(57)【要約】  電源周波数干渉信号をフィルタリングする制御方法およびシステムを提供する。当該制御方法は、各チャンネルの予設定区間の心電信号を整流すること、整流後の予設定区間の心電信号の電源周波数干渉信号の周波数、振幅および位相を取得すること、各のチャンネルの信号対雑音比の加重平均によって、システムの最適電源周波数干渉信号を求め、周波数と位相を推定し、各のチャンネルの振幅を利用して正弦波を構築すること、心電信号の予設定区間と再構築した正弦波信号に対して減算処理を行い、電源周波数干渉がフィルタリングされた心電波形信号を取得することを含む。これで、電源周波数干渉信号をフィルタリングする効果を得、リンギングを発生させなく、測定の正確度を高め、従来の信号フィルタリング技術においてトラップフィルタが採用されることによってリンギングが発生し、信号歪みをもたらすという課題を解決した。
2020533143.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
予設定区間の初期心電信号を整流すること、
整流後の予設定区間の心電信号の電源周波数干渉信号のパラメーターを取得すること、前記パラメーターは周波数、振幅および位相を含み、
前記周波数、振幅および位相に基づいて正弦波を構築すること、
前記心電信号の予設定区間と前記正弦波信号に対して減算処理を行い、心電波形信号を出力すること、
を有することを特徴とする電源周波数干渉信号をフィルタリングする制御方法。
【請求項２】
前記予設定区間の心電信号を整流する前に、前記初期心電信号から複数の予設定区間を選ぶことを含み、
各の前記予設定区間はそれぞれのQRS波を中心に、隣接する二つのQRS波を参照物とし、前の前記QRS波の終了を起点とし、後の前記QRS波の開始を終点とし定義される、
ことを特徴とする、請求項1に記載の制御方法。
【請求項３】
以下の数式に基づいて前記心電信号の電源周波数干渉信号の最適周波数を取得し、
【数１】
2020533143.tif 000009
なお、Lは前記初期心電信号の複数のチャンネルにおける最大の信号対雑音比を持つチャンネルの数であり、anは推定された第ｎ前記チャンネルの電源周波数干渉信号の振幅であり、SDnは第ｎ前記チャンネルの現在時刻の標準偏差であり、fnは現在の前記チャンネルの現在時刻の電源周波数干渉信号の周波数推定値であり、foは全ての前記チャンネルの電源周波数干渉信号の現在の周波数推定値である、
ことを特徴とする、請求項1に記載の制御方法。
【請求項４】
以下の数式に基づいて前記心電信号の各のチャンネルの電源周波数干渉信号の振幅を取得し、
【数２】
2020533143.tif 000010
なお、f_0に隣接する前後の2点の振幅をaとbとして、f_0とa、bの2つの振幅の大きい者の周波数の差がΔbinである、
ことを特徴とする、請求項3に記載の制御方法。
【請求項５】
以下の数式に基づいて前記心電信号の電源周波数干渉信号の位相を取得し、
【数３】
2020533143.tif 000011
なお、φ_nは整流後の前記予設定区間の心電信号の初期位相である、
ことを特徴とする、請求項4に記載の制御方法。
【請求項６】
予設定区間の初期心電信号を整流する整流モジュールと、
周波数、振幅および位相を含む、整流後の予設定区間の心電信号の電源周波数干渉信号のパラメーターを取得するパラメーター取得モジュールと、
前記周波数、振幅および位相に基づいて正弦波を構築する正弦波構築モジュールと、
前記初期心電信号の予設定区間と前記正弦波信号に対して減算処理を行い、波形信号を出力するフィルタリングモジュールと、
を有することを特徴とする電源周波数干渉信号をフィルタリングする制御システム。
【請求項７】
前記初期心電信号から複数の予設定区間を選ぶ予設定区間分設モジュールをさらに含み、
各の前記予設定区間はそれぞれのQRS波を中心に、隣接する二つのQRS波を参照物とし、前の前記QRS波の終了を起点とし、後の前記QRS波の開始を終点とし定義される、
ことを特徴とする、請求項6に記載の制御システム。
【請求項８】
前記パラメーター取得モジュールは以下の数式に基づいて前記心電信号の電源周波数干渉信号の周波数を取得し、
【数４】
2020533143.tif 000012
なお、Lは前記初期心電信号の複数のチャンネルにおける最大の信号対雑音比を持つチャンネルの数であり、anは推定された第ｎ前記チャンネルの電源周波数干渉信号の振幅であり、SDnは第ｎ前記チャンネルの現在時刻の標準偏差であり、fnは現在の前記チャンネルの現在時刻の電源周波数干渉信号の周波数推定値であり、foは全ての前記チャンネルの電源周波数干渉信号の現在の周波数推定値である、
ことを特徴とする、請求項6に記載の制御システム。
【請求項９】
前記パラメーター取得モジュールは以下の数式に基づいて前記心電信号の電源周波数干渉信号の振幅を取得し、
【数５】
2020533143.tif 000013
なお、f_0に隣接する前後の2点の振幅をaとbとして、f_0とa、bの2つの振幅の大きい者の周波数の差がΔbinである、
ことを特徴とする、請求項8に記載の制御システム。
【請求項１０】
前記パラメーター取得モジュールは以下の数式に基づいて前記心電信号の電源周波数干渉信号の位相を取得し、
【数６】
2020533143.tif 000014
なお、φ_nは第ｎチャンネルの信号の前記予設定区間の電源周波数干渉の初期位相である、
ことを特徴とする、請求項9に記載の制御システム。
【請求項１１】
メモリ、プロセッサ、前記メモリに格納され前記プロセッサに実行されるコンピュータプログラムを備え、
前記プロセッサは、前記コンピュータプログラムを実行する際に、請求項1乃至5に記載の制御方法のステップを実施する、
ことを特徴とする心電信号測定装置。
【請求項１２】
コンピュータプログラムが格納され、
前記コンピュータプログラムがプロセッサに実行されると、請求項1乃至5に記載の制御方法のステップが実現される、
ことを特徴とするコンピュータ読み取り可能な記憶媒体。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本願は、信号フィルタリング技術分野に属し、特に、電源周波数干渉信号をフィルタリングする制御方法およびシステムに関する。
【背景技術】
【０００２】
心電測定は、臨床上よく使われる生理情報指標である。病院が採用している心電検査設備が検出した人体心電信号の中では、一般的に電源周波数の交流電干渉が存在する。複雑な電気使用環境は明らかな干渉を起こし、この干渉は周波数50/60Hzの正弦波やその高次高調波であると考えられ、例えば、アジア又はヨーロッパでは、消費電力の周波数は50Hzであるが、北米地域では60Hzである。通常の心電周波数の範囲は0.05〜100Hzであり、高周波QRS波の周波数は80〜300Hzであるが、心室遅延電位の周波数範囲は500Hzに至る。このため、50Hzの交流電力を使用する地域では、心電測定における電源周波数の干渉は、それぞれ基本波から2次、6次、10次までの高調波に至る。したがって、心電測定において、電源周波数の干渉は、1つの重要な干渉源と心電分析の障害である。特に、交流電力の周波数は固定するのではなく、いつも公称周波数の上下で変動し、±2Hzに達することがある。
【０００３】
実際の適用において、心電検査設備は、機器操作者の1つの基本的な選択としてのトラップフィルタなどのフィルタリング技術を搭載し、電源周波数の干渉をフィルタリングする。しかしながら、その環境が大きな非安定な衝撃干渉を与える場合、よく使われる線形フィルタリング技術では干渉信号を確実にフィルタリングすることが困難になる。例えば、帯域阻止技術により実現されたトラップフィルタリング方法は、大きな衝撃干渉を受けた後に減衰振動が起こるし、新たな干渉を形成することが多い。図1は、従来の技術において、トラップフィルタリングの前後の心電信号のシミュレーション波形の対比概略図であり、左側は、トラップフィルタによってフィルタリングされていない心電信号のシミュレーション波形であり、右側は、トラップフィルタによってフィルタリングされた心電信号のシミュレーション波形である。ここで、大きなQRS波は大きな冲撃波干渉を起こす。これにより、急なQRS複合波がフィルタを通過した後に、リンギング（右図のピークの後の微小な振動がリンギングである）が発生することがわかる。リンギング（振幅の小さい振動波）は、相応部分の真実心電信号を観測するのに影響を与える。
【０００４】
特に、上記の図1では、トラップフィルタの帯域幅が狭いほど、リンギングが大きくなる。一方、トラップフィルタの帯域幅を広くすると、より多くの信号を失ってしまう。このような矛盾は、多くの応用において際立っている。例えば、心筋梗塞を示す心室遅延電位はちょうどQRS波が終了した後のSTセグメントにあり、その振幅は3〜25マイクロボルト、周波数範囲は40〜500Hz、50Hzの交流電周波数の10次高調波に及ぶ。QRS波によるいかなるトラップフィルタリンギングは、真実の信号を覆う。このため、トラップフィルタの潜在問題を考慮し、心室遅延電位を測定する国際基準には、どんなハードウェアまたはソフトウェアで実現したフィルタリング技術を使用することが許されないと明記されている。相応のフィルタ技術を使用して電源周波数の干渉を抑制することができないため、心室遅延電位の臨床測定の適用も多くの不便を受けている。
【０００５】
信号または干渉の振幅が急に変化したときによく使われる帯域阻止フィルタに起こるリンギングを克服するために、多くの新しい方法は作られ、フィルタの性能は改善されるようになった。その中には、ひとつ種類の技術は適応フィルタリング方法を適用して、狭帯域阻止トラップフィルタリングを実現するものである。この方法には、電源周波数の干渉を採集し、適応フィルタに参照信号を提供する専用の信号チャンネルが必要である。装置内部で生成された参照信号を用いて適応フィルタリングを実現する方法もあるけれども、干渉が変化したとき、この過程に適応するには、適応フィルタリング技術は遅延時間が存在する。これは技術そのものの問題である。
【０００６】
もうひとつ種類の電源周波数干渉をフィルタリングする方法は、1つ又は複数の参照チャンネルからの干渉信号に基づいて、交流電干渉と心電との直交特性を利用して、最小二乗法によって各信号チャンネルが対応する干渉成分を取得して、電源周波数干渉をフィルタリングする。同様に、PCAとICA方法もあり、前者は、電源周波数干渉を1つの成分として、後者は、電源周波数干渉を1つの独立源として分析し、電源周波数干渉をフィルタリングする。
【０００７】
また、もう1つ種類の狭帯域フィルタリングを実現する技術は、従来のバンドパスフィルタを利用して、前のQRS波の終了から現在のQRS波の開始前の線形時間帯の信号に対してフィルタリングして、電源周波数干渉を探し出し、それをその後の現在のQRS波に対応する時間帯に外挿し、信号と減算をして、電源周波数干渉を除去する。このような方法はQRS波の後のリンギングを克服することができるが、この方法には2つの潜在的な問題がある。一つは、バンドパスフィルタを利用し検査した電源周波数干渉も帯域幅問題が存在している。つまり、信号の一部を干渉として損失する。広すぎると、電源周波数干渉の変化に適応することができるが、相応信号損失は多い。狭すぎると、干渉の周波数の変化に適応できない。特に、電源周波数干渉の高次高調波も抑制する必要がある場合には、バンドパスフィルタの代わりに、くし形フィルタを使わなければいけないので、複雑性を高め、高次高調波周波数に相応する信号損失がより大きくなる。
【０００８】
したがって、電源周波数干渉を除去する従来の信号フィルタリング技術は上記の様々な欠点を持ち、信号歪みという問題を起こす。このような歪みは高周波心電分析（例えば高周波QRS波分析及び心室遅延電位の測定）において特に厳しい。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
従来の信号フィルタリング技術においてトラップフィルタリングが採用されることによってリンギングが発生し、信号歪みや信号が覆われるのをもたらすという課題を解決するよう、本願の目的は電源周波数干渉信号をフィルタリングする制御方法及びシステムを提供することである。もっと一般的に言えば、ここで公開する方案は従来の各種のトラップフィルタリング技術にある欠点を解決し、特に、心室遅延電位の測定と高周波数QRS波の分析に新しい帯域阻止フィルタリングの技術手段を提供する。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
本願の第一方面は電源周波数干渉信号をフィルタリングする制御方法を提供する。上記制御方法は、
予設定区間の初期心電信号を整流すること、
整流後の予設定区間の心電信号の電源周波数干渉信号のパラメーターを取得すること、前記パラメーターは周波数、振幅および位相を含み、
前記周波数、振幅および位相に基づいて正弦波を構築すること、
前記初期心電信号の予設定区間と前記正弦波信号に対して減算処理を行い、波形信号を出力することを含む。
【００１１】
本願の第二方面は電源周波数干渉信号をフィルタリングする制御システムを提供する。上記制御システムは、
予設定区間の初期心電信号を整流する整流モジュールと、
周波数、振幅および位相を含む、整流後の心電信号の電源周波数干渉信号のパラメーターを取得するパラメーター取得モジュールと、
前記周波数、振幅および位相に基づいて正弦波を構築する正弦波構築モジュールと、
前記初期心電信号の予設定区間と前記正弦波信号に対して減算処理を行い、波形信号を出力するフィルタリングモジュールと備える。
【００１２】
本願の第三方面は心電信号測定装置を提供する。上記心電信号測定装置はメモリ、プロセッサ、前記メモリに格納され前記プロセッサに実行されるコンピュータプログラムを備え、前記プロセッサは、前記コンピュータプログラムを実行する際に前記の制御方法のステップを実施する。
【００１３】
本願の第四方面はコンピュータ読み取り可能な記憶媒体を提供する。上記コンピュータ読み取り可能な記憶媒体には、コンピュータプログラムが格納され、前記コンピュータプログラムがプロセッサに実行されると、前記の制御方法のステップは実現される。
【発明の効果】
【００１４】
本願は電源周波数干渉信号をフィルタリングする制御方法およびシステムを提供する。当該制御方法は、以下のステップを含む。まずは、各チャンネルの予設定区間の初期心電信号を整流する。次に、整流後の予設定区間の心電信号の電源周波数干渉信号の周波数、振幅および位相を取得し、各のチャンネルの信号対雑音比の加重平均によって、システムの最適電源周波数干渉信号を求め、周波数と位相を推定し、各のチャンネルの振幅を利用して正弦波を構築する。最後に、初期心電信号の予設定区間と正弦波信号に対して減算処理を行い、波形信号を出力する。これで、電源周波数干渉信号をフィルタリングする効果を得、リンギングを発生させなく、測定の正確度を高め、従来の信号フィルタリング技術においてトラップフィルタが採用されることによってリンギングが発生し、信号歪みをもたらすという課題を解決した。
【図面の簡単な説明】
【００１５】
【図１】従来の技術においてトラップフィルタを使ってフィルタリング前後の心電信号のシミュレーション波形の対比概略図である。
【図２】本願の実施形態の一つの電源周波数干渉信号をフィルタリングする制御方法のステップのフローチャートである。
【図３】本願の実施形態の一つの電源周波数干渉信号をフィルタリングする制御システムのモジュール構造概略図である。
【図４】本願の実施形態の心電信号測定装置の概略図である。
【発明を実施するための形態】
【００１６】
本願が解決しようとする技術課題、技術方案および有益な効果を更に明瞭にするために、以下、図面及び実施形態を利用し、本願を詳細に説明する。ここで述べられる具体的な実施形態は本願を説明するためだけであり、本願を限定するものではないことが理解されるべきである。
【００１７】
本願は電源周波数干渉信号をフィルタリングする制御方法およびシステムを提供する。当該制御方法は、以下のステップを含む。まず、複数のチャンネルの心電信号のそれぞれのチャンネルをQRS波を中心に区間化し、区間化された信号を整流し、このような非線形処理は本来の電源周波数干渉信号の周波数を倍にして、例えば50Hzから100Hzにして、干渉周波数の検出の正確度を高める。次に、整流後の予設定区間の各チャンネルの心電信号の電源周波数干渉信号の周波数、振幅および位相を取得し、最適な周波数と位相の値を探し出し、周波数、振幅および位相を利用して正弦波を構築する。最後に、初期心電信号の予設定区間（信号）と各のチャンネルの構築された正弦波信号に対して減算処理を行い、波形信号を出力する。これで、電源周波数干渉信号をフィルタリングする効果を得、リンギングを発生させなく、測定の正確度を高める。本願の説明には、信号というのは通常意義上の信号のみならず、検出された電源周波数干渉も指す。
【００１８】
本願の技術方案を説明するために、具体的な実施形態を通じて説明する。
【００１９】
図２は本願の実施形態の一つの電源周波数干渉信号をフィルタリングする制御方法のステップのフローチャートを示す。説明の便利のため、本願の実施形態に係る部分のみを示し、詳しくは以下のように述べる。
【００２０】
上記電源周波数干渉信号をフィルタリングする制御方法は以下のステップを含む。
【００２１】
S101、予設定区間の初期心電信号を整流する。
【００２２】
初期心電信号は心電検出設備によって検出された人体の心電信号であり、初期心電信号を整流することにより、本来の電源周波数干渉信号の周波数（基本波とすべての高調波）が倍に上昇し、例えば50Hzの基本周波数の電源周波数干渉信号は、整流後の周波数が100Hzになる。同じ時間長さの区間の信号は、倍の周期信号を含む（電源周波数干渉信号も含む）。これまでの研究からわかるように、周波数が高いほど、同じ時間帯に含まれる周期が多くなり、それによって、周波数推定の正確度が高まる。
【００２３】
S102、整流後の予設定区間の心電信号の電源周波数干渉信号のパラメーターを取得する、当該パラメーターは周波数、振幅、および位相を含む。
【００２４】
RAW-STEM方法に基づいて、整流後の予設定区間の心電信号の電源周波数干渉信号の周波数、振幅および位相を取得する、勿論、この周波数を２で割ると、現在のチャンネルの現在の時間区間における電源周波数干渉信号の推定周波数値を取得する。同時に、当該予設定区間におけるデータの標準偏差SDを算出する。当該予設定区間におけるデータから抽出された振幅と標準偏差との比をこのチャンネルの信号対雑音比と定義し、これによって、推定された周波数、振幅および位相の正確度を判断することができる。その比の値は高いほど、推定されたパラメーターの正確度は高い。
【００２５】
初期心電信号には複数のチャンネルがあるので、全部のチャンネルの全ての時刻におけるデータの電源周波数干渉信号、即ち全ての予設定区間におけるデータの電源周波数干渉信号からなるデータベースは上記周波数、振幅および位相の三つのパラメーターの推定値であり、なお、振幅の推定値の正確度は振幅の推定値と当該チャンネルの当該時間区間における標準偏差との比で確定される。
【００２６】
抽出された振幅と標準偏差との比の値を加重係数として、信号対雑音比が最も良いいくつかのチャンネルの周波数推定値に対して加重平均を行い、式（1）が示すように、パラメーターの推定の正確度を更に最適化する。
【００２７】
【数１】
2020533143.tif 000003
【００２８】
式（1）において、Lは初期心電信号から選ばれた最大の信号対雑音比を持つチャンネルの数で、anはRAW-STEM方法に基づいて推定した第ｎチャンネルの電源周波数干渉信号の振幅で、SDnは第ｎチャンネルの現在時刻の標準偏差で、fnは現在のチャンネルの現在時刻の電源周波数干渉信号の周波数推定値で、foは測定された全システムの全てのチャンネルの電源周波数干渉信号の現在の周波数推定値。L∈3（心室遅延電位の測定）、あるいはL∈12（従来の心電測定）。臨床上の通常の脳電図について、L=3つのチャンネルの信号があるが、現代の脳磁図設備において、当該チャンネルの数は306に達する。勿論、もしチャンネルの数は少ないなら、例えば従来の心室遅延電位の測定において三つのチャンネルがあり、この場合には、Lはすべてのチャンネルの数である。
【００２９】
上記の式にこのような仮定を含み、即ち、信号対雑音比が高いチャンネルは、推定された周波数の信憑性が高いので、周波数の推定の最適化への貢献が高い。加重平均の方法で最適の周波数を求めるので、背景ノイズや生理情報による電源周波数干渉信号のパラメーターに対する推定はいつも正確値の両側に変動する。従って、このような加重平均は更にパラメーターに対する推定の正確度を高める。
【００３０】
各チャンネルの各時刻の振幅は比較的に複雑な物理量である。複数のチャンネル測定システムに対する干渉源の空間位置が変わらないと仮定すれば、各チャンネルにおいて観察した電源周波数干渉信号の基本波と任意次高調波の振幅の比例は変わらない。なので、すべてのチャンネルの信号対雑音比が最も高い時刻を選んで、各チャンネルの当該各時刻の振幅の値を求めて、式（１）の加重平均を利用して、各チャンネルの振幅推定値をfnに付与して、各チャンネルの振幅の比例値を算出する。そこで、任意の時刻には、当該比例関係と当該時刻の1つ又は複数の最も高い信号対雑音比から算出した振幅値を利用して、他の比較的に低い信号対雑音比を持つチャンネルにおける当該時刻の振幅を求めることができる。RAW-STEM方法によれば、上記式（1）が示すように、当該時間窓が対応する周波数をQRS波に付与し、当該予設定区間の信号に対してRAW-STEM方法を使って振幅と位相を確定する。再構築された信号に対して、振幅-周波数スペクトル分析（すなわちFFT）を行う。そして、この振幅-周波数スペクトルにおいて、式（1）によって確定された周波数値f_0を探し出す。一般的に、f_0は必ずしも離散する振幅-周波数スペクトルの周波数点と一致するとは限らない。f_0に隣接する前後の2点の振幅をaとbとして、なお、aがbより大きい、そしてf_0とa、bの2つの振幅の大きい者の周波数の差Δbinを求めることができる。これで、当該予設定区間の電源周波数干渉信号の最適振幅推定値は、式（2）によって確定される。
【００３１】
【数２】
2020533143.tif 000004
【００３２】
前述の各チャンネルの位相推定値について、二つの可能性があって、一つ目はすべてのチャンネルがある値になり、二つ目は全てのチャンネルの位相が180°の差のある二つの値になる（例えば差動入力増幅チャンネルや生物磁気信号を測定する場合）。いずれにしても、一致になる各チャンネルの位相推定値を式（1）のfnに付与して、正確な位相を推定する。以下の式（3）を採用する。
【００３３】
【数３】
2020533143.tif 000005
【００３４】
整流後の予設定区間の心電信号の初期位相φ_nはRAW-STEM方法で確定され、信号対雑音比は最新推定した振幅Anと当該区間の信号におけるQRS波が推定された波形に代替された後の偏差SDnから確定される。
【００３５】
このように、上記の周波数、振幅および位相を求める数式に基づいて推定を繰り返し、もしi+1回目推定された全てのチャンネルの振幅値の中での最大の変化がi回目の推定値に比べて、ある予設定値（例えば0.1%）よりも小さくなれば、このステップの反復演算を終了する。これにより、得た結果は最適データに最大限に接近し、全体のフィルタリングの方案の精度を高めるという効果がある。
【００３６】
S103、周波数、振幅および位相に基づいて正弦波を構築する。
【００３７】
初期心電信号の波形と対比するために、取得したおよび推定した周波数、振幅および位相を利用して、電源周波数干渉の正弦波波形を再構築する。
【００３８】
S104、初期心電信号の予設定区間と再構築された正弦波信号に対して減算処理を行い、波形信号を出力する。
【００３９】
初期心電信号の予設定区間（信号）から正弦波信号を減算して、電源周波数干渉信号をフィルタリングした後の波形信号を得、これにより、心電信号の電源周波数干渉信号をフィルタリングする効果が実現される。
【００４０】
上述したのは、初期心電信号のうちの1つの予設定区間について説明することであり、その原理は、初期心電信号の全区間に展開されることができる。
【００４１】
本願の一つの実施形態として、上述した予設定区間の心電信号を整流する前に、更に以下のステップが含まれる。
【００４２】
S100、各チャンネルの心電信号に対して、それぞれのQRS波を中心に区間化し、各区間の定義は前のQRS波の終了を起点とし、次のQRS波の開始を終点とする。このように、一つ目のQRS波の前と最後のQRS波の後の信号を除いた全てのQRS波の間の線形区間が繰り返し使用される。
【００４３】
ここで、QRS波とは、正常な心電図の中で最大振幅の波群で、心室脱分極の全過程を反映するものである。正常な心室脱分極は、心室中隔から始まり、左から右へ脱分極するので、QRS波群はまず小さな下に向くq波を示している。正常な胸部誘導QRS波群の形態は割合に安定である。正常な大人のQRS波群時間は0.06〜0.10sで、赤ん坊や幼児は0.04〜0.08sで、年齢が高くなると次第に大人に近づいていく。
【００４４】
従って、上記した電源周波数干渉信号のフィルタリングの制御方法の原理は具体的に以下のようになる。第１ステップにおいて、非線形のQRS波に当該区間の信号の平均値を付与し、上記正弦波の三つのパラメーターを求め、このステップに取得した正弦波を再構築する。第２ステップにおいて、第１ステップに再構築された正弦波のQRS波に対応する部分をカットオフして、それで当該区間の信号のQRS波を代替し、QRS波を代替した上記の該区間の信号に対して、含まれる電源周波数干渉の周波数、振幅および位相を推定し、得たばかりの新たなパラメーターに基づいて電源周波数干渉正弦波信号を再構築し、再構築された干渉信号はS2という。第３ステップにおいて、前のステップに再構築された正弦波のQRS波に対応する干渉信号をカットオフして、それで分析処理されている信号を代替し、そして、当該信号に含まれる電源周波数干渉正弦波の三つのパラメーター、即ち周波数、振幅および位相を分析し抽出し、これらの三つの基本パラメーターで電源周波数干渉正弦波を再構築し、当該再構築された干渉信号はS3という。第４ステップにおいて、まず、前の二つのステップに推定された干渉正弦波の変化の百分率即ちRMS（S3-S2）/RMS（S2）×100%がある予設定値（例えば0.1%）より小さいまたは等しいかを算出する。百分率が予設定値より小さい場合は、収束であり、当該区間の信号に対する分析処理を終了する。百分率が予設定値より大きいまたは等しい場合は、収束の条件を満たすまで前述ステップを繰り返す。各心電チャンネルのQRS区間に対して同じ反復推定を行い、すべての心電チャンネルの電源周波数干渉の正弦波のパラメーターを得る。
【００４５】
本願の一つの実施形態としては、電源周波数電気干渉を分析し抽出するには、説明の便利のために、電源周波数電気干渉を信号とみなし、他の成分、例えばホワイトノイズ、心電信号等を、電源周波数干渉を分析する際のノイズとみなす。電気干渉正弦波（電源周波数干渉信号）の3つのパラメーター（周波数、振幅および位相）を抽出し、正弦波干渉を再構築する。このうち、周波数は基本波（中国では50Hz）から周波数の測定範囲の上限のすべての高調波まで変化する。
【００４６】
本願の一つの実施形態としては、上記制御方法は初期心電信号の後処理とされてもよいし、リアルタイム分析処理をすることができるよう、デジタル信号処理チップに書き込まれて直接に測定装置に適用されてもよい。勿論、生物医学複数チャンネル測定におけるすべての分野に適用されることができ、例えば脳電図、脳磁図など、そして電源周波数電気干渉に関するすべての測定制御の分野にも適用されることができる。更に、上記制御方法は心電図に関する心電検査装置に対する電源周波数フィルタリングの代替技術とされてもよいし、心室遅延電位検査に適用されても、高周波QRS波分析の技術に適用されてもよい。
【００４７】
図３は本願の実施形態の一つの電源周波数干渉信号をフィルタリングする制御システムのモジュール構造を示し、説明の便利のため、本願の実施形態に係る部分のみを示し、詳しくは以下のように述べる。
【００４８】
上記電源周波数干渉信号をフィルタリングする制御システムは以下のモジュールを備える。
【００４９】
予設定区間の初期心電信号を整流する整流モジュール201。
【００５０】
初期心電信号は心電検出設備によって検出された人体の心電信号であり、初期心電信号を整流することにより、本来の電源周波数干渉信号の周波数（基本波とすべての高調波）が倍に上昇し、例えば50 Hzの基本周波数の電源周波数干渉信号は、整流後の周波数が100Hzになる。同じ時間長さの区間の信号は、倍の周期信号を含む（電源周波数干渉信号も含む）。なお、周波数が高いほど、同じ時間帯に含まれる周期が多くなり、それによって、周波数推定の正確度が高まる。
【００５１】
整流後の予設定区間の心電信号の電源周波数干渉信号のパラメーターを取得するパラメーター取得モジュール202、当該パラメーターは周波数、振幅、および位相を含む。
【００５２】
RAW-STEM方法に基づいて、整流後の予設定区間の心電信号の電源周波数干渉信号の周波数、振幅および位相を取得する、勿論、この周波数を２で割ると、現在のチャンネルの現在の時間区間における電源周波数干渉信号の推定周波数値を取得する。同時に、当該予設定区間におけるデータの標準偏差SDを算出する。当該予設定区間におけるデータから抽出された振幅と標準偏差との比をこのチャンネルの信号対雑音比と定義し、これによって、推定された周波数、振幅および位相の正確度を判断することができる。その比の値は高いほど、推定されたパラメーターの正確度は高い。
【００５３】
初期心電信号には複数のチャンネルがあるので、全部のチャンネルの全ての時刻におけるデータの電源周波数干渉信号、即ち全ての予設定区間におけるデータの電源周波数干渉信号からなるデータベースは上記周波数、振幅および位相の三つのパラメーターの推定値であり、なお、振幅の推定値の正確度は振幅の推定値と標準偏差との比で確定される。
【００５４】
抽出された振幅と標準偏差との比の値を加重係数として、信号対雑音比が最も良いいくつかのチャンネルの周波数推定値に対して加重平均を行い、式（1）が示すように、パラメーターの推定の正確度を更に最適化する。
【００５５】
【数４】
2020533143.tif 000006
【００５６】
式（1）において、Lは初期心電信号から選ばれた最大の信号対雑音比を持つチャンネルの数で、anはRAW-STEM方法に基づいて推定した第ｎチャンネルの電源周波数干渉信号の振幅で、SDnは第ｎチャンネルの現在時刻の標準偏差で、fnは現在のチャンネルの現在時刻の電源周波数干渉信号の周波数推定値で、foは測定された全システムの全てのチャンネルの電源周波数干渉信号の現在の周波数推定値。L∈3（心室遅延電位の測定）、あるいはL∈12（従来の心電測定）。臨床上の通常の脳電図について、L=3つのチャンネルの信号があるが、現代の脳磁図設備において、当該チャンネルの数は306に達する。
【００５７】
上記の式にこのような仮定を含み、即ち、信号対雑音比が高いチャンネルは、推定された周波数の信憑性が高いので、周波数の推定の最適化への貢献が高い。加重平均の方法で最適の周波数を求めるので、背景ノイズや生理情報による電源周波数干渉信号のパラメーターに対する推定はいつも正確値の両側に変化する。従って、このような加重平均は更にパラメーターに対する推定の正確度を高める。
【００５８】
各チャンネルの各時刻の振幅は比較的に複雑な物理量である。複数のチャンネル測定システムに対する干渉源の空間位置が変わらないと仮定すれば、各チャンネルにおいて観察した電源周波数干渉信号の基本波と任意次高調波の振幅の比例は変わらない。従って、すべてのチャンネルの信号対雑音比が最も高い時刻を選んで、各チャンネルの当該各時刻の振幅を求めて、式（１）の加重平均を利用して、各チャンネルの振幅推定値をfnに付与して、各チャンネルの振幅の比例値を算出する。そこで、任意の時刻には、当該比例関係と当該時刻の1つ又は複数の最も高い信号対雑音比から算出した振幅値を利用して、他の比較的に低い信号対雑音比を持つチャンネルにおける当該時刻の振幅を求めることができる。RAW-STEM方法によれば、上記式（1）が示すように、当該時間窓が対応する周波数をQRS波に付与し、当該予設定区間の信号に対してRAW-STEM方法を使って振幅と位相を確定する。再構築された信号に対して、振幅-周波数スペクトル分析（すなわちFFT）を行う。そして、この振幅-周波数スペクトルにおいて、式（1）によって確定された周波数値f_0を探し出す。一般的に、f_0は必ずしも離散する振幅-周波数スペクトルの周波数点と一致するとは限らない。f_0に隣接する前後の2点の振幅をaとbとして、なお、aがbより大きい、そしてf_0とa、bの2つの振幅の大きい者の周波数の差Δbinを求めることができる。これで、当該予設定区間の電源周波数干渉信号の最適振幅推定値は、式（2）によって確定される。
【００５９】
【数５】
2020533143.tif 000007
【００６０】
前述の各チャンネルの位相推定値について、二つの可能性があって、一つ目はすべてのチャンネルがある値になり、二つ目は全てのチャンネルの位相が180°の差のある二つの値になる。いずれにしても、一致になる各チャンネルの位相推定値を式（1）のfnに付与して、正確な位相を推定する。以下の式（3）を採用する。
【００６１】
【数６】
2020533143.tif 000008
【００６２】
整流後の予設定区間の心電信号の初期位相φ_nはRAW-STEM方法で確定され、信号対雑音比は最新推定した振幅Anと当該区間の信号におけるQRS波が推定された波形に代替された後の偏差SDnから確定される。
【００６３】
このように、上記の周波数、振幅および位相を求める数式に基づいて推定を繰り返し、もしi+1回目推定された全てのチャンネルの振幅値の中での最大の変化がi回目の推定値に比べて、ある予設定値（例えば0.1%）よりも小さくなれば、このステップの反復演算を終了する。これにより、得た結果は最適データに最大限に接近し、全体のフィルタリングの方案の精度を高めるという効果がある。
【００６４】
周波数、振幅および位相に基づいて正弦波を構築する正弦波構築モジュール203。
【００６５】
初期心電信号の波形と対比するために、取得したおよび推定した周波数、振幅および位相を利用して、正弦波波形を構築する。
【００６６】
初期心電信号の予設定区間と正弦波信号に対して減算処理を行い、波形信号を出力するフィルタリングモジュール204。
【００６７】
初期心電信号の予設定区間（信号）から正弦波信号を減算して、電源周波数干渉信号をフィルタリングした後の波形信号を得、これにより、心電信号の電源周波数干渉信号をフィルタリングする効果が実現される。
【００６８】
上述したのは、初期心電信号のうちの1つの予設定区間について説明することであり、その原理は、初期心電信号の全区間に展開されることができる。
【００６９】
本願の一つの実施形態として、上述した制御システムは更に以下のモジュールを備える。
【００７０】
初期心電信号から複数の予設定区間を選ぶ予設定区間分設モジュール。隣接する二つのQRS波を参照物とし、一つ目のQRS波の終了を起点とし、二つ目のQRS波の開始を終点とし、各予設定区間を定義する。
【００７１】
ここで、QRS波とは、正常な心電図の中で最大振幅の波群で、心室脱分極の全過程を反映するものである。正常な心室脱分極は、心室中隔から始まり、左から右へ脱分極するので、QRS波群はまず小さな下に向くq波を示している。正常な胸部誘導QRS波群の形態は割合に安定である。正常な大人のQRS波群時間は0.06〜0.10sで、赤ん坊や幼児は0.04〜0.08sで、年齢が高くなると次第に大人に近づいていく。
【００７２】
本願の一つの実施形態としては、測定された初期心電信号において、電源周波数電気干渉を信号とみなし、他の成分、例えばホワイトノイズ、信号等をノイズとみなす。電気干渉正弦波（電源周波数干渉信号）の3つのパラメーター（周波数、振幅および位相）を抽出する。このうち、周波数は基本波（中国では50Hz）から周波数の測定範囲の上限のすべての高調波まで変化する。
【００７３】
図４は本願の漏電保護回路内の漏電保護チップU2の内部ユニット構造を示す。説明の便利のため、本願の実施形態に係る部分のみを示し、詳しくは以下のように述べる。
【００７４】
本願の一つの実施形態として、上記の漏電保護チップU2はパワーオン起動ユニット1081、ゼロクロッシング検出ユニット1082、ハイパワー駆動MOSユニット1083、電界効果トランジスタ1084、電圧サンプリングユニット1085、発振回路制御ユニット1086、異常保護リセットユニット1087、接地検出回路ユニット1088、NANDゲート制御ロジックユニット1090、駆動ユニット1091および過温度保護ユニット1089を備える。
【００７５】
パワーオン起動ユニット1081は電源端VCCに接続され、漏電保護チップU2を起動させる。ゼロクロッシング検出ユニット1082は電圧検出端VSに接続され、波形が正の半周期から負の半周期に変換しゼロをクロッシングする際に検出を行う。ハイパワー駆動MOSユニット1083は、第1の参照端DRN1および第2の参照端DRN2に接続され、内部の電界効果トランジスタ1084（図３にはMOSで示す）を駆動する。電圧サンプリングユニット1085は、電流検出端CSに接続され、電圧信号をサンプリングする。発振回路制御ユニット1086は、発振端CTに接続され、受信した電気信号を信号発振する。異常保護リセットユニット1087は、リセット端RSTに接続され、漏電保護チップU2に対してリセット動作を行う。接地検出回路ユニット1088は、接地端GNDに接続され、接地回路を検査する。過温度保護ユニット1089は、パワーオン起動ユニット1081に接続され、過温度保護の役割を果たす。NANDゲート制御ロジックユニット1090はゼロクロッシング検出ユニット1082、電圧サンプリングユニット1085、および発振回路制御ユニット1086に接続され、電気信号に対して、ロジック処理を行う。駆動ユニット1091は、NANDゲート制御ロジックユニット1090、異常保護リセットユニット1087及び電界効果トランジスタ1084に接続され、電界効果トランジスタ1084に駆動信号を出力する。
【００７６】
図４は本願の実施形態に係る心電信号測定装置の概略図を示す。図４に示すように、本実施形態の心電信号測定装置6は、プロセッサ60、メモリ61、前記メモリ61に格納され前記プロセッサ60に実行されるコンピュータプログラム62（例えば、心電信号処理プログラム）を備える。前記プロセッサ60は、前記コンピュータプログラム62を実行する際に、上記各制御方法の実施形態のステップ（例えば図２に示すステップS101乃至S104）を実施する。あるいは、前記プロセッサ60は、前記コンピュータプログラム62を実行する際に、上記各装置の実施形態における各モジュール/ユニットの機能（例えば、図３に示したモジュール201乃至204の機能）を実現する。
【００７７】
例示的に、本願の方案を遂行するために、前記コンピュータプログラム62は、メモリ61に格納された1つまたは複数のモジュール/ユニットに分割され、プロセッサ60によって実行される。前記1つまたは複数のモジュール/ユニットは、前記コンピュータプログラム62の前記心電信号測定装置6内での実行過程を表現する、特定の機能を達成可能な一連のコンピュータプログラム命令セグメントであってよい。例えば、前記コンピュータプログラム62は、同期モジュール、まとめモジュール、取得モジュール、リターンモジュール（仮想装置内のモジュール）に分割されてもよい。各モジュールの具体的な機能は以下のように説明する。
【００７８】
前記心電信号測定装置6は、デスクトップ型コンピュータ、ノートパソコン、PDA、あるいはクラウドサーバなどの計算装置であってもよい。前記心電信号測定装置は、プロセッサ60、メモリ61を含むが、それに限定されるものではない。従業者が理解できるように、図４は心電信号測定装置6の例示にすぎなく、心電信号測定装置6を限定するものではなく、より多くまたはより少ない部品を含み、またはいくつかの部品あるいは別の部品を組み込んでいてもよい、例えば前述心電信号測定装置は更に入出力設備、インターネット接続設備、バスなどを含んでもよい。
【００７９】
所記プロセッサ60は、中央処理ユニット（Central Processing Unit，CPU）であってもよいし、他の汎用プロセッサ、デジタル信号プロセッサ（Digital Signal Processor，DSP）、特定用途向け集積回路（Application Specific Integrated Circuit，ASIC）、現場でプログラム可能なゲートアレイ（Field-Programmable Gate Array，FPGA）、その他のプログラマブルロジックデバイス、個別ゲートまたはトランジスタロジックデバイス、別個ハードウェア構成要素であってもよい。汎用プロセッサはマイクロプロセッサであってもよいし、任意の従来のプロセッサなどであってもよい。
【００８０】
前記メモリ61は、前記心電信号測定装置6の内部記憶ユニットであってもよい、例えば、心電信号測定装置6のハードディスク又はメモリ。前記メモリ61は、前記心電信号測定装置6の外部記憶装置であってもよい、例えば、前記心電信号測定装置6に搭載されたプラグインハードディスク、スマートメディアカード（Smart Media(登録商標) Card, SMC）、セキュアデジタル（Secure Digital, SD）カード、フラッシュカード（Flash Card）など。さらに、前記メモリ61は、前記心電信号測定装置6の内部記憶ユニットと外部記憶装置の両方を備えてもよい。前記メモリ61は、前記コンピュータプログラムと、前記心電信号測定装置に必要な他のプログラムおよびデータとを記憶するために使用される。また、前記メモリ61は、出力されたまたは出力されるデータを一時的に記憶するために使用されてもよい。
【００８１】
上述のように、本願の実施形態は電源周波数干渉信号をフィルタリングする制御方法およびシステムを提供する。当該制御方法は、各チャンネルの予設定区間の初期心電信号を整流すること、整流後の予設定区間の心電信号の電源周波数干渉信号の周波数、振幅および位相を取得すること、各チャンネルの信号対雑音比の加重平均によって、システムの最適電源周波数干渉信号を求め、周波数と位相を推定し、各チャンネルの振幅を利用して正弦波を構築すること、初期心電信号の予設定区間と正弦波信号に対して減算処理を行い、波形信号を出力することを含む。これで、電源周波数干渉信号をフィルタリングする効果を得、リンギングを発生させなく、測定の正確度を高め、従来の信号フィルタリング技術においてトラップフィルタリングが採用されることによってリンギングが発生し、信号歪みをもたらすという課題を解決した。
【００８２】
説明の便利と簡潔のため、上記の各機能ユニットやモジュールという形で例示したが、実際の適用には、場合によって上記の機能を異なる機能ユニットやモジュールで実現し、即ち、所記装置の内部構造を異なる機能ユニットやモジュールに区分し、上記の全部又は部分の各機能を実現することができる、ということが当業者には認識されるであろう。実施形態における各機能ユニットやモジュールは1つのプロセスユニットに集積されてもよいし、各ユニットが物理的に独立し、それとも二つ又は二つ以上のユニットが1つのユニットに集積されてもよい。上記の集積ユニットはハードウェアの形態で実現されてもよいし、ソフトウェア機能ユニットの形態で実現されてもよい。更に、各機能ユニット、モジュールの具体的な名称は区分の便利のためで、本願の範囲を制限するものではない。上記のシステムのユニットやモジュールの具体的な作働過程は前記の方法実施形態の相応過程に参照することができ、ここで贅言しない。
【００８３】
上記各実施形態には、各実施形態に対して説明の着力点が異なり、某実施形態には述べられなかったまたは記載されなかった部分は他の実施形態に対する説明に参照することができる。
【００８４】
本願の公開した実施形態に述べた各例示したユニットおよび方法ステップに基づいて、電子ハードウェア又はコンピュータソフトウェアと電子ハードウェアの組合で実現することができる、ということが当業者には認識されるであろう。これらの機能はハードウェアかソフトウェアかの形態で実現されるのは、技術方案の特定応用やデザインの制限条件の次第である。各の特定応用に対して、当業者は異なる方法を用いて所記の機能を実現することができるが、このような実現は本願の範囲から逸脱するとは見なされない。
【００８５】
本願の提出した実施形態において公開した装置/端末設備と方法は他の方式で実現されることは理解されるべきである。例えば、上記の装置/端末設備の実施形態は例示的にすぎない。例えば、所記のモジュールとユニットの区分はロジック機能上の区分に過ぎなくて、実際に実現するときに、別の区分でもよいである。例えば、複数のユニットまたはセットを他のシステムに組み合わせるあるいは集積することができ、それともある特徴を略してまたは実行しなくてもよい。そして、示したまたは検討した相互のカップリングまたは直接カップリングまたは通信接続はいくつかのインタフェース、装置またはユニットの間接カップリングまたは通信接続を通じて実現され、電気、機械またはほかの形態でよい。
【００８６】
分離部品として説明したユニットは、物理的に分離されたものであってもよいし、そうではなくてもよい、そして、ユニットとして表示された部品は物理ユニットであってもよいし、そうではなくてもよい、即ち、1つの場所に位置してもよいし、複数のネットワークユニットに分散してもよい。実際のニーズによって、その部分または全てのユニットを選択して、実施形態の目的を実現することができる。
【００８７】
また、本願の各実施形態における各機能ユニットは1つのプロセスユニットに集積されてもよいし、各ユニットが物理的に独立し、それとも二つ又は二つ以上のユニットが1つのユニットに集積されてもよい。上記の集積ユニットはハードウェアの形態で実現されてもよいし、ソフトウェア機能ユニットの形態で実現されてもよい。
【００８８】
この集積されたモジュール/ユニットは、ソフトウェア機能ユニットの形で実現され、独立した製品として販売または使用される場合には、1つのコンピュータ読み取り可能な媒体に格納することができる。このような理解に基づいて、本願はコンピュータプログラムが関連のハードウェアをコマンドすることによって、上記実施形態の方法の全部または一部ステップを実現することができ、前述のコンピュータプログラムがコンピュータ読み取り可能な媒体に格納することができ、当該コンピュータプログラムがプロセッサによって遂行されたら、上記各方法実施形態のステップが実現される。ここで、前述のコンピュータプログラムは、コンピュータプログラムコードを含み、当該コンピュータプログラムコードはソースコード、オブジェクトコード、実行可能なファイルまたはいくつかの中間の形式などがいい。前述のコンピュータ読み取り可能な媒体は、前述のコンピュータプログラムコードを搭載できるいかなる実体または装置、記録媒体、USBフラッシュディスク、外付けハードディスク、磁気ディスク、光学的媒体ディスク、コンピュータメモリ、リードオンリメモリ（ROM，Read-Only Memory）、ランダムアクセスメモリ（RAM，Random Access Memory）、電気キャリア信号、電気通信信号またはソフトウェア配布媒体などである。説明すべきなのは、前述のコンピュータ読み取り可能な媒体に含まれる内容は、司法管轄地域の立法および特許のプラクティスの求めに従って、適切な増減をすることができ、例えば、いくつかの司法管轄地域には、立法および特許のプラクティスによって、コンピュータ読み取り可能な媒体は、電気キャリア信号と電気通信信号を含まない。
【００８９】
上記実施形態は、本願の技術方案を説明するためであり、それを制限するものではない。上記実施形態を参照して本願を詳細に説明したが、当業者は理解すべきなのは、上記実施形態に記載された技術方案に対して変更し、あるいはその部分の技術特徴に対して同等置換することができる。これらの変更または置換は相応する技術方案を本願の各実施形態の精神と範囲から逸脱させることがなく、全て本願の請求の範囲に含まれるべきである。
【符号の説明】
【００９０】
201  整流モジュール
202  パラメーター取得モジュール
203  正弦波構築モジュール
204  フィルタリングモジュール
6  端末設備
60  プロセッサ
61  メモリ
62  コンピュータプログラム
【図１】
2020533143.tif 000015
【図２】
2020533143.tif 000016
【図３】
2020533143.tif 000017
【図４】
2020533143.tif 000018
【国際調査報告】
2020533143.tif 000019
2020533143.tif 000020
2020533143.tif 000021
2020533143.tif 000022