JP2002521079A - デジタルｅｃｇ検出システム - Google Patents

デジタルｅｃｇ検出システム

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JP2002521079A
JP2002521079A JP2000560820A JP2000560820A JP2002521079A JP 2002521079 A JP2002521079 A JP 2002521079A JP 2000560820 A JP2000560820 A JP 2000560820A JP 2000560820 A JP2000560820 A JP 2000560820A JP 2002521079 A JP2002521079 A JP 2002521079A
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threshold
heart
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マイケル・エー・ガットマン
ゾラン・ラザレビッチ
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カーディオ・テクノロジーズ・インコーポレーテッド
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    • 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
    • A61B5/30—Input circuits therefor
    • 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
    • A61B5/352—Detecting R peaks, e.g. for synchronising diagnostic apparatus; Estimating R-R interval
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Abstract

(57)【要約】 Ｒ波検出システムは心臓の電気的活性を検知するために心臓に極めて接近して、または心臓に接して設置するための電極１２を含む。シグナルプロセッサ１６を電極と接続し、電極からのアナログシグナルの受信に応答してノイズ及び遠電界効果を考慮に入れてシグナルを調整する。システムは調整したシグナルが動的閾値を超過するかどうかを決定し、そして超過する場合、システムがＲ波の立ち上がりを示す同期パルスを発生するように作動する。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【関連出願の相互参照】
本出願は１９９８年７月２３日出願の米国仮出願番号６０／０９３、９１８に
基づき３５Ｕ.Ｓ.Ｃ.§１１９に従って優先権を主張するものであり、そこに開
示された内容は全て本明細書の一部とする。
【０００２】
【発明の属する技術分野】
本発明は電気的モニター監視システムに関する。より具体的には本発明は心臓
の電気的活性をモニター監視するためのモニター監視システムであって、Ｒ波の
立ちあがりの検出時にトリガをかけるモニター監視システムに関する。
【０００３】
【従来の技術及び発明が解決しようとする課題】
ヒトの心臓は適切に機能するために機械的作動及び電気的作動の両方に依存す
る非常に複雑な器官である。何らかの複雑な機構を有すると問題が生じる可能性
があり、また生じ、心臓はその例外ではない。例えば、時を重ねるうちに心臓の
電気的経路（続いて心房及び心室の筋肉の収縮を引き起こす）が機能しなくなり
、それにより、不整脈として周知のように、心臓がそのリズムを失うことになる
。かかる場合、心臓をモニター観察しなければならず、心臓が正常な洞リズムを
取り戻すために外部刺激を与えなければならない。別の多くの場合、患者の心拍
数をモニター監視しなければならず、例えば大抵の外科的処置の間、患者の心拍
数はかかる処置の間の患者の状態をうまく表示する。その理由から、医学的処置
に使用される多くの電気的装置は患者の心拍数の分析に用いられる。心電図（「
ＥＣＧ」）は心臓の心拍数を決定するのみならず患者の心筋に潜在する異常の可
能性をも決定する慣用的な方法の一つである。当業者に周知であるように、ＥＣ
Ｇは心臓拍動中の心臓内に生じる電位の変化を追跡する。ＥＣＧでは心房の収縮
による最初の上方向への偏向を「Ｐ波」と称し、一方「Ｑ波」、「Ｒ波」、「Ｓ
波」及び「Ｔ波」は心室の動作による偏向である。
【０００４】 最近ＥＣＧのＲ波の自動検出が重要になってきている。Ｒ波の検出により患者
の心拍数が正確に測定できるようになる。自動検出により外科医またはその他の
熟練した専門家がその機能を実行することから開放される。電気系統の干渉、基
線偏流及び呼吸によるＥＣＧ振幅変調、電気的外科的処置のノイズ等のごときノ
イズが存在するためにＲ波検出のために提示された方法の多くは十分には正確で
ない。加えてペーシング・スパイク及びＴ波から誤読を生じる可能性があり、こ
れはこれらの提示されている方法では原因不明である。
【０００５】 さらに慣用的なＥＣＧは表面に装着した電極を用いて心臓の電気的活性をモニ
ター観察するが、これにはＲ波上昇の検出に関して欠点がある。とりわけ、表面
に装着する電極にしばしば電極接触ノイズを生じ、これは電極と患者の皮膚との
間の接触が一時的に失われることにより引き起こされる一過性の干渉からなる。
加えて患者の皮膚に対応する電極の動きがインピーダンスに変化をきたし、続い
て測定される電圧に変化をきたし得る。このように表面に装着した電極によるＲ
波検出には多くの欠点がある。
【０００６】 従って、ノイズを考慮に入れ、ペーシング・スパイク、Ｔ波等による誤読を避
けるように設計されたＲ波検出装置及び方法が依然必要とされているのは明らか
である。本発明はこれらの必要性等に取り組んでいる。
【０００７】
【課題を解決するための手段】
簡単には、また一般的には、本発明は一つの実例的な態様において患者の心臓
からのＲ波を検出する装置を指示する。システムは心臓の電気的活性を検知し、
Ｒ波の立ち上がりを検出し、それに応答して同期パルスシグナルを発生するよう
に作動する。システムはさらに多くの型の不整脈の間適切に機能し続けることが
でき、Ｔ波またはペーシング・スパイクの間引き金を引かないように設計されて
いる。
【０００８】 このように、本発明は一つの実例的な態様において心臓の電気的活性をモニタ
ー観察し、予め決定した条件をモニター観察したときに対応するパルスシグナル
を発生する装置であって：心臓の電気的活性を検知する電極；及び電極に接続さ
れ、電極からの電気的活性のデータを受け取り、電気的活性の大きさを決定する
シグナルプロセッサ；からなり、シグナルプロセッサは電気的活性の大きさが適
応性をもたせて決定した閾値を超過するかどうかを決定し、そして超過する場合
、対応するパルスシグナルを発生するようにプログラムされている。
【０００９】 本発明は別の実例的な態様において、少なくとも心臓の心室の電気的活性の大
きさを検出する；閾値を設定する；検出した心室の電気的活性の大きさを閾値と
比較する；検出した電気的活性の大きさが閾値を超過する場合を決定する；及び
対応するパルスシグナルを発生する；工程を含む、心臓の電気的活性を決定する
方法を指示する。
【００１０】 本発明の前記した、及びさらなる目的、特徴及び利点は以下のその具体的な態
様の詳細な記載を、とりわけ添付の図面と共に考慮することにより明らかになろ
う。
【００１１】
【発明の実施の形態】
ここで図１を参照して、Ｒ波検出システム１０の一つの実例的な態様を示す。
Ｒ波検出システム１０は好ましくは患者の心臓のＲ波上昇を検知して、患者の心
拍数の分析を利用する別の医療用装置で用いるために対応する同期パルスを発生
するように作動する。示した実例的な態様では、システム１０は電極１２、増幅
器１４及びパルス波発生器２０を含むシグナルプロッセッサ１６を含む。電極１
２は心臓の電気的活性を検知するために心臓に非常に接近してまたは接触して設
置するように構成されている。増幅器は電極との伝達のために電気的に電極に接
続し、以下に詳記するように電極からのシグナルの受信に応答してシグナルを増
幅し、ろ過する。シグナルプロセッサは増幅器から増幅されろ過されたシグナル
を受け取り、さらにノイズ及び遠電界効果を考慮に入れてシグナルを調整する。
次いでシステムは調整されたシグナルが閾値の下の値から閾値の上の値までの動
的閾値を通過するかどうかを決定し、そして通過するがシステムがブランキング
区間ではない場合にシステムがＲ波の立ち上がりの検出を示す同期パルスを発生
するように作動する。
【００１２】 電極１２は当業者に周知のように、多くの異なる形態を取り得る。一つの具体
例的な態様では、電極は心室電位図（「ＶＥＧ」）の形態で心臓の電気的活性を
検知するために心臓の心筋に対してまたは非常に接近して設置するように構成さ
れた心筋電極からなる。電極を、増幅器１４と一方向伝達するために増幅器１４
に至るシグナルワイヤー２２に接続する。一つの好ましい態様では、増幅器は電
極から入ってきたアナログシグナルを受け取り、シグナルを増幅するアイソレー
ション増幅器からなる。好ましくは増幅器は約１から２５０Ｈｚの通過帯域を有
する帯域通過フィルター２３を含む。増幅器はまた入力時に根気良く単離する。
適当な増幅器はイントロニクス・オブ・ニュートン、マサチューセッツ州から入
手可能なＩＡ２９４型である。
【００１３】 増幅器１４からのろ過され、増幅されたアナログシグナルをシグナルプロセッ
サ１６に至るシグナルライン２４に出力する。シグナルプロセッサはアナログシ
グナルを受け取り、予め決定した周波数でシグナルをサンプリングするように作
動する。次いで図２及び図３を伴い以下により詳細に記載するように、サンプリ
ングしたシグナルをろ過し、さらに調整して処理デジタルＶＥＧシグナルを提供
する。適切なシグナルプロセッサの一つはＳＨＡＲＣ評価ボード及びＡＤＳＰ−
２１０６１ＳＨＡＲＣ浮動小数点シグナルプロセッシングチップを含み、アナロ
グ・デバイシズから入手できる。
【００１４】 シグナルプロセッサ１６はさらに処理デジタルＶＥＧシグナルの大きさをシグ
ナルプロセッサにより算定される動的閾値と比較するために提供されるコンパレ
ーター２６を含む。ＶＥＧシグナルが閾値の下の値から閾値の上の値までで閾値
を通過し、システムがブランキング区間にない（これは以下でより詳細に記載す
る）場合、シグナルプロセッサはパルス波発生器２０を調整し、アウトプットラ
イン３０に沿って同期パルスシグナルを出力する。例えばシグナルプロセッサの
出力と一方向伝達するように接続された電気的医療用装置のコントローラー１８
がパルス信号を受け取る。
【００１５】 ここで図２及び図３を参照して、Ｒ波検出システム１０についてより詳細に記
載する。最初に電極を心臓に非常に接近したまたは心臓と接触した場所、例えば
心筋に操作する。次いで電極１２により検知される電気的活性に関わらず、シス
テム１０による同期パルスが発生しない間に、シグナルプロセッサ１６が工程３
８で最初に初期ブランキング状態に入るようにプログラムされているシステム１
０を好ましく作動させる。工程４０では心臓の電気的活性を検知し、対応するア
ナログシグナルを発生するように電極を作動させる。工程４２では増幅器１４に
よりアナログシグナルを受け取り、帯域通過フィルター２３によりろ過し、増幅
する。一つの実例的な態様では、増幅器は５０の利得がある。次にろ過し、増幅
したシグナルをシグナルプロセッサ１６に移し、工程４４でシグナルを調整する
。
【００１６】 図３に示すように、シグナルプロセッサ１６により増幅され、ろ過されたアナ
ログシグナルの調整が多くの機能に関連する。第１に工程４６でシグナルを予め
選択した周波数ｆsでサンプリングする。一つの実例的な態様ではサンプリング
周波数は１ｋＭｚである。次に工程４８で、以下の異なる等式：
【００１７】 ｙ［ｎ］＝ｘ［ｎ］−ｘ［ｎ−１］＋ａｙ［ｎ−１］ 式中、ａ＝１−４０／ｆs ｎ＝現行のサンプリング番号 ｘ［ｎ］＝サンプリングしたシグナル を用いるシグナルプロセッサにより実行される単純なＩＩＲ高域フィルターによ
りサンプリングしたシグナルをろ過する。ＩＩＲ高域フィルターの周波数応答は
高域６から７Ｈｚの間で−３ｄＢのカットオフとされる。
【００１８】 次に工程５０では、入ってくるシグナルの極性は未知であるので、ろ過し、サ
ンプリングしたシグナルの絶対値をとる。次いで、工程５２では遠電界ペーシン
グ・スパイク等を考慮に入れ、ノイズからのスパイクを抑制するためにシグナル
プロセッサ１６は最低５ミリ秒以上かかる。実例的な態様ではこれは最低５ポイ
ントである。換言すれば、プロセッサは５個の連続した値をとり、５個の値の最
低値をとる。処理ＶＥＧシグナルｚ［ｎ］は以下の等式：
【００１９】 ｚ［ｎ］＝ｍｉｎ｛｜ｙ［ｎ−ｍ］｜；ｍ＝０，１，２，３，４｝ により得られる。
【００２０】 次に、工程５４（図２）ではシステムがモニター観察される電気的シグナルの
スルー・レートをチェックし、これは検出された電気的活性が心臓自体の電気的
活性ではなくてペーシング・スパイクであるかどうかを決定するためのさらなる
手段である。工程５６では、「｜ｘ［ｎ］−ｘ［ｎ−１］｜ｆs＞Ｓmaxであれば
ペーシング・ブランクカウンターは０．０１ｆs＝１０ミリ秒に設定する」こと
によりスルー・レートチェックを実施する。Ｓmaxの値は予め選択した最大許容
スルー・レートに定常的に設定する。ブランクカウントがペーシング・ブランク
カウント以下である場合、ブランク・カウントをペーシング・ブランクカウント
に等しく設定する。
【００２１】 閾値を通過するかどうかを決定するために、工程５８ではシステム１０が以下
の記述： １）ｚ［ｎ−１］＜ｔ［ｎ−１］；及び ２）ｚ［ｎ］≧ｔ［ｎ］ が真実であるかどうかをチェックする。
【００２２】 このように、ｚ［ｎ］が上から下までで閾値を通過する場合、二つの記述のう
ちの最初の記述が真実ではないのでシステム１０がトリガされないことは理解さ
れよう。このように、調整ＶＥＧシグナルが下から上までで閾値を通過する場合
のみ、システムがトリガされて同期パルスを発生する。
【００２３】 閾値を通過しない場合、操作は工程６０まで進み、シグナルプロセッサは工程
５４での調整ＶＥＧシグナルｚ［ｎ］と比較するための可変性閾値ｔ［ｎ］を算
出する（図２）。閾値は処理ＶＥＧシグナルｚ［ｎ］の値に向かい指数関数的に
減衰する値を有する適応閾値である。閾値ｔ［ｎ］は以下の等式：
【００２４】 ｔ［ｎ］＝ｍａｘ｛αｚ［ｎ］＋（１−α）ｔ［ｎ−１］，ｔmin｝ 式中、ペーシング・ブランクカウント＞０の場合、α＝０； ｚ［ｎ］＞ｔ［ｎ−１］である場合、α＝１； その他の場合、α＝７／ｆs； により得られる。
【００２５】 異なる時定数を用いると、結果的に閾値ｔ［ｎ］は急速に上昇し、ゆっくりと
下降してＶＥＧシグナルｚ［ｎ］を追跡できる。閾値を上昇させると減衰時間は
相対的に短く、閾値を低下させると減衰時間は比較的長いので、閾値はピーク検
出器として作用し、それによりノイズ及び遠電界ペーシング・スパイクを選別で
きる。時定数を０に設定することによりペーシング・スパイクが検出される場合
、閾値はペーシング中に潜在する大きな電圧の振れに応答しない。以下により詳
記するように最低閾値ｔminは検知した平均ピークの関数である。閾値を算出し
た後、操作は工程４０に戻り、システム１０によりさらに心臓の電気的活性を検
知する。
【００２６】 しかしながら、閾値を実際に通過する場合、次に工程６２に進み、ここでシグ
ナルプロセッサ１６がブランキング区間カウンターがゼロに等しいかどうかをチ
ェックする。以下により詳細に記載するように、システムがブランキング状態に
ない場合、ブランキング区間カウンターはゼロに等しい。ブランキング区間カウ
ンターがゼロに等しくない場合、システムはブランキング状態にあり、操作は工
程６４に進み、瞬時的ピーク変数ｐzは新規のｚ［ｎ］値で更新され、その後操
作は工程４０に戻る。瞬時的ピーク変数ｐはブランキング期間中の調整ＶＥＧシ
グナルｚ［ｎ］のピークを記録する。
【００２７】 一方、ブランキング区間カウンターがゼロに等しい場合、システムはブランキ
ング状態になく、代りに操作は工程６６に進み、そこではシステムはブランキン
グ状態に入り、ブランキング状態の間にさらに引き金を引くのを防ぐようにブラ
ンキング区間カウンターがリセットされる。シグナルプロセッサ１６は予め決定
した値、例えば０．２ｆsにブランキングカウンターを設定する。これによりブ
ランキング区間が効果的に設定され、その間は同期パルスシグナルを発生しない
。これによりシステムがＲ波の検出の直後のＴ波が誤って引き金を引くことを防
ぐ。ブランキング区間が０．２ｆs以外の特定の値に設定することができること
は明らかであろう。
【００２８】 工程６６でも、拍動−拍動間のばらつきをなだらかにするために平均ピークρ z ［ｎ］を更新する。好ましくは平均ピークは以下のＩＩＲフィルター関数：
【００２９】 ρz［ｎ］＝βρz［ｎ］＋（１−β）ρz［ｎ−１］、 式中、ｎは現行の検出されたＲ波、ｎ−１は以前に検出したＲ波であり、
βは０．３の値の定数である； により定義される。
【００３０】 平均ピークρz［ｎ］を用いて以下の等式： ｔmin＝ｍａｘ｛ρz［ｎ］／３，Ｔmin｝、 ここでＴminは予め決定した値、例えば５０ｍＶに設定した定数である；
に従って最低閾値ｔminを算出する。
【００３１】 さらに工程６６では、検出したＲ波間の平均期間を記録する平均Ｒ−Ｒ区間τ r を更新するようにシグナルプロセッサをプログラムする。平均区間τrは以下の
ＩＩＲフィルター等式：
【００３２】 τr＝βＴr＋（１−β）τr 式中、β＝０．３； で定義される瞬時的Ｒ−Ｒ区間Ｔrの関数である。
【００３３】 一つの具体例的な態様ではτrは最初にＴrと比較し、Ｔrがτrの３倍以上であ
る場合、τrは更新されない。一方、Ｔrがτrの３倍以下である場合、τrは更新
される。
【００３４】 次に工程６８ではシステムは直前の５秒以内にＲ波が検出されているかどうか
をチェックする。検出されていない場合、操作は工程３８に戻る。Ｒ波が直前の
５秒以内に検出されている場合、操作は工程７０に進み、シグナルプロセッサ１
６は患者の心拍数が予め決定された最大心拍数、例えば１分間に２４０回以下で
あるかどうかを決定する。これは： τr≧６０ｆs／２４０； であるかどうかをチェックすることにより決定される。
【００３５】 患者の心拍数が予め決定された最大心拍数を越える場合（すなわちτr＜６０
ｆs／２４０）、操作フローは工程４０に戻る。越えない場合、操作は工程７２
に進み、シグナルプロセッサ１６はシステム１０が初期ブランキング状態にある
かどうかを決定する。ブランキング状態にある場合、操作フローは工程４０に戻
り、最初のブランキング状態が終わるまでその過程を続ける。
【００３６】 シグナルプロセッサ１６により患者の心拍数が１分間に２４０回以下であり、
システムが最初のブランキング状態ではないことが決定された場合、操作は工程
７４に進み、シグナルプロセッサ１６はパルス波発生器２０にシグナルを送り、
例えばコントローラー１８により受信されるようにシグナルライン３０に沿って
同期パルス波を出力する。次いで操作を工程４０に戻し、その過程を繰り返す。
【００３７】 さらにシグナルプロセッサ１６をブランキング区間カウンター、ペーシング・
ブランク区間カウンター及び初期ブランキング区間カウンターを連続的に減少さ
せるようにプログラムし、結局いくつかまたは全てはゼロより大きい。初期ブラ
ンキング区間カウンターは予め決定した値、例えば２秒に設定し、その間システ
ム１０がＲ波を検出し、患者の心拍数が予め設定された最大心拍数以下であって
も、システム１０は同期パルスを発生しない。加えてシグナルプロセッサは直前
のＲ波か検出されてからの時間の追跡を続けるＲ波検出カウンターを保持する。
この値を用いて瞬時的Ｒ−Ｒ区間Ｔrを設定する。また、５秒内でＲ波が検出さ
れない場合でもプログラムを再度初期化される。
【００３８】 一つの具体例的な態様においてシステム１０はさらに手動式リセットボタンを
有し（示されていない）、操作者が押してシステムをリセットできる。リセット
ボタンを押し下げることによりシグナルプロセッサ１６の操作をすぐに工程３８
に進め、ここではシグナルプロセッサが初期ブランキング状態に入り、同期パル
スがシステム１０により生じることはない。
【００３９】 使用するときに電極１２を所定の位置に動かし、システム１０を作動させる。
シグナルプロセッサ１６が予め選択した時間、例えば２秒間の初期ブランキング
状態に入る。その期間電極は心臓の電気的活性を検知し、増幅器１４は入ってき
たシグナルを増幅し、ろ過し、プロセッサはシグナルを調整し、調整されたシグ
ナルを可変性閾値と比較する。しかしながら、たとえ調整されたシグナルが閾値
の下の値から閾値の上の値までで閾値を通過しても、シグナルプロセッサにより
同期パルスを発生しない。
【００４０】 一度初期ブランキング状態が終わると、調整されたシグナルが閾値の上の値か
ら閾値の下の値までで閾値を通過する場合、パルス波発生器２０により同期パル
スを発生する。次いでシグナルプロセッサ１６がブランキング区間に入り、Ｒ波
に続くＴ波により誤まって引き金が引かれるのを防ぐ。ブランキング区間が十分
短く、患者の心臓が次のＲ波を発生する前に区間がうまく終わる。
【００４１】 前記から本発明が自動的にＲ波を検出し、対応する同期パルスを発生するため
の信頼性のある有効なシステムを提供する。加えて、システムはノイズ及び遠電
界スパイクを考慮に入れて入ってくる電気的シグナルを調整し、Ｔ波及び別の検
知された電圧ピークで誤って引き金を引くのを防ぐ。
【００４２】 本発明はとりわけその実例的な態様を参考にして提示し、記載してきたが、本
発明の精神及び範囲から逸脱することなく形態及び詳細に種々変更を行うことが
出来るのは当業者に理解されよう。従って、本発明は添付の請求の範囲による以
外は限定されないものと考える。
【図面の簡単な説明】
【図１】 図１は本発明の一つの実例的な態様によるＲ波検出システムのブ
ロック・ダイヤグラムである；
【図２】 図２は図１のＲ波検出システムの操作を説明するフローチャート
である；
【図３】 図３は図１のＲ波検出により実行されるさらなる過程を説明する
フローチャートである。
【符号の説明】
１２ 電極 ２３ 帯域通過フィルター １４ 増幅器 ２６ コンパレーター １６ シグナルプロセッサ ２０ パルス波発生器 １８ コントローラー
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，Ｉ Ｔ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ，ＭＬ， ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＧＭ，Ｋ Ｅ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＬ，ＳＺ，ＵＧ，ＺＷ)，Ｅ Ａ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ ，ＴＭ)，ＡＥ，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＵ， ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＤ，Ｇ Ｅ，ＨＲ，ＨＵ，ＩＤ，ＩＬ，ＩＮ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ， ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，Ｍ Ｘ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ， ＵＡ，ＵＧ，ＵＳ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ，ＺＡ，ＺＷ (72)発明者 ゾラン・ラザレビッチ アメリカ合衆国・ニューヨーク・10034・ ニューヨーク・ブロードウェイ・＃６エイ チ・4877 Ｆターム(参考） 4C027 AA02 CC02 FF01 FF02 GG02 GG09 GG18

Claims (21)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 心臓の電気的活性を検出しかつ予め決定した条件で対応する
    パルスシグナルを発生する方法であって： 少なくとも心臓の心室の電気的活性の大きさを検出する段階； 可変性閾値を算出する段階； 検出した電気的活性の大きさを閾値と比較する段階； 検出した電気的活性の大きさが閾値の下の値から閾値の上の値までで通過する
    ことを決定する段階；及び 検出した電気的活性の大きさが閾値の下の値から閾値の上の値までで通過する
    場合、パルスシグナルを発生する段階； を含んで成る方法。
  2. 【請求項２】 可変性閾値を算出する工程が閾値を制限する最低値を選択す
    ることを含む請求項１記載の方法。
  3. 【請求項３】 可変性閾値が検出された電気的活性の関数の大きさである請
    求項１記載の方法。
  4. 【請求項４】 検出工程が心臓の電気的活性のアナログシグナルを発生する
    ことを含む請求項１記載の方法。
  5. 【請求項５】 比較工程が予め選択した周波数でアナログシグナルをサンプ
    リングすることを含む請求項４記載の方法。
  6. 【請求項６】 比較工程が約１０００Ｈｚの周波数でアナログシグナルをサ
    ンプリングすることを含む請求項５記載の方法。
  7. 【請求項７】 比較工程が検出されたシグナルの絶対値を取ることを含む請
    求項１記載の方法。
  8. 【請求項８】 心拍数が予め選択した最大値を越えるかどうかを決定し、越
    える場合、少なくとも一時的にパルスシグナルの発生を防ぐ工程をさらに含む請
    求項１記載の方法。
  9. 【請求項９】 比較工程が検出された電気的シグナルの少なくとも３個の連
    続した値から最低値を取り、最低値を可変性閾値と比較することを含む請求項１
    記載の方法。
  10. 【請求項１０】 パルスシグナルが発生した後、予め決定した期間ブランキ
    ング状態に入り、ブランキング状態の間さらなるパルスシグナルを発生するのを
    防ぐ工程をさらに含む請求項１記載の方法。
  11. 【請求項１１】 検知された電気的活性のスルー・レートが予め選択した閾
    値を越えるかどうかを決定し、そして越える場合、予め決定した期間パルスシグ
    ナルの発生を防ぐ工程をさらに含む請求項１記載の方法。
  12. 【請求項１２】 心臓の電気的活性をモニター観察し、予め決定した条件で
    対応するパルスシグナルを発生するためのシステムであって； 心臓に非常に接近して設置されるように構成され、心臓の電気的活性を検知し
    、対応する電気的シグナルを発生する心臓センサー；及び 心臓センサーと接続して電気的シグナルを受け取るシグナルプロセッサであっ
    て、電気的シグナルを調整し、可変性閾値を算出し、調整された電気的シグナル
    の大きさが閾値を越えるかどうかを決定し、越える場合、対応するパルスシグナ
    ルを発生するようにプログラムされているシグナルプロセッサ； を備えてなるシステム。
  13. 【請求項１３】 心臓センサーが電極を含んでなる請求項１２記載のシステ
    ム。
  14. 【請求項１４】 電極が心筋電極を含んでなる請求項１３記載のシステム。
  15. 【請求項１５】 プロセッサにより設定された可変性閾値が少なくとも予め
    選択した最小値に等しい請求項１２記載のシステム。
  16. 【請求項１６】 可変性閾値がセンサーから受け取った電気的シグナルの関
    数の大きさである請求項１５記載のシステム。
  17. 【請求項１７】 センサーが心臓の電気的活性のアナログシグナルを発生す
    るように作動し；かつ シグナルプロセッサが予め決定された周波数でアナログシグナルをサンプリン
    グするように作動する請求項１２記載のシステム。
  18. 【請求項１８】 シグナルプロセッサがサンプリングしたシグナルの絶対値
    をとるよう作動する請求項１７記載のシステム。
  19. 【請求項１９】 検知された心拍数が予め選択した閾値を越えるかどうかを
    決定し、超える場合、少なくとも一時的にパルスシグナルの発生を防ぐようにプ
    ロセッサがプログラムされている請求項１２記載のシステム。
  20. 【請求項２０】 検出された電気的シグナルの少なくとも３個の連続した値
    から最小値を取り、最小値を可変性閾値と比較するようにプロセッサがプログラ
    ムされている請求項１２記載の方法。
  21. 【請求項２１】 検知された電気的活性のスルー・レートが予め選択した閾
    値を越えるかどうかを決定し、超える場合、予め決定した期間パルスシグナルの
    発生を防ぐようにプロセッサがプログラムされている請求項１２記載のシステム
    。
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