心电图波形校正显示装置及心电图波形校正显示方法

摘要

本发明提供一种心电图波形校正显示装置及心电图波形校正显示方法。其目的在于提供可易于进行心电图波形视认的心电图波形校正显示装置。作为解决手段，第1滤波单元(58－1)～第n滤波单元(58－n)是低频截止滤波器，分别具有第1截止频率(fc1)～第n截止频率(fcn)。识别单元(56)根据第1滤波器(58－1)～第n滤波器(58－n)之一的输出，识别与波形的基线变动相关联的波形的特征量。判断单元(62)根据识别单元(56)识别出的特征量，选择采用第1～第n滤波器中的哪一个。当基线变动大时，选择抑制基线变动的滤波器，当基线变动小时，选择对波形影响少的滤波器。显示控制单元(64)在显示部(65)显示所选择的滤波器的输出。

说明书

关联申请的参照

通过参照包含日本专利申请特愿2004-370908号(平成16年12月22日申请)及日本专利申请特愿2005-186844号(平成17年6月27日申请)的说明书、权利要求书、附图及摘要的所有公开内容，而将这些全部公开内容合并到本申请中。

技术领域

本发明涉及心电图波形校正显示装置及心电图波形校正显示方法。特别涉及使得心电图波形的视认易于进行的发明。

背景技术

为了恰当地判断被验者的心脏功能，要求显示心电图波形的装置连续画面显示心电图波形。例如在由于被验者的体动等的噪声导致心电图的基线显著变动时，损害了心电图波形的连续性。作为以保持心电图波形的连续性为目的的技术的示例，有在心电图仪所包含的电路结构中具有特征的技术(例如，参照专利文献1)。该文献的技术在体动等的噪声导致基线显著变动时避免对测定出的心电图信号进行放大的放大器的输出(或对AD转换器的输入)产生饱和的情况。具体地说，是当判断为放大器的输出超过规定值时，暂时提高心电图仪的CR电路的低域截止滤波器的截止频率，使波形信号短时间内处于AD转换器的转换范围内的技术。

专利文献1：日本特公平8-24670(图1)

上述的背景技术以当基线显著变动时将心电图波形短时间返回0V(单位：伏特)附近为目的。但是，该技术未考虑以连续地显示心电图波形为主要目的的，例如准确再现心电图波形的特征这一点。

发明内容

本发明可从以下的多个方面来把握。

(1)(2)本发明的显示心电图波形的心电图波形显示装置具有：波形数据记录部，其记录把心电图仪计测出的心电图波形信号转换为数字数据的波形数据；第1～n滤波单元，其对记录在记录部中的波形数据进行低频截止处理，获得第1～n校正波形数据，该第1～n滤波单元的截止频率各不相同；选择单元，其对上述波形数据或上述第1～n校正波形数据中的至少一个，逐个单位区间地识别基线变动的大小，并逐个该单位区间地根据基线变动的大小选择第1～n滤波器中的任一个；以及显示控制单元，其将逐个单位区间地由选择单元选择出的滤波器的输出显示在显示部上。

从而，逐个单位区间地根据基线变动的大小选择适当的校正波形数据并显示。

(3)本发明的心电图波形显示装置的特征在于，上述显示控制单元与选择单元所选择的滤波器的输出的显示相对应地、同时显示上述波形数据或上述第1～n校正波形数据中截止频率最小的滤波器的输出。

从而，可比较所选择的滤波器的输出波形与基线抑制较少的波形。

(4)本发明的心电图波形显示装置的特征在于，选择单元通过计算各单位区间中的波形数据或校正波形数据的特征量，来识别基线变动的大小。

从而，可根据特征量来判断基线变动的大小。

(5)本发明的心电图波形显示装置的特征在于，上述选择单元将至少与P波、Q波、R波、S波、ST部、T波中的任一个相关的波形值用作特征量。

从而，可将各单位区间中的心电图波形的清晰点用作特征量。

(6)本发明的心电图波形显示装置的特征在于，选择单元将Pb点的波形值或Qb点的波形值用作特征量。

从而，通过采用作为波形基准部分的Pb点的波形值或Qb点的波形值，可进行正确的判断。

(7)本发明的心电图波形显示装置的特征在于，上述波形值与基准值之间的差越大，则上述选择单元选择截止频率越高的滤波器单元。

因此，如果波形的基线变动较大，则采用截止频率较高的滤波单元，从而可抑制基线变动。

(8)本发明的心电图波形显示装置的特征在于，第1截止频率是用于实现JIST1304所示的心电图监视装置的功能的低域截止频率。

从而，基线变动不大时，可显示满足心电图监视装置的条件的波形。

(9)本发明的心电图波形显示装置的特征在于，该心电图波形显示装置设有：具有第1截止频率的第1滤波单元及具有比第1截止频率高的第2截止频率的第2滤波单元，选择单元选择第1滤波单元或第2滤波单元中的任一个。

因此，可以根据波形的特征量从2个滤波器中选择适当的滤波器。

(10)本发明的心电图形显示物的特征在于，该心电图波形显示物选择性地连续显示由心电图仪计测出的心电图波形的、经过了分别具有第1截止频率～第n截止频率的第1低频截止滤波器～第n低频截止滤波器后的第1波形～第n波形中的任一个，显示第1波形～第n波形，使得可识别出是显示第1波形～第n波形中的哪一个、或是显示属于将第1波形～第n波形分成多个组时哪一组的波形。

因此，可与基线变动无关地显示波形，可容易地知道所显示的波形由哪一个滤波单元(属于哪一组的滤波单元)处理。

(11)本发明的心电图波形显示装置的特征在于，第1～n滤波器的截止频率按照第1滤波器、第2滤波器...第n滤波器的顺序依次增高，选择单元计算第1～第n校正波形数据间的各单位区间的差的绝对值的平均作为上述特征量，根据该差平均来选择滤波器。

因此，由于以第1～第n滤波器输出之间的差的绝对值为基准、逐个单位区间地选择采用其中任一个滤波器，因此可同时实现显示时的基线变动抑制和显示的准确性。

(12)本发明的心电图波形显示装置的特征在于，显示控制单元与选择单元选择出的滤波器的输出显示相对应地，同时显示上述波形数据或上述第1～n校正波形数据中截止频率最小的滤波器的输出。

因此，可比较所选择的滤波器的输出波形与基线变动抑制较少的波形。

(13)本发明的心电图波形显示装置的特征在于，选择单元计算第n校正波形数据与第1～第n-1校正波形数据之差的绝对值在各单位区间中的第1～第n-1平均值，在第1～第n-1平均值中为规定基准值以下的值中，选择具有最小截止频率的滤波器。

因此，由于以与截止频率较高的第n滤波器的输出之间的差的绝对值为基准，逐个单位区间地选择采用其中哪一个滤波器，因此可同时实现显示时的基线变动抑制和显示的准确性。

(14)本发明的心电图波形显示装置的特征在于，在第1～第n-1平均值中不存在规定基准值以下的值时，上述选择单元选择第n滤波器。

因此，在找不到适当的滤波器时，选择截止频率最高的第n滤波器，可尽可能地抑制基线变动。

(15)本发明的心电图波形显示装置的特征在于，选择单元将上述差平均和与P波、Q波、R波、S波、ST部、T波中的任一个相关的波形值一并作为选择基准，来进行滤波器的选择。

因此，可选择更适当的滤波器。

(16)本发明的心电图波形显示装置的特征在于，该心电图波形显示装置或心电图波形处理程序设置分别具有第1～第4截止频率的第1～第4滤波器。

从而，可从4级截止频率的滤波器中选择适当的滤波器。

(17)本发明的心电图波形显示装置的特征在于，第1截止频率是JIST1202的心电图仪所需的低域截止频率，第2截止频率是JIST1304的心电图监视装置所需的低域截止频率。

从而，在基线变动比较小时可确保心电图仪的精度和心电图监视装置的精度。

(18)本发明的心电图波形显示装置的特征在于，显示控制单元以至少可区别基于第1截止频率的第1校正波形数据、基于第2截止频率的第2校正波形数据、基于第3截止频率的第3校正波形数据、以及基于第4截止频率的第4校正波形数据的方式来控制显示。从而，可容易知道所显示的波形是否具有心电图仪或心电图监视装置的精度。

(19)本发明的心电图波形显示装置的特征在于，该心电图波形显示装置还设置分别具有第5～第7截止频率的第5～第7滤波器。

从而，可从7级截止频率的滤波器中选择适当的滤波器。

(20)本发明的心电图显示装置的特征在于，显示控制单元以可与显示波形对应地、确认是第1校正波形数据～第n校正波形数据中的哪一个或是属于将第1校正波形数据～第n校正波形数据分组时的哪一组的方式控制显示。

从而，可容易地确认采用了哪个滤波器。

(21)本发明的心电图显示装置的特征在于，显示控制单元进行控制，以使得逐个显示波形的单位区间地、在显示波形的附近显示用于区别是否为超出JIS标准的范围而将基线变动进行了过度抑制的校正波形数据的状态条。

从而，可容易地确认是否是被过度抑制的波形。

(22)本发明的心电图波形显示装置的特征在于，该心电图波形显示装置还包括计算各单位区间的波形数据或校正波形数据的诊断辅助用特征量的诊断辅助用特征量计算单元，显示控制单元控制显示上述诊断辅助用特征量。

从而，不仅显示心电图波形还显示特征量，易于进行诊断。

(23)本发明的心电图波形显示装置的特征在于，显示控制单元进行控制，使得显示基于选择单元选择出的滤波器的校正波形数据的诊断辅助用特征量，而且进行控制，使得进行用于区别该诊断辅助用特征量是否基于超出JIS标准的范围而将基线变动进行了过度抑制的校正波形数据的显示。

(24)本发明的心电图波形显示装置的特征在于，单位区间是一个心拍。

从而，可逐个心拍地显示适当的波形数据。

(25)本发明的心电图波形显示装置的特征在于，在由于为先行心拍区间所选择的先行校正波形数据和为其后续心拍区间所选择的后续校正波形数据不同，丧失所显示的校正波形数据的连续性时，显示控制单元根据先行校正波形数据的T波的终端部之后的后端部波形数据和后续校正波形数据的先行心拍区间中的对应的后端部波形数据，进行修正，使得可连续地显示校正波形数据。

从而，即使切换了滤波器也可进行流畅的波形显示。

(26)本发明的心电图波形显示装置接受由心电图仪计测出的心电图波形信号，逐个心拍地选择适当的滤波器并显示其输出波形，其特征在于，该心电图波形显示装置显示逐个心拍地选择出的滤波器的输出波形，并与各个心拍的输出波形相对应地显示是选择了哪一个滤波器，或是选择了属于把滤波器分成多个组时哪一组的滤波器。

从而，可容易地知道所显示的各心拍的心电图波形基于哪个滤波器或组。

(27)本发明的心电图波形显示方法是通过计算机显示心电图波形的心电图波形显示方法，其特征在于，将心电图仪计测出的心电图波形信号转换成数字数据，生成波形数据，执行以第1～n截止频率对上述波形数据进行低频截止而获得第1～n校正波形数据的第1～n滤波处理，对于上述波形数据或上述第1～n校正波形数据中的任一个，在各规定区间识别表示其基线变动的特征量，根据该特征量选择第1～n滤波器中的一个，在显示部显示逐个规定区间地由选择单元所选择的滤波器的输出。

从而，可逐个单位区间地根据基线变动的大小选择适当的校正波形数据并进行显示。

本发明的特征可如上所述地广泛示出，通过参考图面及以下的公开可进一步明了各结构的内容及特征。

附图说明

图1是本发明实施方式的心电图监视装置的功能框图。

图2是心电图监视装置的硬件结构例。

图3是表示实施方式的心电图显示处理的概要的流程图。

图4是心电图监视装置所包含的ECG输入电路的框图。

图5是心电图监视装置所包含的基线变动抑制滤波器的信号流图。

图6是心电图监视装置所包含的过度基线变动抑制滤波器的信号流图。

图7是心电图监视装置的CPU取得的识别数据的示意图。

图8是说明由心电图监视装置的CPU执行的有无过度基线变动抑制数据的采用的判断处理的示意图。

图9是例示基线变动抑制数据及过度基线变动抑制数据的示意图。

图10是采用基线变动抑制数据作为显示对象时的处理的示意图。

图11是采用过度基线变动抑制数据作为显示对象时的处理的示意图。

图12是第1实施方式的心电图显示处理程序的流程图。

图13是第1实施方式的心电图显示处理程序的流程图。

图14是示意性说明显示波形的显示处理例的图。

图15是说明基线变动抑制波形和过度基线变动抑制波形的图。

图16是由心电图显示处理所输出的画面显示例。

图17是第2实施方式的心电图显示处理程序的流程图。

图18是第2实施方式的心电图显示处理程序的流程图。

图19的图19A及图19B是由心电图显示处理所输出的画面显示的变形例。

图20是表示心电图监视装置的其他结构例的图。

图21是表示第3实施方式的基线变动抑制滤波器17a～17d的图。

图22是第3实施方式的心电图显示处理程序的流程图。    

图23是第3实施方式的心电图显示处理程序的流程图。

图24是表示存储器19中记录的波形数据及识别数据的示例的图。

图25是表示存储器19中记录的校正波形数据的示例的图。

图26是表示基于基线变动抑制滤波器17a～17d的第1～第4校正波形数据的图。

图27是表示差分数据的图。

图28是表示差的绝对值平均的图。

图29是表示第3实施方式中的原波形和基线变动抑制波形的图。

图30是第3实施方式中的画面显示的示例。

图31是表示第4实施方式中的原波形和基线变动抑制波形的图。

图32是表示第4实施方式中的原波形和基线变动抑制波形的图。

图33是表示第4实施方式中的原波形和基线变动抑制波形的图。

标号说明

100心电图监视装置

22 ECG电极

12 ECG输入电路

17基线变动抑制滤波器

18过度基线变动抑制滤波器

具体实施方式

作为本发明的「心电图波形显示装置」或「心电图波形显示方法」的实施方式的心电图监视装置100是将患者的心电图进行屏幕显示/打印显示等的装置。

以下说明心电图显示处理的概略、装置的硬件结构、权利要求书所记载的用语与实施方式的对应，接着进行各实施方式的说明等。

目录

1.心电图显示处理的概要

2.装置结构

3.装置功能的说明

4.第1实施方式

5.第2实施方式

6.实施方式的效果

7.第3实施方式

8.第4实施方式

9.其他实施方式

1.心电图显示处理的概要

图3是本发明一个实施方式的心电图监视装置100进行心电图显示处理的概要的流程图(心电图波形处理程序的流程图)。该心电图显示处理是抑制心电图波形的基线变动而进行显示的。从而，装置的用户可易于确认例如ST电平(心电图波形分量之一)的变动的情形，容易进行心脏疾病的辅助判断。心电图监视装置100可在急救现场、急救车内、医院内、心电图分析的现场等使用。

心电图监视装置100测定心电压(步骤S101)，对心电图波形信号进行滤波校正(S103)。装置100通过将滤波校正后的心电图波形信号进行AD转换来获得心电图波形数据(S105)。装置100将规定时间内(例如从对被验者的心电图测定开始到测定结束时为止)的心电图波形数据保存到存储器中(S107)。

装置100使后述的基线变动抑制滤波器作用于心电图波形数据，获得基线变动抑制数据X1(S109)。装置100通过识别由数据X1所表示的波形的特征点来获得识别数据X2(S111)。特征点是基于例如心电图波形分量的P波、Q波、R波、S波、ST部、T波之一的点。

装置100根据一个心拍的识别数据所包含的Pb值(与P波相关联的值)，判断是否有必要使过度基线变动抑制滤波器作用于心电图波形数据(S113)。装置100使过度基线变动抑制滤波器作用于被判断为需要过度基线变动抑制滤波器的作用的心拍的心电图波形数据，来获得过度基线变动抑制数据Y1(S115)。装置100通过识别由数据Y1所表示的波形的特征点来获得识别数据Y2(S117)。

装置100通过进行接合处理，连续地显示基于基线变动抑制数据X1的基线变动抑制波形和基于过度基线变动抑制数据Y1的过度基线变动抑制波形，从而取得接合波形数据Z1(S119)。装置100通过识别基于接合波形数据Z1的波形的特征量，来取得识别数据Z2(S121)。装置100在显示器上显示基于接合波形数据Z1的接合波形和识别数据Z2(S123)，并结束处理。

图16是显示器显示的示例，装置100显示基线变动抑制波形和过度基线变动抑制波形。具体地说，在作为过度基线变动抑制波形部分的心电图波形中，一并显示识别标记1703及识别标记1705。

2.装置结构

2-1.功能块

图1是心电图监视装置100的功能框图。通过饱和抑制单元50将心电图波形信号提供给转换单元52。转换单元52将模拟信号的心电图波形信号转换成数字波形数据。在心电图波形信号超过转换单元52的可输入电压时，饱和抑制单元50抑制心电图波形信号的电压，避免转换单元52的饱和。

转换单元52所生成的波形数据被记录到波形数据记录部54中。第1滤波单元58-1～第n滤波单元58-n是低频截止滤波器，分别具有第1截止频率fc1～第n截止频率fcn。另外，第1截止频率fc1是最低的截止频率，构成为截止频率按照第2截止频率fc2、第3截止频率fc3...第n截止频率fcn的顺序增高。

从而，第1滤波单元58-1对波形数据的波形的影响最少，但易于受到基线变动的影响。相反，第n滤波器58-n对波形数据的波形的影响最大，但难以受到基线变动的影响。

识别单元56根据第1滤波器58-1～第n滤波器58-n中的任一个的输出(或，2个以上的输出)，识别与波形的基线变动相关联的波形的特征量。判断单元62根据由识别单元56识别出的特征量，选择采用第1～第n滤波器中的一个。基线变动大时选择抑制基线变动的滤波器，基线变动小时选择对波形的影响少的滤波器。在该实施方式中，由识别单元56和判断单元62构成选择单元61。

显示控制单元64在显示部65显示所选择的滤波器的输出。

图2说明用CPU实现图1所示的心电图监视装置100的硬件结构例。心电图监视装置100具有：CPU 10、ECG电极22(活体信号检出器)、ECG输入电路12、A/D(模拟/数字)转换13、鼠标/键盘14、显示器15(显示装置)、扬声器16、DSP 25(基线变动抑制滤波器17、过度基线变动抑制滤波器18)、存储器19、Flash-ROM 20(闪存等可电删除/重写存储数据的存储器，以下称为F-ROM 20。可代替硬盘。)以及显示控制器21。

ECG电极22是测定患者的心电压的电极。CPU 10除了根据得到的心电压信号执行心电图显示处理之外，还控制整个心电图监视装置100。F-ROM 20记录用于控制心电图监视装置100的心电图波形处理程序23和操作系统27。存储器19(或F-ROM 20)将CPU 10的工作区用作所取得数据的保存区。显示控制器21用于控制显示器15的显示画面等。ECG输入电路12、基线变动抑制滤波器17以及过度基线变动抑制滤波器18将后述。

在实施方式中，作为心电图监视装置100的操作系统(OS)27的示例，采用微软公司的Windows(注册商标)XP、NT、2000、98SE、ME、CE等。实施方式的心电图波形处理程序23与OS共同工作实现图1所示的各种功能，但是不限于此，也可以由心电图波形处理程序23单独实现各种功能。

另外，在实施方式中说明的「心电图」是作为测定患者身体的2点间的心电位差的结果而得到的。从而，实施方式中的「心电图的测定」等的表达包含测定心电位等的概念。

另外，在下述的实施方式中，说明设置了第1滤波器和第2滤波器的情况(即，n＝2的情况)。

2-2.ECG输入电路

图4是图2所示的ECG输入电路12的一个实施方式的框图。ECG输入电路12作为指令(复位)电路，是本领域技术人员周知的装置。ECG输入电路12包含运算放大器1001、运算放大器1003、电容1005、电阻1009、电阻1007、开关1011等。具体地说，ECG输入电路将经由ECG电极22输入的心电压信号(心电流信号)放大规定倍并抑制低频分量而向A/D转换器13输出。由电容1005、电阻1007决定抑制程度。从而，心电流信号被调节到A/D转换器13可处理的电压域(动态范围)。

而且，在心电压信号变动到基准电压以上时(例如通过对被验者使用除颤器(Automated External Defibrillator)而产生过大电位变动时等)，比较器1020探测该情况。比较器1020在进行这样的检测时，闭合开关1011。从而，抑制的程度变高，可防止A/D转换器13的饱和。

2-3.基线变动抑制滤波器(第1滤波器)

在该实施方式中，由DSP 25实现基线变动抑制滤波器17。图5表示基线变动抑制滤波器17的信号流。另外，基线变动抑制滤波器17也可由硬件逻辑(硬件逻辑电路)构成。

CPU 10将存储器19中所记录的波形数据提供给基线变动抑制滤波器17。基线变动抑制滤波器17将滤波后的第1校正波形数据记录到存储器19中。

基线变动抑制滤波器17是低频截止滤波器，其基本特性的一个实施例如下。

·采样频率：250Hz

·信号通过频带：0.7Hz以上(±5％)

·截止频率：0.5Hz(-3dB)

·信号延迟时间：1200msec(毫秒)

图5中例示的基线变动抑制滤波器17是普通的FIR滤波器，在实施方式中，通过设置约500～1000级的乘法器、加法器、单位延迟元件来实现上述基本特性。基线变动抑制滤波器17不限于图5所示结构，也可采用能够实现上述基本特性的其他结构或装置。

2-4.过度基线变动抑制滤波器(第2滤波器)

在该实施方式中，由DSP 25实现过度基线变动抑制滤波器17。图6表示过度基线变动抑制滤波器18的信号流。另外，过度基线变动抑制滤波器18也可由硬件逻辑(硬件逻辑电路)构成。

CPU 10将存储器19中所记录的波形数据提供给过度基线变动抑制滤波器18。过度基线变动抑制滤波器18将过滤后的第2校正波形数据记录到存储器19中。

过度基线变动抑制滤波器18是低频截止滤波器，其基本特性的一个实施例如下。

·采样频率：250Hz

·信号通过频带：2Hz以上(±5％)

·截止频率：1.45Hz(-3dB)

·信号延迟时间：400msec(毫秒)

图6中例示的基线变动抑制滤波器18是普通的FIR滤波器，在实施方式中，通过设置约500～1000级的乘法器、加法器、单位延迟元件来实现上述基本特性。在实施方式中，过度基线变动抑制滤波器18的上述基本特性通过变更基线变动抑制滤波器17所包含的各要素的系数(变量)及/或级数来实现。过度基线变动抑制滤波器18不限于图6所示结构，也可采用能够实现上述基本特性的其他结构或装置。

3.装置功能的说明

图1所示的心电图监视装置100的各结构与实施方式中的各功能的对应例如可列举以下的内容。

饱和抑制单元50与ECG输入电路12对应。转换单元52与A/D转换器13对应。波形数据记录部54与存储器19对应。第1滤波单元58-1与第1、第2实施方式中的基线变动抑制滤波器17或第3、第4实施方式中的基线变动抑制滤波器17a对应。第2滤波单元58-2与第1、第2实施方式中的过度基线变动抑制滤波器18或第3、第4实施方式中的基线变动抑制滤波器17b对应。第3～第7滤波单元58-3～58-7与第3、第4实施方式中的基线变动抑制滤波器17c～17g对应。

识别单元56与执行图12的S511或图23的S8、S9的处理的CPU 10对应。判断单元62与执行图13的步骤S550、552、554、556、558、560、562、564或566的处理的CPU 10或执行图23的S10～S12的CPU 10对应。显示控制单元64与执行图13的S560、S566的处理的CPU 10或执行图23的S13～S16的CPU 10对应。显示部65与显示器15对应。

在本发明中，执行低域截止处理的滤波单元也包含基于软件处理或硬件处理中的任一个的滤波单元概念。另外，进行低域截止处理的滤波单元是至少进行低域截止的滤波单元，还包含例如除了低域截止外还截止特定频率的滤波单元。

4.第1实施方式

4-1.心电图波形处理程序的流程图

根据附图说明心电图监视装置100的CPU 10执行的心电图波形处理程序23的流程图。图12、13是第1实施方式的心电图波形处理程序的流程图。

心电图监视装置100的CPU 10经由ECG电极22测定被验者的心电压(图12步骤S500)。测定出的心电压信号由ECG输入电路12执行放大处理、饱和抑制处理(S501)，并由A/D转换器13执行AD转换处理后，作为心电图波形数据(S503)。该心电图波形数据记录到存储器19中。

接着，CPU 10读出存储器19中所记录的心电图波形数据，识别由心电图波形数据表示的心电图波形的特征量(S505)。

具体地说，CPU 10根据心电图波形数据来识别每次心拍的波形。图7是CPU 10通过S505的处理所取得的识别数据的示意图。如图7所示，CPU10通过从心电图波形数据中将P(P电位或P峰值)、Q(Q电位或Q峰值)、R(R电位或R峰值)、S(S电位或S峰值)、T(T电位或T峰值)、ST(ST电平)、QT(QT间隔)、RR(RR间隔)的全部或其中一部分作为心电图识别数据来识别(提取)，从而识别一个心拍。CPU 10在正常波形时，例如通过以下的处理，进行一个心拍的识别及心电图的各波的识别。

(1)一个心拍的识别：识别超过规定的阈值的极大值分量的R波和(超过规定的阈值的极大值分量的)下一个R波，将RR间隔识别为一个心拍。此时，也可另外生成利用低截止滤波器除去R波以外的极大值的T波分量(频率低于R波)后的波形，据此识别R波。另外，不仅识别R波的振幅值，还一并识别该时刻(或顺序信息)(在以下的识别中也同样)。

(2)Q波：将紧邻R波的位置之前存在的极小值识别为Q波的顶点。而且，计算Qb点的波形值(振幅)。Qb点识别为朝向Q波顶点的波形的起始点。具体地说，从Q波的顶点按照时间追溯，计算各点的微分值，把该微分值急剧接近0的点识别为Qb。

(3)P波：将在距离Q波的位置200～300msec(毫秒)前的位置存在的极大值识别为P波的顶点。而且计算Pb点的波形值(振幅)。Pb点识别为朝向P波顶点的波形起始点。具体地说，从P波的顶点按照时间追溯，计算各点的微分值，把该微分值急剧接近0的点识别为Pb点。

(4)S波：将紧随R波位置之后存在的极小值(规定阈值(比用于R波的阈值小)以上的极小值)识别为S波。

(5)T波：将R波和下一个R波间存在的极大值(规定的阈值(比用于R波的阈值小)以上的极大值)识别为T波。

(6)ST部：在心电图上对S波和T波之间进行直线插值的情况下，把作为其间的极大值分量的部分识别为ST部。而且，把从ST部起经过60ms后的位置的振幅值识别为ST60，把经过80ms后的位置的振幅值识别为ST80。

如上所述，CPU 10计算Q波、Qb点、P波、Pb点、S波、T波、ST部、ST60、ST80的振幅值、时间上的位置，作为心电图识别数据。另外，把Pb点到下一个Pb点识别为一拍。

由于心电图测定中的患者的动作等，往往在心电图波形中产生具有异常周期的高频噪声，难以准确进行识别数据的提取。作为除去这样的高频噪声而获得准确的识别值数据的方法，例如也可采用日本特开平6-261871中公开的技术。

CPU 10将被验者的心电图波形数据记录到存储器19中，同时进行上述的识别，将心电图识别数据记录到存储器19(或其他记录装置。下同。)中(S507)。

CPU 10通过使基线变动抑制滤波器17作用于心电图波形数据，来取得基线变动抑制数据(为了便于说明，与记号(A)一并表示。以下的各数据也相同。)，记录到存储器19中(S509)。通过与S505同样的处理，CPU 10识别出由基线变动抑制数据(A)表示的心电图波形的特征量，作为基线变动抑制识别数据(A1)记录到存储器19中(S511)。

CPU 10通过使过度基线变动抑制滤波器18作用于心电图波形数据，来取得过度基线变动抑制数据(B)，记录到存储器19中(S513)。通过与S505同样的处理，CPU 10识别出由过度基线变动抑制数据(B)表示的心电图波形的特征量，作为过度基线变动抑制识别数据(B1)记录到存储器19中(S515)。

图9是例示通过S511及S515的处理所记录的基线变动抑制数据(A)及过度基线变动抑制数据(B)的示意图。例如，如图所示，CPU 10通过使基线变动抑制滤波器17作用于经A/D转换器13处理后的心电图波形数据，从而将数据1200记录到存储器19中(参照S509)。由数据编号确定数据1200所包含的各数据。具体地说，各数据是使得基线变动抑制滤波器17作用而生成的，与表示其生成顺序的数据编号相对应地记录到存储器19中。该数据编号是「生成顺序信息」的一个实施方式。作为「生成顺序信息」的其他实施方式，可利用表示数据生成时刻的时刻信息。在实施方式中，采样频率是250Hz，因此每隔电压的测定时间0.004秒，就生成一个基线变动抑制数据(单位：毫伏(mV))。如图所示，数据1200所包含的基线变动抑制数据与通过S511的处理而取得的基线变动抑制识别数据相对应地进行记录。识别数据包含例如表示基于心电图分量的Pb点、P波、Qb点、Q波、R波、S波、ST部、ST60、ST80、T波中的某一个的「识别点」和表示被识别出的心拍的顺序的「心拍编号」。例如数据编号「1501」表示心电压「0.001mV」、识别点「P(与P波对应)」、心拍编号「25」的信息。同样，CPU 10通过使过度基线变动抑制滤波器18作用于由A/D转换器13处理后的心电图波形数据，将数据1202记录到存储器19中(参照S513)。数据1202中包含的各数据的内容与数据1200相同。

在以下的处理中，CPU 10逐个心拍地确定是否采用基线变动抑制数据或过度基线变动抑制数据中的任一个作为心电图的显示对象，对测定时间范围的全部心拍确定显示对象后，将显示对象进行画面显示。

CPU 10从存储器19中读出与作为显示对象的一个心拍的范围对应的基线变动抑制数据(a)(图13步骤S550)。例如可用图9所示心拍编号的信息进行CPU 10进行的一个心拍的数据的判断。在实施方式中，CPU 10取得从识别点P到识别点T所对应的数据(或紧邻下一个出现的P之前的数据)的范围。

CPU 10取得读出的数据中的识别点Pb(与P波相关联的值)的基线变动抑制数据作为Pb值(S552)。CPU 10取得Pb值历史的平均值(S554)。在实施方式中，CPU 10运算在S550中取得的心拍的过去10个心拍的识别点Pb的基线变动抑制数据的平均值作为基准值。CPU 10运算在S552中取得的Pb值与在S554中取得的Pb值历史的平均值(基准值)之差的绝对值(Pb误差)(S556)。另外，基准值也可不采用平均值而采用绝对阈值。

CPU 10判断运算出的Pb误差是否大于0.2mV(S558)。通过该处理，判断由基线变动抑制数据所表示的波形与过去的心拍波形相比，是否产生了较大的基线变动。在判断为产生较大的基线变动时，CPU 10利用过度基线变动抑制数据代替基线变动抑制数据作为显示对象。

图8是说明由CPU执行的有无过度基线变动抑制数据的采用的判断处理的示意图。图中，如果假设Pb值历史的平均值为0mV，则表示+0.2mV及-0.2mV的线1110、1111成为数据选择的基准。图中所示心电图波形是由基线变动抑制数据表示的心电图波形。由于图8A所示心电图波形(一拍)处于线1110、1111间，因此CPU 10采用基线变动抑制数据作为显示对象。另一方面，图8B中所示的心电图波形(一拍)处于线1110、1111间之外，因此采用过度基线变动抑制数据作为显示对象。

如上所述，过度基线变动抑制数据由与基线变动抑制滤波器17相比截止更高的频率成分的过度基线变动抑制滤波器18生成。从而，由过度基线变动抑制数据所表示的心电图波形与由基线变动抑制数据所表示的心电图波形比较，显示为基线变动被进一步抑制的波形(例如P值显示为接近0电位附近)。

步骤S552～S558的处理也可利用包含识别点Qb(与Q波关联的值)的其他识别点的值。一般地说，最好采用不同心拍间变动较少的识别点的值。步骤S554的处理也可利用心拍数10次以外的任意的心拍数的历史值。S554的处理也可不利用平均值，而利用包含规定心拍范围内的识别点的最大值、最小值的任意值。S558的处理也可利用0.2mV以外的基准值。

在图13步骤S558的处理中，判断为Pb误差不大于0.2mV时，CPU 10将包含在S550中取得的该Pb点的一拍的基线变动抑制数据(a)作为显示波形数据记录到存储器19中(S560)。另一方面，在判断为Pb误差大于0.2mV时，CPU 10计算从包含在S550中取得的该Pb点的一拍的基线变动抑制数据(a)的数据编号(生成顺序信息)中减去200后的值，作为变更显示数据编号(指定交替后的第2校正波形数据的生成顺序信息)(S562)。该运算将后述。CPU 10取得包含变更显示数据编号的心拍的过度基线变动抑制数据(b)(S564)。CPU 10将取得的过度基线变动抑制数据(b)作为显示波形数据记录到存储器19中(S566)。

图10是采用基线变动抑制数据作为显示波形数据时的处理(参照图13步骤S560)的示意图。存储器19中记录有基线变动抑制数据1300及过度基线变动抑制数据1302。CPU 10判断心电图的显示对象数据(与步骤S200、图13步骤S550～558对应的处理)。显示对象数据是基线变动抑制数据1300所包含的数据1306，或者，是使过度基线变动抑制滤波器18作用于数据1306的生成中所利用的心电图波形数据而生成的过度基线变动抑制数据(包含于过度基线变动抑制数据1302中)中的任一个。在选择基线变动抑制数据作为显示对象时，CPU 10根据数据1306在显示器的画面1308上显示心电图(S202)。

图11是采用过度基线变动抑制数据作为显示波形数据时的处理(参照图13步骤S562、564、566)的示意图。存储器19中记录有基线变动抑制数据1400及过度基线变动抑制数据1402。CPU 10判断心电图的显示对象数据(与步骤S300、图13步骤S550～558对应的处理)。图表示对包含数据1404(数据编号「3500」)的一个心拍的基线变动抑制数据判断显示对象数据的例子。在选择过度基线变动抑制数据作为显示对象时，CPU 10考虑基线变动抑制滤波器17的延迟时间(第1校正波形数据生成所需时间)和过度基线变动抑制滤波器18的延迟时间(第2校正波形数据生成所需时间)之间的差异，取得过度基线变动抑制数据(S302)。在实施方式中，基线变动抑制滤波器17的延迟时间是1200m秒，过度基线变动抑制滤波器18的延迟时间是400m秒。从而，两者的延迟时间差是800m秒。所生成的一级的基线变动抑制数据及一级的过度基线变动抑制数据均以测定时间4m秒为单位。通过以上，在存储器19中记录的基线变动抑制数据和过度基线变动抑制数据之间，数据编号(或级数)产生200(＝800m秒/4m秒)的差。更详细地说，与数据编号X(确定第1校正波形数据的生成顺序信息)的基线变动抑制数据所表示的心电图波形相同心拍的过度基线变动抑制数据与数据编号X-200(确定第2校正波形数据的生成顺序信息)对应。图11是CPU10以与基线变动抑制数据的识别点P对应的数据1404(数据编号「3500」)为基准计算数据编号3300(＝3500-200)(参照图13步骤S562)，并取得包含与该数据编号3300对应的数据1406的一个心拍的过度基线变动抑制数据1408的例子。CPU 10根据数据1408在画面1410上显示心电图(S304)。

通过以上的处理，CPU 10将用于显示一个心拍的心电图的基线变动抑制数据或过度基线变动抑制数据作为显示波形数据，按照时间顺序依次记录到存储器19中(参照图13步骤S560、S566)。从而，显示器按照时间顺序依次显示心电图波形。另外，此时，CPU 10一并在显示器上显示心电图波形的特性值。在采用基线变动抑制数据进行显示时，显示基于基线变动抑制数据的特性值，在采用过度基线变动抑制数据进行显示时，显示基于过度基线变动抑制数据的特性值。另外，不仅可显示每一拍的数据，也可显示将多拍(例如10拍)平均后的特性值。

CPU 10判断测定是否已结束(S568)。若还未结束，则再次执行步骤S500以下。另外，为了流畅地进行显示，在显示后再进行识别。

在实施方式中，实时进行测定和显示。但是，也可以在从被验者的心电图测定开始到测定结束时的所有心电图波形数据暂时记录到存储器后，进行识别及显示。

在实施方式中，作为选择显示对象的处理，例示了比较基线变动抑制数据的Pb值和基线变动抑制数据的Pb值的历史的处理。作为其他实施方式，也可以通过比较基线变动抑制数据的Pb值和过度基线变动抑制数据的Pb值来判断有无过度基线变动抑制数据的采用。具体地说，CPU 10在图13步骤S552的处理后执行S562、S564的处理，取得过度基线变动抑制数据。CPU 10取得所取得的过度基线变动抑制数据中的Pb值。CPU 10在基线变动抑制数据的Pb值和过度基线变动抑制数据的Pb值之差大于规定值(例如0.2mV)时，采用过度基线变动抑制数据作为显示波形数据。

4-2.显示

图15是由基线变动抑制数据表示的基线变动抑制波形和由过度基线变动抑制数据表示的过度基线变动抑制波形的说明图。基线变动抑制波形1602在区间1606中产生显著的基线变动，装置的用户难以确认心电图波形的形状、识别值的经时变化等。基线变动由例如被验者的体动产生。另一方面，过度基线变动抑制波形1604中截止了比基线变动抑制波形1602更高的频率成分(例如体动分量)，在区间1606中基线变动也被抑制。例如，通过执行图12、图13的程序流程图，CPU 10对于区间1600显示基线变动抑制波形1602，对于区间1606显示过度基线变动抑制波形1604。

图16是通过图13的步骤S560、S566的处理向显示器15输出的画面显示例。在画面中，按照时间序列显示基于基线变动抑制数据的心电图波形和基于过度基线变动抑制数据的心电图波形。状态条标记1703及1705表示在该区间中正在显示基于过度基线变动抑制数据的心电图波形。在其他实施方式中，也可省略状态条标记的显示。随着心电图的测定时间的经过，CPU 10进行的心电图波形的描绘通过标绘点移动(显示器右方向)而进行。在实施方式中，心电图波形的显示区域的纵轴是电位值(电压值)(毫伏(mV))，横轴是时间(秒)。显示器15中的心电图波形的实测显示区域以纵轴为1mV＝1厘米(cm)、横轴为1秒＝25毫米(mm)的比例构成。心电图波形随着心电图的测定时间的经过，从显示区域的左边向右边方向行进并描绘(绘图)。CPU 10一并显示每10个心拍的ST电平的平均值，作为显示波形识别数据(参照图13步骤S570)。具体地说，所显示的ST电平1700(-0.004mV)是由范围记号1702表示的10个心拍的ST电平的平均值。另外，当在该10拍中采用过度基线变动抑制的数据时，也可在特性值(ST电平等)显示的同时一并显示「过度抑制」的文字(参照图16)。从而，可促使使用者注意。

CPU 10可根据图13步骤S570的处理所取得的显示波形识别数据来取得ST电平的信息。ST电平基于STj、ST60(从STj往后60m秒)、ST80(从STj往后80m秒)等。随着心电图波形的显示，ST电平1700及范围记号1702从显示区域的左边向右边的方向行进并描绘。在显示器15中，可显示ST电平以外的显示波形识别数据，也可省略显示波形识别数据的显示。

4-3.波形接合

根据图13的步骤S560、S566的处理，在所显示的心电图波形中，产生在基线变动抑制波形之后连续显示过度基线变动抑制波形的部分(相反也一样)。由于两者是由不同的滤波处理生成的波形，因此，基线变动抑制波形的终点(例如识别点T波的后方100m秒的位置)和后续显示的过度基线变动抑制波形的起始点(例如识别点P波的前方100m秒的位置)往往不连续。在实施方式中，为了维持波形的连续性，执行可任意采用的以下说明的处理。

CPU 10在图13的步骤S568处理之后，执行图14示意性例示的显示处理。图14例示了维持波形1500(例如基线变动抑制波形)和波形1530(例如过度基线变动抑制波形)的连续性的处理的概要。具体地说，CPU 10以P波的前方100毫秒为中心，对前后100毫秒的区间内的波形进行以下的加窗处理。

CPU 10将波形1530的识别点P的前方100毫秒的位置1542设定为波形接合处理的中心。位置1540是位置1542的前方100毫秒的位置，位置1544是位置1542的后方100毫秒的位置。CPU 10在从位置1540到位置1544的区间内，对波形1500及波形1530的各波形点进行加权，生成表示该区间内的接合波形1554(参照图14下部)的数据。作为示例，CPU 10通过进行以下的运算来确定接合波形1554的各波形点的值(单位：mV)。

·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)

通过对基于以上运算结果的波形点1556、1558、1560、1562、1564进行例如直线插值，显示接合波形1554(虚线作为参考表示接合前的波形)。

5.第2实施方式

5-1.程序流程图

图17、18是第2实施方式的心电图显示处理程序的流程图。在第2实施方式中，CPU 10根据心电图波形数据生成基线变动抑制数据，基线变动限定在显著的部分而生成过度基线变动抑制数据。对于从心电图测定的开始到结束为止的心电图波形数据，该点不同于生成基线变动抑制数据及过度基线变动抑制数据的第1实施方式的处理。另外，在第1实施方式中实时进行显示，而在第2实施方式中，暂时记录心电图波形数据，将其读出后进行识别、显示。当然，在第2实施方式中也可进行实时显示。

以下，说明第2实施方式的心电图显示处理程序的流程图。

心电图监视装置100的CPU 10执行心电图的测定(步骤S700)、放大及滤波校正(S701)、AD转换(S703)、波形识别(S705)、心电图波形数据及心电图识别数据的记录(S707)、基于基线变动抑制滤波器17的基线变动抑制数据的生成(S709)、基线变动抑制识别数据的取得(S711)的各项处理。

CPU 10从存储器19中读出作为显示对象的、与一个心拍的范围对应的基线变动抑制数据(a)(图18步骤S750)。CPU 10取得读出数据中的识别点Pb的基线变动抑制数据作为Pb值(S752)。CPU 10取得Pb值历史的平均值(S753)。CPU 10计算在S752中取得的Pb值和在S753中取得的Pb值历史的平均值之差的绝对值(Pb误差)(S754)。CPU 10判断计算出的Pb误差是否大于0.2mV(S756)。

在判断为Pb误差不大于0.2mV时，CPU 10将在S750中取得的基线变动抑制数据(a)作为显示波形数据，记录到存储器19中(S758)。另一方面，在判断为Pb误差大于0.2mV时，CPU 10把从在S750中取得的基线变动抑制数据(a)的数据编号减去300后的值乘以4毫秒后的时间，计算为心电图波形数据时间(S760)。在实施方式中，基线变动抑制滤波器17的延迟时间是1200m秒，因此，基线变动抑制数据与心电图波形数据相比较，延迟了300(＝1200m秒/4m秒)级左右。从而，通过计算对从基线变动抑制数据(a)的数据编号减去300后的值乘以4毫秒后的时间，可取得用于生成该数据(a)的心电图波形数据的测定时间(单位：毫秒)。例如，图11的数据1404(数据编号：3500)是通过使基线变动抑制滤波器17作用于从测定时间12800毫秒(＝(3500-300)*4)开始的心电图波形数据而生成的数据。

CPU 10通过使过度基线变动抑制滤波器18作用于与从心电图波形数据时间起到一个心拍的范围相当的心电图波形数据，来取得过度基线变动抑制数据(b)(S762)。例如，在为包含图11的数据1404的基线变动抑制数据(a)时，通过使过度基线变动抑制滤波器18作用于从测定时间12800毫秒开始的心电图波形数据，来取得过度基线变动抑制数据(b)(包含图7的数据1406(数据编号：3300)的数据)。数据1406的数据编号「3300」与在级数3200(＝测定时间12800毫秒/4毫秒)上加上100(＝过度基线变动抑制滤波器17的延迟时间400毫秒/4毫秒)后的值一致。

CPU 10将所取得的过度基线变动抑制数据(b)作为显示波形数据，记录到存储器19中(S764)。CPU 10判断是否记录了测定结束时最后的心拍的显示波形数据(S766)。在判断为未记录最后的心拍的显示波形数据时，CPU 10通过从步骤S750开始的处理，来取得下一个心拍的显示波形数据。在判断为已记录最后的心拍的显示波形数据时，CPU 10通过与图12的步骤S511同样的处理，识别由已记录的显示波形数据表示的心电图波形的特征量，并作为显示波形识别数据记录到存储器19中(S768)。CPU 10在显示器15上显示由存储器19中记录的显示波形数据所表示的显示波形和显示波形识别数据，并结束处理(S770)。

6.实施方式的效果

根据实施方式，心电图监视装置100通常显示基线变动抑制波形，同时对基线变动过大的区间，画面显示过度基线变动抑制波形(参照图15、16)。装置的用户可确认保持连续性且波形的基线稳定的心电图波形。更详细地说，具有提高心电图波形的视认性且降低心电图波形特征量的偏差的效果。

一般而言，对于以往的心电图监视装置，仅要求心电图波形显示的连续性，而未充分考虑准确显示波形的点，例如容易确认波形特征量的时间变化的点。在这一点上，实施方式的心电图监视装置100考虑了心电图波形显示的连续性和波形显示的准确性这两者，提高了用户对于显示内容的信赖性。

在实施方式中，作为过度基线变动抑制滤波器18的基本特性，例示了截止频率1.45Hz。在采用该截止频率时，有可能减弱心电图的频带分量的一部分(例如T波分量)。另一方面，当在心电图上叠加有因体动等而产生的基线变动噪声时，ST部的值往往成为非常不正确的值。在这一点上，实施方式通过利用过度基线变动抑制滤波器18，有助于某种程度地抑制ST部的减弱，且尽可能准确地向用户提示ST部的值。对于在显示过度基线变动抑制滤波器18产生的心电图波形的区间，附加显示状态条标记(参照图16的状态条标记1703、1705)。用户通过状态条标记的显示，可确认是基于过度基线变动抑制滤波器18的心电图波形及/或出现产生基线变动那样的状况(例如体动、负荷)的情况。

在实施方式中，作为基线变动抑制滤波器17及过度基线变动抑制滤波器18，例示了彼此延迟时间不同的滤波器。实施方式把可以通过图13的步骤S562、S564(或图18步骤S760、762)的处理，在考虑了这样的延迟时间的差异的基础上取得必要数据这一点作为一个特征。但是，上述延迟时间的差异不存在时，可省略上述处理。

在实施方式中，作为接合波形的显示处理，说明了以P波的前方100毫秒的位置为中心执行的例子(参照图14)。从而，作为实施方式的波形接合处理，具有可使因接合处理导致心电图波形的识别点变动的可能性降低的优点。但是，波形的接合不限于P波的前方，也可以以对心电图波形的识别点(例如ST部)影响少的其他位置作为中心来执行。

在上述实施方式中，切换2个滤波器，但是也可以根据Pb等的特征量的大小切换3个以上的滤波器。

7.第3实施方式

在第1、第2实施方式中，根据心电图波形的特征点的波形值，确定使用哪个滤波器。在第3实施方式中，根据滤波后的波形数据之间的比较值，来确定选择哪个滤波器。即，在第3实施方式中，采用滤波后的波形数据之间的比较值作为表示基线变动大小的特征量。

第3实施方式中的硬件结构与图2相同。但是，如图21所示，由DSP 25构成第1基线变动抑制滤波器17a、第2基线变动抑制滤波器17b、第3基线变动抑制滤波器17c、以及第4基线变动抑制滤波器17d。这些滤波器基本具有与图5、图6同样的结构。在该实施方式中，第1基线变动抑制滤波器17a的低域截止频率设为0.35Hz(JIST1202的心电图仪的精度)，第2基线变动抑制滤波器17b的低域截止频率设为0.5Hz(JIST1304的心电图监视装置的精度)，第3基线变动抑制滤波器17c的低域截止频率设为1.0Hz，第4基线变动抑制滤波器17d的低域截止频率设为1.5Hz。

图22、23是第3实施方式的心电图显示处理程序23的流程图。CPU 10通过A/D转换器13取得作为数字数据的心电图波形数据(步骤S1)。另外，CPU 10也可读出并取得暂时取入存储器19中的心电图波形数据。

接着，CPU 10根据心电图波形数据进行一心拍的识别并识别各特征点即Pb点、P波、Qb点、Q波、R波、S波、ST部、ST60、ST80、T波的波形值(步骤S2)。可以采用与第1实施方式、第2实施方式相同的手法进行该识别。识别一心拍并识别各特征点后，CPU 10将它们与心电图波形数据相对应地记录到存储器19中(步骤S3)。

图24表示这样在存储器19中记录的心电图波形数据和识别出的特征点等。对于属于相同心拍的心电图波形数据附上相同的心拍ID。图29A示意表示该心电图波形数据(原波形数据)。

这样，在存储器19中依次地记录心电图波形数据和特征点等。步骤S1～S3的处理也可以与步骤S4以下的处理独立地执行。

接着，CPU 10对于作为对象的一拍，从存储器19中读出心电图波形数据，提供给DSP 25，由第1基线变动抑制滤波器17a滤波，生成第1校正波形数据(S4)。第1校正波形数据记录到存储器19中。图25表示存储器19中所记录的第1校正波形数据。为了与图24的原波形数据对应，一并记录心拍ID。

同样，CPU 10将作为对象的一拍的心电图波形数据提供给DSP 25，由第2基线变动抑制滤波器17b、第3基线变动抑制滤波器17c、第4基线变动抑制滤波器17d滤波，生成第2校正波形数据、第3校正波形数据、第4校正波形数据(S5、S6、S7)。第2校正波形数据、第3校正波形数据、第4校正波形数据记录到存储器19中。记录的数据的形式与第1校正波形数据相同。

图26示意性表示基于各基线变动抑制滤波器17a～17d的第1～第4校正波形数据。另外，图中虽然表示了多个拍的数据，但是CPU 10逐拍进行处理。示出基线变动抑制滤波器17a(图26A)的基线变动抑制最小，基线变动抑制滤波器17b(图26B)、基线变动抑制滤波器17c(图26C)、基线变动抑制滤波器17d(图26D)的基线变动抑制依次变大的情况。

接着，CPU 10计算存储器19中记录的第4校正波形数据(一拍量)和第1校正波形数据(一拍量)之差(S8)。同样，CPU 10计算第4校正波形数据(一拍量)和第2校正波形数据(一拍量)之差(S8)。而且，CPU 10计算第4校正波形数据(一拍量)和第3校正波形数据(一拍量)之差(S8)。

图27A示意性表示第4校正波形数据和第1校正波形数据之间的差数据E1-4。同样，图27B示意性表示第4校正波形数据和第2校正波形数据之间的差数据E2-4，图27C示意性表示第4校正波形数据和第3校正波形数据之间的差数据E3-4。

接着，CPU 10将差数据ad、bd、cd的绝对值在该一拍的区间中求平均，计算差的绝对值平均D1-4、D2-4、D3-4，记录到存储器19中(S9)。图28A、B、C中示意性示出了这样计算出的差的绝对值平均D1-4、D2-4、D3-4。

CPU 10判断差的绝对值平均D1-4是否小于规定的阈值(例如0.4mV)(S10)。若小于阈值，则由于第4校正波形数据和第1校正波形数据之差较小，所以采用第1校正波形数据作为显示用数据(S13)。具体地说，CPU 10对于该一拍，从存储器19中读出第1校正波形数据，提供给显示控制器21。从而，显示控制器21在显示器15上显示第1校正波形数据。

在步骤S10中，若差的绝对值平均D1-4超过规定的阈值，则CPU 10判断差的绝对值平均D2-4是否小于规定的阈值(S11)。若小于阈值，则采用第2校正波形数据作为显示用数据(S14)。具体地说，CPU 10对于该一拍，从存储器19中读出第2校正波形数据，提供给显示控制器21。从而，显示控制器21在显示器15上显示第2校正波形数据。

在步骤S11中，如果差的绝对值平均D2-4若超过规定的阈值，则CPU10判断差的绝对值平均D3-4是否小于规定的阈值(S12)。若小于阈值，则采用第3校正波形数据作为显示用数据(S15)。具体地说，CPU 10对于该一拍，从存储器19中读出第3校正波形数据，提供给显示控制器21。从而，显示控制器21在显示器15上显示第3校正波形数据。此时，CPU 10指示显示控制器21，在该一心拍的区间中波形数据的附近显示状态条。从而，如图30所示，在采用第3基线变动抑制滤波器17c、第4基线变动抑制滤波器17d时，显示状态条101。

在步骤S12中，如果差的绝对值平均D3-4超过规定的阈值，则CPU 10采用第4校正波形数据作为显示用数据(S16)。具体地说，CPU 10对于该一拍，从存储器19中读出第4校正波形数据，提供给显示控制器21。从而，显示控制器21在显示器15上显示第4校正波形数据。此时，CPU 10指示显示控制器21，在该一心拍的区间中波形数据的附近显示状态条。从而，如图30所示，在采用第3基线变动抑制滤波器17c、第4基线变动抑制滤波器17d时，显示状态条101。

接着，CPU 10读出与原波形数据识别的特征点(例如ST80)对应的选择的校正波形数据特征点的波形值，指示显示控制器21进行显示(S17)。设原波形数据为如图24所示数据，现在正在处理第25拍(心拍ID＝25)。CPU10首先从图24的数据中取得ST80的特征点的数据编号。这里，取得数据编号「2060」。接着，CPU 10从选择出的基线变动抑制滤波器(这里设为选择了第1基线变动抑制滤波器17a)的校正波形数据(图25)中，取得数据编号「2060」的波形值。这里，取得0.008。从而，如图30所示，在显示器上显示该拍的ST80的波形值。此时，CPU 10为了表示不是基于原波形数据的波形值，而在显示器上显示「校正」这样的显示201。而且，在采用不满足JIS的基线变动抑制滤波器的校正波形数据时，进行「校正(过度抑制)」这样的显示。

另外，在该实施方式中，将校正波形数据的特征点的波形值显示为病情诊断辅助用特征量，但是也可将原波形数据的特征点的波形值显示为病情诊断辅助用特征量。

另外，在该实施方式中，不仅显示所选择的滤波器的校正波形数据，而且在时间上对应地显示原波形(图30)。

上述的处理结束后，CPU 10以下一拍为对象，再次重复执行步骤S1以下。

图29表示该实施方式的心电图波形显示装置中的原波形数据、显示的波形数据、所选择的滤波器的种类。如图29C所示，根据原波形的基线变动的大小，切换采用基线变动抑制滤波器17a～17d。

8.第4实施方式

在上述实施方式中，切换使用4个基线变动抑制滤波器17a～17d。但是，在新生儿的心电图波形等预计会产生较大的原波形的变动的情况下，也可进一步增加滤波器。例如，可采用7个基线变动滤波器17a～17g的结构。在该实施方式中，第1基线变动滤波器17a～第4基线变动滤波器17d使用与第3实施方式相同的截止频率。此外，在DSP 25中准备第5基线变动滤波器17e(低频截止频率2.5Hz)、第6基线变动滤波器17f(低频截止频率3.5Hz)、第7基线变动滤波器17g(低频截止频率5.1Hz)这3个滤波器。

选择哪个基线变动抑制滤波器的考虑方法与第3实施方式相同。即，CPU 10计算基于第7基线变动抑制滤波器17g的校正波形数据和基于第1～第6基线变动抑制滤波器17a～17f的校正波形数据的差的绝对值平均D1-7、D2-7、D3-7、D4-7、D5-7、D6-7。

按照差的绝对值平均D1-7、D2-7、D3-7、D4-7、D5-7、D6-7的顺序，判断是否小于规定的阈值。按照顺序进行判断，若发现差的绝对值平均小于阈值，则在该时刻进行滤波器的选择。即，若发现差的绝对值平均Dx-7小于阈值，则选择第X基线变动抑制滤波器。如果差的绝对值平均D6-7也不小于阈值，则选择第7基线变动抑制滤波器17f。

图31表示该实施方式的基线变动抑制的例子。图31A是波形数据(原波形)。图31B是逐拍选择适当的基线变动抑制滤波器17a～17f进行滤波后的校正波形数据。图31C示意性表示选择了哪个滤波器。由此可明白，在基线变动大的部分中，选择了低域截止频率高的基线变动抑制滤波器。

图32、图33是表示原波形中的基线变动显著时的基线变动抑制效果的图。如图32A、图33A所示，在新生儿的心电图波形中，原波形中有可能产生较大的基线变动。从而，直接显示就会超出显示的框(从图中的0.4到-0.4的范围)。

图32B、图33B表示由该实施方式进行基线变动抑制后的校正波形数据，图32C、图33C表示与其对应所选择的基线变动抑制滤波器17a～17f。

9.其他实施方式

在实施方式中，作为「心电图波形校正显示物」，示出了在显示器15上显示心电图波形的例子(参照图13的步骤S560、S566、图18的步骤S770、图16)。作为其他实施方式，也可将实施方式中示出的显示波形数据(包含基线变动抑制数据及/或过度基线变动抑制数据。)输出给存储卡、CD-ROM等的记录媒体，或向通信单元(LAN、以太网(注册商标)、电话线路、无线通信、因特网、有线、红外线通信、便携电话、Bluetooth(蓝牙)、PHS(Personal Handy-phone System，个人手持电话系统)等)输出，或者，采用经由可移动媒体在2个装置之间以文件拷贝为目的的输出(例如，对PCMCIA存储卡的写入等)，或者，采用作为由该数据表示的心电图波形的硬拷贝的输出、传真机的输出等。

如图16所示，在实施方式中，通过状态条使得过度基线变动抑制波形的部分与基线变动抑制波形可识别地显示。可识别地显示过度基线变动抑制波形及/或基线变动抑制波形的方法，可根据本领域技术人员周知的方法进行变形。作为其他实施方式，图19示出了通过心电图显示处理而输出的画面显示例。图19A显示基线变动抑制波形1800及过度基线变动抑制波形1801。具体地说，为了可区别波形1800和波形1801，例如用虚线显示波形1801。图19B显示基线变动抑制波形及过度基线变动抑制波形。具体地说，波形1803表示基线变动抑制波形，范围1805包围的范围的波形表示过度基线变动抑制波形。

另外，在上述实施方式中，使用2个滤波器，但是也可使用3个以上的滤波器。在使用3个以上的滤波器时，可以显示是使用了哪一个滤波器的波形。另外，也可显示是满足JIST1202或JIST1304的滤波器的输出波形，还是超过它们的、进行了过度抑制的滤波器的输出波形。

在实施方式中，心电图监视装置100进行心电图的测定处理和心电图显示处理的两个处理。作为其他实施方式，也可通过2个以上的独立装置进行这些处理。图20是表示心电图监视装置的其他结构例的图。心电图测定装置84通过ECG电极82测定被验者80的心电图，生成心电图波形数据。另一方面，监视装置92取得该心电图波形数据，执行基线变动抑制处理，并画面显示基线变动抑制波形。

具体地说，装置84测定心电压(步骤S901)，传输生成的心电图波形数据(S903)。从心电压的测定到心电图波形数据的生成处理与图12的步骤S500到S507的处理相同。装置92取得心电图波形数据(S905)。心电图波形数据的取得采用例如包含因特网90的通信方法，或包含软盘88、存储卡86的记录介质。装置92对心电图波形数据执行基线变动抑制处理(S907)，并画面显示基线变动抑制处理后的波形(S909)。基线变动抑制及画面显示处理与从图12的步骤S509到图13的步骤S572的处理相同。

作为其他实施方式，也可将心电图监视装置100或装置92执行的基线变动抑制处理嵌入进行心电图显示的一般的视图软件。

作为其他实施方式，发送心电图波形数据的客户机和执行上述基线变动抑制处理的服务器也可采用通过因特网或局域网(LAN)连接的系统(客户机/服务器型)。也可进行例如ASP(Application Service Provider，应用服务供应商)业务等利用因特网等的基于Web的处理。

上述的其他实施方式也可适用于以下所示的实施方式。

在本实施方式中，在F-ROM 20中存储用于使CPU 10工作的程序，但是该程序也可从存储了程序的CD-ROM中读出并安装到硬盘等。另外，除了CD-ROM以外，也可以从DVD-ROM、软盘(FD)、IC卡等计算机可读取程序的记录介质进行安装。而且，也可以采用通信线路下载程序。另外，也可以直接地执行CD-ROM中存储的程序，而不通过从CD-ROM安装程序，来间接地使计算机执行CD-ROM存储的程序。

另外，根据计算机不同，作为可执行的程序，当然可以是仅通过直接安装就可直接执行的程序，也可以是需要转换成其他形态等的程序(例如，对被数据压缩的程序进行解压缩等)，而且还包含与其他模块部分组合执行的程序。

在上述第3、第4实施方式中，根据差的绝对值平均，确定采用哪个基线变动抑制滤波器。但是，也可一并考虑在第1、第2实施方式中示出的特征点的波形值，选择基线变动抑制滤波器。例如，也可预先准备多个用于选择基线变动抑制滤波器的算法，根据波形值的大小来确定使用哪个算法。

在上述实施方式中，把基线变动抑制滤波器分成满足JIS的组和不满足JIS的组，显示用于区别两者的状态条。但是，也可以分成3个以上的组并进行区别显示。

在上述实施方式中，将ST80显示为病情诊断辅助用特征量。但是，也可采用其他特征量作为病情诊断辅助用特征量。

在上述各实施方式中，图1的各功能由CPU及程序实现，但是各功能的部分或全部也可以由硬件逻辑(逻辑电路)构成。

在上述各实施方式中，以一拍作为单位区间，但是，也可以以比一拍短的期间或比一拍长的期间(几拍等)作为单位区间，进行滤波器的切换。

另外，在上述实施方式中，如图16、图30所示在画面中进行显示，但是，也可以在画面显示的同时或单独由打印机等打印同样的内容并输出。