JPH06503015A - アナログ心電計信号のフィルタリング方法 - 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】 アナログ心電計信号のフィルタリング方法発明の背景 本発明は、アナログ心電計の信号（ＥＣＧ　ｓｉｇａｚｌ）のフィルタリング方 法に関する。

患者の心機能は、普通、心臓の電気的活動を反映する、電気的なアナログ心電計 の信号を出す電極によって監視される。

本発明の技術分野は、一般に、アナログ心電計の信号の処理を含む。この信号処 理方法は、記録される心電計信号とその特徴的な成分を受信し、準備し、そして 評価することからなる。

心電計信号は、Ｐ、Ｑ、Ｒ％Ｓ１及びＴによって示される特殊な波形に現われる 特徴的な信号成分を含んでいる。これらの成分は、心電計信号の複合体（ＥＣＧ 　ｃｏｍｐｌｅｘ）を構成している。

理想的な心電計信号において、心電計信号の複合体が顕著に現れる。しかしなが ら、実際には、心電計信号に系統誤差と偶然誤差のどちらもが示され、心電計信 号の複合体を測定するのをより困難にしている。このように、心電計信号は、干 渉、例えば、信号に重なっている干渉パルス、即ち雑音に影響される。

発明の要約 心電計信号を解析することは、上述の誤差による理由から、困難である。リアル タイムで心電計信号の個々の成分を解析することにおいて、特有の問題がある。

また、単純な電子装置を用いて、リアルタイムで解析することは困難である。

本発明の目的は、上述の問題を解決するフィルタリングの方法を提供し、以下に 詳細に記される要求に応じることである。

本発明は、フィルタにより不適当で干渉している情報を取り去り、心電計信号を フィルタリングすることを可能にする。これに続くコンピュータ援用解析のため に心電計信号を調整することを可能にする。さらに、心電計信号の複合体を測定 することを可能にする。

本発明によれば、これらの目的は、添付した特許請求の範囲に述べられている特 徴を有する方法によって達成本発明は、以下の添付図面を参照することにより詳 しく説明される。添付図面の図１は、本発明の方法を実行するための装置を示し 、図２は心電計信号を示し、図３は、本発明によるフローチャートを示し、図４ 　ａ　−ｅは、図３に関連する曲線のグラフを示す。

好ましい実施態様の説明 図１は、本発明の好ましい実施態様を示している。電極１は、電極の入力端子２ によって信号を適当な処理レベルに増幅するプリアンプ３ａに接続されている。

プリアンプ３ａは、アンプ３ｂに接続されている。アンプ３ｂから第１のチャン ネル５と第２のチャンネル６を通る。第１のチャンネル５は、バンドパスフィル タ７を有し、一方、第２のチャンネル６は、ローパスフィルタ８を有す。第１の アナログデジタル変換器、Ａ／Ｄコンノく一夕９は、バンドパスフィルタフにカ スケードに接続されている。第２のアナログデジタル変換器、Ａ／Ｄコンバータ １０は、ローパスフィルタ８にカスケードに接続されている。第１及び第２のＡ ／Ｄコンバータは、データバス１１に接続されている。

スタティックランダムアクセスメモリＳＲＡＭ１２とプログラムできるリードオ ンリーメモリＦＲＯＭ１３．２つのパラレルボート１５．２０、及びコントロー ルユニット１７が、それぞれデータバス１１に接続されている。さらに、中央演 算処理装置、ＣＰＵ１４が、データバスに接続されている。キーボード１６が第 １のパラレルボート１５に接続されている。コントロールユニ・ノド１７は、デ ィスプレイ１９に接続され、第２のノくラレルポート２０は、コントロールユニ ット２１を経てプリンター１８に接続されている。

ここで、本発明の好ましい実施態様の作用について説明をする。

その作用を十分に理解することができるように、まず、信号が処理される方法に ついて知らなければならない。

図２には、特徴的な波形を有する理想的な心電計信号を示す。その波形は、図の 左から右へ、Ｐ、Ｑ、Ｒ，Ｓ。

及びＴと示されている。通例、波形は、心拍数ＨＲを表す。心拍数ＨＲの逆数は 、２つの心拍動の間の時間ＨＴであり、これは、２つのＲ波の間の距離に相当す る。

記録される心電計信号は、電極１を経て、信号を１１００倍に増幅するプリアン プ３ａに供給される。前置増幅の後、信号は、アンプ３ｂを通り、そこで利得フ ァクターＡによって増幅される。この利得ファクターＡは、以下に示される本発 明の方法によって自動的に調整される。

増幅の後、心電計信号は、第１のチャンネル５と第２のチャンネル６の両方にに 入力される。バンドパスフィルタ７は、望ましくは５〜６０Ｈｚの信号を透過さ せ、一方ローパスフィルタ８は、１００Ｈｚ以下の信号を透過させる。フィルタ リングの後、信号は、それぞれのチャンネルでＡ／Ｄコンバータ９及び１０によ ってディジタル化される。

中央演算処理装置、ＣＰＵ１４、望ましくはクロック周波数５ＭＨｚのｒ８０８ ５プロセツサ」が、データバス１】を経て中央演算処理袋＠ＣＰＵ１４に到着す るデジタル化された心電計信号を処理する。中央演算処理装置は、プログラムで きるリードオンリーメモリＦＲＯＭＩ３にストアされているプログラムを使用す る。スタティックランダムアクセスメモリＳＲＡＭ１２は、特に、ＣＰＵの作業 用記憶領域を提供し、計算が行われている間、部分的な結果をストアするために 使用される。

午−ボード１６によって、中央演算処理装置が、例えば、心電計信号のフィルタ リング演算の結果をプリントアウトするために操作される。

ここで、図３において、図１の要素に一致するブロックには同じ符号を付してい る。ただし、その符号には１００が加えられている。

記録されるアナログの心電計信号は、段階１０３ａで受信される。この心電計信 号が、図２に示されている信号と同じくらい影響を受けていないことはまれであ る。

図４には、より現実的な心電計信号を示す。分かりやすくするために、図４には 、心電計信号が表す２つの干渉のタイプについてのみ示す。即ち、強い干渉のス パイクＤと短い継続時間の雑音Ｂである。図４ａに、段階１０３ｂにおいて、調 整可能な利得ファクターＡで増幅された心電計信号を示す。

段階１０３ｂの後、心電計信号は、段階１０７の第１のチャンネルと段階１０８ の第２のチャンネルの両方を通過する。段階１０７において、心電計信号のバン ドパスフィルタリング（５〜６０　Ｈｚ）が行われ、その後、段階１０９でアナ ログ心電計信号が、ディジタルの離散的なサンプルＥ　（１）　、Ｅ　（２）　 、・・・、Ｅ（ｉ）、・・・の信号の列Ｅに、ディジタル化される。サンプリン グ周波数は、５００　Ｈｚ、即ち、２つの標本の間の時間は２■ｓであり、ディ ジタル化は、８ビツトの分解能、即ち２５６の段階で実行される。

段階１１４ａでは、最大値Ｅｍａｘを捜し出すために、約１，５Ｓ即ち、約７５ ０の離散的なサンプルからなるデータの列の検索が実行される。理論的に、Ｒ波 は最大値、即ち、Ｅｍａ　ｘの位置であるべきである。図４ｂを見ると、位置り の強い干渉によるスパイクが、ある場合において、Ｒ波よりも高いと、Ｒ波と推 定され、こういう場合には、Ｅｍａｘが正確でない位置に置かれてしまう。

捜し出された値Ｅｍａｘは、テンプレートＦを与えるための起点となる。図４ｃ を参照すると、Ｅｍａｘの前後の与えられた時空間に一致する多くのサンプルが 、段階１１４ｂでコピーされ、それらはテンプレートＦとして指定される。テン プレートＦは、全部でＥｍａｘを中央とした３２のサンプルからなり、即ち、全 体で６４層Ｓとなり、Ｆ−Ｆ　（１）　、Ｆ　（２）　、・・・、Ｆ（ｉ）、・ ・・、Ｆ　（３２）のように構成される。

段階１１４Ｃでは、テンプレートが、妥当な振幅であるかどうかを評価する。テ ンプレートのサンプルの値が合計される。その総和（実際にはテンプレートの積 分値）が、２つの選択可能な限界の値、この場合２０と３５の間にあれば、テン プレートは受入れられる。そうでないときは、処理が、段階１０３ａに戻る。同 時に利害ファクターＡを、上げたり下げたりして選択可能な段階、例えば１．５ ｄＢに調節する。この場合、選択可能な値Ａは、始めの値Ａの２倍になる。始め の値から、利得ファクターＡが、例えば、全部で４段階減少させられ、また、例 えば、全部で１１段階増加させられるときは、即ち、それぞれ、−６ｄＢ減少ま たは＋１６．５ｄＢ増加する。テンプレートＦが、受は入れられたら、処理は段 階１１４ｄに進み、そこでは信号の列ＥとテンプレートＦとの一致を以下の式で 計算する。

ここで、 である。

Ｃは、一致の列（ｉｇｒ＊ｅ＋ｕｎｔ　５ＣｑＩｌｅｎｃｅ）であり、これは絶 えず計算される。図４ｄを参照。

段階１１４ｅでは、最小値Ｃｍ１ｎ、即ち、ＥとＦの最適の一致の位置が、一致 の列Ｃの中から検索される。

ここで使用されるｒ最適の一致」とは、Ｃｍ１ｎが、前もって決められた値以下 に下がることを意味している。

図４ｄでは、ＤとＢの干渉についてかなり良く一致しているように思われる。と ころが、最適な一致は、Ｒ波の正しい位置についてみられる。段階１１４ｃにお いて、雑音の干渉Ｂが、テンプレートＦの基礎として受信されるなら、Ｂの位置 では最適となるであろうが、Ｒ波の位置でかなり悪くなるであろう。

続く段階で、各々のＣｍ１ｎが正しい位置にあるかどうか、即ち、可能なＲ波の 位置でチェックする。チェックをする場合には、テンプレートＦは、正しく選択 され、正しいＥｍａｘが、段階１１４ａで検索される。これに反して、チェック をしないのなら、テンプレートＦは、おそらく、正しく選択されないであろう。

この理由としては、例えば、間違って干渉によるスパイクＤをＥｍａＸとして、 選択したことがあげられる。

そのため、テンプレートＦは、変化するクォリティマークＸによって評価される 。この評価の目的は、適切なフィルタリングを保証するために、不正確なテンプ レートＦをできる限り速やかに取り除くことにある。

ここで、フィルタリングの実行の方法についてさらに詳細に説明する。

段階１１４ｆには、Ｃの中で検索された最小値Ｃｍ１ｎが、心拍数ＨＲ（ｋ）を 計算するために使用される。

ここで、ｋは、計算開始から数えた心拍動の序数である。

そして、この計算された心拍数の信頼度を評価するために、以下に説明をする。

それぞれの新しい心拍数値ＨＲ（ｋ）は、試行平均値（ｌｅｓｔ　ｍＣ＊ｏ　ｙ ｔｌｕｅ）　ＨＲＴ（ｋ　）と比較される０ここで・ＨＲ（ｋ）と試行平均値Ｈ ＲＴ（ｋ）との差の絶対値が、１分あたりの心拍動２８よりも大なら（即ち、Ｉ ＨＲ（ｋ）−ＨＲ工（ｋ）ｌ　＞２８）　、ＨＲ（ｋ）は、受は入れられない。

しかしながら、ＨＲ（ｋ）は、以下に示す次の試行平均値として寄与する。

ＨＲ（ｋ＋１）−１／２ＨＲ工（ｋ）　＋１／２ＨＲ（ｋ）絶対値が２８に等し いかそれ以下ならば、ＨＲ（ｋ）は受け入れられる。

段階１１４ｇでは、受は入れられ、検索された最小値Ｃｍ１ｎの位置が、クォリ ティチェックにトリガをかけ、チャンネル２を通って送られた心電計信号の中の 心電計信号の複合体を任意に記録するために、出力される。

チャンネル２の心電計信号は、ローパスフィルタリング段階１０８（１００Ｈｚ 以下の周波数は全て透過できる）を通り、ちょうどチャンネル１で処理される信 号と同じアナログの心電計信号から取り出される。

段階１１０では、チャンネル２のアナログ信号は、列Ｅ２へ変換される。Ｅ２は 、サンプリング周波数５００Ｈｚ、即ち、サンプル間の時間間隔は２ｍｓである 。このディジタル化は、８ビツトの分解能で行われる。

段階１１４ｈでは、先に述べたように、チャンネル２を通過してきた心電計信号 の心電計信号の複合体のクォリティチェックを実行する。このクォリティチェッ クについての厳密な手続きは、以下により詳しく説明される。

クォリティチェックにおいて受け入れられた心電計信号と推定される心電計信号 の複合体は、実際の心電計信号の複合体として記録され、段階１１４１へ進めら れる。

記録された心電計信号の複合体は、７００のサンプルからなり、Ｒ波は、ある方 向に、例えば、２００のサンプルがＲ波の前にあるように、わずかにオフセット されている。図４ｅを見ると、段階１１４１では、２０の心電計信号の複合体が 、加算、即ち重ね合わせることによって、平均されている。次の段階１１４ｊで は、オペレータが、平均化された心電計信号の複合体を示すのにディスプレイ１ つ又はプリンタ１８のどちらかを選択できる。

段階１１４１において、アナログ心電計信号のフィルタリングが、完了し、さら に、ディジタル信号の処理が、容易に実行される。

フィルタリングの間、テンプレートＦ（図４Ｃを参照）が使われている。テンプ レートＦの妥当性が、上述のクォリティマークＸによってチェックされる。テン プレートＦが、段階１１４ｄで受け入れられたとき、テンプレートＦには、初期 値としてクォリティマークＸ−１５ポイントが与えられている。ポイントの数は 、増加したり減少したりする。その増減は、テンプレートＦが、その役割を十分 に果たす、即ち、正確な心拍数値ＨＲ（ｋ）に達し、心電計信号の複合体にトリ ガをかけるかどうか、に依存する。

心拍数値ＨＲ（ｋ）が、受は入られたなら、テンプレートＦは満足であるとみな され、１ポイントがクォリティマークＸに加えられる。テンプレートＦは、次の ようなときは不適当であるとみなされる。それは、段階１１４ｆにおいて、テン プレートＦが、取り除かれる心電計信号ＨＲ（ｋ）を生じさせたときである。そ してこのとき、１ポイントがクォリティマークＸから引かれる。

しかしながら、ポイントがクォリティマークＸから引かれる前に、まずテストさ れる信号が正しいかそうでないかをチェックしなければならない。図４ｅを見る と、信号が、雑音に埋まっているならまたは信号が飽和しているなら、即ち、直 流電流に相似であるなら、拒絶心拍数値（＋ｅｉｅＮｅｄ　ｈ！ｔｒｔ　ｒｘｌ ｅ　ｙｘｌｕｅ）は、おそらくテンプレートＦのクォリティのためではなく、む しろ不十分な信号のためである。このような場合、クォリティマークＸからポイ ントが引かれるべきではないし加えられるべきではない。なぜなら受け入れられ るべき心拍数値ＨＲ（ｋ）が蓄積されていないからである。

心電計信号の複合体にトリガをかけることが、段階１１４ｆで受け入れられると きはいつでも、１ポイントがクォリティマークＸに加算される。しかしながら、 クォリティマークＸは、許される最大値およそ３５ポイントをもつ。なぜなら次 に示すことが要求されるからである。それは、テンプレートＦが、長い時間の間 十分に処理され、突然不十分な結果を与え始めるのをできるだけ速やかに見つけ ることである。長時間にわたって、トリガをかけない場合には、段階１０３ａで 、タイムアウト機能が、フィルタリングに再スタートをかける。段階１１４ｆで クォリティマークが最小値、この例の場合では０に等しい、に下がった場合には 、テンプレートＦが拒絶され、段階１０３ａにおいて、新しい心電計信号のフィ ルタリングが再び開始される。

例えば雑音等の干渉が、心電計信号の複合体の中の記録されるＲ波の周辺で起き た場合、これは次のことを示す。それは、テンプレートＦが、Ｅｍａ　ｘの周囲 、例えばＲ波の代わりにＴ波について記録される。それにもかかわらず、心拍数 ＨＲ（ｋ）は、正確であり、クォリティマークＸは、前段階１１４ｆにおいてテ ンプレートＦが不正確に選ばれても、影響を受けない。この干渉は、次のような ときに見られる。それは、段階１１４ｈのプログラムが、心電計信号の複合体の 中の推定されたＲ波の周囲の多数のサンプル、例えば、５００サンプルをチェッ クするときである。雑音があれば、心電計信号の複合体は、拒絶され、１ポイン トが、クォリティマークＸから引かれる。Ｒ波の周囲に干渉がない場合には、心 電計信号が、受は入れられ、１ポイントが、クォリティマークＸに加えられる。

クォリティマークが、最小値に下がった場合には、フィルタリングが、段階１０ ３ａにおいて再開始される。

フィルタリングされ、ディジタル化された心電計信号は、平均された心電計信号 の複合体と心拍数ＨＲのひな型であり、それはコンピュータ援用処理に適してい る。

例えば、Ｔ／ＱＲ５比が、以下のように計算される。即ち、Ｐ波のピークとＱ波 の間で等電レベル（ｉｓｏｅｌｅｃｊｒｉｃＩＣマＣ１ｌが得られるまで、Ｒ波 から後退がなされる。このレベルは記録され、Ｔ波に出くわすまで、前進がなさ れる。その振幅は、等電レベルと比較され、記録され、ＱＲ８の複合体の最高点 と最低点との差によって割算される。

本発明に関する方法は、簡単に次のように示される。

即ち、テンプレートが生成され、テンプレートが能動的なフィルタリングに使用 され、全体のフィルタリング処理の間、テンプレートの形状と機能がチェックさ れ、形状と機能が悪ければ、テンプレートは、任意に置き換えられる。本発明は 、上述の実施態様に制限されず、添付の特許請求の範囲内で多くの種々の方法に より修正されｔ Ｆｉｇ、４ｄ 国際調査報告 １−１．−一、ｄａａａｊ−ｋ　ＰＣＴ／ＳＥ　９１１００８１９国際調査報告 ；＝１ｍ、、２＝＝フー；＝、Ｆ、ＥＭｒｄ１°１“１て屓“１１１ｎｍｋ−一 ―−軸−０１１ｊｗ　ｋＩａ　ａｓ　ｍｙ　Ｉｂｊ＋１＊　Ｉｗ　−＊　ｗｗｋ ｍ誦−−−Ｍ　ｓｗ＋ｍｌ　ｍ　ｂｅ　ｋ　Ｍ　香@Ｉｍｋ フロントページの続き （８１）指定国　ＥＰ（ＡＴ、ＢＥ、ＣＨ，ＤＥ。

ＤＫ、ＥＳ、ＦＲ，ＧＢ、ＧＲ，ＩＴ、ＬＵ、ＭＣ，ＮＬ、ＳＥ）、０Ａ（ＢＦ 、ＢＪ、ＣＦ、ＣＧ、ＣＩ、ＣＭ、ＧＡ、ＧＮ、ＭＬ、ＭＲ，ＳＮ、ＴＤ、ＴＧ ）、ＡＴ、　ＡＵ、　ＢＢ、　ＢＧ、　ＢＲ，ＣＡ、　ＣＨ，Ｃ３，ＤＥ。

ＤＫ、　ＥＳ、　ＦＩ、　ＧＢ、　ＨＵ、ＪＰ、　ＫＰ、　ＫＲ，ＬＫ、　ＬＵ 、　ＭＣ，ＭＧ、　ＭＮ、　ＭＷ、　ＮＬ、　Ｎｏ、　ＰＬ、　ＲＯ，ＳＤ、Ｓ Ｅ、　ＳＵ、　ＵＳ

Claims (4)

【特許請求の範囲】
1. １．以下の段階に特徴を有するアナログ心電計信号のフィルタリング方法。 ｉ）心電計信号を受信し、監視する段階。 ｉｉ）テンプレートＦを与える段階であって、ａ）推定される心電計信号を前も って決められた時空間内で、前記心電計信号の複合体を検索する段階と、 ｂ）前記検索され推定された心電計信号の複合体の最大値Ｅｍａｘの前と後に与 えられた時間間隔の間に、前記心電計信号をコピーする段階と、ｃ）前もって決 められた状態を満たすなら、前記与えられた時間間隔にコピーされた前記心電計 信号を前記テンプレートＦとして指定する段階と、を有する段階。 ｉｉｉ）心電計信号を準値する段階であって、ａ）それぞれの時点で前記テンプ レートＦと前記心電計信号を連続的に比較する段階と、 ｂ）前記テンプレートＦと前記心電計信号の最適の一致Ｃｍｉｎの位置を検索す る段階と、ｃ）前もって決められた状態を満たすなら、前記最適の一致Ｃｍｉｎ の位置の前後に与えられた時間間隔の間、心電計信号の複合体として前記心電計 信号を記録する段階と、 を有する段階。 ｉｖ）数個の記録された心電計信号の複合体を平均する段階。
2. ２．前記受信と監視の段階ｉ）が、 ａ）調節可能な利得因子Ａによって心電計信号を増幅する段階と、 ｂ）増幅された心電計信号を、与えられたビット数の分解能と与えられたサンプ リング周波数で、離散的なサンプルの信号列Ｅにディジタル化する段階と、 を含み、 前記テンプレートＦを生成する前記段階ｉｉ）が、サンプルのテンプレートを足 し合わせて評価し、与えられた許される時間間隔においてそれらを比較し、前記 テンプレートＦは、受け入れられるかまたは拒絶されるかによって、前記利得フ ァクターＡが、前記テンプレートが拒絶された場合には、調節され、フィルタリ ングが、前記受け入れ段階によって再開され、受け入れられたら、テンプレート Ｆが、記録され、そして、 テンプレートが記録されるまで前記テンプレートＦの生成が行われる前記段階が 、繰り返される、請求範囲１に記載の方法。
3. ３．前記受信段階ｉ）が、 ａ）調節可能な利得ファクターＡによって心電計信号を増幅する段階と、 ｂ）増幅された心電計信号を、８ビットの分解能で、サンプリング間隔２ｍｓの 離散的なサンプルの信号列Ｅにディジタル化する段階と、 を含み、 前記テンプレートＦを生成する前記段階ｉｉ）は、ｂ）前記信号列Ｅを、それの 最大値Ｅｍａｘの前と後の３２ｍｓ間コピーする段階と、 ｃ）テンプレートの積分値、即ち、テンプレートのサンプルの和が、前もって決 めておいた範囲２０〜３５にあるなら、テンプレートＦを記録し、さもなければ 、テンプレートＦを拒絶し、テンプレートが記録されるまでテンプレートを生成 する段階を繰り返す段階と、 を含む、請求範囲１に記載の方法。
4. ４．前記テンプレートＦを生成する前記段階ｉｉ）が、 ｄ）クオリティマークＸの初期値をテンプレートＦに割り当てる段階、 を含み、 前記心電計信号を準備する前記段階ｉｉｉ）は、ｂ１）心拍数ＨＲ（ｋ）を、そ れぞれの検索される位置Ｃｍｉｎについて、前記最適の一致を検索する前記副段 階で計算する段階と、 ｂ２）心拍数ＨＲ（ｋ）を、前の心拍数値に基づく試行平均値ＨＲＴ（ｋ）と比 較し、｜ＨＲ（ｋ）−ＨＲＴ（ｋ）｜が、与えられた値以下のとき、前記心拍数 を受け入れる段階、ここで前記クオリティマークは、受け入れについて増加し、 拒絶について減少する段階と、ｂ３）前記クオリティマークを、選択された許さ れる最大のクオリティマーク値Ｘｍａｘと選択された許される最小のクオリティ マーク値Ｘｍｉｎと比較する段階と、 ｂ４）前記テンプレートＦを、前記クオリティマークＸが、前記最小のクオリテ ィマーク値以下に下がるなら、拒絶し、前記テンプレートを生成する前記段階を 繰り返す段階と、 を含む、請求範囲１に記載の方法。