(57)【要約】【課題】遅延時間を抑えつつフィルタの精度を向上させることが難しい。【解決手段】波形フィルタ装置を、入力された原信号を処理して第一の信号を出力するＦＩＲ（Finite Impulse Response）フィルタと、原信号をＦＩＲフィルタの遅延量と同じ時間遅延させた第二の信号を出力する遅延出力手段と、第一の信号、第二の信号及び所定の固定値を持つ第三の信号の電位を比較し、その中で２番目に大きい値を出力する中央値出力手段とを備える構成とする。【選択図】図１
2016220798.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
入力された原信号を処理して第一の信号を出力するＦＩＲ（Finite Impulse Response）フィルタと、
前記原信号を前記ＦＩＲフィルタの遅延量と同じ時間遅延させた第二の信号を出力する遅延出力手段と、
前記第一の信号、前記第二の信号及び所定の固定値を持つ第三の信号の電位を比較し、その中で２番目に大きい値を出力する中央値出力手段と、
を備える、
波形フィルタ装置。
【請求項２】
入力された原信号を処理して第一の信号を出力する、Ｎ個の遅延素子を持つＦＩＲフィルタと、
Ｎ／２番目の遅延素子の後段に配置された信号出力端と、
前記第一の信号、前記信号出力端より出力される第二の信号及び所定の固定値を持つ第三の信号の電位を比較し、その中で２番目に大きい値を出力する中央値出力手段と、
を備える、
波形フィルタ装置。
【請求項３】
前記第三の信号は、
ゼロレベル信号である、
請求項１又は請求項２に記載の波形フィルタ装置。
【請求項４】
前記ＦＩＲフィルタと前記中央値出力手段との間に前記第一の信号のレベルを調整するレベル調整手段
を備える、
請求項１から請求項３の何れか一項に記載の波形フィルタ装置。
【請求項５】
原信号をＦＩＲフィルタにかけて第一の信号を得るステップと、
前記原信号を前記ＦＩＲフィルタの遅延量と同じ時間遅延させた第二の信号を得るステップと、
前記第一の信号、前記第二の信号及び所定の固定値を持つ第三の信号の電位を比較し、その中で２番目に大きい値を出力として得るステップと、
を含む、
コンピュータに実行させるための波形フィルタプログラム。
【請求項６】
前記第三の信号は、
ゼロレベル信号である、
請求項５に記載の波形フィルタプログラム。
【請求項７】
前記第一の信号のレベルを調整するステップ
を含む、
請求項５又は請求項６に記載の波形フィルタプログラム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、特定の波形を再現する波形フィルタ装置及び波形フィルタプログラムに関する。
【背景技術】
【０００２】
ＱＲＳ波を抽出しＲ波に同期して心臓に通電することにより、心房細動等の頻脈性不整脈を停止させることが可能な心電計（カルディオバージョン装置）が知られている。カルディオバージョン装置には、精確なタイミングで通電を行うため、Ｒ波の位置を精確に検出することが求められる。そこで、例えば、アナログフィルタ装置やウェーブレット変換を用いたデジタルフィルタ装置等によって特定の帯域のみを通過させて、基線変動やＴ波による誤検出を抑えることにより、Ｒ波の位置を精確に検出することが可能なカルディオバージョン装置が提案されている（例えば特許文献１参照）。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００３】
【特許文献１】特表２００９−５４５３４５号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
特許文献１に例示されるカルディオバージョン装置において、フィルタの精度を向上させてＲ波の位置をより精確に検出するためには、演算規模の大きいフィルタ装置が必要になる。しかし、カルディオバージョン装置は、Ｒ波に同期した適正なタイミングで心臓への通電を行う必要上、遅延時間に対する制約が厳しい。そのため、演算規模の大きいフィルタ装置をカルディオバージョン装置に採用することは難しい。すなわち、特許文献１に例示される構成では、遅延時間を考慮すると、演算規模の大きいフィルタ装置を安易には搭載することができないため、フィルタの精度を向上させることによるＲ波の検出精度の向上が難しい。
【０００５】
本発明は上記の事情に鑑みてなされたものであり、その目的とするところは、遅延時間を抑えつつもフィルタの精度を向上させることが可能な波形フィルタ装置及び波形フィルタプログラムを提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
本発明の一実施形態に係る波形フィルタ装置は、入力された原信号を処理して第一の信号を出力するＦＩＲ（Finite Impulse Response）フィルタと、原信号をＦＩＲフィルタの遅延量と同じ時間遅延させた第二の信号を出力する遅延出力手段と、第一の信号、第二の信号及び所定の固定値を持つ第三の信号の電位を比較し、その中で２番目に大きい値を出力する中央値出力手段とを備える。
【０００７】
また、本発明の一実施形態に係る波形フィルタ装置は、入力された原信号を処理して第一の信号を出力する、Ｎ個の遅延素子を持つＦＩＲフィルタと、Ｎ／２番目の遅延素子の後段に配置された信号出力端と、第一の信号、信号出力端より出力される第二の信号及び所定の固定値を持つ第三の信号の電位を比較し、その中で２番目に大きい値を出力する中央値出力手段とを備える。
【０００８】
また、本発明の一実施形態において、第三の信号は、例えばゼロレベル信号である。
【０００９】
また、本発明の一実施形態に係る波形フィルタ装置は、ＦＩＲフィルタと中央値出力手段との間に第一の信号のレベルを調整するレベル調整手段を備える構成としてもよい。
【００１０】
また、本発明の一実施形態に係る波形フィルタプログラムは、原信号をＦＩＲフィルタにかけて第一の信号を得るステップと、原信号をＦＩＲフィルタの遅延量と同じ時間遅延させた第二の信号を得るステップと、第一の信号、第二の信号及び所定の固定値を持つ第三の信号の電位を比較し、その中で２番目に大きい値を出力として得るステップとを含む、コンピュータに実行させるためのプログラムである。
【発明の効果】
【００１１】
本発明の一実施形態によれば、遅延時間を抑えつつもフィルタの精度を向上させることが可能な波形フィルタ装置及び波形フィルタプログラムが提供される。
【図面の簡単な説明】
【００１２】
【図１】本発明の一実施形態に係る波形フィルタ装置の構成を示すブロック図である。
【図２】本発明の一実施形態において、入力周波数を０Ｈｚ〜１００ＨｚまでスイープさせたときのＦＩＲフィルタの周波数応答特性及び波形フィルタ装置の周波数応答特性を例示する図である。
【図３】本発明の一実施形態において、典型的な心電信号が入力された時の波形フィルタ装置の出力を例示する図である。
【図４】本発明の一実施形態において、他のパターンの心電信号が入力された時の波形フィルタ装置の出力を例示する図である。
【図５】本発明の一実施形態において、他のパターンの心電信号が入力された時の波形フィルタ装置の出力を例示する図である。
【図６】本発明の一実施形態において、他のパターンの心電信号が入力された時の波形フィルタ装置の出力を例示する図である。
【図７】本発明の一実施形態において、他のパターンの心電信号が入力された時の波形フィルタ装置の出力を例示する図である。
【発明を実施するための形態】
【００１３】
以下、本発明の実施形態について図面を参照しながら説明する。なお、以下においては、本発明の一実施形態として、心電計（カルディオバージョン装置）に備えられる波形フィルタ装置を例に取り説明する。
【００１４】
図１は、本発明の一実施形態に係る波形フィルタ装置１の構成を示すブロック図である。図１に示されるように、本実施形態に係る波形フィルタ装置１は、ＦＩＲ（Finite Impulse Response）フィルタ１０、中点電位出力回路２０及びレベル調整アンプ３０を備えている。
【００１５】
ＦＩＲフィルタ１０には、患者から検出された心電信号（原信号）が入力される。ＦＩＲフィルタ１０に入力される心電信号は、例えば１ｋＨｚのサンプリング周波数でサンプリングされたデジタルデータである。ＦＩＲフィルタ１０は、直流成分を通過させないＢＰＦ（Band Pass Filter）又はＨＰＦ（High Pass Filter）であり、具体的には、直列に接続された遅延素子Ｄ１〜Ｄ６０、各遅延素子Ｄ１〜Ｄ６０の入出力から定められた利得ｈ０〜ｈ６０で出力する係数アンプＡ０〜Ａ６０、及び各係数アンプＡ０〜Ａ６０の出力を加算する加算器ＡＤより構成される。心電信号のサンプリング周波数が１ｋＨｚであることから、遅延素子１つ分の遅延時間は１ｍｓである。
【００１６】
ＦＩＲフィルタ１０（加算器ＡＤ）より出力された信号（以下、説明の便宜上「信号Ｙ０」と記す。）は、レベル調整アンプ３０に入力される。信号Ｙ０は、レベル調整アンプ３０にてｋ倍にレベル調整されて、中点電位出力回路２０に入力される。以下、説明の便宜上、レベル調整アンプ３０にてｋ倍にレベル調整された信号を「信号Ｙ０’」と記す。なお、係数アンプＡ０〜Ａ６０の利得ｈ０〜ｈ６０を一律にｋ倍することにより、レベル調整アンプ３０の役割を係数アンプＡ０〜Ａ６０に負担させることができる。この場合、波形フィルタ装置１からレベル調整アンプ３０を省くことが可能となる。
【００１７】
ＦＩＲフィルタ１０は、遅延素子Ｄ１〜Ｄ６０の中央点（遅延素子Ｄ３０の後段）に信号出力端を有している。遅延素子Ｄ１〜Ｄ６０の中央点の信号出力端より出力される信号（以下、説明の便宜上「信号Ｙ１」と記す。）は、患者から検出された原信号（心電信号）を信号Ｙ０（信号Ｙ０’）と同期するように時間遅延させたものであり、中点電位出力回路２０に入力される。
【００１８】
中点電位出力回路２０には、信号Ｙ０’及び信号Ｙ１に加えて、不図示の回路にて発生された基準レベル信号（固定レベル信号）も入力される。本実施形態では、電位ゼロのゼロレベル信号が入力される。中点電位出力回路２０は、入力された３つの信号（信号Ｙ０’、信号Ｙ１、ゼロレベル信号）の電位を比較し、２番目に大きい値を例えばカルディオバージョン装置に備えられた波形フィルタ装置１の後段の処理回路に出力する。
【００１９】
ここで、ＦＩＲフィルタ１０に入力される心電信号をＸ（ｎ）と定義し、時間的にｍ個前（遅延素子ｍ個分過去）の心電信号をＸ（ｎ−ｍ）と定義した場合、ＦＩＲフィルタ１０より出力される信号Ｙ０（ｎ）は、次式により表される。
Ｙ０（ｎ）＝Ｘ（ｎ）×ｈ０＋Ｘ（ｎ−１）×ｈ１＋・・・＋Ｘ（ｎ−６０）×ｈ６０
【００２０】
遅延素子Ｄ１〜Ｄ６０の中央点の信号出力端より出力される信号Ｙ１（ｎ）は、次式により表される。
Ｙ１（ｎ）＝Ｘ（ｎ−３０）
【００２１】
中点電位出力回路２０の出力をＹと定義した場合、出力Ｙ（ｎ）は、次式により表される。
Ｙ（ｎ）＝ＭＥＤＩＡＮ｛０，Ｙ１（ｎ），Ｙ０’（ｎ）｝
【００２２】
本実施形態では、カルディオバージョン装置内のシステム全体で許容される遅延時間が５０ｍｓであり、波形フィルタ装置１単体で許容される遅延時間が３０ｍｓ程度と考えられている。そこで、ＦＩＲフィルタ１０のタップ数が６１（遅延素子の数が６０）に設定されている。これにより、中点電位出力回路２０より出力される出力Ｙの遅延時間が遅延素子３０個分程度、すなわち、３０ｍｓ程度になる。なお、ＦＩＲフィルタ１０のタップ数は６１に限らず、要求される仕様と遅延時間とのバランス等を考慮して適宜決定される。
【００２３】
下記の表Ａに、ＦＩＲフィルタ１０のタップ係数（利得ｈ０〜ｈ６０）を例示する。
【００２４】
（表Ａ）
2016220798.tif 000003
【００２５】
図２に、入力周波数を０Ｈｚ〜１００ＨｚまでスイープさせたときのＦＩＲフィルタ１０の周波数応答特性（破線）及び波形フィルタ装置１の周波数応答特性（実線）を例示する。図２中、縦軸は、リニアスケールのゲイン軸であり、横軸は、周波数軸（単位：Ｈｚ）である。図２中、ゲインがゼロを超える帯域を通過帯域と定義し、ゲインがゼロ以下（マイナスのゲイン）の帯域を位相反転帯域と定義する。
【００２６】
通過帯域の周波数がＦＩＲフィルタ１０に入力された場合を考える。この場合、ＦＩＲフィルタ１０からレベル調整アンプ３０を介して中点電位出力回路２０に入力される信号Ｙ０’と、遅延素子Ｄ１〜Ｄ６０の中央点の信号出力端より中点電位出力回路２０に入力される信号Ｙ１とが同相となり、中点電位出力回路２０に入力される３つの信号（信号Ｙ０’、信号Ｙ１、ゼロレベル信号）の中で信号Ｙ０’又は信号Ｙ１が２番目に大きいものとなる。従って、中点電位出力回路２０の出力は、信号Ｙ０’又は信号Ｙ１の値となる。
【００２７】
位相反転帯域の周波数がＦＩＲフィルタ１０に入力された場合を考える。この場合、ＦＩＲフィルタ１０からレベル調整アンプ３０を介して中点電位出力回路２０に入力される信号Ｙ０’は、振幅が減衰して位相が反転し、かつ遅延素子３０個分遅延したものとなる。また、遅延素子Ｄ１〜Ｄ６０の中央点の信号出力端より中点電位出力回路２０に入力される信号Ｙ１は、単純に遅延素子３０個分遅延したものとなる。そのため、信号Ｙ０’と信号Ｙ１は、互いの位相が逆相となる。２つの信号（信号Ｙ０’と信号Ｙ１）が互いに逆相となるため、ゼロレベル信号が３つの信号の中で２番目に大きいものとなる。従って、中点電位出力回路２０の出力は、ゼロレベル信号の値、すなわちゼロの値となる。
【００２８】
波形フィルタ装置１には、Ｒ波に同期したカウンタショックを行うためＱＲＳ波（少なくともＲ波）を再現すると共に、Ｔ波によるカウンタショックのトリガ発生を防ぐためＴ波を抑圧することが求められる。ＱＲＳ波の主成分は概ね１０Ｈｚ〜３５Ｈｚであり、通過帯域に収まる。一方、Ｔ波の主成分は概ね４Ｈｚ以下であり、位相反転帯域に収まる。図２に示される周波数応答特性によれば、心電信号を波形フィルタ装置１に通すことにより、短い遅延時間（少ないタップ数）で、大凡１０Ｈｚ〜３５Ｈｚに収まるＱＲＳ波が再現されると共に、大凡４Ｈｚ以下のＴ波が抑圧されることが判る。
【００２９】
また、高域側は、筋電ノイズの影響を抑える必要がある。そのため、図２に示されるように、３５Ｈｚを超える帯域は、実質的に遮断されている。なお、ＦＩＲフィルタ１０のタップ数が少ないという制約上、３５Ｈｚを超える帯域の一部ではゲインが０．３程度となっているが、筋電ノイズによる悪影響は実質的には無い。
【００３０】
図３（ａ）に、ＦＩＲフィルタ１０に入力される典型的な心電信号を例示する。また、図３（ｂ）に、図３（ａ）に例示される心電信号が入力された時のＦＩＲフィルタ１０の出力信号Ｙ０を示し、図３（ｃ）に、図３（ａ）に例示される心電信号が入力された時の中点電位出力回路２０の出力Ｙを示す。図３に示されるように、心電信号を波形フィルタ装置１に通すことにより、Ｒ波、Ｓ波が再現されると共にＴ波が抑圧されることが判る。
【００３１】
ＦＩＲフィルタ１０に入力される心電信号は、図３（ａ）に例示されるような典型的なものに限らない。図４〜図７を用いて、他のパターンの心電信号がＦＩＲフィルタ１０に入力された場合について説明する。
【００３２】
図４（ａ）は、極めて大きい波高値のＴ波を含む心電信号を例示する。図４（ａ）に例示される心電信号を波形フィルタ装置１に通すと、図４（ｂ）に示される出力が得られる。波形フィルタ装置１によれば、Ｔ波の波高値が大きい場合であっても、図４（ｂ）に示されるように、Ｒ波、Ｓ波が再現されると共にＴ波が抑圧される。
【００３３】
図５（ａ）は、図４（ａ）に例示される心電信号に３Ｈｚの基線変動を重畳させた心電信号を例示する。図５（ａ）に例示される心電信号を波形フィルタ装置１に通すと、図５（ｂ）に示される出力が得られる。波形フィルタ装置１によれば、図５（ｂ）に示されるように、Ｒ波、Ｓ波が再現されると共にＴ波、基線変動が抑圧される。
【００３４】
図６（ａ）は、心房細動時の心電信号を例示する。図６（ａ）に例示される心電信号を波形フィルタ装置１に通すと、図６（ｂ）に示される出力が得られる。波形フィルタ装置１によれば、図６（ｂ）に示されるように、Ｒ波が再現されると共に心房細動独自のランダムな波形の帯域成分が抑圧される。
【００３５】
図７（ａ）は、心室期外収縮を起こした時の心電信号を例示する。図７（ａ）に例示される心電信号を波形フィルタ装置１に通すと、図７（ｂ）に示される出力が得られる。波形フィルタ装置１によれば、図７（ｂ）に示されるように、心室期外収縮を起こす直前の心電信号ではＲ波が再現され、心室期外収縮を起こしている期間では帯域成分がＴ波に近いため、抑圧される。
【００３６】
このように、波形フィルタ装置１は、タップ数の少ないＦＩＲフィルタ１０と中点電位出力回路２０を少なくとも備える簡単な構成でありつつも（特に、タップ数が少ないことにより遅延時間が抑えられた構成でありつつも）、希望帯域（ＱＲＳ波を含む帯域）について原波形に忠実な波形再現を行うことができ、Ｒ波の誤検出の発生を防ぐのに好適な構成となっている。
【００３７】
なお、レベル調整アンプ３０の係数ｋが大きいほど希望帯域について原波形により忠実な波形再現を行うことができ、係数ｋが小さいほど阻止したい帯域に対する波形の抑圧効果が高くなる。本実施形態では、係数ｋは、例えば１〜１．５であるが、希望帯域における忠実な波形再現と、阻止したい帯域における波形抑圧効果とのバランスを考慮して適宜最適な値が設定される。
【００３８】
以上が本発明の例示的な実施形態の説明である。本発明の実施形態は、上記に説明したものに限定されず、本発明の技術的思想の範囲において様々な変形が可能である。例えば明細書中に例示的に明示される実施例等又は自明な実施例等を適宜組み合わせた内容も本願の実施形態に含まれる。
【符号の説明】
【００３９】
１  波形フィルタ装置
１０  ＦＩＲフィルタ
２０  中点電位出力回路
３０  レベル調整アンプ
Ａ０〜Ａ６０  係数アンプ
ＡＤ  加算器
Ｄ１〜Ｄ６０  遅延素子
【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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