JPH0428370B2 - - Google Patents

Description

請求の範囲 １ 各心臓サイクルがそれぞれＰ波、Ｑ波、Ｒ
波、Ｓ波およＴ波の波群を含み各波群がそれぞれ
１つの心臓鼓動を表わす多数の心臓サイクルの期
間に亘つて入つてくる広範囲なECG信号に応答
する心拍数検出装置において、 １つの波群が検出されるとき、ECG信号を微
分して該微分された信号の絶対値をとることによ
りその波群のＲ波の勾配を検出して、心臓サイク
ル当たり１つの第１の出力信号を与える第１の検
出手段と、 前記１つの波群が検出されるとき、その波群の
Ｒ波の振巾を検出して第２の出力信号を与える第
２の検出手段と、 前記第１の出力信号および第２の出力信号を受
けて単位時間当たりに受け取られる第１の出力信
号および第２の出力信号の合計数を決定する出力
手段と、 前記第１の検出手段、前記第２の検出手段およ
び前記出力手段の間に結合され、前記第１の出力
信号が受け取られる割合に基づいていつでも前記
第１の検出手段および第２の検出手段のうちの一
方のみを選択的に選んで前記出力手段に結合させ
る結合手段とを備えており、 該結合手段は、前記第１の出力信号の値をある
スレツシユホールド値と比較して、前記第１の出
力信号の値が前記スレツシユホールド値を越える
ときは、前記第１の検出手段を前記出力手段に結
合し、さもないときは、前記第２の検出手段を前
記出力手段に結合する比較手段を含んでおり、前
記出力手段によつて受け取られる前記第１の出力
信号および第２の出力信号の合計数が心拍数を表
わすようにしたことを特徴とする心拍数検出装
置。

技術分野 本発明は心拍数検出システムに係り、特に、患
者の生命を脅すような不整脈が生じた時に患者の
心臓の除細動を行なう植え込み式除細動器と共に
使用できる改良された心拍数検出装置に係る。

背景技術 最近では、色々な心臓不調もしくは不整脈に対
して医学的に効果のある処置を与える除細動技術
の開発が相当に進歩してきている。初期の努力に
よりスタンバイ式の電子除細動器が開発された
が、これは心臓の律動異常の検出に応答して、心
臓に接続された電極を介して充分なエネルギを与
え、心臓の消極作用を行なつて正常な心臓律動に
戻すものである。このようなスタンバイ式の電子
除細動器が、例えば、米国特許第3614954号（そ
の後の再発行特許第27652号）及び米国特許第
3614955号（その後の再発行特許第27757号）に開
示されている。

又、この分野でのこれまでの努力により、心室
の除細動（及びその他の矯正技術）を行なうのに
用いる植え込み式の電極も開発された。このよう
な技術によれば、（例え）Heilman氏等の米国特
許第4030509号に開示されたように、心臓の心膜
内面又は外面にアペツクス電極を設け、そしてこ
の電極を、これと同様の形状或いは血管内のカテ
ーテルの形態のベース電極に対して作用させる。
Heilman氏等の前記特許に開示されたこのよう
な公知の電極構成体では、ベース電極又はアペツ
クス電極或いはその両方に個々のペースどりチツ
プを組合わせて使用することができる。

又、最近の努力により、心臓の活動を監視する
（除細動即ちカルジオバージヨンが必要である時
を決定する目的で）技術も開発されており、この
技術は、心室細動が生じた時を決定するために確
率密度関数を用いている。確率密度関数を用いた
このような技術が、Langer氏等の米国特許第
4184493号及び4202340号に開示されている。

この後者の公知技術によれば、確率密度関数を
満足して時に、心臓の細動が指示される。然し乍
ら、最近の実験によれ、幾つかの異常なECGパ
ターンが生じた場合、公知の確率密度関数式検出
装置は、もし適切に調整されていなければ、実際
の心室細動によつて“トリガ”されるけでなく、
特に心室の状態に異常がある際には或る形式の高
頻度心室頻脈及び低頻度心室頻脈によつても“ト
リガ”されてしまうことが分つた。高頻度の頻脈
が生じた際にこのようにトリガされるのは、さし
つかえない。なぜならば、血液のポンプ作用がも
はや充分に得られないような高い頻度の頻脈が生
じた場合にはしばしば生命にかゝわることになる
からである。然し乍ら、生命を脅かすことのない
低い頻度の頻脈の時にトリガされるのが問題であ
る。それ故、心室細動及び高頻度の頻脈と、低頻
度の頻脈とを区別する装置及び方法が必要である
とされている。

上記の必要性に対する１つの解決策が1982年３
月24日付の英国特許第2083363A号に開示されて
いる。該特許では、心臓電極からの微分された
ECG信号に応答する確率密度関数回路を心拍数
回路と共に用いて、確率密度関数回路が心拍数回
路によつて作動可能にされた時だけ確率密度関数
回路が除細動パルス発生器を作動するようにされ
ている。確率密度関数回路が作動可能にされるの
は、危険な高頻度頻脈であると考えられる所定値
よりも心拍数が大きくなる時である。

このシステムが首尾よく働くかどうかは、主と
して、心拍数検出回路の信頼性及び精度によつて
左右される。心拍数検出装置自体は公知である。
このような心拍数検出装置は、典型的に、所定の
形式の入力ECG波形に応答するように設計され
ている。例えば、ゼロ交差検出器を用いることに
よつて心拍数は検出することが知られている。こ
のような検出器では、ECG波形のゼロ交差点が
心臓サイクルの周期的な事象を表わしている。然
し乍ら、ECG波形が急勾配のものである時、例
えばＲ波電圧の変化率が急激で電圧スパイクのよ
うなものである時には、このようなシステムを用
いてゼロ交差を検出すると、精度が損なわれる。
勾配の急なＲ波群−そのＱ及びＳ区分を伴なう−
は１つの心臓サイクル当たり多数のカウントを招
き、心拍数の読みが人為的に高いものとなり、或
る場合には甚しいものとなる。

又、この分野においては、急激な勾配即ち“ス
パイクのような”勾配を有するECG信号に応答
する心拍数検出装置を提供することも知られてい
る。このような幾つかの検出装置はECG信号に
応答し、このような急勾配信号に応じた出力を与
える。この出力はスルー・レート検出器によつて
与えられ、該検出器は勾配即ちスルー・レートを
スルー・レートスレツシユホールドと比較し、検
出された高スルー・レート信号の数を表わす出力
信号を形成する。このようなシステムに本来ある
問題は、ECG信号がスパイク状ではなく正弦波
状である時の心拍数の検出にある。このような場
合には、スルー・レート特性、即ちECG電圧の
時間に対する変化率が小さい。従つてこの検出器
では、このような信号が取り上げられず、不正確
な低い心拍数が検出されることになる。

非常に病状の悪い患者の場合には、ECG波形
に時間ごとに変化がみられるのはまれでない。
ECGは或る時間にはそれ自体スパイク状の波形
として存在し次いでより正弦波的になることもあ
るし、或いはこれと反対になることもある。上記
した型式の心拍数検出装置は、これら両形式の
ECG波形に効果的に応答するに充分な程の融通
性がない。

従つて、公知の心拍数検出装置は、スパイク状
のECG波形及びより正弦波的なECG波形の両方
の特性をもつECG信号を監視する場合に必要と
される融通性を与えないことが明らかである。公
知の検出装置はこのような波形の一方又は他方に
対しては非常に効果的に働くように設計できる
が、その両方に対して効果的に働くようには設計
できない。それ故、広範な検出ECG波形に対し
て作動するような融通性のある正確且つ確実な心
拍数検出装置を提供する必要性があると云える。

本発明によれば、監視される色々なECG信号
波形に対して心拍数を非常に正確に測定する心拍
数検出装置が提供される。このような心拍数検出
装置は特に植え込み式の自動除細動システムに使
用され、該システムにおいては心拍数検出装置が
確率密度関数回路と共に使用され、このような組
合せはLanger氏等の特許出願にも開示されてい
る。然し乍ら、本発明の心拍数検出装置は、心拍
数を確実に効果的に且つ正確に測定する必要のあ
る心臓歩調どりシステムやその他の環境において
も顕著な利用性があることに注目されたい。

本発明の心拍数検出装置は、一連の波形群をも
つた入力ECG信号に応答し、各々の波形群はこ
の分野で定義付けされたＰ波、Ｑ波、Ｒ波、Ｓ波
及びＴ波を含む。心拍数検出装置は、特性の異な
る入力ECG波に応答する２つの相互に排他的な
検出回路を備えている。これらの検出回路は出力
回路に接続される。入力ECG波の特性に基いて、
結合回路は２つの検出回路の一方を自動的且つ選
択的に出力回路に接続し、心拍数の正確なカウン
トが与えられるようにする。

特に、本発明の２つの相互に排他的な検出回路
は、高スルー・レート検出器と振巾スレツシユホ
ールド検出器とを備えている。入つて来るECG
波がスルー・レートの高いスパイク状の波である
時には、高スルー・レート検出器が出力回路に接
続される。入つて来るECG波が勾配の小さな
ECG信号即ち正弦波的なECG信号である時には、
スレツシユホールド振巾検出器が出力回路に接続
される。

特に、入つて来るECG波のスルー・レートが
所定レベルより高く、そしてこのような“高い”
スルー・レートの信号が以下で述べるように所定
時間にわたつて所定の周波数で生じる時には、ス
ルー・レート検出回路が心拍数の正確な測定を行
なう。然し乍ら、入つて来るECG波のスルー・
レートが所定レベルより低く、そしてこのような
“低い”スルー・レートの信号が所定の割合で生
じる場合には、振巾スレツシユホールド検出回路
が心拍数の正確な測定を行なう。

本発明の好ましい実施例では、ECG信号を受
け取る入力手段が設けられる。スルー・レート出
力回路はこの入力手段に接続されて、スルー・レ
ートが所定スレツシユホールドより大きいECG
波形を検出し、各波形の検出のたびに出力信号を
与える。又、上記入力手段には振巾スレツシユホ
ールド検出回路も接続され、この回路は所定振巾
をもつECG波形を検出し、各波形の検出のたび
に出力信号を与える。２つの検出出力信号を受け
取るように出力回路が設けられている。結合回路
は検出回路の一方又は他方のみを出力回路に選択
的に接続する。高スルー・レート検出回路は、こ
こから所定数の高スルー・レート信号が第１の所
定時間にわたつて実質的に一定の周波数で生じる
時に、出力回路に接続される。このような状態が
生じた時には、高スルー・レート検出器は、少な
くとも第２の所定時間内に高スルー・レート信号
が生ずる限り、出力回路に接続されたまゝとな
る。その他の時には、出力回路が振巾スレツシユ
ホールド検出器に接続される。

本発明の目的は、心拍数検出装置、特に、広範
な検出ECG波形に対して正確で、信頼性があり
且つ融通性がある心拍数検出装置を提供すること
である。

本発明の更に別の目的は、除細動器又はペーサ
のような植え込み式電子装置と共に使用するよう
に体内に植え込むことのできる心拍数検出装置を
提供することである。

本発明の更に別の目的は、確率密度関数回路を
用いた植え込み式除細動回路と共に用いるのに特
に適した心拍数検出装置であつて、細動中もしく
は高頻度の心室頻脈中にのみ除細動シヨツクが生
じるように確率密度関数回路を作動可能にするよ
うな心拍数検出装置を提供することである。

特に、本発明の目的は、スパイク状の高スル
ー・レートのECG信号及びより正弦波的なECG
信号に応答する心拍数検出装置を提供すると共
に、どちらの形式のECG波形が存在するかに拘
りなく心拍数を確実且つ正確に測定する手段を提
供することである。

本発明の更に別の目的は、高スルー・レート検
出器と、振巾スレツシユホールド検出器と、
ECG入力の特性に基いてこれら２つの検出回路
を選択的に自動的に切換える手段とを備えた心拍
数検出回路を提供することである。

本発明の更に別の目的は、心拍数の瞬時を読み
与え、この心拍数の瞬時の読みと、所定の又はプ
ログラムされた心拍数とを比較するような出力回
路を含んだ心拍数検出回路を提供することであ
る。

本発明のこれら及び他の目的は、以下の説明、
請求の範囲、及び添付図面を参照することによつ
て明確に理解されよう。

【図面の簡単な説明】

第１図は除細動回路に設けられた本発明の心拍
数検出装置を示すブロツク図、そして 第２図は第１図に示されたダブル・デユーテイ
遅延回路のブロツク図である。

発明を実施する最良の態様 本発明の心拍数検出装置２は増巾された入力
ECG波形に応答するものであり、この検出装置
はスルー・レート検出器４及び振巾スレツシユホ
ールド検出器６を備えており、各検出器は増巾さ
れたECG波形を形成する入力回路８に接続され
ている。ECG波形の特性に基いてこれら検出器
４及び６の一方又は他方が結合回路１０を介して
デジタル式の心拍数比較出力回路１２に接続され
る。この比較出力回路１２は、スルー・レート検
出器４及び振巾スレツシユホールド検出器６から
受け取つた信号総数を処理し（信号総数は心拍数
を表わしている）、心拍数が所定時間にわたつて
所定の或いは予めプログラムされた心拍数を越え
た検出出力信号を与える（ライン１４に）。

心拍数検出装置２は、植え込み式の除細動器又
はペーサや体外監視装置といつた広範な用途に利
用できる。除細動回路に設けられた心拍数検出装
置が示されている。特に、確率密度関数（PDF）
回路１６が設けられており、その入力は増巾及び
微分されたECG信号に応答する。論理回路１８
は、高頻度の頻脈を表わす検出出力信号が生じた
際にのみPDF回路１６を除細動パルス発生器
（図示せ）に接続するように、PDF回路の出力を
心拍数検出装置の出力に相互接続する。回路の詳
細について以下に説明する。

ECG入力端子２０は、ECG入力信号を受け取
るようにインターフエイス装置（図示せず）を介
して適当な心臓電極（図示せず）に接続される。
心臓電極は、患者の心臓に組合わされた上大静脈
電極（ベース電極）及びとがつたカツプ電極（パ
ツチ電極）を含む。このような電極は参考として
ここに取り上げるLanger氏等の特許出願に概略
的に示されている。

入つて来るECG信号は心臓鼓動を表わしてい
る一連の波群を含み、各波群はこの分野で分つて
いるようにＰ波、Ｑ波、Ｒ波、Ｓ波及びＴ波を含
んでいる。各波群は、本明細書で使用する心臓サ
イクルという用語を定義するものである。

入力端子２０は、自動利得制御（AGC）回路
２４を有する一般のECG増巾器２２に接続され
る。このようにして、良く知られたように、増巾
の異なる入力信号を全回路で処理することができ
る。

ECG増巾器２２には、本発明の２つの検出回
路４及び６が接続される。スルー・レート検出器
４は微分・絶対値回路２６を備え、これは増巾さ
れた入力ECG信号の１次導関数の絶対値を取り
出す。１次導関数のこの絶対値は、単位時間当た
りの瞬時電圧変化率であるスルー・レートとして
定義される。本発明においては、このスルー・レ
ートをマイクロボルト／ミリ秒で適当に測定でき
る。微分・絶対値回路２６は一般型のものであ
り、当業者に良く知られている。

微分・絶対値回路２６からのスルー・レート値
は一般型のスレツシユホールド比較器２８の入力
として送られる。ここで、スルー・レートは所定
のスルー・レートスレツシユホールド値と比較さ
れる。スルー・レートがこのスルー・レートスレ
ツシユホールドより大きい時には、スルー・レー
ト出力信号が比較器の出力ライン３０に与えられ
る。スルー・レートスレツシユホールドはユニツ
トを植え込む前に予め決定され、これは比較器２
８の負の入力端子３４に接続された可変抵抗３２
を調整することによつてセツトされる。（又、ス
ルー・レートは、テレメトリー又は他の適当な技
術によつて体外からセツト又はプログラムできる
ことも述べておく。）スルー・レートスレツシユ
ホールドは特定の患者のECG特性に基いてセツ
トされるが、典型的に、比較的高いスルー・レー
ト、即ち比較的スパイク状もしくは勾配角の大き
いECG信号から生じるスルー・レートに対して
のみスルー・レート出力信号を与えるようにセツ
トしなければならない。

スルー・レート出力信号は、ライン３０を経
て、不応時間の可変な単安定（ワンシヨツト）マ
ルチバイブレータ３６へ送られる。この単安定マ
ルチバイブレータ３６は、良く知られたように、
ライン３８に均一の出力パルスを与える。この出
力パルスは、ここでは、波検出もしくはスルー・
レート検出出力信号又はパルスと定義する。

装置を適切に作動させるためには、波検出器の
出力信号が鼓動数を適切に表わすように１つの心
臓サイクル中に波検出器の出力信号を１つけ与え
るようにするのが望ましい。上記したように、各
心臓サイクルには、Ｐ波、Ｑ波、Ｒ波、Ｓ波及び
Ｔ波の波群が含まれる。一般に、比較器２８から
単安定マルチバイブレータ３６へスルー・レート
出力信号を与えるに充分な程レベルが高いのはＲ
波のスルー・レートだけである。然し乍ら、或る
患者の場合には、波群の他の波形のうちの１つ、
特にＰ波もしくはＴ波も、可変抵抗３２でセツト
されたスルー・レートスレツシユホールド値を越
えるような高いスルー・レートとなることがあ
る。従つて、１つの心臓サイクル当たり２つ以上
のスルー・レート出力信号が単安定マルチバイブ
レータへ入力として与えられることがあり、これ
により、１つの心臓鼓動のみに対して多数の波検
出出力信号がライン３８に送られることになる。

上記した潜在的な問題を回避するため、入力端
子４０を介して単安定マルチバイブレータ３６の
不応時間を調整し、比較器２８からのスルー・レ
ート出力信号によつて単安定マルチバイブレータ
３６がトリガされた時に、所定の不応時間内に生
じるその後のスルー・レート出力信号によつてマ
ルチバイブレータが更にトリガされないようにす
る。不応時間は、１つの波群即ち心臓サイクル内
の１つのスルー・レート出力信号のみによつてマ
ルチバイブレータ３６がトリガされるようにセツ
トする。マルチバイブレータがいつたんトリガさ
れると、マルチバイブレータのトリガ点は典型的
に100〜200ミリ秒の不応時間中禁止される。この
時間は、患者の正常の心拍数に基いてセツトする
ことができる。患者の心拍数が比較的低い場合に
は、不応時間を、心拍数が高い患者の場合より高
くセツトしなければならない。同様に、患者の心
拍数が高い場合には、不応時間を低くセツトし、
スルー・レートスレツシユホールド比較器２８か
らの各々のスルー・レート出力信号が確実にカウ
ントされるようにする。

一般に、不応時間は、植え込みを行なう前に特
定の患者に対してプリセツトされる。然し乍ら、
心拍数の変化に応じて不応時間を変えるように自
動可変不応時間調整機構を設けて植え込むことも
できる。

本発明の単安定マルチバイブレータ３６は一般
型の回路であり、その設計は当業者に良く知られ
たものである。マルチバイブレータ３６はライン
３８に均一なパルス出力（波検出出力信号もしく
はパルス）を与える。この出力パルスの巾は、単
安定マルチバイブレータ３６が比較器２８からの
次の心臓鼓動を表わすスルー・レート出力信号の
受け取りに調時してリセツトしない程巾が広くて
はならない。同様に、この出力パルスの巾は、同
じ波群内の次のスルー・レート出力信号を受けた
際にマルチバイブレータが再トリガされる程巾が
狭くてはならない。

単安定マルチバイブレータ３６からの波検出出
力信号は単安定マルチバイブレータの出力ライン
３８に与えられ、このライン３８は後述する結合
回路１０のアンドゲート４２に接続される。

本発明の第２の検出回路は振巾スレツシユホー
ルド検出器６である。このスレツシユホールド検
出器６は一般の高利得増巾器４４を備えており、
その一方の入力４６はアースされておりそして他
方の入力４８はローパスフイルタ４７を経て
ECG増巾器に接続されている。ローパスフイル
タ４７は“スパイク状”の特性をもつECG波形
を除去し、より正弦波的なECG波形のみを通す。
増巾器４４は、Ｒ波が所定値より大きい増巾され
たECG信号に応答する。この増巾されたECG信
号がスレツシユホールド−これは任意にアースレ
ベルとして選択されている−より大きい時には、
増巾器４４がゼロ交差出力信号を与え、これは結
合回路１０のアンドゲート５０に接続されてい
る。従つて、増巾器４４の負入力がアースされた
スレツシユホールド検出器６はゼロ交差検出器と
して働く。

結合回路１０について以下に説明する。結合回
路１０は、ここでは、アンドゲート４２及び５
０、オアゲート５２及び５４、ダブルデユーテイ
遅延回路５６、並びにインバータ５８及び６０よ
り成る論理回路として構成される。これらの回路
素子は、スルー・レート検出回路４の出力及び振
巾スレツシユホールド即ちゼロ交差検出器６の出
力がデジタル式の心拍数比較出力回路１２に接続
されるように相互接続されている。アンドゲート
４２はライン３８を経て波検出出力信号を受け
る。アンドゲート４２の出力ライン６２はオアゲ
ート５４の入力に接続されている。同様に、振巾
スレツシユホールド即ちゼロ交差検出器６の出力
はライン６４を経てアンドゲート５０の入力に接
続されている。アンドゲート５０の出力ライン６
６はオアゲート５４に接続されている。以下で述
べるように、或る時間に作動可能にされるのはア
ンドゲート４２及び５０の片方だけであり、従つ
てオアゲート５４はアンドゲート４２及び５０の
どちらが作動可能にされたかに基いてゼロ交差出
力信号（ライン６６を経て）又は波検出出力信号
（ライン６２を経て）のいずれかを受け取る。オ
アゲート５４の出力はライン６８を経てデジタル
式の心拍数比較出力回路１２へ送られる。オアゲ
ート５４の出力からの信号は検出された心拍数を
表わしている。

アンドゲート４２は３つの入力７０，７２，７
４を有している。入力７２は単安定マルチバイブ
レータ３６からの出力ライン３８に接続され、波
検出出力信号即ちスルー・レート検出出力信号を
受け取る。アンドゲート４２の入力７０はスル
ー・レート検出器禁止ライン７６に接続されてい
る。或る状態の下で、ゼロ交差検出器６のみを用
いてECG信号を監視することが所望される場合
には、ライン７６を経てアンドゲート４２へゼロ
入力が与えられてアンドゲート４２が作動不能に
される。スルー・レート検出器をこのように禁止
することは、特定の患者のECG波形に基いて判
断される。スルー・レート検出回路４の作動を維
持すべき場合には、アンドゲート４２の入力端子
７０が高レベル状態即ち“１”状態にされる。ア
ンドゲート４２の第３の入力端子７４はインバー
タ６０を経てダブルデユーテイ遅延回路５６に接
続される。

ダブルデユーテイ遅延回路５６は、その出力８
０が通常は高レベル状態即ち“１”状態になるよ
うに設計されている。この“１”状態はインバー
タ６０によつて反転され、アンドゲートの端子７
４は低レベル状態即ち“０”状態にされ、アンド
ゲート４２は作動不能にされる。遅延回路５６の
出力はオアゲート５２にも接続され、その出力ラ
イン７８はアンドゲート５０に接続される。ダブ
ルデユーテイ遅延出力８０が高レベル状態即ち
“１”状態にある時には、“１”信号がオアゲート
５２及びライン７８を経てアンドゲート５０の入
力端子８２へ転送され、これによりアンドゲート
５０は作動可能にされ、ゼロ交差検出器６からの
ゼロ交差出力信号をオアゲート５４へ通しそして
デジタル式の心拍数比較器１２へ通す。一方、ダ
ブルデユーテイ遅延回路の出力８０が低レベル状
態即ち“０”状態である時には、アンドゲート４
２の第３の端子７４が作動可能にされ、アンドゲ
ート５０の端子８２が作動不能にされる。従つ
て、単安定マルチバイブレータ３６からの波検出
出力信号即ちスルー・レート検出出力信号がアン
ドゲート４２を経てオアゲート５４へ接続され、
次いで、デジタル式の心拍数比較出力回路１２へ
送られる。従つて、ダブルデユーテイ遅延回路５
６は、ゼロ交差検出器６又はスルー・レート検出
器４のいずれかがデジタル式の心拍数比較出力回
路１２へ接続されるように、アンドゲート４２及
び５０のいずれか一方を作動可能にすることが明
らかであろう。

ダブルデユーテイ遅延回路５６が第２図に詳細
に示されている。この回路は入力８４を含み、こ
れは単安定マルチバイブレータ３６の出力ライン
３８に接続され、従つて波検出回路即ちスルー・
レート検出回路４からの波検出出力パルスを受け
取る。これらの波検出出力パルスは一般にデジタ
ルカウンタ２００の入力２０２に与えられる。こ
のカウンタ２００の第２の入力２０４は32Hzクロ
ツク信号のようなクロツクパルスを受け取る。カ
ウンタ２００はこれらのクロツクパルスをカウン
トし、所定数のクロツクパルスが連続的にカウン
トされた場合に、カウンタ２００はカウンタ出力
ライン２０６に高レベル信号即ち“１”信号を与
える。例えば、入力２０４に与えられたクロツク
パルスが所定時間例えば２秒間カウントされた場
合に、カウンタ２００の出力が高レレベル状態即
ち“１”状態となる。然し乍ら、カウンタ２００
は各々の波検出出力パルスを入力２０２に受けた
際にリセツトされる。カウンタ２００は、これが
リセツトされると、その出力が低レベル状態即ち
“０”状態となる。従つて、スルー・レート検出
回路４からの波検出器出力信号が所定時間えば２
秒以内に生じる限り、カウンタ２００の出力は
“０”となり、このような２秒のインターバル中
に波検出器の出力信号が到来しなければ、カウン
タ２００の出力は“１”となる。

カウンタの出力ライン２０６は一般型のセツト
−リセツトフリツプ−フロツプ２１０の入力２０
８に接続される。このフリツプ−フロツプ２１０
は第２の入力２１２及び出力８０を有している。
出力８０は第１図について述べたようにインバー
タ６０及びオアゲート５２に接続される。

フリツプ−フロツプ２１０は次のような特性を
有している。高レベル信号即ち“１”信号が入力
２０８に与えられると、出力８０は高レベル状態
即ち“１”状態となる。後述するように、高レベ
ル信号即ち“１”が入力２１２に与えられると、
出力８０は低レベル状態即ち“０”状態となる。
フリツプ−フロツプ２１０は入力２０８及び２１
２の一方に“１”信号を与えることのみによつて
制御されて状態を変える。

出力ライン８０は更にアンドゲート２１６の入
力２１４に接続される。アンドゲート２１６の他
方の入力２１８は、スルー・レート検出回路４か
らのパルスを受け取るように入力８４に接続され
る。従つて、出力８０が“１”状態にある時に
は、アンドゲート２１６が作動可能にされて、ス
ルー・レート検出回路４からの波検出出力パルス
を通す。これらの波検出出力パルスはアンドゲー
ト２１６によりRC回路２２０へ送られる。

RC回路２２０は並列に接続されたキヤパシタ
２２２及び抵抗２２４を備えている。RC回路２
２０の出力はインバータ２２６に接続される。イ
ンバータ２２６の出力はカウンタ２３０のリセツ
ト端子２２８に接続され、このカウンタは前記の
カウンタ２００と作動が実質的に同じであり、そ
の第２入力２３２は所定のクロツク信号源例えば
32Hzクロツク信号源に接続される。

スルー・レート検出回路４からの波検出出力パ
ルスがアンドゲート２１６を通つてRC回路２２
０へ送られる時には、キヤパシタ２２２がただち
に充電されそして良く知られたように徐々に指数
関数的に減衰し始める。減衰時間はRC特性によ
つて左右される。ここに示す場合には、RC特性
は、波検出出力パルスを受けた際に、インバータ
２２６がその状態を変えるに必要なスレツシユホ
ールドより大きい電圧レベルまでキヤパシタ２２
２が実質的にただちに充電されるような特性であ
る。次いでキヤパシタは電圧がスレツシユホール
ドより下がるまで徐々に減衰する。電圧がスレツ
シユホールドより下がる前に第２の波検出出力パ
ルスがRC回路によつて受け取られると、インバ
ータ２２６は電圧がスレツシユホールドより下が
るまでその変化した状態を保つ。従つて、所定数
の波検出出力パルスがRC回路２２０によつて受
け取られそしてこれらの出力信号が所定時間離さ
れている場合には、インバータ２２６が作動され
るところのスレツシユホールド電圧レベルを越え
続けることになることが明らかであろう。この
RC特性は、後述するようにカウンタ２３０の所
定時間周期と相関される。

ここで、出力８０が“１”状態にあるとしよ
う。（第１図について述べたように、出力８０が
“１”状態にある時には、ゼロ交差検出器６がデ
ジタル型の心拍数比較器１２に接続される。）従
つて、アンドゲート２１６は、スルー・レート検
出回路４から受け取られる波検出出力パルスを通
すことができる。波検出出力パルスが受け取られ
ない場合には（入力ECGがスルー・レートの低
い形式のものであることを示している）、インバ
ータ２２６に電圧が与えられない。従つて、イン
バータ２２６の入力は低レベル（スレツシユホー
ルドより低い）であり、即ち“０”である。この
“０”信号は反転されたインバータ２２６の出力
に“１”信号が与えられ、従つてカウンタ２３０
のリセツト端子２２８に“１”信号が与えられ
る。従つて、カウンタ２３０の出力は“０”とな
り、これはフリツプ−フロツプ２１０の入力２１
２に与えられる。入力２１２に“０”信号が与え
られても、前記したように、フリツプ−フロツプ
の状態は変化しない。

さて、ここで、スルー・レートの高い信号がス
ルー・レート検出器によつて検出されて、波検出
出力パルスがマルチバイブレータ３６（第１図）
によつて入力８４に与えられたとしよう。この信
号はアンドゲート２１６によつてRC回路２２０
へ通される。（この信号はカウンタ２００のリセ
ツト入力２０２へも送られ、カウンタ２００は次
いでライン２０６を経てフリツプ−フロツプの入
力端子２０８に“０”信号を与える。然し乍ら、
前記したように、入力２０８に“０”信号が与え
られても、フリツプ−フロツプ２１０の状態は変
化せず、出力８０は“１”状態のまゝである。）
キヤパシタ２２２はインバータのスレツシユホー
ルド電圧レベルより高いレベルにただちに充電さ
れ、インバータ２２６は今や“１”入力を“見
る”。インバータ２２６へ送られるこの“１”入
力は反転されて“０”出力となり、これはカウン
タ２３０のリセツト端子２２８へ送られる。従つ
て、カウンタ２３０は作動可能にされ、その他方
の入力２３２に与えられる32Hz信号のカウントを
開始する。

ここで、端子８４に送られた波検出出力信号が
異常なものであり、そしてキヤパシタ２２２がス
レツシユホールド電圧レベルより下に減衰するま
での時間（約２秒）内に次の出力信号が与えられ
なかつたとしよう。即ち、キヤパシタ２２２がス
レツシユホールドレベルより低いレベルに減衰す
るまでにアンドゲート２１６を経てRC回路２２
０に次のパルスが与えられなかつたとしよう。こ
のような状態の下では、インバータ２２６への入
力電圧がスレツシユホールドより下がり、即ち
“０”状態へと下がり、インバータ２２６の出力
は“１”状態へと戻り、従つてカウンタをリセツ
トする（端子２２８において）。このリセツト動
作はカウンタ２３０がその所定数のクロツクパル
スをカウントしてしまう前に生じ、即ち所定の時
間インターバル（２秒）の前に生じる。従つて、
カウンタ２３０の出力はその状態を“１”に変え
ず、カウンタ２３０は“０”状態に留り、フリツ
プ−フロツプ２１０はリセツトされない。フリツ
プ−フロツプ２１０は“１”状態のまゝとなる。

さて、ここで、キヤパシタ２２２がスレツシユ
ホールド電圧レベルより下に減衰する前にスル
ー・レート検出回路４からの第２のパルスがアン
ドゲート２１６によつて受け取られる状態を考え
ることにする。この第２のパルスはキヤパシタ２
２２をその完全充電状態に再充電させ、従つて、
キヤパシタはカウンタ２３０の所定時間インター
バルより長い時間中インバータのスレツシユホー
ルドレベルより上の電圧を維持し、これによりカ
ウンタ２３０をその作動可能化状態に保ち、カウ
ンタ２３０の出力が“１”状態に切換わるに充分
な数のクロツクパルスをカウンとする。前記した
ように、カウンタ２３０からフリツプ−フロツプ
２１０の入力２１２に与えられるこの“１”信号
はフリツプ−フロツプ２１０を“０”状態に変え
る。これで、アンドゲート２１６は作動不能にさ
れる。同様に、出力８０は“０”であるから、ス
ルー・レート検出回路４がデジタル式の心拍数比
較器１２（第１図）へ接続される。更に別の高ス
ルー・レート信号が少なくとも２秒ごとに端子８
４へ送られる限り、出力８０は“０”状態に保た
れる。

以上の説明より（ゼロ交差検出器６をデジタル
型の心拍数比較器１２から切断してスルー・レー
ト検出回路４をこの比較器１２に接続するよう
に）インバータ２２６への入力電圧をスレツシユ
ホールドレベルより高く保ち、ひいてはカウンタ
２３０を高レベル状態に保つためには、スルー・
レート検出回路４からの波検出出力パルスが特定
のレート以上で生じなけれならないと共に、実質
的に等しい間隔で生じなければならないことが明
らかである。例えば、カウンタ２３０の所定時間
が２秒であると仮定し、そして更に、２つの連続
した波検出出力パルスを受け取つた時にスルー・
レート検出回路４へ“切換える”ことが所望され
ると仮定しよう。第１の波検出出力パルスがRC
回路２２０に受け取られると、キヤパシタは実質
的に瞬時にインバータ２２６のスレツシユホール
ド電圧を越えるように充電し、次いで減衰し始め
る。第２の連続した波検出出力パルスが1/2秒後
に生じ、そして２秒の巾以内にそれ以上のパルス
が受け取られない場合には、カウンタ２３０の２
秒周期が完了する前にインバータ２２６への電圧
がスレツシユホールドレベルより下がる。カウン
タ２３０は、キヤパシタの電圧がインバータ２２
６のスレツシユホールドより下つた“瞬間”にリ
セツトされ、従つて“０”状態から変化せず、出
力８０を“１”状態に維持し、即ちスルー・レー
ト検出回路４への“切換”は生じない。

同様に、第２の波検出出力パルスが第１の出力
パルスの1.5秒後に生じた場合にも、第２のパル
スを受け取る前にインバータ２２６への電圧がス
レツシユホールド以下に減衰する。この場合も、
たとえカウンタ２３０が第１のパルスによつて作
動可能にされたとしても、キヤパシタの電圧がイ
ンバータ２２６のスレツシユホールドより下がる
“瞬間”に（即ち、カウンタ２３０の２秒巾の時
間中スレツシユホールドを越え続けない）、カウ
ンタ２３０がリセツトされ、従つてカウンタ２３
０は“０”状態から変化しない。

第１図を説明すれば、ダブルデユーテイ遅延回
路５６は次のように作動する。先ず初め、ゼロ交
差検出器６がデジタル式の心拍数比較出力回路１
２に接続されているものとする。ダブルデユーテ
イ遅延回路の出力８０は“１”状態にある。今度
は、スルー・レート検出回路４からの波検出出力
信号が受け取られる。ダブルデユーテイ遅延回路
５６は、第１の所定時間にわたり、比較的周波数
が一定の波検出出力信号パルスの数をカウントす
る。この一定周波数即ち実質的に均一間隔のパル
スの数が第１の所定時間内に所定数を越えた場合
には、ダブルデユーテイ遅延出力ライン８０は、
通常の高レベル状態から低レベル即ち“０”状態
にシフトされる。少なくとも第２の所定時間中こ
の“０”状態に保たれる。第２の所定時間は第１
の所定時間と同じ長さであつてもよい。第２の所
定時間内に次の波検出出力パルスが生じた場合に
は、遅延回路の出力８０が“０”状態に保たれ
る。然し乍ら、次々の波検出出力信号パルス間の
時間が増加する場合、即ち、第２の所定時間内に
波検出出力信号パルスが生じない場合には、遅延
回路５６の出力８０が“０”状態から高レベル状
態即ち“１”状態に切換わる。

従つて、所定数及び所定周波数の高スルー・レ
ート出力パルスが遅延回路５６によつて受け取ら
れる限り、ゼロ交差検出器６がデジタル型心拍数
比較出力回路１２から切断されそしてスルー・レ
ート検出器４がこの比較出力回路１２に接続され
ることが明らかであろう。然し乍ら、高スルー・
レートの出力信号の数が所定時間内に所定レベル
より下つた場合には、結合回路１０がゼロ交差検
出器６をデジタル式の心拍数比較出力回路１２に
接続する。このゼロ交差検出器６は、ダブルデユ
ーテイ遅延回路５６が前記したように再び状態を
変えるまで出力回路１２に接続されたまゝとな
る。

従つて、本発明の結合回路１０は、ECG信号
が“スパイク状”であり即ちスルー・レートの高
い波形である時に、スルー・レート検出器４を用
いてECG信号を監視するようにする。一方、入
つて来るECG信号のスルー・レートが正弦波的
である場合には、結合回路１０がゼロ交差検出器
６を出力回路１２に結合する。検出器４と６との
間のこの交互の切換えにより心臓鼓動の確実且つ
正確なカウントが確保される。

若干の心臓鼓動信号が欠落することがあること
は明らかである。例えば、マルチバイブレータ３
６からダブルデユーテイ遅延回路５６へ与えられ
る最初の波検出出力信号は、アンドゲート４２に
よつてオアゲート５４へ通されないことがある。
というのは、第１の所定時間が終了するまでアン
ドゲート４２が作動可能にされないからである。
一般に、第１の所定時間は１秒ないし５秒にセツ
トされ、そして好ましくは２秒ないし５秒にセツ
トされる。（このような高スルー・レートの信号
はスルー・てカウントされないかもしれないが、
これら信号がローパスフイルタ４７を通過する場
合にはこれら信号をゼロ交差検出器６によつてカ
ウントすることができる。）同様に、第１の所定
時間の後にアンドゲート４２が作動可能にされそ
してそれ以上の高スルー・レート信号が受け取ら
れない場合は、ゼロ交差検出器が少なくとも第２
の所定時間中作動不能にされ、スルー・レートの
低い鼓動信号が欠落されることになる。然し乍
ら、実際上の問題として、心拍数検出回路２によ
つて欠落する心臓鼓動の数は比較的わずかであ
る。というのは、欠落した心臓鼓動が重大な影響
を及ぼす程、第１及び第２の所定時間が長くない
ように、ダブルデユーテイ遅延回路５６が設計さ
れているからである。更に、実際上の問題とし
て、重大な数の心臓鼓動信号が欠落する程、患者
のECG波形が高スルー・レートと低スルー・レ
ートとの間で急激に変わるようなことはあり得な
い。

出力回路１２はデジタル型の心拍数比較器８６
を備えている。このデジタル型の心拍数比較器は
一般設計のものであり（デジタル型の大きさ比較
器、ラツチ及びカウンタを含むような）、その入
力８８は結合回路１０からのオアゲート５４の出
力ライン６８に接続されている。入力８８に現わ
れる信号は、ゼロ交差検出器６又はスルー・レー
ト検出器４からの鼓動数を表わしている。デジタ
ル式の心拍数比較器８６は、所定の心拍数もしく
は予めプログラムされた心拍数をデジタル式の心
拍数比較器へ読み込むためのプログラム心拍数入
力端子９０を備えている。デジタル式の心拍数比
較器８６は心臓鼓動信号を受け取り、そして鼓動
ごとに実際の心拍数を決定する。この心拍数はプ
ログラムされた心拍数と比較され、この心拍数が
プログラムされた心拍数より大きい時に、比較器
の出力信号が比較器の出力ライン９２に与えられ
る。良く知られたような積分器である遅延回路９
３は比較器の出力信号を所定時間にわたつて積分
し、比較器出力心拍数信号の数が所定時間内に所
定数を越える場合に検出出力信号をライン１４に
与える。一般に、遅延回路９３はスプリアス信号
によつて除細動パルス発生器の作動が開始される
のを防止する保安機能を果たす。遅延回路９３
は、２つの比較器出力パルスが４秒インターバル
内に受け取られた場合に出力信号を与える。

デジタル式の心拍数比較器８６は、実際の心拍
数を読み出すための読み出し端子９４も備えてい
る。この実際の心拍数の読み出しは除細動器やペ
ーサの作動には必要とされないが、実際の心拍数
が所望される場合もある。装置が人体に植え込ま
れる場合には、この読み出しをテレメトリー又は
これと同様の手段で行なうことができる。

心拍数検出装置２が第１図に示されたように除
細動回路に使用される時には、ライン１４に現わ
れる検出出力信号が２つのアンドゲート９６及び
９８の入力に与えられる。アンドゲート９６はそ
の他方の入力として確率密度関数回路１６からの
出力を受ける。アンドゲート９６の出力はオアゲ
ート１００へ接続され、このオアゲートは次いで
除細動パルス発生器（図示せず）へ接続されてい
て、除細シヨツクを与え始めるようにされる。従
つて、確率密度関数回路の特性が満足されそして
心拍数出力が所定値を越える時には、アンドゲー
ト９６が作動可能にされ、確率密度関数回路が除
細動パルス発生器に接続される。

或る状態の下では、心拍数の異常のみに基いて
除細動シヨツクが所望される。このような状態の
下では、アンドゲート９８の端子１０２に高レベ
あ入力即ち“１”入力が送られて、除細動パルス
発生器を、心拍数検出回路の出力１４のみによつ
て作動できるようにする。このような機能が必要
とされない場合には、アンドゲート９８の端子１
０２に禁止入力即ち“０”入力が送られる。

本発明の好ましい態様及び構成を図示して説明
したが、本発明の精神及び範囲から逸脱せずにそ
の細部及び構成に種々の変更がなされ得ることが
明確に明らかであろう。