JP6383416B2 - バンド幅可変ｅｃｇハイパスフィルタ、心電図モニタ及び除細動器 - Google Patents

Description

本発明は、概して、心電図（electrocardiogram）（“ＥＣＧ”）信号のハイパスフィルタリングに関係がある。本発明は、具体的に、診断及び救急医療サービス（emergency medical service）（“ＥＭＳ”）を目的としたＥＣＧ信号のバンド幅可変のハイパスフィルタリングに関係がある。

当該技術で知られているように、ＥＣＧ信号の信号振幅は、通常、１ｍＶ程度であるが、−３００ｍＶから＋３００ｍＶまで範囲で変化するＤＣオフセットを有する。このＤＣオフセットは、時間及び／又は患者の動きによりドリフトすることがあり、しばしば“ベースラインワンダー”と呼ばれる。加えて、除細動のようなイベントは、ベースラインに対して劇的な効果を有し得る。特に、除細動イベントの後のＤＣオフセットは、除細動イベント中にＥＣＧ電極を流れ得る電流に起因して、通常はドリフトしている。

利得のための典型的なＥＣＧ信号表示設定は、１ｍＶのＥＣＧ信号が視覚的に明りょうに見えるように、＋／−２ｍＶの範囲を有する。潜在的に大きく且つドリフトするＤＣオフセットに応答して、ハイパスフィルタは、ディスプレイ及びプリンタのビューウィンドウ内にＥＣＧ信号を保つように、如何なるＤＣオフセットも取り除くために用いられてきた。特に、ＥＣＧ信号の重要な診断的測定は、ＳＴ部分上昇又は下降である。これは、ＱＲＳより前のＥＣＧ信号のベースラインをＱＲＳの後のベースラインと比較することによって行われる。理想的には、ハイパスフィルタは、ＱＲＳの前後のベースラインの相対レベルが影響を及ぼされないように、ベースラインワンダーを除くべきである。

診断品質のＥＣＧ測定のためのインパルス応答要件について記載するＥＣＧ標準が確立されている（例えば、ＥＮ６０６０１−２−２７及びＡＡＭＩＥＣ１３）。例えば、標準の試験において適用されるインパルスは、１００ｍｓの存続期間を有して振幅が３ｍＶであり、要件は、ベースラインのずれは１００μＶ未満でなければならず、且つ、ベースラインの傾きはインパルス後に３００μＶ／秒未満でなければならないことである。従って、ＥＣＧシステムにおけるハイパスフィルタは、矛盾する目標を有する。

具体的に、ハイパスフィルタが、ディスプレイの中心においてＥＣＧ信号のベースラインを確かに維持するために、ベースラインワンダーに敏感に反応する場合には、ＱＲＳにも反応する可能性があり、それにより、ＱＲＳの後のベースラインは、１００μＶよりも大きくＱＲＳの後にずれる。これは、ＥＣＧモニタが、通常、ハイパスフィルタのために幾つかのバンド幅設定を医師に与えるからである。設定は、表示スクリーン上でＥＣＧ信号を見えたままとするための“モニタ”バンド幅と、そして、診断的ＥＣＧ測定（例えば、ＳＴ部分上昇及び下降）を行うための“診断”バンド幅としばしば呼ばれる。加えて、最小限の時間遅延で実時間においてＥＣＧ信号を表示したいとの要望も存在する。これは、同期カルディオバージョンのような、タイミングが重要である臨床用途にとって重要である。

歴史的に、幾つかの種類のハイパスフィルタがＥＣＧモニタにおいて用いられてきた。

ＥＣＧモニタのためのそのようなハイパスフィルタの１つは、計算上実施するのが簡単である無限インパルス応答（infinite impulse response）（“ＩＩＲ”）ハイパスフィルタである。例えば、二次バターワース・ハイパスフィルタは、最低限の時間遅延によりサンプルごとに５つの乗累算を有して容易に実施される。しかし、ＩＩＲハイパスフィルタの欠点は、グループ遅延が周波数に依存することである。これは、ＥＣＧ信号のひずみをもたらす。言い換えれば、ＩＩＲハイパスフィルタは、ＥＣＧ信号に続いてベースラインを押し下げることによって、正ＥＣＧ ＱＲＳ信号に応答する。更には、ひずみを診断のための許容可能なレベルまで最小限とするために、ＩＩＲハイパスフィルタのコーナー周波数は、０．０５Ｈｚ以下の周波数に低減される必要がある。加えて、ランプに適用される一次ＩＩＲハイパスフィルタは、ＤＣオフセットをもたらし、ランプに適用される二次ＩＩＲハイパスフィルタは、ゼロ（０）ＤＣオフセットをもたらす。このように、除細動イベントの後にドリフトするＤＣオフセットを除くために、ＩＩＲハイパスフィルタは、最低限でも二次フィルタである必要がある。

ＥＣＧモニタのための他のタイプのハイパスフィルタは、有限インパルス応答（finite impulse response）（“ＦＩＲ”）ハイパスフィルタである。ＦＩＲハイパスフィルタは、定義により、線形な位相及び一定のグループ遅延を有する。注目すべきは、ＦＩＲハイパスフィルタは、一定のグループ遅延によりＥＣＧ信号のひずみを最小限とし、０．５Ｈｚ又は０．６７ＨｚのＦＩＲハイパスフィルタは、ＥＣＧ標準に従う診断品質のＥＣＧ測定の要件を満足するよう実施されてよい。また、ＦＩＲハイパスフィルタは、それが通常は対称であるよう設計されており、ランプに対するＦＩＲハイパスフィルタの適用がゼロ（０）ＤＣオフセットをもたらすので、除細動の後のドリフトするＤＣオフセットにも応答する。しかし、ＦＩＲハイパスフィルタには２つの欠点がある。第１の欠点は時間遅延である。具体的に、全ての周波数について一定の時間遅延を有するために、ハイパスコーナー周波数の上下両方の周波数が同じ時間遅延を受け、典型的な時間遅延は約１秒である。第２の欠点は、必要とされる計算量である。具体的に、１秒の時間遅延を有するＦＩＲハイパスフィルタは、２秒の時刻歴を有する。１０００Ｈｚのサンプルレートは、１０００Ｈｚサンプルレートで計算される各サンプルごとの２０００の乗累算を必要とする。よって、完全な１２リード測定に関し、乗累算の数は、ＦＩＲハイパスフィルタのためだけに２４Ｍである。

更に、ＥＣＧモニタリングは、動かされている患者に対してしばしば実行される。病院の救急医療サービス（“ＥＭＳ”）の出力は、通常、患者の動きに起因して、ＥＣＧの有意なベースラインワンダーを示す。ＥＭＳハイパスフィルタは、ＥＭＳ環境のために設計されたＥＣＧシステムのためにしばしば提供される。このハイパスフィルタは、通常、１Ｈｚから２Ｈｚの範囲のコーナー周波数を有する。このような高いコーナー周波数を有する簡単なＩＩＲフィルタは、ＥＣＧ波形を大いにゆがめる。このようなコーナー周波数を有するＦＩＲフィルタは、ＥＣＧのひずみを最小限とするが、計算量の相当の増大を必要とする。

先行技術の欠点に対処するよう、本発明は、診断（例えば、０．６７Ｈｚ未満のコーナー周波数）のための且つＥＭＳ（例えば、１Ｈｚから２Ｈｚの範囲のコーナー周波数）のための可変ＥＣＧハイパスフィルタを提供する。ＥＣＧハイパスフィルタの一形態は、ベースラインローパスフィルタ、信号遅延部及び信号抽出部を用いる。動作中、ベースラインローパスフィルタは、フィルタ処理されたベースライン信号を出力するようベースラインフィルタ未処理心電図信号に協調してローパスフィルタをかける有限インパルスフィルタ及び無限インパルス応答ローパスフィルタを含む。ベースラインローパスフィルタは、ベースラインフィルタ未処理心電図信号内のいずれかのベースラインワンダーの推定の関数としてベースラインローパスフィルタのコーナー周波数を動的に調整するベースラインワンダー推定器を更に含む。信号遅延部は、遅延されたベースラインフィルタ未処理心電図信号を出力するようベースラインフィルタ未処理心電図信号を時間遅延させ、信号抽出部は、ベースラインフィルタ処理済み心電図信号を出力するよう遅延されたベースラインフィルタ未処理心電図信号からフィルタ処理されたベースライン信号を取り出す。

本発明の第２の形態は、患者の心臓のＥＣＧ波形を生成する信号プロセッサと、ＥＣＧ波形（例えば、コンピュータスクリーン上で又はプリントアウトにおいて視覚化されている。）を表示するＥＣＧディスプレイとを用いるＥＣＧモニタである。信号プロセッサは、診断及び／又はＥＭＳのために、本発明の上記のＥＣＧハイパスフィルタを組み込む。

本発明の第３の形態は、患者の心臓のＥＣＧ波形を生成するＥＣＧモニタと、衝撃エネルギを蓄える衝撃源と、ＥＣＧ波形のＱＲＳ解析に応答して患者の心臓への衝撃エネルギの供給を制御する除細動コントローラとを用いる自動又は手動の除細動器である。ＥＣＧモニタは、診断及び／又はＥＭＳのために、本発明の上記のＥＣＧハイパスフィルタを組み込む。

本発明の上記の形態及び他の形態並びに本発明の様々な特徴及び利点は、添付の図面とともに読まれる本発明の様々な実施形態の以下の詳細な説明から更に明らかになるであろう。詳細な説明及び図面は、限定ではなくむしろ本発明の実例にすぎない。本発明の適用範囲は、添付の特許請求の範囲及びその均等によって定義される。

本発明に従うＥＣＧハイパスフィルタを備えた除細動器の例となる実施形態を表す。 当該技術で知られている２極バターワース・ハイパスフィルタ及び本発明のＥＣＧハイパスフィルタの例となる周波数応答を表す。 当該技術で知られている２極バターワース・ハイパスフィルタ及び本発明のＥＣＧハイパスフィルタの例となる周波数応答を表す。 当該技術で知られている２極バターワース・ハイパスフィルタ及び本発明のＥＣＧハイパスフィルタの例となるインパルス応答を表す。 当該技術で知られている２極バターワース・ハイパスフィルタ及び本発明のＥＣＧハイパスフィルタの例となるインパルス応答を表す。 当該技術で知られている２極バターワース・ハイパスフィルタ及び本発明のＥＣＧハイパスフィルタの例となる除細動イベント回復を表す。 当該技術で知られている２極バターワース・ハイパスフィルタ及び本発明のＥＣＧハイパスフィルタの例となるベースラインワンダー応答を表す。 当該技術で知られている２極バターワース・ハイパスフィルタ及び本発明のＥＣＧハイパスフィルタの例となるベースラインワンダー応答を表す。 本発明に従うＥＣＧハイパスフィルタの第１の例となる実施形態を表す。 本発明に従うＥＣＧハイパスフィルタの第２の例となる実施形態を表す。

本発明の理解を助けるよう、本発明の例となる実施形態は、除細動器のためのＥＣＧハイパスフィルタを対象としてここでは与えられる。

図１を参照すると、本発明の除細動器２０は、一対の電極パッド又はパドル２１、任意のＥＣＧリード２２、ＥＣＧモニタ２３（内蔵又は外付け）、除細動コントローラ２７、及び衝撃源２９を用いる。

電極パッド／パドル２１は、図１で示されるように前胸部−心尖部（anterior-apex）配置において、あるいは、前胸部−後背部（anterior-posterior）配置（図示せず。）において、患者１０に導電適用されるよう、当該技術で知られるように構造上構成される。電極パッド／パドル２１は、衝撃源２９からの除細動衝撃を患者１０の心臓１１へ導き、且つ、患者１０の心臓１１の電気的活動を表すＥＣＧ信号（図示せず。）をＥＣＧモニタ２３へ導く。代替的に、又は同時に、ＥＣＧリード２２は、ＥＣＧ信号をＥＣＧモニタ２３へ導くよう、当該技術で知られるように患者１０へ接続される。

ＥＣＧモニタ２３は、ＥＣＧ信号を処理して、患者１０が系統的な心拍状態又は系統的でない心拍状態を経験している表れとして、患者１０の心臓１１の電気的活動を測定するよう、当該技術で知られるように構造上構成される。系統的な心拍状態を示すＥＣＧ信号の例は、心臓を拍出することが可能な患者１０の心臓１１の心室の系統的な収縮を表すＥＣＧ波形３０ａである。系統的でない心拍状態を示すＥＣＧ信号の例は、患者１０の心臓１１の心室細動を表すＥＣＧ波形３０ｂである。

このために、ＥＣＧモニタ２３は、信号プロセッサ２４及びＥＣＧディスプレイ２６を用いる。本発明のために、信号プロセッサ２４は、ＥＣＧ信号を処理する際にＥＣＧモニタ２３によって必要とされる機能を実行するハードウェア、ソフトウェア、ファームウェア及び／又は回路構成の如何なる構造配置としてもここで広く定義される。一般に、動作中、信号プロセッサ２４は、患者１０の心臓１１の電気的活動を表すＥＣＧ信号をパッド／パドル２１及び／又はＥＣＧリード２２からアナログ形式で受信するよう、ＥＣＧ信号を、必要に応じて整え、除細動コントローラ２７へストリーミングするよう、且つ、ＥＣＧディスプレイ２６による表示のためのＥＣＧ波形を生成するよう構造上構成される。特に、実際上、信号プロセッサ２４は、アナログ−デジタルコンバータと、高周波信号にフィルタをかけるコーナー周波数（例えば、≧２０Ｈｚ）を有するローパスフィルタ、及び特に除細動イベントに起因したベースラインワンダー／ドリフトのような低周波信号にフィルタをかける可変なコーナー周波数（例えば、≦２Ｈｚ、特に１．５Ｈｚ）を有する本発明のＥＣＧハイパスフィルタ２５を含む様々なフィルタとを実装してよい。図２乃至６のここでの記載により更に説明されるように、ＥＣＧハイパスフィルタ２５の構造設計は、ベースラインワンダーの優れた除去により実時間の診断品質ＥＣＧを達成する計算上簡単な設計である。ＥＣＧハイパスフィルタ２５は、除細動イベントの後のベースラインドリフトの優れた除去も有し、上記の性能を最低限の時間遅延（例えば、２５０ｍｓ）しか有さずに達成することで、それをＥＣＧ信号の実時間モニタリングのために極めて有用なものとする。加えて、ＥＣＧハイパスフィルタ２５は、医師が、ディスプレイ上で信号を可視的なままとするために、診断品質ＥＣＧ及びモニタ品質ＥＣＴのどちらかを選ぶ必要性を排除する。

本発明のために、ＥＣＧディスプレイ２６は、コンピュータディスプレイ及びプリンタを制限なしに含む、見るためにＥＣＧ波形３０を提示するよう構造上構成された如何なるデバイスとしてもここで広く定義される。

依然として図１を参照すると、衝撃源２９は、除細動コントローラ２７によって制御される患者１０の心臓１１への電極パッド／パドル２１を介した除細動衝撃３２の供給のための電気エネルギを蓄えるよう、当該技術で知られるように構造上構成される。実際上、除細動衝撃３２は、当該技術で知られる如何なる波形も有してよい。そのような波形の例には、制限なしに、図１に示されるような、単相正弦波形（正サイン波）３２ａ及び二相切頭波形３２ｂが含まれる。

一実施形態において、衝撃源２９は、チャージボタン２８ａの押下時に高電圧チャージャ及び電源を介して高電圧を蓄える高電圧キャパシタバンク（図示せず。）を用いる。衝撃源２９は、除細動コントローラ２７によって制御されるように高電圧キャパシタバンクからの電気エネルギチャージの特定の波形を電極パッド／パドル２１に選択的に適用するスイッチング／分離回路（図示せず。）を更に用いる。

除細動コントローラ２７は、衝撃ボタン２８ｂを介した手動の同期カルディオバージョン、又は自動の同期カルディオバージョンを実行するよう、当該技術で知られるように構造上構成される。実際上、除細動コントローラ２７は、除細動コントローラ２７内にソフトウェア／ファームウェアとしてインストールされている手動又は自動の同期カルディオバージョンを実行するハードウェア／回路構成（例えば、プロセッサ、メモリ、など）を用いる。一実施形態において、ソフトウェア／ファームウェアは、除細動衝撃３２を患者１０の心臓１１へ供給する際に衝撃源２９を制御する基礎として、ＥＣＧ信号３０のＱＲＳ３１を検出する。

図２乃至６を参照すると、動作性能及び動作性能を達成するためのフィルタ実施形態に関するＥＣＧハイパスフィルタ２５の構造設計が、これより、本発明の理解を助けるよう記載される。

具体的に、診断を目的とした動作性能に関して、図２及び３は、既知の２極バターワース型モニタバンド幅ハイパスフィルタ（以降、「先行技術のＥＣＧ ＨＰフィルタ」）と比較されるＥＣＧハイパスフィルタ２５の例となる周波数応答及び例となるインパルス応答を夫々与える。夫々のフィルタは、二次周波数応答及び１０００Ｈｚの入力ＥＣＧ信号のサンプルレートを有する。図２Ａ及び２Ｂに示されるように、ＥＣＧハイパスフィルタ２５の周波数応答５０ａ及び５０ｂは、夫々０．１５Ｈｚから１．５３５Ｈｚの範囲に及ぶ可変なコーナー周波数を有する。図２Ａ及び２Ｂには、０．５Ｈｚのコーナー周波数を有する先行技術のＥＣＧ ＨＰフィルタの周波数応答６０も示されている。図３Ａ及び３Ｂに示されるように、ＥＣＧハイパスフィルタ２５のインパルス応答５１ａ及び５１ｂは、インパルスの後のベースラインと略同じレベルで、インパルスより前の入力ＥＣＧ信号のベースラインの値を有する（すなわち、インパルスの前後で等しいベースライン）。一方、先行技術のＥＣＧ ＨＰフィルタのインパルス応答６１ａ及び６１ｂは、インパルスの後で非常に大きいベースラインシフトを有する。図３Ａは、０．１５Ｈｚに設定されたコーナー周波数を有する可変ハイパスフィルタ２５のインパルス応答を示す。図３Ｂは、１．５３５Ｈｚに設定されたコーナー周波数を有する可変ハイパスフィルタ２５のインパルス応答を示す。たとえ図示されていないとしても、インパルスの後のベースラインと略同じレベルにあるインパルスより前の入力ＥＣＧ信号のベースラインの値は、０．１５Ｈｚから１．５３５Ｈｚの間で可変なコーナー周波数の全範囲にわたる。

また、例として、図４は、３００ｍＶのオフセット変化及び５秒の時間定数の指数関数的減衰を伴って時間１０ｓで除細動イベントを有するＥＣＧ信号の入力波形２２ａを示す。この例に関し、ＥＣＧハイパスフィルタ２５の除細動回復２６ａは、先行技術のＥＣＧ ＨＰフィルタの除細動回復２６ｂと同様の性能を有する。

更なる例として、図５Ａは、ＥＣＧ信号の大きいレベルのベースラインワンダー２２ｂを示す。この例に関し、ＥＣＧハイパスフィルタ２５によってフィルタをかけられたＥＣＧ信号のセンター表示２６ｃは、先行技術のＥＣＧ ＨＰフィルタによってフィルタをかけられたＥＣＧ信号のセンター表示２６ｄよりも優れた性能を有し且つひずみが小さい。特に、図５Ａは、高水準のベースラインワンダーが、０．５Ｈｚの先行技術のＥＣＧ ＨＰフィルタよりも高いＥＣＧハイパスフィルタ２５のコーナー周波数をもたらすことを示す。これにより、ベースラインワンダーは、表示範囲内にうまく（例えば、０．５Ｈｚフィルタよりも良く）保たれる。更には、高コーナー周波数によれば、ＥＣＧハイパスフィルタ２５のＥＣＧ信号のひずみは、０．５Ｈｚの先行技術のＥＣＧ ＨＰフィルタよりも小さい。

図５Ｂは、ＥＣＧ信号の中程度のベースラインワンダー２２ｃを示す。この例に関し、ＥＣＧハイパスフィルタ２５によってフィルタをかけられたＥＣＧ信号のセンター表示２６ｅは、０．５Ｈｚの先行技術のＥＣＧ ＨＰフィルタによってフィルタをかけられたＥＣＧ信号の２６ｆのセンター表示及びひずみと比較して、センター表示内にＥＣＧを保ちながらＥＣＧ波形のひずみを最小限とする。特に、中程度のベースラインワンダーにおいて、ＥＣＧハイパスフィルタ２５のコーナー周波数は、０．５Ｈｚの先行技術のＥＣＧ ＨＰフィルタのコーナー周波数よりも低いながら、信号は表示範囲内にとどまり、ＥＣＧハイパスフィルタ２５のより低いコーナー周波数は、ＥＣＧ波のひずみを最小限にする。

図６Ａ及び６Ｂを参照すると、図２乃至５に表されているような動作性能を達成するためのＥＣＧハイパスフィルタ２５の構造上の実施形態は、本発明のベースラインローパスフィルタ４０と、当該技術で知られている信号遅延部４４と、当該技術で知られている信号抽出部４５（例えば、加算器回路）とを含む。ＥＣＧハイパスフィルタ２５の実施形態２５ａに関し、ベースラインローパスフィルタ４０ａは、図６Ａに示されるようにベースラインワンダー推定器４３によって動的に調整される係数を有するＦＩＲフィルタ４１及びＩＩＲローパスフィルタ４２の直列接続を用いる。ＥＣＧハイパスフィルタ２５の実施形態２５ｂに関し、ベースラインローパスフィルタ４０ｂは、図６Ｂに示されるようにベースラインワンダー推定器４３によって動的に調整される係数を有するＩＩＲローパスフィルタ４２及びＦＩＲフィルタ４１の直列接続を用いる。

両方の実施形態に関し、ＥＣＧハイパスフィルタ２５は、ベースラインフィルタ未処理心電図信号ＥＣＧ_ｂｕ（ｉ）に適用されるフィルタ応答として実装するために、信号遅延部４４を備えたフィルタとして動作する。ベースラインフィルタ未処理心電図信号ＥＣＧ_ｂｕ（ｉ）は、高周波信号（例えば、≧２０Ｈｚ）にフィルタをかけるよう前もってローパスフィルタかけられていてよく、且つ、所定のサンプルレート（例えば、１０００Ｈｚ）を有してよい。更に重要なことには、ベースラインフィルタ未処理心電図信号ＥＣＧ_ｂｕ（ｉ）はベースラインワンダー／ドリフトを含んでよい。動作中、ベースラインフィルタ未処理心電図信号ＥＣＧ_ｂｕ（ｉ）は、ベースラインローパスフィルタ４０及び信号遅延部４４に入力される。如何なるベースラインワンダー／ドリフトも表すフィルタ処理されたベースライン信号ＢＳＥ_ｆ（ｉ）は、ベースラインローパスフィルタ４０によって出力され、信号抽出部４５によって、遅延されたベースラインフィルタ未処理心電図信号ＥＣＧ_ｄｂｕ（ｉ）から取り出される。遅延されたベースラインフィルタ未処理心電図信号ＥＣＧ_ｄｂｕ（ｉ）は、実時間ＥＣＧモニタリングのために遅延される（例えば、２５０ｍｓ）。取り出しは、ベースラインワンダーが最小限である場合に最低限のひずみを示すベースラインフィルタ処理済み心電図信号ＥＣＧ_ｂｆ（ｉ）をもたらす。なお、ＥＣＧディスプレイ２６上でベースラインフィルタ処理済み心電図信号ＥＣＧ_ｂｆ（ｉ）を保つよう、大きいベースラインワンダーは有効に取り除かれる。

実際上、ＦＩＲフィルタ４１及びＩＩＲローパスフィルタ４２は、ベースラインフィルタ未処理心電図信号ＥＣＧ_ｂｕ（ｉ）にローパスフィルタをかけるよう協調して構造上設計される。これにより、ベースラインフィルタ処理済み心電図信号ＥＣＧｂ_ｆ（ｉ）は、ベースラインフィルタ未処理心電図信号ＥＣＧ_ｂｕ（ｉ）のランピングに応答せず、且つ／あるいは、ベースラインフィルタ未処理心電図信号ＥＣＧ_ｂｕ（ｉ）のＲ波によるベースラインシフトは、最小限にされる。

ＦＩＲフィルタ４１の一実施形態において、ボックスカー（boxcar）ＦＩＲローパスフィルタが利用される。これにより、ボックスカーＦＩＲローパスフィルタは２つの係数を有する。具体的に、現在の係数fir_coef(1)は、以下の式［１］に従って、ベースラインフィルタ未処理心電図信号ＥＣＧ_ｂｕ（ｉ）の現在のサンプルにあり、前の係数fir_coef(delay+1)は、以下の式［２］に従って、フィルタ遅延（例えば、２５０ｍｓ）に等しい時点でベースラインフィルタ未処理心電図信号ＥＣＧ_ｂｕ（ｉ）の現在のサンプルより前にある：
fir_coef(1)=0.9/FC_LPF ［１］
fir_coef(delay+1)＝1-(0.9/FC_LPF) ［２］
ここで、FC_LPFは、単位Ｈｚの、ＩＩＲローパスフィルタ４２の３ｄＢコーナー周波数である。

ＩＩＲローパスフィルタ４２の一実施形態において、バターワース二次ローパスフィルタが利用される。これにより、バターワース二次ローパスフィルタは、次の式［３］：

H(z)=(b₀+b₁z^-1+b₂z^-2)/(1+a₁z^-1+z₂z^-2) ［３］

に従って記述され得るｚ変換H(z)を有する。

ベースラインローパスフィルタ４０ａ（図６Ａ）のためのバターワース二次ローパスフィルタの例となる実施は、次の式［４］に従う：

y[i]=b₀w[i]+b₁w[i-1]+b₂w[i-2]-a₁y[i-1]-a₂y[i-2] ［４］

ここで、yは、フィルタ処理されたベースライン信号ＢＳＥ_ｆであり、wは、ＦＩＲフィルタ４１の出力であり、a及びbは、バターワース二次ローパスフィルタのコーナー周波数を設定するためのバターワース二次ローパスフィルタの係数である。

ベースラインローパスフィルタ４０ｂ（図６Ｂ）のためのバターワース二次ローパスフィルタの例となる実施は、次の式［５］に従う：

y[i]=b₀x[i]+b₁x[i-1]+b₂x[i-2]-a₁y[i-1]-a₂y[i-2] ［５］

ここで、yは、バターワース二次ローパスフィルタの出力であり、xは、ベースラインフィルタ未処理心電図信号ＥＣＧ_ｂｕであり、a及びbは、バターワース二次ローパスフィルタのコーナー周波数を設定するためのバターワース二次ローパスフィルタの係数である。

実際上、ベースラインワンダー推定器４３は、当該技術で知られるようにベースラインフィルタ未処理心電図信号ＥＣＧ_ｂｕのベースラインワンダーのレベルを推定し、ベースラインフィルタ未処理心電図信号ＥＣＧ_ｂｕのベースラインワンダーの推定されたレベルに応じてベースラインローパスフィルタ４０のコーナー周波数の適切な増減によりＦＩＲフィルタ４１及びＩＩＲローパスフィルタ４２の係数を動的に調整する。

一実施形態において、ベースラインワンダー推定器４３は、ベースラインフィルタ未処理心電図信号ＥＣＧ_ｂｕのベースラインワンダーの推定されたレベルに応じてＦＩＲフィルタ４１及びＩＩＲローパスフィルタ４２の係数を動的に調整し、ＦＩＲフィルタ４１及びＩＩＲローパスフィルタ４２の動的に調整された係数から夫々成る調整信号Ａ_ＦＩＲ及びＡ_ＩＩＲを出力する。

代替の実施形態において、ベースラインワンダー推定器４３は、ベースラインフィルタ未処理心電図信号ＥＣＧ_ｂｕのベースラインワンダーの推定されたレベルに応じてＩＩＲローパスフィルタ４２のコーナー周波数ＣＦ_ＩＩＲを動的に調整し、動的に調整されたコーナー周波数ＣＦ_ＩＩＲから成る出力調整信号Ａ_ＦＩＲ及びＡ_ＩＩＲを出力し、これによって、ＦＩＲフィルタ４１及びＩＩＲローパスフィルタ４２は夫々の係数を動的に調整する。

図１乃至６を参照すると、当業者には、（１）ＥＣＧ信号を最小限にしかひずませず且つ特に除細動イベントの後のベースラインワンダー／ドリフトの優れた除去を有するＥＣＧハイパスフィルタを実装するための計算要求の実質的な低減、及び（２）診断及びＥＭＳの両方を目的として構成可能なＥＣＧハイパスフィルタを含むがそれらに制限されない本発明の多数の利点を認識するであろう。

本発明の様々な実施形態が図示及び記載されてきたが、ここで記載される本発明の実施形態は実例であり、同等のものが本発明の適用範囲から逸脱することなしに、様々な変更及び変形が行われてよく、それらの要素に代用されてよいことが、当業者によって理解されるであろう。加えて、多くの変更は、本発明の適用範囲から逸脱することなしに、本発明の教示に適応するよう行われてよい。従って、本発明は、本発明を実行するために考えられる最良のモードとして開示されている特定の実施形態に制限されず、本発明は、添付の特許請求の範囲の適用範囲内にある全ての実施形態を包含するよう意図される。

米国特許第５４３３２０８号明細書 米国特許第５３５７９６９号明細書

Claims (12)

1. バンド幅可変心電図ハイパスフィルタであって、
   ベースラインフィルタ未処理心電図（ＥＣＧ _ｂｕ ）信号にローパスフィルタをかけて、フィルタ処理されたベースライン信号を出力するように構成され且つ動作可能に接続されている有限インパルス応答（ＦＩＲ）ローパスフィルタ及び無限インパルス応答（ＩＩＲ）ローパスフィルタを含むベースラインローパスフィルタであって、前記ＦＩＲ及びＩＩＲローパスフィルタに動作可能に接続され、前記ＥＣＧ _ｂｕ 信号のベースラインワンダーの推定レベルに応じて前記ベースラインローパスフィルタのコーナー周波数を動的に調整するベースラインワンダー推定器を更に含み、前記ＦＩＲ及びＩＩＲローパスフィルタのフィルタ係数は前記コーナー周波数に基づいて決定され、前記ベースラインワンダー推定器は、前記ベースラインワンダーの推定レベルが第１レベルである場合には前記コーナー周波数を第１周波数に設定し、前記ベースラインワンダーの推定レベルが前記第１レベルより大きい第２レベルである場合には、前記コーナー周波数を前記第１周波数より高い第２周波数に設定する、ベースラインローパスフィルタと、
   前記ＥＣＧ _ｂｕ 信号を時間遅延させて、遅延されたＥＣＧ _ｂｕ 信号を出力するよう動作する信号遅延部と、
   前記ベースラインローパスフィルタ及び前記信号遅延部に動作可能に接続され、前記遅延されたＥＣＧ _ｂｕ から前記フィルタ処理されたベースライン信号を除去することにより、ベースラインフィルタ処理済み心電図信号を出力する信号抽出部と
   を有するバンド幅可変心電図ハイパスフィルタ。
2. 前記ＦＩＲ及びＩＩＲローパスフィルタのフィルタ係数は、前記ＦＩＲローパスフィルタのフィルタ係数が前記ＩＩＲローパスフィルタのコーナー周波数の逆数の一次関数となるように決定される、
   請求項１に記載のバンド幅可変心電図ハイパスフィルタ。
3. 前記ＩＩＲローパスフィルタは、バタワース二次ローパスフィルタである、
   請求項２に記載のバンド幅可変心電図ハイパスフィルタ。
4. 前記ＦＩＲローパスフィルタの現在より前のサンプル係数は、定数から現在のサンプル係数を引いたものである、
   請求項２に記載のバンド幅可変心電図ハイパスフィルタ。
5. 患者の心臓の心電図波形を生成するよう動作する信号プロセッサと、
   前記心電図波形を表示するよう前記信号プロセッサに動作可能に接続される心電図ディスプレイと
   を有し、
   前記信号プロセッサは、
   ベースラインフィルタ未処理心電図（ＥＣＧ _ｂｕ ）信号にローパスフィルタをかけて、フィルタ処理されたベースライン信号を出力するように動作する有限インパルス応答（ＦＩＲ）ローパスフィルタ及び無限インパルス応答（ＩＩＲ）ローパスフィルタを含むベースラインローパスフィルタであって、前記ＦＩＲ及びＩＩＲローパスフィルタに動作可能に接続され、前記ＥＣＧ _ｂｕ 信号のベースラインワンダーの推定レベルに応じて前記ベースラインローパスフィルタのコーナー周波数を動的に調整するベースラインワンダー推定器を更に含み、前記ＦＩＲ及びＩＩＲローパスフィルタのフィルタ係数は前記コーナー周波数に基づいて決定され、前記ベースラインワンダー推定器は、前記ベースラインワンダーの推定レベルが第１レベルである場合には前記コーナー周波数を第１周波数に設定し、前記ベースラインワンダーの推定レベルが前記第１レベルより大きい第２レベルである場合には、前記コーナー周波数を前記第１周波数より高い第２周波数に設定する、ベースラインローパスフィルタと、
   前記ＥＣＧ _ｂｕ 信号を時間遅延させて、遅延されたＥＣＧ _ｂｕ 信号を出力するよう動作する信号遅延部と、
   前記ベースラインローパスフィルタ及び前記信号遅延部に動作可能に接続され、前記遅延されたＥＣＧ _ｂｕ 信号から前記フィルタ処理されたベースライン信号を除去することにより、ベースラインフィルタ処理済み心電図信号を出力する信号抽出部と
   を含む、心電図モニタ。
6. 前記ＦＩＲ及びＩＩＲローパスフィルタのフィルタ係数は、前記ＦＩＲローパスフィルタのフィルタ係数が前記ＩＩＲローパスフィルタのコーナー周波数の逆数の一次関数となるように決定される、
   請求項５に記載の心電図モニタ。
7. 前記ＩＩＲローパスフィルタは、バタワース二次ローパスフィルタである、
   請求項６に記載の心電図モニタ。
8. 前記ＦＩＲローパスフィルタの現在より前のサンプル係数は、定数から現在のサンプル係数を引いたものである、
   請求項６に記載の心電図モニタ。
9. 患者の心臓の心電図波形を生成するよう動作する心電図モニタと、
   衝撃エネルギを蓄えるよう動作する衝撃源と、
   前記心電図モニタ及び前記衝撃源に動作可能に接続され、前記心電図波形のＱＲＳ解析に応じて前記患者の心臓への前記衝撃エネルギの供給を制御する除細動コントローラと
   を有し、
   前記心電図モニタは、
   ベースラインフィルタ未処理心電図（ＥＣＧ _ｂｕ ）信号にローパスフィルタをかけて、フィルタ処理されたベースライン信号を出力するように動作する有限インパルス応答（ＦＩＲ）ローパスフィルタ及び無限インパルス応答（ＩＩＲ）ローパスフィルタを含むベースラインローパスフィルタであって、前記ＦＩＲ及びＩＩＲローパスフィルタに動作可能に接続され、前記ＥＣＧ _ｂｕ 信号のベースラインワンダーの推定レベルに応じて前記ベースラインローパスフィルタのコーナー周波数を動的に調整するベースラインワンダー推定器を更に含み、前記ＦＩＲ及びＩＩＲローパスフィルタのフィルタ係数は前記コーナー周波数に基づいて決定され、前記ベースラインワンダー推定器は、前記ベースラインワンダーの推定レベルが第１レベルである場合には前記コーナー周波数を第１周波数に設定し、前記ベースラインワンダーの推定レベルが前記第１レベルより大きい第２レベルである場合には、前記コーナー周波数を前記第１周波数より高い第２周波数に設定する、前記ベースラインローパスフィルタと、
   前記ＥＣＧ _ｂｕ 信号を時間遅延させて、遅延されたＥＣＧ _ｂｕ 信号を出力するよう動作する信号遅延部と、
   前記ベースラインローパスフィルタ及び前記信号遅延部に動作可能に接続され、前記遅延されたＥＣＧ _ｂｕ 信号から前記フィルタ処理されたベースライン信号を除去することにより、ベースラインフィルタ処理済み心電図信号を出力する信号抽出部と
   を含む、除細動器。
10. 前記ＦＩＲ及びＩＩＲローパスフィルタのフィルタ係数は、前記ＦＩＲローパスフィルタのフィルタ係数が前記ＩＩＲローパスフィルタのコーナー周波数の逆数の一次関数となるように決定される、
    請求項９に記載の除細動器。
11. 前記ＩＩＲローパスフィルタは、バタワース二次ローパスフィルタである、
    請求項１０に記載の除細動器。
12. 前記ＦＩＲローパスフィルタの現在より前のサンプル係数は、定数から現在のサンプル係数を引いたものである、
    請求項１０に記載の除細動器。

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