(57)【要約】【課題】 浴槽心電計等において、有用な心電図波形情報を保持しつつ基線動揺のみを効果的に除去することで、従来の標準１２誘導法による心電図の臨床データを有効に活用し得る心電図計測装置を提供する。
【解決手段】 信号処理手段が、減算器１８と倍率変換
器２０と積分器１９を有し、被処理心電図信号４２を減算器１８の正側入力に入力し、減算器１８からの出力信号に対して、倍率変換器２０による倍率変換処理と積分器１９による積分処理の何れか一方を先に、他方をその後に施して得られる信号を減算器１８の負側入力に入力することにより、被処理心電図信号４２から基線動揺を除去した心電図信号４３を減算器１８から出力する。

(2)1【特許請求の範囲】【請求項１】 複数の心電図電極と、前記複数の心電図電極に現れる電気信号から心電図信号を生成処理する心電図信号生成手段と、前記心電図信号生成手段によって生成された後の被処理心電図信号に対して所定の信号処理を行う信号処理手段とを備え、前記信号処理手段が、減算器と倍率変換器と積分器を有し、前記被処理心電図信号を前記減算器の正側入力に入力し、前記減算器からの出力信号に対して、前記倍率変換器による倍率変換処理と前記積分器による積分処理の何れか一方を先に、他方をその後に施して得られる信号を前記減算器の負側入力に入力することにより、前記被処理心電図信号から基線動揺を除去または低減した心電図信号を前記減算器から出力すべく構成されていることを特徴とする心電図計測装置。
【請求項２】 複数の心電図電極と、前記複数の心電図電極に現れる電気信号から心電図信号を生成する心電図
信号生成手段と、前記心電図信号生成手段によって生成された後の被処理心電図信号に対して所定の信号処理を行う信号処理手段とを備えてなり、
前記信号処理手段が、単位振幅の三つの矩形波が負極性
・正極性・負極性或いは正極性・負極性・正極性の順に各極性の時間比率が１：２：１となるように並び、三つの矩形波の時間幅が前記被処理心電図信号に含まれる一つまたは複数の特徴的信号成分の時間幅となるように設定されてなるテンプレート波形と、前記被処理心電図信号との相互相関処理を行う相互相関演算部を備えていることを特徴とする心電図計測装置。
【請求項３】 前記相互相関演算部の相互相関出力が所定の閾値以上となる局所ピーク検出時刻に基づいて、前記特徴的信号成分の発生時相を検出する発生時相検出手段を備えていることを特徴とする請求項２記載の心電図計測装置。
【請求項４】 前記特徴的信号成分がＱＲＳ群であることを特徴とする請求項２または３記載の心電図計測装置。
【請求項５】 前記信号処理手段が前記特徴的信号成分を連続して所定回数以上検出した場合に、所定のトリガ信号を出力することを特徴とする請求項２、３または４
記載の心電図計測装置。
【請求項６】 被験者が入浴する浴槽内壁面の所定位置に各別に設置された少なくとも三つの心電図電極と、前記少なくとも三つの各心電図電極に現れる電気信号から擬似的な標準肢誘導である心電図信号を生成する心電図
信号生成手段とを備えてなり、
前記各心電図電極は、第１の電極が前記被験者の右腕付
け根外側に近い位置に、第２の電極が前記被験者の左腕付け根外側に近い位置に、第３の電極が前記被験者の左
足付け根外側に近い位置に配置されており、
前記心電図信号生成手段が、前記第１の電極と前記第２

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特開２００２−７８６９５2の電極間、前記第１の電極と前記第３の電極間、及び、
前記第２の電極と前記第３の電極間の、前記電気信号の差信号成分を各別に増幅する差動増幅手段を備えてなることを特徴とする心電図計測装置。
【請求項７】 被験者が入浴する浴槽内壁面の所定位置に各別に設置された少なくとも三つの心電図電極と、前記少なくとも三つの各心電図電極に現れる電気信号から擬似的な標準肢誘導である心電図信号を生成する心電図
信号生成手段とを備えてなり、
前記各心電図電極は、第１の電極が前記被験者の右腕付
け根外側に近い位置に、第２の電極が前記被験者の左腕付け根外側に近い位置に、第３の電極が前記被験者の左膝上方外側に近く且つ前記第２の電極と同じ深さの位置に配置されており、
前記心電図信号生成手段が、前記第１の電極と前記第２の電極間、前記第１の電極と前記第３の電極間、及び、
前記第２の電極と前記第３の電極間の、前記電気信号の差信号成分を各別に増幅する差動増幅手段を備えてなることを特徴とする心電図計測装置。
【請求項８】 前記少なくとも三つの心電図電極が、前記第１、第２及び第３の電極に加えて、前記浴槽内壁面の前記第３の電極に対して浴槽内にいる被験者の身体を基準にして左右対称となる位置に配置された第４の電極を有し、前記差動増幅手段が、３台の独立した差動増幅器からなり、前記３台の差動増幅器の基準電位を全て前記第４の電極の電位とすることを特徴とする請求項６または７記
載の心電図計測装置。
【請求項９】 前記信号処理手段の処理結果に基づいて、被験者の体調を推定する体調推定手段を備えていることを特徴とする請求項１、２、３、４または５記載の心電図計測装置。
【発明の詳細な説明】【０００１】【発明の属する技術分野】本発明は、浴槽心電計等の心電図に基線動揺が生じ易い電極構造を有する心電計における、心電図計測の高精度化技術に関する。
【０００２】【従来の技術】医療現場や生理学の研究においては、標準１２誘導法と呼ばれる心電図計測方法が広く用いられており、膨大な臨床データが蓄積されている。更に、計測された心電図を臨床データとして蓄積するには、計測結果である心電図が一定の品質を有している必要性か
ら、測定環境や測定器である心電計による誤差や測定バ
ラツキを最小限に抑制すべく、電極の装着位置や電極材
料に対する細かな制約が設けられている。
【０００３】例えば、電極材料について言えば、高価なＡｇ−ＡｇＣｌ電極が使用されている。これは、体表面の汗（塩分）と電極間で生じる電気化学反応により体表面電位が変動を来すのを防止することで心電図の基線動

(3)3揺を抑制する効果がある。従って、被験者体表面の汗の影響による誤差や測定バラツキを最小限に抑制できる。
また、電極に現れる体表面電位信号（電気信号）を信号処理する場合におけるノイズ除去も簡単なフィルタ処理で済ますことができる。
【０００４】また、電極の装着位置に対する細かな制約によって、かかる電極装着作業が医療従事者以外の者にとっては非常に困難な作業となっている。このことは、心電図計測は、心電図の解析によって心疾患の診断やリラックス度や体調の評価が行なえる有用な方法であるのも拘らず、産業上の利用範囲が著しく制約を受ける要因となっている。
【０００５】一方、被験者に直接電極を装着する必要がなく被験者の心電図を無拘束且つ非侵襲に計測する手段
として浴槽心電計が開発されている。この浴槽心電計
は、被験者が入浴する浴槽内壁面に複数の電極を配置
し、浴槽内の湯水の電気伝導性が比較的良好であることを利用して、被験者の体表面に直接電極を装着する労を要することなく、浴槽内の被験者の心電図を連続的に計測できるようにしたものである。
【０００６】【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上記した浴槽心電計は、電極と被験者体表面の間に湯水が介在するため、心電図に被験者の体の動きや呼吸による基線動揺に加えて湯水の動揺等に起因する大きな基線動揺が生じ、標準１２誘導法とは異なる誘導法となって、得られる心電図の波形が標準１２誘導法による心電図の波形と異なる。この結果、臨床医学や生理学の研究者等が収集蓄積した膨大な臨床データとの比較が行えず、心疾患の診断やリラックス度や体調の評価に関し、当該臨床データを有効に活用できないという不都合があった。
【０００７】本発明は、上述の問題点に鑑みてなされたものであり、その目的は、浴槽心電計等の心電図に大きな基線動揺が発生し得る心電図計測装置において、有用な心電図波形情報を保持しつつ当該基線動揺のみを効果的に除去することで、従来の標準１２誘導法による心電図の臨床データを有効に活用し得る心電図計測装置を提供する点にある。
【０００８】【課題を解決するための手段】この目的を達成するための本発明に係る心電図計測装置の第一の特徴構成は、特許請求の範囲の欄の請求項１に記載した如く、複数の心電図電極と、前記複数の心電図電極に現れる電気信号から心電図信号を生成処理する心電図信号生成手段と、前記心電図信号生成手段によって生成された後の被処理心電図信号に対して所定の信号処理を行う信号処理手段とを備え、前記信号処理手段が、減算器と倍率変換器と積分器を有し、前記被処理心電図信号を前記減算器の正側入力に入力し、前記減算器からの出力信号に対して、前記倍率変換器による倍率変換処理と前記積分器による積

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分処理の何れか一方を先に、他方をその後に施して得られる信号を前記減算器の負側入力に入力することにより、前記被処理心電図信号から基線動揺を除去または低減した心電図信号を前記減算器から出力すべく構成されている点にある。
【０００９】ここで、前記信号処理手段の処理対象となる被処理心電図信号は、前記心電図信号生成手段が生成した心電図信号であっても、また、その心電図信号に対して所定の前処理、例えば従来の心電図計測装置で行っていたノイズ除去処理等、を施した心電図信号であっても構わない。また、当該前処理が前記心電図信号生成手段で行われても構わない。
【００１０】同第二の特徴構成は、特許請求の範囲の欄の請求項２に記載した如く、複数の心電図電極と、前記複数の心電図電極に現れる電気信号から心電図信号を生成する心電図信号生成手段と、前記心電図信号生成手段
によって生成された後の被処理心電図信号に対して所定の信号処理を行う信号処理手段とを備えてなり、前記信号処理手段が、単位振幅の三つの矩形波が負極性・正極性・負極性或いは正極性・負極性・正極性の順に各極性の時間比率が１：２：１となるように並び、三つの矩形
波の時間幅が前記被処理心電図信号に含まれる一つまたは複数の特徴的信号成分の時間幅となるように設定されてなるテンプレート波形と、前記被処理心電図信号との相互相関処理を行う相互相関演算部を備えている点にある。
【００１１】ここで、前記信号処理手段の処理対象となる被処理心電図信号は、前記心電図信号生成手段が生成した心電図信号であっても、また、その心電図信号に対して所定の前処理、例えば従来の心電図計測装置で行っていたノイズ除去処理や上記第一の特徴構成の信号処理手段による基線動揺除去または低減処理等、を施した心電図信号であっても構わない。また、当該前処理が前記
心電図信号生成手段で行われても構わない。
【００１２】同第三の特徴構成は、特許請求の範囲の欄の請求項３に記載した如く、上記第二の特徴構成に加えて、前記相互相関演算部の相互相関出力が所定の閾値以上となる局所ピーク検出時刻に基づいて、前記特徴的信号成分の発生時相を検出する発生時相検出手段を備えている点にある。
【００１３】同第四の特徴構成は、特許請求の範囲の欄の請求項４に記載した如く、上記第二または第三の特徴
構成に加えて、前記特徴的信号成分がＱＲＳ群である点にある。
【００１４】同第五の特徴構成は、特許請求の範囲の欄の請求項５に記載した如く、上記第二、第三または第四の特徴構成に加えて、前記信号処理手段が前記特徴的信号成分を連続して所定回数以上検出した場合に、所定のトリガ信号を出力する点にある。
【００１５】同第六の特徴構成は、特許請求の範囲の欄

(4)5の請求項６に記載した如く、被験者が入浴する浴槽内壁面の所定位置に各別に設置された少なくとも三つの心電図電極と、前記少なくとも三つの各心電図電極に現れる
電気信号から擬似的な標準肢誘導である心電図信号を生成する心電図信号生成手段とを備えてなり、前記各心電図電極は、第１の電極が前記被験者の右腕付け根外側に近い位置に、第２の電極が前記被験者の左腕付け根外側に近い位置に、第３の電極が前記被験者の左足付け根外側に近い位置に配置されており、前記心電図信号生成手
段が、前記第１の電極と前記第２の電極間、前記第１の電極と前記第３の電極間、及び、前記第２の電極と前記第３の電極間の、前記電気信号の差信号成分を各別に増幅する差動増幅手段を備えてなる点にある。
【００１６】同第七の特徴構成は、特許請求の範囲の欄の請求項７に記載した如く、被験者が入浴する浴槽内壁面の所定位置に各別に設置された少なくとも三つの心電図電極と、前記少なくとも三つの各心電図電極に現れる
電気信号から擬似的な標準肢誘導である心電図信号を生成する心電図信号生成手段とを備えてなり、前記各心電図電極は、第１の電極が前記被験者の右腕付け根外側に近い位置に、第２の電極が前記被験者の左腕付け根外側に近い位置に、第３の電極が前記被験者の左膝上方外側に近く且つ前記第２の電極と同じ深さの位置に配置されており、前記心電図信号生成手段が、前記第１の電極と前記第２の電極間、前記第１の電極と前記第３の電極間、及び、前記第２の電極と前記第３の電極間の、前記
電気信号の差信号成分を各別に増幅する差動増幅手段を備えてなる点にある。
【００１７】同第八の特徴構成は、特許請求の範囲の欄の請求項８に記載した如く、上記第六または第七の特徴
構成に加えて、前記少なくとも三つの心電図電極が、前記第１、第２及び第３の電極に加えて、前記浴槽内壁面の前記第３の電極に対して浴槽内にいる被験者の身体を基準にして左右対称となる位置に配置された第４の電極を有し、前記差動増幅手段が、３台の独立した差動増幅器からなり、前記３台の差動増幅器の基準電位を全て前記第４の電極の電位とする点にある。
【００１８】同第九の特徴構成は、特許請求の範囲の欄の請求項９に記載した如く、上記第一、第二、第三、第四または第五の特徴構成に加えて、前記信号処理手段の処理結果に基づいて、被験者の体調を推定する体調推定
手段を備えている点にある。
【００１９】以下に上記各特徴構成の作用並びに効果を説明する。本発明に係る心電図計測装置の第一の特徴構
成によれば、信号処理手段の減算器出力が倍率変換処理
及び積分処理された後に基線動揺の推定値として減算器の負側入力にフィードバックされることから、減算器によって基線動揺を含む心電図信号から当該基線動揺が除去される。この結果、心電図信号に含まれる有用な心電図情報、例えば、心臓の動きに関連して発生するＰ波、

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6Ｑ波、Ｒ波、Ｓ波、Ｔ波、ＱＲＳ群等の特徴的信号成分の波形や発生時相や発生周期、或いは、隣接する各波の間隔や、その間に発生する異常波形等を保持した状態
で、これら有用な心電図情報の検出を阻害する基線動揺を効果的に除去できる。この結果、基線動揺除去後の心電図波形が、従来の標準１２誘導法による心電図波形により近い波形となり、標準１２誘導法による心電図の臨床データを有効に活用できる。
【００２０】より詳細には、本特徴構成の減算器は、基本的に入力値から出力の積分値を減算するので、出力値が小さくなるように作用する。ところで、現実のフィードバック要素である倍率変換処理及び積分処理は一定の時定数をもって処理されることから、この時定数を所定範囲（例えば１〜１０秒程度）に設定しておけば、一定期間の基線動揺に比べ高周波の上記特徴的信号成分の波形が上記倍率変換処理及び積分処理によって基線動揺に沿って平滑化され、直近の基線動揺成分の推定値が得られる。この推定値は高周波の特徴的信号成分が除去されているので、上記減算処理によって被処理心電図信号から特徴的信号成分が失われずに、低周波数成分の基線動
揺だけが減算処理される結果となる。従って、上記時定数が極端に短いと、上記推定値に特徴的信号成分が含まれる結果となり、基線動揺以外に本来の信号成分も消失する虞がある。ここで、倍率変換器は積分器のカットオ
フ周波数を決定するために使用される。
【００２１】尚、信号処理手段の入出力はアナログ信号に限定されるものではなく、ディジタル信号であっても構わない。従って、ディジタル信号の場合は、減算器、倍率変換器、積分器は夫々ディジタル回路で構成される。
【００２２】同第二の特徴構成によれば、心電図信号に含まれる有用な心電図情報であるＰ波、Ｑ波、Ｒ波、Ｓ波、Ｔ波、ＱＲＳ群等の特徴的信号成分の内、特定の信号成分に着目してその発生状況を正確に確認できる。また、特に同第三の特徴構成によれば、その相互相関出力から特徴的信号成分の発生時相が正確に抽出できることから、その抽出された特徴的信号成分の発生時相に関連する被験者の生理情報を得ることができる。
【００２３】更に、本処理によって特定の信号成分の波
形情報のみを抽出することから、結果的に被処理心電図
信号に含まれる基線動揺やその他の心電図信号の動揺が除去され、従来の標準１２誘導法による心電図波形に対して、略正確な発生時相の当該特徴的信号成分が得られるので、当該特徴的信号成分の発生時相に関する標準１２誘導法による心電図の臨床データを有効に活用できる。
【００２４】尚、本特徴構成の相互相関処理はパターン
マッチドフィルタとして知られた手法を応用した処理を行っている。つまり、抽出対象となる特徴的信号成分と同一形状の信号波形（テンプレート波形）と被処理心電(5)7図信号との相互相関処理を行い、その相互相関出力の出力値が所定の閾値以上となる局所ピークを検出することで、その検出時刻に基づいて抽出対象の特徴的信号成分の出現時間を知ることができる。しかし、一般的に相互相関処理の演算負荷は非常に重くリアルタイム性に欠けるため、本特徴構成では、単位振幅の三つの矩形波が負
極性・正極性・負極性或いは正極性・負極性・正極性の順に各極性の時間比率が１：２：１となるように並び、三つの矩形波の時間幅が抽出対象の特徴的信号成分の時間幅となるように設定されてなるテンプレート波形を使用することで、相互相関演算が簡単な加減算処理で実行できるようになり、演算処理の大幅な高速化が図られている。また、かかる演算処理の簡単化が図られても、正極性と負極性の各合計の時間配分が等しいため、三つの矩形波の時間幅と異なる時間幅の信号成分は相互相関演
算処理において相殺されるため、必要な特徴的信号成分が抽出できる。
【００２５】同第四の特徴構成によれば、前記被処理心電図信号に大きな基線動揺やＲ波ピーク付近の波形形状の動揺、その他の動揺があっても、ＱＲＳ群の出現時間を正確に検出することができる。その結果、Ｒ−Ｒ間隔に基づく心拍変動等の被験者の生理情報を容易に判定することができる。
【００２６】同第五の特徴構成によれば、前記信号処理
手段が前記特徴的信号成分を連続して所定回数以上検出した場合に、被験者が安定状態にあると判断できること
から、トリガ信号の発信を基準に、当該発信後の前記信号処理手段の結果を被験者の体調等の生理状態の判定に使用することで、より正確な判定が行える。特に、浴槽心電計の場合、入浴直後に一時的な心拍変動や血圧上昇が生じるため、トリガ信号を利用することで、かかる初期変動の影響を受けることなく、上記判定を実行できる。
【００２７】同第六または第七の特徴構成によれば、電極の設置位置が標準１２誘導法による心電図に近似した心電図を得ることができるため、各電極間の差信号を差動増幅手段で増幅することにより、標準１２誘導法の一部である標準肢誘導の３種の双極導出による心電図信号を擬似的に生成することができる。また、この３種の双極導出信号から、Ｇｏｌｄｂｅｒｇｅｒ導出法と呼ばれる３種の単極導出による心電図も計算によって求めることができる。従って、本特徴構成で得られた心電図を従来の標準１２誘導法による心電図と比較することで、過去の臨床データに基づく各種診断が可能となる。
【００２８】同第八の特徴構成によれば、第４の電極が検出する体表面電位の被験者体表面上の位置が、他の３つの電極が検出する体表面電位の被験者体表面上の位置に対して、電気的に略等距離にあるため、第４の電極の電位を３台の差動増幅器の基準電位とすることで、各差動増幅器に対して共通の電源電圧を供給することでき、

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各入力電圧も基準電位に対して一定範囲内に抑えることができ、各差動増幅器の確実な動作を保証するとともに、差動増幅手段を簡単に構成することが可能となる。
【００２９】同第九の特徴構成によれば、体調推定手段
によって被験者の体調が推定されるため、専門家による信号処理手段の処理結果の解析を必要とせず、被験者自身或いは第三者が、被験者の体調を容易且つ正確に判断できる。また、当該推定結果に基づいて被験者の環境を自動的或いは半自動的に調整することも可能となる。
【００３０】【発明の実施の形態】本発明に係る心電図計測装置（以下、単に「本発明装置」という。）の実施の形態を、浴槽心電計の場合について、図面に基づいて説明する。
【００３１】〈第一実施形態〉図１に示すように、本発明装置は、複数の心電図電極１０と、複数の心電図電極
１０に現れる電気信号４０から心電図信号４１を生成処
理する心電図信号生成手段１１と、心電図信号生成手段
１１によって生成された後の被処理心電図信号４２に対して所定の信号処理を行う信号処理手段１２とを備えて構成されている。尚、本第一実施形態では、信号処理手
段１２は、被処理心電図信号４２として心電図信号生成
手段１１が生成した心電図信号４１を直接処理する。
【００３２】図２に示すように、複数の心電図電極１０は４つの電極１０ａ〜１０ｄからなり、各電極１０ａ〜
１０ｄは被験者１が入浴する浴槽２の内壁面の湯水に浸水する所定位置に各別に設置される。具体的には、第１の電極１０ａが被験者１の右腕付け根外側に近い位置に、第２の電極１０ｂが被験者１の左腕付け根外側に近い位置に、第３の電極１０ｃが被験者１の左足付け根外側に近い位置に、第４の電極１０ｄが被験者１の右足付
け根外側に近い位置に設置されている。
【００３３】心電図信号生成手段１１は、図３に示すよ
うに、基本的に３台の差動増幅器１３〜１５で構成され、第１の電極１０ａに誘導される電気信号４０ａが第１の増幅器１３と第２の増幅器１４の負側入力に、第２の電極１０ｂに誘導される電気信号４０ｂが第１の増幅器１３の正側入力と第３の増幅器１５の負側入力に、第３の電極１０ｃに誘導される電気信号４０ｃが第２の増
幅器１４と第３の増幅器１５の正側入力に、夫々入力される。また、各差動増幅器１３〜１５は、各接地端子が第４の電極１０ｄと電気的に接続され、電極１０ｄの電位が各差動増幅器１３〜１５の基準電位として供され、各電源も共通の電源から供給される。
【００３４】上記の心電図信号生成手段１１の構成と心電図電極１０ａ〜１０ｄの配置位置によって、第１の増幅器１３からは疑似第Ｉ誘導心電図信号４１ａが、第２の増幅器１４からは疑似第ＩＩ誘導心電図信号４１ｂが、第３の増幅器１５からは疑似第ＩＩＩ誘導心電図信号４１ｃが、夫々出力される。ここで、各心電図信号４１ａ〜４１ｃを疑似誘導と称しているのは、これらが、

(6)9標準１２誘導法における標準肢誘導の３種の双極導出心電図に対応しているものの、後述する浴槽心電計に特有の基線動揺が含まれていることを考慮したものである。
【００３５】また、各心電図信号４１ａ〜４１ｃは、数式化すれば下記の数１〜数３によって表される。ここ
で、ＶI 、ＶII 、ＶIII は、夫々各疑似誘導心電図信号
４１ａ〜４１ｃの信号電圧であり、VR 、VL 、VF は、夫々第１の電極１０ａ、第２の電極１０ｂ、第３の電極１０ｃの電位である。
【００３６】【数１】ＶI ＝VL − VR
【数２】ＶII ＝VF − VR
【数３】ＶIII ＝VF − VL
【００３７】尚、各心電図信号４１ａ〜４１ｃは必要に応じて更に増幅或いは不要な電源ノイズや高周波ノイズのフィルタ処理が施される。
【００３８】更に、心電図信号生成手段１１は、図３に示すように、標準１２誘導法における標準肢誘導の３種の単極導出に対応する心電図信号を、下記の数４〜数６に基づいて、計算によって導出する演算手段１６を備えている。ここで、aVR 、aVL 、aVF は、夫々３種の単極導出に対応する心電図信号の信号電圧である。
【００３９】【数４】
aVR ＝VR −０．５（VL ＋VF ）＝−０．５（ＶI ＋ＶII ）【数５】
aVL ＝VL −０．５（VR ＋VF ）＝０．５（ＶI −ＶIII ）【数６】
aVF ＝VF −０．５（VR ＋VL ）＝０．５（ＶI ＋ＶII ）【００４０】上記構成による心電図信号生成手段１１によって、標準１２誘導法における６種の標準肢誘導の心電図信号４１（ＶI 、ＶII 、ＶIII 、aVR 、aVL 、aVF ）が生成される。
【００４１】信号処理手段１２は、心電図信号生成手段
１１によって生成された心電図信号４１またはこれら心電図信号４１に対して所定の前処理、例えば、電源ノイ
ズの除去処理等、を施した心電図信号（両者を総称して
被処理心電図信号４２）に対して、基線動揺を除去（または大幅に低減）する基線動揺除去手段１７を備える。
【００４２】この基線動揺除去手段１７は、図４に示す
ように、減算器１８、積分器１９、倍率変換器２０を備えて構成される。尚、図４に示す処理回路は１信号分である。減算器１８の正側入力が被処理心電図信号４２の１信号で、出力が基線動揺除去後の心電図信号４３である。この心電図信号に対して倍率変換処理と積分処理を施すことで、被処理心電図信号４２に重畳した浴槽２内の湯水の動きや被験者１の身体の動き等に起因して発生する低周波の基線動揺成分の推定値が得られ、これを減算器１８の負側入力にフィードバックすることで、基線動揺除去後の心電図信号４３が得られる。ここで、積分

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10器１９と倍率変換器２０の全体での時定数を１〜１０秒程度に設定することで、一定期間の基線動揺に比べ高周波の上記特徴的信号成分（Ｐ波、Ｑ波、Ｒ波、Ｓ波、Ｔ
波、ＱＲＳ群等）の波形が上記倍率変換処理及び積分処理によって基線動揺に沿って平滑化され、直近の基線動
揺成分の推定値が得られる。この推定値は高周波の特徴的信号成分が除去されているので、上記減算処理によって被処理心電図信号から特徴的信号成分が失われずに、
低周波数成分の基線動揺だけが減算処理される。従って、時定数が極端に短いと、上記推定値に特徴的信号成分が含まれる結果となり、基線動揺以外に本来の信号成分も消失する虞がある。ここで、図４に示す構成に対して、積分器１９と倍率変換器２０の配置を入れ換え倍率
変換処理と積分処理の順番を逆転させても同様の効果を得ることができる。
【００４３】また、基線動揺除去手段１７は、アナログ
信号処理の他、ディジタル信号処理によって実現することも可能である。この場合、積分処理は区分求積法によって容易に実現できる。即ち、初期値を０から始めてサンプリング間隔毎に入力ディジタル値を累積加算し、その値を記憶及び出力すればよい。より具体的には、入力
ディジタル値が１６ビット幅であれば、３２ビットで累積加算を行い、その累積加算値に倍率を示す係数を乗じたものが、上記推定値となるため、この値をディジタル
変換された被処理心電図信号４２から減じればリアルタ
イム処理が容易に実現できる。尚、被処理心電図信号４２のＡ／Ｄ変換処理は、信号処理手段１２と心電図信号
生成手段１１の何れで実行しても構わない。
【００４４】本実施形態では、標準１２誘導法における６種の標準肢誘導の心電図信号４１の全てに対して、上記基線動揺除去処理を実行することで、臨床医学や生理学研究の場で得られる標準１２誘導法における６種の標準肢誘導に近似した各心電図信号４３が得られる。この
結果、これらのデータと臨床医学や生理学研究の場で蓄積された臨床データとの比較検討が可能となり、浴槽心電計を利用した簡易な心電図計測結果に対しても、かかる臨床データの有効利用が可能となる。
【００４５】図５に、被処理心電図信号４２の第２誘導信号ＶII に対して基線動揺除去手段１７による処理を施した結果の一例を示す。これより基線誘導の除去が効果的に行われていることが分かる。
【００４６】ところで、上記基線動揺除去処理は必ずしも６種の標準肢誘導の心電図信号４１の全てに対して実行する必要はなく、被験者１の心拍数等の特定の検査項目に着目している場合は、その内の一部の心電図信号のみを基線動揺除去手段１７に入力して基線動揺除去処理すればよい。また、６種の標準肢誘導の内の３種の単極導出による心電図信号は、３種の双極導出心電図信号に対する演算処理で生成されるため、かかる演算処理を基
線動揺除去後の３種の双極導出心電図信号に対して実行

(7)11
しても構わない。かかる処理手順によれば、基線動揺除去手段１７の回路構成の簡単化が図れる。
【００４７】〈第二実施形態〉図６に示すように、複数の心電図電極１０と心電図信号生成手段１１と信号処理
手段１２とを備えている点において、図１に示す第一実
施形態と基本的な構成で変更はないが、本第二実施形態
では、信号処理手段１２に、基線動揺除去手段１７に加えて、特徴的信号成分抽出手段２１が設けられている。
複数の心電図電極１０、心電図信号生成手段１１、及び、基線動揺除去手段１７については第一実施形態と同じであるので、説明を割愛する。
【００４８】特徴的信号成分抽出手段２１は、被処理心電図信号４４となる基線動揺除去手段１７が生成した基線動揺除去後の心電図信号４３から、Ｐ波、Ｑ波、Ｒ波、Ｓ波、Ｔ波、ＱＲＳ群等の特徴的信号成分の中から特定の信号波を抽出し、その特定の信号波に含まれる心電情報を更に抽出して出力するように構成されている。
具体的には、本実施形態では、ＱＲＳ群を抽出して、その発生時相を検出し、その発生間隔から心拍数及びその時間変動をリアルタイムに検出する。その具体的な構成は、図７に示すように、相互相関演算部２２、最適窓幅
設定部２３、ピーク時相検出部２４、Ｒ−Ｒ間隔演算部
２５、心拍変動スペクトル解析部２６、トリガ信号発生部２７を備えて構成されている。
【００４９】一般的に、心電図信号には、呼吸や体の動き等に起因した基線動揺の他、Ｒ波ピーク付近の波形形
状の揺らぎ、心臓の位置が変化したり信号自体の振幅値が変化する等の各種の揺らぎが混在している。特徴的信号成分抽出手段２１は、被処理心電図信号４４にかかる揺らぎが含まれていてもＱＲＳ群の発生時相を正確に検出できるように、動作原理として基本的にパターンマッ
チドフィルタとして公知の手法を、相互相関演算部２２における相互相関処理に応用している。そこで、相互相関演算部２２は、被処理心電図信号４４となる基線動揺除去手段１７が生成した基線動揺除去後の心電図信号４３と、抽出対象であるＱＲＳ群の波形を模擬したテンプ
レート波形の相互相関処理を行う。
【００５０】しかしながら、通常のパターンマッチドフ
ィルタによる相互相関処理は、演算負荷が非常に重くリ
アルタイム性に欠けるため、本実施形態では、テンプレ
ート波形として、図８に示すような単位振幅の三つの矩形波が負極性・正極性・負極性の順に各極性の時間比率が１：２：１となるように並んだものを利用する。三つの矩形波の時間幅は心電図信号４３に含まれるＱＲＳ群の時間幅となるように設定されている。テンプレート波形として単位振幅の矩形波を用いることで、ディジタル
演算処理中の乗算処理を大幅に削減できるとともに、一定のサンプリング間隔における後続のサンプリング値に対する相互相関値を漸化式で表現でき再計算負荷の軽減が図れる。また、かかる演算処理の簡単化が図られて

10

20

30

40

50

特開２００２−７８６９５12も、正極性と負極性の各合計の時間配分が等しいため、三つの矩形波の時間幅と異なる時間幅の信号成分は相互相関演算処理において相殺されるため、必要な特徴的信号成分が抽出できる。以下、具体例に基づいて説明する。
【００５１】入力される被処理心電図信号４４は既にディジタル化されており、数７に示す時系列データｄ［ｔ］とする。また、説明の簡単化のため、テンプレー
ト波形とＱＲＳ群の時間幅を１２標本とすれば、テンプ
レート波形ｗ［ｔ］は数８のように表される。この場
合、相互相関値φ［ｔ］（例えば、最初の４標本分φ0〜φ3 ）は数９〜数１２のようにして得られる。
【００５２】【数７】ｄ［ｔ］＝［ｄ０，ｄ１，ｄ２，ｄ３，……，ｄn‑1 ］【数８】ｗ［ｔ］＝［−１，−１，−１，１，１，１，
１，１，１，−１，−１，−１］【数９】φ０＝−ｄ０−ｄ１−ｄ２＋ｄ３＋ｄ４＋ｄ５＋ｄ６＋ｄ７＋ｄ８−ｄ９−ｄ１０−ｄ１１【数１０】φ１＝−ｄ１−ｄ２−ｄ３＋ｄ４＋ｄ５＋ｄ
６＋ｄ７＋ｄ８＋ｄ９−ｄ１０−ｄ１１−ｄ１２【数１１】φ２＝−ｄ２−ｄ３−ｄ４＋ｄ５＋ｄ６＋ｄ
７＋ｄ８＋ｄ９＋ｄ１０−ｄ１１−ｄ１２−ｄ１３【数１２】φ３＝−ｄ３−ｄ４−ｄ５＋ｄ６＋ｄ７＋ｄ
８＋ｄ９＋ｄ１０＋ｄ１１−ｄ１２−ｄ１３−ｄ１４【００５３】ここで、数１０〜数１２は、各相互相関値
φi を１標本前のφi‑1 を用いて書き換えると、数１３〜
数１５のように、既出の相互相関値と被処理心電図信号の４標本値の加減算のみの簡単な漸化式で表されるため、演算負荷の軽減が図れることが分かる。更に、テン
プレート波形とＱＲＳ群の時間幅を４ｍ標本としてより一般化すると、数１３〜数１５は数１６のように表現できる。
【００５４】【数１３】
φ１＝φ０＋ｄ０−２×ｄ３＋２×ｄ９−ｄ１２【数１４】φ２＝φ１＋ｄ１−２×ｄ４＋２×ｄ１０−ｄ１３【数１５】
φ３＝φ２＋ｄ２−２×ｄ５＋２×ｄ１１−ｄ１４【数１６】φi+1 ＝φi ＋ｄi −２×ｄi+m ＋２×ｄi+3m −ｄi+4m【００５５】数１６に示す演算式に基づく相互相関演算
部２２は、図９に示すように、ＦＩＦＯメモリ２８、レジスタ２９、加算器３０を用いて簡単な構成で実現できる。ＦＩＦＯメモリ２８、レジスタ２９、加算器３０の入出力ビット幅は被処理心電図信号４４の信号値の量子化ビット数に応じて決定される。最適窓幅設定部２３は、相互相関演算部２２の出力である相互相関値４５を入力して、相互相関値４５の局所ピーク値が最大となる

(8)特開２００２−７８６９５14＊ 測定モードの設定時、及び、一定時間間隔で、計数値が「０」にリセットされる。このトリガ信号５０は、被験者１の心電図波形に連続してＱＲＳ群が発生している状態を示すことから、トリガ信号５０が出力された後の心電図信号４３や、特徴的信号成分抽出手段２１が出力する心拍変動信号４７、及び、そのＬＦ成分４８とＨＦ成分４９が、例えば後述する被験者１の体調推定に使用可
能な安定状態にあると判断でき、このトリガ信号５０の出力を確認することで、上記各種信号を利用した体調推
10 定等の結果の信頼性を高めることができる。
【００５９】〈第三実施形態〉図１１に示すように、本
第三実施形態は、図６に示す第二実施形態の構成に加えて、被験者１の体調を推定する体調推定手段３１を備えて構成されている。体調推定手段３１は、基線動揺除去
手段１７が出力する心電図信号４３、特徴的信号成分抽出手段２１が出力する心拍変動信号４７、及び、そのＬ
Ｆ成分４８とＨＦ成分４９を、被験者１の心電図情報として受信する。特徴的信号成分抽出手段２１が出力するトリガ信号５０を受信すると、上記心電図情報に基づい20 て被験者１の体調を推定する。体調推定手段３１における体調推定方法は、標準１２誘導法により蓄積された臨床データや生理学の研究データに基づいて、心電図情報と体調や症状との関係を予めデータベース化したものを検索して行う。かかる心電図情報と体調や症状との関係
として、例えば、表１に示すような関係を利用する。
【００６０】【表１】

13
テンプレート波形の時間幅を設定する。
【００５６】図１０に、相互相関演算部２２の入出力信号の一例を示す。上段が、入力信号である被処理心電図
信号４４で、下段が出力信号である相互相関値４５である。このように、相互相関演算部２２によって、被処理
心電図信号４４からＱＲＳ群の波形を抽出することができる。
【００５７】図７に示すように、ピーク時相検出部２４は、相互相関値４５の時系列データから局所ピークの存在を検出し、各検出時刻にパルス信号４６を出力する。
Ｒ−Ｒ間隔演算部２５は、パルス信号４６を逐次受信するとともに、その受信時間間隔に基づいて心電図波形のＲ−Ｒ間隔（ＱＲＳ群から次のＱＲＳ群までの時間間隔）を演算し、それを実時間の波形情報に変換した心拍変動信号４７を出力する。心拍変動スペクトル解析部２６は、心拍変動信号４７に対して、例えば２Ｈｚ程度のサンプリング速度で標本化してスペクトル解析を行う。
心拍変動のパワースペクトルは低周波域（０．０４〜
０．１５Ｈｚ）と高周波域（０．１５〜０．５Ｈｚ）に
夫々ピークを有するが、心拍変動スペクトル解析部２６は、低周波域のピーク値をＬＦ成分４８、高周波域のピーク値をＨＦ成分４９として出力する。
【００５８】トリガ信号発生部２７は、パルス信号４６を入力して、その入力回数を計数するとともに、所定時間内にその計数値が予め設定された所定値以上となるとトリガ信号５０を出力する。パルス信号４６の計数は、内蔵のアップカウンタにより実行される。また、そのアップカウンタは、電源オン時、浴槽２への給湯開始時、＊【００６１】通常の健康状態における入浴では、入力直後は一時的に心拍数が増大して血圧も上昇するが、徐々に元の状態に復帰する。しかし、例えば上記のような心電図情報が現れ対応する体調異常が推定されるときは、入浴に伴う運動負荷が現在の体調にとって強すぎる可能性があり、上記体調推定結果に基づいて、被験者１に対 40
する運動負荷等を軽減する処置を早期に施すことが可能となる。
【００６２】以下に別実施形態を説明する。
【００６３】〈１〉上記第一実施形態において、心電図
信号生成手段１１の構成は、必ずしも上記した３台の差動増幅器１３〜１５による構成に限定されるものではない。例えば、１台の差動増幅器に対して、第１、第２及び第３の電極１０ａ，１０ｂ，１０ｃの各電気信号４０ａ，４０ｂ，４０ｃを高速に切り替えて入力すること
で、時分割処理を行うようにしても構わない。
50【００６４】〈２〉上記第一実施形態において、複数の心電図電極１０ａ〜１０ｄの配置は、図２に示す配置方
法の他、第１の電極１０ａが被験者１の右腕付け根外側に近い位置に、第２の電極１０ｂが被験者１の左腕付け
根外側に近い位置に、第３の電極１０ｃが被験者１の左膝上方外側に近く且つ前記第２の電極と同じ深さの位置に、第４の電極１０ｄが右膝上方外側に近く且つ前記第２の電極と同じ深さの位置に設置しても構わない。また、何れの配置方法においても、第４の電極１０ｄを設置せずに、差動増幅器１３〜１５の基準電位として、他の電極電位を使用するようにしても構わない。
【００６５】〈３〉上記第二実施形態において、相互相
関演算部２２の相互相関処理によって被処理心電図信号
４４の基線動揺も同時に除去可能であるので、基線動揺除去手段１７が生成した基線動揺除去後の心電図信号４３を体調推定等の後工程で使用する必要がない場合は、

(9)特開２００２−７８６９５15
16
信号処理手段１２に基線動揺除去手段１７を設けずに、＊ 【図６】本発明に係る心電図計測装置の第二実施形態を
基線動揺除去手段１７に入力すべき被処理心電図信号４示すブロック構成図２を特徴的信号成分抽出手段２１に入力しても構わな【図７】特徴的信号成分抽出手段を示すブロック構成図
い。
【図８】テンプレート波形の一例を示す波形図【００６６】〈４〉上記第二実施形態において、特徴的【図９】相互相関演算部を示すブロック構成図
信号成分抽出手段２１は、心拍変動スペクトル解析部２【図１０】相互相関演算部の入出力信号の一例を示す波６とトリガ信号発生部２７の何れか一方または両方を備形図
えていなくても構わない。また、心拍変動スペクトル解【図１１】本発明に係る心電図計測装置の第三実施形態
析部２６を設けない場合は、Ｒ−Ｒ間隔演算部２５が、を示すブロック構成図
心拍変動信号４７に代えて心拍数を所定時間間隔で出力 10 【符号の説明】するようにしても構わない。
１： 被験者【００６７】〈５〉上記第二実施形態において、相互相
２： 浴槽
関演算部２２の構成は、上記実施形態の構成に限定され
１０： 心電図電極
るものではない。また、同じ回路構成であっても、例え
１１： 心電図信号生成手段
ばＦＩＦＯメモリ２８に代えてリング状メモリを用いて
１２： 信号処理手段構わない。また、相互相関演算部２２の抽出対象となる
１３、１４、１５： 差動増幅器
信号波は、ＱＲＳ群に限定されるものではない。他の信
１６： 演算手段
号波を抽出する場合には、テンプレート波形の時間幅
１７： 基線動揺除去手段
を、その抽出対象信号波の時間幅に設定すればよい。
１８： 減算器【００６８】〈６〉上記各実施形態では、浴槽心電計の 20 １９： 積分器
場合について説明したが、通常の心電計においても、ス
２０： 倍率変換器
テンレス電極やＡｇ電極を使用した場合に被験者の汗の２１： 特徴的信号成分抽出手段
影響によって心電図に基線動揺が発生し易く、かかる基
２２： 相互相関演算部
線動揺が通常の心電計に備えられている簡単な低域除去
２３： 最適窓幅設定部
フィルタ等のノイズ除去手段では除去しきれないという
２４： ピーク時相検出部問題がある。因みに、一般の臨床医学や生理学研究に使
２５： Ｒ−Ｒ間隔演算部
用される心電計の電極には、汗の影響を受けにくい高価
２６： 心拍変動スペクトル解析部
なＡｇ−ＡｇＣｌが用いられる。従って、上記第一実施
２７： トリガ信号発生部
形態の基線動揺除去手段１７や特徴的信号成分抽出手段
２８： ＦＩＦＯメモリ
２１は効果的に基線動揺を除去する機能を有するので、 30 ２９： レジスタステンレス電極やＡｇ電極を使用した通常の心電計の基
３０： 加算器
線除去処理や特徴的信号成分抽出処理に適用しても構わ
３１： 体調推定手段ない。
４０： 電気信号【図面の簡単な説明】
４１、４３： 心電図信号【図１】本発明に係る心電図計測装置の第一実施形態を
４２、４４： 被処理心電図信号示すブロック構成図
４５： 相互相関値【図２】複数の心電図電極の配置例を示す説明図
４６： パルス信号【図３】心電図信号生成手段を示すブロック構成図
４７： 心拍変動信号【図４】基線動揺除去手段を示すブロック構成図
４８： ＬＦ成分【図５】基線動揺除去手段による処理結果の一例を示す 40 ４９： ＨＦ成分
波形図＊
５０： トリガ信号
【図１】

【図８】

(10)

【図２】

特開２００２−７８６９５

【図３】

【図４】

【図６】

【図５】

(11)

【図７】

【図９】

【図１０】

特開２００２−７８６９５

(12)特開２００２−７８６９５【図１１】─────────────────────────────────────────────────────
フロントページの続き(72)発明者 藤田 智
大阪府大阪市中央区平野町四丁目１番２号
大阪瓦斯株式会社内(72)発明者 上田 智章
京都府京都市下京区中堂寺南町17 株式会
社関西新技術研究所内
Ｆターム(参考） 2D032 AA00
4C027 AA02 CC00 EE01 EE08 FF03
FF05 GG01 GG05 GG10 KK01