JP2018201838A

JP2018201838A - 信号処理装置、撮像装置及び信号処理方法

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Publication number: JP2018201838A
Application number: JP2017110316A
Authority: JP
Inventors: 尚水吉田; Takami Yoshida
Original assignee: Canon Medical Systems Corp
Current assignee: Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2017-06-02
Filing date: 2017-06-02
Publication date: 2018-12-27
Anticipated expiration: 2037-06-02
Also published as: US20180344261A1; US11457851B2; JP6943634B2

Abstract

【課題】ノイズが混入した心拍に関する生体信号から、精度よく特定の波形を検出できる信号処理装置を提供する。
【解決手段】実施形態の信号処理装置は、撮像装置に接続可能に構成される信号処理装置であって、複数誘導の心拍に関連する複数の生体信号のピークを夫々検出するピーク検出部と、前記複数の生体信号のピーク時刻の差を算出する時刻差算出部と、前記ピーク時刻の差に基づいて、前記生体信号の特定の波形を検出する波形検出部と、を備える。
【選択図】図４

Description

本発明の実施形態は信号処理装置、撮像装置及び信号処理方法に関する。

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る信号はＥＣＧ（ＥＣＧ：Electrocardiogram）信号と呼ばれ、医療分野で広く用いられている。ＥＣＧ信号は、例えば、Ｐ波（P-wave）、Ｒ波（R-wave）、ＱＲＳ複合波（QRS complex）、Ｔ波（T-wave）と呼ばれる波形を有している。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撮像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。

例えば、ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置を用いた心臓の画像診断では、ＥＣＧ信号から検出される同期信号（トリガ信号とも呼ばれる）を用いて、例えば、心臓の収縮や拡張に同期したタイミングで撮像が行われる。このような撮像を心電同期撮像と呼ぶ。

心電同期撮像を行う場合、ＥＣＧ信号中の特定の波形を検出してトリガ信号を生成し、このトリガ信号に同期したタイミングで撮像の開始や終了を制御している。特に、ＥＣＧ信号の中のＲ波を検出してトリガ信号を生成することが多い。この場合、Ｒ波の直後から撮像を開始することもあり、Ｒ波を検出してからトリガ信号を生成するまでの遅延時間は可能な限り短い方がよい。

一方、ＭＲＩ装置での撮像は、パルス状の傾斜磁場や、パルス状のＲＦ（Radio Frequency）磁場の印加を伴うため、これらの印加に起因してＥＣＧ信号に動的に変化する大きなノイズが重畳する。このようなノイズが重畳したＥＣＧ信号に対しても、確実に同期信号を検出する必要がある。

特許第４１０４６７４号公報

T. Yoshida, et. al., "Morphology-Matching-Based R-Wave Detection for Noise-Robust ECG Gating," Annual Scientific Sessions, Society for Cardiovascular Magnetic Resonance, 2016.

本発明が解決しようとする課題は、ノイズが混入した心拍に関する生体信号から、精度よく特定の波形を検出できる信号処理装置、撮像装置及び信号処理方法を提供することである。

実施形態の信号処理装置は、撮像装置に接続可能に構成される信号処理装置であって、複数誘導の心拍に関連する複数の生体信号のピークを夫々検出するピーク検出部と、前記複数の生体信号のピーク時刻の差を算出する時刻差算出部と、前記ピーク時刻の差に基づいて、前記生体信号の特定の波形を検出する波形検出部と、を備える。

ＥＣＧ信号を模式的に示す図。ＥＣＧ信号のうち、第Ｉ誘導と第ＩＩ誘導を例示する図。ＥＣＧ信号処理装置のハードウェア構成を示す図。第１の実施形態のＥＣＧ信号処理装置の構成例を示すブロック図。第１の実施形態のＥＣＧ信号処理装置の処理例を示すフローチャート。ピーク時刻差の算出処理の概念を説明する図。時刻差データベースの作成及び更新の概念を説明する第１の図。時刻差データベースの作成及び更新の概念を説明する第２の図。第１の実施形態のＥＣＧ信号処理装置の動作概要を説明する図。Ｒ波検出の評価結果の一例を示す図。第１の実施形態の変形例の構成例を示すブロック図。第２の実施形態のＥＣＧ信号処理装置の構成例を示すブロック図。第２の実施形態のＥＣＧ信号処理装置の処理例を示すフローチャート。

実施形態に係るＥＣＧ信号処理装置、心電同期撮像装置（撮像装置）及びＥＣＧ信号処理方法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ＥＣＧ信号処理装置１の検出対象であるＥＣＧ信号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、Ｓ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ＥＣＧ信号処理装置１は、Ｒ波以外の波形（例えば、Ｐ波、Ｓ波、Ｔ波等）を検出することが可能である。

図１に示すように、実施形態のＥＣＧ信号処理装置１は、Ｒ波から心拍同期信号（以下、単に同期信号と呼ぶ）を検出し、この同期信号を心拍同期撮像を行う装置に提供する。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（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同期信号を取得し、取得した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。撮像の目的によっては、Ｒ波の直後から撮像データ収集が必要となる。このため、ＥＣＧ信号の中からＲ波の到来を検出し、同期信号を生成するまでの時間、即ち、遅延時間を短くする必要がある。

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、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、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。これらのタイミングは、Ｒ波の直後となる場合も多いため、この遅延時間はできるだけ短い方が望ましい。なお、上記は一例に過ぎず、無論、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同期信号を基準とした撮像を行う。

図１に例示するＥＣＧ信号の波形は、ノイズ等の影響を受けておらず、Ｒ波が顕著に現れている波形となっている。しかしながら、例えば、被検体がＭＲＩ装置のボアの内部にいる状態で観察したＥＣＧ信号では、静磁場中を流れる血液の影響等によって、必ずしもＲ波だけが顕著に現れた波形とはならない。また、撮像中のＭＲＩ装置においては、傾斜磁場パルスやＲＦ（radio frequency）パルス等の影響を受けて、ＥＣＧ信号に大きなノイズが重畳されることになる。

本実施形態のＥＣＧ信号処理装置１では、ノイズによる誤検出を低減し、Ｒ波の検出精度を改善するために、複数誘導の心拍に関する生体信号を用いてＲ波を検出するものとしている。

以下では、複数誘導の心拍に関する生体信号として、心電計から出力される複数のＥＣＧ信号のうち、第Ｉ誘導及び第ＩＩ誘導の２つの信号を例に説明するが、これら２つの信号に限定されるものではない。

例えば、１２誘導心電計では、第Ｉ誘導及び第ＩＩ誘導の他、第ＩＩＩ誘導、ａＶＲ誘導、ａＶＬ誘導、ａＶＦ誘導、Ｖ１〜Ｖ６誘導の信号が出力される。これらの複数誘導の信号もＲ波の検出に使用することも可能である。この他、脈波信号、心音信号、ベクターカーディオグラムなどを使用しても良い。

複数誘導のＥＣＧ信号は、心臓を伝わる電気信号を同時に複数の位置から観測する信号である。例えば、１２誘導心電計のうち、四肢誘導に用いる４つの電極は、右手、左手、右足、左足に装着される。この場合、第Ｉ誘導は左手方向からみた右手方向との電圧の差である。つまり、右手の電極と左手の電極との電位差が第Ｉ誘導である。また、第ＩＩ誘導は左足の方向からみた右手方向との電圧の差である。つまり、左足の電極と右手の電極との電位差が第ＩＩ誘導である。

図２は、第Ｉ誘導と第ＩＩ誘導の夫々のＥＣＧ信号の波形例を示す図である。上述したように、複数誘導のＥＣＧ信号では、異なる位置から観測する信号である。このため、図２に示すように、１つのＲ波であっても、例えば、第Ｉ誘導と第ＩＩ誘導とでその形状が変化する。この変化を手掛かりとしてＲ波かそれ以外の波形かを判別することで、本実施形態ではＲ波の誤検出を減らして、Ｒ波検出の精度向上を図っている。

図３は、ＥＣＧ信号処理装置１のハードウェア構成を示す図である。ＥＣＧ信号処理装置１は、入出力インターフェース２０１、処理回路２０８、通信インターフェース２０３、記憶回路２０７を有する。また、記憶回路２０７は、ＲＡＭ（Random Access Memory）２０４、不揮発性メモリ２０５、ディスクドライブ２０６を有する。

記憶回路２０７の不揮発性メモリ２０５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。

処理回路２０８は、例えば、１つ又は複数のプロセッサ２０２を備えて構成される。ここで、「プロセッサ」という用語は、例えば、ＣＰＵ（Central Processing Unit）や信号処理プロセッサ等の専用、或いは汎用のプロセッサを含む。処理回路２０８のプロセッサ２０２は、１つまたは複数のプログラムを不揮発性メモリ２０５からＲＡＭ２０４に読み出して実行する処理、即ち、ソフトウェア処理によって、後述するＥＣＧ信号処理装置１の各種の機能を実現する。プロセッサ２０２は、不揮発性メモリ２０５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２０６或いは入出力インターフェース２０１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２０３を介してダウンロードしても良い。

また、処理回路２０８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。ＡＳＩＣやＦＰＧＡ、或いは専用の電子回路によるハードウェア処理によっても、ＥＣＧ信号処理装置１の各種の機能を実現することができる。また、処理回路２０８は、ハードウェアとソフトウェア処理とを組み合わせて、ＥＣＧ信号処理装置１の各種の機能を実現してもよい。

図４は、第１の実施形態のＥＣＧ信号処理装置１の機能構成と、ＥＣＧ信号処理装置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、複数誘導のＥＣＧ信号の一例として、第Ｉ誘導と第ＩＩ誘導の２つのＥＣＧ信号を生成し、ＥＣＧ信号処理装置１に送る。ＥＣＧ信号処理装置１は、ＥＣＧ信号から同期信号を生成し、心電同期撮像装置２００に送る。心電撮像装置２００は、同期信号に基づき被検体の撮像を行う。

心電計１００は、電極１０１ａ、１０１ｂ、１０２ａ、１０２ｂ、差動増幅器１１１、１１２、およびＡＤ変換器１２１、１２２を備える。電極１０１ａ、１０１ｂ、１０２ａ、１０２ｂは被検体の表面に取り付けられる。

差動増幅器１１１は電極１０１ａ、１０１ｂ間の、差動増幅器１１２は電極１０２ａ、１０２ｂ間の微弱な電位差を増幅する。ＡＤ変換器１２１は、差動増幅器１１１が増幅したアナログ信号を、ＡＤ変換器１２２は差動増幅器１１２が増幅したアナログ信号をそれぞれデジタル信号に変換する。

例えば、電極１０１ａと１０１ｂは、夫々左手と右手に装着され、差動増幅器１１１及びＡＤ変換器１２１は、第Ｉ誘導に対応するＥＣＧ信号を出力する。また、電極１０２ａと１０２ｂは、夫々左足と右手に装着され、差動増幅器１１２及びＡＤ変換器１２２は、第ＩＩ誘導に対応するＥＣＧ信号を出力する。

図４に示す心電計１００は、４つの電極１０１ａ、１０１ｂ、１０２ａ、１０２ｂを例示しているが、前述したように、電極の数は４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、四肢に夫々とりつける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良い。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。また、心電計１００は、２つの差動増幅器１１１、１１２、２つのＡＤ変換器１２１、１２２を備える構成を例示しているが、差動増幅器およびＡＤ変換器の数は２つに限定されるものではない。

ＥＣＧ信号処理装置１は、前述したように、処理回路２０８と、記憶回路２０７とを少なくとも有する。記憶回路２０７は、時刻差データベース３０を記憶する。時刻差データベース３０の具体例は後述する。

処理回路２０８は、第１ピーク検出機能１１、第２ピーク検出機能１２、時刻差算出機能２０、データベース更新機能２１、及び波形検出機能２２を、例えば処理回路２０８のプロセッサ２０２が、記憶回路２０７から読み出したプログラムを実行することによって実現する。

第１ピーク検出機能１１は、入出力インターフェース２０１を介して、心電計１００から第１のＥＣＧ信号を入力する。第１のＥＣＧ信号は、例えば、第Ｉ誘導に対応するＥＣＧ信号である。さらに、第１ピーク検出機能１１は、入力した第１のＥＣＧ信号に対し、Ｒ波の成分を強調しノイズ成分を抑圧するために、フィルタ処理を行う。このフィルタ処理では、低域通過フィルタ、高域通過フィルタ、帯域通過フィルタ、またはそれらの組み合わせを用いる。以下では、フィルタ処理によりＲ波成分が強調される処理を行う。Ｒ波成分が強調された第１のＥＣＧ信号を第１の強調ＥＣＧ信号と呼ぶ。

さらに、第１ピーク検出機能１１は、第１の強調ＥＣＧ信号の値を、所定の第１の閾値と比較し、第１の強調ＥＣＧ信号の値が第１の閾値を上回っている場合は、第１のピークが検出されたと判定し、第のピークに対応する時刻を第１のピーク時刻として、時刻差算出機能２０に出力する。

第２ピーク検出機能１２は、入出力インターフェース２０１を介して、心電計１００から第２のＥＣＧ信号を入力する。第２のＥＣＧ信号は、例えば、第ＩＩ誘導に対応するＥＣＧ信号である。第２ピーク検出機能１２は、入力した第２のＥＣＧ信号に対して、第１ピーク検出機能１１と同様のフィルタ処理を行って、第２の強調ＥＣＧ信号を生成する。さらに、第２ピーク検出機能１２は、第１ピーク検出機能１１と同様に、第２の強調ＥＣＧ信号の値を、所定の第２の閾値と比較し、第２の強調ＥＣＧ信号の値が第２の閾値を上回っている場合は、第２のピークが検出されたと判定し、第２のピークに対応する時刻を第２のピーク時刻として、時刻差算出機能２０に出力する。

なお、第１及び第２ピーク検出機能１１、１２において、Ｒ波を強調するためのフィルタ処理では、Ｒ波がマイナス側に現れる場合に対処するために、第１及び第２の強調ＥＣＧ信号の夫々の絶対値を出力しても良い。例えば不整脈が起こった場合や、心臓の位置や向きに対して電極１０１、１０２の貼り付け位置が適切でない場合に、Ｒ波がマイナス側に現れる場合がある。このような場合、絶対値を使用しないとそのマイナス側に現れたＲ波を取りこぼしてしまう。以下では、第１及び第２の強調ＥＣＧ信号はフィルタ処理後にその絶対値を計算したものとして説明する。

時刻差算出機能２０は、第１ピーク検出機能１１が検出した第１のピーク時刻と第２ピーク検出機能１２が検出した第２のピーク時刻の差Δｔを算出する。一般に、同一の被検体から取得した複数誘導のＥＣＧ信号のそれぞれでピーク検出した場合であっても、各誘導のＥＣＧ信号で検出されるピーク時刻は一致するとは限らない。そこで、誘導間でどれだけピーク時刻に差があるかを算出する。

データベース更新機能３０は、時刻差算出機能２０にて算出したピーク時刻差を集計した時刻差データベース３０を、ピーク時刻差が算出される都度、更新する。ピーク時刻差の集計方法としては、時刻差毎にその発生頻度を数え上げて集計しても良く、また、検出したピークの総数で正規化した発生確率として集計しても良い。さらに、ピーク時刻差を集計する際は、第１のピーク時刻と第２のピーク時刻の差のうち、特定の閾値より小さいもののみを集計しても良い。

波形検出機能２２は、時刻差算出機能２０にて算出された時刻差を、時刻差データベース３０に格納されている、各時刻差の発生頻度（或いは、発生確率）と比較し、検出されたピークがＲ波によるものか、それ以外のノイズ等によるものかを判別する。

Ｒ波によるピークの場合、通常は１心拍に１回ずつピークが検出される。そのため、長時間ＥＣＧ信号をモニタしていると、Ｒ波に対応するピーク時刻差の発生回数は時間と共に増加していく。一方で、ノイズ等により発生するピークは、そもそも発生頻度が心拍に比べ低いうえ、複数誘導管間のピーク時刻差が一定であるとは限らず、ノイズがピークとして検出された時に算出したピーク時刻差の発生頻度はさほど高くならない。

図５は、第１の実施形態に係るＥＣＧ信号処理装置１の処理の概要を示すフローチャートである。また、図６乃至図９は、ＥＣＧ信号処理装置１の動作概念を説明する図である。以下、図６乃至図９を参照しつつ、図５のフローに沿って、ＥＣＧ信号処理装置１の処理について説明する。

ステップＳＴ１００及びステップＳＴ１０１は、処理回路２０８の第１ピーク検出機能１１に対応するステップである。ステップＳＴ１００で、処理回路２０８は、例えば、第Ｉ誘導に対応する第１のＥＣＧ信号を時系列信号として入力する。入力するＥＣＧ信号は、心電計１００のＡＤ変換器１２１において、例えば、１０００Ｈｚでサンプリングされた（即ち、サンプリング間隔１ｍｓでサンプリングされた）デジタル信号である。ステップＳＴ１０１で、処理回路２０８は、第１のＥＣＧ信号にフィルタ処理を行い第１の強調ＥＣＧ信号を生成し、第１の閾値と比較してピークか否かを判別する。

ステップＳＴ１０２及びステップＳＴ１０３は、処理回路２０８の第２ピーク検出機能１２に対応するステップである。ステップＳＴ１０２で、処理回路２０８は、例えば、第ＩＩ誘導に対応する第２のＥＣＧ信号を時系列信号として入力する。入力するＥＣＧ信号は、心電計１００のＡＤ変換器１２２において、第１のＥＣＧ信号と同期してサンプリングされたデジタル信号である。ステップＳＴ１０３で、処理回路２０８は、第２のＥＣＧ信号にフィルタ処理を行い第２の強調ＥＣＧ信号を生成し、第２の閾値と比較してピークか否かを判別する。

第１の閾値と第２の閾値は、それぞれ第１の強調ＥＣＧ信号と第２の強調ＥＣＧ信号から決めても良く、また事前に与えた固定値としても良い。

ステップＳＴ１０４で、処理回路２０８は、第１ピーク検出機能１１と第２ピーク検出機能１２でピークが検出されたか否かの判定を行う。ピークが少なくとも一方のピーク検出機能にて検出されると（ステップＳＴ１０４のＹＥＳ）、ステップＳＴ１０５に進む。一方、第１ピーク検出機能１１と第２ピーク検出機能１２のどちらもピークを検出しないと（ステップＳＴ１０４のＮＯ）、ステップＳＴ１０９に進む。

ステップＳＴ１０５で、処理回路２０８は、第１ピーク検出機能１１と第２ピーク検出機能１２のそれぞれで検出されたピーク時刻のうち、最も直近のものを取得し、そのピーク時刻差Δｔを計算する。

図６は、ステップＳＴ１００からステップＳＴ１０５の処理の概念を示す図である。図６に示すように、例えば、第Ｉ誘導のＥＣＧ信号において検出された第１ピークの時刻と、第ＩＩ誘導のＥＣＧ信号において検出された第２ピークの時刻との差が、ピーク時刻差Δｔとして、ステップＳＴ１０５で算出される。

ステップＳＴ１０６で、処理回路２０８は、算出されたピーク時刻差Δｔの発生頻度が高いか否かを、時刻差データベース３０を参照して判定する。時刻差データベース３０には、過去に検出されたピークから算出したピーク時刻差の履歴が、夫々のピーク時刻差と、そのピーク時刻差が発生した頻度とが関連付けられている。

図７は、データベース更新機能２１による時刻差データベース３０の作成、或は更新の手順の概念を示す図である。第１ピーク検出機能１１は、図７の上段に示すように、第Ｉ誘導に対応するＥＣＧ信号から第１のピークを検出し、それぞれの検出時刻、ta(1)、ta(2)、ta(2)、・・・、ta(n)、ta(n+1)を求める。同様に、第２ピーク検出機能１２は、図７の中段に示すように、第ＩＩ誘導に対応するＥＣＧ信号から第２のピークを検出し、それぞれの検出時刻、tb(1)、tb(2)、tb(2)、・・・、tb(n)、tb(n+1)を求める。一方、時刻差算出機能２０は、第１のピークと第２のピークの夫々の時刻差Δt(1)、Δt(2)、Δt(3)、・・・、Δt(n)、Δt(n+1)、を順次求めていく。

データベース更新機能２１は、各時刻差を所定の時間幅の区分に分類し、区分ごとに時刻差の発生頻度を集計していく。例えば、時刻差Δｔが０≦Δｔ＜２ｍｓのときは区分「０ｍｓ」に分類し、２≦Δｔ＜４ｍｓのときは区分「２ｍｓ」に分類し、４≦Δｔ＜６ｍｓのときは区分「４ｍｓ」に分類し、６≦Δｔ＜８ｍｓのときは区分「６ｍｓ」に分類し、８≦Δｔ＜１０ｍｓのときは区分「８ｍｓ」に分類する、というように時刻差Δｔを２ｍｓ幅の区分に分類し、各区分に落ち込む時刻差Δｔの発生回数を順次集計することにより、時刻差データベース３０を構築していく。

図８は、上記のように構築された時刻差データベース３０の一例をグラフの形態で示す図である。図８の横軸は、上述した時刻差Δｔの各区分に対応し、縦軸は、時刻差Δｔの発生頻度を、発生の総数に対する比率（％）として示している。図８に示す例では、時刻差Δｔが、４≦Δｔ＜６ｍｓの範囲となる（即ち、区分「４ｍｓ」に属する）頻度が、それ以外の範囲となる場合の頻度に比べると、著しく高くなることを示している。

図５のステップＳＴ１０６では、ステップＳＴ１０５で新たに時刻差が算出されるたびに、時刻差データベース３０を参照する。そして、ステップＳＴ１０５で算出されたピーク時刻差の区分と同じピーク時刻差区分の発生頻度が、所定の閾値よりも高いと判定される（ステップＳＴ１０６のＹＥＳ）、ステップＳＴ１０７に進む。ステップＳＴ１０７では、Ｒ波が正しく検出されたものとして、同期信号を心電同期撮像装置３００に出力する。その後、ステップＳＴ１０８に進む。

一方、ステップＳＴ１０５で算出されたピーク時刻差の区分と同じピーク時刻差区分の発生頻度が、所定の閾値よりも低いと判定された場合には（ステップＳＴ１０６のＮＯ）、同期信号を心電同期撮像装置３００に出力することなくステップＳＴ１０８に進む。

ステップＳＴ１０８では、ステップＳＴ１０５で算出されたピーク時刻差Δｔを用いて、時刻差データベース３０を更新する。つまり、ピーク時刻差の総数を１つ増加させると共に、該当する区分の時刻差の発生回数を１つ増加させることにより、該当する区分の時刻差の発生頻度を再計算して、時刻差データベース３０を更新する。

ステップＳＴ１０９は終了判定であり、処理回路２０８は、処理終了の指示が外部から入力されるまで、ステップＳＴ１００からＳＴ１０８までの処理を繰り返す。

図９は、上述したステップＳＴ１００からＳＴ１０８までの動作概念を説明する図である。図９の最上段は、Ｒ波とノイズを含むＥＣＧ信号を例示する図である。図９の第２段目と第３段目は、ステップＳＴ１００からステップＳＴ１０４の処理に対応する図である。また、図９の第４段目は、ステップＳＴ１０５の処理に対応する図である。図９の第５段目以下は、ステップＳＴ１０６からステップＳＴ１０８の処理に対応する図である。

上述した第１の実施形態に係るＥＣＧ信号処理装置１は、単独では必ずしも精度の高くない第１ピーク検出機能１１及び第２ピーク検出機能１２の２つのピーク検出機能を使用し、そこで検出された夫々のピーク時刻の差を、過去の履歴から集計したピーク時刻差の発生頻度と比較して判定する構成となっている。このため、ＥＣＧ信号に混入したノイズをＲ波であると誤検出してしまう失敗を低減させることができる。

図１０は、第１の実施形態に係るＥＣＧ信号処理装置１の効果を確認すべく、ＥＣＧ信号に対してＲ波検出を行った結果を図６に図である。ボランティア３名に３テスラのＭＲＩ装置を用いてＭＲＩ検査を受けてもらい、その間に収集したＥＣＧ信号に対してＲ波検出を行い、信号処理装置が検出したＲ波のうちいくつが誤検出（検出したが正解ではない）であったかを評価した。図６の横軸は、被験者のＩＤである。Ｒ波形状は個人差が大きく、被験者１の場合、従来のピーク検出のみを行った場合には誤検出の確率が非常に高かったのに対して、被験者２、３の場合には、従来のピーク検出のみを行った場合であっても誤検出の確率はそれ程高くなかった。

これに対して、上述した本実施形態のピーク時刻差を用いた判定を行った場合、被験者１に対しては、誤検出率が大幅に改善された。また、被験者２、３の場合に対しても、誤検出率の低減が見られた。このように、いずれの場合にも、本実施形態のピーク時刻差を用いた判定を用いることで誤検出率を低減させることができており、ＥＣＧ信号処理装置１の前述した処理の効果が確認できた。

（第１の実施形態の変形例）
図１１は、第１の実施形態の変形例に係る構成例を示すブロック図である。第１の実施形態の変形例では、ＥＣＧ信号処理装置１が心電同期撮像装置３００ａ含まれる構成となっている。

図１１において、スキャナ３１０は、ＥＣＧ信号処理装置１から出力される同期信号に同期して撮像を行う装置である。

例えば、心電同期撮像装置３００ａがＭＲＩ装置の場合には、スキャナ３１０は、静磁場磁石、傾斜磁場コイル、ＲＦコイル、送信器、受信器等のコンポーネントを含んで構成される。スキャナ３１０は、Ｒ波から検出され同期信号に同期した心電同期撮像を行い、被検体のＭＲ信号を収集する。そして、ＭＲＩ装置が具備する処理回路の画像生成機能３２０は、収集したＭＲ信号を再構成して画像を生成する。

或いは、例えば、心電同期撮像装置３００ａがＣＴ装置の場合には、スキャナ３１０は、Ｘ線管、Ｘ線検出装置、ＤＡＳ装置等のコンポーネントを含んで構成される。この場合にも、スキャナ３１０は、Ｒ波から検出され同期信号に同期した心電同期撮像を行い、被検体に対する投影データを収集する。そして、ＣＴ装置が具備する処理回路の画像生成機能３２０によって、収集した投影データを再構成して画像を生成する。

ＭＲＩ装置、或いはＣＴ装置の画像生成機能３２０によって生成された画像は、ディスプレイ３３０に表示される。ディスプレイ２３０は心電計から取得したＥＣＧ信号と信号処理装置１から取得した同期信号を表示しても良い。

（第２の実施形態）
図１２は、第２の実施形態のＥＣＧ信号処理装置１の構成例と、ＥＣＧ信号処理装置１に接続される装置の構成を示すブロック図である。

第１の実施形態のＥＣＧ信号処理装置１の構成例（図４）と比べると、心電同期撮像装置２００がＭＲＩ装置４００になっていること、及び、ＭＲＩ装置４００のシーケンスコントローラからＥＣＧ信号処理装置１のデータベース更新機能２１に対して、撮像状態信号が出力されている点が異なっている。それ以外は、第１の実施形態のＥＣＧ信号処理装置１の構成と同じである。

一般に、ＭＲＩ装置４００の撮像中においては、傾斜磁場および高周波磁場が印加されるため、ＥＣＧ信号に大きなノイズが混入する可能性が高い。このため、ＭＲＩ装置４００の撮像中に時刻差データベース３０を作成、或いは更新すると、ノイズの影響を受けた、品質の良くないデータベースとなる可能性が高い。

そこで、第２の実施形態では、ＭＲＩ装置４００が「撮像中」、或いは「動作中」の場合には、時刻差データベース３０を作成或いは更新を禁止し、ＭＲＩ装置４００が「非撮像中」、或いは「非動作中」の場合にのみ、時刻差データベース３０を作成或いは更新を行うものとしている。

そして、ＭＲＩ装置４００が「撮像中」或いは「動作中」であるのか否かを判定するために、ＭＲＩ装置４００から出力される撮像状態信号を使用するものとしている。

ＭＲＩ装置４００においては、傾斜磁場やＲＦパルスの強度や印加タイミング等が規定された「パルスシーケンス」が実行されることによりデータが収集される。また、パルスシーケンスの実行開始から、必要数のＴＲ（Repetition Time）が繰り返されて所定のデータを収集するまでの撮像単位は、「プロトコル」等と称される。本明細書において、ＭＲＩ装置４００が「撮像中」或いは「動作中」であるという場合は、例えば、パルスシーケンスが実行されている期間であることを意味する。反対に、本明細書において、ＭＲＩ装置が「非撮像中」或いは「非動作中」という場合は、例えば、パルスシーケンスが実行されていない期間であることを意味する。例えば、一連の検査に含まれる最初のプロトコルの開始前や、プロトコルとプロトコルとの間等が、非撮像中」或いは「非動作中」に相当する。なお、パルスシーケンスに含まれる１つのＴＲの中においても、傾斜磁場やＲＦパルスが印加されていない期間が存在し得る。このような期間を、「非撮像中」或いは「非動作中」として取り扱うことも可能である。

上記のように、ＭＲＩ装置４００が「撮像中」或いは「動作中」であるのかを判定するために撮像状態信号としては、傾斜磁場やＲＦパルスが印加されているか否かを示す信号を用いることができる。

図１３は、第２の実施形態のＥＣＧ信号処理装置１の動作例を示すフローチャートである。第２の実施形態のＥＣＧ信号処理装置１の動作例（図５）との相違は、ステップＳＴ２００が追加されている点である。

ステップＳＴ２００では、撮像状態信号に基づいて、傾斜磁場が印加されているか否を判定し、傾斜磁場が印加されていない場合にのみ（即ち、非撮像中の場合にのみ）（ステップＳＴ２００のＮＯ）、時刻差データベース３０を更新するようにしている。

上述した第２の実施形態に係るＥＣＧ信号処理装置１によれば、傾斜磁場の切り替えによりＥＣＧ信号にノイズが混入しピーク検出が困難になる撮像中は時刻差データベース３０の更新を停止することにより、ノイズをピークと誤検出した結果を時刻差データベース３０に反映させてしまう誤りを防ぐことができる。

このように、第２の実施形態に係るＥＣＧ信号処理装置１では、ノイズの影響を受けていない、品質の高い時刻差データベース３０を生成することができるため、Ｒ波を高い精度で検出することができる。

以上説明してきた、少なくとも１つの実施形態に係るＥＣＧ信号処理装置によれば、イズが混入した心拍に関する生体信号から、精度よく特定の波形を検出できる。

なお、実施形態における第１ピーク検出機能及び第２ピーク検出機能は、特許請求の範囲のピーク検出部の一例である。また、実施形態における時刻差算出機能及び波形検出機能は、夫々、特許請求の範囲の時刻差算出部及び波形検出部の一例である。

また、実施形態におけるデータベース更新機能は、特許請求の範囲のデータベース更新部の一例である。

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。

１ＥＣＧ信号処理装置、信号処理装置
１１第１ピーク検出機能
１２第２ピーク検出機能
２０時刻差算出機能
２１データベース更新機能
２２波形検出機能
３０時刻差データベース
１００心電計
２０７記憶回路
２０８処理回路
３００心電同期撮像装置、撮像装置

Claims

撮像装置に接続可能に構成される信号処理装置であって、
複数誘導の心拍に関連する複数の生体信号のピークを夫々検出するピーク検出部と、
前記複数の生体信号のピーク時刻の差を算出する時刻差算出部と、
前記ピーク時刻の差に基づいて、前記生体信号の特定の波形を検出する波形検出部と、
を備える信号処理装置。
前記ピーク時刻の差と、前記差の発生頻度とが関連付けられた時刻差データベース、を記憶する記憶部と、
前記複数の生体信号のピークが検出され、前記複数の生体信号のピーク時刻の差が算出される度に、前記時刻差データベースを更新するデータベース更新部と、
をさらに備え、
前記波形検出部は、前記時刻差データベースを参照し、あらたに検出された前記複数の生体信号の各ピークのピーク時刻の差が、所定の発生頻度よりも高いときに前記特定の波形を検出する、
請求項１に記載の信号処理装置。
前記生体信号はＥＣＧ信号であり、前記特定の波形はＲ波である、
請求項１又は２に記載の信号処理装置。
複数誘導の心拍に関連する複数の生体信号は、ＥＣＧ信号の中の第１誘導及び第２誘導であり、
前記波形検出部は、前記第１誘導の信号から検出した第１のピークと、前記第２誘導の信号から検出した第２のピークの、夫々のピークの時刻差に基づいて、前記特定の波形を検出する、
請求項１乃至３のいずれか１項に記載の信号処理装置。
前記撮像装置の動作状態をモニタし、前記撮像装置の動作状態に応じて時刻差データベースを更新するか否かを判定する更新判定部、
をさらに備える、
請求項２に記載の信号処理装置。
前記撮像装置はＭＲＩ装置であり、
前記更新判定部は、前記ＭＲＩ装置が撮像していないときに検出された前記ピークの時刻差に基づいて前記時刻差データベースを更新し、前記ＭＲＩ装置が撮像しているときは前記時刻差データベースを更新せずに保持する、
請求項５に記載の信号処理装置。
複数誘導の心拍に関連する複数の生体信号のピークを夫々検出するピーク検出部と、
前記複数の生体信号のピーク時刻の差を算出する時刻差算出部と、
前記ピーク時刻の差に基づいて、前記生体信号の特定の波形を検出する波形検出部と、
検出された前記特定の波形に同期して被検体を撮像し、前記被検体の撮像データを収集する撮像部と、
収集した前記撮像データから、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。
複数誘導の心拍に関連する複数の生体信号のピークを夫々検出し、
前記複数の生体信号のピーク時刻の差を算出し、
前記ピーク時刻の差に基づいて、前記生体信号の特定の波形を検出する、
信号処理方法。