００８】そして、例えば前記検出手段を少なくとも
２段よりなる偶数段の微分回路と、該微分回路よりの微
分波形の絶対値を出力する絶対値回路と、該絶対値回路
に接続されたＣＩＣフイルタ回路で構成する。
２段よりなる偶数段の微分回路と、該微分回路よりの微
分波形の絶対値を出力する絶対値回路と、該絶対値回路
に接続されたＣＩＣフイルタ回路で構成する。
【０００９】
【作用】以上の構成において、心電図情報中のノイズを
有効にキヤンセルすることができ、その後に圧縮処理を
行なう際に十分な圧縮を行なうことができ、長時間の心
電図情報を記録する際に必要とする記憶容量を低く抑え
ることが可能となる。しかも、この検出手段を加算器を
基本とした乗算器を必要としない構成とすることによ
り、高速処理が実現し、回路構成も簡単なものと出来
る。
有効にキヤンセルすることができ、その後に圧縮処理を
行なう際に十分な圧縮を行なうことができ、長時間の心
電図情報を記録する際に必要とする記憶容量を低く抑え
ることが可能となる。しかも、この検出手段を加算器を
基本とした乗算器を必要としない構成とすることによ
り、高速処理が実現し、回路構成も簡単なものと出来
る。
【００１０】
【実施例】以下、図面を参照して本発明に係る一実施例
を詳細に説明する。図１は本発明に係る一実施例のノイ
ズキヤンセル回路を装備したホルタ心電計のブロツク図
である。図中、１〜３は生体よりの心電図情報を収集す
る生体誘導電極（ピツクアツプ）、４は生体誘導電極１
〜３よりの収集生体信号（心電図情報）を増幅するアン
プ回路、５はアンプ回路４よりの心電図信号よりノイズ
信号を除去する本実施例のノイズキヤンセル回路、６は
ノイズの除去された心電図信号を対応するデジタル信号
に変換し、同時に圧縮処理を施す符号化圧縮回路、７は
符号化圧縮回路で圧縮処理されたデジタル心電図情報を
ＲＡＭ８に書き込む制御を行なう書き込み回路、８は心
電図情報を記憶するＲＡＭであり、例えば着脱可能なＩ
Ｃカードで構成され、当該ＩＣカードには記憶された心
電図情報が不用意に消去されないようにバツクアツプ用
の電源が装備されていることが望ましい。このため、心
電図情報の記憶が終了したＲＡＭ（ＩＣカード）をホル
タ心電計より取り外し、不図示の心電図解析装置に装着
することにより、被検者の心電図を解析し、診断の一助
とすることができる。
を詳細に説明する。図１は本発明に係る一実施例のノイ
ズキヤンセル回路を装備したホルタ心電計のブロツク図
である。図中、１〜３は生体よりの心電図情報を収集す
る生体誘導電極（ピツクアツプ）、４は生体誘導電極１
〜３よりの収集生体信号（心電図情報）を増幅するアン
プ回路、５はアンプ回路４よりの心電図信号よりノイズ
信号を除去する本実施例のノイズキヤンセル回路、６は
ノイズの除去された心電図信号を対応するデジタル信号
に変換し、同時に圧縮処理を施す符号化圧縮回路、７は
符号化圧縮回路で圧縮処理されたデジタル心電図情報を
ＲＡＭ８に書き込む制御を行なう書き込み回路、８は心
電図情報を記憶するＲＡＭであり、例えば着脱可能なＩ
Ｃカードで構成され、当該ＩＣカードには記憶された心
電図情報が不用意に消去されないようにバツクアツプ用
の電源が装備されていることが望ましい。このため、心
電図情報の記憶が終了したＲＡＭ（ＩＣカード）をホル
タ心電計より取り外し、不図示の心電図解析装置に装着
することにより、被検者の心電図を解析し、診断の一助
とすることができる。
【００１１】図２に図１に示す本実施例のノイズキヤン
セル回路５の詳細ブロツク構成を示す。デジタルホルタ
心電計においては、データ圧縮が必要不可欠であるが、
心電図データのノイズなどは忠実に再現する必要がな
く、冗長な情報が多く含まれている。一方、このノイズ
情報等も一緒に圧縮処理して記憶させてはデータの圧縮
率も上がらず、記憶に必要な情報量も多くなつてしま
う。しかしながら、心電図データのノイズなどは忠実に
再現する必要もない。このため、本実施例においては、
心電図情報の圧縮処理を行なう以前に、必要に応じてノ
イズ除去を行ない、圧縮率を上げる様にしている。
セル回路５の詳細ブロツク構成を示す。デジタルホルタ
心電計においては、データ圧縮が必要不可欠であるが、
心電図データのノイズなどは忠実に再現する必要がな
く、冗長な情報が多く含まれている。一方、このノイズ
情報等も一緒に圧縮処理して記憶させてはデータの圧縮
率も上がらず、記憶に必要な情報量も多くなつてしま
う。しかしながら、心電図データのノイズなどは忠実に
再現する必要もない。このため、本実施例においては、
心電図情報の圧縮処理を行なう以前に、必要に応じてノ
イズ除去を行ない、圧縮率を上げる様にしている。
【００１２】図２において、１０は位相調整回路であ
り、ノイズ除去フイルタ回路２０を通した場合と該回路
２０を通さない場合との位相を一致させるために入力波
形をノイズ除去フイルタ回路２０を通した場合と同じ時
間だけ遅延させる。２０はノイズ除去フイルタであり、
ＣＩＣ２段フイルタ（２１，２２）で構成されている。
この２段フイルタとしたのは、符号化圧縮回路６での符
号化におけるサンプリング周波数に合わせるためであ
る。すなわち、本実施例ではサンプリング周波数が１８
０ヘルツであり、偶数段とすることによりサンプリング
周波数と一致させている。なお、このＣＩＣフイルタ２
１，２２は後述するノイズ検出回路３０のＣＩＣフイル
タ３３と同様の構成と出来る
り、ノイズ除去フイルタ回路２０を通した場合と該回路
２０を通さない場合との位相を一致させるために入力波
形をノイズ除去フイルタ回路２０を通した場合と同じ時
間だけ遅延させる。２０はノイズ除去フイルタであり、
ＣＩＣ２段フイルタ（２１，２２）で構成されている。
この２段フイルタとしたのは、符号化圧縮回路６での符
号化におけるサンプリング周波数に合わせるためであ
る。すなわち、本実施例ではサンプリング周波数が１８
０ヘルツであり、偶数段とすることによりサンプリング
周波数と一致させている。なお、このＣＩＣフイルタ２
１，２２は後述するノイズ検出回路３０のＣＩＣフイル
タ３３と同様の構成と出来る
【００１３】３０はノイズ検出回路であり、ノイズ成分
の平均パワーを検出し、当該ノイズ成分の平均パワーが
所定域値ｘ以上か否かを検出し、その結果を制御信号３
５として出力する。ノイズ検出回路３０は微分回路３
１、絶対値回路３２、ＣＩＣ回路３３、量子化回路３４
で構成されている。ノイズ検出回路３０よりの制御信号
３５は切替回路４０に入力される。
の平均パワーを検出し、当該ノイズ成分の平均パワーが
所定域値ｘ以上か否かを検出し、その結果を制御信号３
５として出力する。ノイズ検出回路３０は微分回路３
１、絶対値回路３２、ＣＩＣ回路３３、量子化回路３４
で構成されている。ノイズ検出回路３０よりの制御信号
３５は切替回路４０に入力される。
【００１４】切替回路４０は位相調整回路１０よりの信
号又はノイズ除去フイルタ回路２０よりの信号のいずれ
か一方の信号を選択して基線変動除去フイルタ回路５０
に出力する。すなわち、制御信号が“１”の場合（ノイ
ズ成分の平均パワーが所定閾値ｘ以上の場合）にはノイ
ズ除去フイルタ回路２０よりの信号を選択し、制御信号
３５が“０”の場合には位相調整回路１０よりの信号を
選択する。
号又はノイズ除去フイルタ回路２０よりの信号のいずれ
か一方の信号を選択して基線変動除去フイルタ回路５０
に出力する。すなわち、制御信号が“１”の場合（ノイ
ズ成分の平均パワーが所定閾値ｘ以上の場合）にはノイ
ズ除去フイルタ回路２０よりの信号を選択し、制御信号
３５が“０”の場合には位相調整回路１０よりの信号を
選択する。
【００１５】５０は基線変動除去フイルタ回路であり、
心電図データの基線変動を除去する。この基線変動除去
フイルタ５０としては、ＣＩＣ２段ノツチフイルタ等で
構成でき、例えば特願昭５７−１８９２５５号に記載の
フイルタなどを採用すればよい。この基線変動除去フイ
ルタ５０よりの出力は、基線変動が除去されているのみ
ならず、ノイズ成分も大幅に抑えられており、その後の
符号化圧縮回路６での圧縮率を上げることが可能とな
る。
心電図データの基線変動を除去する。この基線変動除去
フイルタ５０としては、ＣＩＣ２段ノツチフイルタ等で
構成でき、例えば特願昭５７−１８９２５５号に記載の
フイルタなどを採用すればよい。この基線変動除去フイ
ルタ５０よりの出力は、基線変動が除去されているのみ
ならず、ノイズ成分も大幅に抑えられており、その後の
符号化圧縮回路６での圧縮率を上げることが可能とな
る。
【００１６】以上におけるノイズキヤンセル回路５の入
力信号を図４の（Ａ）に、ＣＩＣフイルタ３３出力であ
るノイズ成分のパワー検出結果を図４の（Ｂ）に、ノイ
ズ検出回路３０よりの出力制御信号３５を図４の（Ｃ）
に、切替回路４０の出力波形を図４の（Ｄ）に示す。な
お、ノイズ検出回路３０の微分回路３１は、心電図情報
のノイズ成分が心電図データに比し主に高周波成分であ
ることに着目して一種のハイパスフイルタ（ＨＰＦ）を
構成するための回路である。この微分回路３１により比
較的心電図波形成分の少ない帯域でのノイズ成分を取り
出している。
力信号を図４の（Ａ）に、ＣＩＣフイルタ３３出力であ
るノイズ成分のパワー検出結果を図４の（Ｂ）に、ノイ
ズ検出回路３０よりの出力制御信号３５を図４の（Ｃ）
に、切替回路４０の出力波形を図４の（Ｄ）に示す。な
お、ノイズ検出回路３０の微分回路３１は、心電図情報
のノイズ成分が心電図データに比し主に高周波成分であ
ることに着目して一種のハイパスフイルタ（ＨＰＦ）を
構成するための回路である。この微分回路３１により比
較的心電図波形成分の少ない帯域でのノイズ成分を取り
出している。
【００１７】絶対値回路３２では、微分回路３１よりの
ノイズ成分のパワー相当を、絶対値を取ることによりＤ
Ｃ成分に移動させている。そして、続くＣＩＣフイルタ
３３によりそのＤＣ成分（ノイズのパワー相当）を抽出
する。このフイルタ３３における心電図波形のＲ波成分
はノイズ成分に比べパワーが少ないので、このＣＩＣフ
イルタ３３を通すことで、略ノイズ成分の平均パワーの
みの出力とできる。
ノイズ成分のパワー相当を、絶対値を取ることによりＤ
Ｃ成分に移動させている。そして、続くＣＩＣフイルタ
３３によりそのＤＣ成分（ノイズのパワー相当）を抽出
する。このフイルタ３３における心電図波形のＲ波成分
はノイズ成分に比べパワーが少ないので、このＣＩＣフ
イルタ３３を通すことで、略ノイズ成分の平均パワーの
みの出力とできる。
【００１８】その後段の量子化回路３４では、このＣＩ
Ｃフルタ３３よりのパワー信号が所定閾値ｘ以上か否か
で量子化し、タイミング調整して制御信号３５として出
力する。そして、無処理データとノイズ除去フイルタ出
力データとの切替を行なう。本実施例における量子化回
路３４での閾値の決定方法は、“ノイズデータ”を入力
とした場合のＣＩＣフイルタ３３の出力特性と、“ノイ
ズのない対象データ”を入力した場合のＣＩＣフイルタ
３３の出力特性を検討して決定する。
Ｃフルタ３３よりのパワー信号が所定閾値ｘ以上か否か
で量子化し、タイミング調整して制御信号３５として出
力する。そして、無処理データとノイズ除去フイルタ出
力データとの切替を行なう。本実施例における量子化回
路３４での閾値の決定方法は、“ノイズデータ”を入力
とした場合のＣＩＣフイルタ３３の出力特性と、“ノイ
ズのない対象データ”を入力した場合のＣＩＣフイルタ
３３の出力特性を検討して決定する。
【００１９】本実施例においては、“ノイズデータ”と
して周波数に対して一様である“ガウシアンホワイトノ
イズ”を用い、このノイズがバーストし出現するデータ
列を作り、このデータ列をノイズキヤンセル回路５に入
力した場合のノイズ開始時と終了時の出力値を記録し、
この出力値の平均値を求める。この平均値が閾値決定の
指標に相当する。この算出値に対して、“ノイズのない
対象データ”のノイズ換算値を求めるために、このデー
タをノイズキヤンセル回路５に入力し、ＣＩＣフイルタ
３３の出力の最大値を求める。そしてこの最大値を先に
求めた“ノイズデータ”算出値（出力特性）により逆換
算し、量子化回路３４の閾値ｘを求める。
して周波数に対して一様である“ガウシアンホワイトノ
イズ”を用い、このノイズがバーストし出現するデータ
列を作り、このデータ列をノイズキヤンセル回路５に入
力した場合のノイズ開始時と終了時の出力値を記録し、
この出力値の平均値を求める。この平均値が閾値決定の
指標に相当する。この算出値に対して、“ノイズのない
対象データ”のノイズ換算値を求めるために、このデー
タをノイズキヤンセル回路５に入力し、ＣＩＣフイルタ
３３の出力の最大値を求める。そしてこの最大値を先に
求めた“ノイズデータ”算出値（出力特性）により逆換
算し、量子化回路３４の閾値ｘを求める。
【００２０】なお、本実施例の如くに“ノイズの無い対
象データ”が心電図データの様に個人差を持つデータで
ある場合には、予め個人データのノイズ換算値を求めて
おくことにより、より信頼性の高い結果が得られる。ま
た、前もつてノイズ換算値が得られない様な場合には、
一般的な使用に耐えるようにするために多数の対象デー
タを統計的に処理し、ノイズ換算値を得ておく必要があ
る。この場合には、対象データの分散により、ノイズキ
ヤンセル能力の限界が決定されることになる。
象データ”が心電図データの様に個人差を持つデータで
ある場合には、予め個人データのノイズ換算値を求めて
おくことにより、より信頼性の高い結果が得られる。ま
た、前もつてノイズ換算値が得られない様な場合には、
一般的な使用に耐えるようにするために多数の対象デー
タを統計的に処理し、ノイズ換算値を得ておく必要があ
る。この場合には、対象データの分散により、ノイズキ
ヤンセル能力の限界が決定されることになる。
【００２１】図２に示す微分回路３１およびＣＩＣフイ
ルタ３３の詳細構成を図３に示す。本実施例において
は、サンプリング周波数１８０ヘルツの心電図データの
うち有効成分を９０ヘルツまでとみなし、微分回路３１
を合計４段の線形フイルタ回路で構成して一種のＨＰＦ
構成とし、高周波成分を増幅し、ノイズ成分の平均値パ
ワーを得るようにしている。このため、各段を、入力信
号をＺ-1して加算器の“−”入力に、入力信号を加算器
の“＋”入力に接続して線形フイルタを構成し、加算器
出力にデジタルシステムでは１ビツトシフトに相当する
（１／２）増幅器を備えて入力信号との対応をとるとい
う、加算器のみで乗算器を含まない演算回路構成として
いる。本実施例では、種々の実験を行なつた結果、必要
最小限の微分回路の段数として４段を採用した。
ルタ３３の詳細構成を図３に示す。本実施例において
は、サンプリング周波数１８０ヘルツの心電図データの
うち有効成分を９０ヘルツまでとみなし、微分回路３１
を合計４段の線形フイルタ回路で構成して一種のＨＰＦ
構成とし、高周波成分を増幅し、ノイズ成分の平均値パ
ワーを得るようにしている。このため、各段を、入力信
号をＺ-1して加算器の“−”入力に、入力信号を加算器
の“＋”入力に接続して線形フイルタを構成し、加算器
出力にデジタルシステムでは１ビツトシフトに相当する
（１／２）増幅器を備えて入力信号との対応をとるとい
う、加算器のみで乗算器を含まない演算回路構成として
いる。本実施例では、種々の実験を行なつた結果、必要
最小限の微分回路の段数として４段を採用した。
【００２２】また、ＣＩＣフイルタ３３は、加算器の
“−”入力には原入力信号をＺ-128した信号を入力し、
“＋”入力に原入力信号および加算器の出力信号をＺ-1
した信号を入力した構成とし、加算器出力にデジタルシ
ステムでは７ビツトシフトに相当する（１／１２８）増
幅器を接続して原入力信号との対応を取つている。以上
説明したように、このノイズ検出回路及びノイズ除去フ
イルタを、加算器を基本とした乗算器を必要としない構
成とすることにより、高速処理が実現し、回路構成も簡
単なものと出来る。しかも、必要な場合のみノイズ除去
フイルタ２０を通過させることにより、不必要に入力信
号が変形するようなこともなく、忠実度の高い圧縮処理
が可能となる。なお、図３においては、Ｚの個数も実験
結果に基づいて決定されており、それぞれの必要最小限
の構成となつている。
“−”入力には原入力信号をＺ-128した信号を入力し、
“＋”入力に原入力信号および加算器の出力信号をＺ-1
した信号を入力した構成とし、加算器出力にデジタルシ
ステムでは７ビツトシフトに相当する（１／１２８）増
幅器を接続して原入力信号との対応を取つている。以上
説明したように、このノイズ検出回路及びノイズ除去フ
イルタを、加算器を基本とした乗算器を必要としない構
成とすることにより、高速処理が実現し、回路構成も簡
単なものと出来る。しかも、必要な場合のみノイズ除去
フイルタ２０を通過させることにより、不必要に入力信
号が変形するようなこともなく、忠実度の高い圧縮処理
が可能となる。なお、図３においては、Ｚの個数も実験
結果に基づいて決定されており、それぞれの必要最小限
の構成となつている。
【００２３】本実施例のホルタ心電計においては、符号
化圧縮処理を行う前に不要なノイズ成分を有効に除去す
ることにより、圧縮率を上げることができる。このた
め、好適な圧縮処理を施すことができ、小容量のＲＡＭ
に長時間の心電図情報を記憶させることができる。この
場合においても、心電図情報をデジタルデータの形で記
憶するため、解像度が劣化したり、波形歪が起こること
もない、ホルタ心電計とすることができる。しかも、可
動部もないため、振動などにも強く、小型軽量化も容易
であり、価格も低く抑えることが可能となる。
化圧縮処理を行う前に不要なノイズ成分を有効に除去す
ることにより、圧縮率を上げることができる。このた
め、好適な圧縮処理を施すことができ、小容量のＲＡＭ
に長時間の心電図情報を記憶させることができる。この
場合においても、心電図情報をデジタルデータの形で記
憶するため、解像度が劣化したり、波形歪が起こること
もない、ホルタ心電計とすることができる。しかも、可
動部もないため、振動などにも強く、小型軽量化も容易
であり、価格も低く抑えることが可能となる。
【００２４】
【発明の効果】以上説明した様に本発明によれば、心電
図情報中のノイズを有効にキヤンセルすることができ、
その後に圧縮処理を行なう際に十分な圧縮を行なうこと
ができ、長時間の心電図情報を記録する際に必要とする
記憶容量を低く抑えることが可能となる。
図情報中のノイズを有効にキヤンセルすることができ、
その後に圧縮処理を行なう際に十分な圧縮を行なうこと
ができ、長時間の心電図情報を記録する際に必要とする
記憶容量を低く抑えることが可能となる。
【００２５】しかも、ノイズの検出を加算器を基本とし
た乗算器を必要としない構成で行なうことにより、高速
処理が実現し、回路構成も簡単なものと出来る。
た乗算器を必要としない構成で行なうことにより、高速
処理が実現し、回路構成も簡単なものと出来る。
【図１】本発明に係る一実施例のホルタ心電計のブロツ
ク図である。
ク図である。
【図２】図１に示すノイズキヤンセル回路の詳細構成を
示すブロツク図である。
示すブロツク図である。
【図３】図２の詳細構成を示す図である。
【図４】本実施例のノイズキヤンセル回路の入出力波形
を示す図である。
を示す図である。
１〜３ 生体誘導電極（ピツクアツプ） ４ アンプ回路 ５ ノイズキヤンセル回路 ６ 符号化圧縮回路 ７ 書き込み回路 ８ ＲＡＭ １０ 位相調整回路 ２０ ノイズ除去フイルタ回路 ３０ ノイズ検出回路 ３１ 微分回路 ３２ 絶対値回路 ３３ ＣＩＣ回路 ３４ 量子化回路 ４０ 切替回路 ５０ 基線変動除去フイルタ回路
Claims (3)
- 【請求項１】 誘導電極よりの心電図情報に含まれるノ
イズ成分のパワーを検出する検出手段と、 該検出手段の検出パワーが所定以上の場合には前記誘導
電極よりの心電図情報に対してノイズ除去フイルタを介
してノイズキヤンセルを行なつた後に基線変動除去を行
ない、前記検出手段よりの検出パワーが所定以上でない
場合にはノイズ除去フイルタを介さずそのまま基線変動
除去を行なうノイズ除去手段とを備えることを特徴とす
る心電計におけるノイズキヤンセル回路。 - 【請求項２】 前記検出手段を、少なくとも２段よりな
る偶数段の微分回路と、該微分回路よりの微分波形の絶
対値を出力する絶対値回路と、該絶対値回路に接続され
たＣＩＣフイルタ回路で構成することを特徴とする請求
項１記載の心電計におけるノイズキヤンセル回路。 - 【請求項３】 誘導電極よりの心電図情報に含まれるノ
イズ成分のパワーを検出し、検出したノイズ成分パワー
が所定以上の場合には前記誘導電極よりの心電図情報に
対してノイズ除去フイルタを介してノイズキヤンセルを
行なつた後に基線変動除去を行ない、前記検出したノイ
ズ成分パワーが所定以上でない場合にはノイズ除去フイ
ルタを介さずそのまま基線変動除去することを特徴とす
る心電計におけるノイズキヤンセル方法。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP5068009A JPH06277189A (ja) | 1993-03-26 | 1993-03-26 | 心電計におけるノイズキヤンセル方法および心電計におけるノイズキヤンセル回路 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP5068009A JPH06277189A (ja) | 1993-03-26 | 1993-03-26 | 心電計におけるノイズキヤンセル方法および心電計におけるノイズキヤンセル回路 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH06277189A true JPH06277189A (ja) | 1994-10-04 |
Family
ID=13361429
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP5068009A Pending JPH06277189A (ja) | 1993-03-26 | 1993-03-26 | 心電計におけるノイズキヤンセル方法および心電計におけるノイズキヤンセル回路 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH06277189A (ja) |
Cited By (12)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2006512168A (ja) * | 2002-12-30 | 2006-04-13 | カーディアック・ペースメーカーズ・インコーポレーテッド | 拡張期血行動態を監視するための方法と装置 |
| US7844334B2 (en) | 2003-11-06 | 2010-11-30 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Dual-use sensor for rate responsive pacing and heart sound monitoring |
| US8103335B2 (en) | 2004-12-22 | 2012-01-24 | Nihon Kohden Corporation | Cardiogram waveform correcting and displaying device and a method of correcting and displaying cardiogram waveforms |
| JP2013059439A (ja) * | 2011-09-13 | 2013-04-04 | Nippon Koden Corp | 生体信号測定装置 |
| US8951205B2 (en) | 2002-12-30 | 2015-02-10 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for detecting atrial filling pressure |
| CN105764413A (zh) * | 2013-09-30 | 2016-07-13 | 赛佛欧普手术有限公司 | 用于在手术期间防止记录的生物信号干扰的系统和方法 |
| JP2016214537A (ja) * | 2015-05-20 | 2016-12-22 | 株式会社日立製作所 | 超音波診断装置 |
| US11064949B2 (en) | 2016-05-26 | 2021-07-20 | Samsung Electronics Co., Ltd. | Method and apparatus to remove noise from electrocardiography (ECG) sensor signal |
| JP2022170027A (ja) * | 2021-04-28 | 2022-11-10 | フクダ電子株式会社 | 生体信号処理装置、生体信号検査装置及び生体信号処理方法 |
| US11963775B2 (en) | 2017-03-22 | 2024-04-23 | Safeop Surgical, Inc. | Medical systems and methods for detecting changes in electrophysiological evoked potentials |
| US11963784B2 (en) | 2013-11-07 | 2024-04-23 | Safeop Surgical, Inc. | Systems and methods for detecting nerve function |
| US11986321B2 (en) | 2016-09-22 | 2024-05-21 | Safeop Surgical, Inc. | System and method for detecting and removing periodic non-physiological artifact from evoked potentials |
Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS61202653A (ja) * | 1985-03-07 | 1986-09-08 | マルハ株式会社 | 魚体の腎臓表皮切断装置 |
-
1993
- 1993-03-26 JP JP5068009A patent/JPH06277189A/ja active Pending
Patent Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS61202653A (ja) * | 1985-03-07 | 1986-09-08 | マルハ株式会社 | 魚体の腎臓表皮切断装置 |
Cited By (20)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2006512168A (ja) * | 2002-12-30 | 2006-04-13 | カーディアック・ペースメーカーズ・インコーポレーテッド | 拡張期血行動態を監視するための方法と装置 |
| US8048001B2 (en) | 2002-12-30 | 2011-11-01 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for detecting atrial filling pressure |
| US8403860B2 (en) | 2002-12-30 | 2013-03-26 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for detecting atrial filling pressure |
| US8951205B2 (en) | 2002-12-30 | 2015-02-10 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for detecting atrial filling pressure |
| US7844334B2 (en) | 2003-11-06 | 2010-11-30 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Dual-use sensor for rate responsive pacing and heart sound monitoring |
| US8103335B2 (en) | 2004-12-22 | 2012-01-24 | Nihon Kohden Corporation | Cardiogram waveform correcting and displaying device and a method of correcting and displaying cardiogram waveforms |
| JP2013059439A (ja) * | 2011-09-13 | 2013-04-04 | Nippon Koden Corp | 生体信号測定装置 |
| US10376167B2 (en) | 2013-09-30 | 2019-08-13 | Safeop Surgical, Inc. | Systems and methods for preventing contamination of recorded biological signals during surgery |
| JP2016537038A (ja) * | 2013-09-30 | 2016-12-01 | セーフオプ サージカル インコーポレイテッド | 手術中に記録された生体信号のノイズ混入を防止するシステムと方法 |
| CN105764413A (zh) * | 2013-09-30 | 2016-07-13 | 赛佛欧普手术有限公司 | 用于在手术期间防止记录的生物信号干扰的系统和方法 |
| JP2020000875A (ja) * | 2013-09-30 | 2020-01-09 | セーフオプ サージカル インコーポレイテッド | 手術中に記録された生体信号のノイズ混入を防止するシステムと方法 |
| CN113080875A (zh) * | 2013-09-30 | 2021-07-09 | 赛佛欧普手术有限公司 | 用于在手术期间防止记录的生物信号干扰的系统和方法 |
| US11406303B2 (en) | 2013-09-30 | 2022-08-09 | Safeop Surgical, Inc. | Systems and methods for preventing contamination of recorded biological signals during surgery |
| US12558034B2 (en) | 2013-09-30 | 2026-02-24 | Safeop Surgical, Inc. | Systems and methods for preventing contamination of recorded biological signals during surgery |
| US11963784B2 (en) | 2013-11-07 | 2024-04-23 | Safeop Surgical, Inc. | Systems and methods for detecting nerve function |
| JP2016214537A (ja) * | 2015-05-20 | 2016-12-22 | 株式会社日立製作所 | 超音波診断装置 |
| US11064949B2 (en) | 2016-05-26 | 2021-07-20 | Samsung Electronics Co., Ltd. | Method and apparatus to remove noise from electrocardiography (ECG) sensor signal |
| US11986321B2 (en) | 2016-09-22 | 2024-05-21 | Safeop Surgical, Inc. | System and method for detecting and removing periodic non-physiological artifact from evoked potentials |
| US11963775B2 (en) | 2017-03-22 | 2024-04-23 | Safeop Surgical, Inc. | Medical systems and methods for detecting changes in electrophysiological evoked potentials |
| JP2022170027A (ja) * | 2021-04-28 | 2022-11-10 | フクダ電子株式会社 | 生体信号処理装置、生体信号検査装置及び生体信号処理方法 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US5503159A (en) | Method for enhancement of late potentials measurements | |
| JPH06277189A (ja) | 心電計におけるノイズキヤンセル方法および心電計におけるノイズキヤンセル回路 | |
| US4424815A (en) | Stethoscope-type recording system with stretched-in-time playback | |
| US7848530B2 (en) | Electronic device and its control method | |
| JPS58183140A (ja) | 携帯用長時間心電図記録装置 | |
| US5384763A (en) | Signal compression recording and reproducing method | |
| JPS6331120Y2 (ja) | ||
| JP2001320794A (ja) | 記録再生装置 | |
| KR100195084B1 (ko) | 디지탈 오디오 신호의 기록재생방법 및 그에 적합한장치 | |
| JPH024319A (ja) | 長時間心電図解析装置 | |
| JPH06195867A (ja) | 長時間生体信号再生方式 | |
| KR950009329B1 (ko) | 캠코더의 환경잡음 제거장치 | |
| JP2685809B2 (ja) | 雑音除去回路 | |
| JPS5975299A (ja) | 音声認識装置 | |
| KR890002878Y1 (ko) | 음성 합성시스템의 잡음제거 회로 | |
| JP2001332017A (ja) | 磁気記録再生装置、音声信号再生装置、および、これらの信号処理方法 | |
| JP2002298505A (ja) | 記録装置 | |
| JPS613364A (ja) | 雑音低減装置 | |
| JPH087595B2 (ja) | 音声信号再生装置 | |
| JPH0731602A (ja) | 携帯用心電図長時間記録装置 | |
| JPH06237908A (ja) | 心電図データ処理装置 | |
| EP0833265A2 (en) | Electrocardiographic signal processing method and device | |
| RU6264U1 (ru) | Устройство для преобразования неэлектрических величин в электрические сигналы | |
| KR100203242B1 (ko) | 자기기록재생시스템의 주파수 보상장치 | |
| JPH0576505A (ja) | 長時間心電図発生装置 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A02 | Decision of refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02 Effective date: 19951024 |