JPH10314317A - 心臓応答検出システム - Google Patents
心臓応答検出システムInfo
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- JPH10314317A JPH10314317A JP10126516A JP12651698A JPH10314317A JP H10314317 A JPH10314317 A JP H10314317A JP 10126516 A JP10126516 A JP 10126516A JP 12651698 A JP12651698 A JP 12651698A JP H10314317 A JPH10314317 A JP H10314317A
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- Japan
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- ecg signal
- pace pulse
- pulse
- cardiac response
- signal
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-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
- A61N1/362—Heart stimulators
- A61N1/37—Monitoring; Protecting
- A61N1/371—Capture, i.e. successful stimulation
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- General Health & Medical Sciences (AREA)
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- Veterinary Medicine (AREA)
- Electrotherapy Devices (AREA)
- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【課題】 ペースメーカのペースパルスを患者に与える
ことによって得られる心臓応答信号をペースパルス信号
から区別して検出する。 【解決手段】 ペースメーカのペースパルス尾部３０が
指数関数的に減衰することと、ＥＣＧ信号における心臓
応答４０の有無に関わらずペースパルス尾部（３０、７
０）の面積は実質的に同じ（Ａ≒Ａ’）であることを利
用し、測定して得られる該面積からペースパルス尾部３
０の推定数学関数を求める。実際に測定して得られるＥ
ＣＧ信号５０から推定数学関数を減算することによって
心臓応答４０の形状を近似する。
ことによって得られる心臓応答信号をペースパルス信号
から区別して検出する。 【解決手段】 ペースメーカのペースパルス尾部３０が
指数関数的に減衰することと、ＥＣＧ信号における心臓
応答４０の有無に関わらずペースパルス尾部（３０、７
０）の面積は実質的に同じ（Ａ≒Ａ’）であることを利
用し、測定して得られる該面積からペースパルス尾部３
０の推定数学関数を求める。実際に測定して得られるＥ
ＣＧ信号５０から推定数学関数を減算することによって
心臓応答４０の形状を近似する。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、一般にペースパル
スを発するペースメーカを備えた患者のＥＣＧ信号の中
の心臓応答を検出することに関する。
スを発するペースメーカを備えた患者のＥＣＧ信号の中
の心臓応答を検出することに関する。
【０００２】
【従来の技術】心電図（ＥＣＧ）監視装置において、重
要な特徴は、ＥＣＧ信号の中に存在する各個別の心搏の
検出および特性表示である。この情報は心搏度数情報お
よび生命を脅かす情況における警報の双方に使用され
る。ペースメーカを有する患者からのＥＣＧ信号を監視
することは、ペースメーカにより発生されるペースパル
スが何時でも生ずる可能性があるので困難である。ＱＲ
Ｓ群の間でペースパルスが生ずると、これがＱＲＳ検出
器により誤って検出され、不正確な心搏度数測定値を生
ずる可能性がある。ＱＲＳ群にこれが生ずると、不正確
な特徴の測定値を生じ、誤ったＱＲＳ分類を生ずる可能
性がある。特に、不全収縮の検出は、ＥＣＧ信号にＱＲ
Ｓ群が存在しないことにより示される心臓応答の停止に
ついて、看護人に警報を発するのに必要である。しか
し、ペースメーカを付けた患者の場合には、不全収縮期
の後でさえ周期的に生ずるペースパルスがＥＣＧ信号に
含まれており、これは心臓応答に似ている。ＥＣＧ信号
にペースパルスが存在することは、このような不全収縮
状態の検出を困難にしている。
要な特徴は、ＥＣＧ信号の中に存在する各個別の心搏の
検出および特性表示である。この情報は心搏度数情報お
よび生命を脅かす情況における警報の双方に使用され
る。ペースメーカを有する患者からのＥＣＧ信号を監視
することは、ペースメーカにより発生されるペースパル
スが何時でも生ずる可能性があるので困難である。ＱＲ
Ｓ群の間でペースパルスが生ずると、これがＱＲＳ検出
器により誤って検出され、不正確な心搏度数測定値を生
ずる可能性がある。ＱＲＳ群にこれが生ずると、不正確
な特徴の測定値を生じ、誤ったＱＲＳ分類を生ずる可能
性がある。特に、不全収縮の検出は、ＥＣＧ信号にＱＲ
Ｓ群が存在しないことにより示される心臓応答の停止に
ついて、看護人に警報を発するのに必要である。しか
し、ペースメーカを付けた患者の場合には、不全収縮期
の後でさえ周期的に生ずるペースパルスがＥＣＧ信号に
含まれており、これは心臓応答に似ている。ＥＣＧ信号
にペースパルスが存在することは、このような不全収縮
状態の検出を困難にしている。
【０００３】図１は、二つの成分、すなわち主パルス20
および、ときに再分極（re-polarization）と言われる
ことがあるペースパルス尾部30から成る通常のペースパ
ルス10を示す。主パルス20は、心臓を刺激するのに使用
されるが、その狭い幅、鋭い上昇および下降、振幅の大
きい変化、を特徴とする。ペースパルス10の実際の形状
は、主としてペースメーカ出力の結合構成に関する設計
によって決まる。ペースパルス尾部30は、心臓とペース
メーカとの間に蓄積されるペースパルス電荷の移動によ
り発生する容量結合を減らすのに使用される。ペースパ
ルス尾部30の形状および大きさは、ペースパルス尾部30
のエネルギ含有量および容量結合の量の関数である。再
分極に加えて、監視機器による帯域濾波がペースパルス
尾部30に更に他の部分を作り出すことがある。
および、ときに再分極（re-polarization）と言われる
ことがあるペースパルス尾部30から成る通常のペースパ
ルス10を示す。主パルス20は、心臓を刺激するのに使用
されるが、その狭い幅、鋭い上昇および下降、振幅の大
きい変化、を特徴とする。ペースパルス10の実際の形状
は、主としてペースメーカ出力の結合構成に関する設計
によって決まる。ペースパルス尾部30は、心臓とペース
メーカとの間に蓄積されるペースパルス電荷の移動によ
り発生する容量結合を減らすのに使用される。ペースパ
ルス尾部30の形状および大きさは、ペースパルス尾部30
のエネルギ含有量および容量結合の量の関数である。再
分極に加えて、監視機器による帯域濾波がペースパルス
尾部30に更に他の部分を作り出すことがある。
【０００４】図１は、心臓応答40の一例を示す。心臓応
答40（ＱＲＳ群とも言われる）は刺激ペースパルス10に
対する心臓の応答を表す。
答40（ＱＲＳ群とも言われる）は刺激ペースパルス10に
対する心臓の応答を表す。
【０００５】図１は、患者の心臓応答40に重なった、ペ
ースパルス10から生ずる実際のＥＣＧ信号50の形状の一
例を示す。換言すれば、人工のペースパルス10が患者の
心臓応答40を刺激し、該心臓応答４０は、ＥＣＧ監視装
置により測定されるＥＣＧ信号50へペースパルス10と共
に重ねられる。ＥＣＧ信号50は、主として主パルス20に
より決まる正パルス60、および主としてペースパルス尾
部30および心臓応答40により決まる負パルス70から成
る。
ースパルス10から生ずる実際のＥＣＧ信号50の形状の一
例を示す。換言すれば、人工のペースパルス10が患者の
心臓応答40を刺激し、該心臓応答４０は、ＥＣＧ監視装
置により測定されるＥＣＧ信号50へペースパルス10と共
に重ねられる。ＥＣＧ信号50は、主として主パルス20に
より決まる正パルス60、および主としてペースパルス尾
部30および心臓応答40により決まる負パルス70から成
る。
【０００６】ペースメーカには（図１に示すように）ほ
ぼ指数関数的に減衰するペースパルス尾部30を発生する
ものがある。ＥＣＧ信号を更に正確に監視するために、
ペースパルス信号をペースメーカから除外することが役
立つことが見いだされている。しかし、このような除外
にはペースパルス10を最初に識別することが必要であ
る。ペースパルス尾部30にある心臓応答40を検出するこ
とは、特にペースメーカにより伝達されるエネルギが高
い場合、特に困難であることが見いだされている。患者
モニタのような実時間システムでは、ペースパルス尾部
30の信号形態を見分けることは困難である。
ぼ指数関数的に減衰するペースパルス尾部30を発生する
ものがある。ＥＣＧ信号を更に正確に監視するために、
ペースパルス信号をペースメーカから除外することが役
立つことが見いだされている。しかし、このような除外
にはペースパルス10を最初に識別することが必要であ
る。ペースパルス尾部30にある心臓応答40を検出するこ
とは、特にペースメーカにより伝達されるエネルギが高
い場合、特に困難であることが見いだされている。患者
モニタのような実時間システムでは、ペースパルス尾部
30の信号形態を見分けることは困難である。
【０００７】ペースパルス10を見分けるプロセスは米国
特許第4,664,116号に開示されている手法を採用するこ
とができる。この特許では、ペースパルス10を、最小動
的雑音閾値を超す、狭い幅および鋭い立ち上がり時間を
有する高周波「スパイク」の存在により見分けている。
特許第4,664,116号に開示されている手法を採用するこ
とができる。この特許では、ペースパルス10を、最小動
的雑音閾値を超す、狭い幅および鋭い立ち上がり時間を
有する高周波「スパイク」の存在により見分けている。
【０００８】検出されたペースパルス10を除去するのに
別のハードウェアおよびソフトウェアを採用することが
できる。特に、一つの手法が米国特許第4,832,041号に
説明されており、これではペースパルス10が入っている
窓の中にあるＥＣＧ信号50の値が、選択されたＥＣＧ信
号50の補間である代替値で置き換えられている。代替値
はペースパルス10が生じなかった場合にＥＣＧ信号50が
存在するであろう場所に非常に近い線を形成する。しか
し、このアルゴリズムは、ペースパルス尾部30を除外す
るようには計画されていない。残念ながら、ペースパル
ス尾部30の残りのエネルギをＱＲＳ群（心臓応答40）と
して誤って検出することがある。このため患者の基礎Ｅ
ＣＧリズムを誤診断して不全収縮状態の検出を見逃すこ
とがある。
別のハードウェアおよびソフトウェアを採用することが
できる。特に、一つの手法が米国特許第4,832,041号に
説明されており、これではペースパルス10が入っている
窓の中にあるＥＣＧ信号50の値が、選択されたＥＣＧ信
号50の補間である代替値で置き換えられている。代替値
はペースパルス10が生じなかった場合にＥＣＧ信号50が
存在するであろう場所に非常に近い線を形成する。しか
し、このアルゴリズムは、ペースパルス尾部30を除外す
るようには計画されていない。残念ながら、ペースパル
ス尾部30の残りのエネルギをＱＲＳ群（心臓応答40）と
して誤って検出することがある。このため患者の基礎Ｅ
ＣＧリズムを誤診断して不全収縮状態の検出を見逃すこ
とがある。
【０００９】米国特許4,934,376は、やはりペーサのア
ーティファクトが含まれているＥＣＧ信号内の心搏の発
生を検出する方法および装置を開示しており、この方法
は、ＥＣＧ信号を分析して心搏の発生の検出を示す心搏
信号を発生するステップ、ＥＣＧ信号を分析してペーサ
のアーティファクトの発生の検出を示すペーサアーティ
ファクト信号を発生するステップ、最初に述べた分析と
は無関係の仕方でＥＣＧ信号を分析してペーサアーティ
ファクトの検出に続くＥＣＧ信号の一部が心搏指示信号
の有効性を示すその振幅レベルを変化させているか決定
するステップ、および最後に述べた分析の結果を使用し
て最初に述べた分析による心搏指示信号の提供を制御す
るステップから構成されている。
ーティファクトが含まれているＥＣＧ信号内の心搏の発
生を検出する方法および装置を開示しており、この方法
は、ＥＣＧ信号を分析して心搏の発生の検出を示す心搏
信号を発生するステップ、ＥＣＧ信号を分析してペーサ
のアーティファクトの発生の検出を示すペーサアーティ
ファクト信号を発生するステップ、最初に述べた分析と
は無関係の仕方でＥＣＧ信号を分析してペーサアーティ
ファクトの検出に続くＥＣＧ信号の一部が心搏指示信号
の有効性を示すその振幅レベルを変化させているか決定
するステップ、および最後に述べた分析の結果を使用し
て最初に述べた分析による心搏指示信号の提供を制御す
るステップから構成されている。
【００１０】米国特許5,033,473は、ＱＲＳ群（心臓応
答40）から弁別した信号により生成されたペースパルス
尾部30を、ペースパルスのピークに続く信号が指数関数
的に減衰することを数学的に確認することにより弁別す
る方法および装置を開示している。波形が指数関数的に
減衰するか否かを数学方程式を適用することにより確認
している。
答40）から弁別した信号により生成されたペースパルス
尾部30を、ペースパルスのピークに続く信号が指数関数
的に減衰することを数学的に確認することにより弁別す
る方法および装置を開示している。波形が指数関数的に
減衰するか否かを数学方程式を適用することにより確認
している。
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は、ＥＣ
Ｇ信号50の波形において真の心臓応答40とペースパルス
尾部30とを区別する方法を提供することである。
Ｇ信号50の波形において真の心臓応答40とペースパルス
尾部30とを区別する方法を提供することである。
【００１２】
【課題を解決するための手段】本発明によれば、患者の
ＥＣＧ信号50における心臓応答40は、ペースパルス尾部
30をＥＣＧ信号50の負パルス70の面積Ａ'を求めること
により評価してペースメーカのペースパルス10から区別
される。負パルス70の領域Ａ'は、心臓応答40が実質的
に等電位である、すなわち、ゼロ線の上および下のその
面積が平均して同じであるから、心臓応答40によってほ
とんど変化しないことが見出されている。従って、心臓
応答40は平均して実質的に等しい負および正の面積から
構成されている部分をペースパルス尾部30の面積部分に
寄与するだけであるから、負パルス70の面積Ａ'はペー
スパルス尾部30の面積Ａと実質的に同じであり、心臓応
答40による影響はほぼ皆無といってよい。
ＥＣＧ信号50における心臓応答40は、ペースパルス尾部
30をＥＣＧ信号50の負パルス70の面積Ａ'を求めること
により評価してペースメーカのペースパルス10から区別
される。負パルス70の領域Ａ'は、心臓応答40が実質的
に等電位である、すなわち、ゼロ線の上および下のその
面積が平均して同じであるから、心臓応答40によってほ
とんど変化しないことが見出されている。従って、心臓
応答40は平均して実質的に等しい負および正の面積から
構成されている部分をペースパルス尾部30の面積部分に
寄与するだけであるから、負パルス70の面積Ａ'はペー
スパルス尾部30の面積Ａと実質的に同じであり、心臓応
答40による影響はほぼ皆無といってよい。
【００１３】ペースパルス尾部30のそれぞれの形状の理
論的数学関数または近似が既知である場合、ペースパル
ス尾部30の推定数学関数を、ほとんどの場合、求められ
た負パルス70の面積Ａ'から求めることができる。ペー
スパルス尾部30の推定数学関数をＥＣＧ信号50の実際に
測定した負パルス70と共に評価することにより、心臓応
答40がペースパルス10に重なっているか否かが分かる。
前者の場合、心臓応答40の信号を認識することができ、
ペースパルス10から分離し、更に分析することができ
る。後者の場合、患者の心臓はペースパルス10に反応し
ていないことになり、適切な結果が引き出されるように
しなければならない。
論的数学関数または近似が既知である場合、ペースパル
ス尾部30の推定数学関数を、ほとんどの場合、求められ
た負パルス70の面積Ａ'から求めることができる。ペー
スパルス尾部30の推定数学関数をＥＣＧ信号50の実際に
測定した負パルス70と共に評価することにより、心臓応
答40がペースパルス10に重なっているか否かが分かる。
前者の場合、心臓応答40の信号を認識することができ、
ペースパルス10から分離し、更に分析することができ
る。後者の場合、患者の心臓はペースパルス10に反応し
ていないことになり、適切な結果が引き出されるように
しなければならない。
【００１４】実際のペースパルス尾部30が実質的に指数
関数に従っている場合には、ペースパルス尾部30の推定
数学関数の形状を、負パルス70の面積Ａ'（図１を参
照）から得ることができる。ＥＣＧ信号50の負パルス70
の面積Ａ'をペースパルス10のペースパルス尾部30の面
積Ａ（図１を参照 ）と実質的に等しいとみなすことが
できる。ペースパルス尾部30の推定数学関数に関する指
数関数の時定数Tを面積Ａ'から次のように計算すること
ができる。 Ａ' ≒ Ａ＝-ａT(expTe/T -1) ・・・（１） ここで、ａ：ペースパルス尾部30の開始時刻Ｔ0＝０に
おける負パルス70の振幅を表す。Te：指数関数の「終端
時刻」を表す。ここでTeを、Ｔ0とTeとの間の指数関数
の面積Ａ'が十分大きく、少なくとも心臓応答40を包含
するように設定すべきである。 Ａ'：Ｔ0とTeとの間の負パルス70の面積を表す。 T：指数関数の時定数を表す。
関数に従っている場合には、ペースパルス尾部30の推定
数学関数の形状を、負パルス70の面積Ａ'（図１を参
照）から得ることができる。ＥＣＧ信号50の負パルス70
の面積Ａ'をペースパルス10のペースパルス尾部30の面
積Ａ（図１を参照 ）と実質的に等しいとみなすことが
できる。ペースパルス尾部30の推定数学関数に関する指
数関数の時定数Tを面積Ａ'から次のように計算すること
ができる。 Ａ' ≒ Ａ＝-ａT(expTe/T -1) ・・・（１） ここで、ａ：ペースパルス尾部30の開始時刻Ｔ0＝０に
おける負パルス70の振幅を表す。Te：指数関数の「終端
時刻」を表す。ここでTeを、Ｔ0とTeとの間の指数関数
の面積Ａ'が十分大きく、少なくとも心臓応答40を包含
するように設定すべきである。 Ａ'：Ｔ0とTeとの間の負パルス70の面積を表す。 T：指数関数の時定数を表す。
【００１５】ｘ＝（Te/T）およびｋ＝（ａTe/Ａ'）とし
たとき、式（１）の解は下記の式（２）の解でもある。 f(ｘ) ＝ k [exp(ｘ) - 1] - ｘ＝0 ・・・（２） アドミアン法（Adomian's method）を使用して、ｘを x ≒ -k + k exp(-k) + k2 exp(-2k) + 1.5k3 exp(-3k) + … ・・・（３） と近似することができる。時定数T の値は結局、 T ＝−Te/ｘ ・・・（４） により求めることができる。
たとき、式（１）の解は下記の式（２）の解でもある。 f(ｘ) ＝ k [exp(ｘ) - 1] - ｘ＝0 ・・・（２） アドミアン法（Adomian's method）を使用して、ｘを x ≒ -k + k exp(-k) + k2 exp(-2k) + 1.5k3 exp(-3k) + … ・・・（３） と近似することができる。時定数T の値は結局、 T ＝−Te/ｘ ・・・（４） により求めることができる。
【００１６】ペースパルス尾部30の推定数学関数が十分
な精度で得られると、心臓応答40を好適に下記方法によ
り検出することができる。 （ａ）移動窓の内部で、ＥＣＧ信号50の負パルス70と推
定数学関数との間の面積の変化を検出する。移動窓は、
時間軸の一区画として画定され、少なくとも通常の心臓
応答40の本質的な部分を含むような長さを有するべきで
ある。更に、移動窓を好適には主ペースパルスの周波数
のような、重なっている周期性ノイズの倍数に設定す
る。この変化が所定の値とかなり異なる場合には、これ
は心臓応答40から生ずるものであると予想することがで
きる。この変化が所定の値より有意に大きくなければ、
心臓応答40が生じていない恐れがある。 （ｂ）ＥＣＧ信号50の負パルス70と推定数学関数の傾斜
の差を検出する。この差が所定の値とかなり異なってい
れば、これは心臓応答40から生ずるものであると予想す
ることができる。この変化が所定の値より有意に大きく
なければ、心臓応答40が生じていない恐れがある。別の
基準を、少なくとも所定の期間にわたりかなりな差が生
じなければならないこととすることができる。あるい
は、差（値は有意なものであるが）を心臓応答40を表す
ものとみなされないが、副次的作用から生ずるとみなす
ことができる。
な精度で得られると、心臓応答40を好適に下記方法によ
り検出することができる。 （ａ）移動窓の内部で、ＥＣＧ信号50の負パルス70と推
定数学関数との間の面積の変化を検出する。移動窓は、
時間軸の一区画として画定され、少なくとも通常の心臓
応答40の本質的な部分を含むような長さを有するべきで
ある。更に、移動窓を好適には主ペースパルスの周波数
のような、重なっている周期性ノイズの倍数に設定す
る。この変化が所定の値とかなり異なる場合には、これ
は心臓応答40から生ずるものであると予想することがで
きる。この変化が所定の値より有意に大きくなければ、
心臓応答40が生じていない恐れがある。 （ｂ）ＥＣＧ信号50の負パルス70と推定数学関数の傾斜
の差を検出する。この差が所定の値とかなり異なってい
れば、これは心臓応答40から生ずるものであると予想す
ることができる。この変化が所定の値より有意に大きく
なければ、心臓応答40が生じていない恐れがある。別の
基準を、少なくとも所定の期間にわたりかなりな差が生
じなければならないこととすることができる。あるい
は、差（値は有意なものであるが）を心臓応答40を表す
ものとみなされないが、副次的作用から生ずるとみなす
ことができる。
【００１７】ペースメーカを患者に埋め込むと、そのそ
れぞれのペースメーカのアーティファクト・ペースパル
ス10が一定値に設定され、ペースパルス10の形状はわず
かしか変わらない。しかし、ペースパルス10の形状は移
動アーティファクトのような副次的作用によっても、ま
たは測定される誘導が変化すると、影響を受ける。その
場合には、負パルス70の面積Ａ'を頻繁に求めることに
よりペースパルス尾部30の推定数学関数を頻繁に「学習
する」必要がある。
れぞれのペースメーカのアーティファクト・ペースパル
ス10が一定値に設定され、ペースパルス10の形状はわず
かしか変わらない。しかし、ペースパルス10の形状は移
動アーティファクトのような副次的作用によっても、ま
たは測定される誘導が変化すると、影響を受ける。その
場合には、負パルス70の面積Ａ'を頻繁に求めることに
よりペースパルス尾部30の推定数学関数を頻繁に「学習
する」必要がある。
【００１８】一実施例によれば、心臓応答40の形状をい
わゆる信号クランピングにより近似することができる。
主パルス20がＥＣＧ信号50の中で検出されると、その主
パルス20が生じた直前に測定されたＥＣＧ信号50の値
は、心臓応答40がＥＣＧ信号50において認識されるまで
維持され（たとえば、０値として）、出力として設定さ
れる。心臓応答40が認識されてから、ＥＣＧ信号50（ま
たはそれから得られた信号）はＥＣＧ信号50を更に評価
するために出力される。
わゆる信号クランピングにより近似することができる。
主パルス20がＥＣＧ信号50の中で検出されると、その主
パルス20が生じた直前に測定されたＥＣＧ信号50の値
は、心臓応答40がＥＣＧ信号50において認識されるまで
維持され（たとえば、０値として）、出力として設定さ
れる。心臓応答40が認識されてから、ＥＣＧ信号50（ま
たはそれから得られた信号）はＥＣＧ信号50を更に評価
するために出力される。
【００１９】他の実施例によれば、推定数学関数をＥＣ
Ｇ信号50の負パルス70から減ずることにより（またはそ
の逆の減算によって）心臓応答40の形状を近似すること
ができる。このようにして決定された心臓応答40は、重
なった副次的作用により、または推定数学関数が実際の
ペースパルス尾部30と完全には一致していない場合、変
形しまたは歪むことがある。
Ｇ信号50の負パルス70から減ずることにより（またはそ
の逆の減算によって）心臓応答40の形状を近似すること
ができる。このようにして決定された心臓応答40は、重
なった副次的作用により、または推定数学関数が実際の
ペースパルス尾部30と完全には一致していない場合、変
形しまたは歪むことがある。
【００２０】本発明の他の目的および付随する多数の長
所は、付図に関連して考察し、下記詳細説明を参照する
ことにより容易に認識され、一層良く理解されるであろ
う。
所は、付図に関連して考察し、下記詳細説明を参照する
ことにより容易に認識され、一層良く理解されるであろ
う。
【００２１】
【実施例】図２は、本発明によるＥＣＧ測定システムの
好適実施例を示す。ＥＣＧ信号50は、一つまたは複数の
別々のリード/チャンネルについてＡ/Ｄ変換器100によ
り、たとえば４ｋＨzでサンプルされる。主パルス20の
ようなペースメーカスパイクは、ペースパルス検出ユニ
ット110において、当業者に既知のアルゴリズムにより
求められる。ペースメーカスパイクの検出後、ＥＣＧ信
号50は、ダウンサンプラ120により、たとえば500Ｈzま
でダウンサンプルされ、検出されたペースメーカスパイ
クおよびそれらの極性が、ペースパルス10のそれぞれの
測定値を表す幾つかのビットに示される。次にＥＣＧ信
号50は、診断帯域幅（たとえば、0.05Ｈzから130Ｈz）
でＥＣＧモジュール130に伝えられる。
好適実施例を示す。ＥＣＧ信号50は、一つまたは複数の
別々のリード/チャンネルについてＡ/Ｄ変換器100によ
り、たとえば４ｋＨzでサンプルされる。主パルス20の
ようなペースメーカスパイクは、ペースパルス検出ユニ
ット110において、当業者に既知のアルゴリズムにより
求められる。ペースメーカスパイクの検出後、ＥＣＧ信
号50は、ダウンサンプラ120により、たとえば500Ｈzま
でダウンサンプルされ、検出されたペースメーカスパイ
クおよびそれらの極性が、ペースパルス10のそれぞれの
測定値を表す幾つかのビットに示される。次にＥＣＧ信
号50は、診断帯域幅（たとえば、0.05Ｈzから130Ｈz）
でＥＣＧモジュール130に伝えられる。
【００２２】ＥＣＧモジュール130は、ＥＣＧ信号50、
またはそれから得られたそれぞれの信号を、表示装置14
0およびペースパルス排除ユニット150に供給する。ペー
スパルス排除ユニット150は、その出力において修正さ
れたＥＣＧ信号160を、心搏度数を計数する長期心搏計1
70、および修正されたＥＣＧ信号160を必要とする他の
ユニット（図示せず）に加える。修正されたＥＣＧ信号
160はＥＣＧ信号50から得られる信号であり、それによ
りＥＣＧ信号50のペースパルス10が「排除される」、ペ
ースメーカから得られる信号が多かれ少なかれ抑制され
ることを意味する。修正されたＥＣＧ信号160が心臓応
答40だけを含んでいるのが理想である。長期心搏計170
は、修正されたＥＣＧ信号160を受取り、心臓応答40の
ＱＲＳ群に基づき心搏度数を計数する。ペースパルス排
除ユニット150は更に、心臓応答40が生じているか検出
することができ、したがってそれぞれのＥＣＧ警報を発
生することができる。
またはそれから得られたそれぞれの信号を、表示装置14
0およびペースパルス排除ユニット150に供給する。ペー
スパルス排除ユニット150は、その出力において修正さ
れたＥＣＧ信号160を、心搏度数を計数する長期心搏計1
70、および修正されたＥＣＧ信号160を必要とする他の
ユニット（図示せず）に加える。修正されたＥＣＧ信号
160はＥＣＧ信号50から得られる信号であり、それによ
りＥＣＧ信号50のペースパルス10が「排除される」、ペ
ースメーカから得られる信号が多かれ少なかれ抑制され
ることを意味する。修正されたＥＣＧ信号160が心臓応
答40だけを含んでいるのが理想である。長期心搏計170
は、修正されたＥＣＧ信号160を受取り、心臓応答40の
ＱＲＳ群に基づき心搏度数を計数する。ペースパルス排
除ユニット150は更に、心臓応答40が生じているか検出
することができ、したがってそれぞれのＥＣＧ警報を発
生することができる。
【００２３】好適実施例では、長期心搏計170は、検出
した心搏度数を表示装置140に伝え、表示装置140のため
に心搏度数（ＱＲＳプロップとも言う）に対応する音響
信号を発生する。長期心搏計170は更に、心臓応答40が
生じないことを検出したとき、または他の警報状況が現
われたとき、信号を警報モジュール180に加え、警報モ
ジュール180はそれぞれのＥＣＧ警報を、たとえば、表
示装置140または他のユニットに対して発生する。
した心搏度数を表示装置140に伝え、表示装置140のため
に心搏度数（ＱＲＳプロップとも言う）に対応する音響
信号を発生する。長期心搏計170は更に、心臓応答40が
生じないことを検出したとき、または他の警報状況が現
われたとき、信号を警報モジュール180に加え、警報モ
ジュール180はそれぞれのＥＣＧ警報を、たとえば、表
示装置140または他のユニットに対して発生する。
【００２４】第１の実施例では、ペースパルス排除ユニ
ット150は、入力されるＥＣＧ信号50を使っていわゆる
信号クランピングを行なう。ペースパルス検出ユニット
110がＥＣＧ信号50の中にペースパルス10を検出した場
合、修正されたＥＣＧ信号160は、最後の主パルス20が
検出される直前に測定された入力ＥＣＧ信号50の値に設
定される。この値はペースパルス排除ユニット150がＥ
ＣＧ信号50の中で心臓応答40を認識するまで基線として
維持される。心臓応答40が検出されるまで数ミリ秒かか
るから、ペースパルス排除ユニット150の中に遅延線を
備えてもよい。これにより、信号がクランピングから解
放される時間を後にずらすことができる。
ット150は、入力されるＥＣＧ信号50を使っていわゆる
信号クランピングを行なう。ペースパルス検出ユニット
110がＥＣＧ信号50の中にペースパルス10を検出した場
合、修正されたＥＣＧ信号160は、最後の主パルス20が
検出される直前に測定された入力ＥＣＧ信号50の値に設
定される。この値はペースパルス排除ユニット150がＥ
ＣＧ信号50の中で心臓応答40を認識するまで基線として
維持される。心臓応答40が検出されるまで数ミリ秒かか
るから、ペースパルス排除ユニット150の中に遅延線を
備えてもよい。これにより、信号がクランピングから解
放される時間を後にずらすことができる。
【００２５】図３および図３は、信号クランピングの一
例を示す。この例では、ペースパルス排除ユニット150
は、心臓応答40を時刻Ｔ2で検出する（図３）。遅延線
により信号クランピングはＴ1で終了し、図３の信号
は、心臓応答40を検出する長期心搏計170に進む。心臓
応答40が無ければ、クランピングは信号が基線に戻るま
で続き、長期心搏計170は信号をトリガしない。
例を示す。この例では、ペースパルス排除ユニット150
は、心臓応答40を時刻Ｔ2で検出する（図３）。遅延線
により信号クランピングはＴ1で終了し、図３の信号
は、心臓応答40を検出する長期心搏計170に進む。心臓
応答40が無ければ、クランピングは信号が基線に戻るま
で続き、長期心搏計170は信号をトリガしない。
【００２６】第２の実施例では、ペースパルス排除ユニ
ット150は、信号の減算を行なう。ＥＣＧ信号50の負パ
ルス70から推定数学関数を差し引くことにより、または
その逆の減算により近似心臓応答が求められる。ペース
パルス排除ユニット150は、近似心臓応答をその出力か
ら修正されたＥＣＧ信号として長期心搏計170に供給す
る。
ット150は、信号の減算を行なう。ＥＣＧ信号50の負パ
ルス70から推定数学関数を差し引くことにより、または
その逆の減算により近似心臓応答が求められる。ペース
パルス排除ユニット150は、近似心臓応答をその出力か
ら修正されたＥＣＧ信号として長期心搏計170に供給す
る。
【００２７】本発明によれば、ペースパルス排除ユニッ
ト150は、ＥＣＧ信号50の負パルス70の面積Ａ'を求める
ことにより、患者のＥＣＧ信号50をペースメーカのペー
スパルスから区別する。大抵のペースメーカでは、特に
単極ペースメーカの場合、ペースパルス尾部30の形状は
指数関数的減衰に従うので、ペースパルス尾部30のその
理論的な数学関数は指数関数であると仮定することがで
きる。ペースパルス尾部30の推定数学関数を負パルス70
の面積Ａ'から求めることができる。指数関数の時定数T
は最初の振幅ａおよび所定の式（１）〜（４）により
設定した時刻Ｔ0と時刻Ｔeとの間における関数の下の面
積Ａ（これはほとんどＡ'に等しい）から計算される。
しかし、ＥＣＧ信号50の形状によっては、他の数学関数
もその目的に使用することができる。
ト150は、ＥＣＧ信号50の負パルス70の面積Ａ'を求める
ことにより、患者のＥＣＧ信号50をペースメーカのペー
スパルスから区別する。大抵のペースメーカでは、特に
単極ペースメーカの場合、ペースパルス尾部30の形状は
指数関数的減衰に従うので、ペースパルス尾部30のその
理論的な数学関数は指数関数であると仮定することがで
きる。ペースパルス尾部30の推定数学関数を負パルス70
の面積Ａ'から求めることができる。指数関数の時定数T
は最初の振幅ａおよび所定の式（１）〜（４）により
設定した時刻Ｔ0と時刻Ｔeとの間における関数の下の面
積Ａ（これはほとんどＡ'に等しい）から計算される。
しかし、ＥＣＧ信号50の形状によっては、他の数学関数
もその目的に使用することができる。
【００２８】それぞれのペースメーカのペースパルス10
の形状は一般に、わずかに変わるだけであるが、移動ア
ーティファクトのような副次的作用がある場合に、また
は測定される誘導が変化する場合に影響を受けることも
ある。従って、大部分の実際的用途においては、負パル
ス70の面積Ａ'を頻繁に決定することによりペースパル
ス尾部30の推定数学関数を頻繁に「学習する」ことが必
要になる。ペースパルス尾部30の推定数学関数を、たと
えば数秒毎に「学習」し、続く心搏の実際のＥＣＧ信号
50と比較する。
の形状は一般に、わずかに変わるだけであるが、移動ア
ーティファクトのような副次的作用がある場合に、また
は測定される誘導が変化する場合に影響を受けることも
ある。従って、大部分の実際的用途においては、負パル
ス70の面積Ａ'を頻繁に決定することによりペースパル
ス尾部30の推定数学関数を頻繁に「学習する」ことが必
要になる。ペースパルス尾部30の推定数学関数を、たと
えば数秒毎に「学習」し、続く心搏の実際のＥＣＧ信号
50と比較する。
【００２９】ペースメーカの「純粋な」ペースパルス10
を表すと期待される推定数学関数と実際のＥＣＧ信号50
との間にかなりの差が検出されると、ペースパルス排除
ユニット150は、ＥＣＧ信号50の中に心臓応答40を「認
識する」。第１の実施例では、ペースパルス排除ユニッ
ト150は、修正されたＥＣＧ信号160の値のクランピング
を停止し、長期心搏計が心臓応答40を「見る」ことがで
きるようになる。
を表すと期待される推定数学関数と実際のＥＣＧ信号50
との間にかなりの差が検出されると、ペースパルス排除
ユニット150は、ＥＣＧ信号50の中に心臓応答40を「認
識する」。第１の実施例では、ペースパルス排除ユニッ
ト150は、修正されたＥＣＧ信号160の値のクランピング
を停止し、長期心搏計が心臓応答40を「見る」ことがで
きるようになる。
【００３０】心臓がペースパルス10に応答し、心臓応答
40が重なっていれば、ＥＣＧ信号50の負パルス70の面積
Ａ'はペースパルス尾部30の面積Ａとほとんど同じであ
る。これは、心臓応答40が実質的に等電位である、すな
わち、ゼロ線の上下の面積が同じであるということによ
るものである。従って、本発明によるペースパルス尾部
30の形状の計算は心臓応答40が生ずるか否かに関係なく
実行できる。
40が重なっていれば、ＥＣＧ信号50の負パルス70の面積
Ａ'はペースパルス尾部30の面積Ａとほとんど同じであ
る。これは、心臓応答40が実質的に等電位である、すな
わち、ゼロ線の上下の面積が同じであるということによ
るものである。従って、本発明によるペースパルス尾部
30の形状の計算は心臓応答40が生ずるか否かに関係なく
実行できる。
【００３１】図４は、心臓応答40が含まれていないＥＣ
Ｇ信号50の負パルス70を示す。学習した指数関数200
と、50Ｈzのライン周波数ノイズが重なっている実際に
測定した信号210が示されている。
Ｇ信号50の負パルス70を示す。学習した指数関数200
と、50Ｈzのライン周波数ノイズが重なっている実際に
測定した信号210が示されている。
【００３２】図４は、心臓応答40が含まれているＥＣＧ
信号50の負パルス70を示す。学習した指数関数200と、5
0Ｈzの線周波数雑音が重なっている実際に測定された信
号210が示されている。
信号50の負パルス70を示す。学習した指数関数200と、5
0Ｈzの線周波数雑音が重なっている実際に測定された信
号210が示されている。
【００３３】ＥＣＧ信号50の中の心臓応答40を検出する
のに一組の異なった基準を使用することができる。しか
し、これら基準はすべて、推定数学関数が100％正確で
はない、すなわち、実際のペースパルス尾部30に対して
オフセット移動があり得る、またはわずかに不正確な値
があり得る、たとえば、指数関数の時定数T がペースパ
ルス尾部30に完全には適合しない、ということを考慮し
なければならない。更に、ＥＣＧ信号50には診断帯域幅
があるので、あらゆる種類の雑音（たとえば、50Ｈzま
たは60Ｈzの電力線雑音、基線のふらつき、アーティフ
ァクトなど）を考慮しなければならない。
のに一組の異なった基準を使用することができる。しか
し、これら基準はすべて、推定数学関数が100％正確で
はない、すなわち、実際のペースパルス尾部30に対して
オフセット移動があり得る、またはわずかに不正確な値
があり得る、たとえば、指数関数の時定数T がペースパ
ルス尾部30に完全には適合しない、ということを考慮し
なければならない。更に、ＥＣＧ信号50には診断帯域幅
があるので、あらゆる種類の雑音（たとえば、50Ｈzま
たは60Ｈzの電力線雑音、基線のふらつき、アーティフ
ァクトなど）を考慮しなければならない。
【００３４】図５および図５は、ＥＣＧ信号50の心臓応
答40を検出する一つの基準を示す。実際に測定したＥＣ
Ｇ信号260と「学習した」推定数学関数200との間の面積
２５０を一定継続時間の移動窓２７０の中で計算する。
移動窓270は、矢印280で示したように、所定速度、たと
えば、実時間で、すなわち、移動窓270の右側が最後の
測定値を表すように、時間軸に沿って移動する。
答40を検出する一つの基準を示す。実際に測定したＥＣ
Ｇ信号260と「学習した」推定数学関数200との間の面積
２５０を一定継続時間の移動窓２７０の中で計算する。
移動窓270は、矢印280で示したように、所定速度、たと
えば、実時間で、すなわち、移動窓270の右側が最後の
測定値を表すように、時間軸に沿って移動する。
【００３５】移動窓270の大きさ、すなわち、時間軸の
横方向の広がりは好適には所定の形式の患者（たとえ
ば、大人、小児、または新生児）に対して心臓応答40の
代表的な幅を包含するように区画される。その場合に
は、移動窓270の大きさは、少なくとも主要な活動、す
なわち、心臓応答40の心室収縮またはＲ波を包含しなけ
ればならない。更に、周期的擾乱が重なっている場合、
たとえば、電力線の周波数の場合（50Ｈzに対して20ｍ
ｓ、または60Ｈzに対して16.67ｍｓ）、移動窓270の大
きさは好適には周期的擾乱の周期の倍数として区画され
る。移動窓270の中の塗りつぶされた領域250の量が所定
の値を超えて変われば、この変化によって、患者の心臓
応答40から生じたこと、および心臓応答40を「見る」こ
とができることが期待される。第１の実施例による信号
クランピングが行なわれる場合には、図３に示すように
負パルス70のクランピングは停止し、ＥＣＧ信号50が出
力される。
横方向の広がりは好適には所定の形式の患者（たとえ
ば、大人、小児、または新生児）に対して心臓応答40の
代表的な幅を包含するように区画される。その場合に
は、移動窓270の大きさは、少なくとも主要な活動、す
なわち、心臓応答40の心室収縮またはＲ波を包含しなけ
ればならない。更に、周期的擾乱が重なっている場合、
たとえば、電力線の周波数の場合（50Ｈzに対して20ｍ
ｓ、または60Ｈzに対して16.67ｍｓ）、移動窓270の大
きさは好適には周期的擾乱の周期の倍数として区画され
る。移動窓270の中の塗りつぶされた領域250の量が所定
の値を超えて変われば、この変化によって、患者の心臓
応答40から生じたこと、および心臓応答40を「見る」こ
とができることが期待される。第１の実施例による信号
クランピングが行なわれる場合には、図３に示すように
負パルス70のクランピングは停止し、ＥＣＧ信号50が出
力される。
【００３６】心臓応答が生じない場合には、実際に測定
したＥＣＧ信号260と「学習した」推定数学関数200との
間にオフセットが存在しても、または時定数Tが正確で
なくても、移動窓270の中の領域250の面積は多くは変わ
らない。
したＥＣＧ信号260と「学習した」推定数学関数200との
間にオフセットが存在しても、または時定数Tが正確で
なくても、移動窓270の中の領域250の面積は多くは変わ
らない。
【００３７】領域250の面積の値は、それぞれの主パル
ス20が生じた後、時刻Ｔwにおいて初めて利用できる。
時刻Ｔwは、時刻Ｔ0における検出されたペースパルス尾
部30の始まり（図１を参照）および移動窓270の大きさ
により決定される。面積250の値がその後「最大デルタ
時間」内で少なくとも「最小デルタ面積」の値だけ変化
すれば、心臓応答を「見る」ことができると期待され、
心臓応答40が存在すると仮定されることを意味する。
ス20が生じた後、時刻Ｔwにおいて初めて利用できる。
時刻Ｔwは、時刻Ｔ0における検出されたペースパルス尾
部30の始まり（図１を参照）および移動窓270の大きさ
により決定される。面積250の値がその後「最大デルタ
時間」内で少なくとも「最小デルタ面積」の値だけ変化
すれば、心臓応答を「見る」ことができると期待され、
心臓応答40が存在すると仮定されることを意味する。
【００３８】図６は、ＥＣＧ信号50の心臓応答40を検出
する他の基準、いわゆる傾斜基準を示す。時刻Ｔ0で検
出されたペースパルス尾部30の始まり（図１を参照）か
ら、実際に測定されたＥＣＧ信号260の傾斜が「学習し
た」推定数学関数の傾斜からいずれの方向（正または
負）にしろ所定の傾斜値より大きく違っているか否かが
観察される。また、別の基準として、実際に測定された
ＥＣＧ信号260の傾斜が「学習した」推定数学関数の傾
斜よりも所定の傾斜量以上大きく且つ所定の時間値より
長い時間にわたって異なっていることとすることができ
る。所定の傾斜値を超え、それが所定の時間値より長い
とき、これは患者の心臓応答40から生ずることおよび心
臓応答40を「見る」ことができることが期待される。
する他の基準、いわゆる傾斜基準を示す。時刻Ｔ0で検
出されたペースパルス尾部30の始まり（図１を参照）か
ら、実際に測定されたＥＣＧ信号260の傾斜が「学習し
た」推定数学関数の傾斜からいずれの方向（正または
負）にしろ所定の傾斜値より大きく違っているか否かが
観察される。また、別の基準として、実際に測定された
ＥＣＧ信号260の傾斜が「学習した」推定数学関数の傾
斜よりも所定の傾斜量以上大きく且つ所定の時間値より
長い時間にわたって異なっていることとすることができ
る。所定の傾斜値を超え、それが所定の時間値より長い
とき、これは患者の心臓応答40から生ずることおよび心
臓応答40を「見る」ことができることが期待される。
【００３９】実際に測定されたＥＣＧ信号260が電力線
雑音のような周期信号により妨害される場合には、所定
傾斜値を超える時間値は妨害信号の周期の４分の１より
長くなければならない。
雑音のような周期信号により妨害される場合には、所定
傾斜値を超える時間値は妨害信号の周期の４分の１より
長くなければならない。
【００４０】実時間システムでは、可能なＣＰＵルーチ
ンの制約のため、指数関数の時定数Tは好適にはルーチ
ンでは数学的に計算されないが、定数表から得られる。
定数表、たとえば、定数ファイルには好適にＴeの様々
な値およびTの様々な値に対する正規化面積値の行列が
入っている。
ンの制約のため、指数関数の時定数Tは好適にはルーチ
ンでは数学的に計算されないが、定数表から得られる。
定数表、たとえば、定数ファイルには好適にＴeの様々
な値およびTの様々な値に対する正規化面積値の行列が
入っている。
【００４１】ペースパルス排除ユニット150は好適には
定数表で面積測定値Ａ'より高い面積値Ａ*および面積測
定値Ａ'より低い面積値Ａ**を探索する。ペースパルス
排除ユニット150は次に面積測定値Ａ'のT 値を、面積値
Ａ*およびＡ**のそれぞれのT値の一次補間により計算す
る。
定数表で面積測定値Ａ'より高い面積値Ａ*および面積測
定値Ａ'より低い面積値Ａ**を探索する。ペースパルス
排除ユニット150は次に面積測定値Ａ'のT 値を、面積値
Ａ*およびＡ**のそれぞれのT値の一次補間により計算す
る。
【００４２】好適実施例においては、指数関数を数学関
数を用いて、たとえば、ライブラリ関数呼び出しによっ
て、または数学的規則数列を計算することによって計算
したりしない。可能なＣＰＵルーチンの制約により、ペ
ースパルス排除ユニット150は指数関数の各新しい値ｅn
を一つ前のｅn-1から、 ｅn＝ｃiｅn-1 ・・・（５） により計算する。ここでｃiは指数関数の時定数T によ
って決まる定数であり、指数関数の値ｅn、ｅn-1、ｅ
n-2、…は時間的に等距離にある。定数ｃiは好適にはル
ックアップテーブル（たとえば定数ファイル）から得ら
れる。
数を用いて、たとえば、ライブラリ関数呼び出しによっ
て、または数学的規則数列を計算することによって計算
したりしない。可能なＣＰＵルーチンの制約により、ペ
ースパルス排除ユニット150は指数関数の各新しい値ｅn
を一つ前のｅn-1から、 ｅn＝ｃiｅn-1 ・・・（５） により計算する。ここでｃiは指数関数の時定数T によ
って決まる定数であり、指数関数の値ｅn、ｅn-1、ｅ
n-2、…は時間的に等距離にある。定数ｃiは好適にはル
ックアップテーブル（たとえば定数ファイル）から得ら
れる。
【００４３】面積計算に対する「終端時刻」Ｔeは、好
適にはＥＣＧ信号50が特定の時間にわたって基線に近づ
いている時刻に設定される。しかしこのＴeまでの時間
は、T値が不精密であるためあまり短くすべきではな
く、ＥＣＧ信号50の中にアーティファクトが生ずれば間
違ったT値が決定されることがあるので、あまり長くす
べきでない。
適にはＥＣＧ信号50が特定の時間にわたって基線に近づ
いている時刻に設定される。しかしこのＴeまでの時間
は、T値が不精密であるためあまり短くすべきではな
く、ＥＣＧ信号50の中にアーティファクトが生ずれば間
違ったT値が決定されることがあるので、あまり長くす
べきでない。
【００４４】ペースパルス排除ユニット150は、負パル
ス70の面積Ａ'を計算するための、求められた面積Ａ'か
ら推定数学関数を求めるための、および求められた推定
数学関数200をＥＣＧ信号50と共に評価するための適切
な手段を備えている。推定数学関数200をＥＣＧ信号50
と共に評価するための手段は、好適には移動窓270の内
部にあるＥＣＧ信号260と推定数学関数200との間に囲ま
れた面積を求めるための手段、または一定の時間におけ
るＥＣＧ信号260の傾斜を求める手段のいずれかを備え
ている。後者の場合には、ペースパルス排除ユニット15
0は更に、その一定の時間における推定数学関数200の傾
斜を求めるための手段、およびＥＣＧ信号260の求めら
れた傾斜をその一定の時間において推定数学関数200の
求められた傾斜と比較する手段を備えている。他の好適
実施例は更に、主パルス20を検出する手段と、修正され
たＥＣＧ信号160を、心臓応答40がＥＣＧ信号50の中で
認識されるまで、その主パルス20が発生した直前に測定
されたＥＣＧ信号50の値に設定するための手段とを備え
ている。これら手段はすべて好適には、適切な電子回路
（ハードウェア）により、それぞれのソフトウェアモジ
ュールにより、またはそれらの組合せにより実施され
る。
ス70の面積Ａ'を計算するための、求められた面積Ａ'か
ら推定数学関数を求めるための、および求められた推定
数学関数200をＥＣＧ信号50と共に評価するための適切
な手段を備えている。推定数学関数200をＥＣＧ信号50
と共に評価するための手段は、好適には移動窓270の内
部にあるＥＣＧ信号260と推定数学関数200との間に囲ま
れた面積を求めるための手段、または一定の時間におけ
るＥＣＧ信号260の傾斜を求める手段のいずれかを備え
ている。後者の場合には、ペースパルス排除ユニット15
0は更に、その一定の時間における推定数学関数200の傾
斜を求めるための手段、およびＥＣＧ信号260の求めら
れた傾斜をその一定の時間において推定数学関数200の
求められた傾斜と比較する手段を備えている。他の好適
実施例は更に、主パルス20を検出する手段と、修正され
たＥＣＧ信号160を、心臓応答40がＥＣＧ信号50の中で
認識されるまで、その主パルス20が発生した直前に測定
されたＥＣＧ信号50の値に設定するための手段とを備え
ている。これら手段はすべて好適には、適切な電子回路
（ハードウェア）により、それぞれのソフトウェアモジ
ュールにより、またはそれらの組合せにより実施され
る。
【００４５】〔実施態様〕なお、本発明の実施態様の例
を以下に示す。
を以下に示す。
【００４６】〔実施態様１〕 ペースパルス（10）を発
するペースメーカを備えた患者のＥＣＧ信号（50）から
心臓応答（40）を検出するシステムにおいて、前記ＥＣ
Ｇ信号（50）に含まれるペースパルス尾部（30）の面積
（Ａ'）を求める手段（150）と、求められた前記面積
（Ａ'）から推定数学関数（200）を求める手段（150）
と、前記心臓応答（40）を検出するために前記ＥＣＧ信
号（50）と共に前記推定数学関数（200）を評価する手
段（150）とを備えていることを特徴とする心臓応答検
出システム。
するペースメーカを備えた患者のＥＣＧ信号（50）から
心臓応答（40）を検出するシステムにおいて、前記ＥＣ
Ｇ信号（50）に含まれるペースパルス尾部（30）の面積
（Ａ'）を求める手段（150）と、求められた前記面積
（Ａ'）から推定数学関数（200）を求める手段（150）
と、前記心臓応答（40）を検出するために前記ＥＣＧ信
号（50）と共に前記推定数学関数（200）を評価する手
段（150）とを備えていることを特徴とする心臓応答検
出システム。
【００４７】〔実施態様２〕 ＥＣＧ信号（50）と共に
推定数学関数（200）を評価する前記手段（150）は、所
定の窓（270）の内部において、ＥＣＧ信号（50、260）
と推定数学関数（200）との間の閉じた領域（250）の面
積を求める手段（150）を備えていることを特徴とする
実施態様１に記載の心臓応答検出システム。
推定数学関数（200）を評価する前記手段（150）は、所
定の窓（270）の内部において、ＥＣＧ信号（50、260）
と推定数学関数（200）との間の閉じた領域（250）の面
積を求める手段（150）を備えていることを特徴とする
実施態様１に記載の心臓応答検出システム。
【００４８】〔実施態様３〕 ＥＣＧ信号（50）と共に
推定数学関数（200）を評価する前記手段（150）は、所
定の時刻におけるＥＣＧ信号（50、260）の傾斜を求め
る手段（150）と、所定の時刻における推定数学関数（2
00）の傾斜を求める手段（150）と、所定の時刻におけ
るＥＣＧ信号（50、260）の求められた傾斜を前記推定
数学関数（200）の求められた傾斜と比較する手段（15
0）とを備えていることを特徴とする実施態様１に記載
の心臓応答検出システム。
推定数学関数（200）を評価する前記手段（150）は、所
定の時刻におけるＥＣＧ信号（50、260）の傾斜を求め
る手段（150）と、所定の時刻における推定数学関数（2
00）の傾斜を求める手段（150）と、所定の時刻におけ
るＥＣＧ信号（50、260）の求められた傾斜を前記推定
数学関数（200）の求められた傾斜と比較する手段（15
0）とを備えていることを特徴とする実施態様１に記載
の心臓応答検出システム。
【００４９】〔実施態様４〕 ＥＣＧ信号（50）に含ま
れるペースパルス（10）の主パルス（20）を検出する手
段（110）と、ＥＣＧ信号（50）中に心臓応答（40）が
確認されるまで、その出力信号（160）を、前記主パル
ス（20）が発生する直前に測定されたＥＣＧ信号（50）
の値に設定する手段（150）とをさらに備えていること
を特徴とする実施態様１乃至実施態様３のいずれか一項
に記載の心臓応答検出システム。
れるペースパルス（10）の主パルス（20）を検出する手
段（110）と、ＥＣＧ信号（50）中に心臓応答（40）が
確認されるまで、その出力信号（160）を、前記主パル
ス（20）が発生する直前に測定されたＥＣＧ信号（50）
の値に設定する手段（150）とをさらに備えていること
を特徴とする実施態様１乃至実施態様３のいずれか一項
に記載の心臓応答検出システム。
【００５０】〔実施態様５〕 ＥＣＧ信号（50）中のペ
ースパルス（10）の主パルス（20）を検出する手段（11
0）と、ペースメーカのペースパルス尾部（30）を含ん
だＥＣＧ信号（50）のパルス（70）から前記推定数学関
数（200）を減ずることにより心臓応答（40）の形状を
近似する手段（150）とをさらに備えていることを特徴
とする実施態様１乃至実施態様４のいずれか一項に記載
の心臓応答検出システム。
ースパルス（10）の主パルス（20）を検出する手段（11
0）と、ペースメーカのペースパルス尾部（30）を含ん
だＥＣＧ信号（50）のパルス（70）から前記推定数学関
数（200）を減ずることにより心臓応答（40）の形状を
近似する手段（150）とをさらに備えていることを特徴
とする実施態様１乃至実施態様４のいずれか一項に記載
の心臓応答検出システム。
【００５１】〔実施態様６〕 ＥＣＧ信号（50）中に含
まれる心臓応答（40）を検出し、ＥＣＧ信号（50）中の
ペースパルス（10）を抑制することにより修正されたＥ
ＣＧ信号（160）を発生するペースパルス排除ユニット
（150）と、前記修正されたＥＣＧ信号（160）から患者
の心搏度数を計数する長期心搏計（170）とをさらに備
えていることを特徴とする実施態様１乃至実施態様５の
いずれか一項に記載の心臓応答検出システム。
まれる心臓応答（40）を検出し、ＥＣＧ信号（50）中の
ペースパルス（10）を抑制することにより修正されたＥ
ＣＧ信号（160）を発生するペースパルス排除ユニット
（150）と、前記修正されたＥＣＧ信号（160）から患者
の心搏度数を計数する長期心搏計（170）とをさらに備
えていることを特徴とする実施態様１乃至実施態様５の
いずれか一項に記載の心臓応答検出システム。
【００５２】〔実施態様７〕 実施態様１乃至実施態様
６のいずれか一つのシステムに従って患者の心搏度数を
求めることを特徴とするシステムの使用方法。
６のいずれか一つのシステムに従って患者の心搏度数を
求めることを特徴とするシステムの使用方法。
【００５３】〔実施態様８〕 ペースパルス（10）を発
するペースメーカを備えた患者のＥＣＧ信号（50）中に
含まれる心臓応答（40）を検出する方法において、前記
ＥＣＧ信号（50）に含まれるペースパルス尾部（30）の
パルス（７０）面積（Ａ'）を求めるステップと、求め
られた面積（Ａ'）から推定数学関数（200）を求めるス
テップと、前記心臓応答（40）を検出するために前記Ｅ
ＣＧ信号（50）と共に前記推定数学関数（200）を評価
するステップとを設けて成る方法。
するペースメーカを備えた患者のＥＣＧ信号（50）中に
含まれる心臓応答（40）を検出する方法において、前記
ＥＣＧ信号（50）に含まれるペースパルス尾部（30）の
パルス（７０）面積（Ａ'）を求めるステップと、求め
られた面積（Ａ'）から推定数学関数（200）を求めるス
テップと、前記心臓応答（40）を検出するために前記Ｅ
ＣＧ信号（50）と共に前記推定数学関数（200）を評価
するステップとを設けて成る方法。
【００５４】〔実施態様９〕 ＥＣＧ信号（50）と共に
推定数学関数（200）を評価する前記ステップは、所定
の窓（270）内において、ＥＣＧ信号（50、260）と推定
数学関数（200）との間の閉じた領域（250）の面積を求
めるステップを含んでいることを特徴とする実施態様８
に記載の方法。
推定数学関数（200）を評価する前記ステップは、所定
の窓（270）内において、ＥＣＧ信号（50、260）と推定
数学関数（200）との間の閉じた領域（250）の面積を求
めるステップを含んでいることを特徴とする実施態様８
に記載の方法。
【００５５】〔実施態様１０〕 ＥＣＧ信号（50）と共
に推定数学関数（200）を評価する前記ステップは、所
定の時刻におけるＥＣＧ信号（50、260）の傾斜を求め
るステップと、所定の時刻における推定数学関数（20
0）の傾斜を決定するステップと、所定の時刻における
ＥＣＧ信号（50、260）の前記決定された傾斜を推定数
学関数（200）の前記決定された傾斜と比較するステッ
プとを含んでいることを特徴とする実施態様８に記載の
方法。
に推定数学関数（200）を評価する前記ステップは、所
定の時刻におけるＥＣＧ信号（50、260）の傾斜を求め
るステップと、所定の時刻における推定数学関数（20
0）の傾斜を決定するステップと、所定の時刻における
ＥＣＧ信号（50、260）の前記決定された傾斜を推定数
学関数（200）の前記決定された傾斜と比較するステッ
プとを含んでいることを特徴とする実施態様８に記載の
方法。
【００５６】〔実施態様１１〕 ＥＣＧ信号（50）中に
含まれるペースパルス（10）の主パルス（20）を検出す
るステップと、ＥＣＧ信号（50）の中に心臓応答（40）
が認められるまで、出力信号（160）を、前記主パルス
（20）が発生する直前に測定されたＥＣＧ信号（50）の
値に設定するステップと、をさらに設けたことを特徴と
する実施態様８乃至実施態様１０のいずれか一項に記載
の方法。
含まれるペースパルス（10）の主パルス（20）を検出す
るステップと、ＥＣＧ信号（50）の中に心臓応答（40）
が認められるまで、出力信号（160）を、前記主パルス
（20）が発生する直前に測定されたＥＣＧ信号（50）の
値に設定するステップと、をさらに設けたことを特徴と
する実施態様８乃至実施態様１０のいずれか一項に記載
の方法。
【００５７】〔実施態様１２〕 ＥＣＧ信号（50）中に
含まれるペースパルス（10）の主パルス（20）を検出す
るステップと、ペースメーカのペースパルス尾部（30）
を含んだＥＣＧ信号（50）のパルス（70）から推定数学
関数（200）を減ずることにより心臓応答（40）の形状
を近似するステップとをさらに設けたことを特徴とする
実施態様８乃至実施態様１０のいずれか一項に記載の方
法。
含まれるペースパルス（10）の主パルス（20）を検出す
るステップと、ペースメーカのペースパルス尾部（30）
を含んだＥＣＧ信号（50）のパルス（70）から推定数学
関数（200）を減ずることにより心臓応答（40）の形状
を近似するステップとをさらに設けたことを特徴とする
実施態様８乃至実施態様１０のいずれか一項に記載の方
法。
【００５８】〔実施態様１３〕 ＥＣＧ信号（50）の中
に含まれる心臓応答（40）を検出するステップと、ＥＣ
Ｇ信号（50）の中のペースパルス（10）を抑制すること
により修正されたＥＣＧ信号（160）を発生するステッ
プと、前記修正されたＥＣＧ信号（160）から患者の心
搏度数を計数するステップとをさらに設けたことを特徴
とする実施態様８乃至実施態様１０のいずれか一項に記
載の方法。
に含まれる心臓応答（40）を検出するステップと、ＥＣ
Ｇ信号（50）の中のペースパルス（10）を抑制すること
により修正されたＥＣＧ信号（160）を発生するステッ
プと、前記修正されたＥＣＧ信号（160）から患者の心
搏度数を計数するステップとをさらに設けたことを特徴
とする実施態様８乃至実施態様１０のいずれか一項に記
載の方法。
【図１】主パルス20およびペースパルス尾部30から成る
代表的ペースパルス10と、心臓応答40の形状の一例と、
患者の心臓応答40と重なったペースパルス10から生ずる
実際のＥＣＧ信号50の形状の一例を示す図である。
代表的ペースパルス10と、心臓応答40の形状の一例と、
患者の心臓応答40と重なったペースパルス10から生ずる
実際のＥＣＧ信号50の形状の一例を示す図である。
【図２】本発明によるＥＣＧ測定システムの好適実施例
を示す図である。
を示す図である。
【図３】信号クランピングの一例を示す図である。
【図４】心臓応答を備えていないＥＣＧ信号50の負パル
ス70と、心臓応答を備えているＥＣＧ信号50の負パルス
70を示す図である。
ス70と、心臓応答を備えているＥＣＧ信号50の負パルス
70を示す図である。
【図５】ＥＣＧ信号50にある心臓応答40を検出する一つ
の基準、いわゆる面積基準を示す図である。
の基準、いわゆる面積基準を示す図である。
【図６】ＥＣＧ信号50にある心臓応答40を検出する他の
基準、いわゆる傾斜基準を示す図である。
基準、いわゆる傾斜基準を示す図である。
10 ペースパルス 20 主パルス 30 ペースパルス尾部 40 心臓応答 50 ＥＣＧ信号 110 主パルス検出手段 150 評価手段 160 出力手段 200 推定数学関数 250 閉じた区域 260 ＥＣＧ信号 270 窓
Claims (1)
- 【請求項１】 ペースパルスを発するペースメーカを備
えた患者のＥＣＧ信号から心臓応答を検出するシステム
において、 前記ＥＣＧ信号に含まれるペースパルス尾部の面積を求
める手段と、 求められた前記面積から推定数学関数を求める手段と、 前記心臓応答を検出するために前記ＥＣＧ信号と共に前
記推定数学関数を評価する手段とを備えていることを特
徴とする心臓応答検出システム。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| EP97107707A EP0878210B1 (en) | 1997-05-12 | 1997-05-12 | Detection of the heart response of pacemaker patients |
| DE97107707.8 | 1997-05-12 |
Publications (3)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH10314317A true JPH10314317A (ja) | 1998-12-02 |
| JPH10314317A5 JPH10314317A5 (ja) | 2005-09-29 |
| JP4121611B2 JP4121611B2 (ja) | 2008-07-23 |
Family
ID=8226784
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP12651698A Expired - Lifetime JP4121611B2 (ja) | 1997-05-12 | 1998-05-08 | 心臓応答検出システム |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5961468A (ja) |
| EP (1) | EP0878210B1 (ja) |
| JP (1) | JP4121611B2 (ja) |
| DE (1) | DE69725964T2 (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2014023869A (ja) * | 2012-07-30 | 2014-02-06 | Fukuda Denshi Co Ltd | 心臓刺激検査システム及び心臓刺激検査方法 |
| JP2019098179A (ja) * | 2017-11-30 | 2019-06-24 | バイオセンス・ウエブスター・（イスラエル）・リミテッドＢｉｏｓｅｎｓｅ Ｗｅｂｓｔｅｒ （Ｉｓｒａｅｌ）， Ｌｔｄ． | 心電図信号を高速復元する方法及び装置 |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6363278B1 (en) * | 2000-04-14 | 2002-03-26 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac rhythm management system with staggered pulses for coordination therapy |
| US7471977B2 (en) * | 2004-06-30 | 2008-12-30 | General Electric Company | Method and system for detecting pace pulses |
| US7970472B2 (en) * | 2008-06-23 | 2011-06-28 | General Electric Company | System and method of detecting and diagnosing pacing system malfunctions |
Family Cites Families (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| FR2533432A1 (fr) * | 1982-09-23 | 1984-03-30 | Europ Propulsion | Procede et dispositif de detection de la reponse du coeur a une impulsion electrique de stimulation |
| US5184615A (en) * | 1991-03-08 | 1993-02-09 | Telectronics Pacing Systems, Inc. | Apparatus and method for detecting abnormal cardiac rhythms using evoked potential measurements in an arrhythmia control system |
-
1997
- 1997-05-12 DE DE69725964T patent/DE69725964T2/de not_active Expired - Lifetime
- 1997-05-12 EP EP97107707A patent/EP0878210B1/en not_active Expired - Lifetime
-
1998
- 1998-03-19 US US09/044,727 patent/US5961468A/en not_active Expired - Lifetime
- 1998-05-08 JP JP12651698A patent/JP4121611B2/ja not_active Expired - Lifetime
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2014023869A (ja) * | 2012-07-30 | 2014-02-06 | Fukuda Denshi Co Ltd | 心臓刺激検査システム及び心臓刺激検査方法 |
| JP2019098179A (ja) * | 2017-11-30 | 2019-06-24 | バイオセンス・ウエブスター・（イスラエル）・リミテッドＢｉｏｓｅｎｓｅ Ｗｅｂｓｔｅｒ （Ｉｓｒａｅｌ）， Ｌｔｄ． | 心電図信号を高速復元する方法及び装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP4121611B2 (ja) | 2008-07-23 |
| US5961468A (en) | 1999-10-05 |
| EP0878210B1 (en) | 2003-11-05 |
| EP0878210A1 (en) | 1998-11-18 |
| DE69725964D1 (de) | 2003-12-11 |
| DE69725964T2 (de) | 2004-09-02 |
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