JP2009509711A - Ｅｃｇ信号からベースラインふらつきを除去するための方法、および装置 - Google Patents

Abstract

本発明の１つの側面によれば、改善されたＥＣＧモニターは、ＥＣＧ信号バンドでＥＣＧ信号をピックアップするために患者の身体に取り付けられた電極の複数性を含む。該電極は、複数の入力増幅器に、電気的に結合されている。少なくとも１つのアナログ−ディジタルコンバータ（“ＡＤＣ”）が、ＥＣＧ信号をデジタル化するよう、前記入力増幅器に電気的に結合されている。デジタルベースラインふらつきフィルターは、実質的に台形形状インパルス応答により特徴付けられた内部有限インパルス応答（“ＦＩＲ”）低域通過フィルターを、持つ。該ベースラインふらつきフィルターは、ＥＣＧ信号バンド以下の周波数成分の範囲を持つベースラインふらつき信号成分を、除去する。該ＥＣＧ波形出力信号は、ＥＣＧ信号の１つ、またはそれ以上を、表すベースラインフィルターされたＥＣＧ波形である。改善されたＥＣＧモニターからのＥＣＧ波形出力信号は、該ＥＣＧ信号から、２秒以下だけ、遅延されている。

Description

相互参照
本出願は、２００５年１１月１０日に出願された、米国特許出願番号１１ / ２７０,９０２、および２００５年１０月４日に出願された、米国特許出願番号１１ / ２４３,１７５の優先権の利益を主張する。

本発明は、一般に、ＥＣＧモニターのための、デジタルベースラインふらつきフィルターに関係し、特に、最小入力対出力信号遅延を持つ、計算的に有効なＥＣＧベースラインふらつきフィルターに関するものである。

心電図（「ＥＣＧ」）は、心臓の筋肉によって生成される電気信号を表すものである。典型的なＥＣＧ装置は、患者の身体の表面上に置かれたピックアップ電極上に現れる小さい電圧を測定することにより、１つまたはそれ以上のＥＣＧ波形を引き出す。ＥＣＧモニター装置は、典型的に、電子的なディスプレイ、プリントされたページ、および／または、ストリップチャートプリントアウトのかたちで、１つ、またはそれ以上のＥＣＧ波形を与える。いくつかのＥＣＧモニターはまた、治療のためのショックを、患者の心拍に同期させるための、細動除去器等の、他の装置による使用のための種々のタイプの電子的な信号を、与える。ＥＣＧモニターを、細動除去器とともに、そこでは、内部で生成されるＥＣＧモニター信号に同期せられる、単一の固定された、あるいは携帯可能な装置に集積することも、また可能である。

すべてのＥＣＧモニターによって直面される共通の問題は、心臓手術の状態を表す実際の心筋信号を、１つ、またはそれ以上のＥＣＧ波形をゆがめ得る無関係な要因から分離することである。ＥＣＧ波形における歪みの原因となり得る要因は、壁内、および他の装置内の、近接するＡＣ電源ワイヤによるノイズ等の電気的ノイズ、あるいは、モーターあるいは螢光天井ランプのような電気設備によって生成される電気的ノイズを含む。他の可能性のある電気的ノイズの源は、２方向ラジオ、あるいは携帯電話により生ずるもののような、ラジオノイズである。さらに他の要因は、皮膚の表面上の、１つまたはそれ以上の電極の導電性の変化等の、よりゆっくりと変化するエラーの原因となる。上記、および多くの他の患者ひずみ要因に加えて、患者の吐息もまた、ＥＣＧ波形に影響する。

潜在的にＥＣＧ波形に影響を与え得る要因は、比較的よく理解されているので、エンジニアは、ＥＣＧモニター信号パスに適切な電子的フィルターを加えることによってそれらの効果を和らげることができる。電子的フィルターは、多くの異なるパラメータによって分類することができるが、周波数は、フィルターの性能を定義するもっとも重要な特徴の１つである。多くの電気信号は、主に、１つの周波数を持つものとして、あるいは周波数の範囲あるいはバンドを持つものとして表現されることができる。例えば、ＥＣＧ波形はほとんどが０．５Ｈｚと４０Ｈｚの周波数の間にあり、これは、ＥＣＧ信号バンドとしても知られている。

電子的フィルタリングを使うことによって、問題の周波数範囲と大変異なる周波数において信号を除去することは、比較的容易である。例えば、警察あるいは消防署の２方向ラジオからの無線周波数（「ＲＦ」）信号は、典型的に１５０ＭＨｚ以上であって、ＥＣＧ信号の周波数範囲からは大変に離れており、それゆえこのようなＲＦ信号は、患者にいたるピックアップ電極ワイヤから容易にフィルターされる。５０Ｈｚまたは６０Ｈｚの電源線信号は、ＥＣＧ信号バンドの高い端に大変近接しており、それゆえ除去するのがより困難である。しかしながら、わずかにより洗練された技術は、このような干渉信号は公知のあるいは容易に測定された周波数で時間に関して周期的であるという事実を悪用して用いることができ、適切なフィルタリングを行うことを可能としている。

比較的に遅いスピードで起こるＥＣＧ波形に対する歪ませる、または干渉する要因は、さらにもっと問題である。これらの干渉する信号は、一般に、ずっと予測可能性が少なく、単一の干渉ソースを分離し、測定することができないように結合してしまっている。スクリーン、またはペーパープリントアウト上で見たとき、これらの遅い干渉信号はもしＥＣＧ信号から適切にフィルタアウトされていなければ、ＥＣＧ信号が垂直に移動する原因となり得る。このエラーは、“ベースラインふらつき”と呼ばれる。ベースラインふらつきを起こし得る要因は、変化する皮膚抵抗、あるいは患者の皮膚の表面上のＥＣＧ電極の移動、およびＥＣＧモニタリング中の患者の呼吸または移動を含む。しかしながら、このような効果のフィルタリングは可能であり、なぜなら、これらの混乱の主な周波数成分は、典型的に０．０１Ｈｚから０．５Ｈｚの範囲内にある、あるいはＥＣＧ信号バンドの直下にあるからである。ベースラインふらつきをフィルタリングするにおける問題は、フィルターそれ自身に関連する。フィルターがより有効であるほど、フィルタ自身は、より近傍の周波数範囲において歪みを導入する。それゆえ、ＥＣＧバンドの端で０.５Ｈｚ“カットオフ周波数”に有効なフィルターは、それ自身、臨床医による誤った解釈を生じうる可能性のあるＥＣＧ波形に対する歪みの原因となり得るものである。例えば、パルス幅、相対位置、およびベースラインからの相対オフセットを含むＥＣＧ波形の定量的な側面を見る臨床医は、患者の心臓の症状を正確に診断するために、これらのパラメータの正確な表示を見る必要がある。

デジタルフィルターは、ＥＣＧ波形のような問題の電気的波形を表すデジタル信号に対して作用する電子的なフィルターである。デジタルフィルターは、ＥＣＧモニターのような装置内に埋め込まれたデジタルＩＣでもってハードウェアでつくることができ、あるいは典型的に埋め込まれたマイクロコンピュータ上で走るソフトウェア内に実装することができる。デジタルフィルターの１つの利点は、それらが電子的ハードウェア構成要素から直接作られるより早期のアナログフィルターより、自然環境変化（温度、湿度、等）および成分ドリフト（抵抗、容量、等）により受ける影響が少ないことである。信号のデジタル表現は、該信号を１秒の小さい一部の固定された時間間隔でサンプリングすることにより得られる。たとえば、ＥＣＧ信号は、１秒の５００分の１毎（５００Ｈｚのサンプルレート）の信号の振幅を表すデジタル数のデジタル信号に作ることができる。デジタルフィルターは、典型的に無限インパルス応答（“ＩＩＲ”）、または有限インパルス応答（“ＦＩＲ”）を持つものとして分類することができ、さらに対応する“インパルス応答関数”により記述することができる。

１つのこのようなデジタルのＥＣＧベースラインふらつきフィルターは、オルソンへの米国特許第６,２８０,３９１号明細書、以下、オルソンと称す、に記述されている。オルソンは、ＩＩＲフィルターは計算可能性において効率的であるが、ベースラインふらつきフィルターとして使用するには、ＩＩＲフィルターはＥＣＧ波形に実質的な位相歪みを導入するであろうから問題であることを理解していた。オルソンの解決は、一緒になって三角形状インパルス応答を持つであろう２つの（連結された）ステージのＦＩＲフィルターを用いることであった。問題は、オルソンのベースラインふらつきフィルターは、特定の心臓ビートの実際の発生から数秒の長い遅延をその特定の心臓ビートを表すＥＣＧ波形データの対応する出力に付加することである。より早いマイクロコンピュータは、三角波インパルス応答およびサンプルレートに基本的に関連した遅延性能を改善しないであろうことは注意されるべきである。

オルソンのベースラインふらつきフィルター設計の長い遅れは、厳密には、フィルターされたＥＣＧ波形データの最初のポイントが生成される前に要求されるＥＣＧデータのサンプルの数の関数である。すなわち、この発明の性能を任意の特定のサンプリングレートで整合させるために、オルソンのフィルターは、各出力ポイントを生成するのに実質的により多くのサンプルを必要とする。それゆえ、フィルターアルゴリズムを走らせるコンピュータがどのように早くても、オルソンのフィルターは、それがフィルターされたＥＣＧ波形の出力データを生成することができる前に、要求された数の連続的なサンプルをまだ待たなければならない。サンプルはただＥＣＧ装置のサンプルレートで受信されるだけであるので、各入力サンプルに関係した計算をより早く処理しても、出力ＥＣＧ波形における全体の遅延を改善することはできない。

以前に論じられたように、ＥＣＧモニターが、細動除去器を患者の実際の心臓ビートに自動的に同期させるよう電子的信号を提供することができるものであることは、高度に有利であるであろう。人間の心臓ビートはいくぶん周期的で規則的なものであるので、応用の最も必要とされないものにおいて、ＥＣＧデータが実際の心臓ビートから過度に遅延されたものであっても、医用装置を大変荒く同期させることが可能であろう。たとえば、スレーブマシーンは、過去の測定により心臓ビートの次の生起を予告し、これによりある種の擬似同期を与えることができるであろう。このタイプの遅延された同期の問題は、人間の心臓ビートは完全に周期的ではないということである。通常の健康な心臓ビートに対応するＥＣＧ波形においてさえ、呼吸あるいは瞬間的な激しい動きによるいくらかの変動がある。より問題なのは、スレーブの医用装置、特に細動除去器が、全体的に異常な状況において、もっとも臨界的に必要とされることである。このような異常な時においてＥＣＧ波形の心臓ビートおよび形状の変化はビートごとに重大に変化し、そこでは、ＥＣＧ波形がそれが測定をしている実際の心臓の動作から大きく遅延された、管理された治療動作の正しくない同期または不発の結果を生じてしまうことは、大いにあり得ることである。

人が緊急事態に応答しなければならないとき、遅れはまた問題である。例えば、臨床医が間接的に１人、またはそれ以上の患者を遠隔的にモニターしているところでは、応答は、そのＥＣＧ波形がかれらに対して心臓の欠陥状態にあることを示すその患者に対して、できるだけ早くに与えられなければならない。得られた毎秒は、好ましい患者の結果の勝ち目を改善することができる。

いくらかの装置は、両装置を、ＥＣＧ波形遅延の不利益な結果を最小にする単一パッケージ内に含むことができるが、装置が特に無線ネットワークを含むコンピュータネットワーク上で互いに通信することは、ますます便利である。不運にもこのようなネットワークは、１秒から２秒あるいはそれ以上の追加的な信号遅延を含み得る。１つの問題は、オルソンフィルターのような現存するデジタルべースラインふらつきフィルターは、すでに数秒の遅延を導入しており、それゆえ、ネットワーク接続がＥＣＧモニターと細動除去器との間の追加的な１秒あるいは２秒を加え得るようなところでは、使用により適さない。細動除去器とのより正確な同期のために、かつ、有線のまたは無線のネットワーク上で医療装置をＥＣＧモニターに同期させるために、２秒以下の単一遅延時間を持つデジタルベースラインフィルターが必要とされる。

ＡＮＳＩ／ＡＡＭＩ ＥＣｌ１のような、ＥＣＧモニターのための産業上の仕様は、ＥＣＧモニターがＥＣＧ波形内に導入することができる最大量のＥＣＧ信号歪みを定義する。典型的に、ＥＣＧモニターのためにベースラインふらつきフィルターを設計するエンジニアは、周波数応答範囲から仕事を始め、そののち結果として生じた設計応答を、結果の信号が満たすべき種々のＥＣＧ１の時間領域要件に対して、時間とともに（“時間領域”で）どれだけ変化するかによりチェックすることができる。設計がＥＣｌ１を満たさないところでは、該デザインは周波数応答において繰り返され得るものであり、かつそののち、要件の順守が達成されるまで、時間領域で再テストされ得る。それゆえ、また必要とされるものは、ＥＣｌ１のような時間領域医療装置仕様から直接に、ほとんど最適なＥＣＧデジタルベースラインふらつきフィルター特徴（インパルス関数および遷移関数により記述されるような）を設計する方法である。
米国特許第４，６３０，２０４号明細書 米国特許第５，０２５，７９４号明細書 米国特許第５，３１８，０３６号明細書 米国特許第５，３５７，９６９号明細書 米国特許第５，４０２，７９５号明細書 米国特許第５，４７９，９２２号明細書 米国特許第５，５０３，１６０号明細書 米国特許第５，５３２，９５１号明細書 米国特許第５，５６４，４２８号明細書 米国特許第５，５９２，３９３号明細書 米国特許第５，６８７，７３５号明細書 米国特許第５，７０４，３６５号明細書 米国特許第５，７７２，６０３号明細書 米国特許第５，９８３，１２７号明細書 米国特許第６，２１６，０３１号明細書 米国特許第６，２４９，６９６号明細書 米国特許第６，２８０，３９１号明細書 米国特許第６，３１７，６２５号明細書 米国特許第６，５１２，９４４号明細書 米国特許第６，５９１，２８２号明細書 米国特許出願公開第２００４／０１９９０８２号明細書 ラグナ（Laguna）等"ＥＣＧベースラインふらつきのアクティブフィルタリング"、医療・生理部会、１９９２年、Ｖｏｌ．１４、ＩＥＥＥ国際年次会議会報Ｖｏｌ．２、１９９２年１０月２９日−１１月１日、第５０８−５０９頁 対応国際特許出願ＰＣＴ／ＵＳ０６／３２０８４についての２００７年４月５日付け国際調査報告、第２頁

発明の１つの側面によれば、改善されたＥＣＧモニターは、患者の身体にＥＣＧ信号帯域内のＥＣＧ信号をピックアップするよう取り付けられた複数の電極を含む。該電極は、複数の入力増幅器に電気的に結合されている。少なくとも１つのアナログーディジタルコンバータ（“ＡＤＣ”）が、ＥＣＧ信号をデジタル化するよう入力増幅器に電気的に結合されている。 デジタルベースラインふらつきフィルターは、デジタル化されたＥＣＧ信号を受けるよう少なくとも１つのＡＤＣに電気的に接続されている。ベースラインふらつきフィルターは、実質的に台形形状のインパルス応答により特徴づけられる、内部有限インパルス応答（“ＦＩＲ”）低域通過フィルターを持つ。ベースラインふらつきフィルターは、ＥＣＧ信号バンド以下の周波数成分の範囲を持つベースラインふらつき信号成分を実質的に除去する。ＥＣＧ波形出力信号は、ＥＣＧ信号の１つ、またはそれ以上を表すベースラインフィルターされたＥＣＧ波形である。改善されたＥＣＧモニターからのＥＣＧ波形出力信号は、ＥＣＧ信号から２秒以下、遅延される。

もう１つの発明の側面によれば、ＥＣＧモニターのための産業上の条件を満たしながらほとんど最適の最小遅延を持つＥＣＧベースラインふらつきフィルターを設計する方法は、以下のステップよりなる：ＥＣＧモニター性能仕様から、１組の関連するパラメータを与えること；該関連するパラメータを、有限インパルス応答フィルターのための１組の離散的信号方程式に対するインパルス応答制限に変換すること；フィルターアーキテクチャーのための遷移関数を与えること；および、前記インパルス応答制限を、フィルターアーキテクチャーのための最終セットの方程式に至らしめ、該ＥＣＧベースラインふらつきフィルターの有限インパルス応答を定義するパラメータを決定すること。

本発明のさらにもう１つの側面によれば、改善されたデジタルベースラインふらつき（復旧）フィルターは、第１の信号パスおよび第２の信号パスを持つ、低域通過フィルターツー高域通過フィルターデジタルアーキテクチャーを含む。第１の信号パスは、利得および遅延要素（オールパスフィルター）を含み、第２の信号パスは、２つまたはそれ以上のＦＩＲ低域通過フィルターを含む。改善は、実質的に形状が台形形状である有限インパルス応答（“ＦＩＲ”）の形の、低域通過フィルターのインパルス応答に対するものである。デジタル入力信号は、前記第１および第２の信号パスに結合される。該デジタル入力信号は、周波数ｆｃ以上の問題の周波数の信号バンドを含み、ベースラインふらつきは、周波数ｆｃ以下の周波数を含む。ベースラインふらつきフィルターは、実質的にｆｃ以下の周波数成分を持つベースラインふらつき信号成分を除去し、ｆｃ以上の周波数の信号バンドを通過させ、実質的にｆｃ以上の周波数の信号バンドのみを持つベースラインふらつきフィルター化出力信号を生成する。

典型的なＥＣＧモニター１０のブロック図が、図１に示される。患者の皮膚（図示せず）と物理的にかつ電気的に接触して配置された複数の電極は、ブロック１０１で示されるように、アナログバッファーおよび増幅器に電気的に結合されている。アナログデジタルコンバーター（“ＡＤＣ”）１０２は、アナログ電極信号をデジタル化し、それらをデジタル的にサンプルされた離散的な時間信号に変換する。電源線ＡＣノイズフィルター１０３は、電源線ピックアップの電極、電極接続ワイヤ、および他の源によりピックアップされたＡＣ電源ノイズを低減することができる。ベースラインふらつきフィルター１００は、一般にＥＣＧ信号バンド以下の周波数内容を含む、ＥＣＧ電極信号上のゆっくりと変化するエラーを減少させる。ベースラインふらつきのいくらかの原因は、温度を維持するための汗かき、呼吸等の生理学的調節による皮膚インピーダンスの変化、および電極の突然のまたは除々の緩和、およびフロントエンド回路網（ブロック１０１、１０２）の自動化された信号センタリング調整による、電極−皮膚インピーダンスの変化を含む。ブロック１０５は、前記ＥＣＧ信号バンド以上からノイズをフィルターし、ブロック１０６は、ピークを検出して心臓レートを計算し、かつピーク検出に基づき他の定量的な測定を行なうことを含み、ＥＣＧパルス検出および解析ルーティンを行なう。ブロック１０７は、フィルターされた、および処理されたＥＣＧ波形を表示することができる。フォーム、またはデジタル波形１０８の電気信号、およびフィルターされたＥＣＧ波形を示すＥＣＧ波形同期信号１０９は、さらに結合されたＥＶＧモニターおよび細動除去器（図示せず）等の多機能装置内での使用のために、あるいは有線およびケーブルにより、有線のネットワーク上で、あるいは無線接続１０１上で送信される遠隔信号としての使用のために生成することができる。ブロック１１０はまた、有線のまたは無線のトランシーバーであり得る。フィルターされた、および／または他の処理がなされたＥＣＧ信号は、一般に、ＥＣＧ波計出力信号と言われ得る。ＥＣＧ波形出力信号は、ここで、ＥＣＧ信号の１つ、またはそれ以上を表すベースラインフィルターされたＥＣＧ波形あるいはＥＣＧ同期信号として定義される。

発明的なベースラインふらつきフィルターアーキテクチャは、図２に示されるように、２つのカスケード接続されたＦＩＲフィルタよりなる。入力信号ｕ（ｎ）２０１は、ベースラインフィルターされるべき離散的な入力ＥＣＧ波形を表す。信号２０１は、２つのパスの間に分離される。低域フィルタ遷移関数Ｈ１（ｚ）２０４および低域フィルタ遷移関数Ｈ２（ｚ）２０５を通るパスは、引き算器２０３への入力２０７において、入力信号２０１の低域フィルターされたバージョンを生成する。該信号２０７の位相は、信号２０１から遅延される（ｄ）。オールパスフィルター２０２を通る信号は、ゲイン（Ｇ）および遅延（ｄ）により修飾されるが、しかしこのパスを通る信号は、周波数の関数としては他には修飾されない。ブロック２０２の主な関数は、フィルターされていない信号２０８を、フィルターセクション２０４および２０５を通ってのネット遅延と整合するよう遅延することであり、信号２０７が入力信号２０１の対応する点から引き算され、これにより位相整合信号２０７と２０８となるようにすることである。当業者であれば、出力信号ｙ（ｎ） ２０６は、入力信号２０１が高域通過フィルターされたバージョンであることを認識するであろう。デジタルフィルターの技術に熟練していないものにとっては、アペンディックスＩは、このハイパスフィルタートポロジーを理解するのに役立つ基本的な関係のいくつかを導入するであろう。

発明的なベースラインふらつきフィルターは、低域フィルターパスにおける２つ、またはそれ以上のカスケード接続ボックスカーフィルターを用いる。ボックスカーフィルターは、矩形形状のインパルス応答を持つ；すなわち、各出力サンプルが、有限の時間期間にわたり同じ値をもち、かつ、その後値０を持つ（有限）インパルス応答関数を持つ。さらに、発明的なベースラインふらつきフィルターによれば、各ボックスカーフィルターは、図３に示される有限インパルス応答（“ＩＩＲ”）構造を用いて実行されることができる。本発明によるベースラインふらつきフィルターは、２つの計算のみがフィルターごとサンプルごとに要求され、一方、ＦＩＲフィルターの線形位相応答をまだ与えながら、ＩＩＲ構造の計算的効率を持つ、２つまたはそれ以上のフィルターを実行することができる。図３の構造は、フィルターごとサンプルごとに、ただ２つの加算器／引き算器を必要とする。

計算的効率だけが、しかしながら、図２のフィルター２０４及び２０５のアーキテクチャーにおいて使用された先行技術の遷移関数によって与えられる長い遅延（ｄ）の問題を、解決するものではない。一度、サンプルレート以上の追加的な遅延を生ずることのないよう、計算が十分早くに進められると、追加的な量の計算スピードは出力信号２０６が少ない遅延で現れることを生ずる原因とはならない。これは、デジタルフィルターの基本的な制限であり、一度、インパルス関数が与えられたサンプルレートに対して十分に定義されると、固定された数のサンプルがデジタルプロセシングプロセスを通して伝播する必要があるというものである。該フィルターは、この数の入力サンプルを、意義のあるフィルターされた出力データを生成し、これにより遅延ｄを生じはじめるのに必要とする。

もう１つの重要な改良は、出願人が先行技術のインパルス関数を実現したが、一方、十分なベースラインフィルター機能性を与えることは、遅延に関して最適からはほど遠いことである。図４に示される実質的に台形形状のインパルス応答は、先行技術の三角形状の遷移関数に対して、前記先行技術のベースラインふらつきフィルター解決において生じた遅延の驚くべきことにほとんど２分の１である遅延を与える。

“台形形状のインパルス応答”は、ここに、角の丸みを持つ、図９の台形形状のインパルス応答のような実質的な台形形状を持つインパルス応答を持つものとして定義される。典型的に、低域フィルターパスにおける２つのカスケード接続されたボックスカーフィルターのためのインパルス応答は、図４に示されるような、比較的に先鋭なコーナーの遷移を持つよりほとんど台形形状であることができる。さらに他の実施形態において、図８に示すように、一般により少ない遅延を持つ、第３のまたはさらに追加的なボックスカーフィルター８０１を加えることは、台形形状インパルス応答の角を、上記したように丸める原因となる。

当業者であれば、実質的に台形形状のインパルス応答をも持ったであろう他のフィルタートポロジーを設計することができたであろう。このような他のトポロジーは、同じインパルス応答を実行し、同じ要求された入力／出力性能を満たす。低域フィルターパスに好ましい２つまたはより多くのボックスカーフィルターをもつ以外のフィルタートポロジーは、しかしながら、要求されるメモリーの量、算術ステップのシーケンス、および数字の丸め等の計算的な側面においてより異なるであろう。

ほとんど最適な遷移関数の第１のパラメータは、ベースラインふらつきフィルターの設計に対する新しいアプローチを用いて到達された。先行技術のベースラインフィルターは、典型的に周波数領域解析を用いて（Ｚトランスフォームを用いて）設計され、そののち、離散的な信号（時間領域）応答について照合された。時間領域応答は、典型的に、フィルタリングがＥＣＧモニターによりＥＣＧ波形を導入することのできるＥＣＧ信号ひずみの最大量を定義するアメリカ国立標準機構／医用器具発展協会（ＡＮＳＩ／ＡＭＭＩ）ＥＣｌ１仕様書等の産業仕様に対する性能につきチェックされるであろう。該フィルタパラメータはそののち、ＥＣＧ性能仕様が満たされるまで繰り返されることができる。出願人は、より有効な、かつより最適なＥＣＧモニターベースラインふらつきフィルターを設計する方法は、ＥＣｌ１性能仕様を、それから直接フィルター定数およびパラメータを得ることのできる離散的な信号制約に変換することにより、達成することができる。

図５に示されるような発明的な方法は、ステップ１において、重要なＥＣｌ１パラメータを、定義し与えることにより、始まる。重要なパラメータは、Ａ、ｗ、Ｄ、およびＳに見つけられる。ここで定義されているように、Ａは、励起する有限テストパルス，ｕ（ｎ），の振幅であり、ｗは、テストパルスの幅を特定するサンプルの数、すなわち、

であり、Ｄは、出力波形ｙ（ｎ）におけるｕ（ｎ）による最大許容変位エラーであり、Ｓは、ｙ（ｎ）において許容される最大スロープである。ステップＳ２において、関連するＥＣｌ１パラメータは、以下のように、テストパルスに対する応答のための１セットの離散的な信号方程式上の制限として適用されることができる：

これらのフィルターインパルス応答ｈ（ｎ）への設計制限は、ｄ−ｗ／２＜ｎ＜ｄ＋ｗ／２の外での；該パルスの外の応答領域での、すべてのサンプルタイムｎについて保持することができる。該制限は、該パルスの外での領域内の幅ｗの任意の窓における、ｈ（ｎ）の平均が、Ｄ／Ａより小さくなければならないこと、かつ該パルスの外の領域内での幅ｗの任意の窓における連続する値間の差の平均の絶対値が、Ｓ／（ｆｓＡ）より小さくなければならないことを特定する。ステップＳ３において、提案されたフィルターアーキテクチャーのための遷移関数が与えられる。該例の好ましいベースラインふらつきフィルターの例において、方程式７は望ましい台形形状のインパルス応答を引き出す１つのそのようなアーキテクチャーを反映する。ステップＳ４において、該例の方程式７において以下に表現されるＨ１（ｚ）、Ｈ２（ｚ）を持つ図２に示されるフィルターアーキテクチャー、かつ、

を推定して、上記インパルス応答制限は、最悪のケースの時間窓において、以下のようになる：

パラメータＮ２は、独立に最大変位を決定する。このパラメータが増大すると、低域フィルター要素のバンド幅は低減され、全体のフィルターを有効性の少ない高域フィルターにする。それゆえ、Ｎ２＝ｗＡ／Ｄ が、もっともあり得るバンド幅を達成し、かつ変位制限を満たすために、設定されることができ、かつ、Ｎ１は、入力出力遅延を最小にするようその制限の下限に設定されることができる。任意のサンプルレートｆｓについて、Ｎ１およびＮ２の結果値は、図４に示されるような、台形形状のインパルス応答を持つほとんどのベースラインフィルターを十分に定義する。Ｎ１は、特定のマイクロコンピュータ上での実行における固定点算術エラーを最小化するよう、絶対最小遅延についてわずかにより大きく選択することができる。異なるフィルタアーキテクチャーでスタートし、方程式４および方程式５を用いて、そのパラーメータ上への制限を導くこともできることに注意して下さい。

例：

本発明による好ましいベースラインふらつきフィルターは、ＥＣｌ１定義、Ａ=３ｍＶ、ｗ =ｆｓ／１０、Ｄ＝０．１ｍＶ、および、Ｓ＝０．３ｍＶ／ｓ で始まる。方程式４および５の解は、今、次の遷移関数に、適用される。

方程式７の遷移関数は、線形位相に対して要求される、対称の有限インパルス応答を持つ低域フィルターを表す。それはそのおのおのが計算を最小にするためにＩＩＲトポロジーを用いて実行された２つのＦＩＲフィルターの連なりとして実行される。さらに、各ＦＩＲフィルターは、それぞれ長さＮ１、およびＮ２のボックスカーインパルス応答を有するので、結合されたインパルス応答ｈ（ｎ）は、図４に示されるように、スロープ０、または固定された一定スロープ１／Ｎ１Ｎ２、のいずれかを持つ直線よりなる。

を推定し、かつ、最悪のケースの時間窓を選択して、上記インパルス応答制限は、以下のようになる：

パラメータＮ２は、独立に最大変位を決定する。このパラメータが増大するとき、低域通過フィルター要素のバンド幅は低減され、全体フィルターを有効性の少ない高域通過フィルターにし、これにより、Ｎ２＝ｗＡ／ＩＤが、もっともあり得るバンド幅を達成し、かつ変位制限を満たすように設定される。ＥＣｌ１パラメータ、およびｆｓ＝５００ について、

かつ、

である。

Ｎ２ ＝ １５００ ＝ ｗＡ／Ｄ、かつ、Ｎ１ ＝ １７６（Ｎ１＋Ｎ２−１は、全遅延ｄが偶数の数サンプルであるよう、奇数の長さでなければならない）である。これは、最小遅延および過渡／回復時間に近い傾斜ひずみ仕様を満たすものである。Ｎ１はさらに、われわれの特定の実行における固定点算術エラーを最小化するためにわずかに大きい数として選択することができる。このフィルターは、周波数０．３Ｈｚおよび以下、３．３秒の初期化／回復時間（より少ないパーセントのエラーを持つ３秒）、および １．６７秒の入力出力遅延を持つベースラインふらつきを除去する一方、ひずみ仕様を満たすことに、注意されたい。

台形形状のインパルス機能を用いる本発明のフィルターは、付録Ｉのフィルターよりほとんど１桁より良い性能を発揮し、三角形状インパルス関数フィルターを用いたベースラインふらつきフィルターよりより早い、ほとんど１秒半のより早い入力／出力遅延を持つ。Ｎ２＜Ｎ１＋２ｗ 、たとえば、図７に示される三角形状インパルス関数により示されるように、Ｎ２＝Ｎ１＝Ｎを推定する。最悪の場合の時間窓（最大変位制限は、今、平坦領域に対するスロープ上にある。）を選択して、

である。

ｆｓ＝５００、Ｎ２＝Ｎ１＝Ｎ＞１４４９ は、この場合、ＥＣｌ１制約を満たす。厳密にＥＣｌ１の意味での適切な解、フィルターを介しての時間遅延は、そこでは、Ｎ１＝１６７、かつＮ２＝１５０１である、発明のベースラインふらつきフィルターにおけるはるかに優越的な１．６７秒信号遅延に対し、今、ほぼ３秒である。

より短い入力出力信号遅延は、ＥＣＧ波形またはＥＣＧ波形から引き出された同期信号が患者の心臓の欠陥の場合における療法的なショックを管理するために使用される細動除去器等のもう１つの医療装置により使用されるところでは、重要であり得る。人間の心臓ビート周期は、通常の環境の下では息、激しい動き、興奮、および他の生理学的フィードバック機構により変化し、特に精神的外傷の場合は不規則的であるので、ＥＣＧを測定するにおける長い入力／出力遅延は細動除去器の性能と妥協することができるであろう。

より短い入力出力信号遅延は、該ＥＣＧが遠隔装置または人間の観察者によりモニターされるところでは、また重要であろう。装置が、特に無線ネットワークを含み、コンピュータネットワーク上で相互に通信することは、ますますより便利である。このようなネットワークは、１秒から２秒またはそれ以上の追加的な信号遅延を導入しがちなものであるので、信号フィルタリングにおける長い遅延は、遠隔の観察者への全体遅延を最小化する問題と妥協するものであり、そこでは緊急性について通知されるにおけるほんの数秒が生と死の差を意味し得る。長い信号処理遅延はその補償のためにより高価なネットワーク設備を必要とする。

台形形状のインパルス応答を持つ、本発明なデジタルベースラインフィルターは、１から２秒の範囲内の入力対出力信号遅延時間の改善を発揮する。この改善は、細動除去器へのより正確な同期を許し、かつ遠隔の観察者または装置への有線または無線ネットワークを介したＥＣＧの時間的な表示を許す。それゆえ、改善されたＥＣＧモニターは、ＥＣＧ波形信号を、ケーブル、有線ネットワーク、ローカルエリアネット（“ＬＡＮ”）、無線ネットワーク（ＩＥＥＥ802.11 “ＷｉＦｉ” および、他の同様の無線ローカルエリアネットワーク（“ＷＬＡＮ”）システム）、光学的リンク、赤外線リンク、音響リンク、または、ＲＦワイヤレスリンクを介して送るよう電気的に接続されることができる。

台形形状のインパルス応答を持つ本発明のベースラインふらつきデジタルフィルターは、ＥＣＧモニターを超えて展開するより多くの応用に適したものであることを注意すべきである。たとえば、本発明のフィルターはまた、問題の信号バンドの直下にある信号周波数ＤＣベースラインを回復するために除去される（フィルターされる）ことが必要である任意の一般のデジタルベースライン回復動作における使用に適切である。

本発明は、図面において図示された好ましいモードを参照して特に示され、記述されたが、詳細における種々の変更が、以下の請求項により定義された発明の精神および範囲から離れることなく、実行あらしめられることは当業者によって理解されるであろう。

付録Ｉ 低域フィルターから高域フィルターをつくるフィルターアーキテクチャー

高域フィルター（低周波数を除去し、高周波数を維持する）を実現する１つの技術は、図６ａに示されるように、もともとの信号から低域通過フィルターされた信号を引き算する（高周波数を除去し、低周波数を維持する）ことである。低域通過フィルターＨ（ｚ）は、ＩＩＲまたはＦＩＲトポロジーのいずれかを持つことができる。従来技術のアプローチにおいて、これは計算的に効率の良い、一次ＩＩＲフィルターとしてＨ（ｚ）を使用して来たが、しかしこれは、より低いカットオフ周波数を発明的なベースラインのＦＩＲアプローチより少ない大きさのオーダーに制限してしまう位相ひずみの問題を持つ。

Ｈ（ｚ）はまた、ここで、以下の遷移関数を持ち得る：

方程式Ａ１の遷移関数は、各出力値を計算するのに２つの加算／減算動作と１つの割り算とのみを必要とする低域通過フィルターを表す。そして、もしＮが２のべき乗であれば、該割り算は論理右シフト動作により実行され得る。これは、ＦＩＲフィルターを、実行するのに使用されるＩＩＲアーキテクチャーであることにもご注意ください、

１での極は分子および分母においてキャンセルし、したがって、このフィルターはＩＩＲフィルターの計算効率およびＦＩＲフィルターの線形位相特性の両方を持つ。しかしながら、図６a において示されるように使用されるとき、全体の高域フィルターは線形位相特性を失う。一般に、Ｈ（ｚ）はその入力と出力との間にゲインＧと時間遅れｄとを持つ。図６ｂは、低域通過フィルターから高域通過フィルターを作るための改善されたアーキテクチャーを図示する。もし、Ｈ（ｚ）が線形位相を持てばこのアーキテクチャは線形位相特性を維持する。
Ｈ（ｚ）がＩＩＲフィルターであるところでは、“整合された遅延”は位相ひずみを減少するので、また改善があるであろう。Ｈ（ｚ）の入力／出力時間遅延ｄは、そのインパルス応答、ｈ（ｎ）の“重心”であるとして定義される。

によって、動機付けられ、該不等式は線形フィルターの入力対出力マッピングを記述する標準畳み込み演算子から直接導き出されるものであり、ここで、‖・‖_∞ は無限ノルム（信号のピーク、または最大絶対値）であり、‖・‖₁ は上記で定義された１ノルムである。方程式Ａ１におけるように、Ｈ（ｚ）については、Ｇ ＝ Ｉであり、かつ、ｄ＝（Ｎ−１）／２ である。Ｎは、該フィルターを通っての遅延がサンプルの整数倍の数であるためには、奇数でなければならない。Ｎが、偶数、すなわち２のべき乗であるところでは、この割り算は右シフトにより実行することができる。

本発明のこれら、および目的の理解のために、添付の図面と関連して読まれるべき以下の詳細な説明を参照されたい、ここで：

図１は、模範的なＥＣＧモニターのブロック図である； 図２は、ベースラインふらつきデジタルフィルターアーキテクチャーを示す； 図３は、ＨＲフィルターとして実施されている本発明のＦＩＲフィルターを示す； 図４は、本明による台形形状インパルス応答を示す； 図５は、産業上のＥＣＧ性能仕様から、直接ベースラインふらつきフィルターを作成するステップを示すブロック図である； 図６ａは、基本的な低域通過から高域通過フィルターアーキテクチャーを示す； 図６ｂは、改善された低域通過から高域通過フィルターアーキテクチャーを示す； 図７は、劣化した三角形状インパルス応答を示す； 図８は、低域通過フィルターパス内に２以上のカスケードフィルターを持つベースラインふらつきデジタルフィルターアーキテクチャの実施形態を示す；かつ、 図９は、図８の模範的なベースラインふらつきフィルターのインパルス回答を示す。

Claims (24)

1. 改善されたＥＣＧモニターであって、以下のものよりなる：
   ＥＣＧ信号バンド内のＥＣＧ信号をピックアップするよう、患者の身体に取り付けられた複数の電極であって、該電極は、複数の入力増幅器に電気的に結合されている、
   少なくとも１つのアナログーデジタル変換器（“ＡＤＣ”）であって、該ＡＤＣは、ＥＣＧ信号をデジタル化するために入力増幅器に電気的に接続されている；
   前記少なくとも１つのＡＤＣに電気的に結合されたデジタルベースラインふらつきフィルターであって、該ベースラインふらつきフィルターは、実質的に台形形状のインパルス応答により特徴付けられる内部有限インパルス応答（“ＦＩＲ”）低域フィルターを持ち、該ベースラインふらつきフィルターは、ＥＣＧ信号バンド以下の周波数成分範囲を持つベースラインふらつき信号成分を実質的に除去する；かつ、
   ＥＣＧ波形出力信号であって、該ＥＣＧ波形出力信号は、１つまたはそれ以上のＥＣＧ信号を表すベースラインフィルターされたＥＣＧ波形であり、ここで、前記改善されたＥＣＧモニターからのＥＣＧ出力信号波形は、ＥＣＧ信号から２秒以下だけ、遅延される。
2. 請求項１記載のＥＣＧモニターであって、
   前記ベースラインふらつきフィルターは、ローパスからハイパスデジタルフィルターアーキテクチャーを持つ。
3. 請求項２記載のＥＣＧモニターであって、
   ローパスからハイパスデジタルフィルターアーキテクチャーは、第１の信号パスおよび第２の信号パスを持ち、該第１の信号パスは、ゲインおよび遅延要素（オールパスフィルター）よりなり、該第２の信号パスは、２つまたはそれ以上のＦＩＲ低域通過フィルターのカスケード接続よりなる。
4. 請求項３記載のＥＣＧモニターにおいて、
   実質的に台形形状のインパルスは、第２の信号パスにおける２つのカスケードボックスカーフィルターから生じ、丸められたコーナーを持つ台形形状のインパルス応答は、第２の信号パスにおける２つ以上のカスケード接続されたボックスカーフィルターから生ずる。
5. 請求項４記載のＥＣＧモニターにおいて、
   ２つまたはそれ以上のＦＩＲローパスフィルターは、無限インパルス応答（“ＩＩＲ”）を用いた２つのＦＩＲ低域通過フィルターとして実行されている。
6. 請求項５記載のＥＣＧモニターにおいて、
   前記べースラインふらつきフィルター遷移関数は、下記の方程式により、表される：
   
   

   
7. 請求項６記載のＥＣＧモニターにおいて、
   
   

   

   
   である。
8. 請求項６記載のＥＣＧモニターであって、
   サンプルレートｆｓは５００Ｈｚであり、かつ、
   
   

   

   
   かつ、
   

   

   
   である。
9. 請求項１記載のＥＣＧモニターであって、さらに、
   前記ＥＣＧ波形信号出力から電源線ノイズを除去するための電源線ＡＣノイズフィルターを含む。
10. 請求項１記載のＥＣＧモニターであって、さらに、
    前記ＥＣＧ波形信号出力から高周波数ノイズを除去するための高周波数ノイズフィルターを含む。
11. 請求項１記載のＥＣＧモニターであって、さらに、
    １つまたはそれ以上のＥＣＧ波形同期信号を生成するためのパルス検出および解析機能ブロックを含む。
12. 請求項１１記載のＥＣＧモニターであって、さらに、
    ＥＣＧ波形信号を送るための電気接続よりなる。
13. 請求項１２記載のＥＣＧモニターであって、
    ＥＣＧ波形信号を送るための電気的接続は、ケーブル、有線ネットワーク、無線ネットワーク、光学リンク、赤外線絵インク、音響リンク、およびＲＦ無線リンクよりなる電機接続のグループより選ばれる。
14. 請求項１３記載のＥＣＧモニターであって、
    前記装置は、細動除去器である。
15. ＥＣＧモニターの産業上の使用を満たしつつ、ほとんど最適に近い最小遅延を持つＥＣＧベースラインふらつきフィルターを設計する方法であって、以下のステップよりなる：
    ＥＣＧモニター性能仕様からの１セットの関連するパラメータを与えるステップと、
    前記関連するパラメータを、有限インパルス応答フィルターのための１セットの離散的な信号方程式上のインパルス応答制限に変換するステップと、
    フィルターアーキテクチャーのための遷移関数を与えるステップ；および、
    前記インパルス応答制限を、該フィルターアーキテクチャーのための最終セットの方程式に、導出せしめ、ＥＣＧベースラインふらつきフィルターの有限インパルス応答を定義するパラメータを決定するステップ。
16. 請求項１５記載の方法において、
    ＥＣＧモニター性能仕様から関連するパラメータを与えることは、アメリカ国立標準機構／医用器具進展境界（ＡＮＳＩ／ＡＭＭＩ）ＥＣｌ１仕様書等から、関連するパラメータを与えることよりなる。
17. 請求項１６記載の方法において、
    １セットの関連するパラメータを与えることは、励起するテストパルスの振幅Ａ；このパルスの幅を特定するサンプルの数ｗ；実際のＥＣＧ波形から、最大許容変位エラーＤ；および、波形の終端で許容される最大スロープＳを与えることよりなる。
18. 請求項１７記載の方法において、
    関連するパラメータを、インパルス応答制限に変換することは、関連するパラメータを、以下のようにインパルス応答制限に変換することよりなる：
    
    

    
19. 請求項１８記載の方法において、
    インパルス応答制限を、フィルターアーキテクチャーのための最終セットの方程式に導出せしめ、パラメータを決定することは、インパルス応答制限を最終セットの方程式に導出せしめ、連結されるフィルタートポロジーのためのパラメータを決定することよりなる。
20. 請求項１９記載の方法において、
    インパルス応答制限を、最終セットの方程式に導出せしめることは、（低域フィルターパスに２つのボックスカーフィルターを持つ１つのベースラインふらつきフィルターのための）インパルス応答制限を、以下の最終セットの方程式に導出せしめることよりなる：
    
    

    
21. 改善されたデジタルベースラインふらつきフィルターであって、以下のものからなる：
    第１の信号パスおよび第２の信号パスを持ち、該第１の信号パスは、ゲインおよび遅延要素（オールパスフィルター）よりなり、該第２の信号パスは、２つまたはそれ以上のＦＩＲ低域通過フィルターのカスケード接続よりなり、改善は、実質的に形状が台形形状である有限インパルス応答（“ＦＩＲ”）の形である低域フィルターのインパルス応答に対するものである；および、
    第１、および第２の信号パスに結合されたデジタル入力信号、該デジタル入力信号は、周波数ｆｃ以上の問題の周波数の信号バンド、およびｆｃ以下の周波数を含むベースラインふらつきを持ち、該ベースラインふらつきフィルターは、実質的にｆｃ以下の周波数成分をもつベースラインふらつき信号成分を除去し、かつｆｃ以上の周波数の信号バンドを通過させて、実質的にｆｃ以上の周波数の信号バンドのみを持つベースラインふらつきフィルターされた出力信号を生成する。
22. 請求項２１記載のデジタルベースラインフィルターであって、
    ｆｃは、０．１Ｈｚから０．９Ｈｚの範囲内にある。
23. 請求項２１記載のベースラインふらつきフィルターであって、
    前記２つのＦＩＲ低域通過フィルターは、無限インパルス応答（“ＩＩＲ”）計算において効率的なフィルタートポロジーを用いて実行される。
24. 請求項２１記載のデジタルベースラインふらつきフィルターであって、
    前記ベースラインふらつきフィルター遷移関数は、以下の方程式によって表される：
    
    

    

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