JP2015213714A - 心電波形検出装置、心電波形検出方法、心電波形検出プログラム、及び撮像装置 - Google Patents

Abstract

【課題】検出対象外の波形の誤検出を低減することができる心電波形検出装置を提供する。
【解決手段】実施形態の心電波形検出装置は、被検体から取得した少なくとも１つの第１のＥＣＧ信号を高域強調し、第２のＥＣＧ信号を生成する強調部と、特定の検出対象波形に対応するテンプレートと、前記第２のＥＣＧ信号とを照合して評価値を算出する算出部と、前記評価値に基づいて前記検出対象波形を検出する検出部と、を備える。
【選択図】 図２

Description

本発明の実施形態は、心電波形検出装置、心電波形検出方法、心電波形検出プログラム、及び撮像装置に関する。

心電計は、生体に電極を取り付け、電極間の電位差を計測する装置である。心電計によって計測された情報は心電図（ＥＣＧ：Electrocardiogram）と呼ばれ、医療分野で広く用いられている。心電図から得られる情報としては、例えば、Ｐ波（P-wave）、Ｒ波（R-wave）、ＱＲＳ複合波（QRS complex）、Ｔ波（T-wave）などがある。これらの波形は、各種の心疾患の診断に用いられる他、心電同期撮像が可能な医療診断装置の同期信号に利用されるため、波形の自動検出は産業応用上重要である。

A. Ruha et al., "A Real-time Microprocessor QRS Detector System with a 1-ms Timing Accuracy for the Measurement of Ambulatory HRV", IEEE Transactions on Biomedical Engineering, 1997; 44: 159-167

検出対象外の波形がＥＣＧ信号に重畳された場合であっても、検出対象外の波形の誤検出を低減することができる心電波形検出装置、心電波形検出方法、心電波形検出プログラム、及び撮像装置が要望されている。

実施形態の心電波形検出装置は、被検体から取得した少なくとも１つの第１のＥＣＧ信号を高域強調し、第２のＥＣＧ信号を生成する強調部と、特定の検出対象波形に対応するテンプレートと、前記第２のＥＣＧ信号とを照合して評価値を算出する算出部と、前記評価値に基づいて前記検出対象波形を検出する検出部と、を備える。

ＥＣＧ信号を模式的に示す図。 第１の実施形態の心電波形検出装置を示す図。 心電波形検出装置のハードウェア構成を示す図。 高域強調処理無しの場合と有りの場合におけるＲ波と外乱信号の波形を模式的に示す図。 心電波形検出装置の処理例を示すフローチャート。 ＥＣＧ信号と高域強調ＥＣＧ信号とを例示する図。 高域強調部のＦＩＲフィルタの構成例を示す図。 高域強調テンプレートの生成方法の一例を説明する図。 高域強調ＥＣＧ信号と高域強調テンプレートとの照合処理の概念を示す図。 検出部の動作概念を説明する図。 心電波形検出装置の有効性を確認するための評価結果の一例を示す図。 第２の実施形態の心電波形検出装置を示す図。 第３の実施形態の心電波形検出装置を示す図。 第４の実施形態の心電波形検出装置を示す図。 心電同期撮像装置を示す図。 心電波形検出装置の構成例を示す図。 心電波形検出装置の構成例を示す図。 心電波形検出装置の構成例を示す図。

実施形態に係る心電波形検出装置、心電波形検出方法、心電波形検出プログラム、及び心電同期撮像装置の実施形態について、添付図面を参照して説明する。なお、以下の実施形態では、同一の参照符号を付した部分は同様の動作をするものとして、重複する説明を適宜省略する。

（第１の実施形態）
図１は、本実施形態に係る心電波形検出装置１の検出対象であるＥＣＧ信号（心電図の形状に対応する信号を、ＥＣＧ信号と呼ぶ）を模式的に示す図である。図１に示すように、ＥＣＧ信号は、Ｐ波、Ｒ波、ＱＲＳ複合波（Ｑ波、Ｒ波及びＳ波の複合波）、Ｔ波等の特定の波形を有している。

以下の各実施形態では、特定の波形のうち、Ｒ波を検出する例を説明する。Ｒ波を検出する例は、一例であり、実施形態の心電波形検出装置１は、Ｒ波以外の波形（例えば、Ｐ波、ＱＲＳ複合波、Ｔ波等）を検出することが可能である。

心電波形検出装置１がＲ波を検出すると、心電波形検出装置１は心拍同期信号（同期信号）を心電同期撮像装置（撮像装置）２００に出力する。心拍と同期して撮像することができる心電同期撮像装置２００としては、例えばＣＴ(Computed Tomography)装置や、ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置等がある。例えば、心電同期撮像装置２００は、Ｒ波の発生位置を基準としてデータ収集の開始タイミングを決定する撮像法（心電同期撮像法）を用いる。心電同期撮像装置２００は、Ｒ波の位置に対応する心拍同期信号を取得し、取得した心拍同期信号を基準としてデータ収集の開始タイミングを決定する。

例えば、ＭＲＩ装置の場合を例に挙げて説明すると、ＭＲＩ装置では、ＦＢＩ（Fresh Blood Imaging）法や、Ｔｉｍｅ−ＳＬＩＰ（Time−Spatial Labeling Inversion Pulse）法等、各種の非造影ＭＲＡ（Magnetic Resonance Angiography）の手法が用いられる。ＭＲＩ装置は、ＦＢＩ法によるデータ収集において、例えば、心拍同期信号を基準としてデータ収集のタイミングを制御することで拡張期画像及び収縮期画像を収集し、これらの差分画像を算出することにより、動脈が描出された血管像を得ることができる。

また、ＭＲＩ装置は、Ｔｉｍｅ−ＳＬＩＰ法によるデータ収集において、例えば、心拍同期信号を基準として標識化パルスを印加するタイミングやデータ収集のタイミングを制御することで、血流の画像を得ることができる。このように、ＭＲＩ装置は、ＥＣＧ信号から生成された心拍同期信号を基準として、データ収集のタイミングや各種パルスの印加タイミングの制御を行っている。この他、心臓等を対象とした各種撮像や、造影剤を用いた撮像等、ＭＲＩ装置は、他の撮像においても心拍同期信号を基準とした撮像を行う。

例えば、セグメンティド法を用いて心臓をシネ撮像する場合や、特定の心時相における心臓を撮像する場合にも心拍同期信号を用いる。また、心拍同期信号に同期して、例えば拡張期に、心臓の基本断面像（例えば、左室短軸像）のデータを収集する場合にも心拍同期信号を用いる。また、心拍同期信号に同期して、例えば拡張期に、心臓全体を含むボリュームデータを収集する。そして、収集したボリュームデータに対して、ボリュームレンダリングやＭＩＰ等の画像処理を行う。

また、ＣＴ装置においても、心拍同期信号に同期した撮像が行われる。例えば、心拍同期信号から心臓の大きさの変動の大きい心時相期間を求め、この変動の大きい心時相期間にＸ線照射を停止することにより、被曝線量を低減する撮像法が知られている。

図２は、第１の実施形態の心電波形検出装置１の構成と、心電波形検出装置１に接続される装置の構成を示すブロック図である。心電計１００は、ＥＣＧ信号を生成し、心電波形検出装置１に送る。脈波計４００は、脈波信号を生成し、心電波形検出装置１に送る。心電波形検出装置１は、ＥＣＧ信号から心拍同期信号を生成し、心電同期撮像装置２００に送る。

心電計１００は、電極１０１ａ、１０１ｂ、増幅器１１０、及びＡＤ変換器１２０を備える。電極１０１ａ、１０１ｂは人体に取り付けられる。増幅器１１０は、電極１０１ａ、１０１ｂ間の微弱な電位差を増幅する。ＡＤ変換器１２０は、増幅器１１０が増幅したアナログ信号をデジタル信号に変換する。

心電計１００は、２つの電極１０１ａ、１０１ｂを例示しているが、電極の数は２つに限定されるものではない。例えば、１２誘導心電図を得るために、四肢に夫々取り付ける４つの電極と、胸部に取り付ける６つの電極を備える構成でもよい。また、体の２点間の電位差を求める方法ではなく、あらかじめ決めておいた基準と電極装着点の電位差を記録する方法であっても構わない。

心電波形検出装置１は、入力部１０、高域強調部２０、算出部３０、検出部４０、テンプレート生成部５０を備える。

入力部１０は、ＥＣＧ信号をＡＤ変換器１２０から取得する。高域強調部２０は、高域強調処理をＥＣＧ信号に対して行い、周波数成分の高域が強調されたＥＣＧ信号、即ち、高域強調ＥＣＧ信号を生成する。算出部３０は、高域強調ＥＣＧ信号と高域強調テンプレートとを照合して、評価値を算出する。ここで、高域強調テンプレートは、特定の検出対象波形に対して高域強調処理が行われた波形に対応するテンプレートである。今の例では、高域強調処理が行われたＲ波の波形に対応するテンプレートである。以下、高域強調テンプレートを単にテンプレートと呼ぶ場合がある。

テンプレート生成部４０は、高域強調部２０で生成された高域強調ＥＣＧ信号に基づいて、上記の高域強調テンプレートを生成する。検出部５０は、評価値に基づいてＲ波を検出して心拍同期信号を生成する。また、検出部５０は、生成した心拍同期信号を心電同期撮像装置２００に送る。

心電波形検出装置１の各部は、ＡＳＩＣ（Application Specific Integration Circuit）やＦＰＧＡ（Field-Programmable Gate Array）等のハードウェアで構成してもよいし、ソフトウェア処理で実現しても良い。また、ハードウェアとソフトウェア処理とを組み合わせて実現してもよい。ソフトウェア処理で実現する場合、図３に例示するコンピュータ３００に所定のプログラムを実行させることによって心電波形検出装置１の各部の動作を実現することができる。

図３に例示するコンピュータ３００は、入出力インターフェース３０１、プロセッサ３０２、通信インターフェース３０３、ＲＡＭ（Random Access Memory）３０４、不揮発性メモリ３０５、ディスクドライブ３０６を有する。

不揮発性メモリ３０５は、例えばハードディスクやフラッシュメモリなどの記憶装置であり、各種のプログラムやデータを記憶する。プロセッサ３０２は、不揮発性メモリ３０５に記憶されている。プロセッサ３０２は、心電波形検出装置１の各部の動作を実現するためのプログラムを不揮発性メモリ３０５からＲＡＭ３０４に読み出して実行する。この他、磁気ディスク、光ディスク、ＵＳＢメモリ等の記録媒体に保存されたプログラムを、ディスクドライブ３０６或いは入出力インターフェース３０１から読み込んでも良い。また、外部のサーバから通信インターフェース３０３を介してダウンロードしても良い。

実施形態の心電波形検出装置１は、高域強調ＥＣＧ信号と高域強調テンプレートとを照合することによってＲ波を検出している。以下、この理由について説明する。

ＥＣＧ信号中の検出対象波形であるＲ波の波形は、被検体ごとに固有の波形を有している。しかしながら、計測の対象の時間内でみると、それぞれのＲ波の時間的な変化は少ない。したがって、Ｒ波の検出率を向上させるには、被検体ごとに固有の波形をテンプレートとして利用すればよい。一方、ＥＣＧ信号中の検出対象以外の波形や、ＥＣＧ信号に重畳する外乱信号の波形の中には、検出対象であるＲ波の波形と類似するものが存在する。例えば、電極の位置などの条件によっては、Ｒ波とＴ波は類似した波形を示す。また、ＭＲＩ装置内での電磁誘導によって、Ｒ波に類似した外乱信号がＥＣＧ信号に重畳される場合も多い。このような場合にも、外乱信号をＲ波であるとして誤検出する可能性がある。

検出対象以外の波形や外乱信号の波形と、Ｒ波の波形の差異が小さいと、Ｒ波を安定に検出することが難しくなる。したがって、Ｒ波の検出率をさらに向上させるには、Ｒ波とそれ以外の波形との差異を可能な限り大きくすることが望ましい。

図４（ａ）は、高域強調処理を行わない場合におけるＲ波の波形（実線）と、Ｒ波に類似した外乱信号の波形（破線）とを模式的に示す図である。図４（ａ）に示すＲ波と外乱信号との正規化相互相関を算出すると、０．８９となる。この値は、完全に同一の波形に対する正規化相互相関値の１よりは小さいものの、１に近い大きな値となっている。

従来、Ｒ波の波形に対応するテンプレートと、入力されるＥＣＧ信号とを、相互相関演算等のマッチング処理によって照合していた。そして、照合結果として得られる相互相関値を所定の閾値と比較することによってＲ波を検出している。この場合、図４（ａ）に示す外乱信号の誤検出を回避するためには、閾値を０．８９よりも大きく設定する必要がある。しかしながら、閾値をこのように大きな値に設定すると、検出対象であるＲ波の波形にゆらぎがあった場合、Ｒ波を安定に検出することが困難となる。逆に、Ｒ波を安定に検出しようとして閾値を下げると、外乱信号の誤検出が増加する。

これに対して、実施形態の心電波形検出装置１では、マッチング処理による照合に先立って高域強調処理を行っている。そして、照合の対象波形を、波形の幅や傾きに対してより敏感な波形に変換している。

図４（ｂ）は、図４（ａ）に示すＲ波と外乱信号に対して、それぞれ高域強調処理を行った波形を示している。高域強調処理有りの波形では、正のピーク位置と正のピーク値が、高域強調処理無しの波形の正の最大傾斜位置と正の傾きの最大値に夫々対応する。また、高域強調処理有りの波形では、負のピーク位置と負のピーク値が、高域強調処理無しの波形の負の最大傾斜位置と負の傾きの最大値に夫々対応する。

高域強調処理無しの場合、図４（ａ）に示すように、Ｒ波と外乱信号との波形が類似していても、多くの場合、波形の幅や、波形の立ち上がりや立下りの傾斜が異なる。このため、高域強調処理を行った波形（図４（ｂ））では、Ｒ波と外乱信号とで、正負のそれぞれのピーク位置及びピーク値のいずれか一方、或いは双方が異なる。つまり、高域強調処理を行うことにより、Ｒ波の波形と外乱信号の波形との差異は大きくなる。例えば、Ｒ波と外乱信号との正規化相互相関の値は、高域強調処理無しの場合には０．８９であるのに対して、高域強調処理有りの場合には０．７０まで下がる。

この結果、高域強調処理後のＲ波の波形に対応するテンプレートと、高域強調処理後のＥＣＧ波形との相互相関値を求め、求めた相互相関値と閾値を比較してＲ波を検出する場合、Ｒ波を正しく検出する確率（正検出率）を高くすることができる。また、Ｒ波に類似する外乱信号に対しても、この外乱信号を誤って検出する確率（誤検出率）を抑制することができる。

図５は、心電波形検出装置１の処理の概要を示すフローチャートである。ステップＳＴ１００で、心電波形検出装置１の入力部１０が、ＥＣＧ信号を時系列信号として入力する。ＥＣＧ信号は、例えば、一定周期で（例えば、１ミリ秒で）サンプリングされた信号である。

ステップＳＴ１０２で、高域強調部２０が、入力したＥＣＧ信号に対して高域強調処理を行う。高域強調部２０は、高域強調されたＥＣＧ信号、即ち、高域強調ＥＣＧ信号を出力する。図６（ａ）は高域強調部２０に入力されるＥＣＧ波形を例示する図である。図６（ｂ）は高域強調部２０から出力される高域強調ＥＣＧ波形を例示する図である。高域強調ＥＣＧ波形のＲ波に対応する位置には、正の最大ピークと負の最大ピークが発生する。正のピークは、Ｒ波の立ち上がり領域での最大傾斜位置に発生する。また、負のピークは、Ｒ波の立ち下がり領域での最大傾斜位置に発生する。正の最大ピークと負の最大ピークとの間のゼロクロス位置は、Ｒ波のピーク位置に対応する。

高域強調部２０で行う高域強調処理の方法は特に限定するものではないが、例えば、複数タップのＦＩＲ（Finite Impulse Response）フィルタで実現する微分処理を用いても良い。図７は、高域強調部２０を、５タップのＦＩＲフィルタで構成した例を示す。図７に示すＦＩＲフィルタにおいて、「τ」は遅延要素、「Ｗ１」乃至「Ｗ５」はフィルタ係数、「＋」は加算要素である。

図７に示すＦＩＲフィルタを、高域強調処理（微分処理）用のフィルタとして構成する場合には、各フィルタ係数（Ｗ１、Ｗ２、Ｗ３、Ｗ４、Ｗ５）を、例えば次のように設定する。
（Ｗ１、Ｗ２、Ｗ３、Ｗ４、Ｗ５）＝（−１、−２、０、２、１）

ＦＩＲフィルタのタップ数は５以外でもよい。例えば、タップ数が４の場合、各フィルタ係数（Ｗ１、Ｗ２、Ｗ３、Ｗ４）を、例えば次のように設定する。
（Ｗ１、Ｗ２、Ｗ３、Ｗ４）＝（−１、−２、２、１）

タップ数が３の場合、各フィルタ係数（Ｗ１、Ｗ２、Ｗ３）を、例えば次のように設定する。
（Ｗ１、Ｗ２、Ｗ３）＝（−１、０、１）

また、タップ数が２の場合、各フィルタ係数（Ｗ１、Ｗ２）を、例えば次のように設定する。
（Ｗ１、Ｗ２）＝（−１、１）

ＦＩＲフィルタのフィルタ係数は機械学習によって求めてもよい。図４（ａ）、（ｂ）に示したように、外乱信号の誤検出を低減するためには、検出対象信号としてのＲ波と外乱信号との正規化相互相関がなるべく小さくなることが望ましい。そこで、Ｒ波の波形データと、外乱信号の波形データとを予め学習用データとして用意し、予め決めたタップ数のＦＩＲフィルタに対して、平均的な正規化相互相関が小さくなるようにフィルタ係数を機械学習によって算出する。そして、このように算出したフィルタ係数をＦＩＲフィルタに用いることによって、高域強調処理を行うＦＩＲフィルタを実現することができる。

図５に戻り、ステップＳＴ１０４では、テンプレート生成部５０が、高域強調部２０で生成された高域強調ＥＣＧ信号から、検出対象信号であるＲ波に対応するテンプレート、即ち、高域強調テンプレートを生成する。

図８は、高域強調テンプレートの生成方法の一例を説明する図である。高域強調テンプレートは、テンプレート生成部５０が、図８（ａ）及び（ｂ）に示すように、Ｒ波に対応する期間の高域強調ＥＣＧ信号を抽出することによって生成する。高域強調テンプレートの抽出位置は、テンプレート生成部５０が、脈波計４００から入力する脈波信号に基づいて決定する。

脈波信号は、脈波計４００によって末梢血管の運動を測定することによって得られる信号である。図８（ｃ）に示すように、脈波信号では、通常、Ｒ波よりも少し遅れた位置に極小点が現れる。したがって、脈波信号の極小点の位置を検出し、極小点よりも少し前の位置にある高域強調ＥＣＧ信号を切り出す（抽出する）ことによって、Ｒ波に対応する高域強調テンプレートを生成することができる。

しかしながら、Ｒ波から脈波信号の極小点までの時間には個人差がある。そこで、脈波信号の極小点から前の期間にＲ波の探索範囲を設定し、探索範囲内においてＥＣＧ信号の絶対値が最大となる位置をＲ波のピーク位置として定める。そして、Ｒ波のピーク位置を中心とした所定の時間幅に対応する高域強調ＥＣＧ信号を抽出することによって、Ｒ波に対応する高域強調テンプレートを生成してもよい。なお、抽出する高域強調テンプレートの時間幅は、想定されるＲ波の時間幅から予め決定することができる。

脈波信号以外の外部信号を用いて高域強調テンプレートを生成してもよい。例えば、心音計によって心音を検出し、その検出結果を利用してＲ波の探索範囲を設定しても良い。

テンプレート生成部５０は、時系列信号として入力される最新の高域強調ＥＣＧ信号に基づいて高域強調テンプレートを更新してもよい。例えば、Ｒ波が到来するごとに高域強調テンプレートを生成し、最新の高域強調テンプレートによって過去の高域強調テンプレートを置き換えてもよい。或いは、高域強調テンプレートの更新間隔を、複数のＲ波からなるより長い期間に設定して、この更新期間ごとに、最新の高域強調テンプレートによって過去の高域強調テンプレートを置き換えてもよい。或いは、Ｒ波が到来するごとに切り出した直近の複数の高域強調ＥＣＧ信号を単純移動平均又は荷重移動平均して、高域強調テンプレートを生成してもよい。

上記のようにして高域強調テンプレートが生成されると、次のステップＳＴ１０６では、算出部３０が、高域強調ＥＣＧ信号と高域強調テンプレートとを照合して評価値を算出する。図９は、算出部３０による、高域強調ＥＣＧ信号と高域強調テンプレートとの照合処理の概念を示す図である。

以下、算出部３０による照合処理のいくつかの例を説明する。以下の説明において、Ｔ(i)は高域強調テンプレート、Ｓ(i)は高域強調ＥＣＧ信号、Ｅは評価値を表わす。また、Ｎは高域強調テンプレートの長さ、iはインデックスを表わす。

照合処理の第１の例では、Matched Filterを用いる。つまり、高域強調テンプレートＴ(i)と高域強調ＥＣＧ信号Ｓ(i)との相互相関を算出し、相互相関の値を評価値Ｅとする。この場合、高域強調テンプレートＴ(i)と高域強調ＥＣＧ信号Ｓ(i)の形状が類似するほど、また、高域強調ＥＣＧ信号Ｓ(i)の強度が強いほど評価値Ｅは大きくなる。評価値Ｅは以下で与えられる。

照合処理の第２の例では、高域強調テンプレートＴ(i)と高域強調ＥＣＧ信号Ｓ(i)の正規化相関を算出し、正規化相関の値を評価値Ｅとする。評価値Ｅは高域強調テンプレートＴ(i)及び高域強調ＥＣＧ信号Ｓ(i)の強度で正規化される。この場合は、高域強調テンプレートＴ(i)と高域強調ＥＣＧ信号Ｓ(i)の形状が類似するほど評価値Ｅは大きくなる。評価値Ｅは以下で与えられる。

上記式のかわりに、各T(i)からT(i)の平均値を、各S(i)からS(i)の平均値を引いて得られるゼロ平均正規化相互相関を用いても良い。

照合処理の第３の例では、評価値Ｅとして差分二乗和、又はその平方根を用いる。これらの場合、高域強調テンプレートＴ(i)と高域強調ＥＣＧ信号Ｓ(i)の形状が類似するほど、評価値Ｅは小さくなる。差分二乗和の場合、評価値Ｅは以下で与えられる。

照合処理の第４の例では、評価値Ｅとして差分絶対値和、又は、より一般的に、差分のL-pノルム(p＞0)の総和の(1/p)乗を用いる。差分絶対値和は、p=1に相当する。L-pノルムでp＜2とすると、高域強調ＥＣＧ信号Ｓ(i)或いは高域強調テンプレートＴ(i)の一部に計測誤りなどによるはずれ値が含まれた場合に、はずれ値の影響を小さくするロバスト化の効果が得られる。差分絶対値和、差分のL-pノルムの総和の(1/p)乗を用いる式はそれぞれ以下で与えられる。いずれの場合も、高域強調ＥＣＧ信号Ｓ(i)と高域強調テンプレートＴ(i)の形状が類似するほど、評価値Ｅは小さくなる。

照合処理の第５の例では、評価値Ｅの算出において誤差関数を用いる。誤差関数は、入力値が大きいときの関数値として入力値の２乗よりも小さい値を返す関数である。誤差関数を用いることによって、ロバスト化、即ち、はずれ値の影響を小さくすることができる。xに対する誤差関数の値をR(x)で表すとき、評価値Ｅを、誤差関数R(x)を用いて以下の式より算出することができる。この場合にも、高域強調ＥＣＧ信号Ｓ(i)と高域強調テンプレートＴ(i)の形状が類似するほど、評価値Ｅは小さくなる。

誤差関数R(x)の３つの例を以下に示す。なお、誤差関数の形は以下の例に限定されない。誤差関数のパラメータpは、例えば良い結果が得られるように予備実験を行い、予め定めておけばよい。

上記のようにして評価値が求まると、ステップＳＴ１０８にて、検出部４０が、評価値に基づいてＲ波を検出し、心拍同期信号を心電同期撮像装置２００に出力する。

図１０は、検出部４０の動作の概念を説明する図である。上述したように、照合処理の第１、第２の例では、評価値を相互相関、又は正規化相互相関として算出する。この場合、図１０（ａ）に示すように、高域強調ＥＣＧ信号と高域強調テンプレートの形状が類似するほど評価値は大きくなる。

一方、照合処理の第３乃至第５の例では、評価値を差分に基づいて算出している。この場合、図１０（ｂ）に示すように、高域強調ＥＣＧ信号と高域強調テンプレートの形状が類似するほど評価値は小さくなる。

図１０（ａ）及び（ｂ）のいずれの場合にも、閾値を定めておき、評価値が閾値より大きくなった位置、或いは小さくなった位置をＲ波の検出位置とすることができる。閾値は固定値でもよいが、適応的に変化させることもできる。例えば、照合処理の第３乃至第５の例の場合（図１０（ｂ）の場合）、検出直前の所定期間における評価値の最小値と中央値を求め、最小値と中央値とを別途定めた重みによって荷重加算した値を閾値としてよい。

検出部４０による検出は、閾値を用いた方法に限定されない。例えば、評価値の極小点を求め、極小点の位置をＲ波の位置として検出しても良い。

なお、閾値を用いるか否かに関わらず、Ｒ波が検出された時刻から別途定めた時間を、検出対象の期間から除外することにより、Ｒ波に類似する波形が重複して検出されることを防止してもよい。

図１１は、上述した心電波形検出装置１の有効性を確認するための評価結果の一例を示す図である。ＭＲＩ装置の傾斜磁場によって乱されたＥＣＧ信号を取得し、そのＥＣＧ信号に対してＲ波の検出を行った。取得したＥＣＧ信号には１１０８個のＲ波が含まれていた。Ｒ波を正しく検出した数（正検出数）と、Ｒ波以外をＲ波であると誤って検出した数（誤検出数）とを、高域強調処理無しの場合と、有りの場合で比較した。

図１１（ａ）に示すように、誤検出数は、高域強調処理無しの場合には２０１であったのに対して、高域強調処理有りの場合には１３４に減少した。一方、図１１（ｂ）に示すように、正検出数は、高域強調処理無しの場合には７２３であったのに対して、高域強調処理有りの場合には９１６に増加した。このように、高域強調処理を用いた心電波形検出装置１では、誤検出数が低減する一方、正検出数が増加することが確認された。

（第２の実施形態）
図１２は、第２の実施形態の心電波形検出装置１ｂの構成を示すブロック図である。第１の実施形態の心電波形検出装置１（図２）との相違点は、判定部６０をさらに有している点である。

判定部６０は、心電計１００から出力されるＥＣＧ信号に外乱信号が重畳されているか否かを判定する。そして、判定結果をテンプレート生成部５０に出力する。判定部６０がＥＣＧ信号に外乱信号が重畳されていると判定した期間は、テンプレート生成部５０は、高域強調テンプレートの生成、又は更新を一時的に停止する。逆に、判定部６０がＥＣＧ信号に外乱信号が重畳されていないと判定した期間にのみ、テンプレート生成部５０は、高域強調テンプレートの生成、又は更新を行う。この結果、外乱信号に起因する乱れた形状の高域強調テンプレートの生成を防止することができる。

ＥＣＧ信号に外乱信号が重畳されているか否かは、例えば、入力部１０から出力されるＥＣＧ信号の波形をモニタすることで判定することができる。例えば、所定の判定期間に、所定の閾値を超える信号の数から判定してもよい。

また、ＥＣＧ信号をモニタすることに換えて、或いは、ＥＣＧ信号のモニタと並行して、心電同期撮像装置２００の動作状態をモニタし、心電同期撮像装置２００の動作状態に応じて、ＥＣＧ信号に外乱信号が重畳されているか否かを判定してもよい。

心電同期撮像装置２００がＭＲＩ装置の場合、ＲＦパルスや傾斜磁場パルスの印加中は、ＥＣＧ信号の波形が乱れる可能性が高い。また、患者を載せた寝台を移動させている期間もＥＣＧ信号の波形が乱れることがある。寝台移動中のＥＣＧ波形の乱れは、心電同期撮像装置２００がＣＴ装置の場合にも起こり得る。

判定部６０は、心電同期撮像装置２００がＲＦパルスや傾斜磁場パルスを印加している期間や、寝台を移動している期間は、ＥＣＧ信号に外乱信号が重畳されていると判定する。逆に、心電同期撮像装置２００がＲＦパルスや傾斜磁場パルスを印加していない期間や、寝台を移動していない期間は、ＥＣＧ信号に外乱信号が重畳されていないと判定する。そして、テンプレート生成部５０は、外乱信号が重畳されていないと判定された期間に、高域強調テンプレートの生成、或いは更新を行う。

例えば、心電同期撮像装置２００がＭＲＩ装置の場合、心電同期撮像装置２００は、１つの検査において、撮像計画段階に操作者から入力された撮像条件に従って、複数のプロトコル（例えば、Ｔ１強調画像、Ｔ２強調画像等、複数の撮像種の画像を収集するための複数のプロトコル）を順次実行する場合がある。また、心電同期撮像装置２００は、複数のプロトコルを連続的に実行するが、プロトコルとプロトコルとの間に、一定の中断時間が生じる場合がある。判定部６０は、心電同期撮像装置２００から、動作状態情報として、例えば、プロトコルの開始や停止、実行中であることを示す情報を受け取り、この情報に基づいて、プロトコルとプロトコルとの間の中断時間は、ＥＣＧ信号に外乱信号が重畳されていないと判定し、プロトコルの実行中には、ＥＣＧ信号に外乱信号が重畳されていると判定する。

（第３の実施形態）
図１３は、第３の実施形態の心電波形検出装置１ｃの構成を示すブロック図である。第１の実施形態の心電波形検出装置１（図２）との相違点は、テンプレート生成部５０に換えて、テンプレート記憶部７０を有している点である。

第１、第２の実施形態では、高域強調部２０からリアルタイムで出力される高域強調ＥＣＧ信号の一部を切り出して、高域強調テンプレートを生成、或いは更新している。これに対して、第３の実施形態の心電波形検出装置１ｃは、被検体の撮像に先立って高域強調テンプレートを予め生成しておき、これをテンプレート記憶部７０に記憶させておく。高域強調テンプレートは撮像の前に生成されるため、例えば、心電同期撮像装置２００がＭＲＩ装置の場合であっても、ＲＦパルスや傾斜磁場パルスの印加に起因する外乱信号の影響の無い高域強調テンプレートを、算出部３０に提供することができる。

（第４の実施形態）
前述した第１乃至第３の実施形態では、心電計１００から心電波形検出装置１、１ｂ、１ｃに対して出力するＥＣＧ信号は１次元（ＥＣＧ信号の数が１つ）である。

一方、例えば、１２誘導式の心電計は、I、II、III、aVR、aVL、aVF、V1〜V6、といった１２個（１２次元）のＥＣＧ信号を出力する。また、例えば、心電同期に使用される４端子の心電計であれば、２〜３個のＥＣＧ信号（２〜３次元）を出力する。また、例えば、ベクトルカーディオグラムは、複数の電極信号から生成した３つのＥＣＧ信号（３次元）（これら３つのＥＣＧ信号はＸ、Ｙ、Ｚと呼ばれる）を利用する。

第４の実施形態では、心電計１００から出力されるこれらの多次元のＥＣＧ信号からＲ波を検出する。図１４は、第４の実施形態の心電波形検出装置１ｄの構成を示すブロック図である。心電波形検出装置１ｄは、次元低減部８０、評価値合成部９０を有する。また、処理する信号の次元数に対応して、それぞれ複数の高域強調部２０、算出部３０、及びテンプレート生成部４０を有する。

次元低減部８０は、心電計１００から出力されるＥＣＧ信号の数（次元数）を低減する。例えば、心電計１００から出力されるＥＣＧ信号の数がｎ（ｎ次元の信号）のとき、ｎより少ない次元数（ｍ次元：（ｍ＜ｎ））の信号に変換する。例えば、過去に入力された所定時間のｎ次元のＥＣＧ信号に対して主成分分析を行って主成分ベクトルを算出する。その上で、寄与率の大きなｍ個（ｍ＜ｎ）の主成分ベクトルから生成される部分空間に、入力されるｎ次元のＥＣＧ信号を射影することによって、次元数をｎ次元からｍ次元に低減することができる。

次元が低減されたＥＣＧ信号、即ち、信号数がｎからｍに低減されたＥＣＧ信号は、夫々がｍ個の高域強調部２０の１つに入力される。なお、心電計１００から出力される複数のＥＣＧ信号を、次元を低減することなく夫々の高域強調部２０に入力しても良い。この場合には、次元低減部８０は不要である。

夫々の高域強調部２０は、入力した各ＥＣＧ信号に対して、第１の実施形態と同様の高域強調処理を行う。今、ｍ個のＥＣＧ信号を、ｍ次元のベクトル信号Ｓ(t)で表すと、ベクトル信号Ｓ(t)は、以下となる。
Ｓ(t)＝（Ｓ１(t), Ｓ２(t), Ｓ３(t), ・・・・, Ｓｍ(t)）

高域強調部２０は、Ｓ１(t), Ｓ２(t), Ｓ３(t), ・・・・, Ｓｍ(t)に対して、夫々独立に、例えば、前述したフィルタ係数を有するＦＩＲフィルタを適用して、高域強調ＥＣＧ信号を生成する。この場合、個々の高域強調部２０は、それぞれ１入力１出力のＦＩＲフィルタとして構成される。そして、ｍ個の高域強調部２０は、全体としてｍ個の高域強調ＥＣＧ信号を出力する。

例えば、ベクトルカーディオグラムの場合、上述した３つの信号、Ｘ、Ｙ、Ｚが、Ｓ１(t), Ｓ２(t), Ｓ３(t)として３つの高域強調部２０に夫々入力される。そして、高域強調された３つの信号が、３つの高域強調部２０の夫々から出力される。

なお、高域強調部２０を、複数入力複数出力の多次元ＦＩＲフィルタで構成してもよい。たとえば、入力信号が、ベクトルカーディオグラムに対応するＸ、Ｙ、Ｚの３次元の信号であった場合に、高域強調部２０を、３入力３出力の３次元ＦＩＲフィルタとして構成してもよい。

高域強調部２０で生成されるｍ個の高域強調ＥＣＧ信号は、ｍ個のテンプレート生成部５０の夫々に入力される。各テンプレート生成部５０は、高域強調テンプレートを夫々生成する。各テンプレート生成部５０は、生成した高域強調テンプレートをｍ個の算出部３０に出力する。各テンプレート生成部５０の動作は、第１乃至第３の実施形態と同様である。

各算出部３０は、各高域強調部２０から出力される高域強調ＥＣＧ信号と、各テンプレート生成部５０から出力される高域強調テンプレートに基づいて、相互相関、或いは差分二乗和等の評価値を算出する。各算出部３０の動作も、第１乃至第３の実施形態と同様である。

評価値合成部９０は、ｍ個の算出部３０から出力される合計ｍ個の評価値を合成して１つの総合評価値を算出する。例えば、ｍ個の評価値を単純加算して総合評価値を算出しても良い。或いは、ｍ個の評価値に適宜重み付けし、重み付け加算値を総合評価値としてもよい。

検出部４０は、評価値合成部９０から出力される総合評価値に基づいてＲ波を検出する。検出部４０の動作は第１乃至第３の実施形態と同様である。

第４の実施形態の心電波形検出装置１ｄによれば、心電計１００から出力される多次元のＥＣＧ信号の情報を利用したＲ波の検出が可能となる。

上記の各実施形態では、心電波形検出装置１が、心電同期撮像装置２００とは別個の構成である例を示した。心電波形検出装置１を心電同期撮像装置２００の内部構成としてもよい。

図１５は、心電同期撮像装置２００ａが電波形検出装置１を含む例を示す図である。心電同期撮像装置２００ａは、心拍同期信号を生成する心電波形検出装置１の他、心拍同期信号に同期して被検体から撮像用のデータを収集するデータ収集部２１０、収集した撮像用のデータから被検体の画像を生成する画像生成部２２０を有する。

上記の各実施形態では、心電波形検出装置１は、心電計１００とは別個の構成である例を示した。心電計１００を心電波形検出装置１の内部構成としてもよい。

図１６乃至図１８は、心電波形検出装置１が心電計１００を備える例を示す図である。

図１６に示す心電波形検出装置１は、ＡＤ変換器１２０から受け取ったＥＣＧ信号を、有線で入力部１０に入力する。

図１７に示す心電波形検出装置１は、送信部１３０と、受信部１３２をさらに備える。送信部１３０と受信部１３２は互いに無線通信が可能である。受信部１３２は、送信部１３０が無線で送信するＥＣＧ信号を受信する。この構成によれば、心電同期撮像装置２００のボア内部に横臥する患者に取り付けられた心電計１００から、外部への配線を無くすことができる。

図１８に示す心電波形検出装置１は、記憶部１４０、読取部１４２さらに備える。記憶部１４０は、ＣＤ、ＤＶＤ、ＵＳＢメモリ等の可搬型の記録媒体にＥＣＧ信号を記憶させる。読取部１４２は、記録媒体を読み込む。読取部１４２は、読み取ったＥＣＧ信号を入力部１０に送る。

なお、上述してきた各種処理の手順（例えば、図５）は、必ずしも図示した処理手順に限られるものではない。並行して実行可能な処理手順は、並行して実行してもよいし、その順序に依存性がない処理手順は、順序を入れ替えて実行してもよい。

以上説明した少なくとも１つの実施形態によれば、検出対象外の波形がＥＣＧ信号に重畳された場合であっても、検出対象外の波形の誤検出を低減することができる。

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら新規な実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれるとともに、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれる。

１ 心電波形検出装置
１０ 入力部
２０ 高域強調部
３０ 算出部
４０ 検出部
５０ テンプレート生成部
６０ 判定部
７０ テンプレート記憶部
８０ 次元低減部
９０ 評価値合成部
１００ 心電計
２００ 心電同期撮像装置

Claims (15)

1. 被検体から取得した少なくとも１つの第１のＥＣＧ信号を高域強調し、第２のＥＣＧ信号を生成する強調部と、
   特定の検出対象波形に対応するテンプレートと、前記第２のＥＣＧ信号とを照合して評価値を算出する算出部と、
   前記評価値に基づいて前記検出対象波形を検出する検出部と、
   を備える心電波形検出装置。
2. 前記第２のＥＣＧ信号に基づいて前記テンプレートを生成する生成部、をさらに備えたことを特徴とする請求項１に記載の心電波形検出装置。
3. 前記テンプレートを生成するか否かを判定する判定部、をさらに備え、
   前記生成部は、前記判定部の判定結果に基づいて前記テンプレートを生成する、
   ことを特徴とする請求項２に記載の心電波形検出装置。
4. 前記判定部は、ＭＲＩ装置の動作状態に関する情報を取得し、前記ＭＲＩ装置が前記被検体からの磁気共鳴信号を収集している期間は、前記テンプレートを生成しないと判定し、前記磁気共鳴信号を収集していない期間は、前記テンプレートを生成すると判定する、
   ことを特徴とする請求項３に記載の心電波形検出装置。
5. 前記生成部は、前記被検体の脈波信号に基づいて前記第１のＥＣＧ信号の所定期間の信号を抽出し、抽出した前記所定期間の信号に基づいて前記テンプレートを生成する、
   ことを特徴とする請求項２に記載の心電波形検出装置。
6. 前記評価値は、前記第２のＥＣＧ信号と前記テンプレートとの相関である、
   ことを特徴とする請求項１〜５のいずれか１項に記載の心電波形検出装置。
7. 前記評価値は、前記第２のＥＣＧ信号と前記テンプレートとの差分二乗和、差分絶対値和、差分に対するＬ−ｐノルム（ｐ＞０）、又は差が所定の値よりも大きいとき前記差の二乗よりも小さな値となる関数を前記差に適用して算出される関数値の総和、のうち少なくとも１つに基づいて求まる値である、
   ことを特徴とする請求項１〜６のいずれか１項に記載の心電波形検出装置。
8. 前記強調部は、前記被検体から同時に取得される複数の前記第１のＥＣＧ信号の夫々を高域強調し、複数の前記第２のＥＣＧ信号を生成し、
   前記算出部は、複数の前記第２のＥＣＧ信号に対応する複数の前記評価値を求め、
   複数の前記評価値を加算、又は重み付け加算して総合評価値を算出する合成部、をさらに備え、
   前記検出部は、前記総合評価値に基づいて前記検出対象波形を検出する、
   ことを特徴とする請求項１〜７のいずれか１項に記載の心電波形検出装置。
9. 前記複数の第１のＥＣＧ信号は、ベクトルカーディオグラムを生成するため複数の信号である、
   ことを特徴とする請求項８に記載の心電波形検出装置。
10. 前記第１のＥＣＧ信号の数をＮとし前記複数の第１のＥＣＧ信号をＮ次元の時系列信号とするとき、
    前記第１のＥＣＧ信号の数をＮよりも小さな数に低減する次元低減処理を前記高域強調処理の前に行う次元低減部、をさらに備え、
    前記次元低減部は、
    前記Ｎ次元の時系列信号に対して主成分分析を行って主成分ベクトルを算出し、寄与率が所定の値よりも大きな主成分ベクトルから生成される部分空間に前記Ｎ次元の時系列信号を射影することにより、前記第１のＥＣＧ信号の数をＮよりも小さな数に低減する、
    ことを特徴とする請求項１０に記載の心電波形検出装置。
11. 前記テンプレートを記憶する記憶部、をさらに備え、
    前記テンプレートは、前記第１のＥＣＧ信号を取得する前に生成され、前記記憶部に記憶されている、
    ことを特徴とする請求項１に記載の心電波形検出装置。
12. 被検体から取得した少なくとも１つの第１のＥＣＧ信号を高域強調し、第２のＥＣＧ信号を生成する強調部と、
    特定の検出対象波形に対応するテンプレートと、前記第２のＥＣＧ信号とを照合して評価値を算出する算出部と、
    前記評価値に基づいて前記検出対象波形を検出して同期信号を生成する検出部と、
    前記同期信号に同期して、被検体から撮像用のデータを収集するデータ収集部と、
    収集した前記撮像用のデータから、前記被検体の画像を生成する画像生成部と、
    を備える撮像装置。
13. 前記撮像装置はＭＲＩ装置である、
    ことを特徴とする請求項１２に記載の撮像装置。
14. 被検体から取得した少なくとも１つの第１のＥＣＧ信号を高域強調し、第２のＥＣＧ信号を生成し、
    特定の検出対象波形に対応するテンプレートと、前記第２のＥＣＧ信号とを照合して評価値を算出し、
    前記評価値に基づいて前記検出対象波形を検出する、
    心電波形検出方法。
15. コンピュータに、
    被検体から取得した少なくとも１つの第１のＥＣＧ信号を高域強調し、第２のＥＣＧ信号を生成するステップと、
    特定の検出対象波形に対応するテンプレートと、前記第２のＥＣＧ信号とを照合して評価値を算出するステップと、
    前記評価値に基づいて前記検出対象波形を検出するステップと、
    を実行させる心電波形検出プログラム。

Images