JPH05285115A

JPH05285115A - デルタ変調された心電図波の転換点形態を利用する不整脈検出器

Info

Publication number: JPH05285115A
Application number: JP4185127A
Authority: JP
Inventors: Jean-Cheui Hsung; フサンジンチュイ
Original assignee: Cardiac Pacemakers Inc
Current assignee: Cardiac Pacemakers Inc
Priority date: 1992-02-06
Filing date: 1992-07-13
Publication date: 1993-11-02
Anticipated expiration: 2012-09-03
Also published as: EP0554605B1; DE69231554T2; CA2067583C; DE69231554D1; EP0554605A1; CA2067583A1; US5301677A; ATE197387T1; JP2648543B2

Abstract

(57)【要約】（修正有）【目的】心臓から得られる心電図（ＥＣＧ）信号の波形
（態様）を解析することにより、心臓の不整脈状態を識
別する。【構成】心電図信号をデルタ変調して、心臓から入力さ
れる該心電図信号のデジタル表示を得るための手段と、
入力心電図信号の無傾斜線分、正の傾斜線分または負の
傾斜線分を表わし、無傾斜信号、正の傾斜信号または負
の傾斜信号をそれぞれ発するものとして周期的に分類す
る手段と、無傾斜信号、正の傾斜信号または負の傾斜信
号が継続する所定期間に基づき、該心電図信号中に等電
線分が存在する期間を測定する手段と、該心電図信号中
に等電線分が存在する期間が所定の閾値未満になったと
きに細動信号を発する手段とを含むことを特徴とする不
整脈検出器。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【従来技術】本発明は、心臓の状態を分析するための検
出器であって、心室細動、心室頻脈、上室頻脈またはそ
の他の不整脈を起こしている心臓を電気的に刺激するこ
とができる装置とともに使用される検出器に関する。具
体的には、本発明は、心室細動（ＶＦ）および多形性心
室頻脈（ＰＶＴ）を他の心臓不整脈と区別し、心室頻脈
（ＶＴ）を上室に原因を有する頻脈と区別することがで
きる検出器に関する。本発明はまた、心電図信号に処理
を施す唯一無二のデルタ変調器に関する。

【０００２】

【発明の目的】本発明の目的は、心臓から得られる心電
図（ＥＣＧ）信号の波形（態様）を解析することによ
り、心臓の不整脈状態を識別することである。本発明の
もう１つの目的は、心電図信号のデジタル表示を解析
し、そのデジタル信号に波形解析を適用することであ
る。

【０００３】本発明のさらなる目的は、心電図信号のデ
ルタ変調表示を利用し、そのデルタ変調表示に基づいて
心電図信号の等電線分をさらに識別することである。本
発明のさらに別の目的は、等電線分を２つの閾値に比較
することにより、細動および心室頻脈を検出することで
ある。本発明のさらなる目的は、心臓の心拍数および形
態を正常状態および頻脈性不整脈状態の両方において監
視することにより、心拍数依存的な頻脈閾値を設定する
ことである。

【０００４】本発明のさらに別の目的は、デジタル−ア
ナログ変換器と、入力信号をデジタル積分し、さらに、
デジタル−アナログ変換器のダイナミックレンジ限界を
超える入力信号を収容するためのオーバーリミット機能
をさらに含むアップダウンカウンタとを含む唯一無二の
デルタ変調器を利用することである。本発明のさらなる
目的は、ドリフトが皆無であり、実質的に誤差のない積
分器を利用するデルタ変調器を提供することである。

【０００５】本発明のさらに別の目的は、心電図信号の
スリューレートを測定するための不整脈検出システムで
あって、心電図信号が心室細動、心室頻脈または他の不
整脈を典型的に表わすものであるかどうかを判定するソ
フトウェアを含む不整脈検出システムを提供することで
ある。本発明のさらなる目的は、デジタル−アナログ変
換器のダイナミックレンジ限界を超えたときにデルタ変
調器に切換え出力を提供して、容易に認識しうる信号を
発することである。

【０００６】

【発明の概要】本不整脈検出器は、心電図信号をデジタ
ル化し、そのような信号を表わすデジタル信号列を発す
るデルタ変調器を含む。このデジタル信号列は、８ビッ
トデジタル語として８ビットレジスタにロードされ、マ
イクロプロセッサが８ビットデジタル語中のゼロの数を
数え、信号を、傾斜部のないもの、正の傾斜部または負
の傾斜部に分類する。ゼロの数が４を超えるならば傾斜
は正であり、ゼロの数が４未満ならば傾斜は負であり、
ゼロの数がちょうど４ならば傾斜は存在しないという定
義を設ける。マイクロプロセッサは有限状態機を利用し
て、一連の正（＋）傾斜信号、負（−）傾斜信号または
無傾斜信号に基づき、等電線分が心電図信号中に存在す
る期間の数を測定する。基本的に、有限状態機は、先の
状態ならびに現行の正負信号または無傾斜信号に基づ
き、次の状態がどれになるかを判定する。状態間で特定
の遷移が生じる間、ラインカウント値の増分がその遷移
に割り当てられる。２秒間の範囲でラインカウント値を
蓄積し、それを２つの閾値と比較することにより、心電
図信号が心室細動を示すものか、心室頻脈を示すもの
か、あるいは上室頻脈を示すものかを判定することがで
きる。

【０００７】この転換点形態解析技術は単独で使用すべ
きものではなく、むしろ検出した心拍信号とともに使用
して細動および／または心室頻脈の存在を判定するもの
である。一方のラインカウント閾値は、心室細動と単形
性ＶＴとを区別するために設けられ、通常は毎分150 〜
200 の範囲の心拍数に使用される。２秒間に蓄積された
ラインカウント値が第一の閾値以下ならば、この期間は
‘細動条件満足’（Fib-Met)と呼ばれる状態と見なされ
る。Fib-Met 状態にある２秒間隔３つのうち２つを抽出
して細動検出状態を成立させ、除細動治療を呼び出す。
第二の閾値は、心室頻脈と上室頻脈とを区別することを
狙いとし、通常は毎分110 〜150 の範囲の心拍数に適用
される。閾値は、心電図信号が正常な洞調律を示すと
き、２秒間のラインカウント値および平均心拍数を測定
することにより、心拍数依存的な方法で決定することが
できる。

【０００８】一次近似式を利用して、上室に原因を有す
る頻脈について回帰の関係ＬＣ（ラインカウント値）＝ｂ−ａ＊心拍数を仮定することができる。回帰係数ａおよびｂは、測定
したデータ対から求めることができる。推測される高心
拍数が毎分110 〜150 の心拍数範囲にあり、測定した係
数ａおよびｂを定めると、ラインカウント値の閾値ＬＣ
（ＴＨ）を得ることができる。ラインカウント値が閾値
未満ならば、調律は心室頻脈であると判定され、頻脈に
対する治療を呼び出すことができる。そうでなければ、
この調律は上室の原因によるものと判断され、頻脈に対
する治療は呼び出されない。

【０００９】本発明のデルタ変調器は、一方の入力端子
から心電図信号を受信し、他方の入力端子からトラッキ
ング信号を受信するコンパレータを含む。デジタル−ア
ナログ変換器（以下、ＤＡ変換器と呼ぶ）がコンパレー
タへのトラッキング信号を発する。アップダウンカウン
タがデジタル信号をＤＡ変換器に供給する。このアップ
ダウンカウンタは、コンパレータの出力端子につながれ
たアップダウン制御入力端子を有している。アップダウ
ンカウンタは、そのクロック入力端子に供給されるクロ
ック信号を数える。したがって、心電図信号レベルがト
ラッキング信号レベル、すなわちカウンタ中のカウント
値のアナログ態様を超えるとき、コンパレータの出力が
上昇し、カウンタがカウントアップを開始する。心電図
信号レベルがトラッキング信号レベルよりも低いとき、
コンパレータの出力は低下し、カウンタはカウントダウ
ンを開始する。したがって、ＤＡ変換器とアップダウン
カウンタとの組み合わせが心電図信号をデジタル積分す
る。コンパレータの出力はデルタ変調信号である。

【００１０】本発明のデルタ変調器はまた、カウンタが
その最大または最小のカウント値に達したときにコンパ
レータの出力を切り換えるオーバーリミット制御を含む
ことができる。カウンタは、Carry 信号（カウント値過
剰の場合）およびNot Borrow信号（ゼロ未満のカウント
値の場合）を有している。これら２種の信号は、クロッ
クパルス繰返し数に基づいて出力を切り換える論理回路
に供給される。

【００１１】本発明の上記およびその他の目的および利
点は、以下の詳細な説明を添付の図面とともに検討する
ことにより、いっそう容易に理解することができるであ
ろう。

【００１２】

【実施例】本発明は、埋植性の電気除細動器または体外
型の自動除細動器もしくは自動電気除細動器に使用する
ことができる不整脈検出器に関する。特に、本検出器
は、心電図波形、すなわち心臓から得られる心信号の形
態を解析する心室細動・心室頻脈性不整脈検出アルゴリ
ズムを含む。心電図信号は、心臓内のリード線もしくは
表面のリード線または体外自動除細動器に接続した体外
感知装置から得ることができる。

【００１３】本発明はまた、アップダウンカウンタおよ
びＤＡ変換器を利用する唯一無二のデルタ変調器構造に
関する。不整脈検出器に関して、細動検出の原理は、表
面リード線および心臓内リード線（例えば、１枚のパッ
チに対して、あるいはパッチ間に広く配したばね状物）
のいずれからも得られる細動波形が現実には多少なりと
も正弦状であるという前提に基づいている。準正弦波の
周波数は通常２〜９Hzの範囲にある。心室頻脈、上室頻
脈および正常な洞調律の各波形に比較すると、心室細動
の正弦波形は、その等電線分がより少ないものである。
したがって、心電図波形全体が等電線を描く期間の計算
値は、心室細動の表われである。

【００１４】図１(a)は、心拍数が毎分75である正常な
洞調律（ＮＳＲ）の心電図波形を示し、図１(b)および
図１(c)は、いずれも心拍数が毎分150 である上室頻脈
（図１Ｂ）および心室頻脈（図１(c)）を示す。ＶＦ波
形（図１(d)に示す）は、そのほとんどが傾斜線分から
構成されている。図示するように、正常な心電図は、Ｑ
ＲＳ群を除き、主に等電線分から構成されている。上室
頻脈と心室頻脈との間の閾値は、ＮＳＲおよび上室頻脈
からのラインカウント値を、式ＬＣ（ラインカウント値）＝ｂ−ａ＊心拍数によって相関させることができるモデルに基づいて決定
することができる。このとき心室頻脈からのラインカウ
ント値は、等しい心拍数を有する上室頻脈のラインカウ
ント値よりも小さい。したがって、異なる心拍数のＮＳ
Ｒの波形からラインカウント値を測定することにより、
回帰係数ａ、ｂを決定することができる。そして、上室
頻脈と心室頻脈との間の閾値を、回帰係数および対象の
不整脈から測定した心拍数から射影することができる。
ラインカウント値が閾値未満ならば、対象の調律は心室
頻脈と分類される。そうでなければ、その調律は、上室
に原因を有する頻脈と分類される。

【００１５】本発明の一実施態様においては、心電図信
号はデルタ変調器（図11および図12に後述する）に供給
され、このデルタ変調器が一連のデジタル出力を発す
る。この一連のデータは、８ビットレジスタにロードさ
れ、レジスタの内容がマイクロプロセッサに基づく制御
システムによって解析される。このマイクロプロセッサ
に基づく制御システムは、ある実施態様では、マイクロ
プロセッサと、変数およびその他の項目の情報を記憶す
るためのランダムアクセスメモリと、制御システムに供
給される種々の入力に処理を施すためにマイクロプロセ
ッサによって呼び出されるソフトウェアプログラムおよ
びルーチンを記憶するためのリードオンリメモリとを含
む。

【００１６】概して、マイクロプロセッサは、デルタ変
調心電図信号を保持する８ビットレジスタを１KHz の抽
出速度で抽出する。デルタ変調器のステップ幅は、心電
図信号の基線から最大振幅までの１／16、または心電図
信号のピーク間の32ステップ分である。これは、デルタ
変調器にとっては５ビットの分解能である。８ミリ秒
（精密には7.8125ミリ秒）ごとに、マイクロプロセッサ
は、レジスタ内の８ビットデータ語中のゼロの数を数
え、デルタ変調信号の傾斜が上向き（正）なのか、ゼロ
（変化なし）なのか、下向き（負）なのかを判定する。
ゼロの数が４を超えるならば傾斜は上向き（＋１）であ
り、ゼロの数が４に等しいならば‘傾斜なし’（０）で
あり、ゼロの数が４未満ならば傾斜は下向き（−１）で
ある。

【００１７】その後、有限状態機アルゴリズムを利用し
て、これらのクラスタ（デルタ変調した８ビットデータ
語）の文脈上または波形の関係を解析する。有限状態計
算モデルは、毎ミリ秒16/125ステップの閾値に基づき、
クラスタを無傾斜線分と傾斜線分とに分割する。これ
は、スリューレートが、125 ミリ秒に等電線から最大振
幅まで直線的で単調に変動する場合の比率を超えるかそ
れに等しいならば対象の線分を傾斜部分であると定める
状況に相当する。そうでなければ、対象の線分は平坦な
線分と判定される。傾斜線分の転換点は、有限状態アル
ゴリズムによってたどることができ、ラインカウント値
の増分が、有限状態機アルゴリズムによって判定される
とおり、特定の状態遷移に割り当てられる。心電図波形
中の等電線分の数を示すラインカウント値は２秒間の範
囲で加算され、心電図信号が等電線を描く期間が所定の
閾値未満であるかどうかが判定される。等電線の期間が
ＶＴ／ＶＦの閾値未満ならば、この２秒間の線分はFib-
Met と見なされる。２秒間の線分３つのうち２つがこの
条件を満たしたときに、細動検出の信号が呼び出され
る。

【００１８】図２は、本発明のデータ流れ図である。Ｄ
ＭＴ−ＦＤは、デルタ変調転換点形態ルーチンを表わす
ラベルである。ブロック50は、カウントアップビットカ
ウンタの解析を表わし、８ミリ秒ごとに呼び出される。
ブロック50への入力は、デルタ変調心電図信号である。
カウントアップビットカウンタは、８ビットデルタ変調
信号（delta-mod-ECG と呼ばれる８ビットデータ語とし
て記憶）の中のゼロの数、ひいては信号の正負または無
傾斜を判定するために用いられる。出力はカウントアッ
プ値である。

【００１９】ブロック52は、カウントアップ値を受信
し、線分を蓄積する傾斜トラッカを表わす。ブロック52
の出力は、ラインカウント値であり、「dstate」と呼ば
れる有限状態機の状態変数である。ブロック54は、ライ
ンカウント値および細動線分フラグ（fib-seg フラグ）
を受信する細動検出閾値設定器である。ブロック54は、
２秒ごとに呼び出され、細動検出フラグ（fib-det フラ
グ）と、先の２つの閾値設定試験を示す細動線分フラグ
（fib-seg フラグ）とを出力する。fib-seg フラグは、
先のフレームの閾値設定結果をそれぞれが表す２つのビ
ットからなる。

【００２０】図３は、デルタ変調転換点形態ルーチン
（ＤＭＴ−ＦＤ）の流れ図をさらに詳細に表わす。この
ルーチンが呼び出されるまで、種々の項目、例えばＥＣ
Ｇ−ＩＮＤＥＸ、ラインカウント値およびdstateをすべ
て初期化してゼロに設定し、fib-det フラグおよびfib-
seg フラグをクリアする。ステップ60では、レジスタＤ
ＭＴ−ＭＯＤのビットをチェックして、この８ビットレ
ジスタ中のゼロの数を測定する。ステップ62では、有限
状態機を呼び出して、現行の線分の状態を先の各線分の
状態と比較する。最後にステップ64〜80では、ステップ
62の有限状態機によって発された出力に特定の閾値を適
用して、発生している心臓調律の種類を判定する。

【００２１】図４は、ビットカウンタのカウントアップ
ルーチン60の詳細な流れ図である。ステップ100 では、
ビットカウント値がゼロに設定され、カウントアップ値
がゼロに設定される。判定ブロック101 は、ビットカウ
ント値が８未満がどうかを判定し、８未満でなければ、
次のチェックでビットカウント値が８未満になるまでこ
のルーチンから抜ける。ビットカウント値が８未満なら
ば、判定ブロック103はビット７がゼロに等しいがどう
かを判定する。８ビットデータ語（delta-mod-ECG ）が
ハードウェアのシフトレジスタ（ＤＭＴ−ＭＯＤ）にロ
ードされ、そのシフトレジスタが読み出される。８ビッ
ト語は、各ビット０、１、２、３、４、５、６および７
を有している。ステップ103 および105 は、８ビットレ
ジスタ中の各ビットのうちいくつがゼロに等しいかを判
定する。カウントアップ値はゼロの数に等しい。あるビ
ットに対して試験を実施するごとに、ステップ107 でビ
ットカウント値が増し、シフトレジスタＤＭＴ−ＭＯＤ
が左に１つ分だけシフトされる。レジスタからすべての
ビットが読み取られると、このルーチンから抜ける。カ
ウントアップ値は０から８のどの数値を有することもで
きるが（ゼロが見つからない場合は０、０が８つ見つか
った場合は８）、本発明を理解するために、カウントア
ップ値が４を超えるならば正の傾斜が識別され、カウン
トアップ値が４に等しいならばゼロの傾斜が記され、カ
ウントアップ値が４未満ならば、この８ミリ秒データ全
体について負の傾斜が認識される。

【００２２】図３を再び参照すると、カウントアップ値
はステップ62で有限状態傾斜／線分トラッカサブルーチ
ンに供給される。ステップ62は、各傾斜部がデルタ変調
信号の８ミリ秒クラスタを表わす一連の傾斜信号を線分
および傾斜線分に分割し、ラインカウント値の増分を特
定の転換点、すなわち遷移に割り当てる有限状態機アル
ゴリズムである。

【００２３】簡潔化した有限状態機アルゴリズムを図５
に示す。０状態（dstate＝０）は等電線分を定める。ds
tateは０に初期化される。最初の８ミリ秒間隔に傾斜部
が検出されなければ、アルゴリズムは、状態が０のまま
であると仮定する。＋１、すなわち正の傾斜が検出され
るならば、アルゴリズムは、状態２に入ったと仮定す
る。状態０から負の傾斜（−１）が検出されるならば、
状態は０から７に変化する。状態７から正の傾斜が確認
されるならば、状態は、有限状態アルゴリズムに応じ
て、２などに変化する。ラインカウント値の増分は、状
態間の特定の遷移に割り当てられる。

【００２４】図６および図７は、本発明の好ましい実施
態様による有限状態機アルゴリズムの詳細を表わす。図
６は、有限状態アルゴリズムを表によって記したもので
あり、到達状態およびdstate０への状態の遷移に伴って
起こりうるラインカウント値の増分を示す参照表からな
る。一方、図７は、同アルゴリズムをグラフによって表
わした状態図である。これらの図には、０〜10の番号を
付した11の状態を示す。正の入力傾斜部（１）が存在す
る際の、例えば状態５または状態６からのある種の状態
遷移の場合、状態０への遷移が生じ、ラインカウント値
は２つ増える。状態１または状態10からは、負の入力傾
斜部（−１）が状態０への遷移を生じさせ、このときラ
インカウント値は２つ増える。したがって、ラインカウ
ント値を蓄積し、ソース状態（dstate）の記録を保持す
ることにより、等電線分を示すdstate０へのある種の遷
移がラインカウント値の増分を割り当てられる。dstate
が数値的に変化しないときでさえ有意な遷移が生じると
いうことに注意しなければならない。例えば、ゼロ傾斜
部が存在するときのdstate０からdstate０への遷移は、
ラインカウント値の増分１を割り当てられる。

【００２５】心電図信号の波形の形態を解析することに
より、特定の状態遷移ごとにどの重み、すなわちどの増
分値をラインカウント値に割り当てるべきかを決定する
ことができる。状態０、２および７は特別な意味を有
し、そのようなものとして、一次状態と呼ばれる。状態
０は、傾斜部を有しない線分の一次状態である。状態２
は、上向き傾斜線分の一次状態である。状態７は、下向
き傾斜線分の一次状態である。

【００２６】状態０（心電図の等電部分）から状態２へ
の遷移は、少なくとも２回の上向き遷移を必要とする。
これは、16ミリ秒線分に平坦な線分から少なくとも４ス
テップ上昇する平均傾斜率に相当する。状態０と２との
間の状態１および３ならびにそれらに伴う遷移規則は、
閾値設定波形を定めるように設けられる。２つのデータ
試料における状態０から１さらに２への直接状態遷移
は、16ミリ秒に少なくとも４ステップ上昇する傾斜率ま
たは、64ミリ秒に等電線分から最大振幅に上昇する傾斜
率に相当する。したがって、傾斜の規準がそれよりも緩
やかならば、何らかの中間的な状態が必要である。状態
０と２との間の状態１および３（同様に、状態０と７と
の間の状態６および８）ならびにそれらに伴う遷移規則
は、125 ミリ秒間に基線から最大振幅まで直線的で単調
に変動する率以上のスリューレートを有する心電図線分
が傾斜線分として分類されるような閾値を設定するよう
に設けられる。そうでなければ、それらは平坦な線分と
分類される。これは、101010101 または-10-10-1のパタ
ーンを有する線分を傾斜部と識別することによって実施
される。それよりも緩やかなスリューレートを有する線
分は平坦な線分と分類される。この閾値設定波形は、図
８に示す２Hzののこぎり歯波形である。状態０に戻る遷
移が生じるとき（０から０への遷移を含む）、ラインカ
ウント値は１つ、２つまたは３つ増える。

【００２７】図９を参照すると、通常の心電図の解析が
示されている。ＱＲＳ群は、図８に示す閾値波形の傾斜
よりも急な傾斜を有するものと見られる。具体的には、
ＱＲＳ群は、１、２、５、７の相当するdstate列を有し
ている。閾値設定波形は、dstate遷移におけるラインカ
ウント値に影響することにより、傾斜線分を平坦な線分
から区別する役割を果す。

【００２８】図３に示す流れ図に戻ると、ステップ62に
おいて、有限状態機からラインカウント値が発される。
ステップ64では、ＥＣＧ−ＩＮＤＥＸが１つ増える。ス
テップ66では、ＥＣＧ−ＩＮＤＥＸが256 に等しいかど
うかが判定される。ＥＣＧ−ＩＮＤＥＸが256 に等しい
ときには２秒が経過しているはずであり、ステップ68で
最初の閾値判定が行なわれる。ステップ68では、ライン
カウント値が、現行の２秒間に心電図が平坦な線分にあ
る期間の割合を示すＶＦ閾値未満であるかどうかが判定
される。体内リード線から得た約90の心電図の読みを実
験的に研究することにより、閾値は35〜40％に設定され
る。この閾値は、患者個人に調節することができるプロ
グラム可能なパラメータであると考えられる。

【００２９】判定ステップ68が、２秒間に蓄積されたラ
インカウント値が閾値を超えると判定するならば、判定
ステップに対してNOの選択枝を選び、どのステップに進
むかをフラグの２ビット値に基づいて決定する。フラグ
の各ビットは、そのフラグの先の状態を表わす。00は、
先の２秒間のいずれにおいてもフラグが起動されなかっ
たことを表わす。01は、フラグは最後の２秒間に設定さ
れたが、先の２秒間では設定されなかったことを表わ
す。10は、フラグは先の方の２秒間に設定されたが、直
前の２秒間には設定されなかったことを表わす。現行の
セグメントがＶＦ閾値を超えないならば、fib-seg フラ
グが先に01であった場合にそれを10に設定し、先に10で
あった場合にそれを00に設定するステップ72および74が
実行される。ステップ68からYES 選択枝を選んだときの
各ステップと組み合わされるこのサブルーチンは、基本
的には、最後の２秒間線分３つのうち２つに細動または
不整脈が検出されたかどうかを判定する投票体系であ
る。

【００３０】判定ブロック68からYES 選択枝を選ぶなら
ば、ステップ76においてfib-seg フラグが00であるかど
うかの判定が行なわれる。YES ならば、ステップ78がfi
b-seg フラグを01に設定し、このルーチンから抜ける。
ステップ76の判定がfib-segフラグは00ではないとする
ならば、ステップ80において、fib-det フラグのもっと
も有意なビットおよびもっとも有意でないビットが設定
される。このことは、細動または不整脈が検出、判定さ
れたことと、もっとも最近の２秒線分がFib-Met である
こととを示す。ステップ68からの YESは、線分３つのう
ち２つがいずれの場合（11または01）でもFib-Met であ
ることを示すため、ステップ80では、直前の２秒間に不
整脈が検出された（fib-seg フラグ＝01）かどうか、あ
るいは、先の方の２秒間に不整脈が検出された（fib-se
g フラグ＝10）かどうかは問題ではない。この時点でル
ーチンから抜ける。

【００３１】代替として、毎秒256 の速度で抽出した表
面心電図につき、２つの抽出点からの４ミリ秒データに
対してデルタ変調を実施することができる。２つの点の
クラスタの文脈上の関係もまた、同様な有限状態式を利
用してたどることができる。心室頻脈の検出の場合、心
室細動の検出とは対照的に、心室頻脈検出の傾斜閾値を
125 ミリ秒間の基線から最大振幅までの16ステップに固
定しなければならない理由は特にない。しかし、簡潔化
を考慮すると、心室頻脈検出の傾斜閾値を変更せず、む
しろ等電線閾値設定の割合を変化させることが合理的で
ある。正常な洞調律の場合、一回の心拍中の等電線の割
合は約85％である。心室不整脈の場合、この割合は約55
％である。そして上室頻脈（ＳＶＴ）の場合、この割合
は65〜75％ぐらいである。心拍数の規準だけに基づいた
心室頻脈検出の場合の、具体性に欠けるという主な問題
は、ＶＴの心拍数と洞頻脈または上室頻脈の心拍数との
重複によるものである。したがって、本発明の好ましい
実施態様では、もう１つの閾値設定技術を利用する。

【００３２】このさらなる技術は、たいていの患者の場
合、個々のＱＲＳ群の形態または「有効幅」は上室頻脈
と正常な洞調律との間で互いに類似しているという仮定
に基づく。したがって、上室に原因がある頻脈から得た
ラインカウント値を、正常な洞調律でのラインカウント
値（ＬＣ）および心拍数に対し、一次式ＬＣ＝ｂ−ａ＊心拍数によって相関させることができる。しかし、心室頻脈の
ＱＲＳ群は、異なる形態、通常はより幅広のものを示
す。したがって、正常な洞調律の間に基線形態情報を周
期的に収集し、同時に心拍数をも測定することにより、
心室頻脈と上室頻脈とを区別する閾値が心拍数依存的に
求められる。

【００３３】図10は、心室頻脈と上室頻脈とを区別する
ために使用する心拍数依存的な閾値を得るための流れ図
である。ステップ210 では、正常な洞調律［心拍数＜ｐ
ｒｌ（医師がプログラムすることができる一次心拍数限
定パラメータ）］の間、毎時間、20秒のデルタ変調デー
タを抽出する。２秒間線分ごとに、ラインカウント値お
よび平均心拍数のデータを測定する。ステップ212 で
は、そこまでに得たデータを回帰式ＬＣ＝ｂ−ａ＊（心拍数／30）にあてはめる。上記式中、ｂは、256 に初期化すること
ができる平坦な線分のラインカウント値であり、ａは、
22に初期化することができる非常に高い心拍数のライン
カウント値である。時間ごとに、ＬＣと心拍数とを表わ
す10個のデータを新たに利用できるようになり、係数ａ
およびｂを更新してゆく。ＶＴとＳＶＴとの関係が問わ
れる心拍数範囲の不整脈の場合、２秒間のデルタ変調心
電図データを抽出した後、最後の４つのＲ−Ｒ間隔の平
均心拍数をも測定することができる。ステップ214 で心
拍数がｐｒｌ未満ならば、ステップ216 でラインカウン
ト値および平均心拍数を利用して回帰係数ａおよびｂを
更新する。心拍数がｐｒｌを超えるならば、ステップ21
8 に示すように、式ＬＣ（ＴＨ）＝ｂ−ａ＊（心拍数／30）にしたがって閾値を求めることができる。ステップ220
において、測定した現行のＬＣが閾値未満ならば、不整
脈はＶＴであると判定される。そうでなければ、その不
整脈はＳＶＴであると判定され、ステップ222 に示すよ
うにラインカウント値および心拍数のデータを利用して
回帰定数ａおよびｂをさらなる使用に備えて更新するこ
とができる。

【００３４】図11は、本発明の原理によるデルタ変調器
を示すブロック図である。デルタ変調したデータは、基
本的には、入力される波形（以下、入力端子１または入
力端子２の心電図波形）と、入力に近似するトラッキン
グ波形との間の誤差情報である。デルタ変調データは、
入力信号とトラッキング信号との間の差異に依存しなが
らステップアップまたはステップダウンすることによっ
て入力を再構成するための指示と考えられる。図11で
は、入力端子１および入力端子２は、入力マルチプレク
サに供給される２つのチャネルを表わす。この入力マル
チプレクサが、どちらの入力チャネルをデジタル化すべ
きかを選択する。一方のチャネルを二極リード線用と
し、他方をパッチ用としてもよい。２つの信号のうち一
方だけが一度に処理される。これは、チャネルセレクト
スイッチＳＷにより、そこに供給されるチャネルセレク
ト指令信号にしたがって実施される。選択された信号は
コンパレータ302 に供給され、このコンパレータが、入
力が内部トラッキング信号の逆数よりも大きいか小さい
かを判定する。トラッキング信号は、コンパレータ302
の２進状態を数値的に積分することによって発信され
る。これは、コンパレータ302 の出力をアップダウンカ
ウンタ304 のアップダウン制御にフィードバックするこ
とによって実施される。アップダウンカウンタ304 は、
そのクロック入力端子に供給されるクロック信号ごとに
増減する。そして、カウンタ304 からのデジタルカウン
ト値がＤＡ変換器306 に供給され、このＤＡ変換器が逆
にトラッキング信号をコンパレータに発する。

【００３５】本発明の転換点形態技術によって解析され
たデータは、本技術を正しく機能させるために、正規化
しなければならない。このため、入力端子１または２の
信号を自動利得制御（ＡＧＣ）構造によって変化させ、
いくつかの時定数の後、正規化されたデータが得られる
ようにする。このデルタ変調器の重要な特徴は、アップ
ダウンカウンタおよびＤＡ変換器によって積分器が形成
されるということである。したがって、積分器はドリフ
トが皆無であり、よって実質的に完璧な積分器である。
ドリフトはデルタ変調器に関して問題である。この積分
器は、デルタ変調データにドリフト誤差が蓄積しないた
め、後で波形を再現することを簡単にする。図12は、デ
ルタ変調器を具現化する集積回路を示す回路図である。
以下の表Ｉは、その集積回路に供給される種々の入力お
よび信号を示し、説明する。

【００３６】

【表１】ＶＤＡ正の電圧レールＣＬＫクロックＩＢＩＡＳ電源（例えば50ナノアンペア）ＩＮ１心電図入力（端子）１ＩＮ２心電図入力（端子）２ＥＧＭ−ＳＥＬ入力またはチャネルセレクト制御ラ
インＶＤＤ中間レベル電圧ＶＳＡ負の電圧レールトランジスタＰ１、Ｐ２、Ｐ３、Ｐ４、Ｐ５、Ｐ６、Ｎ
１およびＮ２は、電流ミラーレール（正のレールＰ１〜
Ｐ６および負のレールＮ１〜Ｎ２）を提供し、両コンパ
レータＡ１およびＡ２に偏倚電流を提供する。コンパレ
ータの前段にアナロググスイッチを有する代わりに、２
個のコンパレータを入力信号（ＩＮ１およびＩＮ２）ご
とに使用している。そして、マルチプレクサ308 が、セ
レクト信号ＥＧＭ−ＳＥＬによって制御されて、両コン
パレータＡ１およびＡ２の出力の一方を選択する。電流
ミラーレールは、両コンパレータ、ＤＡ変換器306 なら
びに、トランジスタＮ３およびＮ４によって点線の四角
の中に画定される合成抵抗回路Ｒに偏倚電流を提供す
る。合成抵抗回路Ｒおよび二極トランジスタＴ１は、Ｄ
Ａ変換器306 の電流出力に対するローンを200 および20
1 の地点で提供し、その結果、アップダウンカウンタ30
4 によってＤＡ変換器306 に提示される２進語に数値的
に比例する電圧が得られる。この電圧は、200 および20
1 の地点において、ＶＤＤ間の0.5 ボルト点を中心に±
170mV の範囲で変化することができる。この抵抗／トラ
ンジスタのネットワークは、入力信号（ＩＮ１およびＩ
Ｎ２）の無信号ＤＣ値または感度増幅器ＩＮ１およびＩ
Ｎ２の静止電圧に等しく設けたテブナンの等価電圧を有
している。この電圧は、アップダウンカウンタが、その
中間の目盛りである32のカウント値を読むときに存在す
る。コンパレータは、正の電圧供給としてＶＤＡに接続
され、負の電圧供給としてＶＳＡに接続され、偏倚電流
としてＰ５およびＰ６にそれぞれ接続されている。

【００３７】デルタ変調器のもう１つの特徴は、システ
ム全体の過負荷挙動である。入力心電図信号がＤＡ変換
器のダイナミックレンジ限界を超えるならば、変調器
は、直線クリッピングの同等物である切換え出力データ
信号に戻る。他のいかなる挙動をもってしても、再現さ
れた波形は、過負荷にしたがってひどくゆがむおそれが
ある。このオーバーリミット保護は、ＯＲゲートＧ５お
よびＡＮＤゲートＧ６からなる限界逆転ゲート回路を利
用して実施される。アップダウンカウンタ304 からのCa
rry 出力はＯＲゲートＧ５の一方の入力端子に供給さ
れ、一方、Borrow信号の補数はＡＮＤゲートＧ６に供給
される。

【００３８】入力信号ＩＮ１が非常に高いならば（ＩＮ
が選択したＥＧＭ−ＳＥＬであると仮定して）、トラッ
キング信号が入力信号に従うため、ＤＡ変換器の出力は
非常に低くならなければならない。カウンタがその最小
カウントレベルに達すると、すなわちゼロカウント値を
下回ろうとすると、Not Borrowラインが低くなるであろ
う。ＡＮＤゲートの出力が低くなると、Not アップダウ
ン制御が逆転回路の出力端子につながれているため、カ
ウンタは、次のクロックパルスで１つカウントアップす
る。カウンタが１つカウントアップするため、Not Borr
owラインは高くなる。コンパレータの出力は同じままで
あるため、ＡＮＤゲートＧ６の出力は低レベルから高レ
ベルに移る。そしてカウンタは、その最小値まで再びカ
ウントダウンする。次のクロックパルスにおいて、Not
Borrowラインは低くなって最小値を示し、サイクルは繰
り返す。したがって、変調した出力信号はクロックレー
トにおいて切り換わる。Carry ラインおよびＯＲゲート
Ｇ６によって作動するオーバーリミット制御についても
同様な解析があてはまる。

【００３９】フリップフロップＦＦは、信号を整定し、
デルタ変調器の出力と変調器そのものとの間にバッファ
を提供するために１クロックパルス分の出力信号を記憶
する。上記の説明は本発明を例示するためのものであ
り、以下の請求項に述べることを除き、本発明を何らか
の方法で限定することを意図するものではない。

【図面の簡単な説明】

【図１】正常な洞調律、上室頻脈および心室頻脈およ
び心室細動から得た心電図波形を示す図である。

【図２】本発明の原理による不整脈検出を示すデータ
流れ図である。

【図３】本発明の原理による不整脈検出を示す流れ図
である。

【図４】ビットカウンタのカウントアップルーチンを
示す流れ図である。

【図５】本発明の状態図の凝縮版である。

【図６】有限状態機を表によって記したもの、すなわ
ち状態図である。

【図７】有限状態機をグラフによって表わした図であ
る。

【図８】図６および図７に示す有限状態機に含まれる
閾値設定波形を示す図である。

【図９】図６および図７に示す有限状態機によって解
析された通常の心電図を示す図である。

【図１０】上室頻脈と心室頻脈を区別するための心拍
数依存的な閾値を示す流れ図である。

【図１１】本発明のさらなる原理によるデルタ変調器
を示すブロック図である。

【図１２】本発明の原理によるデルタ変調器を示す電
気接続図である。

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】心臓から得られる心電図信号を解析するた
めの不整脈検出器であって、該心電図信号をデルタ変調して、心臓から入力される該
心電図信号のデジタル表示を得るための手段と、該デジタル信号を、入力心電図信号の無傾斜線分、正の
傾斜線分または負の傾斜線分を表わし、無傾斜信号、正
の傾斜信号または負の傾斜信号をそれぞれ発するものと
して周期的に分類するための手段と、無傾斜信号、正の傾斜信号または負の傾斜信号が継続す
る所定期間に基づき、該所定期間の範囲において該心電
図信号中に等電線分が存在する期間を測定するための手
段と、該心電図信号中に等電線分が存在する期間が所定の閾値
未満になったときに細動信号を発するための手段とを含
むことを特徴とする不整脈検出器。
【請求項２】等電線分の存在する期間が連続３つの所定
期間のうち２つにおいて該所定の閾値未満になったと
き、細動信号を発するための該手段が該細動信号を発す
る請求項１記載の不整脈検出器。
【請求項３】デルタ変調のための該手段が積分器を含
み、デルタ変調のための該手段が、入力心電図信号と該
積分器によって供給されるトラッキング信号との差異に
基づいてデジタル信号を出力する請求項１記載の不整脈
検出器。
【請求項４】該デジタル信号を周期的に分類するための
該手段が、一連の２進ビットを発し、該ビットをデジタ
ル語で記憶するための手段と、該デジタル語中のゼロの
数を数えるための手段と、該デジタル語中のゼロの数が
１の数を上回るときに該正の傾斜信号を発し、該デジタ
ル語中のゼロの数が１の数を下回るときに該負の傾斜信
号を発し、ゼロの数が１の数に等しいときに該無傾斜信
号を発するための手段とを含む請求項１記載の不整脈検
出器。
【請求項５】測定のための該手段が、該所定期間の範囲
において該心電図信号中に等電線分が存在する該期間に
相当する等電線分数を求め、測定のための該手段が、連
続する該無傾斜信号、正の傾斜信号および負の傾斜信号
を有限数の状態に写像する有限状態機を含み、状態間の
特定の遷移が、該等電線分数に相当するラインカウント
値の増分を割り当てられる請求項１記載の不整脈検出
器。
【請求項６】心臓から得られる心電図信号を解析するこ
とにより、少なくとも細動および頻脈を検出する不整脈
検出器であって、該心電図信号をデジタル化して、入力心電図信号のデジ
タル表示を得るための手段と、該デジタル信号を、入力心電図信号の無傾斜線分、正の
傾斜線分または負の傾斜線分を表わし、無傾斜信号、正
の傾斜信号または負の傾斜信号をそれぞれ発するものと
して周期的に分類するための手段と、無傾斜信号、正の傾斜信号または負の傾斜信号が継続す
る所定期間に基づき、該所定期間の範囲において該心電
図信号中に等電線分が存在する期間を測定し、該所定期
間の範囲において該心電図信号中に等電線分が存在する
期間に相当する等電線分数を求めるための手段と、該所定期間中に等電線分数が第一の閾値を超えられなく
なったときに予備細動信号を発信、記憶して、連続３つ
の所定期間のいずれかの組み合わせにおいて少なくとも
２つの予備細動信号が発されるならば細動の判定が下さ
れるようにする手段と、該所定期間中に等電線分数が、該第一の閾値を上回る第
二の閾値を超えられなくなったときに頻脈信号を発する
ための手段とを含むことを特徴とする不整脈検出器。
【請求項７】デジタル化のための該手段が、デジタル信
号を出力するデルタ変調器手段である請求項６記載の不
整脈検出器。
【請求項８】該デジタル信号を周期的に分類するための
該手段が、一連の２進ビットを発し、該ビットをデジタ
ル語で記憶するための手段と、該デジタル語中のゼロの
数を数えるための手段と、該デジタル語中のゼロの数が
１の数を上回るときに該正の傾斜信号を発し、該デジタ
ル語中のゼロの数が１の数を下回るときに該負の傾斜信
号を発し、ゼロの数が１の数に等しいときに該無傾斜信
号を発するための手段とを含む請求項６記載の不整脈検
出器。
【請求項９】測定のための該手段が、連続する該無傾斜
信号、正の傾斜信号および負の傾斜信号を有限数の状態
に写像する有限状態機を含み、状態間の特定の遷移が、
該等電線分数に相当するラインカウント値（の増分）を
割り当てられる請求項６記載の不整脈検出器。
【請求項１０】該デジタル語が、該心電図信号の８ミリ
秒間隔を表わす８つの２進ビットを有する請求項８記載
の不整脈検出器。
【請求項１１】該所定期間が２秒であり、該心電図信号
の連続する８ミリ秒間隔を表わす256個の連続する８ビ
ットデジタル語に相当する請求項６記載の不整脈検出
器。
【請求項１２】該頻脈信号を発するための該手段が、所
定期間内の最後の４つのＲ−Ｒ間隔の平均値によって決
定される心拍数の一次関数にしたがって該第二の閾値を
設定し、該一次関数が、心臓が正常な調律にあるとき
に、延長した期間から収集した多数のデータ対からの線
形回帰によって決定され、該データ対が、各所定期間内
の最後の４つのＲ−Ｒ間隔からのラインカウント値およ
び平均心拍数のデータからなる請求項６記載の不整脈検
出器。
【請求項１３】心臓から得られる心電図信号を解析する
ための不整脈検出器であって、入力心電図信号をデジタル化して、該入力心電図信号の
デジタル表示を得るための手段と、該デジタル信号を、入力心電図信号の無傾斜線分、正の
傾斜線分または負の傾斜線分を表わし、無傾斜信号、正
の傾斜信号または負の傾斜信号をそれぞれ発するものと
して周期的に分類するための手段と、無傾斜信号、正の傾斜信号または負の傾斜信号が継続す
る所定期間に基づき、該所定期間の範囲において該心電
図信号中に等電線分が存在する期間を測定するための手
段と、該心電図信号中に等電線分が存在する期間が所定の閾値
未満になったときに細動信号を発するための手段とを含
むことを特徴とする不整脈検出器。
【請求項１４】該所定期間中に該等電線分数が、該第一
の閾値を上回る第二の閾値を超えられなくなったときに
頻脈信号を発するための手段をさらに含む請求項13記載
の不整脈検出器。
【請求項１５】該頻脈信号を発するための該手段が、所
定期間内の最後の４つのＲ−Ｒ間隔の平均値によって決
定される心拍数の一次関数にしたがって該第二の閾値を
設定し、該一次関数が、心臓が正常な調律にあるとき
に、延長した期間から収集した多数のデータ対からの線
形回帰によって決定され、該データ対が、各所定期間内
の最後の４つのＲ−Ｒ間隔からのラインカウント値およ
び平均心拍数のデータからなる請求項14記載の不整脈検
出器。
【請求項１６】心臓から得られる心電図信号を解析する
ことにより、少なくとも細動を検出する不整脈検出器で
あって、該心電図信号をデジタル化して、入力心電図信号のデジ
タル表示を得るための手段と、該デジタル信号を、入力心電図信号の無傾斜線分、正の
傾斜線分または負の傾斜線分を表わし、無傾斜信号、正
の傾斜信号または負の傾斜信号をそれぞれ発するものと
して周期的に分類するための手段と、無傾斜信号、正の傾斜信号または負の傾斜信号が継続す
る所定期間に基づき、該所定期間の範囲において該心電
図信号中に等電線分が存在する期間を測定し、該所定期
間の範囲において該心電図信号中に等電線分が存在する
期間に相当する等電線分数を求めるための手段と、該所定期間中に等電線分数が第一の閾値を超えられなく
なったときに予備細動信号を発信、記憶して、連続３つ
の所定期間のいずれかの組み合わせにおいて少なくとも
２つの予備細動信号が発されるならば細動の判定が下さ
れるようにする手段と、を含むことを特徴とする不整脈
検出器。
【請求項１７】該所定期間中に等電線分数が、該第一の
閾値を上回る第二の閾値を超えられなくなったときに頻
脈信号を発するための手段をさらに含む請求項16記載の
不整脈検出器。
【請求項１８】該頻脈信号を発するための該手段が、所
定期間内の最後の４つのＲ−Ｒ間隔の平均値によって決
定される心拍数の一次関数にしたがって該第二の閾値を
設定し、該一次関数が、心臓が正常な調律にあるとき
に、延長した期間から収集した多数のデータ対からの線
形回帰によって決定され、該データ対が、各所定期間内
の最後の４つのＲ−Ｒ間隔からのラインカウント値およ
び平均心拍数のデータからなる請求項17記載の不整脈検
出器。