JPS63270027A - Ｒ波検出装置 - 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】 技術分野 本発明は、心電センサから出力される心電信号に基づい
て心電図のＲ波に同期した同期信号を高い精度で検出す
るＲ波検出装置に関するものである。

従来技術 心臓の活動電位の変化を表す心電図は、患者の健康状態
を表す重要な指標であり、医学的な判断の基礎情報の一
つである。なかでも、最も検出し易いＲ波は、心電図全
体の波形を識別・解析するために用いられるのみならず
、心音や脈波、コロトコフ（ＫＯＲＯＴＯＫＯＦＦ）音
等の採込み範囲を定める際のタイミング信号などとして
、幅広く利用されている。このようなことから、心臓の
活動電位を検出する心電センサから出力される心電信号
に基づいて、上記Ｒ波に同期した同期信号を検出するこ
とが行われている。

発明が解決しようとする問題点 ところで、かかる従来のＲ波検出装置は、一般に、心電
センサから出力される心電信号を所定のサンプリング周
期で読み込み、そのサンプリングデータの変化率からＲ
波に同期した同期信号を決定していたため、必ずしも充
分な検出精度が得られないという問題があった。すなわ
ち、心臓の活動電位には、通常、商用交流電源に起因す
る周期性のノイズが含まれているところから、心電セン
サから出力される心電信号はその商用交流電源の周波数
に同期して振動する一方、上記サンプリング周期はこの
商用交流電源の周波数の周期よりも極めて短いため、上
記周期性ノイズに起因してサンプリングデータの変化率
、更には同期信号にばらつきを生じてしまうのである。

問題点を解決するための手段 本発明は以上の事情を背景として為されたものであり、
その目的とするところは、心電信号に混入する商用交流
電源の周期性ノイズに拘らずＲ波に同期した同期信号を
高い精度で検出することにある。

そして、かかる目的を達成するため、本発明は、心臓の
活動電位を検出する心電センサから出力される心電信号
に基づいて心電図のＲ波に同期した同期信号を検出する
装置であって、（ａ）前記心電信号を予め定められたサ
ンプリング周期で読み込む読込み手段と、（ｂｌその読
込み手段によって読み込まれたサンプリングデータのう
ち、商用交流電源の周波数に対応する周期で読み込まれ
た二つのサンプリングデータの変化率を算出する算出手
段と、（Ｃ１その算出手段によって算出された前記変化
率に基づいて前記サンプリングデータの中から前記同期
信号を決定する同期信号決定手段とを有することを特徴
とする。

作用および発明の効果 このようなＲ波検出装置においては、読込み手段により
所定のサンプリング周期で読み込まれたサンプリングデ
ータのうち、商用交流電源の周波数に対応する周期で読
み込まれた二つのサンプリングデータ、すなわち商用交
流電源の周期変化に対する位相が互いに一致するサンプ
リングデータから、その変化率が算出手段によって算出
される。

このため、心電センサから出力される心電信号に商用交
流電源に起因する周期性ノイズが混入していても、上記
変化率がその周期性ノイズに影響されることはない。そ
して、この変化率に基づいてＲ波に同期した同期信号が
同期信号決定手段により決定されるため、その決定され
た同期信号はＲ波に対して常に高い精度で同期させられ
ることとなる。

ここで、前記読込み手段を、前記商用交流電源の周波数
に対応する周期よりも小さいサンプリング周期で前記心
電信号を読み込むように構成する一方、前記算出手段を
、そのサンプリング周期で前記心電信号が読み込まれる
毎に前記変化率を算出するように構成し、その算出され
た全ての変化率に基づいて同期信号を決定させるように
すれば、その同期信号を一層高い精度で検出することが
できるが、読込み手段により商用交流電源の周波数に対
応する周期と同じ周期でサンプリングデータを読み込ま
せるようにしても、商用交流電源の周期性ノイズに起因
する同期信号のばらつきを防止するという本発明の効果
は得られる。

また、前記同期信号決定手段は、例えば、前記変化率の
絶対値が予め求められた閾値よりも大きい場合に、その
変化率が正のときには前記二つのサンプリングデータの
うち後から読み込まれたサンプリングデータを前記同期
信号として決定し、その変化率が負のときには前記二つ
のサンプリングデータのうち先に読み込まれたサンプリ
ングデータを前記同期信号として決定するように構成さ
れる。

なお、Ｒ波に同期した同期信号とは、心電図のＲ波のピ
ークに対して一定の関係にある信号のことで、必ずしも
Ｒ波のピークに対応する信号を意味するものではない。

実施例 以下、本発明の一実施例を図面に基づいて詳細に説明す
る。

第１図において、ＩＯは心臓の活動電位を検出する心電
センサとしての心電計で、生体の胸部等に接着させられ
る複数の電極１２を備えている。

心電計１０からは上記活動電位に対応する心電信号ＳＥ
が出力され、この心電信号ＳＥはＡ／Ｄコンバータ１４
においてデジタル信号ＳＥＤに変換された後、タイミン
グ信号ＳＴに従ってＣＰＵｌ６に読み込まれる。ＣＰＵ
１６には、押釦ＰＢおよびクロック信号源１８からそれ
ぞれ起動信号ＳＡおよび所定周波数のパルス信号ｓｐが
供給されるとともに、図示は省略するが、心臓から発生
する心音を表す心音信号が心音計等から供給されるよう
になっている。

上記ＣＰＵＩ　６はＲＡＭ２０およびＲＯＭ２２と共に
マイクロコンピュータを構成しており、ＲＡＭ２０の一
時記憶機能を利用しつつＲＯＭ２２に予め記憶されたプ
ログラムに従って信号処理を行う。第２図は、かかる信
号処理ロジックを示すフローチャートの一例であり、以
下、このフローチャートに従って本実施例の作動を説明
する。

先ず、図示しない電源スィッチが投入されると図示しな
い初期化ステップを経てステップｓ１が実行され、押６
０ＰＢが押圧操作されたが否が、換言すれば起動信号Ｓ
Ａが供給されているが否がか判断される。起動信号ＳＡ
が供給されると、次にステップＳ２が実行され、クロッ
ク信号源１８がら供給されているパルス信号ＳＰを計数
するタイマの計数内容ｔがリセフトされるとともに、続
いてステップＳ３が実行される。

ステップＳ３においては、予め定められた一定のサンプ
リング周期、本実施例では約０．４．４４　ｍ秒（周波
数で２２５０Ｈｚ）でタイミング信号ＳＴをＡ／Ｄコン
バータ１４へ出力することにより、そのサンプリング周
期で前記デジタル信号ＳＥＤを読み込み、次にステップ
Ｓ４が実行される。このステップＳ４は、ステップＳ３
において読み込まれたデジタル信号ＳＥＤ、すなわちサ
ンプリングデータの変化率Ｓｉを次式（１）に従って算
出する。

ここで、ｆ　　（ｉ＋３７）、ｆ　　（ｉ）は、何れも
読み込まれたデジタル信号Ｓ　Ｅ　Ｄ　＜、、＋　の信
号値ｆ（ｎ）であり、変化率Ｓｔは、前記サンプリング
周期の３７倍の周期で読み込まれた二つのデジタル信号
Ｓ　Ｅ　Ｄ　（１１およびＳ　Ｅ　Ｄ　（ｉ＋３７１の
信号値ｆ（ｉ）およびｆ　　（ｉ＋３７）に基づいて算
出される。これは、心臓の活動電位には、通常、商用交
流電源に起因する周期性のノイズが含まれているため、
その商用交流電源の周波数に対応した周期で読み込まれ
たデジタル信号ＳＥＤの信号値を比較してその変化率Ｓ
ｔを算出するためで、３７は、商用交流電源の周期Ｔ（
この実施例では１７６０秒）を前記サンプリング周期（
０，４４４ｍ秒）で割算することによって求められた値
である。これにより、デジタル信号Ｓ　Ｅ　Ｄ　ｌ、、
）　の信号値ｆ　　（ｎ）が第３図に示されているよう
に商用交流電源の周期Ｔで変動しても、変化率Ｓｉを算
出するための基礎となるデジタル信号Ｓ　Ｅ　Ｄ　ｔ＝
、の信号値ｆ　（ｉ）とデジタル信号Ｓ　Ｅ　Ｄ　ｌｉ
。３７〉の信号値ｆ　　（ｉ＋３７）とはその周期Ｔに
対する位相が互いに一致しているため、変化率Ｓｉが商
用交流電源による周期性ノイズに影響されることはない
。なお、この段階においては未だデジタル信号ＳＥＤは
一つしかないため、前記ステップＳ３が繰り返されて３
８個のデジタル信号Ｓ　Ｅ　Ｄ　＋＋＋　〜Ｓ　Ｅ　Ｄ
　（１１１１が読み込まれることにより、初めて最初の
デジタル信号５ＥＤＬｌ、の信号値ｒ　（１）と３８番
目のデジタル信号Ｓ　Ｅ　Ｄ　（３１１１の信号値ｆ（
３８）とに基づいて変化率Ｓ、が算出される。

このようにして最初の変化率Ｓ１が算出されると、次に
ステップＳ５が実行されてその絶対値ＩＳ１１を記憶し
た後、ステップＳ６において前記タイマの計数内容ｔが
１．８秒を経過したか否かが判断される。最初の変化率
Ｓ、を求めるのに必要な時間は約１／６０秒であるため
、この段階での判断はＮＯであり、ステップ８３以下が
再び実行されて３９番目のデジタル信号Ｓ　Ｅ　Ｄ　（
３９１が読み込まれるとともに、その信号値ｆ（３９）
と２番目に読み込まれたデジタル信号Ｓ　Ｅ　Ｄ　ｔｚ
、の信号値「　（２）とから変化率Ｓ２が算出され、そ
の絶対値１ｓ２１が記憶される。この時の所要時間は前
記サンプリング周期と略同じで約０．４４４ｍ秒である
。したがって、タイマの計数内容ｔが１．８秒を経過す
ることはなく、引き続きステップ８３以下の実行が繰り
返されてその都度変化率Ｓｉが算出され、その絶対値１
ｓｉ　ｌが記憶される。

その後、タイマの計数内容ｔが１．８秒を経過するとス
テップＳ７が実行され、前記ステップＳ５において記憶
された多数の変化率ｌ５１１の中からその値が最も大き
い最大変化率ｍａｘ　ｌ　Ｓ　ｉ　ｌを求める。そして
、続くステップＳ８においては、次式（２）に従ってそ
の最大変化率ｍａｘｌｓｉｌに０゜８を掛算することに
より、閾値Ｃを算出する。

Ｃ＝　ｍａｘｌ　Ｓ　ｉ　ｌ　Ｘｏ、８　　　　　　　
　・・・（２）この閾値Ｃは、その後に心電計１０から
出力される心電信号ＳＥに基づいて、心電図のＲ波に同
期したデジタル信号ＳＥＤ、すなわち同期信号ＳＥ　Ｄ
　（１）を検出するための基準となるものである。

この閾値Ｃを求めるために、前記ステップ８３〜Ｓ５を
１．８秒以上繰り返したのは、心臓の拍動周期は通常７
０回／分以上であるため、１．８秒あれば個体差に関係
なくＲ波に対応する心電信号ＳＥが供給されるからであ
る。また、変化率１ｓｉ　ｌに基づいて閾値Ｃを決定し
たのは、心電図のＲ波は、第４図に示されているように
デジタル信号ＳＥ　Ｄ　、、、の信号値ｆ　　（ｎ）が
最も急激に変化する部分だからであり、最大変化率ｍａ
ｘｌｓｉｌに０゜８を掛算したのは、Ｒ波に同期した同
期信号５ＥＤ（８）　を確実に検出するためである。

このようにして閾値Ｃが決定されると、次にステップＳ
９および３１０が実行され、前記ステップＳ３．Ｓ４と
同様にして、新たにデジタル信号ＳＥＤが前述したサン
プリング周期（０，４４４ｍ秒）で読み込まれるととも
に、その読み込まれたデジタル信号ＳＥＤの変化率Ｓｉ
が前記（１）式に従って算出される。そして、ステップ
３１１においては、算出された変化率の絶対値１ｓｉ　
ｌが前記閾値Ｃよりも大きいか否かが判断され、小さい
場合には上記ステップＳ９および３１０が繰り返される
が、大きい場合には次のステップＳ１２が実行されて心
電図のＲ波に同期した同期信号５ＥＤ（Ｒ）が決定され
る。すなわち、このステップＳ１２においては、先ず、
変化率Ｓｉの正負が判断され、変化率Ｓｔが正の場合に
は後から読み込まれたデジタル信号Ｓ　Ｅ　Ｄ　（ｉ。

１．）を同期信号Ｓ　Ｅ　Ｄ　ｕｎとして決定する一方
、変化率Ｓｉが負の場合には先に読み込まれたデジタル
信号Ｓ　Ｅ　Ｄ　ｔ＋、を同期信号Ｓ　Ｅ　Ｄ　（１１
１として決定する。本実施例では、これ等の一連の信号
処理ロジックのうち上記ステップＳ９を実行する部分が
読込み手段に相当し、ステップＳＩＯを実行する部分が
算出手段に相当し、ステップＳｌｌおよびＳ１２を実行
する部分が同期信号決定手段に相当する。

なお、心電図のＱ波のピークからＳ波のピークまでの時
間は通常１００ｍ秒程度で、変化率Ｓｔを算出するため
の基礎となるデジタル信号５ＥＤＯ）およびＳ　Ｅ　Ｄ
　（ｉ＋３？）の読込み周期（１／６０秒’＝１７ｍ秒
）に比較して充分に大きいため、かかる変化率Ｓｉに基
づいてＲ波に同期する同期信号５ＥＤ（。を決定するこ
とは充分に可能なのである。また、本実施例の閾値Ｃは
、前記（２）式から明らかなように最大変化率−，１Ｓ
ｉｌに０．８を掛算して求められたもので、比較的小さ
いため、上記同期信号Ｓ　Ｅ　Ｄ　、、、　は、第４図
に示されているように、通常はデジタル信号Ｓ　Ｅ　Ｄ
　Ｌｉ＋　が心電図のＱ波のピークに対応する場合のデ
ジタル信号Ｓ　Ｅ　Ｄ　（ｉ＋３’７）に決定される。

そして、このようにしてＲ波に同期した同期信号Ｓ　Ｅ
　Ｄ　（１１が決定されると、次にステップＳ１３の心
音データ採込みルーチンが実行され、同期信号５ＥＤｆ
。を基準として例えば心音の中の大動脈弁閉鎖に起因す
る第１音を決定するとともに、その第１音を基準として
予め定められた一定時間だけ心音を表す心音信号が採り
込まれる。その後、ステップＳ１４では、ステップＳ１
３において採り込まれた心音データの数が予め定められ
た一定数αを超えたか否かが判断され、心音データの数
が一定数αに達するまで上記ステップ８９〜Ｓ１３が繰
り返される。これにより、心臓の一拍毎に同期信号Ｓ　
Ｂ　Ｄ　（Ｒ）を基準として第１音が決定されるととも
に、その第１音に基づいて心音データが採り込まれ、そ
のデータ数がαに達すると、以後、その心音データに基
づいて例えば冠状動脈の狭窄異常等の自動診断が行われ
る。

ここで、上記第１音を決定するための基準となる同期信
号Ｓ　Ｅ　Ｄ　（Ｉｌｌ　は、予め定められたサンプリ
ング周期で読み込まれた多数のデジタル信号ＳＥＤい、
のうち、商用交流電源の周期Ｔで読み込まれてその商用
交流電源の周期変化に対する位相が互いに一致する二つ
のデジタル信号Ｓ　Ｅ　Ｄ　（ｉ＋およびＳ　Ｅ　Ｄ　
（ｉｏ３７）の信号値ｆ　　（ｉ）およびｆ　（ｉ＋３
７）の変化率Ｓｉに基づいて決定されているため、心電
計１０から出力される心電信号ＳＥ、更にはデジタル信
号Ｓ　Ｅ　Ｄ　（−１に商用交流電源に起因する周期性
ノイズが混入していても、上記変化率Ｓｉ、更にはその
変化率Ｓｉに基づいて決定される同期信号Ｓ　Ｅ　Ｄ　
＋ｕ　がその周期性ノイズに影響されることはなく、Ｒ
波に対して常に高い精度で同期させられる。したがって
、かかる同期信号Ｓ　Ｅ　Ｄ　、、、を基準として決定
される第１音、更にはその第１音に基づいて採り込まれ
る心音データの信輔性が高くなり、その心音データに基
づいてより正確な自動診断が行われるようになるのであ
る。

以上、本発明の一実施例を図面に基づいて詳細に説明し
たが、本発明は他の態様で実施することもできる。

例えば、前記実施例では予め最大変化率ｌ５ｉ１に基づ
いて閾値Ｃが求められ、その閾値Ｃを基準として同期信
号Ｓ　Ｅ　Ｄ　（１１を決定するようになっているが、
変化率Ｓｉが正となる場合のみから閾値Ｃ１更には同期
信号Ｓ　Ｅ　Ｄ　（Ｉｌｌ　を決定するようにしたり、
或いは変化率Ｓｉが負となる場合のみから閾値Ｃ１更に
は同期信号Ｓ　Ｅ　Ｄ　ｎ＋　を決定するようにしたり
することもできる。なお、最大変化率ｌｓｉ　ｌに対す
る閾値Ｃの割合を適宜変更し得ることは勿論である。

また、変化率ＳｔはＲ波のピークを境として急激に減少
するため、この変化率Ｓｉの変化からＲ波のピークに対
応する、或いはＲ波のピークに対・ して一定の関係を有する同期信号Ｓ　Ｅ　Ｄ　（Ｒ１を
決定するようにすることもできる。その場合には、閾値
Ｃを予め求めておく必要はない。

また、前記実施例では同期信号Ｓ　Ｅ　Ｄ　（Ｉｌｌを
基準として心音の第１音を決定し、その第１音に基づい
て心音データを採り込む場合について説明したが、脈波
やコロトコフ音等を採り込む場合、或いは心電図の波形
の識別・解析等を行う場合にも本発明は同様に適用され
得る。

その他−々例示はしないが、本発明はその精神を逸脱す
ることなく当業者の知識に基づいて種々の変更、改良を
加えた態様で実施することができる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の一実施例であるＲ波検出装置の構成を
説明するブロック線図である。第２図は第１図の装置の
作動を説明するフローチャートである。第３図はデジタ
ル信号に混入した商用交流電源の周期性ノイズを説明す
る図である。第４図はデジタル信号の信号値の変化を示
す図である。 １０：心電計（心電センサ） １６　：ＣＰＵ　　　　　　２０　：ＲＡＭ２２：ＲＯ
Ｍ ５Ｅ：心電信号 ＳＥＤ：デジタル信号（サンプリングデータ）ＳＥＤ（
Ｒ１：同期信号　Ｓｉ：変化率ステップＳ９：読込み手
段 ステップＳ１０：算出手段 ステップＳｌｌ、Ｓ１２：同朋信号決定手段出願人　　
コーリン電子株式会社 第３図 第４図

Claims (3)

【特許請求の範囲】
1. （１）心臓の活動電位を検出する心電センサから出力さ
   れる心電信号に基づいて心電図のＲ波に同期した同期信
   号を検出する装置であって、 前記心電信号を予め定められたサンプリング周期で読み
   込む読込み手段と、 該読込み手段によって読み込まれたサンプリングデータ
   のうち、商用交流電源の周波数に対応する周期で読み込
   まれた二つのサンプリングデータの変化率を算出する算
   出手段と、 該算出手段によって算出された前記変化率に基づいて前
   記サンプリングデータの中から前記同期信号を決定する
   同期信号決定手段と を有することを特徴とするＲ波検出装置。
2. （２）前記読込み手段は、前記商用交流電源の周波数に
   対応する周期よりも小さいサンプリング周期で前記心電
   信号を読み込むものであり、前記算出手段は、該サンプ
   リング周期で前記心電信号が読み込まれる毎に前記変化
   率を算出するものである特許請求の範囲第１項に記載の
   Ｒ波検出装置。
3. （３）前記同期信号決定手段は、前記変化率の絶対値が
   予め求められた閾値よりも大きい場合に、該変化率が正
   のときには前記二つのサンプリングデータのうち後から
   読み込まれたサンプリングデータを前記同期信号として
   決定し、該変化率が負のときには前記二つのサンプリン
   グデータのうち先に読み込まれたサンプリングデータを
   前記同期信号として決定するものである特許請求の範囲
   第１項または第２項に記載のＲ波検出装置。