JPH0455714B2 - - Google Patents
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- JPH0455714B2 JPH0455714B2 JP60069845A JP6984585A JPH0455714B2 JP H0455714 B2 JPH0455714 B2 JP H0455714B2 JP 60069845 A JP60069845 A JP 60069845A JP 6984585 A JP6984585 A JP 6984585A JP H0455714 B2 JPH0455714 B2 JP H0455714B2
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Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
- A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
- A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
- A61B5/346—Analysis of electrocardiograms
- A61B5/349—Detecting specific parameters of the electrocardiograph cycle
- A61B5/366—Detecting abnormal QRS complex, e.g. widening
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
- A61B5/7203—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal
- A61B5/7207—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal of noise induced by motion artifacts
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- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
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Description
【発明の詳細な説明】
〔発明の技術分野〕
本発明は心電波形信号中に含まれているペー
ス・パルスを検出するペース・パルス検出装置に
関する。
ス・パルスを検出するペース・パルス検出装置に
関する。
ペースメーカを使つている患者の心臓の動きを
監視する際、分析に使用するソフトウエア・プロ
グラムを適確に働かせようとすれば、身体電極に
より検出された信号に含まれるペースメーカのパ
ルスを明確に識別することが絶対に必要である。
ペース・パルスとして他の信号成分を誤つて識別
することも正しいペース・パルスを識別できない
ことと同様に望ましくない。ペース・パルスの振
幅は一般に定常的な高周波雑音より大きいが、振
幅だけに基いて識別を行なうことはできない。そ
れは、患者の身体の動きや筋肉の活動による信号
変化およびQRS波の振幅がペース・パルスの振
幅以上になることが屡々あるからである。振幅を
基準にしてペースパルスを識別するのは、ベース
ラインが低周波のドリフトを起すこと、および信
号の絶対振幅が大幅に変化することにより更に複
雑になる。パルス幅に基いてペース・パルスを識
別するのは、各種のペースメーカにより出力され
るパルスのパルス幅が数十マイクロ秒から2.5ミ
リ秒まで変動するので、ほとんど見込みがない。
ペース・パルスの識別は正に向うペース・パルス
と負に向うペース・パルスの両者を検出しなけれ
ばならない。これらの理由から、先行技術の装置
はペース・パルスを満足に識別していない。
監視する際、分析に使用するソフトウエア・プロ
グラムを適確に働かせようとすれば、身体電極に
より検出された信号に含まれるペースメーカのパ
ルスを明確に識別することが絶対に必要である。
ペース・パルスとして他の信号成分を誤つて識別
することも正しいペース・パルスを識別できない
ことと同様に望ましくない。ペース・パルスの振
幅は一般に定常的な高周波雑音より大きいが、振
幅だけに基いて識別を行なうことはできない。そ
れは、患者の身体の動きや筋肉の活動による信号
変化およびQRS波の振幅がペース・パルスの振
幅以上になることが屡々あるからである。振幅を
基準にしてペースパルスを識別するのは、ベース
ラインが低周波のドリフトを起すこと、および信
号の絶対振幅が大幅に変化することにより更に複
雑になる。パルス幅に基いてペース・パルスを識
別するのは、各種のペースメーカにより出力され
るパルスのパルス幅が数十マイクロ秒から2.5ミ
リ秒まで変動するので、ほとんど見込みがない。
ペース・パルスの識別は正に向うペース・パルス
と負に向うペース・パルスの両者を検出しなけれ
ばならない。これらの理由から、先行技術の装置
はペース・パルスを満足に識別していない。
本発明は上記問題点を解消し、心電波形信号中
のペース・パルスを効果的に検出するペース・パ
ルス検出装置を提供することを目的とする。
のペース・パルスを効果的に検出するペース・パ
ルス検出装置を提供することを目的とする。
本発明の一実施例によれば、身体電極により検
出された心電波形信号はハイパス・フイルタを通
過して比較器の一方の入力に与えられる。ハイパ
ス・フイルタはベースラインのふらつき、心臓か
らの信号、および患者が身体を動かしたり筋肉を
活動させたことにより発生する信号変化
（motion and muscle artifacts）を抑制する。
従つて比較器に与えられるのは、ペース・パル
ス、スパイク状雑音および高周波雑音のみであ
る。ハイパス・フイルタの出力はまた比較器の他
方の入力に加えられる閾値波を得る手段に与えら
れる。閾値波を得る手段では、ペース・パルスの
存在が閾値波の振幅に影響を及ぼさない様にして
いる。また定常的な高周波雑音が存在しないとき
は閾値波の振幅を最小とし、このような雑音が存
在するときは振幅を上述の最小の振幅と定常的な
高周波雑音のピークの振幅にともなつて変化する
値との和に等しくする。この条件のもとでは、ペ
ース・パルスの振幅は閾値波の振幅より大きくな
る。これにより比較器の状態が変化し、したがつ
てペース・パルスの存在がわかる。閾値波の振幅
は少くとも定常的な高周波雑音のピークと同じ大
きさとされるので、この雑音により誤つた識別を
することはない。
出された心電波形信号はハイパス・フイルタを通
過して比較器の一方の入力に与えられる。ハイパ
ス・フイルタはベースラインのふらつき、心臓か
らの信号、および患者が身体を動かしたり筋肉を
活動させたことにより発生する信号変化
（motion and muscle artifacts）を抑制する。
従つて比較器に与えられるのは、ペース・パル
ス、スパイク状雑音および高周波雑音のみであ
る。ハイパス・フイルタの出力はまた比較器の他
方の入力に加えられる閾値波を得る手段に与えら
れる。閾値波を得る手段では、ペース・パルスの
存在が閾値波の振幅に影響を及ぼさない様にして
いる。また定常的な高周波雑音が存在しないとき
は閾値波の振幅を最小とし、このような雑音が存
在するときは振幅を上述の最小の振幅と定常的な
高周波雑音のピークの振幅にともなつて変化する
値との和に等しくする。この条件のもとでは、ペ
ース・パルスの振幅は閾値波の振幅より大きくな
る。これにより比較器の状態が変化し、したがつ
てペース・パルスの存在がわかる。閾値波の振幅
は少くとも定常的な高周波雑音のピークと同じ大
きさとされるので、この雑音により誤つた識別を
することはない。
閾値波は多くの回路で得ることができる。以下
に示す実施例では、閾値を得る回路は、ハイパ
ス・フイルタを通過した信号を整流する手段と、
この手段の出力を平均化する手段（平均値がペー
ス・パルスとスパイク雑音とに比較的影響されな
いような時定数を持つ）、平均値を定常的な高周
波雑音のピークより大きくするに充分なゲインを
与える手段と、閾値が零でない最小値を持つ様に
するため、平均値に一定の増分を付加する手段と
を備えている。
に示す実施例では、閾値を得る回路は、ハイパ
ス・フイルタを通過した信号を整流する手段と、
この手段の出力を平均化する手段（平均値がペー
ス・パルスとスパイク雑音とに比較的影響されな
いような時定数を持つ）、平均値を定常的な高周
波雑音のピークより大きくするに充分なゲインを
与える手段と、閾値が零でない最小値を持つ様に
するため、平均値に一定の増分を付加する手段と
を備えている。
極性に関係なくペース・パルスの存在を検出し
たい場合には、ハイパス・フイルタの出力を二つ
の比較器のそれぞれの一方の入力に加え、また互
いに逆極性の閾値波をそれぞれの比較器の他方の
入力に加える。この構成により、一方の比較器は
正のペース・パルスに応答して状態が変化し、他
方の比較器は負のペース・パルスに応答して状態
が変化する。
たい場合には、ハイパス・フイルタの出力を二つ
の比較器のそれぞれの一方の入力に加え、また互
いに逆極性の閾値波をそれぞれの比較器の他方の
入力に加える。この構成により、一方の比較器は
正のペース・パルスに応答して状態が変化し、他
方の比較器は負のペース・パルスに応答して状態
が変化する。
第１図は本発明の実施例を示す回路図である。
ここにおいて心電装置（EKG machine）２では
身体電極を通して検出された信号を与える。第１
Ａ図に示すように、この信号はドリフトしている
ベースラインＢのまわりに変動する。この信号に
は、患者の身体の動きや筋肉の活動による信号変
化Ｍと、異なる心臓収縮時に得られる三つの
QRS群QRS1，QRS2，QRS3と、それぞれ直後に
あるQRS群（QRS complex）QRS2とQRS3とに
て表わされる収縮を開始させる正のペース・パル
スP2，P3と、スパイク雑音N1，N2および他の電
気機器で生ずる定常的な高周波雑音HFとを含ん
でいる。身体電極を通して検出されたペース・パ
ルスはいずれの極性でもよい。したがつて、実施
例が完全なことを示すため、また説明の都合上、
正のペース・パルスP2，P3の他に負のペース・
パルスP4，P5も図示されている。
ここにおいて心電装置（EKG machine）２では
身体電極を通して検出された信号を与える。第１
Ａ図に示すように、この信号はドリフトしている
ベースラインＢのまわりに変動する。この信号に
は、患者の身体の動きや筋肉の活動による信号変
化Ｍと、異なる心臓収縮時に得られる三つの
QRS群QRS1，QRS2，QRS3と、それぞれ直後に
あるQRS群（QRS complex）QRS2とQRS3とに
て表わされる収縮を開始させる正のペース・パル
スP2，P3と、スパイク雑音N1，N2および他の電
気機器で生ずる定常的な高周波雑音HFとを含ん
でいる。身体電極を通して検出されたペース・パ
ルスはいずれの極性でもよい。したがつて、実施
例が完全なことを示すため、また説明の都合上、
正のペース・パルスP2，P3の他に負のペース・
パルスP4，P5も図示されている。
心電装置２で得られる第１Ａ図の信号は、
QRS群、患者の身体の動きや筋肉の活動による
信号変化、およびベースラインのドリフトの最高
有意周波数より上に遮断周波数があるハイパス・
フイルタ４の入力に結合される。これにより、第
１Ｂ図に示すように、ハイパス・フイルタ４の出
力からこれらの成分が除かれる。ハイパス・フイ
ルタ４の出力は比較器C1の負の入力に加えられ、
また抵抗６を介して比較器C2の正の入力にも加
えられる。ハイパス・フイルタ４の出力はまた先
に述べた閾値波を得る手段８にも加えられる。
QRS群、患者の身体の動きや筋肉の活動による
信号変化、およびベースラインのドリフトの最高
有意周波数より上に遮断周波数があるハイパス・
フイルタ４の入力に結合される。これにより、第
１Ｂ図に示すように、ハイパス・フイルタ４の出
力からこれらの成分が除かれる。ハイパス・フイ
ルタ４の出力は比較器C1の負の入力に加えられ、
また抵抗６を介して比較器C2の正の入力にも加
えられる。ハイパス・フイルタ４の出力はまた先
に述べた閾値波を得る手段８にも加えられる。
閾値波を得る手段８の構成は、本実施例では、
非反転入力がハイパス・フイルタ４の出力に接続
され、また出力がダイオードｄ、抵抗１０，１２
をこの順に直列接続した回路を介して接地され、
更に反転入力は抵抗１０，１２の接合点に接続さ
れている整流器が付加された演算増幅器
（rectifying operational amplifier）A1で構成さ
れている。下に述べる理由から、抵抗１０，１２
の値はゲインを3.14より少し大きくなるようにし
てあるから演算増幅器A1の出力における信号は
第１Ｃ図に示すようになる。
非反転入力がハイパス・フイルタ４の出力に接続
され、また出力がダイオードｄ、抵抗１０，１２
をこの順に直列接続した回路を介して接地され、
更に反転入力は抵抗１０，１２の接合点に接続さ
れている整流器が付加された演算増幅器
（rectifying operational amplifier）A1で構成さ
れている。下に述べる理由から、抵抗１０，１２
の値はゲインを3.14より少し大きくなるようにし
てあるから演算増幅器A1の出力における信号は
第１Ｃ図に示すようになる。
演算増幅器A1の出力は抵抗１４を介して演算
増幅器A2の反転入力に接続されている。また、
演算増幅器A2の非反転入力は接地され、出力は
抵抗１６とコンデンサ１８の並列回路を介して反
転入力に接続されている。従つて、演算増幅器
A2はゲイン１の反転積分器として動作する。閾
値波の最小値は次のように与えられる。抵抗２
０，２２は正のDC電圧と接地との間に直列に接
続される。また抵抗１４および１６と同じ値を有
する抵抗２４は抵抗２０と２２の接合点と演算増
幅器A2の反転入力との間に接続される。
増幅器A2の反転入力に接続されている。また、
演算増幅器A2の非反転入力は接地され、出力は
抵抗１６とコンデンサ１８の並列回路を介して反
転入力に接続されている。従つて、演算増幅器
A2はゲイン１の反転積分器として動作する。閾
値波の最小値は次のように与えられる。抵抗２
０，２２は正のDC電圧と接地との間に直列に接
続される。また抵抗１４および１６と同じ値を有
する抵抗２４は抵抗２０と２２の接合点と演算増
幅器A2の反転入力との間に接続される。
演算増幅器A2の出力は第１Ｃ図に示す正の信
号から得られる。しかし、この出力は、演算増幅
器A2により反転されるため、ハイパス・フイル
タ４の出力点での信号と第１Ｂ図の破線−Ｔで示
すような振幅関係になつている負の閾値波であ
る。抵抗１６とコンデンサ１８により与えられる
時定数はペース・パルスP2，P4、およびスパイ
ク雑音N1，N2が演算増幅器A2の出力に与える影
響を抑制するようになつている。従つて定常的高
周波雑音HFが無いときには、この出力は抵抗２
０，２２から成る電圧分割器から得られるDC電
圧と同じ大きさの最小値となる。しかし、第１Ｂ
図の右半分のように高周波雑音が存在すると、演
算増幅器A2の出力は高周波雑音HFの振幅にとも
なつて変化する電圧分だけ更に負になる。この電
圧変化分は、好ましくは、高周波雑音HFの正の
半サイクルの包絡線に少くとも等しいか、むしろ
多少大きい方がよい、閾値波の生成に関連する時
定数のため、閾値波は高周波雑音HFが与えられ
始めて数サイクルの間が経過するまで、その最大
値には到達しない。このことは、比較器が第１Ｂ
図のＦに示す様なサイクルをペース・パルスとし
て誤認して状態変化を起こすことを意味する。た
だしこの様な事態は高周波雑音HFを発生する電
気機器が動作を始めるかその動作状態を変えると
きだけしか発生しない。このような稀に起る誤識
別に対しては信号を処理するのに使用するアルゴ
リズムによつて対処することができる。
号から得られる。しかし、この出力は、演算増幅
器A2により反転されるため、ハイパス・フイル
タ４の出力点での信号と第１Ｂ図の破線−Ｔで示
すような振幅関係になつている負の閾値波であ
る。抵抗１６とコンデンサ１８により与えられる
時定数はペース・パルスP2，P4、およびスパイ
ク雑音N1，N2が演算増幅器A2の出力に与える影
響を抑制するようになつている。従つて定常的高
周波雑音HFが無いときには、この出力は抵抗２
０，２２から成る電圧分割器から得られるDC電
圧と同じ大きさの最小値となる。しかし、第１Ｂ
図の右半分のように高周波雑音が存在すると、演
算増幅器A2の出力は高周波雑音HFの振幅にとも
なつて変化する電圧分だけ更に負になる。この電
圧変化分は、好ましくは、高周波雑音HFの正の
半サイクルの包絡線に少くとも等しいか、むしろ
多少大きい方がよい、閾値波の生成に関連する時
定数のため、閾値波は高周波雑音HFが与えられ
始めて数サイクルの間が経過するまで、その最大
値には到達しない。このことは、比較器が第１Ｂ
図のＦに示す様なサイクルをペース・パルスとし
て誤認して状態変化を起こすことを意味する。た
だしこの様な事態は高周波雑音HFを発生する電
気機器が動作を始めるかその動作状態を変えると
きだけしか発生しない。このような稀に起る誤識
別に対しては信号を処理するのに使用するアルゴ
リズムによつて対処することができる。
本発明のこの特定の実施例では、高周波雑音
HFに応答して負電圧を増加させる動作は次のよ
うにして行われる。ここでハイパス・フイルタ４
の出力で定常的な高周波雑音HFが正弦波状であ
ると仮定してさしつかえない。演算増幅器A1か
ら成る整流増幅回路のゲインが１である場合、半
波整流された高周波雑音HFを演算増幅器A2から
成る回路で平均した出力は高周波雑音HFの振幅
をπで除したものに等しくなる。したがつて演算
増幅器A1によつてπのゲインが与えられれば、
演算増幅器A2で得られる平均値は高周波雑音HF
のピーク振幅に等しくなる。常に必要であるとい
うわけではないが、雑音の除去の余裕を更に増す
ためには、演算増幅器A1から成る回路のゲイン
をπよりわずか大きく、たとえば3.6にするのが
好ましい。これは高周波雑音HFが正弦波でない
とき必要となることがある。演算増幅器A2の出
力には負の閾値波−Ｔが現われる。これが比較器
C2の負入力に接続されている。
HFに応答して負電圧を増加させる動作は次のよ
うにして行われる。ここでハイパス・フイルタ４
の出力で定常的な高周波雑音HFが正弦波状であ
ると仮定してさしつかえない。演算増幅器A1か
ら成る整流増幅回路のゲインが１である場合、半
波整流された高周波雑音HFを演算増幅器A2から
成る回路で平均した出力は高周波雑音HFの振幅
をπで除したものに等しくなる。したがつて演算
増幅器A1によつてπのゲインが与えられれば、
演算増幅器A2で得られる平均値は高周波雑音HF
のピーク振幅に等しくなる。常に必要であるとい
うわけではないが、雑音の除去の余裕を更に増す
ためには、演算増幅器A1から成る回路のゲイン
をπよりわずか大きく、たとえば3.6にするのが
好ましい。これは高周波雑音HFが正弦波でない
とき必要となることがある。演算増幅器A2の出
力には負の閾値波−Ｔが現われる。これが比較器
C2の負入力に接続されている。
第１Ｂ図で破線＋Ｔで表わされている正の閾値
波は負の閾値波−Ｔから、演算増幅器A3を用い
る等の適当な方法で、これを反転することによつ
て得られる。負の閾値波−Ｔは抵抗２６を介して
演算増幅器A3の反転入力に加えられる。抵抗２
６と等しい値の抵抗２８は演算増幅器A3の出力
とその反転入力との間に接続され、また演算増幅
器A3の非反転入力は接地されている。演算増幅
器A3の出力に発生する正の閾値波＋Ｔは抵抗３
０を介して比較器C1の非反転入力に加えられる。
抵抗３２は比較器C1の非反転入力とその出力と
の間に接続されている。抵抗３４は比較器C2の
非反転入力とその出力との間に接続される。更に
比較器C1，C2の出力は抵抗３６を介して正の電
位の点に接続される。抵抗６，３０，３２、およ
び３４は比較にあたつてヒステリシスを与える。
波は負の閾値波−Ｔから、演算増幅器A3を用い
る等の適当な方法で、これを反転することによつ
て得られる。負の閾値波−Ｔは抵抗２６を介して
演算増幅器A3の反転入力に加えられる。抵抗２
６と等しい値の抵抗２８は演算増幅器A3の出力
とその反転入力との間に接続され、また演算増幅
器A3の非反転入力は接地されている。演算増幅
器A3の出力に発生する正の閾値波＋Ｔは抵抗３
０を介して比較器C1の非反転入力に加えられる。
抵抗３２は比較器C1の非反転入力とその出力と
の間に接続されている。抵抗３４は比較器C2の
非反転入力とその出力との間に接続される。更に
比較器C1，C2の出力は抵抗３６を介して正の電
位の点に接続される。抵抗６，３０，３２、およ
び３４は比較にあたつてヒステリシスを与える。
抵抗１６とコンデンサ１８とで決まる積分増幅
器の時定数はいろいろな値を取ることができる。
しかし、この時定数を広いペース・パルスの幅の
少くとも10倍とすれば良好に動作することがわか
つた。時定数が短かすぎる場合には、ペース・パ
ルスやスパイク雑音により閾値波の値が増大する
ことになり感度が減少するようになる。閾値波の
最小値が増大しても感度が減少する。明らかに、
もし時定数が非常に短くペース・パルスの全振幅
が閾値波中に現われる場合には、比較器C1，C2
の状態は変化せず、従つて本回路は動作しないこ
とになる。
器の時定数はいろいろな値を取ることができる。
しかし、この時定数を広いペース・パルスの幅の
少くとも10倍とすれば良好に動作することがわか
つた。時定数が短かすぎる場合には、ペース・パ
ルスやスパイク雑音により閾値波の値が増大する
ことになり感度が減少するようになる。閾値波の
最小値が増大しても感度が減少する。明らかに、
もし時定数が非常に短くペース・パルスの全振幅
が閾値波中に現われる場合には、比較器C1，C2
の状態は変化せず、従つて本回路は動作しないこ
とになる。
閾値波の最小値に加える電圧の可変増加量を少
くとも定常的な高周波雑音HFに等しくすること
は好ましいことではあるが、最小値を増加させれ
ばこの可変増加量、すなわち振幅を幾分減らすこ
とができる。ただしそうすると感度が低下する。
くとも定常的な高周波雑音HFに等しくすること
は好ましいことではあるが、最小値を増加させれ
ばこの可変増加量、すなわち振幅を幾分減らすこ
とができる。ただしそうすると感度が低下する。
負の閾値波−Ｔは上に示したもの以外のいろい
ろな方法で得ることができる。たとえば、ハイパ
ス・フイルタ４の出力をピーク検出器に与え、
DC電圧をそれに加えても良い。演算増幅器A1に
関連して用いられている半波整流器の代りに全波
整流器を使用できることも明らかである。この場
合にはそのゲインを半分にすることができる。事
実、増幅はハイパス・フイルタ４の出力と、閾値
波が加えられる比較器C1，C2の入力との間の任
意の点で行なうことができる。
ろな方法で得ることができる。たとえば、ハイパ
ス・フイルタ４の出力をピーク検出器に与え、
DC電圧をそれに加えても良い。演算増幅器A1に
関連して用いられている半波整流器の代りに全波
整流器を使用できることも明らかである。この場
合にはそのゲインを半分にすることができる。事
実、増幅はハイパス・フイルタ４の出力と、閾値
波が加えられる比較器C1，C2の入力との間の任
意の点で行なうことができる。
以下に示すインピーダンス素子の値と能動素子
を用いることにより、良好な結果が得られること
がわかつた。
を用いることにより、良好な結果が得られること
がわかつた。
抵 抗
６：1KΩ24：464KΩ
10：11KΩ26：10KΩ
12：4.22KΩ28：10KΩ
14：464KΩ30：1KΩ
16：464KΩ32：1MΩ
20：10KΩ34：1MΩ
22：237Ω36：10KΩ
38：100KΩ
コンデンサ
18：0.1μF
演算増幅器
A1，A2，A3：LF412型演算増幅器
比較器
C1，C2：LM393型比較器
ペース・パルス検出装置の全体としての動作は
次のとうりである。心電装置２からの信号が第１
Ａ図のP2およびP3のようなペース・パルスの他
にQRS1，QRS2およびQRS3のようなQRS群を含
んでいると仮定する。この信号をハイパス・フイ
ルタ４に通すことにより、ゆつくりしたペースラ
インのドリフト、患者が身体を動かしたり筋肉を
活動させたことにより発生する信号変化Ｍおよび
QRS群を第１Ｂ図に示すように除去するが、ペ
ース・パルス、スパイク雑音、および高周波雑音
HFは残る。第１Ｂ図でわかるように、正の閾値
波＋Ｔは高周波雑音HFの正のピークより大き
い。これは増幅器A1での増幅がπ以上であるこ
と、および抵抗２０，２２より成る電圧分割器で
得られる一定のDCレベルによる。このように、
第１Ｂ図の左側の様に信号の値がゼロだつたり、
高周波雑音が少いか全く無い場合でさえ、正の閾
値波＋Ｔは所定の値を持ち、また負の閾値波−Ｔ
は同様な負の値を持つ。
次のとうりである。心電装置２からの信号が第１
Ａ図のP2およびP3のようなペース・パルスの他
にQRS1，QRS2およびQRS3のようなQRS群を含
んでいると仮定する。この信号をハイパス・フイ
ルタ４に通すことにより、ゆつくりしたペースラ
インのドリフト、患者が身体を動かしたり筋肉を
活動させたことにより発生する信号変化Ｍおよび
QRS群を第１Ｂ図に示すように除去するが、ペ
ース・パルス、スパイク雑音、および高周波雑音
HFは残る。第１Ｂ図でわかるように、正の閾値
波＋Ｔは高周波雑音HFの正のピークより大き
い。これは増幅器A1での増幅がπ以上であるこ
と、および抵抗２０，２２より成る電圧分割器で
得られる一定のDCレベルによる。このように、
第１Ｂ図の左側の様に信号の値がゼロだつたり、
高周波雑音が少いか全く無い場合でさえ、正の閾
値波＋Ｔは所定の値を持ち、また負の閾値波−Ｔ
は同様な負の値を持つ。
ペース・パルスが存在しないときは、比較器
C1及びC2の出力は高レベル状態にある。P2また
はP3のような正のペース・パルスが現われると、
比較器C1の出力はペース・パルスの持続してい
る間低レベル状態に落ちる。またP4またはP5の
ような負のペース・パルスが現われると、比較器
C2の出力がペース・パルスの持続期間中低レベ
ル状態に落ちる。これら状態の変化により発生す
るパルスは識別の目的には充分である。本実施例
においては、回路の出力を整形する（well−
defined）ため、比較器C1，C2の出力をダイオー
ドd1のアノードに接続する。ダイオードd1のカソ
ードは抵抗３８を介して接地されるとともに、負
の縁でトリガされるワンシヨツト・マルチバイブ
レータ４０の入力にも接続される。比較器C1，
C2の出力が高レベルであるとき、ダイオードd1は
導通してワンシヨツト・マルチバイブレータ４０
の入力は高レベルになる。ペース・パルスが現わ
れると比較器C1，C2の一方の出力が低レベルに
なる。これによりダイオードd1は遮断され、ワン
シヨツト・マルチバイブレータ４０の入力が接地
電圧に落ちワンシヨツト・マルチバイブレータ４
０が活性化される。N2のような大振幅のスパイ
ク雑音が存在すれば比較器C1の出力が低レベル
状態に落ち、これにより残念ながらワンシヨツ
ト・マルチバイブレータ４０が活性化されてしま
う。しかしこのようなスパイク雑音は頻繁には発
生せず、またこのような誤検出はアルゴリズムで
処理することができる。
C1及びC2の出力は高レベル状態にある。P2また
はP3のような正のペース・パルスが現われると、
比較器C1の出力はペース・パルスの持続してい
る間低レベル状態に落ちる。またP4またはP5の
ような負のペース・パルスが現われると、比較器
C2の出力がペース・パルスの持続期間中低レベ
ル状態に落ちる。これら状態の変化により発生す
るパルスは識別の目的には充分である。本実施例
においては、回路の出力を整形する（well−
defined）ため、比較器C1，C2の出力をダイオー
ドd1のアノードに接続する。ダイオードd1のカソ
ードは抵抗３８を介して接地されるとともに、負
の縁でトリガされるワンシヨツト・マルチバイブ
レータ４０の入力にも接続される。比較器C1，
C2の出力が高レベルであるとき、ダイオードd1は
導通してワンシヨツト・マルチバイブレータ４０
の入力は高レベルになる。ペース・パルスが現わ
れると比較器C1，C2の一方の出力が低レベルに
なる。これによりダイオードd1は遮断され、ワン
シヨツト・マルチバイブレータ４０の入力が接地
電圧に落ちワンシヨツト・マルチバイブレータ４
０が活性化される。N2のような大振幅のスパイ
ク雑音が存在すれば比較器C1の出力が低レベル
状態に落ち、これにより残念ながらワンシヨツ
ト・マルチバイブレータ４０が活性化されてしま
う。しかしこのようなスパイク雑音は頻繁には発
生せず、またこのような誤検出はアルゴリズムで
処理することができる。
もしも抵抗２０，２２から成る電圧分割器から
の閾値波の非零の最小値がないならば、どんな大
きさの雑音があつても、それがどんなに小さくて
も、比較器C1，C2のどちらかが低レベル状態に
変化し雑音をペース・パルスと誤認してしまう。
の閾値波の非零の最小値がないならば、どんな大
きさの雑音があつても、それがどんなに小さくて
も、比較器C1，C2のどちらかが低レベル状態に
変化し雑音をペース・パルスと誤認してしまう。
ペース・パルス検出装置が一方の極性のペー
ス・パルスだけを検出するだけで良いのなら、そ
の極性の一つの閾値波と比較器C1，C2のうち一
つが必要になるだけである。
ス・パルスだけを検出するだけで良いのなら、そ
の極性の一つの閾値波と比較器C1，C2のうち一
つが必要になるだけである。
第１図に示す本発明の実施例では、負の閾値波
−Ｔが最初に得られ、正の閾値波＋Ｔは−Ｔを反
転することにより得られた。また、この逆に正の
閾値波＋Ｔを最初に得て負の閾値波を反転で得る
こともできる。
−Ｔが最初に得られ、正の閾値波＋Ｔは−Ｔを反
転することにより得られた。また、この逆に正の
閾値波＋Ｔを最初に得て負の閾値波を反転で得る
こともできる。
以上説明した様に、本発明によれば多様な信号
が入り混つた心電波形信号からでも、ペース・パ
ルスを効果的に検出することができる。
が入り混つた心電波形信号からでも、ペース・パ
ルスを効果的に検出することができる。
第１図は本発明の一実施例のペース・パルス検
出装置の回路図、第１Ａ図ないし第１Ｃ図は第１
図中の主要部の信号波形を示す図である。 ２：心電装置、４：ハイパス・フイルタ、４
０：ワンシヨツト・マルチバイブレータ、A1，
A2，A3：演算増幅器、C1，C2：比較器。
出装置の回路図、第１Ａ図ないし第１Ｃ図は第１
図中の主要部の信号波形を示す図である。 ２：心電装置、４：ハイパス・フイルタ、４
０：ワンシヨツト・マルチバイブレータ、A1，
A2，A3：演算増幅器、C1，C2：比較器。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ ペース・パルスが混入した心電波形信号中の
ペース・パルスを検出するペース・パルス検出装
置において、 前記心電波形信号中のQRS群を阻止し前記ペ
ース・パルスを通すカツトオフ周波数を有するハ
イパス・フイルタと、 前記ハイパス・フイルタの出力に接続され所定
値と前記ハイパス・フイルタの出力信号中の連続
的な雑音成分の振幅に応じた値とを加算した閾値
信号を発生する回路と、 前記ハイパス・フイルタの出力と前記閾値信号
を発生する回路の出力に接続され検出信号を出力
する比較器 とを設けたことを特徴とするペース・パルス検出
装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US601525 | 1984-04-18 | ||
| US06/601,525 US4664116A (en) | 1984-04-18 | 1984-04-18 | Pace pulse identification apparatus |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS60222068A JPS60222068A (ja) | 1985-11-06 |
| JPH0455714B2 true JPH0455714B2 (ja) | 1992-09-04 |
Family
ID=24407819
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP60069845A Granted JPS60222068A (ja) | 1984-04-18 | 1985-04-02 | ペース・パルス検出装置 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4664116A (ja) |
| JP (1) | JPS60222068A (ja) |
Families Citing this family (36)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE3603673A1 (de) * | 1986-02-06 | 1987-08-13 | Strahlen Umweltforsch Gmbh | Verfahren zur elimination von stoerungen eines messsignals |
| US4779617A (en) * | 1986-10-06 | 1988-10-25 | Telectronics N.V. | Pacemaker noise rejection system |
| US4827934A (en) * | 1987-10-27 | 1989-05-09 | Siemens-Pacesetter, Inc. | Sensing margin detectors for implantable electromedical devices |
| US5156149A (en) * | 1990-08-10 | 1992-10-20 | Medtronic, Inc. | Sensor for detecting cardiac depolarizations particularly adapted for use in a cardiac pacemaker |
| US5259387A (en) * | 1991-09-09 | 1993-11-09 | Quinton Instrument Company | ECG muscle artifact filter system |
| US5269313A (en) * | 1991-09-09 | 1993-12-14 | Sherwood Medical Company | Filter and method for filtering baseline wander |
| US5330512A (en) * | 1992-12-28 | 1994-07-19 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Electrode charge-neutral sensing of evoked ECG |
| US5448997A (en) * | 1993-10-15 | 1995-09-12 | Medtronic, Inc. | Heart pacing pulse detection system |
| US5682902A (en) * | 1995-10-16 | 1997-11-04 | Hewlett-Packard Company | ECG pace pulse detection and processing |
| US5795293A (en) * | 1995-12-29 | 1998-08-18 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Reducing artifact in bioelectric signal monitoring |
| US6032060A (en) * | 1996-01-25 | 2000-02-29 | 3M Innovative Properties Company | Method for conditioning skin and an electrode by passing electrical energy |
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| US6477404B1 (en) | 2000-03-01 | 2002-11-05 | Cardiac Pacemakers, Inc. | System and method for detection of pacing pulses within ECG signals |
| US6684102B1 (en) * | 2000-11-03 | 2004-01-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable heart monitors having capacitors with endcap headers |
| US6509588B1 (en) | 2000-11-03 | 2003-01-21 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method for interconnecting anodes and cathodes in a flat capacitor |
| US6522525B1 (en) * | 2000-11-03 | 2003-02-18 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable heart monitors having flat capacitors with curved profiles |
| US6833987B1 (en) * | 2000-11-03 | 2004-12-21 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Flat capacitor having an active case |
| US6687118B1 (en) * | 2000-11-03 | 2004-02-03 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Flat capacitor having staked foils and edge-connected connection members |
| US6699265B1 (en) | 2000-11-03 | 2004-03-02 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Flat capacitor for an implantable medical device |
| US6741886B2 (en) | 2001-10-25 | 2004-05-25 | Cardiac Pacemakers, Inc. | ECG system with minute ventilation detector |
| US7951479B2 (en) | 2005-05-11 | 2011-05-31 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for porous insulative film for insulating energy source layers |
| US7479349B2 (en) * | 2002-12-31 | 2009-01-20 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Batteries including a flat plate design |
| US7336998B2 (en) * | 2003-06-24 | 2008-02-26 | Cardiac Pacemakers, Inc. | External discrimination between pace pulses at different heart locations |
| US7224575B2 (en) * | 2004-07-16 | 2007-05-29 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for high voltage aluminum capacitor design |
| US7542794B1 (en) * | 2005-05-24 | 2009-06-02 | Infinite Biomedical Technologies, Llc | Method of extracting and evaluating paced heart beats using max-min transform analysis |
| JP5173235B2 (ja) * | 2007-04-06 | 2013-04-03 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置及び心拍同期信号生成装置 |
| US7970472B2 (en) * | 2008-06-23 | 2011-06-28 | General Electric Company | System and method of detecting and diagnosing pacing system malfunctions |
| US8265741B2 (en) * | 2009-02-23 | 2012-09-11 | Biotronik Crm Patent Ag | Technique for determining signal quality in a physiologic sensing system using high frequency sampling |
| CN103110415B (zh) * | 2013-02-01 | 2015-06-24 | 深圳市理邦精密仪器股份有限公司 | 起搏信号检测装置及方法 |
| US10448855B2 (en) | 2014-04-25 | 2019-10-22 | Medtronic, Inc. | Implantable medical device (IMD) sensing modifications responsive to detected pacing pulses |
| US10154794B2 (en) | 2014-04-25 | 2018-12-18 | Medtronic, Inc. | Implantable cardioverter-defibrillator (ICD) tachyarrhythmia detection modifications responsive to detected pacing |
| US10226197B2 (en) * | 2014-04-25 | 2019-03-12 | Medtronic, Inc. | Pace pulse detector for an implantable medical device |
| US10004414B2 (en) | 2016-02-09 | 2018-06-26 | Apn Health, Llc | Detecting stimulus pulses |
| JP6970339B2 (ja) * | 2017-10-16 | 2021-11-24 | 株式会社ソシオネクスト | 半導体集積回路、ペースメーカパルス検出装置及びペースメーカパルス検出方法 |
| CN110840439B (zh) * | 2019-10-28 | 2024-12-06 | 深圳市杰纳瑞医疗仪器股份有限公司 | 心电信号检测电路以及心电信号检测装置 |
| CN120036790B (zh) * | 2025-01-17 | 2025-12-02 | 杭州质子科技有限公司 | 一种多导联低采样率起搏脉冲检测方法 |
Family Cites Families (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
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| US3605727A (en) * | 1968-09-04 | 1971-09-20 | George Zenevich | Apparatus and method of monitoring and evaluating electrocardiac traces |
| US3780727A (en) * | 1972-02-25 | 1973-12-25 | Hoffmann La Roche | Cardiac pacer monitoring means with rate and pulse discrimination |
| US3923041A (en) * | 1973-03-19 | 1975-12-02 | Medtronic Inc | Cardiac signal augmentation apparatus |
| US3986496A (en) * | 1975-03-06 | 1976-10-19 | Medtronic, Inc. | Apparatus for sensing and transmitting a pacemaker's stimulating pulse |
| US4240442A (en) * | 1979-01-05 | 1980-12-23 | American Optical Corporation | Variable threshold R-wave detector |
| US4393874A (en) * | 1982-04-26 | 1983-07-19 | Telectronics Pty. Ltd. | Bradycardia event counting and reporting pacer |
-
1984
- 1984-04-18 US US06/601,525 patent/US4664116A/en not_active Expired - Lifetime
-
1985
- 1985-04-02 JP JP60069845A patent/JPS60222068A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US4664116A (en) | 1987-05-12 |
| JPS60222068A (ja) | 1985-11-06 |
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