(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
心電図波形を表示する心電図波形表示装置であって、
心電計によって計測された心電図波形信号をデジタルデータとした波形データを記録する波形データ記録部と、
記録部に記録された波形データに対して低周波遮断処理を行い、第１〜ｎの補正波形データを得る第１〜ｎのフィルタ手段であって、それぞれ遮断周波数が異なる第１〜ｎのフィルタ手段と、
前記波形データまたは前記第１〜ｎの補正波形データの少なくとも何れかについて基線変動の大きさを単位区間ごとに認識し、当該単位区間ごとに基線変動の大きさに基づいて第１〜ｎのフィルタの何れかを選択する選択手段と、
単位区間ごとに選択手段によって選択されたフィルタの出力を表示部に表示させる表示制御手段と、
を備えた心電図波形表示装置。
【請求項２】
コンピュータを心電図波形表示装置として機能させるための心電図波形処理プログラムであって、
心電計によって計測された心電図波形信号をデジタルデータとした波形データに対して低周波遮断処理を行い、第１〜ｎの補正波形データを得る第１〜ｎのフィルタ手段であって、それぞれ遮断周波数が異なる第１〜ｎのフィルタ手段と、
前記波形データまたは前記第１〜ｎの補正波形データの少なくとも何れかについて基線変動の大きさを単位区間ごとに認識し、当該単位区間ごとに基線変動の大きさに基づいて第１〜ｎのフィルタの何れかを選択する選択手段と、
単位区間ごとに選択手段によって選択されたフィルタの出力を表示部において表示させる表示制御手段と、
をコンピュータによって実現するための心電図波形処理プログラム。
【請求項３】
請求項１の心電図波形表示装置または請求項２の心電図波形処理プログラムにおいて、
前記表示制御手段は、選択手段によって選択されたフィルタの出力の表示に対応付けて、前記波形データまたは前記第１〜ｎの補正波形データのうちの最も遮断周波数の小さいフィルタの出力を同時に表示させることを特徴とするもの。
【請求項４】
請求項１〜３のいずれかの心電図波形表示装置または心電図波形処理プログラムにおいて、
前記選択手段は、各単位区間における波形データまたは補正波形データの特徴量を算出することにより基線変動の大きさを認識することを特徴とするもの。
【請求項５】
請求項４の心電図波形表示装置または心電図波形処理プログラムにおいて、
前記選択手段は、少なくともＰ波、Ｑ波、Ｒ波、Ｓ波、ＳＴ部、Ｔ波のいずれかに関する波形値を特徴量として用いることを特徴とするもの。
【請求項６】
請求項５の心電図波形表示装置または心電図波形処理プログラムにおいて、
前記選択手段は、Ｐｂ点の波形値またはＱｂ点の波形値を特徴量として用いることを特徴とするもの。
【請求項７】
請求項５または６の心電図表示装置または心電図波形処理プログラムにおいて、
前記選択手段は、前記波形値と基準値との差が大きいほど遮断周波数の高いフィルタ手段を選択することを特徴とするもの。
【請求項８】
請求項５〜７のいずれかの心電図波形表示装置または心電図波形処理プログラムにおいて、
前記第１の遮断周波数は、JIST1304に示される心電図監視装置としての機能を果たすための低域遮断周波数であることを特徴とするもの。
【請求項９】
請求項１〜８のいずれかの心電図波形表示装置において、
第１の遮断周波数を有する第１のフィルタ手段および第１の遮断周波数より高い周波数の第２の遮断周波数を有する第２のフィルタ手段が設けられており、
選択手段は、第１のフィルタ手段または第２のフィルタ手段の何れかを選択することを特徴とするもの。
【請求項１０】
請求項４の心電図波形表示装置または心電図波形処理プログラムにおいて、
前記第１〜ｎのフィルタは、第１のフィルタ、第２のフィルタ・・・第ｎのフィルタの順に遮断周波数が高くなっており、
前記選択手段は、前記特徴量として、第１〜第ｎの補正波形データ間の各単位区間における差の絶対値の平均を算出し、当該差平均に基づいてフィルタを選択することを特徴とするもの。
【請求項１１】
請求項１０の心電図波形表示装置または心電図波形処理プログラムにおいて、
前記表示制御手段は、選択手段によって選択されたフィルタの出力の表示に対応付けて、前記波形データまたは前記第１〜ｎの補正波形データのうちの最も遮断周波数の小さいフィルタの出力を同時に表示させることを特徴とするもの。
【請求項１２】
請求項１０または１１の心電図波形表示装置または心電図波形処理プログラムにおいて、
前記選択手段は、第ｎの補正波形データと第１〜第ｎ−１の補正波形データとの差の絶対値の各単位区間における第１〜第ｎ−１の平均値を算出し、第１〜第ｎ−１の平均値のうち所定の基準値以下のもののなかで、最も小さな遮断周波数を有するフィルタを選択することを特徴とするもの。
【請求項１３】
請求項１２の心電図波形表示装置または心電図波形処理プログラムにおいて、
前記選択手段は、第１〜第ｎ−１の平均値のうち所定の基準値以下のものがない場合には、第ｎのフィルタを選択することを特徴とするもの。
【請求項１４】
請求項１０〜１３のいずれかの心電図波形表示装置または心電図波形処理プログラムにおいて、
前記選択手段は、前記差平均とともに、Ｐ波、Ｑ波、Ｒ波、Ｓ波、ＳＴ部、Ｔ波のいずれかに関する波形値も併せて選択基準として、フィルタの選択を行うことを特徴とするもの。
【請求項１５】
請求項１０〜１４のいずれかの心電図波形表示装置または心電図波形処理プログラムにおいて、
第１〜第4の遮断周波数をそれぞれ有する、第１〜第４のフィルタが設けられていることを特徴とするもの。
【請求項１６】
請求項１５の心電図波形表示装置または心電図波形処理プログラムにおいて、
前記第１の遮断周波数は、JIST1202の心電計に必要な低域遮断周波数であり、
前記第２の遮断周波数は、JIST1304の心電図監視装置に必要な低域遮断周波数であることを特徴とするもの。
【請求項１７】
請求項１６の心電図波形表示装置または心電図波形処理プログラムにおいて、
前記表示制御手段は、少なくとも、第1の遮断周波数による第1の補正波形データ、第2の遮断周波数による第２の補正波形データと、第３の遮断周波数による第３の補正波形データ、第４の遮断周波数による第４の補正波形データとを区別可能に表示するよう制御することを特徴とするもの。
【請求項１８】
請求項１５〜１７のいずれかの心電図波形表示装置または心電図波形処理プログラムにおいて、
さらに、第５〜第７の遮断周波数をそれぞれ有する、第５〜第７のフィルタが設けられていることを特徴とするもの。
【請求項１９】
請求項１〜１８のいずれかの心電図表示装置または心電図波形処理プログラムにおいて、
前記表示制御手段は、表示波形に対応付けて、第１の補正波形データ〜第ｎの補正波形データのいずれであるか、または、第１の補正波形データ〜第ｎの補正波形データをグループ分けしたいずれのグループに属するかを確認可能なように表示するよう制御することを特徴とするもの。
【請求項２０】
請求項１９の心電図表示装置または心電図波形処理プログラムにおいて、
前記表示制御手段は、表示波形の単位区間ごとに、表示波形の近傍に、JIS規格の範囲を越えて基線変動が過剰に抑制された補正波形データであるか否かを区別するためのバーを表示するよう制御することを特徴とするもの。
【請求項２１】
請求項４〜２０のいずれかの心電図波形表示装置または心電図波形処理プログラムにおいて、
各単位区間における波形データまたは補正波形データの診断補助用の特徴量を算出する診断補助用特徴量算出手段をさらに備え、
前記表示制御手段は、前記診断補助用特徴量を、表示するよう制御することを特徴とするもの。
【請求項２２】
請求項２１の心電図波形表示装置または心電図波形処理プログラムにおいて、
前記表示制御手段は、選択手段によって選択されたフィルタの補正波形データに基づく診断補助用特徴量を表示するよう制御し、さらに、当該診断補助用特徴量が、JIS規格の範囲を越えて基線変動が過剰に抑制された補正波形データに基づくものであるか否かを区別するための表示を行うよう制御することを特徴とするもの。
【請求項２３】
請求項１〜２２のいずれかの心電図波形表示装置または心電図波形処理プログラムにおいて、
前記単位区間は、一心拍であることを特徴とするもの。
【請求項２４】
請求項２３の心電図波形表示装置または心電図波形処理プログラムにおいて、
前記表示制御手段は、先行する心拍区間のために選択された先行補正波形データとこれに後続する心拍区間のために選択された後続補正波形データとが異なるため、表示される補正波形データの連続性が失われる場合には、
先行補正波形データのＴ波の終端部より後の後端部波形データと、後続補正波形データの先行する心拍区間における対応する後端部波形データとに基づいて、補正波形データを連続的に表示できるよう修正することを特徴とするもの。
【請求項２５】
コンピュータによって心電図波形を表示する心電図波形表示方法であって、
心電計によって計測された心電図波形信号をデジタルデータに変換して波形データを生成し、
前記波形データに対して第１〜ｎの遮断周波数にて低周波遮断を行って、第１〜ｎの補正波形データを得る第１〜ｎのフィルタリング処理を行い、
前記波形データまたは前記第１〜ｎの補正波形データの何れかについて、その基線変動を示す特徴量を各所定区間について認識し、
当該特徴量に基づいて第１〜ｎのフィルタの何れかを選択し、所定区間ごとに選択手段によって選択されたフィルタの出力を表示部に表示すること
を特徴とする心電図波形表示方法。
【発明の詳細な説明】
【関連出願の参照】
【０００１】
日本国特許出願特願２００４−３７０９０８号（平成１６年１２月２２日出願）および日本国特許出願特願２００５−１８６８４４号（平成１７年６月２７日出願）の明細書、請求の範囲、図面および要約を含む全開示内容は、これら全開示内容を参照することによって本出願に合体される。
【技術分野】
【０００２】
この発明は、心電図波形補正表示装置および心電図波形補正表示方法に関するものである。特に、心電図波形の視認を容易にするものに関する発明である。
【背景技術】
【０００３】
心電図波形を表示する装置には、被験者の心臓機能を適切に判断するために、心電図波形を連続的に画面表示することが要求される。例えば被験者の体動等のノイズによって心電図の基線が大きく変動する場合に、心電図波形の連続性が損なわれる。心電図波形の連続性を保持することを目的とした技術の例として、心電計に含まれる回路構成に特徴を有する技術がある（例えば、特許文献１参照）。同文献の技術は、体動などのノイズにより基線が大きく変動した場合に、測定した心電図信号を増幅する増幅器の出力（またはＡＤ変換器への入力）が飽和してしまう事態を回避するものである。具体的には、増幅器の出力が所定値を超えると判断した場合に、一時的に心電計のＣＲ回路の低域遮断フィルタの遮断周波数を高くすることによって波形信号を短時間にＡＤ変換器の変換範囲内のものにする技術である。【０００４】
【特許文献１】特公平８−２４６７０（第１図）。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
上述の背景技術は、基線が大きく変動した際に心電図波形を短時間に０Ｖ（単位：ボルト）近辺に戻すことを目的としている。しかしながら、同技術は、心電図波形を連続的に表示することを主な目的としており、例えば心電図波形の特徴を正確に再現する点は考慮されていない。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
本発明は、以下のような複数の側面から捉えることができる。【０００７】
(1)(2)この発明に係る心電図波形を表示する心電図波形表示装置は、心電計によって計測された心電図波形信号をデジタルデータとした波形データを記録する波形データ記録部と、記録部に記録された波形データに対して低周波遮断処理を行い、第１〜ｎの補正波形データを得る第１〜ｎのフィルタ手段であって、それぞれ遮断周波数が異なる第１〜ｎのフィルタ手段と、前記波形データまたは前記第１〜ｎの補正波形データの少なくとも何れかについて基線変動の大きさを単位区間ごとに認識し、当該単位区間ごとに基線変動の大きさに基づいて第１〜ｎのフィルタの何れかを選択する選択手段と、単位区間ごとに選択手段によって選択されたフィルタの出力を表示部に表示させる表示制御手段とを備えている。【０００８】
したがって、単位区間ごとに、基線変動の大きさにしたがって適切な補正波形データを選択して表示することができる。【０００９】
(3)この発明に係る心電図波形表示装置は、表示制御手段が、選択手段によって選択されたフィルタの出力の表示に対応付けて、前記波形データまたは前記第１〜ｎの補正波形データのうちの最も遮断周波数の小さいフィルタの出力を同時に表示させることを特徴としている。【００１０】
したがって、選択されたフィルタの出力波形を、基線抑制の少ない波形と比較することができる。【００１１】
(4)この発明に係る心電図波形表示装置は、選択手段が、各単位区間における波形データまたは補正波形データの特徴量を算出することにより基線変動の大きさを認識することを特徴としている。【００１２】
したがって、特徴量に基づいて基線変動の大きさを判断することができる。【００１３】
(5)この発明に係る心電図波形表示装置は、選択手段が、少なくともＰ波、Ｑ波、Ｒ波、Ｓ波、ＳＴ部、Ｔ波のいずれかに関する波形値を特徴量として用いることを特徴としている。【００１４】
したがって、各単位区間における心電図波形の明瞭な点を特徴量として用いることができる。【００１５】
(6)この発明に係る心電図波形表示装置は、選択手段が、Ｐｂ点の波形値またはＱｂ点の波形値を特徴量として用いることを特徴としている。【００１６】
したがって、波形の基準部分となるＰｂ点の波形値またはＱｂ点の波形値を用いることにより、正確な判断を行うことができる。【００１７】
(7)この発明に係る心電図波形表示装置は、選択手段が、前記波形値と基準値との差が大きいほど遮断周波数の高いフィルタ手段を選択することを特徴としている。【００１８】
したがって、波形の基線変動が大きければ遮断周波数の高いフィルタ手段を用いて、基線変動をおさえることができる。【００１９】
(8)この発明に係る心電図波形表示装置は、第１の遮断周波数が、JIST1304に示される心電図監視装置としての機能を果たすための低域遮断周波数であることを特徴としている。【００２０】
したがって、基線変動が大きくない場合には、心電図監視装置としての条件を満たした波形を表示することができる。【００２１】
(9)この発明に係る心電図波形表示装置は、第１の遮断周波数を有する第１のフィルタ手段および第１の遮断周波数より高い周波数の第２の遮断周波数を有する第２のフィルタ手段が設けられており、選択手段は、第１のフィルタ手段または第２のフィルタ手段の何れかを選択することを特徴としている。【００２２】
したがって、波形の特徴量に応じて、２つのフィルタのうちから適切なフィルタを選択することができる。【００２３】
(10)この発明に係る心電図波形表示物は、心電計によって計測された心電図波形の、第１の遮断周波数〜第ｎの遮断周波数をそれぞれ有する第１の低周波遮断フィルタ〜第ｎの低周波遮断フィルタを経た第１の波形〜第ｎの波形のいずれかが選択的に続けて表示されており、第１の波形〜第ｎの波形のいずれを表示しているか、あるいは、第１の波形〜第ｎの波形を複数のグループに分けた場合のいずれのグループに属する波形を表示しているかが識別可能であるように、第１の波形〜第ｎの波形が表示されていることを特徴としている。
【００２４】
したがって、基線変動にかかわらず波形を表示することができ、表示された波形がいずれのフィルタ手段（いずれのグループに属するフィルタ手段）を通して処理されたものであるかを容易に知ることができる。【００２５】
(11)この発明に係る心電図波形表示装置は、第１〜ｎのフィルタは、第１のフィルタ、第２のフィルタ・・・第ｎのフィルタの順に遮断周波数が高くなっており、選択手段は、前記特徴量として、第１〜第ｎの補正波形データ間の各単位区間における差の絶対値の平均を算出し、当該差平均に基づいてフィルタを選択することを特徴としている。【００２６】
したがって、第１〜第ｎのフィルタ出力間の差の絶対値を基準として、単位区間ごとに、いずれのフィルタを用いるかを選択するようにしているので、表示の際の基線変動抑制と表示の正確さを両立することができる。【００２７】
(12)この発明に係る心電図波形表示装置は、表示制御手段が、選択手段によって選択されたフィルタの出力の表示に対応付けて、前記波形データまたは前記第１〜ｎの補正波形データのうちの最も遮断周波数の小さいフィルタの出力を同時に表示させることを特徴としている。【００２８】
したがって、選択されたフィルタの出力波形を、基線変動抑制の少ない波形と比較することができる。【００２９】
(13)この発明に係る心電図波形表示装置は、選択手段が、第ｎの補正波形データと第１〜第ｎ−１の補正波形データとの差の絶対値の各単位区間における第１〜第ｎ−１の平均値を算出し、第１〜第ｎ−１の平均値のうち所定の基準値以下のもののなかで、最も小さな遮断周波数を有するフィルタを選択することを特徴としている。【００３０】
したがって、遮断周波数の高い第ｎのフィルタの出力との差の絶対値を基準として、単位区間ごとに、いずれのフィルタを用いるかを選択するようにしているので、表示の際の基線変動抑制と表示の正確さを両立することができる。【００３１】
(14)この発明に係る心電図波形表示装置は、選択手段が、第１〜第ｎ−１の平均値のうち所定の基準値以下のものがない場合には、第ｎのフィルタを選択することを特徴としている。【００３２】
したがって、適切なフィルタが見いだせない場合には、最も遮断周波数の高い第ｎのフィルタを選択して、できるだけ基線変動を抑えることができる。【００３３】
(15)この発明に係る心電図波形表示装置は、選択手段が、前記差平均とともに、Ｐ波、Ｑ波、Ｒ波、Ｓ波、ＳＴ部、Ｔ波のいずれかに関する波形値も併せて選択基準として、フィルタの選択を行うことを特徴としている。【００３４】
したがって、より適切なフィルタを選択することができる。【００３５】
(16)この発明に係る心電図波形表示装置は、第１〜第4の遮断周波数をそれぞれ有する、第１〜第４のフィルタが設けられていることを特徴としている。【００３６】
したがって、遮断周波数において４段階のフィルタから適切なフィルタを選択することができる。【００３７】
(17)この発明に係る心電図波形表示装置は、第１の遮断周波数は、JIST1202の心電計に必要な低域遮断周波数であり、第２の遮断周波数は、JIST1304の心電図監視装置に必要な低域遮断周波数であることを特徴としている。【００３８】
したがって、基線変動が比較的小さい場合には心電計の精度や心電図監視装置の精度を確保することができる。【００３９】
(18)この発明に係る心電図波形表示装置は、表示制御手段が、少なくとも、第1の遮断周波数による第1の補正波形データ、第2の遮断周波数による第２の補正波形データと、第３の遮断周波数による第３の補正波形データ、第４の遮断周波数による第４の補正波形データとを区別可能に表示するよう制御することを特徴としている。【００４０】
したがって、表示された波形が心電計または心電図監視装置の精度を有しているか否かを容易に知ることができる。【００４１】
(19)この発明に係る心電図波形表示装置は、さらに、第５〜第７の遮断周波数をそれぞれ有する、第５〜第７のフィルタが設けられていることを特徴としている。【００４２】
したがって、遮断周波数において７段階のフィルタから適切なフィルタを選択することができる。【００４３】
(20)この発明に係る心電図表示装置は、表示制御手段が、表示波形に対応付けて、第１の補正波形データ〜第ｎの補正波形データのいずれであるか、または、第１の補正波形データ〜第ｎの補正波形データをグループ分けしたいずれのグループに属するかを確認可能なように表示するよう制御することを特徴としている。【００４４】
したがって、どのようなフィルタが用いられたかを容易に確認することができる。【００４５】
(21)この発明に係る心電図表示装置は、表示制御手段が、表示波形の単位区間ごとに、表示波形の近傍に、JIS規格の範囲を越えて基線変動が過剰に抑制された補正波形データであるか否かを区別するためのバーを表示するよう制御することを特徴としている。【００４６】
したがって、過剰抑制された波形であるか否かを容易に確認することができる。【００４７】
(22)この発明に係る心電図波形表示装置は、各単位区間における波形データまたは補正波形データの診断補助用の特徴量を算出する診断補助用特徴量算出手段をさらに備え、表示制御手段は、前記診断補助用特徴量を、表示するよう制御することを特徴としている。【００４８】
したがって、心電図波形だけでなく特徴量を表示して、診断を容易にしている。【００４９】
(23)この発明に係る心電図波形表示装置は、表示制御手段が、選択手段によって選択されたフィルタの補正波形データに基づく診断補助用特徴量を表示するよう制御し、さらに、当該診断補助用特徴量が、JIS規格の範囲を越えて基線変動が過剰に抑制された補正波形データに基づくものであるか否かを区別するための表示を行うよう制御することを特徴としている。【００５０】
(24)この発明に係る心電図波形表示装置は、単位区間は、一心拍であることを特徴としている。【００５１】
したがって、一心拍ごとに適切な波形データを表示することができる。【００５２】
(25)この発明に係る心電図波形表示装置は、表示制御手段は、先行する心拍区間のために選択された先行補正波形データとこれに後続する心拍区間のために選択された後続補正波形データとが異なるため、表示される補正波形データの連続性が失われる場合には、先行補正波形データのＴ波の終端部より後の後端部波形データと、後続補正波形データの先行する心拍区間における対応する後端部波形データとに基づいて、補正波形データを連続的に表示できるよう修正することを特徴としている。【００５３】
したがって、フィルタが切り換えられた場合であっても、スムースな波形表示を行うことができる。【００５４】
(26)この発明に係る心電図波形表示装置は、心電計によって計測された心電図波形信号を受けて、一心拍ごとに適切なフィルタを選択してその出力波形を表示する心電図波形表示装置であって、一心拍ごとに選択されたフィルタの出力波形とともに、各一心拍の出力波形に対応付けて、いずれのフィルタが選択されたか、または、フィルタを複数のグループに分けた場合のいずれのグループに属するフィルタが選択されたかを表示することを特徴としている。【００５５】
したがって、表示されている各心拍の心電図波形が、いずれのフィルタまたはグループによるものかを容易に知ることができる。【００５６】
(27)この発明に係る心電図波形表示方法は、コンピュータによって心電図波形を表示する心電図波形表示方法であって、心電計によって計測された心電図波形信号をデジタルデータに変換して波形データを生成し、前記波形データに対して第１〜ｎの遮断周波数にて低周波遮断を行って、第１〜ｎの補正波形データを得る第１〜ｎのフィルタリング処理を行い、前記波形データまたは前記第１〜ｎの補正波形データの何れかについて、その基線変動を示す特徴量を各所定区間について認識し、当該特徴量に基づいて第１〜ｎのフィルタの何れかを選択し、所定区間ごとに選択手段によって選択されたフィルタの出力を表示部に表示することを特徴としている。【００５７】
したがって、単位区間ごとに、基線変動の大きさにしたがって適切な補正波形データを選択して表示することができる。【００５８】
本発明の特徴は上記のように広く示すことができるが、各構成の内容および特徴は、図面を考慮に入れた上で以下の開示によりさらに明らかになるであろう。
【図面の簡単な説明】
【００５９】
【図１】本発明の実施形態としての心電図モニタ装置の機能ブロック図である。
【図２】心電図モニタ装置のハードウェア構成例である。
【図３】実施形態による心電図表示処理の概要を示すフローチャートである。
【図４】心電図モニタ装置に含まれるＥＣＧ入力回路のブロック図である。
【図５】心電図モニタ装置に含まれる基線変動抑制フィルタのシグナルフロー図である。
【図６】心電図モニタ装置に含まれる過剰基線変動抑制フィルタのシグナルフロー図である。
【図７】心電図モニタ装置のＣＰＵが取得する認識データの模式図である。
【図８】心電図モニタ装置のＣＰＵによって実行される過剰基線変動抑制データの採用の有無の判断処理を説明する模式図である。
【図９】基線変動抑制データおよび過剰基線変動抑制データを例示する模式図である。
【図１０】表示対象として基線変動抑制データを採用する場合の処理の模式図である。
【図１１】表示対象として過剰基線変動抑制データを採用する場合の処理の模式図である。
【図１２】第１実施形態による心電図表示処理プログラムのフローチャートである。
【図１３】第１実施形態による心電図表示処理プログラムのフローチャートである。
【図１４】表示波形の表示処理例を模式的に説明する図である。
【図１５】基線変動抑制波形と過剰基線変動抑制波形とを説明する図である。
【図１６】心電図表示処理によって出力される画面表示例である。
【図１７】第２実施形態による心電図表示処理プログラムのフローチャートである。
【図１８】第２実施形態による心電図表示処理プログラムのフローチャートである。
【図１９】図１９Ａおよび図１９Ｂは、心電図表示処理によって出力される画面表示の変形例である。
【図２０】心電図モニタ装置のその他の構成例を示す図である。
【図２１】第３の実施形態における基線変動抑制フィルタ１７ａ〜１７ｄを示す図である。
【図２２】第３実施形態による心電図表示処理プログラムのフローチャートである。
【図２３】第３実施形態による心電図表示処理プログラムのフローチャートである。
【図２４】メモリ１９に記録される波形データおよび認識データの例を示す図である。
【図２５】メモリ１９に記録される補正波形データの例を示す図である。
【図２６】基線変動抑制フィルタ１７ａ〜１７ｄによる第１〜第４の補正波形データを示す図である。
【図２７】差分データを示す図である。
【図２８】差の絶対値平均を示す図である。
【図２９】第３実施形態における原波形と基線変動抑制波形を示す図である。
【図３０】第３実施形態における画面表示の例である。
【図３１】第４実施形態における原波形と基線変動抑制波形を示す図である。
【図３２】第４実施形態における原波形と基線変動抑制波形を示す図である。
【図３３】第４実施形態における原波形と基線変動抑制波形を示す図である。
【符号の説明】
【００６０】
１００・・・心電図モニタ装置
２２・・・ＥＣＧ電極
１２・・・ＥＣＧ入力回路
１７・・・基線変動抑制フィルタ
１８・・・過剰基線変動抑制フィルタ
【発明を実施するための最良の形態】
【００６１】
本発明に係る「心電図波形表示装置」または「心電図波形表示方法」の実施形態としての心電図モニタ装置１００は、患者の心電図をディスプレイ表示・印刷表示等する装置である。【００６２】
以下、心電図表示処理の概略、装置のハードウェア構成、特許請求の範囲に記載した用語と実施形態との対応を説明し、次に各実施形態の説明等を行う。【００６３】
目次
１．心電図表示処理の概略
２．装置構成
３．装置機能の説明
４．第１実施形態
５．第２実施形態
６．実施形態による効果
７．第３実施形態
８．第4実施形態
９．その他の実施形態
−−−−−−−−−−−−−−−−−−−
−−１．心電図表示処理の概略−−
図３は、この発明の一実施形態による心電図モニタ装置１００による心電図表示処理の概略を示すフローチャート(心電図波形処理プログラムのフローチャート)である。この心電図表示処理は、心電図波形の基線変動を抑制して表示するものである。これにより、装置のユーザは、例えばＳＴレベル（心電図波形成分の一つ）の変動の様子を容易に確認することができ、心疾患の補助的判断が容易になる。心電図モニタ装置１００は、救急現場、救急車内、病院内、心電図解析の現場等で使用することができる。【００６４】
心電図モニタ装置１００は、心電圧を測定し（ステップＳ１０１）、心電図波形信号をフィルタ補正する（Ｓ１０３）。装置１００は、フィルタ補正後の心電図波形信号をＡＤ変換することによって心電図波形データを得る（Ｓ１０５）。装置１００は、所定時間内（例えば被験者に対する心電図測定開始から測定終了時まで）の心電図波形データをメモリに保存する（Ｓ１０７）。【００６５】
装置１００は、心電図波形データに対して後述する基線変動抑制フィルタを作用させて基線変動抑制データＸ１を得る（Ｓ１０９）。装置１００は、データＸ１によって示される波形の特徴点を認識することによって認識データＸ２を得る（Ｓ１１１）。特徴点は、例えば心電図波形成分であるＰ波、Ｑ波、Ｒ波、Ｓ波、ＳＴ部、Ｔ波のいずれかに基づくものである。【００６６】
装置１００は、１つの心拍の認識データに含まれるＰｂ値（Ｐ波に関連する値）に基づいて、心電図波形データに対して過剰基線変動抑制フィルタを作用させる必要があるか否かを判断する（Ｓ１１３）。装置１００は、過剰基線変動抑制フィルタの作用が必要であると判断した心拍の心電図波形データに対して過剰基線変動抑制フィルタを作用させて過剰基線変動抑制データＹ１を得る（Ｓ１１５）。装置１００は、データＹ１によって示される波形の特徴点を認識することによって認識データＹ２を得る（Ｓ１１７）。【００６７】
装置１００は、基線変動抑制データＸ１による基線変動抑制波形と、過剰基線変動抑制データＹ１による過剰基線変動抑制波形とが連続して表示されるように接合処理を行うことによって接合波形データＺ１を取得する（Ｓ１１９）。装置１００は、接合波形データＺ１による波形の特徴量を認識することによって認識データＺ２を取得する（Ｓ１２１）。装置１００は、接合波形データＺ１による接合波形と認識データＺ２とをディスプレイに表示して（Ｓ１２３）、処理を終了する。【００６８】
図１６は、ディスプレイ表示の例であり、装置１００は、基線変動抑制波形と過剰基線変動抑制波形とを表示する。具体的には、過剰基線変動抑制波形となる部分の心電図波形には、識別マーク１７０３および識別マーク１７０５を併せて表示する。【００６９】
−−２．装置構成−−
２−１．機能ブロック
図１は、心電図モニタ装置１００の機能ブロック図を示す。心電図波形信号は、飽和抑制手段５０を介して、変換手段５２に与えられる。変換手段５２は、アナログ信号である心電図波形信号を、ディジタル波形データに変換する。飽和抑制手段５０は、心電図波形信号が変換手段５２の入力可能電圧を超える場合には、心電図波形信号の電圧を抑制して、変換手段５２の飽和を回避する。【００７０】
変換手段５２が生成した波形データは、波形データ記録部５４に記録される。第1のフィルタ手段５８−１〜第ｎのフィルタ手段５８−ｎは、低周波遮断フィルタであり、それそれ、第１の遮断周波数ｆc1〜第ｎの遮断周波数ｆcnを有している。なお、第１の遮断周波数ｆc1が最も低い遮断周波数であり、第２の遮断周波数ｆc2、第３の遮断周波数ｆc3・・・第ｎの遮断周波数ｆcnの順に、遮断周波数が高くなるように構成されている。【００７１】
したがって、第1のフィルタ手段５８−１は、波形データの波形に対する影響は最も少ない代わり、基線変動の影響を受けやすいこととなる。逆に、第ｎのフィルタ５８−ｎは、波形データの波形に対する影響は最も大きい代わりに、基線変動の影響を受けにくいということになる。【００７２】
認識手段５６は、第1のフィルタ５８−１〜第ｎのフィルタ５８−ｎの何れかの出力（または、2以上の出力）に基づいて、波形の基線変動に関連する波形の特徴量を認識する。判断手段６２は、認識手段５６によって認識された特徴量に基づいて、第１〜第ｎのいずれのフィルタを用いるかを選択する。基線変動が大きい場合には基線変動を抑えるフィルタを選択し、基線変動が小さい場合には波形への影響の少ないフィルタを選択する。この実施形態では、認識手段５６と判断手段６２によって選択手段６１が構成されている。【００７３】
表示制御手段６４は、選択されたフィルタの出力を、表示部６５に表示させる。【００７４】
図２は、図１に示す心電図モニタ装置１００をＣＰＵを用いて実現したハードウェア構成の例を示す。心電図表示装置１００は、ＣＰＵ１０、ＥＣＧ電極２２（生体信号検出器）、ＥＣＧ入力回路１２、Ａ／Ｄ（アナログ／デジタル）変換１３、マウス／キーボード１４、ディスプレイ１５（表示装置）、スピーカ１６、ＤＳＰ２５（基線変動抑制フィルタ１７、過剰基線変動抑制フィルタ１８）、メモリ１９、Ｆｌａｓｈ−ＲＯＭ２０（フラッシュメモリ等の、記憶したデータを電気的に消去／書き換え可能なメモリ、以下、Ｆ−ＲＯＭ２０とする。ハードディスクに代替可能。）、ディスプレイコントローラ２１を備えている。【００７５】
ＥＣＧ電極２２は、患者の心電圧を測定する電極である。ＣＰＵ１０は、得られた心電圧信号に基づいて心電図表示処理を実行するほか、心電図モニタ装置１００全体を制御する。Ｆ−ＲＯＭ２０は、心電図モニタ装置１００を制御するための心電図波形処理プログラム２３やオペレーティングシステム２７を記録する。メモリ１９（またはＦ−ＲＯＭ２０）は、ＣＰＵ１０のワーク領域、取得したデータの保存領域として利用される。ディスプレイコントローラ２１は、ディスプレイ１５の表示画面等を制御するためのものである。ＥＣＧ入力回路１２、基線変動抑制フィルタ１７、過剰基線変動抑制フィルタ１８については後述する。【００７６】
実施形態では、心電図モニタ装置１００のオペレーティングシステム（ＯＳ）２７の例として、マイクロソフト社のＷｉｎｄｏｗｓ（登録商標）ＸＰ、ＮＴ、２０００、９８ＳＥ、ＭＥ、ＣＥ等を用いることとする。実施形態の心電図波形処理プログラム２３は、ＯＳと共働して図１に示す各機能を実現しているが、これに限らず、心電図波形処理プログラム２３単独で各機能を実現するようにしてもよい。【００７７】
なお、実施形態で説明する「心電図」は、患者の身体の２点間等における心電位差を測定することの結果として得られるものである。したがって、実施形態における「心電図の測定」等の表現は、心電位等を測定する概念を含む。【００７８】
なお、下記実施形態では、第1のフィルタと第2のフィルタを設けた場合（つまり、ｎ＝２の場合）について説明する。【００７９】
２−２．ＥＣＧ入力回路
図４は、図２に示すＥＣＧ入力回路１２の一実施例としてのブロック図である。ＥＣＧ入力回路１２は、インスト（リセット）回路として当業者に周知の装置である。ＥＣＧ入力回路１２は、オペアンプ１００１、オペアンプ１００３、コンデンサ１００５、抵抗１００９、抵抗１００７、スイッチ１０１１等を含む。具体的には、ＥＣＧ入力回路は、ＥＣＧ電極２２を介して入力される心電圧信号（心電流信号）を所定倍に増幅するとともに、低周波成分を抑制してＡ／Ｄ変換器１３に出力する。どの程度の抑制を行うかは、コンデンサ１００５、抵抗１００７によって決定される。これにより、心電流信号は、Ａ／Ｄ変換器１３が扱える電圧域（ダイナミックレンジ）に調整される。
【００８０】
さらに、心電圧信号が基準電圧以上に変動した場合（例えば被験者に対して除細動器を使用することによって過大な電位変動が生じた場合など）には、コンパレータ１０２０がこれを検知する。コンパレータ１０２０は、このような検出を行った場合には、スイッチ１０１１を閉じる。これにより、抑制の度合いが高くなり、Ａ／Ｄ変換器１３の飽和を防止することができる。【００８１】
２−３．基線変動抑制フィルタ(第１のフィルタ)
この実施形態では、基線変動抑制フィルタ１７を、ＤＳＰ２５によって実現している。図５に、基線変動抑制フィルタ１７のシグナルフローを示す。なお、基線変動抑制フィルタ１７は、ハードウエアロジック（ハードウエア論理回路）によって構成してもよい。【００８２】
ＣＰＵ１０は、メモリ１９に記録されている波形データを、基線変動抑制フィルタ１７に与える。基線変動抑制フィルタ１７は、フィルタリングした第１の補正波形データをメモリ１９に記録する。【００８３】
基線変動抑制フィルタ１７は、低周波遮断フィルタであり、その基本特性の一実施例は以下の通りである。【００８４】
・  サンプリング周波数：２５０Ｈｚ
・  信号通過帯域周波数：０．７Hｚ以上（±５％）
・  遮断周波数：０．５Ｈｚ（−３ｄＢ）
・  信号遅延時間：１２００ｍｓｅｃ（ミリ秒）
図５に例示する基線変動抑制フィルタ１７は、一般的なＦＩＲフィルタであり、実施形態では、乗算器、加算器、単位遅延素子を約５００〜１０００ステップ備えることで上記基本特性を実現させる。基線変動抑制フィルタ１７は、図５に示す構成に限らず、上記基本特性を実現可能なその他の構成、装置を採用してもよい。【００８５】
２−４．過剰基線変動抑制フィルタ(第２のフィルタ)
この実施形態では、過剰基線変動抑制フィルタ１７を、ＤＳＰ２５によって実現している。図６に、過剰基線変動抑制フィルタ１８のシグナルフローを示す。なお、過剰基線変動抑制フィルタ１８は、ハードウエアロジック（ハードウエア論理回路）によって構成してもよい。【００８６】
ＣＰＵ１０は、メモリ１９に記録されている波形データを、過剰基線変動抑制フィルタ１８に与える。過剰基線変動抑制フィルタ１８は、フィルタリングした第２の補正波形データをメモリ１９に記録する。【００８７】
過剰基線変動抑制フィルタ１８は、低周波遮断フィルタであり、その基本特性の一実施例は以下の通りである。【００８８】
・  サンプリング周波数：２５０Ｈｚ
・  信号通過帯域周波数：２Ｈｚ以上（±５％）
・  遮断周波数：１．４５Ｈｚ（−３ｄＢ）
・  信号遅延時間：４００ｍｓｅｃ（ミリ秒）
図６に例示する基線変動抑制フィルタ１８は、一般的なＦＩＲフィルタであり、実施形態では、乗算器、加算器、単位遅延素子を約５００〜１０００ステップ備えることで上記基本特性を実現させる。実施形態では、過剰基線変動抑制フィルタ１８の上記基本特性は、基線変動抑制フィルタ１７に含まれる各要素の係数（変数）および／またはステップ数を変更することによって実現される。過剰基線変動抑制フィルタ１８は、図６に示す構成に限らず、上記基本特性を実現可能なその他の構成、装置を採用してもよい。【００８９】
−−３．装置機能の説明−−
図１に示す心電図モニタ装置１００の各構成と、実施形態における各機能との対応は、例えば以下の内容を挙げることができる。【００９０】
飽和抑制手段５０は、ＥＣＧ入力回路１２に対応する。変換手段５２は、Ａ／Ｄ変換器１３に対応する。波形データ記録部５４は、メモリ１９に対応する。第１のフィルタ手段５８−１は、第１、第２の実施形態における基線変動抑制フィルタ１７または第３、第４の実施形態における基線変動抑制フィルタ１７ａに対応する。第２のフィルタ手段５８−２は、第１、第２の実施形態における過剰基線変動抑制フィルタ１８または第３、第４の実施形態における基線変動抑制フィルタ１７ｂに対応する。第３〜第７のフィルタ手段５８−３〜５８−７は、第３、第４の実施形態における基線変動抑制フィルタ１７ｃ〜１７ｇに対応する。
【００９１】
認識手段５６は、図１２のＳ５１１または図２３のＳ８、Ｓ９の処理を実行するＣＰＵ１０に対応する。判断手段６２は、図１３ステップＳ５５０、５５２、５５４、５５６、５５８、５６０、５６２、５６４、または５６６の処理を実行するＣＰＵ１０または図２３のＳ１０〜Ｓ１２を実行するＣＰＵ１０に対応する。表示制御手段６４は、図１３のＳ５６０、S５６６の処理を実行するＣＰＵ１０または図２３のＳ１３〜Ｓ１６を実行するＣＰＵ１０に対応する。表示部６５はディスプレイ１５に対応する。【００９２】
この発明において、低域遮断処理を行うフィルタ手段とは、ソフトウエア処理、ハードウエア処理のいずれによるものも含む概念である。また、低域遮断処理を行うフィルタ手段とは、少なくとも低域遮断を行うフィルタ手段をいうものであり、たとえば、低域遮断に加えて、特定周波数を遮断するようなものであってもこれ含まれる。【００９３】
−−４．第１実施形態−−
４−１．心電図波形処理プログラムのフローチャート
心電図モニタ装置１００のＣＰＵ１０が実行する心電図波形処理プログラム２３のフローチャートを図面に基づいて説明する。図１２、１３は、第１実施形態による心電図波形処理プログラムのフローチャートである。【００９４】
心電図モニタ装置１００のＣＰＵ１０は、ＥＣＧ電極２２を介して被験者の心電圧を測定する（図１２ステップＳ５００）。測定された心電圧信号は、ＥＣＧ入力回路１２による増幅処理、飽和抑制処理と（Ｓ５０１）、Ａ／Ｄ変換器１３によるＡＤ変換処理とを施されて心電図波形データとされる（Ｓ５０３）。この心電図波形データは、メモリ１９に記録される。
【００９５】
次に、ＣＰＵ１０は、メモリ１９に記録された心電図波形データを読み出し、心電図波形データによって示される心電図波形の特徴量を認識する（Ｓ５０５）。【００９６】
具体的には、ＣＰＵ１０は、心電図波形データに基づいて心拍１回毎の波形を認識する。図７は、ＣＰＵ１０がＳ５０５の処理によって取得する認識データの模式図である。図７に示すように、ＣＰＵ１０は、心電図波形データから、Ｐ（Ｐ電位またはＰ波高）、Ｑ（Ｑ電位またはＱ波高）、Ｒ（Ｒ電位またはＲ波高）、Ｓ（Ｓ電位またはＳ波高）、Ｔ（Ｔ電位またはＴ波高）、ＳＴ（ＳＴレベル）、ＱＴ（ＱＴ間隔）、ＲＲ（ＲＲ間隔）の全てまたはそれらの一部を心電図認識データとして認識（抽出）することによって１心拍を認識する。ＣＰＵ１０は、正常波形の場合、例えば以下のような処理によって、１心拍の認識、および、心電図の各波を認識する。【００９７】
（１）１心拍の認識：所定の閾値を超える極大値成分であるＲ波と、（所定の閾値を超える極大値成分である）次のＲ波を認識し、ＲＲ間隔を１心拍として認識する。このとき、Ｒ波以外の極大値であるＴ波成分（Ｒ波より周波数が低い）を、ローカットフィルタを利用して除去した波形を別途生成し、これに基づいてＲ波を認識するようにしてもよい。なお、Ｒ波の振幅値だけでなく、その時刻（あるいは順番情報）も併せて認識する（以下の認識においても同様である）。【００９８】
（２）Ｑ波：Ｒ波の位置の直前に存在する極小値をＱ波の頂点と認識する。さらに、Qb点の波形値（振幅）を算出する。Qb点は、Ｑ波の頂点に向かう波形の始まりの点として認識する。具体的には、Ｑ波の頂点から時間的にさかのぼって各点の微分値を算出し、その微分値が急激に０に近づく点をＱbとして認識する。【００９９】
（３）Ｐ波：Ｑ波の位置から２００〜３００ｍｓｅｃ（ミリ秒）前までの位置に存在する極大値をＰ波の頂点と認識する。さらにPb点の波形値（振幅）を算出する。Ｐb点は、Ｐ波の頂点に向かう波形の始まりの点として認識する。具体的には、Ｐ波の頂点から時間的にさかのぼって各点の微分値を算出し、その微分値が急激に０に近づく点をＰb点として認識する。【０１００】
（４）Ｓ波：Ｒ波の位置の直後に存在する極小値（所定の閾値（Ｒ波のための閾値より小さい）以上の極小値）をＳ波と認識する。【０１０１】
（５）Ｔ波：Ｒ波と次のＲ波の間に存在する極大値(所定の閾値（Ｒ波のための閾値より小さい）以上の極大値）をＴ波と認識する。【０１０２】
（６）ＳＴ部：心電図上においてＳ波とＴ波との間を直線補間した場合に、その間の極大値成分となる部分をＳＴ部と認識する。さらに、ＳＴ部から６０ｍｓ経過後の位置の振幅値をＳＴ６０として認識し、８０ｍｓ経過後の位置の振幅値をＳＴ８０として認識する。【０１０３】
上記のようにしてＣＰＵ１０は、心電図認識データとして、Ｑ波、Ｑb点、Ｐ波、Ｐb点、Ｓ波、Ｔ波、ＳＴ部、ＳＴ６０、ＳＴ８０の振幅値、時間的位置を算出する。また、Ｐb点から次のＰb点までを１拍として認識する。【０１０４】
心電図測定中の患者の動作等によっては、心電図波形中に異常な周期を有する高周波ノイズが生じてしまい、認識データの抽出が正確に行われ難い場合も多い。そのような高周波ノイズを除外して正確な認識値データをとる方法として、例えば、特開平６−２６１８７１に開示されている技術を利用してもよい。【０１０５】
ＣＰＵ１０は、被験者の心電図波形データをメモリ１９に記録することと並行して、上記の認識を行って、心電図認識データをメモリ１９（またはその他の記録装置。以下同じ。）に記録する（Ｓ５０７）。【０１０６】
ＣＰＵ１０は、心電図波形データに対して基線変動抑制フィルタ１７を作用させることによって、基線変動抑制データ（説明の便宜上、記号（Ａ）と併せて示す。以下の各データも同様。）を取得し、メモリ１９に記録する（Ｓ５０９）。ＣＰＵ１０は、Ｓ５０５と同様の処理により、基線変動抑制データ（Ａ）によって示される心電図波形の特徴量を認識し、基線変動抑制認識データ（Ａ１）としてメモリ１９に記録する（Ｓ５１１）。【０１０７】
ＣＰＵ１０は、心電図波形データに対して過剰基線変動抑制フィルタ１８を作用させることによって、過剰基線変動抑制データ（Ｂ）を取得し、メモリ１９に記録する（Ｓ５１３）。ＣＰＵ１０は、Ｓ５０５と同様の処理により、過剰基線変動抑制データ（Ｂ）によって示される心電図波形の特徴量を認識し、過剰基線変動抑制認識データ（Ｂ１）としてメモリ１９に記録する（Ｓ５１５）。【０１０８】
図９は、Ｓ５１１およびＳ５１５の処理によって記録される基線変動抑制データ（Ａ）および過剰基線変動抑制データ（Ｂ）を例示する模式図である。例えば、図に示すように、ＣＰＵ１０は、Ａ／Ｄ変換器１３による処理後の心電図波形データに対して基線変動抑制フィルタ１７を作用させることによって、データ１２００をメモリ１９に記録する（Ｓ５０９参照）。データ１２００に含まれる各データは、データ番号によって特定される。具体的には、各データは、基線変動抑制フィルタ１７を作用させて生成されるものであり、その生成順序を示すデータ番号と対応づけてメモリ１９に記録される。このデータ番号は、「生成順序情報」の一つの実施形態である。「生成順序情報」のその他の実施形態として、データが生成された時刻を示す時刻情報を利用することができる。実施形態では、サンプリング周波数が２５０Ｈｚであるから、電圧の測定時間０．００４秒毎に一つの基線変動抑制データ（単位：ミリボルト（ｍＶ））が生成される。図に示すように、データ１２００に含まれる基線変動抑制データは、Ｓ５１１の処理によって取得される基線変動抑制認識データと対応づけて記録される。認識データは、例えば心電図成分であるＰb点、Ｐ波、Ｑb点、Ｑ波、Ｒ波、Ｓ波、ＳＴ部、ＳＴ６０、ＳＴ８０、Ｔ波のいずれかに基づくものを示す「認識点」と、認識された心拍の順番を示す「心拍番号」とを含む。例えばデータ番号「１５０１」は、心電圧「０．００１ｍＶ」、認識点「Ｐ（Ｐ波に対応）」、心拍番号「２５」の情報を示す。同様に、ＣＰＵ１０は、Ａ／Ｄ変換器１３による処理後の心電図波形データに対して過剰基線変動抑制フィルタ１８を作用させることによって、データ１２０２をメモリ１９に記録する（Ｓ５１３参照）。データ１２０２に含まれる各データの内容はデータ１２００と同様である。
【０１０９】
以下の処理では、ＣＰＵ１０は、１心拍毎に、心電図の表示対象として基線変動抑制データまたは過剰基線変動抑制データのいずれを用いるかを決定し、測定時間範囲の全ての心拍について表示対象を決定した後、表示対象を画面表示する。【０１１０】
ＣＰＵ１０は、表示対象となる心拍１回分の範囲に対応する基線変動抑制データ（ａ）をメモリ１９から読み出す（図１３ステップＳ５５０）。ＣＰＵ１０による心拍１回分のデータの判断は、例えば図９に示す心拍番号の情報を用いて行うことができる。実施形態では、ＣＰＵ１０は、認識点Ｐから認識点Ｔに対応するデータ（または次に出現するＰの直前のデータ）の範囲を取得する。【０１１１】
ＣＰＵ１０は、読み出したデータにおける認識点Ｐｂ（Ｐ波に関連する値）の基線変動抑制データをＰｂ値として取得する（Ｓ５５２）。ＣＰＵ１０は、Ｐｂ値履歴の平均値を取得する（Ｓ５５４）。実施形態では、ＣＰＵ１０は、Ｓ５５０で取得した心拍の過去１０心拍の認識点Ｐｂの基線変動抑制データの平均値を演算して基準値とする。ＣＰＵ１０は、Ｓ５５２で取得したＰｂ値と、Ｓ５５４で取得したＰｂ値履歴の平均値（基準値）との差の絶対値（Ｐｂ誤差）を演算する（Ｓ５５６）。なお、基準値として、平均値ではなく絶対的なしきい値を採用してもよい。【０１１２】
ＣＰＵ１０は、演算したＰｂ誤差が０．２ｍＶよりも大きいか否かを判断する（Ｓ５５８）。この処理により、基線変動抑制データによって示される波形について、過去の心拍の波形と比較して大きな基線変動が生じたものであるか否かが判断される。大きな基線変動が生ずると判断した場合、ＣＰＵ１０は、基線変動抑制データに替えて過剰基線変動抑制データを表示対象として採用する。【０１１３】
図８は、ＣＰＵによって実行される過剰基線変動抑制データの採用の有無の判断処理を説明する模式図である。図において、Ｐｂ値履歴の平均値が０ｍＶであると仮定すると、＋０．２ｍＶおよび−０．２ｍＶを示すライン１１１０、１１１１がデータ選択の基準となる。図に示す心電図波形は、基線変動抑制データによって示される心電図波形である。ＣＰＵ１０は、図８Ａに示す心電図波形（一拍）については、ライン１１１０、１１１１の間にあるので、基線変動抑制データを表示対象として採用する。一方、図８Ｂに示す心電図波形（一拍）については、ライン１１１０、１１１１間の外にあるので、過剰基線変動抑制データを表示対象として採用する。【０１１４】
過剰基線変動抑制データは、上述のように基線変動抑制フィルタ１７よりも高い周波数成分を遮断する過剰基線変動抑制フィルタ１８によって生成されるものである。したがって、過剰基線変動抑制データによって示される心電図波形は、基線変動抑制データによるものと比較して基線変動がより一層抑制されたものとして表示される（例えばＰ値が０電位付近に近づいたものとして表示される）。【０１１５】
ステップＳ５５２〜Ｓ５５８の処理は、認識点Ｑｂ（Ｑ波に関連する値）を含むその他の認識点の値を利用してもよい。一般的には、異なる心拍の間で変動が少ない認識点の値を採用するのが好適である。ステップＳ５５４の処理は、心拍数１０回以外の任意の心拍数の履歴を利用してもよい。Ｓ５５４の処理は、平均値ではなく、所定心拍範囲内の認識点の最大値、最小値を含めた任意の値を利用してもよい。Ｓ５５８の処理は、０．２ｍＶ以外の基準値を利用してもよい。【０１１６】
図１３ステップＳ５５８の処理において、Ｐｂ誤差が０．２ｍＶよりも大きくないと判断した場合には、ＣＰＵ１０は、Ｓ５５０で取得した当該Ｐb点を含む一拍の基線変動抑制データ（ａ）を表示波形データとしてメモリ１９に記録する（Ｓ５６０）。一方、Ｐｂ誤差が０．２ｍＶよりも大きいと判断した場合には、ＣＰＵ１０は、Ｓ５５０で取得した当該Ｐb点を含む一拍の基線変動抑制データ（ａ）のデータ番号（生成順序情報）から２００を減じた値を演算して変更表示データ番号（交替後の第２補正波形データを特定する生成順序情報）とする（Ｓ５６２）。この演算については後述する。ＣＰＵ１０は、変更表示データ番号を含む心拍の過剰基線変動抑制データ（ｂ）を取得する（Ｓ５６４）。ＣＰＵ１０は、取得した過剰基線変動抑制データ（ｂ）を表示波形データとしてメモリ１９に記録する（Ｓ５６６）。【０１１７】
図１０は、表示波形データとして基線変動抑制データを採用する場合の処理（図１３ステップＳ５６０参照）の模式図である。メモリ１９には、基線変動抑制データ１３００および過剰基線変動抑制データ１３０２が記録されている。ＣＰＵ１０は、心電図の表示対象データを判断する（ステップＳ２００、図１３ステップＳ５５０〜５５８に対応する処理）。表示対象データは、基線変動抑制データ１３００に含まれるデータ１３０６、または、データ１３０６の生成に利用した心電図波形データに対して過剰基線変動抑制フィルタ１８を作用させることによって生成された過剰基線変動抑制データ（過剰基線変動抑制データ１３０２に含まれる）のいずれかである。表示対象として基線変動抑制データを選択した場合、ＣＰＵ１０は、データ１３０６に基づいて心電図をディスプレイの画面１３０８に表示する（Ｓ２０２）。【０１１８】
図１１は、表示波形データとして過剰基線変動抑制データを採用する場合の処理（図１３ステップＳ５６２、５６４、５６６参照）の模式図である。メモリ１９には、基線変動抑制データ１４００および過剰基線変動抑制データ１４０２が記録されている。ＣＰＵ１０は、心電図の表示対象データを判断する（ステップＳ３００、図１３ステップＳ５５０〜５５８に対応する処理）。図は、データ１４０４（データ番号「３５００」）を含む１心拍分の基線変動抑制データについて、表示対象データを判断する例を示す。表示対象として過剰基線変動抑制データを選択した場合、ＣＰＵ１０は、基線変動抑制フィルタ１７の遅延時間（第１補正波形データの生成所要時間）と過剰基線変動抑制フィルタ１８の遅延時間（第２補正波形データの生成所要時間）との相違を考慮して、過剰基線変動抑制データを取得する（Ｓ３０２）。実施形態では、基線変動抑制フィルタ１７の遅延時間は１２００ミリ秒であり、過剰基線変動抑制フィルタ１８の遅延時間は４００ミリ秒である。したがって、両者の遅延時間の差は８００ｍ秒である。生成される１ステップ分の基線変動抑制データおよび１ステップ分の過剰基線変動抑制データは、ともに測定時間４ミリ秒単位である。以上より、メモリ１９に記録される基線変動抑制データと過剰基線変動抑制データとの間では、データ番号（またはステップ数）として２００（＝８００ミリ秒／４ミリ秒）の差が生ずる。より詳しくは、データ番号Ｘ（第１補正波形データを特定する生成順序情報）の基線変動抑制データによって示される心電図波形と同一の心拍についての過剰基線変動抑制データは、データ番号Ｘ−２００（第２補正波形データを特定する生成順序情報）に対応する。図１１は、ＣＰＵ１０が、基線変動抑制データの認識点Ｐに対応するデータ１４０４（データ番号「３５００」）を基準にしてデータ番号３３００（＝３５００−２００）を演算し（図１３ステップＳ５６２参照）、そのデータ番号３３００に対応するデータ１４０６を含む１心拍分の過剰基線変動抑制データ１４０８を取得する例を示している。ＣＰＵ１０は、データ１４０８に基づいて心電図を画面１４１０に表示する（Ｓ３０４）。
【０１１９】
以上の処理により、ＣＰＵ１０は、１心拍分の心電図を表示するための基線変動抑制データまたは過剰基線変動抑制データを、表示波形データとしてメモリ１９に時刻順に順次記録する（図１３ステップＳ５６０、Ｓ５６６参照）。これにより、ディスプレイが心電図波形を時間順に順次表示を行う。なお、この際に、ＣＰＵ１０は、併せて、心電図波形の特性値をディスプレイに表示する。基線変動抑制データを表示に用いた場合には、基線変動抑制データに基づく特性値を表示し、過剰基線変動抑制データを表示に用いた場合には、過剰基線変動抑制データに基づく特性値を表示するようにする。また、一拍ごとのデータを表示するのではなく、複数拍（たとえば１０拍）を平均した特性値を表示するようにしてもよい。【０１２０】
ＣＰＵ１０は、測定が終了したかどうかを判断する（Ｓ５６８）。まだであれば、ステップＳ５００以下を再び実行する。なお、スムースな表示を行うために、認識を表示よりさせるようにしている。【０１２１】
実施形態では、リアルタイムに測定と表示を行うようにしている。しかし、被験者の心電図測定開始から測定終了時までの全ての心電図波形データを一旦メモリに記録した後、認識を行い表示を行うようにしてもよい。【０１２２】
実施形態では、表示対象を選択する処理として、基線変動抑制データのＰｂ値と、基線変動抑制データのＰｂ値の履歴とを比較する処理を例示した。その他の実施形態として、基線変動抑制データのＰｂ値と、過剰基線変動抑制データのＰｂ値とを比較することにより、過剰基線変動抑制データの採用の有無を判断することもできる。具体的には、ＣＰＵ１０は、図１３ステップＳ５５２の処理の後にＳ５６２、Ｓ５６４の処理を実行して過剰基線変動抑制データを取得する。ＣＰＵ１０は、取得した過剰基線変動抑制データにおけるＰｂ値を取得する。ＣＰＵ１０は、基線変動抑制データのＰｂ値と過剰基線変動抑制データのＰｂ値との差が所定値（例えば０．２ｍＶ）より大きい場合には、表示波形データとして過剰基線変動抑制データを採用する。【０１２３】
４−２．表示
図１５は、基線変動抑制データによって示される基線変動抑制波形と、過剰基線変動抑制データによって示される過剰基線変動抑制波形とを説明する図である。基線変動抑制波形１６０２は、区間１６０６において顕著な基線変動が生じており、装置のユーザによる心電図波形の形状、認識値の経時的変化等の確認が困難である。基線変動は、例えば被験者の体動によって生ずる。一方、過剰基線変動抑制波形１６０４は、基線変動抑制波形１６０２よりも高い周波数成分（例えば体動成分）が遮断されており、区間１６０６においても基線変動が抑制されている。例えば、図１２、図１３のプログラムフローチャートを実行することにより、ＣＰＵ１０は、区間１６００については基線変動抑制波形１６０２を表示し、区間１６０６については過剰基線変動抑制波形１６０４を表示する。【０１２４】
図１６は、図１３のステップＳ５６０、S５６６の処理によってディスプレイ１５に出力される画面表示例である。画面には、基線変動抑制データによる心電図波形と、過剰基線変動抑制データによる心電図波形とが時系列順に表示される。バー・マーク１７０３および１７０５は、その区間では過剰基線変動抑制データによる心電図波形が表示されていることを示している。その他の実施形態では、バー・マークの表示を省略することもできる。ＣＰＵ１０による心電図波形の描画は、心電図の測定時間の経過にしたがってプロットポイントが移動（ディスプレイ右方向）することによって行われる。実施形態では、心電図波形の表示領域の縦軸は電位値（電圧値）（ミリボルト（ｍＶ））であり、横軸は時間（秒）である。ディスプレイ１５における心電図波形の実測の表示エリアは、縦軸が１ｍＶ＝１センチメートル（ｃｍ）、横軸が１秒＝２５ミリメートル（ｍｍ）という比率で構成される。心電図波形は、心電図の測定時間の経過にしたがって表示領域の左から右の方向へ進行しながら描画（プロット）される。ＣＰＵ１０は、表示波形認識データ（図１３ステップＳ５７０参照）として、１０心拍毎のＳＴレベルの平均値も併せて表示する。具体的には、表示されるＳＴレベル１７００（−０．００４ｍＶ）は、範囲記号１７０２で示される１０心拍分のＳＴレベルの平均値である。なお、この１０拍分に過剰基線変動抑制のデータを用いている場合には、特性値（ＳＴレベルなど）の表示とともに、「過剰抑制」という文字を併せて表示するようにしてもよい（図１６参照）。これにより、使用者に注意を促すことができる。【０１２５】
ＣＰＵ１０は、図１３ステップＳ５７０の処理で取得する表示波形認識データに基づいてＳＴレベルの情報を取得することができる。ＳＴレベルは、ＳＴｊ、ＳＴ６０（ＳＴｊより６０ミリ秒後方）、ＳＴ８０（ＳＴｊより８０ミリ秒後方）等に基づく。ＳＴレベル１７００および範囲記号１７０２は、心電図波形の表示に伴って表示領域の左から右の方向へ進行しながら描画される。ディスプレイ１５には、ＳＴレベル以外の表示波形認識データを表示してもよいし、表示波形認識データの表示を省略してもよい。
【０１２６】
４−３．波形接合
図１３のステップS５６０、S５６６の処理によれば、表示される心電図波形中に基線変動抑制波形に続けて過剰基線変動抑制波形が表示される箇所（逆も同様）が生ずる。両者は異なるフィルタ処理によって生成される波形であるから、基線変動抑制波形の終点（例えば認識点Ｔ波の後方１００ミリ秒の位置）と、続けて表示される過剰基線変動抑制波形の始点（例えば認識点Ｐ波の前方１００ミリ秒の位置）とが連続しないのが一般的である。実施形態では、波形の連続性を維持するために、任意に採用可能な以下に説明する処理を実行する。
【０１２７】
ＣＰＵ１０は、図１３ステップＳ５６８処理の後、図１４に模式的に例示する表示処理を実行する。図１４は、波形１５００（例えば基線変動抑制波形）と、波形１５３０（例えば過剰基線変動抑制波形）との連続性を維持する処理の概要を例示する。具体的には、ＣＰＵ１０は、Ｐ波の前方１００ミリ秒を中心にして前後１００ミリ秒の区間内の波形に対して以下のようなウィンドウ処理を行う。【０１２８】
ＣＰＵ１０は、波形１５３０の認識点Ｐの前方１００ミリ秒の位置１５４２を波形接合処理の中心として設定する。位置１５４０は、位置１５４２の前方１００ミリ秒の位置であり、位置１５４４は、位置１５４２の後方１００ミリ秒の位置である。ＣＰＵ１０は、位置１５４０から位置１５４４の区間内で波形１５００および波形１５３０の各波形点について重み付けを行い、同区間内の接合波形１５５４（図１４下参照）を示すデータを生成する。ＣＰＵ１０は、例示として以下のような演算を行うことによって接合波形１５５４の各波形点の値（単位：ｍＶ）を決定する。【０１２９】
・波形点１５５６＝（波形点１５１０＊１．０）＋（波形点１５０１＊０）
・波形点１５５８＝（波形点１５１１＊０．７５）＋（波形点１５０２＊０．２５）
・波形点１５６０＝（波形点１５１２＊０．５０）＋（波形点１５０３＊０．５０）
・波形点１５６２＝（波形点１５１３＊０．２５）＋（波形点１５０４＊０．７５）
・波形点１５６４＝（波形点１５１４＊０）＋（波形点１５０５＊１．００）
以上の演算結果による波形点１５５６、１５５８、１５６０、１５６２、１５６４を例えば直線補間することによって、接合波形１５５４が表示される（点線は参考として接合前の波形を示す）。【０１３０】
−−５．第２実施形態−−
５−１．プログラムフローチャート
図１７、１８は、第２実施形態による心電図表示処理プログラムのフローチャートである。第２実施形態においては、ＣＰＵ１０は、心電図波形データに基づいて基線変動抑制データを生成し、基線変動が顕著な部分に限定して過剰基線変動抑制データを生成する。この点、心電図測定の開始から終了までの心電図波形データについて、基線変動抑制データおよび過剰基線変動抑制データを生成する第１実施形態による処理と相違する。また、第１実施形態ではリアルタイムに表示を行ったが、第２実施形態では、一旦心電図波形データを記録し、これを読み出して認識、表示を行うようにしている。もちろん、第２実施形態においても、リアルタイム表示を行うことができる。【０１３１】
以下、第２実施形態による心電図表示処理プログラムのフローチャートを説明する。【０１３２】
心電図モニタ装置１００のＣＰＵ１０は、心電図を測定し（ステップＳ７００）、増幅およびフィルタ補正（Ｓ７０１）、ＡＤ変換（Ｓ７０３）、波形認識（Ｓ７０５）、心電図波形データおよび心電図認識データの記録（Ｓ７０７）、基線変動抑制フィルタ１７による基線変動抑制データの生成（Ｓ７０９）、基線変動抑制認識データの取得（Ｓ７１１）の各処理を実行する。【０１３３】
ＣＰＵ１０は、表示対象となる心拍１回分の範囲に対応する基線変動抑制データ（ａ）をメモリ１９から読み出す（図１８ステップＳ７５０）。ＣＰＵ１０は、読み出したデータにおける認識点Ｐｂの基線変動抑制データをＰｂ値として取得する（Ｓ７５２）。ＣＰＵ１０は、Ｐｂ値履歴の平均値を取得する（Ｓ７５３）。ＣＰＵ１０は、Ｓ７５２で取得したＰｂ値と、Ｓ７５３で取得したＰｂ値履歴の平均値との差の絶対値（Ｐｂ誤差）を演算する（Ｓ７５４）。ＣＰＵ１０は、演算したＰｂ誤差が０．２ｍＶよりも大きいか否かを判断する（Ｓ７５６）。【０１３４】
Ｐｂ誤差が０．２ｍＶよりも大きくないと判断した場合には、ＣＰＵ１０は、Ｓ７５０で取得した基線変動抑制データ（ａ）を表示波形データとしてメモリ１９に記録する（Ｓ７５８）。一方、Ｐｂ誤差が０．２ｍＶよりも大きいと判断した場合には、ＣＰＵ１０は、Ｓ７５０で取得した基線変動抑制データ（ａ）のデータ番号から３００を減じた値に４ミリ秒を乗じた時間を心電図波形データ時間として演算する（Ｓ７６０）。実施形態では、基線変動抑制フィルタ１７の遅延時間１２００ミリ秒であるから、基線変動抑制データは、心電図波形データと比較して３００（＝１２００ミリ秒／４ミリ秒）ステップ分ほど遅延している。したがって、基線変動抑制データ（ａ）のデータ番号から３００を減じた値に４ミリ秒を乗じた時間を演算することにより、そのデータ（ａ）を生成するために利用した心電図波形データの測定時間（単位：ミリ秒）を取得することができる。例えば、図１１のデータ１４０４（データ番号：３５００）は、測定時間１２８００ミリ秒（＝（３５００−３００）＊４）からの心電図波形データに対して基線変動抑制フィルタ１７を作用させることによって生成されたデータである。
【０１３５】
ＣＰＵ１０は、心電図波形データ時間から１心拍分の範囲に相当する心電図波形データに対して過剰基線変動抑制フィルタ１８を作用させることによって過剰基線変動抑制データ（ｂ）を取得する（Ｓ７６２）。例えば、図１１のデータ１４０４を含む基線変動抑制データ（ａ）の場合、測定時間１２８００ミリ秒からの心電図波形データに対して過剰基線変動抑制フィルタ１８を作用させることによって過剰基線変動抑制データ（ｂ）（図７のデータ１４０６（データ番号：３３００）を含むデータ）を取得する。データ１４０６のデータ番号「３３００」は、ステップ数３２００（＝測定時間１２８００ミリ秒／４ミリ秒）に、１００（＝過剰基線変動抑制フィルタ１７の遅延時間４００ミリ秒／４ミリ秒）を加算した値と一致する。【０１３６】
ＣＰＵ１０は、取得した過剰基線変動抑制データ（ｂ）を表示波形データとしてメモリ１９に記録する（Ｓ７６４）。ＣＰＵ１０は、測定終了時の最後の心拍の表示波形データを記録したか否かを判断する（Ｓ７６６）。最後の心拍の表示波形データを記録していなかったと判断した場合には、ＣＰＵ１０はステップＳ７５０からの処理によって次の心拍についての表示波形データを取得する。最後の心拍の表示波形データを記録したと判断した場合には、ＣＰＵ１０は、図１２ステップＳ５１１と同様の処理により、記録した表示波形データによって示される心電図波形の特徴量を認識して表示波形認識データとしてメモリ１９に記録する（Ｓ７６８）。ＣＰＵ１０は、メモリ１９に記録した表示波形データによって示される表示波形と、表示波形認識データとをディスプレイ１５に表示して処理を終了する（Ｓ７７０）。【０１３７】
−−６．実施形態による効果−−
実施形態によれば、心電図モニタ装置１００は、通常は基線変動抑制波形を表示するとともに、基線変動が過大な区間に関しては過剰基線変動抑制波形を画面表示する（図１５、１６参照）。装置のユーザは、連続性が保持され、かつ、波形の基線が安定した心電図波形を確認することができる。より詳しくは、心電図波形の視認性が向上し、かつ、心電図波形の特徴量のばらつきが低減するという効果がある。【０１３８】
一般的に、従来の心電図モニタ装置には、心電図波形の表示の連続性のみが要求されており、波形を正確に表示する点、例えば波形の特徴量の経時的変化の確認を容易にする点については十分な考慮がされていなかった。この点、実施形態による心電図モニタ装置１００は、心電図波形の表示の連続性と波形表示の正確性との両者を考慮しており、表示内容に対するユーザの信頼性が向上する。【０１３９】
実施形態では、過剰基線変動抑制フィルタ１８の基本特性として、遮断周波数１．４５Ｈｚを例示した。この遮断周波数を採用した場合、心電図の周波数帯域成分の一部（例えばＴ波成分）を減弱する可能性がある。一方、体動などによる基線変動ノイズが心電図に重畳されている場合には、ＳＴ部の値は非常に不正確なものとなるのが一般的である。この点、実施形態は、過剰基線変動抑制フィルタ１８を利用することより、ＳＴ部の減弱をある程度抑え、かつ、可能な限り正確にＳＴ部の値をユーザに提示することが可能となる点で有用である。過剰基線変動抑制フィルタ１８由来の心電図波形を表示する区間については、バー・マークを付加して表示する（図１６のバー・マーク１７０３、１７０５参照）。ユーザは、バー・マークの表示により、過剰基線変動抑制フィルタ１８由来の心電図波形であること、および／または、基線変動が生ずるような状況（例えば体動、負荷）が生じたことを確認することができる。【０１４０】
実施形態では、基線変動抑制フィルタ１７および過剰基線変動抑制フィルタ１８として、互いに遅延時間が異なるものを例示した。実施形態は、図１３ステップＳ５６２、Ｓ５６４（または図１８ステップＳ７６０、７６２）の処理によって、そのような遅延時間の相違を考慮した上で必要なデータを取得することが可能となる点を一つの特徴としている。ただし、上記のような遅延時間の相違がない場合には、上記処理は省略可能である。【０１４１】
実施形態では、接合波形の表示処理として、Ｐ波の前方１００ミリ秒の位置を中心に実行する例を示した（図１４参照）。したがって、実施形態としての波形接合処理は、接合処理によって心電図波形の認識点が変動する可能性を低くすることができるというメリットがある。ただし、波形の接合は、Ｐ波の前方に限らず、心電図波形の認識点（例えばＳＴ部）への影響が少ないその他の位置を中心にして実行することも可能である。【０１４２】
上記実施形態では、2つのフィルタを切り換えるようにしているが、Ｐｂなどの特徴量の大きさに応じて3つ以上のフィルタを切り換えるようにしてもよい。【０１４３】
−−７．第３実施形態−−
第１、第２実施形態では、心電図波形の特徴点の波形値に基づいていずれのフィルタを使用するかを決定するようにしている。第３実施形態においては、フィルタリングした波形データ同士の比較値に基づいて、いずれのフィルタを選択するかを決定している。すなわち、第３実施形態では、フィルタリングした波形データ同士の比較値を、基線変動の大きさを示す特徴量として用いている。【０１４４】
第３実施形態におけるハードウエア構成は、図２と同様である。ただし、図２１に示すように、ＤＳＰ２５により、第１の基線変動抑制フィルタ１７ａ、第２の基線変動抑制フィルタ１７ｂ、第３の基線変動抑制フィルタ１７ｃ、第４の基線変動抑制フィルタ１７ｄが構成されている。これらフィルタは、基本的に図５、図６と同様の構成である。この実施形態では、第１の基線変動抑制フィルタ１７ａの低域遮断周波数は0.35Hz（JIST1202の心電計の精度）、第２の基線変動抑制フィルタ１７ｂの低域遮断周波数は0.5Hz（JIST1304の心電図監視装置の精度）、第３の基線変動抑制フィルタ１７ｃの低域遮断周波数は1.0Hz、第４の基線変動抑制フィルタ１７ｄの低域遮断周波数は1.5Hzとした。【０１４５】
図２２、２３は、第３実施形態による心電図表示処理プログラム２３のフローチャートである。ＣＰＵ１０は、Ａ／Ｄ変換器１３によってディジタルデータとされた心電図波形データを取得する（ステップＳ１）。なお、ＣＰＵ１０は、一旦、メモリ１９に取り込まれた心電図波形データを読み出して取得するようにしてもよい。【０１４６】
続いて、ＣＰＵ１０は、心電図波形データに基づいて、一心拍の認識、各特徴点であるＰb点、Ｐ波、Ｑb点、Ｑ波、Ｒ波、Ｓ波、ＳＴ部、ＳＴ６０、ＳＴ８０、Ｔ波の波形値を認識する(ステップＳ２)。この認識は、第1の実施形態、第2の実施形態と同じ手法にて行うことができる。一心拍を認識し、各特徴点を認識すれば、ＣＰＵ１０は、これらを心電図波形データに対応付けてメモリ１９に記録する(ステップＳ３)。【０１４７】
図２４に、このようにしてメモリ１９に記録された心電図波形データと認識された特徴点などを示す。同じ心拍に属する心電図波形データには、同一の心拍ＩＤを付している。図２９Ａに、この心電図波形データ（原波形データ）を模式的に示す。【０１４８】
このようにして、メモリ１９には次々と心電図波形データや特徴点などが記録されていく。ステップＳ１〜Ｓ３の処理は、ステップＳ４以下の処理とは独立して実行するようにしてもよい。【０１４９】
次に、ＣＰＵ１０は、対象とする一拍についてメモリ１９から心電図波形データを読み出し、ＤＳＰ２５に与え、第1の基線変動抑制フィルタ１７ａによってフィルタリングし、第1の補正波形データを生成させる（Ｓ４）。第1の補正波形データは、メモリ１９に記録される。図２５に、メモリ１９に記録された第１の補正波形データを示す。図２４の原波形データとの対応を付けるため、心拍ＩＤが併せて記録される。【０１５０】
同様に、ＣＰＵ１０は、対象とする一拍の心電図波形データをＤＳＰ２５に与え、第２の基線変動抑制フィルタ１７ｂ、第３の基線変動抑制フィルタ１７ｃ、第４の基線変動抑制フィルタ１７ｄによってフィルタリングし、第２の補正波形データ、第３の補正波形データ、第４の補正波形データを生成させる（Ｓ５、Ｓ６、Ｓ７）。第２の補正波形データ、第３の補正波形データ、第４の補正波形データは、メモリ１９に記録される。記録されるデータの形式は、第１の補正波形データと同じである。【０１５１】
図２６に、各基線変動抑制フィルタ１７ａ〜１７ｄによる第１〜第４の補正波形データを模式的に示す。なお、図では、複数の拍についてのデータを示しているが、ＣＰＵ１０は、一拍ずつ処理を行う。基線変動抑制フィルタ１７ａ（図２６Ａ）が最も基線変動抑制が小さく、基線変動抑制フィルタ１７ｂ（図２６Ｂ）、基線変動抑制フィルタ１７ｃ（図２６Ｃ）、基線変動抑制フィルタ１７ｄ（図２６Ｄ）と基線変動抑制が大きくなっている様子が示されている。【０１５２】
次に、ＣＰＵ１０は、メモリ１９に記録された第４の補正波形データ（一拍分）と第１の補正波形データ（一拍分）との差を算出する（Ｓ８）。同様に、ＣＰＵ１０は、第４の補正波形データ（一拍分）と第２の補正波形データ（一拍分）との差を算出する（Ｓ８）。さらに、ＣＰＵ１０は、第４の補正波形データ（一拍分）と第３の補正波形データ（一拍分）との差を算出する（Ｓ８）。【０１５３】
第４の補正波形データと第１の補正波形データとの差データＥ1-4を、図２７Ａに模式的に示す。同様に、第４の補正波形データと第２の補正波形データとの差データＥ2-4を図２７Ｂに、第４の補正波形データと第３の補正波形データとの差データＥ3-4を図２７Ｃに模式的に示す。【０１５４】
次に、ＣＰＵ１０は、差データａｄ、ｂｄ、ｃｄの絶対値を、当該一拍の区間において平均し、差の絶対値平均Ｄ1-4、Ｄ2-4、D3-4を算出し、メモリ１９に記録する（Ｓ９）。このようにして算出された差の絶対値平均Ｄ1-4、Ｄ2-4、D3-4を、図２８Ａ、Ｂ、Ｃに模式的に示す。【０１５５】
ＣＰＵ１０は、差の絶対値平均D1-4が所定のしきい値（たとえば0.4ｍV）よりも小さいか否かを判断する（Ｓ１０）。小さければ、第4の補正波形データと第1の補正波形データとの差が小さいということであるから、第1の補正波形データを表示用データとして採用する(Ｓ１３)。具体的には、ＣＰＵ１０は、当該一拍について、第1の補正波形データをメモリ１９から読み出し、ディスプレイコントローラ２１に与える。これにより、ディスプレイコントローラ２１は、第1の補正波形データを、ディスプレイ１５に表示する。【０１５６】
ステップＳ１０において、差の絶対値平均D1-4が所定のしきい値を越えていれば、ＣＰＵ１０は、差の絶対値平均D2-4が所定のしきい値よりも小さいか否かを判断する（Ｓ１１）。小さければ、第２の補正波形データを表示用データとして採用する(Ｓ１４)。具体的には、ＣＰＵ１０は、当該一拍について、第２の補正波形データをメモリ１９から読み出し、ディスプレイコントローラ２１に与える。これにより、ディスプレイコントローラ２１は、第２の補正波形データを、ディスプレイ１５に表示する。【０１５７】
ステップＳ１１において、差の絶対値平均D2-4が所定のしきい値を越えていれば、ＣＰＵ１０は、差の絶対値平均D3-4が所定のしきい値よりも小さいか否かを判断する（Ｓ１２）。小さければ、第３の補正波形データを表示用データとして採用する(Ｓ１５)。具体的には、ＣＰＵ１０は、当該一拍について、第３の補正波形データをメモリ１９から読み出し、ディスプレイコントローラ２１に与える。これにより、ディスプレイコントローラ２１は、第３の補正波形データを、ディスプレイ１５に表示する。この際、ＣＰＵ１０は、当該一心拍の区間において波形データの近傍にバーを表示するようにディスプレイコントローラ２１に指示を行う。これにより、図３０に示すように、第３の基線変動抑制フィルタ１７ｃ、第4の基線変動抑制フィルタ１７ｄを用いた場合には、バー１０１が表示される。【０１５８】
ステップＳ１２において、差の絶対値平均D3-4が所定のしきい値を越えていれば、ＣＰＵ１０は、第４の補正波形データを表示用データとして採用する(Ｓ１６)。具体的には、ＣＰＵ１０は、当該一拍について、第４の補正波形データをメモリ１９から読み出し、ディスプレイコントローラ２１に与える。これにより、ディスプレイコントローラ２１は、第４の補正波形データを、ディスプレイ１５に表示する。この際、ＣＰＵ１０は、当該一心拍の区間において波形データの近傍にバーを表示するようにディスプレイコントローラ２１に指示を行う。これにより、図３０に示すように、第３の基線変動抑制フィルタ１７ｃ、第4の基線変動抑制フィルタ１７ｄを用いた場合には、バー１０１が表示される。【０１５９】
次に、ＣＰＵ１０は、原波形データにて認識した特徴点（たとえばＳＴ８０）に対応する選択した補正波形データの特徴点の波形値を読み出し、ディスプレイコントローラ２１に指示して表示させる（Ｓ１７）。原波形データが図２４に示すようであったとし、いま、第２５拍（心拍ＩＤ＝２５）を処理しているとする。ＣＰＵ１０は、まず、ＳＴ８０の特徴点のデータＮＯを図２４のデータから取得する。ここでは、データＮＯ「２０６０」が取得される。次に、ＣＰＵ１０は、選択した基線変動抑制フィルタ（ここでは第１の基線変動抑制フィルタ１７ａを選択したものとする）の補正波形データ（図２５)のうちから、データＮＯ「２０６０」の波形値を取得する。ここでは、０．００８が取得される。したがって、図３０に示すように、ディスプレイ上に当該拍のＳＴ８０の波形値が表示される。この際、ＣＰＵ１０は、原波形データに基づく波形値でないことを示すために、「補正」という表示２０１をディスプレイに表示させる。さらに、ＪＩＳを満足しない基線変動抑制フィルタの補正波形データを用いた場合には、「補正（過剰抑制）」という表示をするようにしている。【０１６０】
なお、この実施形態では、補正波形データの特徴点の波形値を病態診断補助用特徴量として表示しているが、原波形データの特徴点の波形値を病態診断補助用特徴量として表示するようにしてもよい。【０１６１】
また、この実施形態では、選択されたフィルタの補正波形データだけでなく、原波形を時間的に対応付けて表示するようにしている（図３０）。【０１６２】
上記の処理を終えると、ＣＰＵ１０は、次の一拍を対象としてステップＳ１以下を再び繰り返し実行する。【０１６３】
この実施形態による心電図波形表示装置における、原波形データ、表示される波形データ、選択されるフィルタの種類を図２９に示す。図２９Ｃに示すように、原波形の基線変動の大きさに応じて、基線変動抑制フィルタ１７ａ〜１７ｄが切り換えられて用いられている。【０１６４】
−−８．第４実施形態−−
上記実施形態では、４つの基線変動抑制フィルタ１７ａ〜１７ｄを切り換えて用いるようにしている。しかし、新生児の心電図波形など大きな原波形の変動が予想される場合には、さらにフィルタを増やしてもよい。たとえば、７つの基線変動フィルタ１７ａ〜１７ｇを用いて構成することができる。この実施形態では、第１の基線変動フィルタ１７ａ〜第４の基線変動フィルタ１７ｄは、第３実施形態と同じ遮断周波数のものを使用している。これに加えて、第５の基線変動フィルタ１７ｅ（低周波遮断周波数２．５Ｈｚ）、第６の基線変動フィルタ１７ｆ（低周波遮断周波数３．５Ｈｚ）、第７の基線変動フィルタ１７ｇ（低周波遮断周波数５．１Ｈｚ）の３つのフィルタを、ＤＳＰ２５に用意している。【０１６５】
いずれの基線変動抑制フィルタを選択するかの考え方は、第３実施形態と同じである。つまり、ＣＰＵ１０は、第７の基線変動抑制フィルタ１７ｇによる補正波形データと、第１〜第６の基線変動抑制フィルタ１７a〜１７ｆによる補正波形データとの差の絶対値の平均Ｄ1-7、Ｄ2-7、Ｄ3-7、D4-7、D5-7、D6-7を算出する。【０１６６】
差の絶対値平均Ｄ1-7、Ｄ2-7、Ｄ3-7、D4-7、D5-7、D6-7の順番で、所定のしきい値より小さいかどうかを判断していく。順番に判断していき、しきい値より小さい差の絶対値平均が見いだされれば、その時点で、フィルタの選択を行う。つまり、しきい値より小さい差の絶対値平均Ｄx-7が見いだされると、第Ｘの基線変動抑制フィルタを選択する。差の絶対値平均D6-7においても、しきい値より小さくなければ、第７の基線変動抑制フィルタ１７ｆを選択する。【０１６７】
図３１に、この実施形態による基線変動抑制の例を示す。図３１Ａが波形データ（原波形）である。図３１Ｂが、一拍ごとに適切な基線変動抑制フィルタ１７a〜１７ｆを選択してフィルタリングした補正波形データである。図３１Ｃに、いずれのフィルタが選択されたのかを、模式的に示している。これからも明らかなように、基線変動の大きい部分においては、低域遮断周波数の高い基線変動抑制フィルタが選択されていることが分かる。【０１６８】
図３２、図３３は、原波形における基線変動が著しい場合における基線変動抑制の効果を示す図である。図３２Ａ、図３３Ａに示すように、新生児の心電図波形では、原波形において大きな基線変動が生じることがある。したがって、このまま表示したのでは、表示の枠（図における０．４から−０．４の範囲）を越えてしまうことになる。【０１６９】
図３２Ｂ、図３３Ｂが、この実施形態によって基線変動抑制を行った補正波形データであり、図３２Ｃ、図３３Ｃがこれに対応して選択された基線変動抑制フィルタ１７a〜１７ｆを示している。【０１７０】
−−９．その他の実施形態−−
実施形態では、「心電図波形補正表示物」として、心電図波形をディスプレイ１５に表示する例を示した（図１３ステップＳ５６０、S５６６、図１８ステップＳ７７０、図１６参照）。その他の実施形態として、実施形態で示した表示波形データ（基線変動抑制データ、および／または過剰基線変動抑制データを含む。）を、メモリカード、ＣＤ−ＲＯＭ等の記録媒体へ出力したり、通信手段（ＬＡＮ、イーサネット（登録商標）、電話回線、無線通信、インターネット、有線、赤外線通信、携帯電話、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ、ＰＨＳ等）に対して出力、あるいは、可搬性媒体を介した２つの装置間でのファイルコピーを目的とした出力（例えば、ＰＣＭＣＩＡメモリーカードへの書き込み等）、あるいは、同データによって示される心電図波形のハードコピーとしての出力、ファクシミリによる出力等を採用してもよい。【０１７１】
図１６に示すように、実施形態では、過剰基線変動抑制波形である部分をバー・マークによって基線変動抑制波形と識別可能に表示する。過剰基線変動抑制波形および／または基線変動抑制波形を識別可能に表示する方法は、当業者に周知の手段によって変形可能である。図１９は、その他の実施形態として、心電図表示処理によって出力される画面表示例を示している。図１９Ａは、基線変動抑制波形１８００および過剰基線変動抑制波形１８０１を表示する。具体的には、波形１８００と波形１８０１とが区別可能となるように、例えば波形１８０１を点線で表示する。図１９Ｂは、基線変動抑制波形および過剰基線変動抑制波形を表示する。具体的には、波形１８０３は基線変動抑制波形を示し、範囲１８０５で囲まれた範囲の波形は過剰基線変動抑制波形であることを示す。【０１７２】
また、上記実施形態では、2つのフィルタを使用するようにしているが、3つ以上のフィルタを使用するようにしてもよい。3つ以上のフィルタを使用する場合には、いずれのフィルタを使用した波形であるかを表示するようにしてもよい。また、JIST1202またはJIST1304を満足するフィルタの出力波形であるか、それを越える過剰な抑制を行うフィルタの出力波形であるかを表示するようにしてもよい。【０１７３】
実施形態では、心電図モニタ装置１００は、心電図の測定処理、心電図表示処理の両方の処理を行う。その他の実施形態として、それらの処理を２以上の別々の装置によって行ってもよい。図２０は、心電図モニタ装置のその他の構成例を示す図である。心電図測定装置８４は、ＥＣＧ電極８２によって被験者８０の心電図を測定し、心電図波形データを生成する。一方、モニタ装置９２は、その心電図波形データを取得して、基線変動抑制処理を実行し、基線変動抑制波形を画面表示する。【０１７４】
具体的には、装置８４は、心電圧を測定し（ステップＳ９０１）、生成した心電図波形データを転送する（Ｓ９０３）。心電圧の測定から心電図波形データの生成処理までは、図１２のステップＳ５００からＳ５０７の処理と同様である。装置９２は、心電図波形データを取得する（Ｓ９０５）。心電図波形データの取得は、例えばインターネット９０を含む通信手段、またはフレキシブルディスク８８、メモリーカード８６を含む記録媒体を利用する。装置９２は、心電図波形データについて基線変動抑制処理を実行し（Ｓ９０７）、基線変動抑制処理後の波形を画面表示する（Ｓ９０９）。基線変動抑制および画面表示処理は、図１２ステップＳ５０９から図１３ステップＳ５７２の処理と同様である。【０１７５】
その他の実施形態として、心電図モニタ装置１００または装置９２が実行する基線変動抑制処理は、心電図表示を行う一般的なビューワーソフトウェアに組み込むことも可能である。【０１７６】
その他の実施形態として、心電図波形データを送信するクライアント装置と、上記基線変動抑制処理を実行するサーバ装置とを、インターネットまたはローカルエリアネットワーク（ＬＡＮ）によって接続したシステム（クライアント・サーバ型）を採用してもよい。例えばＡＳＰ（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ  Ｓｅｒｖｉｃｅ  Ｐｒｏｖｉｄｅｒ）サービスなど、インターネット等を利用したＷｅｂベースでの処理も可能である。【０１７７】
上記に示したその他の実施形態は、以下に示す実施形態にも適用することができる。【０１７８】
本実施形態では、ＣＰＵ１０の動作のためのプログラムをＦ−ＲＯＭ２０に記憶させているが、このプログラムは、プログラムが記憶されたＣＤ−ＲＯＭから読み出してハードディスク等にインストールすればよい。また、ＣＤ−ＲＯＭ以外に、ＤＶＤ−ＲＯＭ、フレキシブルディスク（ＦＤ）、ＩＣカード等のプログラムをコンピュータ可読の記録媒体からインストールするようにしてもよい。さらに、通信回線を用いてプログラムをダウンロードさせることもできる。また、ＣＤ−ＲＯＭからプログラムをインストールすることにより、ＣＤ−ＲＯＭに記憶させたプログラムを間接的にコンピュータに実行させるようにするのではなく、ＣＤ−ＲＯＭに記憶させたプログラムを直接的に実行するようにしてもよい。【０１７９】
なお、コンピュータによって、実行可能なプログラムとしては、そのままインストールするだけで直接実行可能なものはもちろん、一旦他の形態等に変換が必要なもの（例えば、データ圧縮されているものを解凍する等）、さらには、他のモジュール部分と組合して実行可能なものも含む。【０１８０】
上記第３、第４の実施形態では、差の絶対値平均に基づいていずれの基線変動抑制フィルタを用いるかを決定している。しかしながら、第１、第２の実施形態で示した特徴点の波形値も併せて考慮して、基線変動抑制フィルタを選択するようにしてもよい。たとえば、基線変動抑制フィルタを選択するためのアルゴリズムを複数用意しておき、波形値の大きさによってどのアルゴリズムを使うかを決定するようにしてもよい。【０１８１】
上記実施形態では、基線変動抑制フィルタをＪＩＳを満足するグループとそうでないグループに分け、両者を区別するためのバー表示を行うようにしている。しかし、３つ以上のグループに分けて区別表示を行うようにしてもよい。【０１８２】
上記実施形態では、ＳＴ８０を病態診断補助用特徴量として表示するようにしている。しかし、他の特徴量を病態診断補助用特徴量として用いるようにしてもよい。【０１８３】
上記各実施形態では、図１の各機能をＣＰＵおよびプログラムによって実現することとしているが、各機能の一部または全部をハードウェアロジック（論理回路）によって構成してもよい。【０１８４】
上記各実施形態では1拍を単位区間としたが、一拍よりも短い期間、または、一拍よりも長い期間（数拍など）を単位区間としてフィルタを切り換えるようにしてもよい。【０１８５】
なお、上記実施形態では、図１６、図３０のように画面にて表示しているが、画面表示とともにあるいは単独で同様の内容をプリンタなどによって印刷して出力するようにしてもよい。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
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【図２３】
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【図２４】
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【図２５】
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【図２６】
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【図２７】
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【図２８】
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【図２９】
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【図３０】
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【図３１】
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【図３２】
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【図３３】
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