JP6099358B2 - 細動検出器および除細動装置 - Google Patents

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Description

本発明は、生体の心臓から得られる心電信号を処理する細動検出器、およびこの細動検出器を有する除細動装置に関する。
心臓が正常に動作している場合、心臓は正常洞調律（ＮＳＲ）と呼ばれる状態にある。以下、図９および図１０を用いてＮＳＲ状態における心電信号（ＥＣＧ: Electro Cardio Gram）の特徴について説明する。図９は非特許文献１のFigure4.4から引用した図であり、図１０は非特許文献１のFigure8.6から引用した図である。
ＮＳＲ状態にあるＥＣＧを測定すると、図９に示すようなＱＲＳ波と呼ばれるＥＣＧが得られる。図９は、ＥＣＧの波形を示している。図中の横方向が時間を示し、縦方向が振幅を示している。図９に記されたＰ、Ｑ、Ｒ、Ｓ、Ｔ、Ｕの文字は夫々、ＥＣＧにおいて、Ｐ波、Ｑ波、Ｒ波、Ｓ波、Ｔ波、Ｕ波と呼ばれる信号を示している。
図１０は、ＮＳＲ状態にあるＥＣＧを周波数解析（フーリエ変換）した結果を示している。図１０のグラフから、Ｔ波は約５Ｈｚにスペクトルの中心を有し、Ｒ波は約８Ｈｚ〜約１５Ｈｚにスペクトルの中心を有することがわかる。
植込み型除細動装置（ＩＣＤ）が適用される患者において、心室細動（ＶＦ）と呼ばれる発作が生じる場合がある。ＶＦが患者に発生した場合、患者のＥＣＧは不規則な振幅や波形を呈し、後述するようにＱＲＳ波やＴ波を区別しにくくなってしまう。ＶＦ状態にあるＥＣＧをフーリエ変換した場合、Ｒ波に対応した、約８Ｈｚ〜約１５Ｈｚに存在するスペクトルの振幅が減少し、Ｔ波に対応した約５Ｈｚ付近のスペクトルの振幅が増大する傾向がある。ＶＦは数秒以内に血液の循環停止を起こし、突然心臓死の最大の原因であるため、直ちに電気的除細動を行う必要がある。
以下、図１１および図１２を用いて、特許文献１に記載のＩＣＤが心臓の脈拍を検出する仕組みについて説明する。図１１は、特許文献１のＦＩＧ２に対応する図であり、図１２は、特許文献１のＦＩＧ３に対応する図である。
図１１は、固定閾値を用いて心拍数を計測する方法を示している。図中の横方向が時間を示し、縦方向が振幅を示している。図中の実線はＥＣＧを示し、破線は閾値を示している。実線と破線が交差した部分は心拍としてカウントされる。図１１（ａ）の実線は典型的なＮＳＲのＥＣＧを示し、図１１（ｂ）の実線は典型的な頻脈（ＶＴ）のＥＣＧを示し、図１１（ｃ）の実線は典型的なＶＦのＥＣＧを示している。また、破線ＴＩ、ＴＩＩ、ＴＩＩＩは夫々、ＮＳＲ、ＶＴ、ＶＦの心拍検出に好適な閾値を示している。
一般に、カウントされた心拍数が１４５ｂｐｍ（Beat Per Minute）以下の場合にＮＳＲと診断され、１４６〜２２５ｂｐｍの場合にＶＴと診断され、２２６ｂｐｍ以上の場合にＶＦと診断される。また、ＮＳＲ、ＶＴ、ＶＦのそれぞれのＥＣＧのピーク値を比較すると、ＶＦのピーク値は、ＮＳＲ、ＶＴの場合と比べて、明らかに小さな値をとる。図１１から分かる通り、ＮＳＲ、ＶＴの心拍を検出するのに好適な、高めの閾値を設定すると、ＶＦの心拍を検出できず、ＶＦの心拍を検出するのに好適な、低めの閾値を設定すると、ＮＳＲ、ＶＴのＥＣＧに存在するＴ波を心拍として検出してしまう危険性がある。
このため、図１２（ａ）の破線が示すように、Ｒ波（図１２の上段の実線）のピーク位置から指数関数的に減衰する閾値を用いて心拍を検出する方法が一般に用いられている。このような方法は、ＡＧＣ方式と呼ばれる。図１２は、ＡＧＣ方式を用いて心拍数を計測する方法を示している。図１２（ａ）の実線はＥＣＧであり、図１２（ａ）の破線はＡＧＣ方式における閾値電圧である。図中の横方向が時間を示し、縦方向が振幅を示している。一般的なＡＧＣ方式において、閾値は、Ｒ波を検出した際のピーク値の７５％の値から指数関数的に減衰する特性を有し、その時定数は４００ｍｓである。
図１２（ｂ）の棒グラフは、心拍が検出されたタイミングを示しており、図１２（ｂ）の範囲Ａの部分がＮＳＲに相当し、範囲Ｂの部分がＶＴに相当し、範囲Ｃの部分がＶＦに相当する。図から分かる通り、ＮＳＲおよびＶＴの区間において、心拍数は正確に検出されている。
米国特許第５８９１１６９号明細書
John G. Webster ，"Design of Cardiac Pacemakers"，IEEE Press (1995)
しかし、図１２では、ＶＴ区間の最後のＲ波が検出された後、振幅の小さなＶＦ波形が出現しているため、閾値が十分に小さな値に収束するまで、ＶＦの心拍が検出されていない。最初のＶＦの心拍が検出された後も、大きな振幅のＶＦ波形の後に不規則に現れる小さなＶＦ波形は、ＡＧＣ方式による心拍の検出方法でも検出できておらず、本来計測されるべきＶＦの心拍数よりも低い心拍数が装置によって認識される。したがって、ＡＧＣ方式による心拍の検出方法では、ＶＦを検出できない可能性や、ＶＦの診断が遅れる可能性があるという課題がある。
本発明は、上述した課題に鑑みてなされたものであって、不規則な振幅や形状を示す心室細動（ＶＦ）を短時間で正確に検出することができる細動検出器および除細動装置を提供することを目的とする。
本発明は、上記の課題を解決するためになされたもので、生体の心臓から得られる心電信号のＲ波を構成する周波数成分のパワーを略ＤＣ成分に変換して、Ｒ波パワーとして出力するＲ波検出部と、前記心電信号のＴ波を構成する周波数成分のパワーを略ＤＣ成分に変換して、Ｔ波パワーとして出力するＴ波検出部と、前記Ｒ波パワーおよび前記Ｔ波パワーが入力され、前記Ｒ波パワーおよび前記Ｔ波パワーの大小を比較した結果を比較信号として出力する比較部と、を有し、前記心臓が正常洞調律の状態であるとき、前記比較部は、前記Ｒ波パワーが前記Ｔ波パワーよりも大きいことを示す前記比較信号を出力し、前記心臓が心室細動の状態であるとき、前記比較部は、前記Ｒ波パワーが前記Ｔ波パワー以下であることを示す前記比較信号を出力することを特徴とする細動検出器である。
また、本発明の細動検出器において、前記Ｒ波を構成する周波数成分の帯域は、１０Ｈｚ〜３０Ｈｚの範囲であり、前記Ｔ波を構成する周波数成分の帯域は、１Ｈｚ〜１２Ｈｚの範囲であることを特徴とする。
また、本発明の細動検出器において、前記Ｒ波検出部は、前記心電信号を、前記Ｒ波の周波数の２倍より大きな周波数で変化する変調信号により変調して被変調信号を出力する変調部と、前記被変調信号が入力され、前記被変調信号を所定の倍率で増幅した結果を夫々第一の被増幅信号および第二の被増幅信号として出力する増幅部と、前記第一の被増幅信号が入力され、前記Ｒ波を構成する周波数成分の帯域の範囲で前記変調信号の周波数とは異なる周波数で動作する第一の復調信号により前記第一の被増幅信号を復調した結果を第一の被復調信号として出力する第一の復調部と、前記第二の被増幅信号が入力され、周波数が前記第一の復調信号の周波数と同じであって位相が前記第一の復調信号の位相と９０度異なる第二の復調信号により前記第二の被増幅信号を復調した結果を第二の被復調信号として出力する第二の復調部と、前記第一の被復調信号が入力され、前記変調信号の周波数と前記第一の復調信号の周波数との差分よりも小さな第一のカットオフ周波数で前記第一の被復調信号を低域濾過して第一の濾過信号として出力する第一のローパスフィルタと、前記第二の被復調信号が入力され、前記変調信号の周波数と前記第二の復調信号の周波数との差分よりも小さな第二のカットオフ周波数で前記第二の被復調信号を低域濾過して第二の濾過信号として出力する第二のローパスフィルタと、前記第一の濾過信号および前記第二の濾過信号が入力され、前記第一の濾過信号および前記第二の濾過信号に二乗和演算を含む演算を施した結果をパワー信号として出力するパワー演算部と、前記パワー信号が入力され、前記第一のカットオフ周波数および前記第二のカットオフ周波数よりも小さな周波数で前記パワー信号を低域濾過したパワー平均信号を前記Ｒ波パワーとして出力する第三のローパスフィルタと、を有することを特徴とする。
また、本発明の細動検出器において、前記Ｔ波検出部は、前記心電信号を、前記Ｔ波の周波数の２倍より大きな周波数で変化する変調信号により変調して被変調信号を出力する変調部と、前記被変調信号が入力され、前記被変調信号を所定の倍率で増幅した結果を夫々第一の被増幅信号および第二の被増幅信号として出力する増幅部と、前記第一の被増幅信号が入力され、前記Ｔ波を構成する周波数成分の帯域の範囲で前記変調信号の周波数とは異なる周波数で動作する第一の復調信号により前記第一の被増幅信号を復調した結果を第一の被復調信号として出力する第一の復調部と、前記第二の被増幅信号が入力され、周波数が前記第一の復調信号の周波数と同じであって位相が前記第一の復調信号の位相と９０度異なる第二の復調信号により前記第二の被増幅信号を復調した結果を第二の被復調信号として出力する第二の復調部と、前記第一の被復調信号が入力され、前記変調信号の周波数と前記第一の復調信号の周波数との差分よりも小さな第一のカットオフ周波数で前記第一の被復調信号を低域濾過して第一の濾過信号として出力する第一のローパスフィルタと、前記第二の被復調信号が入力され、前記変調信号の周波数と前記第二の復調信号の周波数との差分よりも小さな第二のカットオフ周波数で前記第二の被復調信号を低域濾過して第二の濾過信号として出力する第二のローパスフィルタと、前記第一の濾過信号および前記第二の濾過信号が入力され、前記第一の濾過信号および前記第二の濾過信号に二乗和演算を含む演算を施した結果をパワー信号として出力するパワー演算部と、前記パワー信号が入力され、前記第一のカットオフ周波数および前記第二のカットオフ周波数よりも小さな周波数で前記パワー信号を低域濾過したパワー平均信号を前記Ｔ波パワーとして出力する第三のローパスフィルタと、を有することを特徴とする。
また、本発明の細動検出器において、前記変調部と、前記増幅部と、前記第一の復調部と、前記第二の復調部と、前記第一のローパスフィルタと、前記第二のローパスフィルタはアナログ回路で構成され、前記パワー演算部と、前記第三のローパスフィルタはデジタル回路で構成されることを特徴とする。
また、本発明は、上記の細動検出器と、前記細動検出器から前記比較信号が入力され、前記比較信号が心室細動を知らせる状態になった際に、除細動の準備を開始するための除細動制御信号を出力する制御部と、前記除細動制御信号が入力され、前記除細動制御信号に基づいて除細動の準備を開始した後、所定の時間、細動が回復しない場合に、除細動信号を心臓に印加する除細動信号生成部と、を有することを特徴とする除細動装置である。
本発明によれば、Ｒ波パワーおよびＴ波パワーの大小を比較することにより、正常洞調律（ＮＳＲ）の状態で測定されたＲ波の周波数成分が心室細動の状態で減少し、正常洞調律の状態で測定されたＴ波の周波数成分が心室細動の状態で増加する現象を検出して心室細動を診断することが可能となるため、心電信号の絶対値が急激に変化した場合でも、心室細動を短時間で正確に検出することができる。
本発明の一実施形態に係る除細動装置の構成を示すブロック図である。 本発明の一実施形態に係る細動検出器の構成を示すブロック図である。 本発明の一実施形態に係る細動検出器の主要ノードにおける信号の時間変化を示すグラフである。 本発明の一実施形態に係るＲ波検出部の構成を示すブロック図である。 本発明の一実施形態に係るＲ波検出部の主要ノードにおける信号の周波数成分を示すグラフである。 本発明の一実施形態に係るシミュレーション実験の結果を示すグラフである。 本発明の一実施形態に係るＲ波検出部の他の構成を示すブロック図である。 本発明の一実施形態に係る細動検出器の他の構成を示すブロック図である。 心電信号の波形を示す参考図である。 心電信号の周波数解析結果を示すグラフである。 心電信号の波形を示す参考図である。 心電信号の波形を示す参考図である。
＜除細動装置＞
以下、図面を参照し、本発明の実施形態を説明する。図１は、本発明の一実施形態に係る除細動装置の構成を示している。図１に示す除細動装置ＤＥＦ＿ＡＰＴＳは、細動検出器ＦＩＢ＿ＤＥＴＥＣＴと、制御部ＣＴＲＬ＿ＭＥＡＮと、除細動信号生成部ＤＥＦ＿ＭＥＡＮとで構成されている。
細動検出器ＦＩＢ＿ＤＥＴＥＣＴは心臓ＨＴと制御部ＣＴＲＬ＿ＭＥＡＮに接続されている。細動検出器ＦＩＢ＿ＤＥＴＥＣＴには心臓ＨＴからリード線ＬＤを介して心電信号ＥＣＧが入力されている。細動検出器ＦＩＢ＿ＤＥＴＥＣＴは、心臓ＨＴがＶＦの症状を発生しているか否かを判定した結果を比較信号ｓｉｇ＿ｃｏｍｐとして制御部ＣＴＲＬ＿ＭＥＡＮに出力する。細動検出器ＦＩＢ＿ＤＥＴＥＣＴがＶＦを判定する仕組みについては後で詳細に説明する。比較信号ｓｉｇ＿ｃｏｍｐは、ハイレベル（「Ｈ」）またはローレベル（「Ｌ」）となる論理信号である。比較信号ｓｉｇ＿ｃｏｍｐの「Ｈ」は心臓ＨＴがＶＦの症状であることを示し、比較信号ｓｉｇ＿ｃｏｍｐの「Ｌ」は心臓ＨＴがＮＳＲまたはＶＴの状態であることを示している。
制御部ＣＴＲＬ＿ＭＥＡＮは細動検出器ＦＩＢ＿ＤＥＴＥＣＴと除細動信号生成部ＤＥＦ＿ＭＥＡＮに接続されている。制御部ＣＴＲＬ＿ＭＥＡＮは、細動検出器ＦＩＢ＿ＤＥＴＥＣＴから入力される比較信号ｓｉｇ＿ｃｏｍｐが「Ｌ」の場合には待機状態にあり、比較信号ｓｉｇ＿ｃｏｍｐが「Ｈ」の場合には除細動制御信号ＤＥＦ＿ＣＴＲＬを除細動信号生成部ＤＥＦ＿ＭＥＡＮに送信する。
除細動信号生成部ＤＥＦ＿ＭＥＡＮは制御部ＣＴＲＬ＿ＭＥＡＮと心臓ＨＴに接続されている。除細動信号生成部ＤＥＦ＿ＭＥＡＮは制御部ＣＴＲＬ＿ＭＥＡＮから除細動制御信号ＤＥＦ＿ＣＴＲＬを受け取ると、除細動信号ＤＥＦ＿ＳＩＧを心臓ＨＴに印加するための準備を行い、所定の時間が経過してもＶＦが停止せず、細動が回復しない場合に、リード線ＬＤを介して除細動信号ＤＥＦ＿ＳＩＧを心臓ＨＴに印加する。
なお、除細動信号ＤＥＦ＿ＳＩＧが心臓ＨＴに印加されると、電気ショックの作用によりＶＦは停止する。必要に応じて心臓ＨＴにペーシングパルスを印加することにより、心臓ＨＴはＮＳＲの状態に復帰する。
＜細動検出器＞
以下、図２および図３を参照し、本実施形態に係る細動検出器ＦＩＢ＿ＤＥＴＥＣＴの構成および動作について説明する。
＜細動検出器ＦＩＢ＿ＤＥＴＥＣＴの構成＞
先ず、細動検出器ＦＩＢ＿ＤＥＴＥＣＴの構成について図２を用いて説明する。図２は、本実施形態に係る細動検出器ＦＩＢ＿ＤＥＴＥＣＴの構成を示している。図２に示す細動検出器ＦＩＢ＿ＤＥＴＥＣＴは、Ｒ波検出部Ｒ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮと、Ｔ波検出部Ｔ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮと、比較部ＣＭＰとで構成されている。
Ｒ波検出部Ｒ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮは心臓ＨＴと比較部ＣＭＰに接続されている。Ｒ波検出部Ｒ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮは、心臓ＨＴから入力される心電信号ＥＣＧのＲ波に相当する周波数成分のパワーを略ＤＣ成分に変換して、Ｒ波パワーＶ＿Ｒとして比較部ＣＭＰに出力する。
Ｔ波検出部Ｔ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮは心臓ＨＴと比較部ＣＭＰに接続されている。Ｔ波検出部Ｔ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮは、心臓ＨＴから入力される心電信号ＥＣＧのＴ波に相当する周波数成分のパワーを略ＤＣ成分に変換して、Ｔ波パワーＶ＿Ｔとして比較部ＣＭＰに出力する。
比較部ＣＭＰは、Ｒ波検出部Ｒ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮと、Ｔ波検出部Ｔ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮと、図１に記載の制御部ＣＴＲL＿ＭＥＡＮとに接続されている。比較部ＣＭＰは、Ｒ波パワーＶ＿ＲとＴ波パワーＶ＿Ｔの大小関係を比較した結果を比較信号ｓｉｇ＿ｃｏｍｐとして制御部ＣＴＲL＿ＭＥＡＮに出力する。
＜細動検出器ＦＩＢ＿ＤＥＴＥＣＴの動作＞
次に、図３を参照し、細動検出器ＦＩＢ＿ＤＥＴＥＣＴの動作原理について詳細に説明する。図３は、細動検出器ＦＩＢ＿ＤＥＴＥＣＴの主要ノードにおける信号の時間変化を示している。図３（ａ）、（ｂ）、（ｃ）はそれぞれ後述する信号に対応しており、横軸に関して原点とスケールは、図３（ａ）、（ｂ）、（ｃ）で共通である。
先ず、図３（ａ）を用いて心臓ＨＴの動作について説明する。心臓ＨＴは心電信号ＥＣＧを生成し、Ｒ波検出部Ｒ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮとＴ波検出部Ｔ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮに出力する。心電信号ＥＣＧの時間変化は図３（ａ）中の実線に示す通りである。図３（ａ）に記載されたグラフの横軸は時間軸であり、縦軸は電圧軸である。時刻ｔ１までは心電信号ＥＣＧはＮＳＲの状態にあり、時刻ｔ１以降、心電信号ＥＣＧはＶＦの状態にある。ＮＳＲの区間において、図１１（ａ）を用いて説明したような規則的なＱＲＳ波が連続しており、ＶＦの区間において、図１１（ｃ）を用いて説明したような不規則な信号が連続している。
次に、図３（ｂ）を用いてＲ波検出部Ｒ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮおよびＴ波検出部Ｔ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮの動作について説明する。図３（ｂ）の横軸は時間軸であり、縦軸はパワー（電圧の二乗）を表す軸である。図３（ｂ）の実線は、Ｒ波検出部Ｒ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮから出力されるＲ波パワーＶ＿Ｒの波形を示している。図３（ｂ）の破線は、Ｔ波検出部Ｔ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮから出力されるＴ波パワーＶ＿Ｔに係数αを乗じた信号の波形を示している。係数αは後述する所定の係数（定数）である。
先ず、Ｒ波検出部Ｒ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮについて説明する。Ｒ波検出部Ｒ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮは、心臓ＨＴから入力される心電信号ＥＣＧのＲ波に相当する周波数成分のパワーを略ＤＣ成分に変換して、Ｒ波パワーＶ＿Ｒとして比較部ＣＭＰに出力する。前述した通り、ＮＳＲの区間では、Ｒ波の出現に対応して、実線が示すＲ波パワーは、破線が示すＴ波パワーよりも高くなっているが、ＶＦの区間において明確なＲ波が出現しなくなるため、破線が示すＴ波パワーよりも低いレベルに落ち込んでいる。なお、Ｒ波に相当する周波数の抽出範囲は、その抽出範囲に設定された最小周波数と最大周波数の間の周波数で構成され、１０Ｈｚ〜３０Ｈｚの範囲で任意に設定可能である。ＶＦを的確に検出するのに好適なＲ波に相当する周波数の抽出範囲は患者毎に異なるため、除細動装置ＤＥＦ＿ＡＰＴＳの植え込み時に医師により最適な値が設定される。
次に、Ｔ波検出部Ｔ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮについて説明する。Ｔ波検出部Ｔ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮは、心臓ＨＴから入力される心電信号ＥＣＧのＴ波に相当する周波数成分のパワーを略ＤＣ成分に変換して、Ｔ波パワーＶ＿Ｔとして比較部ＣＭＰに出力する。ＶＦが発生すると、ＮＳＲの状態で発生していたＲ波の周波数成分がＴ波の周波数成分の帯域にシフトするため、ＶＦの状態では実線が示すＴ波パワーのレベルが上昇している。なお、Ｔ波に相当する周波数の抽出範囲は、その抽出範囲に設定された最小周波数と最大周波数の間の周波数で構成され、１Ｈｚ〜１２Ｈｚの範囲で任意に設定可能である。ＶＦを的確に検出するのに好適なＴ波に相当する周波数の抽出範囲は患者毎に異なるため、除細動装置ＤＥＦ＿ＡＰＴＳの植え込み時に医師により最適な値が設定される。
次に、図３（ｃ）を用いて比較部ＣＭＰの動作について説明する。図３（ｃ）の横軸は時間軸であり、縦軸は論理レベルを表す軸である。比較部ＣＭＰは、Ｒ波パワーＶ＿ＲとＴ波パワーＶ＿Ｔの大小関係を比較した結果を比較信号ｓｉｇ＿ｃｏｍｐとして制御部ＣＴＲL＿ＭＥＡＮに出力する。
比較信号ｓｉｇ＿ｃｏｍｐは、以下の（１）式の条件が満たされる場合に「Ｌ」となり、以下の（２）式の条件が満たされる場合に「Ｈ」となる。ただし、αは所定の係数であり、０．００１から１０００の間で任意に設定可能である。
Ｖ＿Ｒ ＞ α×Ｔ＿Ｒ （１）
Ｖ＿Ｒ ≦ α×Ｔ＿Ｒ （２）
比較信号ｓｉｇ＿ｃｏｍｐの時間変化は、図３（ｃ）の実線に示す通りである。比較信号ｓｉｇ＿ｃｏｍｐは、ＮＳＲの区間では「Ｌ」の状態を維持し続け、ＶＦの区間に移行してからｔ＿ｄｅｌａｙ［ｓｅｃ］が経過した後に「Ｈ」の状態に移行している。図に示す通り、実際にＶＦが始まった時刻ｔ１と比較部ＣＭＰが「Ｈ」レベルを出力し始めた時刻ｔ２との差である遅延時間ｔ＿ｄｅｌａｙはとても小さい。具体的な遅延時間ｔ＿ｄｅｌａｙの値は、通常、ＮＳＲの状態において心臓ＨＴが１拍要するのに必要な時間の半分以下である。
上述した通り、本実施形態の細動検出器ＦＩＢ＿ＤＥＴＥＣＴによれば、ＮＳＲの状態において十分な大きさを有するＲ波のパワーがＶＦの状態では非常に小さくなるという医学的現象を、Ｒ波とＴ波のパワースペクトル比の変化として検出するため、心電信号ＥＣＧの絶対値が急激に変化し、不規則な振幅や波形を呈するＶＦ波形が出現した場合でも、短時間で正確にＶＦの診断を行うことができる。
また、本実施形態の細動検出器ＦＩＢ＿ＤＥＴＥＣＴを搭載した除細動装置ＤＥＦ＿ＡＰＴＳによれば、正確かつ迅速なＶＦの診断結果に基づいて、迅速に除細動治療の準備を行い、従来の除細動装置よりも早い時点でＶＦの治療を開始することができる。このため、ＶＦによる血液循環停止の発生を抑制し、より安全な、より治療効果の高いＶＦ治療を実現することができる。
本実施形態の細動検出器ＦＩＢ＿ＤＥＴＥＣＴの有効性を証明するシミュレーション結果の詳細は後述する。
上記の例は、本発明の趣旨を逸脱しない範囲で、各種の変形が可能である。例えば、上記の説明では、比較部ＣＭＰがＴ波パワーＶ＿Ｔに所定の係数α乗算し、Ｒ波パワーＶ＿Ｒと比較しているが、この係数αは、Ｒ波検出部Ｒ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮがＲ波パワーＶ＿Ｒを増幅する際の増幅率と、Ｔ波検出部Ｔ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮがＴ波パワーＶ＿Ｔを増幅する際の増幅率と、の比によって実現されていても良い。この場合、比較部ＣＭＰはＲ波パワーＶ＿ＲとＴ波パワーＶ＿Ｔの大小を単に比較するのみである。
＜Ｒ波（Ｔ波）検出部＞
以下、図４および図５を参照し、本実施形態に係るＲ波検出部Ｒ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮおよびＴ波検出部Ｔ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮの構成および動作についてより詳細に説明する。
＜Ｒ波検出部Ｒ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮの構成＞
先ず、Ｒ波検出部Ｒ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮの構成について図４を用いて説明する。図４は、本実施形態に係るＲ波検出部Ｒ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮの構成を示している。Ｒ波検出部Ｒ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮは、アナログ回路で構成されるアナログブロックＡＮＡＬＯＧ＿ＢＬＯＣＫと、デジタル回路で構成されるデジタルブロックＤＩＧＩＴＡＬ＿ＢＬＯＣＫとで構成されている。デジタルブロックＤＩＧＩＴＡＬ＿ＢＬＯＣＫは、ＤＳＰやＦＰＧＡ等のゲートアレーとして実現されていても良いし、マイクロコントローラ上のソフトウエアとして実装されていても良い。
先ず、アナログブロックＡＮＡＬＯＧ＿ＢＬＯＣＫについて説明する。アナログブロックＡＮＡＬＯＧ＿ＢＬＯＣＫは、変調部ＭＯＤ＿ＭＥＡＮと、増幅部ＡＭＰと、第一の復調部ＤＥＭＯＤ＿ＭＥＡＮ１と、第二の復調部ＤＥＭＯＤ＿ＭＥＡＮ２と、第一のローパスフィルタＬＰＦ１と、第二のローパスフィルタＬＰＦ２とで構成されている。
また、増幅部ＡＭＰは、トランスコンダクタンス部ＴＣと、第一のトランスインピーダンス部ＴＩ１と、第二のトランスインピーダンス部ＴＩ２とで構成されている。変調部ＭＯＤ＿ＭＥＡＮは、心臓ＨＴと、増幅部ＡＭＰを構成するトランスコンダクタンス部ＴＣに接続されており、図示しない変調信号生成部から変調信号ｆ＿ｍｏｄが入力されている。変調部ＭＯＤ＿ＭＥＡＮは、心臓ＨＴから入力された心電信号ＥＣＧを変調信号ｆ＿ｍｏｄで周波数ｆ１に変調し、被変調信号ｓｉｇ＿ｍｏｄとして出力する。
トランスコンダクタンス部ＴＣは、変調部ＭＯＤ＿ＭＥＡＮと、第一のトランスインピーダンス部ＴＩ１と、第二のトランスインピーダンス部ＴＩ２とに接続されている。トランスコンダクタンス部ＴＣは、変調部ＭＯＤ＿ＭＥＡＮから入力される被変調信号ｓｉｇ＿ｍｏｄを所定のトランスコンダクタンス値ｇｍで電圧信号から電流信号に変換し、第一のトランスインピーダンス部ＴＩ１と第二のトランスインピーダンス部ＴＩ２に出力する。
第一のトランスインピーダンス部ＴＩ１は、トランスコンダクタンス部ＴＣと第一の復調部ＤＥＭＯＤ＿ＭＥＡＮ１に接続されている。第一のトランスインピーダンス部ＴＩ１は、トランスコンダクタンス部ＴＣから入力される電流信号を所定のトランスインピーダンス値Ｚで電流信号から電圧信号に変換し、第一の被増幅信号ｓｉｇ＿ａｍｐ１として、第一の復調部ＤＥＭＯＤ＿ＭＥＡＮ１に出力する。
第二のトランスインピーダンス部ＴＩ２は、トランスコンダクタンス部ＴＣと第二の復調部ＤＥＭＯＤ＿ＭＥＡＮ２に接続されている。第二のトランスインピーダンス部ＴＩ２は、トランスコンダクタンス部ＴＣから入力される電流信号を所定のトランスインピーダンス値Ｚで電流信号から電圧信号に変換し、第二の被増幅信号ｓｉｇ＿ａｍｐ２として、第二の復調部ＤＥＭＯＤ＿ＭＥＡＮ２に出力する。
なお、トランスコンダクタンス値ｇｍとトランスインピーダンス値Ｚの積が、被変調信号ｓｉｇ＿ｍｏｄに対する第一の被増幅信号ｓｉｇ＿ａｍｐ１の増幅率と、被変調信号ｓｉｇ＿ｍｏｄに対する第二の被増幅信号ｓｉｇ＿ａｍｐ２の増幅率とを決定している。トランスコンダクタンス値ｇｍとトランスインピーダンス値Ｚの積、即ち、増幅部ＡＭＰの増幅率Ａｖは１から１００００の範囲で所望の値を設定できる。
第一の復調部ＤＥＭＯＤ＿ＭＥＡＮ１は第一のトランスインピーダンス部ＴＩ１と第一のローパスフィルタＬＰＦ１に接続されており、図示しない復調信号生成部から第一の復調信号ｆ＿ｄｅｍｏｄ１が入力されている。第一の復調部ＤＥＭＯＤ＿ＭＥＡＮ１は、第一のトランスインピーダンス部ＴＩ１から入力された第一の被増幅信号ｓｉｇ＿ａｍｐ１を第一の復調信号ｆ＿ｄｅｍｏｄ１で略ＤＣ成分に復調し、第一の被復調信号ｓｉｇ＿ｄｅｍｏｄ１として第一のローパスフィルタＬＰＦ１に出力する。
第一のローパスフィルタＬＰＦ１は第一の復調部ＤＥＭＯＤ＿ＭＥＡＮ１とパワー演算部ＰＯＷ＿ＭＥＡＮに接続されている。第一のローパスフィルタＬＰＦ１は、第一の復調部ＤＥＭＯＤ＿ＭＥＡＮ１から入力された第一の被復調信号ｓｉｇ＿ｄｅｍｏｄ１を第一のカットオフ周波数ｆｃ１で低域濾過し、その結果である第一の濾過信号ｓｉｇ＿ｆｉｌｔｅｒ１をパワー演算部ＰＯＷ＿ＭＥＡＮに出力する。
第二の復調部ＤＥＭＯＤ＿ＭＥＡＮ２は第二のトランスインピーダンス部ＴＩ２と第二のローパスフィルタＬＰＦ２に接続されており、図示しない復調信号生成部から第二の復調信号ｆ＿ｄｅｍｏｄ２が入力されている。第二の復調部ＤＥＭＯＤ＿ＭＥＡＮ２は、第二のトランスインピーダンス部ＴＩ２から入力された第二の被増幅信号ｓｉｇ＿ａｍｐ２を第二の復調信号ｆ＿ｄｅｍｏｄ２で略ＤＣ成分に復調し、第二の被復調信号ｓｉｇ＿ｄｅｍｏｄ２として第二のローパスフィルタＬＰＦ２に出力する。
第二のローパスフィルタＬＰＦ２は第二の復調部ＤＥＭＯＤ＿ＭＥＡＮ２とパワー演算部ＰＯＷ＿ＭＥＡＮに接続されている。第二のローパスフィルタＬＰＦ２は、第二の復調部ＤＥＭＯＤ＿ＭＥＡＮ２から入力された第二の被復調信号ｓｉｇ＿ｄｅｍｏｄ２を第二のカットオフ周波数ｆｃ２で低域濾過し、その結果である第二の濾過信号ｓｉｇ＿ｆｉｌｔｅｒ２をパワー演算部ＰＯＷ＿ＭＥＡＮに出力する。
次に、デジタルブロックＤＩＧＩＴＡＬ＿ＢＬＯＣＫについて説明する。デジタルブロックＤＩＧＩＴＡＬ＿ＢＬＯＣＫは、パワー演算部ＰＯＷ＿ＭＥＡＮと、第三のローパスフィルタＬＰＦ３とで構成されている。
パワー演算部ＰＯＷ＿ＭＥＡＮは第一のローパスフィルタＬＰＦ１と、第二のローパスフィルタＬＰＦ２と、第三のローパスフィルタＬＰＦ３とに接続されている。パワー演算部ＰＯＷ＿ＭＥＡＮは、第一のローパスフィルタＬＰＦ１から入力された第一の濾過信号ｓｉｇ＿ｆｉｌｔｅｒ１と、第二のローパスフィルタＬＰＦ２から入力された第二の濾過信号ｓｉｇ＿ｆｉｌｔｅｒ２とをアナログからデジタルに変換し、これら２つの信号の二乗和を含む演算を行った結果をパワー信号ｓｉｇ＿ｐｏｗとして第三のローパスフィルタＬＰＦ３に出力する。
第三のローパスフィルタＬＰＦ３は、パワー演算部ＰＯＷ＿ＭＥＡＮと、図２の比較部ＣＭＰとに接続されている。第三のローパスフィルタＬＰＦ３は、パワー演算部ＰＯＷ＿ＭＥＡＮから入力されたパワー信号ｓｉｇ＿ｐｏｗを平滑化した結果であるパワー平均信号ｓｉｇ＿ａｖｅを比較部ＣＭＰに出力する。なお、Ｒ波検出部Ｒ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮから出力されるパワー平均信号ｓｉｇ＿ａｖｅは、図２においてＲ波パワーＶ＿Ｒと記されているが、これらは同一の信号である。
＜Ｔ波検出部Ｔ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮの構成＞
Ｔ波検出部Ｔ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮの構成は、Ｒ波検出部Ｒ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮの構成と同じなので詳細な説明を省略する。Ｒ波検出部Ｒ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮと異なる点は、第一の復調信号ｆ＿ｄｅｍｏｄ１と第二の復調信号ｆ＿ｄｅｍｏｄ２の周波数である。この点については後で詳細に説明する。なお、Ｔ波検出部Ｔ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮから出力されるパワー平均信号ｓｉｇ＿ａｖｅは、図２においてＴ波パワーＶ＿Ｔに対応する。
＜Ｒ波検出部Ｒ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮの動作原理＞
以下、図５を参照し、本実施形態に係るＲ波検出部Ｒ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮの動作の原理について詳細に説明する。図５は、Ｒ波検出部Ｒ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮの主要ノードにおける信号の周波数成分を示している。図５（ａ）、（ｂ）、（ｃ）、（ｄ）、（ｅ）はそれぞれ後述する信号に対応しており、横軸は周波数、縦軸はスペクトル振幅を表す。
先ず、図５（ａ）を用いて心電信号ＥＣＧについて説明する。本説明では簡単のため、心電信号ＥＣＧの検出対象となる周波数成分（例えばＲ波）を、周波数Δ［Ｈｚ］、振幅ＶＥＣＧ［Ｖ］、位相α［°］の正弦波とする。この正弦波はＶＥＣＧ・ｓｉｎ（２πΔ+α）と表わされる。この正弦波に対応したスペクトルのピークが図５（ａ）に記されている。
次に、図５（ｂ）を用いて被変調信号ｓｉｇ＿ｍｏｄについて説明する。被変調信号ｓｉｇ＿ｍｏｄは、変調部ＭＯＤ＿ＭＥＡＮにより生成され、心電信号ＥＣＧと、周波数ｆ１を有する変調信号ｆ＿ｍｏｄとの積で表わされる。なお、変調信号ｆ＿ｍｏｄの周波数は、以降での説明が成り立つために、Ｒ波の周波数の２倍より大きな周波数である必要がある。このＲ波の周波数とは、Ｒ波に相当する周波数の抽出範囲内の周波数（例えばＲ波を構成するスペクトルの中心周波数）である。前述したように、ＶＦを的確に検出するのに好適なＲ波に相当する周波数の抽出範囲は患者毎に異なるため、除細動装置ＤＥＦ＿ＡＰＴＳの植え込み時に医師により最適な抽出範囲が設定され、その抽出範囲に応じて変調信号ｆ＿ｍｏｄの周波数が設定される。
変調信号ｆ＿ｍｏｄをｓｉｎ（２π・ｆ１）とした場合、被変調信号ｓｉｇ＿ｍｏｄの振幅Ｖｓｉｇ＿ｍｏｄは以下の（３）式に示す通りである。また、周波数特性は図５（ｂ）に示す通りとなり、周波数ｆ１−Δ、ｆ１＋Δにピークが現れる。
Figure 0006099358
以降の説明では、変調および復調の演算に正弦波を用いるが、変調信号ｆ＿ｍｏｄが矩形波であっても、正弦波での議論と同等の作用および効果が得られる。矩形波をフーリエ展開した際の構成要素である３次以上の高調波の周波数成分についても、（３）式と同じ議論が成り立つためである。
次に、図５（ｃ）を用いて第一の被増幅信号ｓｉｇ＿ａｍｐ１および第二の被増幅信号ｓｉｇ＿ａｍｐ２について説明する。以下の（４）式は、増幅部ＡＭＰにより所定の増幅率Ａｖで増幅された第一の被増幅信号ｓｉｇ＿ａｍｐ１の振幅Ｖｓｉｇ＿ａｍｐ１を示し、以下の（４’）式は、増幅部ＡＭＰにより所定の増幅率Ａｖで増幅された第二の被増幅信号ｓｉｇ＿ａｍｐ２の振幅Ｖｓｉｇ＿ａｍｐ２を示している。
Figure 0006099358
Figure 0006099358
第一の被増幅信号ｓｉｇ＿ａｍｐ１の周波数特性は、図５（ｃ）に示す通りである。第二の被増幅信号ｓｉｇ＿ａｍｐ２の周波数特性も第一の被増幅信号ｓｉｇ＿ａｍｐ１の周波数特性と同じであり、図５（ｃ）に示す通りである。
次に、図５（ｄ）を用いて第一の被復調信号ｓｉｇ＿ｄｅｍｏｄ１について説明する。第一の被復調信号ｓｉｇ＿ｄｅｍｏｄ１は、第一の復調部ＤＥＭＯＤ＿ＭＥＡＮ１により生成され、第一の被増幅信号ｓｉｇ＿ａｍｐ１と第一の復調信号ｆ＿ｄｅｍｏｄ１との積で表わされる。
第一の復調信号ｆ＿ｄｅｍｏｄ１が周波数ｆ１＋Δ［Ｈｚ］、位相０［°］の正弦波、即ち、ｓｉｎ（２π・（ｆ１+Δ））である場合、第一の復調信号ｆ＿ｄｅｍｏｄ１の振幅Ｖｓｉｇ＿ｄｅｍｏｄ１は（５）式に示す通りであり、周波数特性は図５（ｄ）に示す通りとなる。
Figure 0006099358
なお、Δは、Ｒ波の周波数（例えばＲ波を構成するスペクトルの中心周波数）に設定されており、１０Ｈｚ〜３０Ｈｚの範囲で任意に設定可能である。前述したように、ＶＦを的確に検出するのに好適なＲ波に相当する周波数の抽出範囲は患者毎に異なるため、除細動装置ＤＥＦ＿ＡＰＴＳの植え込み時に医師により最適な抽出範囲が設定され、その抽出範囲に応じてΔの値が設定される。
（５）式からわかる通り、本実施形態の復調演算ではＤＣ成分以外に、周波数がそれぞれ２×ｆ１、２×（ｆ１+Δ）、２×Δの高調波が生じているが、これらの高調波はＶＦの診断には用いないため、後述するローパスフィルタで濾過される（取り除かれる）。第一の復調信号ｆ＿ｄｅｍｏｄ１の周波数がｆ１−Δ［Ｈｚ］の場合の計算は省略するが、第一の復調信号ｆ＿ｄｅｍｏｄ１の周波数がｆ１+Δ［Ｈｚ］の場合と最終的に同じ効果が得られる。
次に、図５（ｅ）を用いて第一の濾過信号ｓｉｇ＿ｆｉｌｔｅｒ１について説明する。第一の濾過信号ｓｉｇ＿ｆｉｌｔｅｒ１は、第一の被復調信号ｓｉｇ＿ｄｅｍｏｄ１を第一のカットオフ周波数ｆｃ１で低域濾過した信号である。第一のカットオフ周波数ｆｃ１は、Δよりも小さな任意の値に設定可能であり、患者によって異なる心電信号ＥＣＧのＲ波が十分な振幅を有する範囲に設定することが望ましい。例えば、ある患者の心電信号ＥＣＧにおいて、Ｒ波に対応する周波数成分が１２Ｈｚ±２Ｈｚにピークを有する場合、Δ＝１２Ｈｚ、ｆｃ１＝２Ｈｚが望ましい設定値となる。このように設定することにより、第一の濾過信号ｓｉｇ＿ｆｉｌｔｅｒ１には１０Ｈｚ〜１４Ｈｚの範囲内に含まれる心電信号ＥＣＧの周波数成分のみが含まれることになり、５Ｈｚ程度の周波数を有するＴ波の成分や５０Ｈｚの外来ハム信号等の不要な信号は抑制される。
（５）式に示すｓｉｎ（α）以外の項は第一のローパスフィルタＬＰＦ１により取り除かれるため、第一の濾過信号ｓｉｇ＿ｆｉｌｔｅｒ１の電圧Ｖｓｉｇ＿ｆｉｌｔｅｒ１は以下の（６）式の通り与えられる。
Figure 0006099358
また、第一の濾過信号ｓｉｇ＿ｆｉｌｔｅｒ１の周波数特性は、図５（ｅ）に示す通りとなり、ＤＣ成分にピークが現れる。
次に、図５（ｄ）を用いて第二の被復調信号ｓｉｇ＿ｄｅｍｏｄ２について説明する。第二の被復調信号ｓｉｇ＿ｄｅｍｏｄ２は、第二の復調部ＤＥＭＯＤ＿ＭＥＡＮ２により生成され、第二の被増幅信号ｓｉｇ＿ａｍｐ２と第二の復調信号ｆ＿ｄｅｍｏｄ２との積で表わされる。
なお、第二の復調信号ｆ＿ｄｅｍｏｄ２は、周波数ｆ１±Δ［Ｈｚ］、位相９０［°］の正弦波であるから、位相が０［°］の余弦波と等価である。第二の復調信号ｆ＿ｄｅｍｏｄ２をｃｏｓ（２π・（ｆ１+Δ））とした場合、第二の復調信号ｆ＿ｄｅｍｏｄ２の振幅Ｖｓｉｇ＿ｄｅｍｏｄ２は以下の（７）式に示す通りである。周波数特性は図９（ｄ）に示す通りとなる。
Figure 0006099358
（７）式でもＤＣ成分以外に、周波数がそれぞれ２×ｆ１、２×（ｆ１+Δ）、２×Δの高調波が生じているが、これらの高調波はＶＦの診断には用いないため、後述するローパスフィルタで濾過される。第二の復調信号ｆ＿ｄｅｍｏｄ２の周波数がｆ１−Δ［Ｈｚ］の場合の計算は省略するが、第一の復調信号ｆ＿ｄｅｍｏｄ１の周波数がｆ１+Δ［Ｈｚ］の場合と最終的に同じ効果が得られる。
次に、図５（ｅ）を用いて第二の濾過信号ｓｉｇ＿ｆｉｌｔｅｒ２について説明する。第二の濾過信号ｓｉｇ＿ｆｉｌｔｅｒ２は、第二の被復調信号ｓｉｇ＿ｄｅｍｏｄ２を第二のカットオフ周波数ｆｃ２で低域濾過した信号である。第二のカットオフ周波数ｆｃ２は、Δよりも小さな任意の値に設定可能であり、患者の心電信号ＥＣＧのＲ波が十分な振幅を有する範囲に設定することが望ましい。例えば、ある患者の心電信号ＥＣＧにおいて、Ｒ波に対応する周波数成分が１２Ｈｚ±２Ｈｚにピークを有する場合、Δ＝１２Ｈｚ、ｆｃ１＝２Ｈｚが望ましい設定値となる。このように設定することにより、第二の濾過信号ｓｉｇ＿ｆｉｌｔｅｒ２には１０Ｈｚ〜１４Ｈｚの範囲内に含まれる心電信号ＥＣＧの周波数成分のみが含まれることになり、５Ｈｚ程度の周波数を有するＴ波の成分や５０Ｈｚの外来ハム信号等の不要な信号は抑制される。
（７）式に示すｃｏｓ（α）以外の項は第二のローパスフィルタＬＰＦ２により取り除かれるため、第二の濾過信号ｓｉｇ＿ｆｉｌｔｅｒ２の電圧Ｖｓｉｇ＿ｆｉｌｔｅｒ２は以下の（８）式の通り与えられる。
Figure 0006099358
また、第二の濾過信号ｓｉｇ＿ｆｉｌｔｅｒ２の周波数特性は、図５（ｅ）に示す通りとなり、ＤＣ成分にピークを有する。
以下、パワー信号ｓｉｇ＿ｐｏｗについて説明する。パワー信号ｓｉｇ＿ｐｏｗは、パワー演算部ＰＯＷ＿ＭＥＡＮにおいて、第一の濾過信号ｓｉｇ＿ｆｉｌｔｅｒ１と第二の濾過信号ｓｉｇ＿ｆｉｌｔｅｒ２の二乗和を含む演算を行った結果であり、二乗和の演算結果を表す電圧Ｖｓｉｇ＿ｐｏｗは以下の（９）式の通り表される。
Figure 0006099358
この式から、周波数Δの心電信号ＥＣＧはＤＣ信号に変換されていることがわかる。この結果は、第一の復調信号ｆ＿ｄｅｍｏｄ１と第二の復調信号ｆ＿ｄｅｍｏｄ２の周波数がｆ１−Δの場合でも同じである。
以下、パワー平均信号ｓｉｇ＿ａｖｅについて説明する。心電信号ＥＣＧがＮＳＲの状態にある場合、Ｒ波のピークで、瞬間的に大きなＲ波成分が発生するため、Ｔ波との大小関係を比較するためにはパワー信号ｓｉｇ＿ｐｏｗを平均化することが望ましい。心拍は約１秒毎に生じるため、時定数が１Ｈｚよりも十分に大きなローパスフィルタを用いることにより、パワー信号ｓｉｇ＿ｐｏｗを低域濾過し、パワー平均信号ｓｉｇ＿ａｖｅを得ている。本実施形態において、第三のローパスフィルタＬＰＦ３がこの役割を担っている。第三のローパスフィルタＬＰＦ３のカットオフ周波数ｆｃ３は、第一のカットオフ周波数ｆｃ１および第二のカットオフ周波数ｆｃ２よりも小さい周波数であり、０．１Ｈｚである。
＜Ｔ波検出部Ｔ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮの動作原理＞
Ｔ波検出部Ｔ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮの動作原理はＲ波検出部Ｒ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮの動作原理と同じであるため、詳細の説明を省略する。両者の唯一の違いは、変調信号と復調信号の周波数差Δと、第一のカットオフ周波数ｆｃ１と、第二のカットオフ周波数ｆｃ２との各値である。前述した通り、典型例なＴ波の周波数成分は、５Ｈｚ±１Ｈｚの範囲にピークを有するため、Ｔ波検出部Ｔ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮにおいて、Δの値は５Ｈｚ、ｆｃ１およびｆｃ２の値は１Ｈｚが好適である。
このようにｆｃ１およびｆｃ２を設定することにより、第一の濾過信号ｓｉｇ＿ｆｉｌｔｅｒ１および第二の濾過信号ｓｉｇ＿ｆｉｌｔｅｒ２として、４Ｈｚ〜６Ｈｚの範囲内に含まれる心電信号ＥＣＧの周波数成分のみが抽出されることになる。即ち、１２Ｈｚ程度の周波数を有するＲ波の成分や５０Ｈｚの外来ハム信号等の不要な信号は抑制される。
したがって、Ｔ波検出部Ｔ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮから出力されるパワー平均信号ｓｉｇ＿ａｖｅには、４Ｈｚ〜６Ｈｚの範囲内に含まれる心電信号ＥＣＧの周波数成分のみが含まれる。勿論、これらの値は典型例を示しているだけであり、Ｔ波検出部Ｔ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮから出力されるパワー平均信号ｓｉｇ＿ａｖｅに含まれる心電信号ＥＣＧの成分の周波数範囲には１Ｈｚ〜１２Ｈｚの範囲内で任意の範囲を設定可能である。
上述した通り、本実施形態のＲ波検出部Ｒ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮおよびＴ波検出部Ｔ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮを搭載した細動検出器ＦＩＢ＿ＤＥＴＥＣＴによれば、略ＤＣ成分に変換されたＲ波およびＴ波のパワーを比較することによって、Ｒ波の周波数成分とＴ波の周波数成分の比が変化することを検出するため、心電信号ＥＣＧが急激に小さくなる状態においても、正確かつ迅速にＶＦを診断することができる。
また、本実施形態の通り、周波数成分の最大値が１００Ｈｚ程度の心電信号ＥＣＧに対して行う信号処理の大半をアナログ回路で実施することにより、低周波数で動作するアナログ回路に期待される低消費電力動作のメリットを享受できる。上述した周波数成分の抽出をマイクロコントローラ等のデジタル回路によるＦＦＴ演算アルゴリズムで実行する場合、ｎ×ｌоｇ（ｎ）回の演算が必要になる（ｎ：データのサンプル数）。心電信号ＥＣＧを構成する周波数は低周波であり、多くのｎが必要なため、除細動装置等の植込み医療機器に搭載される低消費電力型のマイクロコントローラでは十分な実行速度で演算処理を行えない。また、Ｒ波を構成する周波数成分とＴ波を構成する周波数成分の抽出をデジタル回路で行う場合、低周波信号のサンプリング結果を保持するための多大なメモリが必要となる。
本実施形態では、Ｒ波を構成する周波数成分とＴ波を構成する周波数成分の抽出を、リアルタイムで処理可能なアナログ回路で行えるため、マイクロコントローラ等のデジタル回路に要求される信号処理量やメモリ容量を低減することができる。このため、従来よりも低消費電力で、短時間で正確なＶＦ診断を実現することができる。
なお、パワー演算部ＰＯＷ＿ＭＥＡＮでは２乗演算を行う必要があるため、十分なダイナミックレンジを確保できるデジタル回路による信号処理にメリットがある。なぜなら、１ｍＶの２乗は１μＶ２、２Ｖの２乗は４Ｖ２となるため、アナログ回路では十分なダイナミックレンジを確保できないからである。
＜実験結果＞
上記の効果を確認するために、上記の演算をＭａｔｌａｂのプログラムコードに実装し、シミュレーション実験を行った。図６はこの結果を示している。患者からのＥＣＧ信号の代わりに、ＡｎｎＡｂｅｒのＥＣＧ波形データ集（http://www.electrogram.com/about.html）からＶＦの区間を抽出し、４通りの異なるＶＦ波形とＳＲ波形をつなぎ合わせ、Ｍａｔｌａｂでシミュレーションを行った。
図６（ａ）は、心電信号ＥＣＧに対応する入力信号を示している。図６（ａ）において、ＳＲ１、ＳＲ２はそれぞれ異なる患者のＮＳＲ状態における心電信号ＥＣＧであり、ＶＦ１、ＶＦ２、ＶＦ３、ＶＦ４はそれぞれ異なる患者のＶＦ状態における心電信号ＥＣＧである。図６（ｂ）は図６（ａ）に記載した心電信号ＥＣＧのバンドパワーである。図示された２本の線はそれぞれＲ波検出部Ｒ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮにおけるパワー信号ｓｉｇ＿ｐｏｗとＴ波検出部Ｔ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮにおけるパワー信号ｓｉｇ＿ｐｏｗに対応する。
図６（ｃ）は図６（ａ）に記載した心電信号ＥＣＧのバンドパワー平均値である。図示された２本の線はそれぞれＲ波検出部Ｒ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮにおけるパワー平均信号ｓｉｇ＿ａｖｅとＴ波検出部Ｔ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮにおけるパワー平均信号ｓｉｇ＿ａｖｅに対応する。
図６（ｄ）は図６（ｃ）に記載した、Ｒ波検出部Ｒ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮから出力されるパワー平均信号ｓｉｇ＿ａｖｅとＴ波検出部Ｔ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮから出力されるパワー平均信号ｓｉｇ＿ａｖｅを比較部ＣＭＰが比較した結果である。図示された線は、比較部ＣＭＰから出力される比較信号ｓｉｇ＿ｃｍｐに対応する。図６（ｃ）からわかる通り、ＶＦの区間においてのみＴ波パワーＶ＿ＴがＲ波パワーＶ＿Ｒを上回るため、ＶＦの区間で比較部ＣＭＰは、ＶＦを意味するＨレベルの比較信号ｓｉｇ＿ｃｍｐを直ちに出力している。
上記のように、心電信号ＥＣＧがＮＳＲ状態からＶＦ状態に遷移したとき、その遷移に速やかに追従して比較部ＣＭＰがＨレベルの比較信号ｓｉｇ＿ｃｍｐを出力し、心電信号ＥＣＧがＶＦ状態からＮＳＲ状態に遷移したとき、その遷移に速やかに追従して比較部ＣＭＰがＬレベルの比較信号ｓｉｇ＿ｃｍｐを出力する。このため、本実施形態のＲ波検出部Ｒ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮおよびＴ波検出部Ｔ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮを搭載した細動検出器ＦＩＢ＿ＤＥＴＥＣＴによれば、短時間で正確なＶＦ診断を実現することができる。
＜変形例＞
以上、図面を参照して本発明の実施形態について詳述してきたが、具体的な構成は上記の実施形態に限られるものではなく、本発明の要旨を逸脱しない範囲の設計変更等も含まれる。例えば、図７に示すように、Ｒ波検出部Ｒ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮを構成する第一のローパスフィルタＬＰＦ１および第二のローパスフィルタＬＰＦ２はデジタルブロックＤＩＧＩＴＡＬ＿ＢＬＯＣＫに属していても良い。
また、図８に示すように、Ｒ波検出部Ｒ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮを構成する変調部ＭＯＤ_ＭＥＡＮおよび増幅部ＡＭＰ＿ＭＥＡＮが、Ｔ波検出部Ｔ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮを構成する変調部ＭＯＤ_ＭＥＡＮおよび増幅部ＡＭＰ＿ＭＥＡＮと共有されていても良い。
ＤＥＦ＿ＡＰＴＳ 除細動装置、ＦＩＢ＿ＤＥＴＥＣＴ 細動検出器、ＣＴＲＬ＿ＭＥＡＮ 制御部、ＤＥＦ＿ＭＥＡＮ 除細動信号生成部、Ｒ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮ Ｒ波検出部、Ｔ＿ＤＥＴＥＣＴ＿ＭＥＡＮ Ｔ波検出部、ＣＭＰ 比較部、ＡＮＡＬＯＧ＿ＢＬＯＣＫ アナログブロック、ＤＩＧＩＴＡＬ＿ＢＬＯＣＫ デジタルブロック、ＭＯＤ＿ＭＥＡＮ 変調部、ＡＭＰ 増幅部、ＤＥＭＯＤ＿ＭＥＡＮ１ 第一の復調部、ＤＥＭＯＤ＿ＭＥＡＮ２ 第二の復調部、ＬＰＦ１ 第一のローパスフィルタ、ＬＰＦ２ 第二のローパスフィルタ、ＰＯＷ＿ＭＥＡＮ パワー演算部、ＬＰＦ３ 第三のローパスフィルタ、ＴＣ トランスコンダクタンス部、ＴＩ１ 第一のトランスインピーダンス部、ＴＩ２ 第二のトランスインピーダンス部

Claims (6)

  1. 生体の心臓から得られる心電信号のＲ波を構成する周波数成分のパワーを略ＤＣ成分に変換して、Ｒ波パワーとして出力するＲ波検出部と、
    前記心電信号のＴ波を構成する周波数成分のパワーを略ＤＣ成分に変換して、Ｔ波パワーとして出力するＴ波検出部と、
    前記Ｒ波パワーおよび前記Ｔ波パワーが入力され、前記Ｒ波パワーおよび前記Ｔ波パワーの大小を比較した結果を比較信号として出力する比較部と、
    を有し、
    前記心臓が正常洞調律の状態であるとき、前記比較部は、前記Ｒ波パワーが前記Ｔ波パワーよりも大きいことを示す前記比較信号を出力し、
    前記心臓が心室細動の状態であるとき、前記比較部は、前記Ｒ波パワーが前記Ｔ波パワー以下であることを示す前記比較信号を出力する
    ことを特徴とする細動検出器。
  2. 前記Ｒ波を構成する周波数成分の帯域は、１０Ｈｚ〜３０Ｈｚの範囲であり、
    前記Ｔ波を構成する周波数成分の帯域は、１Ｈｚ〜１２Ｈｚの範囲である
    ことを特徴とする請求項１に記載の細動検出器。
  3. 前記Ｒ波検出部は、
    前記心電信号を、前記Ｒ波の周波数の２倍より大きな周波数で変化する変調信号により変調して被変調信号を出力する変調部と、
    前記被変調信号が入力され、前記被変調信号を所定の倍率で増幅した結果を夫々第一の被増幅信号および第二の被増幅信号として出力する増幅部と、
    前記第一の被増幅信号が入力され、前記Ｒ波を構成する周波数成分の帯域の範囲で前記変調信号の周波数とは異なる周波数で動作する第一の復調信号により前記第一の被増幅信号を復調した結果を第一の被復調信号として出力する第一の復調部と、
    前記第二の被増幅信号が入力され、周波数が前記第一の復調信号の周波数と同じであって位相が前記第一の復調信号の位相と９０度異なる第二の復調信号により前記第二の被増幅信号を復調した結果を第二の被復調信号として出力する第二の復調部と、
    前記第一の被復調信号が入力され、前記変調信号の周波数と前記第一の復調信号の周波数との差分よりも小さな第一のカットオフ周波数で前記第一の被復調信号を低域濾過して第一の濾過信号として出力する第一のローパスフィルタと、
    前記第二の被復調信号が入力され、前記変調信号の周波数と前記第二の復調信号の周波数との差分よりも小さな第二のカットオフ周波数で前記第二の被復調信号を低域濾過して第二の濾過信号として出力する第二のローパスフィルタと、
    前記第一の濾過信号および前記第二の濾過信号が入力され、前記第一の濾過信号および前記第二の濾過信号に二乗和演算を含む演算を施した結果をパワー信号として出力するパワー演算部と、
    前記パワー信号が入力され、前記第一のカットオフ周波数および前記第二のカットオフ周波数よりも小さな周波数で前記パワー信号を低域濾過したパワー平均信号を前記Ｒ波パワーとして出力する第三のローパスフィルタと、
    を有することを特徴とする請求項１に記載の細動検出器。
  4. 前記Ｔ波検出部は、
    前記心電信号を、前記Ｔ波の周波数の２倍より大きな周波数で変化する変調信号により変調して被変調信号を出力する変調部と、
    前記被変調信号が入力され、前記被変調信号を所定の倍率で増幅した結果を夫々第一の被増幅信号および第二の被増幅信号として出力する増幅部と、
    前記第一の被増幅信号が入力され、前記Ｔ波を構成する周波数成分の帯域の範囲で前記変調信号の周波数とは異なる周波数で動作する第一の復調信号により前記第一の被増幅信号を復調した結果を第一の被復調信号として出力する第一の復調部と、
    前記第二の被増幅信号が入力され、周波数が前記第一の復調信号の周波数と同じであって位相が前記第一の復調信号の位相と９０度異なる第二の復調信号により前記第二の被増幅信号を復調した結果を第二の被復調信号として出力する第二の復調部と、
    前記第一の被復調信号が入力され、前記変調信号の周波数と前記第一の復調信号の周波数との差分よりも小さな第一のカットオフ周波数で前記第一の被復調信号を低域濾過して第一の濾過信号として出力する第一のローパスフィルタと、
    前記第二の被復調信号が入力され、前記変調信号の周波数と前記第二の復調信号の周波数との差分よりも小さな第二のカットオフ周波数で前記第二の被復調信号を低域濾過して第二の濾過信号として出力する第二のローパスフィルタと、
    前記第一の濾過信号および前記第二の濾過信号が入力され、前記第一の濾過信号および前記第二の濾過信号に二乗和演算を含む演算を施した結果をパワー信号として出力するパワー演算部と、
    前記パワー信号が入力され、前記第一のカットオフ周波数および前記第二のカットオフ周波数よりも小さな周波数で前記パワー信号を低域濾過したパワー平均信号を前記Ｔ波パワーとして出力する第三のローパスフィルタと、
    を有することを特徴とする請求項１に記載の細動検出器。
  5. 前記変調部と、前記増幅部と、前記第一の復調部と、前記第二の復調部と、前記第一のローパスフィルタと、前記第二のローパスフィルタはアナログ回路で構成され、
    前記パワー演算部と、前記第三のローパスフィルタはデジタル回路で構成される
    ことを特徴とする請求項３または請求項４に記載の細動検出器。
  6. 請求項１に記載の細動検出器と、
    前記細動検出器から前記比較信号が入力され、前記比較信号が心室細動を知らせる状態になった際に、除細動の準備を開始するための除細動制御信号を出力する制御部と、
    前記除細動制御信号が入力され、前記除細動制御信号に基づいて除細動の準備を開始した後、所定の時間、細動が回復しない場合に、除細動信号を心臓に印加する除細動信号生成部と、
    を有することを特徴とする除細動装置。
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Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5269298A (en) * 1992-10-23 1993-12-14 Incontrol, Inc. Atrial defibrillator and method for providing synchronized delayed cardioversion
US5350402A (en) * 1993-05-26 1994-09-27 Incontrol, Inc. Atrial defibrillator and method for providing T wave detection and interval timing prior to cardioversion
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