JP6433690B2

JP6433690B2 - 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

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Publication number: JP6433690B2
Application number: JP2014122541A
Authority: JP
Inventors: 竹島　秀則; 秀則竹島
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Priority date: 2014-06-13
Filing date: 2014-06-13
Publication date: 2018-12-05
Anticipated expiration: 2034-06-13
Also published as: JP2016002130A

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。

Bert-Uwe Kohler et al. "The Principles of Software QRS Detection,’’ IEEE Engineering in Medicine and Biology, pp. 42-57, January/February 2002.

ＥＣＧ信号の中の検出対象波形を、少ない演算量で検出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、取得したＥＣＧ信号の第１の期間に対する第１の積分値を算出する第１の積分部と、前記ＥＣＧ信号の第２の期間に対する第２の積分値を算出する第２の積分部と、前記第１の積分値及び前記第２の積分値を用いて前記ＥＣＧ信号の中の特定の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。検出処理に用いるパラメータの決定方法を説明する図。心電波形検出装置のハードウェア構成を示す図。心電波形検出装置の処理例を示すフローチャート。積分対象期間をＥＣＧ信号上の注目時刻と対比して説明する図。第２の実施形態の心電波形検出装置を示す図。３つ検出器で構成した心電波形検出装置の動作を説明する図。６つ検出器で構成した心電波形検出装置の動作を説明する図。第３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の動作を説明する図。第４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の動作を説明する図。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。

心電波形検出装置１が、例えば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。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、第１の積分部２０、第２の積分部３０、検出部４０を備える。第１の積分部２０、第２の積分部３０及び検出部４０で、検出器５０を構成する。

入力部１０は、ＥＣＧ信号をＡＤ変換器１２０から取得する。第１の検出部２０は、取得したＥＣＧ信号の第１の期間に対する積分値（第１の積分値）を算出する。第２の検出部３０は、第２の期間に対する積分値（第２の積分値）を算出する。検出部４０は、第１の積分値及び第２の積分値を用いて、ＥＣＧ信号の中の特定の検出対象波形を検出する。より具体的には、検出部４０は、第１の積分値と第２の積分値との差分を求め、この差分を所定の基準値（閾値）と比較して検出対象波形を検出する。

第１の期間と第２の期間の夫々の期間の長さ、第１の期間と第２の期間との間隔、及び基準値は、予め適切な値に決定しておく。

第１の期間と第２の期間の期間長、間隔、及び基準値に対する適切な値は、例えば、実際に人体から取得した多数のＥＣＧ信号に対して、上記の各値をパラメトリックに変化させながらシミュレーションを行って決定することができる。

例えば、検出対象波形に対応する検出範囲をＥＣＧ信号に対して設定し、この検出範囲の中で、第１の期間と第２の期間の期間長、間隔、及び基準値をパラメトリックに変化させる。そして、検出対象波形ができるだけ高い検出性能で検出できるように各値を決定する。言い換えれば、検出対象波形を高い検出性能で検出できるように、第１の期間と第２の期間の期間長、間隔、及び基準値をチューニング（tuning）する。ここで検出性能が高いとは、検出対象波形を正しく検出する確率（正検出率）が高く、また、検出対象波形以外の波形を検出する確率（誤検出率）が低いことを言う。

例えば、ＥＣＧ波形の中の検出対象波形を図３の実線で示す波形とするとき、この検出対象波形に対応する検出範囲を設定し、この検出範囲の中で、第１の期間と第２の期間の期間長、間隔、及び基準値をパラメトリックに変化させ、検出対象波形ができるだけ高い検出性能で検出できるように各値をチューニングして決定する。

このようにして決定した第１の期間と第２の期間の期間長、間隔、及び基準値は、本装置の適宜の記憶部に保存しておき、第１の積分部２０、第２の積分部３０、検出部４０に提供する。

検出部４０は、検出対象波形を検出すると、心電同期信号を生成する。また、検出部４０は、生成した心電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４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４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。

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、第１の検出部２０は、第１の期間に対する積分値（第１の積分値）を算出する。ステップＳＴ１０４で、第２の検出部３０は、第２の期間に対する積分値（第２の積分値）を算出する。ステップＳＴ１０２とステップＳＴ１０４の順序は逆でもよい。また、ステップＳＴ１０２の処理とステップＳＴ１０４の処理は同時に行ってもよい。

ステップＳＴ１０６で、検出部４０は、第１の積分値と第２の積分値とを差分して差分値を求める。さらに、検出部４０は求めた差分値と、予め保持している基準値とを比較することによって、検出対象波形を検出する。

ステップＳＴ１０８で、検出部４０は検出情報を出力する。検出情報は、例えば、「＋１」又は「−１」である。検出対象波形を検出した場合は「＋１」を出力し、それ以外の場合は「−１」を出力する。また、検出対象波形を検出した場合は、心電同期撮像装置２００に対して、心拍同期信号を出力する。

図６は、第１の検出部２０の積分対象期間である第１の期間と、第２の検出部３０の積分対象期間である第２の期間とを、ＥＣＧ信号上の注目時刻とを対比して示した図である。検出部４０の検出処理に要する時間を無視すると、第１の積分値と第２の積分値の両方が得られる時刻（図５においては、第２の期間の終了時）に、検出対象波形に対する検出部４０の検出結果が得られる。したがって、第２の期間の終了時が注目時刻となる。

時系列で入力されるＥＣＧ信号の中から検出対象波形を検出するには、図５に示すように、注目時刻をＥＣＧ信号の時系列に対してずらしながら、図４のステップＳＴ１０２乃至ステップＳＴ１０８の処理を繰り返し実施すればよい。

上記のとおり、第１の実施形態に係る心電波形検出装置１は、２つの積分演算と、１つの差分、及び１つの比較処理によって検出対象波形を検出している。つまり、非常に少ない演算量で検出対象波形を検出することができる。

（第２の実施形態）
図７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２の実施形態の心電波形検出装置１ｂは、検出器５０を複数有すると共に、複数の検出器５０の夫々から出力される検出情報を統合する統合検出部６０を有する。

図７に示す例では、＃１から＃ＮまでのＮ個の検出器５０を有し、これに伴って、第１の積分部２０、第２の積分部３０、及び検出部４０の数も夫々Ｎ個となっている。

夫々の検出器５０の動作は前述した第１の実施形態と同じである。即ち、各検出部４０は、第１の積分部２０が出力する第１の積分値と、第２の積分部３０が出力する第２の積分値との差分値を基準値と比較する。そして、例えば、差分値が基準値を超えた場合には、検出対象波形の検出情報として「＋１」を出力し、基準値を超えない場合は「−１」を出力する。

統合検出部６０は、各検出器５０から出力される「＋１」又は「−１」の検出情報に所定の重み付けをする。そして、重み付けされた各検出器５０のそれぞれの検出情報を加算して、「＋１」、「−１」に対する重み付け加算値を生成する。さらに、この重み付け加算値を、所定の統合基準値と比較して、最終的な統合検出情報を得る。ここで、統合基準値とは、重み付け加算値に対して適用される閾値のことある。例えば、閾値としての統合基準値をゼロとし、重み付け加算値の値が正の場合に、所定の検出対象波形が検出されたと判定してもよい。

統合検出部６０で用いる上記の重み付けの値や統合基準値は、各検出器５０で使用する積分期間の長さや間隔及び基準値と同様に、予め決定され、統合検出部６０で保持している。重み付けの値や統合基準値も、実際に人体から取得した多数のＥＣＧ信号に対して、パラメトリックに変化させながらシミュレーションを行って決定したものであり、検出対象波形ができるだけ高い検出性能で検出できるようにチューニングされている。

図８（ａ）、（ｂ）は、複数の検出器５０として、「検出器１」、「検出器２」、及び「検出器３」の３つ検出器で構成した例の動作を説明する図である。図８（ａ）に示す例では、時間的に古い順に「期間Ａ」、「期間Ｂ」、「期間Ｃ」と、３つの期間を設定している。

検出器１は、期間Ａの積分値Ａと、期間Ｂの積分値Ｂの差分を算出する検出器である。期間ＢにＲ波が到来すると高い差分値が得られ、そうでなければ低い差分値が得られる。したがって、差分値を、保持している基準値（閾値）と比較し（図８（ｂ）に示す例では、「０．３７」）と比較し）、基準値を上回っていれば（或いは下回っていれば）、Ｒ波を検出したとすることができる。

検出器３は、期間Ｂの積分値Ｂと、期間Ｃの積分値Ｃの差分を算出する検出器である。検出器１と同様に、期間ＢにＲ波が到来すると高い差分値が得られ、そうでなければ低い差分値が得られる。したがって、差分値を、保持している基準値（閾値）と比較し（図８（ｂ）に示す例では、「０．３３」）と比較し）、基準値を上回っていれば（或いは下回っていれば）、Ｒ波を検出したとすることができる。なお、検出器１では、期間Ｂの終了後に差分結果が得られるのに対して、検出器３では、期間Ｃの終了後に差分結果が得られる。このため、検出器３でＲ波の検出結果が得られる時刻は、検出器１よりも遅れる。

検出器２は期間Ｂの積分値のみを使用する。検出器２は、例えば、検出器１や検出器３の基準値を調整するための補助的な検出器として利用することができる。例えば、注目時刻をずらしながら検出器２を動作させ、別途定めた区間において検出器２が、保持している基準値（（図８（ｂ）に示す例では、「０．６１」）を上回ったとき、上回った値のピーク値を保持しておく。このとき、ピーク値はＲ波の大きさを表していると考えられる。したがって、検出器１と検出器３の基準値を、このピーク値に比例させるようにしておけば、対象とする生体の信号の強さに合わせて、検出器１と検出器３の基準値を適応的に変化させることができる。

統合検出部６０は、図８（ｂ）に示すように、例えば、検出器１の検出情報に対しては重み「０．４」を、検出器２の検出情報に対しては重み「０．３」を、検出器３の検出情報に対しては重み「０．２」を夫々設定する。そして、検出器１、検出器２、及び検出器３から出力される各検出情報（例えば、「＋１」又は「−１」の値）に対して、上記の重みで重み付け加算し、重み付け加算値を算出する。その後、重み付け加算値と統合基準値とを比較して、最終的な統合検出情報を得る。

第２の実施形態の心電波形検出装置１ｂでは、ＥＣＧ信号に対する第１の期間及び第２の期間の少なくとも一方は、複数の検出器の夫々において異なる。例えば、上記の例では、検出器１の第１の期間は期間Ａであり、第２の期間は期間Ｂである。また、検出器３の第１の期間は期間Ｂであり、第２の期間は期間Ｃである。このように、それぞれの検出器が、異なった積分期間の情報を用いて検出対象波形を検出し、さらにこれらの検出結果を重み付け加算によって統合することにより、１つの検出器で検出する場合に比べて、より高い検出性能で検出対象波形を検出することができる。即ち、検出対象波形を正しく検出する確率（正検出率）を向上させ、また、検出対象波形以外の波形を検出する確率（誤検出率）を低減することができる。

検出器の数を増やすことによって、検出性能をさらに高めることができる。図９は、複数の検出器５０として、「検出器１」乃至「検出器６」の６つの検出器で構成した例の動作を説明する図である。積分期間としては、「期間Ａ」乃至「期間Ｄ」の４つの期間を設定している。

今、「期間Ａ」乃至「期間Ｄ」のそれぞれの積分値を、「積分値Ａ」乃至「積分値Ｄ」とする。このとき、図９（ｄ）の表の中央の「差分処理」欄に示すように、例えば、検出器１は「積分値Ａ」と「積分値Ｂ」の差分を算出し、検出器２は「積分値Ａ」と「積分値Ｃ」の差分を算出し、検出器３は「積分値Ａ」と「積分値Ｄ」の差分を算出する。また、例えば、検出器４は「積分値Ｂ」と「積分値Ｃ」の差分を算出し、検出器５は「積分値Ｂ」と「積分値Ｄ」の差分を算出する。そして、例えば、検出器６は「積分値Ｃ」と「積分値Ｄ」の差分を算出する。

図９（ａ）乃至図９（ｃ）は、「期間Ａ」乃至「期間Ｄ」のＥＣＧ信号に対する相対的な位置関係を示す。図９（ａ）及び図９（ｂ）では、「期間Ａ」乃至「期間Ｄ」のＥＣＧ信号に対する相対的な位置関係は同じである。いずれも、「期間Ｂ」の位置にＲ波があり、Ｒ波よりも時間的に前の位置に「期間Ａ」があり、そして、Ｒ波よりも時間的に後の位置に、「期間Ｃ」と「期間Ｄ」がある。ただし、図９（ａ）は、ＥＣＧ信号にノイズが混入していない状態に対する図であり、図９（ｂ）は、ＥＣＧ信号にノイズが混入している状態に対応する図である。

一方、図９（ｃ）は、「期間Ａ」乃至「期間Ｄ」のＥＣＧ信号に対する相対的な位置関係が、図９（ａ）及び図９（ｂ）に示す位置関係とは異なる。つまり、図９（ｃ）は、「期間Ａ」乃至「期間Ｄ」のＥＣＧ信号に対する位置関係が、図９（ａ）及び図９（ｂ）に対して時間が前の方にシフトしている。

図９（ａ）の状態を「基準」、図９（ｂ）の状態を「ノイズ混入」、図９（ｃ）の状態を「時間シフト」と呼ぶものとする。各状態における、「検出器１」乃至「検出器６」の差分出力の大きさを、図９（ｄ）の表の右側の３つの「差分出力」欄に示す。ここで、「＋＋」は差分出力が正の大きな値であることを示し、「−−」は差分出力が負の大きな値であることを示す。また、「＋」は差分出力が正の小さい値であることを示し、「−」は差分出力が負の小さい値であることを示す。

図９（ｄ）に示す例では、「基準」状態に対する「検出器１」乃至「検出器６」の各差分出力は、「検出器１」から順に、「−−」、「＋」、「−」、「＋＋」、「＋」、「−」となっている。第２の実施形態の心電波形検出装置１ｂでは、これらの差分出力を各検出器がそれぞれ検出できるように、事前に収集した多数のＥＣＧ信号に基づいて、基準値（閾値）を検出器ごとに予めチューニングして決定している。そして、決定した基準値（閾値）を用いて、各差分出力に対する比較判定を行って、例えば「＋１」（検出有）、又は「−１」（検出なし）の検出情報を得ている。その後、さらに、各検出器から出力される検出情報を統合検出部６０で重み付け加算して、統合基準値と比較判定している。統合検出部６０で使用する重みや、統合基準値も、事前に収集した多数のＥＣＧ信号に基づいてチューニングされたものである。

このように、複数の検出器の出力結果を統合することにより、単一の検出器で判定するよりも高い検出性能を得ることができる。

一方、「ノイズ混入」状態における「検出器１」乃至「検出器６」の各差分出力は、「検出器１」から順に、「−」、「＋」、「−」、「＋」、「＋」、「−」となっている。これらを「基準」状態の各差分出力と比較すると、差分出力の絶対値は異なるものの、正と負の符号は、検出器１乃至検出器６の各検出器において似た傾向を示す。このことは、各検出器の検出情報を統合すると、「ノイズ混入」状態における統合検出情報と、「基準」状態における統合検出情報とは、互いに似た傾向を示すことを意味している。言い換えれば、複数の検出器の検出情報を統合することにより、ノイズの影響を受けにくい検出処理が可能となる。

他方、「時間シフト」状態における「検出器１」乃至「検出器６」の各差分出力は、「検出器１」から順に、「−」、「−」、「＋」、「＋」、「＋」、「＋」となっている。つまり、各差分出力は、絶対値だけでなく、その符号も、「基準」状態に対して大きく異なった傾向を示す。つまり、ある特定の１つの検出器の出力のみを比較すると（例えば、検出器１の出力を比較すると）符号が同じものがあるが、６つの検出器の全体の符号を比較すると、「基準」状態と「時間シフト」状態とでは全体として異なっている。このことは、「時間シフト」の場合、即ち、検出対象波形の注目時刻が異なっており、注目時刻におけるＥＣＧ信号の波形が「基準」状態の検出対象波形と異なる場合には、この異なった波形を誤って検出する確率が、１つの検出器のみで判定するときよりも低減されることを意味している。

（第３の実施形態）
複数の検出器を用いる上記の第２の実施形態によれば、全体の検出性能が向上する。その一方、各検出器で２つの積分演算を行っているため、検出器の数の増加に比例して、全体の積分演算量は増加する。

そこで、第３の実施形態の心電波形検出装置１ｃでは、全体の積分演算量を低減する手段を設ける。図１０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２の実施形態（図７）との相違点は、各検出器５０ｃと入力部１０との間に累積部７０を設けている点である。また、各検出器５０ｃの第１の積分部２０ｃと第２の積分部３０ｃで行う処理も、第２の実施形態と異なる。

累積部７０は、被検体から時系列で取得するＥＣＧ信号を時系列に従って順次累積して累積値を算出する。第１の積分部２０ｃは、累積部７０を参照し、第１の期間の開始時における累積値と、第１の期間の終了時における累積値との差を第１の積分値として算出する。同様に、第２の積分部３０ｃは、累積部７０を参照し、第２の期間の開始時における累積値と、第２の期間の終了時における累積値との差を第２の積分値として算出する。

図１１は、第３の実施形態の動作概念を説明する図である。図１１（ａ）は、時系列で取得するＥＣＧ信号と、これに対する複数の積分対象期間を、期間Ａ乃至期間Ｆとして例示している。図１１（ｂ）は、累積部７０で算出するＥＣＧ信号の累積値を例示している。Ｐ波、Ｒ波、Ｓ波の領域のようにＥＣＧ信号が正のときには累積値は増加し続け、Ｑ波やＳ波のように一部の負の領域において累積値は若干減少する。

第１の積分部２０ｃ或いは第２の積分部３０ｃは、例えば期間Ｂの積分値Ｂを算出する場合には、期間Ｂの開始時における累積値と、期間Ｂの終了時における累積値との差を算出し、算出したこの差を積分値Ｂとする。他の期間に対する積分値も同様にして求めることができる。

このように、第３の実施形態では、第１の積分部２０ｃ或いは第２の積分部３０ｃにおいて実際の積分演算をすることなく、累積値を参照して得られる２つの値（積分期間の開始時と終了時の累積値）を単に差分することによって積分値を得ることができる。このため、積分演算に要する演算量を低減することができる。演算量低減のこの効果は、検出器の数が多くなるほど顕著となる。

また、各検出器の間において、第１、第２の積分期間長や、積分期間の間隔が異なる場合でも、積分演算の処理内容自体を変更する必要がない。

なお、上述した第３の実施形態は、検出器５０が１つの構成（第１の実施形態）に対して適用してもよい。

（第４の実施形態）
第４の実施形態の心電波形検出装置１ｄは、全体の積分演算量を低減する手段として、第３の実施形態と異なる手段を有している。図１２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。第３の実施形態（図１０）との相違点は、各検出器５０ｄと入力部１０との間に、累積部７０に換えて保持部８０を設けている点である。また、各検出器５０ｄの第１の積分部２０ｄと第２の積分部３０ｄで行う処理も、第３の実施形態と若干異なる。

保持部８０は、所謂キューとして動作し、ＥＣＧ信号の時系列のサンプル値を一時的に保持する。また、第４の実施形態の第１の積分部２０ｄは、第１の期間に対して新たなサンプル値を取得したとき、保持部８０に保持されている第１の期間の開始時のサンプル値を第１の積分値から減算する一方、取得した新たなサンプル値を第１の積分値に加算して第１の積分値を更新する。また、第４の実施形態の第２の積分部２０ｄは、第２の期間に対して新たなサンプル値を取得したとき、保持部８０に保持されている第２の期間の開始時のサンプル値を第２の積分値から減算する一方、取得した新たなサンプル値を第２の積分値に加算して第２の積分値を更新する。

図１３は、第４の実施形態の心電波形検出装置１ｄの動作概念を説明する図である。今、積分期間Ａが、サンプル時刻ｔ＝−７から、ｔ＝０までの期間であり、この期間に対応する積分値Ａが、上記期間の８つのサンプル値の合計値であるとする。このとき、保持部８０は、少なくとも、積分期間Ａの開始時であるｔ＝−７から現在のｔ＝０までのサンプル値を保持するものとする。

ここで、ＥＣＧ信号のあらたなサンプル時刻ｔ＝＋１のサンプル値が入力されると、保持部８０は、この新たなサンプル値をキューに加える。

一方、第１の積分部２０ｄ（又は第２の積分部３０ｄ）は、積分期間Ａに対して１サンプル分だけシフトした積分期間Ｂに対応する積分値Ｂを算出するとき、積分値Ａから、積分期間Ａの開始時におけるサンプル値（即ち、ｔ＝−７のサンプル値）を減算する一方、新たに取得したｔ＝＋１のサンプル値を積分値Ａに加算することによって、積分値Ｂを得る。つまり、積分値Ｂを算出するにあたって、積分期間Ｂの総てのサンプル値を積分するのではなく、１つ前の積分値Ａに対して１つのサンプル値を加算し、１つのサンプル値を減算するのみで、積分値Ｂを得ることができる。

このような処理を、新たなサンプル値が入力される毎に繰り返せば、ＥＣＧ信号に対して相対的な位置関係が異なる多数の積分期間に対応した多数の積分値を、少ない演算量で算出することができる。

なお、第１の積分部２０ｄと第２の積分部３０ｄのように異なる積分部が２つある場合、或いは、複数の検出器５０ｄに対応して、第１の積分部２０ｄと第２の積分部３０ｄが夫々複数ある場合においても、同一の保持部（キュー）８０を共有することができる。

このように、第４の実施形態も、積分演算に要する演算量を低減することができ、演算量低減のこの効果は、検出器の数が多くなるほど顕著となる。

なお、上述した第４の実施形態も、検出器５０が１つの構成（第１の実施形態）に対して適用することができる。

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１４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を撮像したデータを収集するデータ収集部２１０、収集した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１５乃至図１７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１５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１６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１７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、ＥＣＧ信号の中の検出対象波形を、少ない演算量で検出することができる。

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第１の積分部
３０第２の積分部
４０検出部
５０検出器
６０統合検出部
７０累積部
８０保持部
１００心電計
２００心電同期撮像装置

Claims

取得したＥＣＧ信号の第１の期間に対する第１の積分値を算出する第１の積分部と、
前記ＥＣＧ信号の第２の期間に対する第２の積分値を算出する第２の積分部と、
前記第１の積分値と前記第２の積分値との差分を、所定の基準値と比較して前記ＥＣＧ信号の中の特定の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。
時系列で取得する前記ＥＣＧ信号を前記時系列に従って順次累積して累積値を算出する累積部、
をさらに備え、
前記第１の積分部は、前記第１の期間の開始時における前記累積値と、前記第１の期間の終了時における前記累積値との差を前記第１の積分値として算出し、
前記第２の積分部は、前記第２の期間の開始時における前記累積値と、前記第２の期間の終了時における前記累積値との差を前記第２の積分値として算出する、
請求項１に記載の心電波形検出装置。
前記ＥＣＧ信号は時系列のサンプル値であり、
前記時系列のサンプル値を一時的に保持する保持部、をさらに備え、
前記第１の積分部は、前記第１の期間に対して新たなサンプル値を取得したとき、前記保持部に保持されている前記第１の期間の開始時のサンプル値を前記第１の積分値から減算する一方、取得した前記新たなサンプル値を前記第１の積分値に加算して前記第１の積分値を更新し、
前記第２の積分部は、前記第２の期間に対して新たなサンプル値を取得したとき、前記保持部に保持されている前記第２の期間の開始時のサンプル値を前記第２の積分値から減算する一方、取得した前記新たなサンプル値を前記第２の積分値に加算して前記第２の積分値を更新する、
請求項１に記載の心電波形検出装置。
複数の前記検出部と、
前記複数の検出部の夫々から得られる検出情報、及び、前記複数の検出部の夫々に対して設定される重み値を用いて統合検出情報を算出する統合検出部と、
をさらに備え、
前記ＥＣＧ信号に対する前記第１の期間及び前記第２の期間の少なくとも一方は、前記複数の検出部の夫々において異なる、
請求項１乃至３のいずれか１項に記載の心電波形検出装置。
取得したＥＣＧ信号の第１の期間に対する第１の積分値を算出する第１の積分部と、
前記ＥＣＧ信号の第２の期間に対する第２の積分値を算出する第２の積分部と、
前記第１の積分値と前記第２の積分値との差分を、所定の基準値と比較して前記ＥＣＧ信号の中の特定の検出対象波形を検出し、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を撮像したデータを収集するデータ収集部と、
収集した前記データから、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。
前記撮像装置はＭＲＩ装置である、
請求項５に記載の撮像装置。
取得したＥＣＧ信号の第１の期間に対する第１の積分値を算出し、
前記ＥＣＧ信号の第２の期間に対する第２の積分値を算出し、
前記第１の積分値と前記第２の積分値との差分を、所定の基準値と比較して前記ＥＣＧ信号の中の特定の検出対象波形を検出する、
心電波形検出方法。
コンピュータに、
取得したＥＣＧ信号の第１の期間に対する第１の積分値を算出するステップと、
前記ＥＣＧ信号の第２の期間に対する第２の積分値を算出するステップと、
前記第１の積分値と前記第２の積分値との差分を、所定の基準値と比較して前記ＥＣＧ信号の中の特定の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。