JPH10229975A - 心拍信号をフィルタする装置 - Google Patents
心拍信号をフィルタする装置Info
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- JPH10229975A JPH10229975A JP10001631A JP163198A JPH10229975A JP H10229975 A JPH10229975 A JP H10229975A JP 10001631 A JP10001631 A JP 10001631A JP 163198 A JP163198 A JP 163198A JP H10229975 A JPH10229975 A JP H10229975A
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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
- A61N1/3702—Physiological parameters
- A61N1/3704—Circuits specially adapted therefor, e.g. for sensitivity control
-
- Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
- Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
- Y10S—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
- Y10S128/00—Surgery
- Y10S128/902—Biological signal amplifier
Abstract
(57)【要約】
心臓活動信号のフィルタリング装置であり、収集された
生理信号データからなる入力信号を受信し、データを処
理するために出力を発信し、信号は拡張されたスペクト
ル帯域を超える周波数領域に分散する。入力側で受信さ
れる信号のスペクトル帯域の拡大を削減するため、第一
のハイパスフィルタを使用する。第一のハイパスフィル
タ周波数特性と比較して逆行する周波数特性（３２）を
有する補償ステージを設ける。第一のハイパスフィルタ
の遮断周波数（ｆ１）は、スペクトル解析帯域の低域遮
断周波数（ｆｏ）より高くなる。選択的に第二のハイパ
スフィルタを設け、その特性（３８）はスペクトル帯域
の低域遮断周波数（ｆｏ）に相当する遮断周波数を有す
る。スペクトル帯域の高周波数も同様に修正される。
生理信号データからなる入力信号を受信し、データを処
理するために出力を発信し、信号は拡張されたスペクト
ル帯域を超える周波数領域に分散する。入力側で受信さ
れる信号のスペクトル帯域の拡大を削減するため、第一
のハイパスフィルタを使用する。第一のハイパスフィル
タ周波数特性と比較して逆行する周波数特性（３２）を
有する補償ステージを設ける。第一のハイパスフィルタ
の遮断周波数（ｆ１）は、スペクトル解析帯域の低域遮
断周波数（ｆｏ）より高くなる。選択的に第二のハイパ
スフィルタを設け、その特性（３８）はスペクトル帯域
の低域遮断周波数（ｆｏ）に相当する遮断周波数を有す
る。スペクトル帯域の高周波数も同様に修正される。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】この発明は、特に１９９０年
６月２０日付の欧州共同体評議会指令第９０／３８５／
ＥＥＣ号によって定義された心臓ペースメーカ、細動除
去器および／または電気除細動器、神経装置、医薬材料
の拡散ポンプ、蝸牛植込み装置等の“能動植込み型医療
装置”等の医療用装置によって収集された信号の処理に
関する。
６月２０日付の欧州共同体評議会指令第９０／３８５／
ＥＥＣ号によって定義された心臓ペースメーカ、細動除
去器および／または電気除細動器、神経装置、医薬材料
の拡散ポンプ、蝸牛植込み装置等の“能動植込み型医療
装置”等の医療用装置によって収集された信号の処理に
関する。
【０００２】
【発明の背景】この発明は、実例として主に心臓ペース
メーカに対する発明の実行内容として説明する。しかし
ながら、本発明は一般的に広範囲な能動植込み型医療装
置、ならびに例えば患者が外部携帯する非植込み型医療
装置にも適用可能であることは勿論である。これらの能
動医療装置において、心臓活動性が入力端子電極で収集
（検出）され、得られた信号を増幅器およびフィルタモ
ジュールに付加する。
メーカに対する発明の実行内容として説明する。しかし
ながら、本発明は一般的に広範囲な能動植込み型医療装
置、ならびに例えば患者が外部携帯する非植込み型医療
装置にも適用可能であることは勿論である。これらの能
動医療装置において、心臓活動性が入力端子電極で収集
（検出）され、得られた信号を増幅器およびフィルタモ
ジュールに付加する。
【０００３】モジュールの増幅器部分は、一般的に特に
１Ｈｚないし８０Ｈｚの周波数帯域からなるｍＶの単位
の振幅を有する信号を受信するよう構成されている。し
かしながら、最新の装置は、この制限範囲以外の信号を
検出し処理することができる。したがって、例えば典型
的なＶＤＤペースメーカは心房分極（Ｐ波）を収集する
ために心房内に浮遊電極を使用するため、０．１ｍＶの
単位の低い感度を提供し、この信号を収集するために
は、増幅器のゲインを増加させる必要がある。
１Ｈｚないし８０Ｈｚの周波数帯域からなるｍＶの単位
の振幅を有する信号を受信するよう構成されている。し
かしながら、最新の装置は、この制限範囲以外の信号を
検出し処理することができる。したがって、例えば典型
的なＶＤＤペースメーカは心房分極（Ｐ波）を収集する
ために心房内に浮遊電極を使用するため、０．１ｍＶの
単位の低い感度を提供し、この信号を収集するために
は、増幅器のゲインを増加させる必要がある。
【０００４】さらに、現在のペースメーカは一般的にい
わゆる“ホルタ”機能を処理し、これはすなわち非常に
長い期間にわたる心臓活動の記憶（蓄積）および解析で
あり、特に数時間となる。この目的のために実行される
心臓内信号の解析は、最小（下限）周波数が通常の１．
０Ｈｚよりもはるかに小さい、例えば０．１Ｈｚである
バンドパスを必要とし、これによって、例えば収集した
心臓信号のＳＴセグメントが解析できる。
わゆる“ホルタ”機能を処理し、これはすなわち非常に
長い期間にわたる心臓活動の記憶（蓄積）および解析で
あり、特に数時間となる。この目的のために実行される
心臓内信号の解析は、最小（下限）周波数が通常の１．
０Ｈｚよりもはるかに小さい、例えば０．１Ｈｚである
バンドパスを必要とし、これによって、例えば収集した
心臓信号のＳＴセグメントが解析できる。
【０００５】しかしながら、この改良は、特にバンドパ
スが低周波領域において大きくなるという新たな問題点
をもたらす。
スが低周波領域において大きくなるという新たな問題点
をもたらす。
【０００６】第一に、入力増幅器はその感度に関わらず
ペースメーカによって提供された時に１０Ｖに達する高
振幅の刺激パルスを許容し得る必要があり、さらに、で
きるだけ早くｍＶの単位の信号を検出（感知）する能力
を復旧する必要がある。
ペースメーカによって提供された時に１０Ｖに達する高
振幅の刺激パルスを許容し得る必要があり、さらに、で
きるだけ早くｍＶの単位の信号を検出（感知）する能力
を復旧する必要がある。
【０００７】この高電圧の刺激パルスを許容することを
可能にするため、パルスが伝送される際に常に入力回路
の“ブランキング”（非接続）周期を備えることが必要
となる。しかしながら、ブランキング周期の終局、すな
わち信号を収集するために入力増幅器が再び切り換えら
れる（接続される）瞬間に、心臓／電極インタフェース
の能力がその安定値に回帰してないため、入力ステージ
に高い飽和が発生する可能性がある。
可能にするため、パルスが伝送される際に常に入力回路
の“ブランキング”（非接続）周期を備えることが必要
となる。しかしながら、ブランキング周期の終局、すな
わち信号を収集するために入力増幅器が再び切り換えら
れる（接続される）瞬間に、心臓／電極インタフェース
の能力がその安定値に回帰してないため、入力ステージ
に高い飽和が発生する可能性がある。
【０００８】この問題は、増幅器の復旧に要する時間が
入力ステージのハイパスフィルタの遮断周波数が低くな
る時間よりも長くなるためより深刻化する。したがっ
て、０．１Ｈｚのハイパスフィルタの遮断に対して、増
幅器の復旧時間は１０ｓの単位となり、これは今日にお
いて、検出された心臓信号の変化に高速に反応すべき要
求には適用不能である。
入力ステージのハイパスフィルタの遮断周波数が低くな
る時間よりも長くなるためより深刻化する。したがっ
て、０．１Ｈｚのハイパスフィルタの遮断に対して、増
幅器の復旧時間は１０ｓの単位となり、これは今日にお
いて、検出された心臓信号の変化に高速に反応すべき要
求には適用不能である。
【０００９】したがって、復旧時間の延長を補償するた
めに、刺激パルスの前または後に電気的チャージを付加
する、いわゆる“プレまたはポストチャージ”技術を適
用することが可能である。しかしながら、この方法は大
きなエネルギを消費するものであり、植込み装置の寿命
を大幅に向上させない限りは恒常的な方法として使用で
きない。
めに、刺激パルスの前または後に電気的チャージを付加
する、いわゆる“プレまたはポストチャージ”技術を適
用することが可能である。しかしながら、この方法は大
きなエネルギを消費するものであり、植込み装置の寿命
を大幅に向上させない限りは恒常的な方法として使用で
きない。
【００１０】別の問題はキャパシタとレジスタ構成要素
のサイズにあり、これは入力ステージにおけるハイパス
フィルタの遮断周波数の低下とともに増大する。“リス
ニング”ウィンドウが低周波数領域（すなわちスペクト
ル解析に使用する周波数領域）においてより拡大するも
のとすると、より大きなサイズのフィルタ要素を装備す
ることが必要となり、これは植込み装置の回路の小型化
の命題に反するものである。
のサイズにあり、これは入力ステージにおけるハイパス
フィルタの遮断周波数の低下とともに増大する。“リス
ニング”ウィンドウが低周波数領域（すなわちスペクト
ル解析に使用する周波数領域）においてより拡大するも
のとすると、より大きなサイズのフィルタ要素を装備す
ることが必要となり、これは植込み装置の回路の小型化
の命題に反するものである。
【００１１】
【発明の対象ならびに概要】したがって、本発明の目的
は、大きなサイズの構成要素を必要とすることなく、ま
たペースメーカの入力増幅器の復旧時間に大きな影響を
与えることなく、特に低周波数領域におけるスペクトル
解析を拡張することができる装置を提供することであ
る。
は、大きなサイズの構成要素を必要とすることなく、ま
たペースメーカの入力増幅器の復旧時間に大きな影響を
与えることなく、特に低周波数領域におけるスペクトル
解析を拡張することができる装置を提供することであ
る。
【００１２】この問題は心臓ペースメーカに限るもので
はなく、活動性コレクタ、呼吸コレクタ等の生理パラメ
ータのコレクタによって収集された信号を有する能動医
療装置において生じるものであることは勿論であり、こ
れらの装置においては、非常に低い周波数成分を連続的
に使用すると同時に、短い応答時間をもって典型的な処
理を行うことが要求される。
はなく、活動性コレクタ、呼吸コレクタ等の生理パラメ
ータのコレクタによって収集された信号を有する能動医
療装置において生じるものであることは勿論であり、こ
れらの装置においては、非常に低い周波数成分を連続的
に使用すると同時に、短い応答時間をもって典型的な処
理を行うことが要求される。
【００１３】一般的に、本発明はペースメーカの入力ス
テージにおけるハイパスフィルタの遮断周波数を選択す
ることを提案するものであり、これは通常の値よりも高
いものとなり（例えば１Ｈｚに代えて４Ｈｚ）、また補
償ステージを設けることを提案し、これはハイパスフィ
ルタの入力による減衰に対する補償を行うデジタルフィ
ルタリングから構成することが好適である。
テージにおけるハイパスフィルタの遮断周波数を選択す
ることを提案するものであり、これは通常の値よりも高
いものとなり（例えば１Ｈｚに代えて４Ｈｚ）、また補
償ステージを設けることを提案し、これはハイパスフィ
ルタの入力による減衰に対する補償を行うデジタルフィ
ルタリングから構成することが好適である。
【００１４】補償ステージは収集された（収集し得る）
信号のうち極めて低い周波数成分を利用するときのみに
使用することが好適である。
信号のうち極めて低い周波数成分を利用するときのみに
使用することが好適である。
【００１５】本発明は、植込み装置または人工器官に組
み入れるか（例えば心臓信号の即時解析を可能にするた
めに）、または植込み装置器官とともに作動し（例えば
遠隔測定により）収集された信号を処理するために設計
されたプログラマまたは他の外部装置に組み入れること
ができる。さらに別の使用例は、本発明を外部プログラ
マと遠隔測定アンテナとの間に挿入するインタフェース
回路に組み込むことである。
み入れるか（例えば心臓信号の即時解析を可能にするた
めに）、または植込み装置器官とともに作動し（例えば
遠隔測定により）収集された信号を処理するために設計
されたプログラマまたは他の外部装置に組み入れること
ができる。さらに別の使用例は、本発明を外部プログラ
マと遠隔測定アンテナとの間に挿入するインタフェース
回路に組み込むことである。
【００１６】本発明の一つの特徴は、既知の形式のフィ
ルタリング装置からなる装置に関連し、生理データの収
集手段からの信号を入力側で受信し、生理データの処理
手段に出力信号を伝送し、入力信号は拡張されたスペク
トル帯域に拡散し、収集手段は入力側で受信された信号
のスペクトル帯域幅を縮小する第一のハイパスフィルタ
を備える。
ルタリング装置からなる装置に関連し、生理データの収
集手段からの信号を入力側で受信し、生理データの処理
手段に出力信号を伝送し、入力信号は拡張されたスペク
トル帯域に拡散し、収集手段は入力側で受信された信号
のスペクトル帯域幅を縮小する第一のハイパスフィルタ
を備える。
【００１７】本発明によれば、フィルタリング装置は、
さらに、第一のハイパスフィルタのものと比べて逆の周
波数特性を有する強調手段からなる補償ステージを備
え、第一のハイパスフィルタの遮断周波数は拡張された
スペクトル帯域の低域遮断周波数よりも大きくなるよう
に選択される。
さらに、第一のハイパスフィルタのものと比べて逆の周
波数特性を有する強調手段からなる補償ステージを備
え、第一のハイパスフィルタの遮断周波数は拡張された
スペクトル帯域の低域遮断周波数よりも大きくなるよう
に選択される。
【００１８】好適な実施例において、装置はさらに第二
のハイパスフィルタを備え、その周波数特性は遮断周波
数が拡張されたスペクトル帯域の低域遮断周波数に相当
するものとなる。
のハイパスフィルタを備え、その周波数特性は遮断周波
数が拡張されたスペクトル帯域の低域遮断周波数に相当
するものとなる。
【００１９】好適な一実施例において、強調手段と第一
のハイパスフィルタは等しい遮断周波数を有し、また相
互に逆変換関数（周波数特性）をなす。
のハイパスフィルタは等しい遮断周波数を有し、また相
互に逆変換関数（周波数特性）をなす。
【００２０】第二のハイパスフィルタの変換関数は、第
一のハイパスフィルタの変換関数の次数よりも大きな次
数を有することが好適である。
一のハイパスフィルタの変換関数の次数よりも大きな次
数を有することが好適である。
【００２１】一実施例において、拡張されたスペクトル
帯域の低域周波数は０．１Ｈｚの単位となり、第一のハ
イパスフィルタの遮断周波数は４Ｈｚの単位となる。
帯域の低域周波数は０．１Ｈｚの単位となり、第一のハ
イパスフィルタの遮断周波数は４Ｈｚの単位となる。
【００２２】本発明は、同様な方式によって、高域周波
数端における周波数帯域の拡張に適用することもでき
る。このことは、特に、増幅器ステージの飽和を誘発し
得る外部高周波の相関的な影響を制限することによって
増幅器およびデジタル化ステージのバンドパスの高域端
を抑制するが、続いて、全てのスペクトル帯域幅におけ
る有効な信号を完全に解析することを可能にする。
数端における周波数帯域の拡張に適用することもでき
る。このことは、特に、増幅器ステージの飽和を誘発し
得る外部高周波の相関的な影響を制限することによって
増幅器およびデジタル化ステージのバンドパスの高域端
を抑制するが、続いて、全てのスペクトル帯域幅におけ
る有効な信号を完全に解析することを可能にする。
【００２３】この最後の実施例において、収集手段は受
信した信号入力のスペクトル帯域の拡張を縮小するため
の第一のローパスフィルタを備え、本発明にしたがっ
て、装置は第一のローパスフィルタのものと逆の周波数
特性を有する強調手段からなる補償ステージを備え、第
一のローパスフィルタの遮断周波数は拡張されたスペク
トル帯域の高域遮断周波数よりも小さくなるよう選択さ
れる。
信した信号入力のスペクトル帯域の拡張を縮小するため
の第一のローパスフィルタを備え、本発明にしたがっ
て、装置は第一のローパスフィルタのものと逆の周波数
特性を有する強調手段からなる補償ステージを備え、第
一のローパスフィルタの遮断周波数は拡張されたスペク
トル帯域の高域遮断周波数よりも小さくなるよう選択さ
れる。
【００２４】この本発明の観点において、装置はさらに
第二のローパスフィルタを備えることが好適であり、そ
の特性は、遮断周波数が拡張されたスペクトル帯域の高
域周波数に相当するものとなる。
第二のローパスフィルタを備えることが好適であり、そ
の特性は、遮断周波数が拡張されたスペクトル帯域の高
域周波数に相当するものとなる。
【００２５】好適な一実施例において、強調手段と第一
のローパスフィルタは等しい遮断周波数を有し、また相
互に逆変換関数をなし、また第二のローパスフィルタの
変換関数は第一のローパスフィルタの変換関数の次数よ
りも大きな次数を有する。
のローパスフィルタは等しい遮断周波数を有し、また相
互に逆変換関数をなし、また第二のローパスフィルタの
変換関数は第一のローパスフィルタの変換関数の次数よ
りも大きな次数を有する。
【００２６】本発明のフィルタリング装置は、一つまた
は他の実施形態において、能動植込み型医療装置、能動
植込み型医療装置と共に作動する外部プログラマ、また
はこのプログラマのインタフェースステージに組み込む
ことができる。
は他の実施形態において、能動植込み型医療装置、能動
植込み型医療装置と共に作動する外部プログラマ、また
はこのプログラマのインタフェースステージに組み込む
ことができる。
【００２７】本発明の他の特徴、構成、および利点は、
以下に添付図面を参照しながら記述する実施例によって
明らかとなり、ここで同一符号のものは同一の構成要素
とする。
以下に添付図面を参照しながら記述する実施例によって
明らかとなり、ここで同一符号のものは同一の構成要素
とする。
【００２８】
【本発明の詳細説明】図１を参照すると、能動植込み型
医療装置は、心臓内の心臓信号Ｓ１を収集する電極１０
を備え、この信号は増幅器およびフィルタリング回路モ
ジュール１２、続いてアナログ−デジタル（Ａ／Ｄ）コ
ンバータ１３に付加される。Ａ／Ｄコンバータ１３は、
モジュール１２による減衰後の信号Ｓ１の有効な情報を
符号化するために必要な解像度を有する。
医療装置は、心臓内の心臓信号Ｓ１を収集する電極１０
を備え、この信号は増幅器およびフィルタリング回路モ
ジュール１２、続いてアナログ−デジタル（Ａ／Ｄ）コ
ンバータ１３に付加される。Ａ／Ｄコンバータ１３は、
モジュール１２による減衰後の信号Ｓ１の有効な情報を
符号化するために必要な解像度を有する。
【００２９】増幅、フィルタリング、およびデジタル化
された信号Ｓ２は、複数のモジュール、すなわち検出モ
ジュール１４、キャプチャモジュール１６、回路モジュ
ール１２によってフィルタリングされた心電図（ＥＣ
Ｇ）を解析するための回路１８に伝送される。
された信号Ｓ２は、複数のモジュール、すなわち検出モ
ジュール１４、キャプチャモジュール１６、回路モジュ
ール１２によってフィルタリングされた心電図（ＥＣ
Ｇ）を解析するための回路１８に伝送される。
【００３０】各モジュールは、専用回路（すなわちアナ
ログまたはデジタルハードウェア装置）、または他の実
施例においては予めサンプリングおよびデジタル化され
たモジュール１２内の信号に基づいて動作するソフトウ
ェア指令のブロックとすることができる。
ログまたはデジタルハードウェア装置）、または他の実
施例においては予めサンプリングおよびデジタル化され
たモジュール１２内の信号に基づいて動作するソフトウ
ェア指令のブロックとすることができる。
【００３１】この明細書の冒頭部分で示したように、フ
ィルタリングされたＥＣＧの解析回路１８等の使用回路
は、一般的に１ないし８０Ｈｚに広がったスペクトル帯
域上で動作し、これらの二つの周波数はそれぞれモジュ
ール１２内で実行されるハイパスおよびローパス遮断周
波数に相当する。
ィルタリングされたＥＣＧの解析回路１８等の使用回路
は、一般的に１ないし８０Ｈｚに広がったスペクトル帯
域上で動作し、これらの二つの周波数はそれぞれモジュ
ール１２内で実行されるハイパスおよびローパス遮断周
波数に相当する。
【００３２】しかしながら、本明細書の冒頭で示したよ
うに、ほとんどのペースメーカは最新の動作要件に適応
するものではない。したがって、ホルタ機能を実現する
ため、ＥＣＧ信号を０．１Ｈｚから開始するリスニング
ウィンドウ内で解析することが必要となる。しかしなが
ら、入力ステージのハイパスフィルタに対して極めて低
い低域遮断周波数を選択する場合、増幅器の復旧時間は
非常に高いものとなり、これは一連の心臓信号に対して
迅速に応答する必要性に適合しないものとなる。加え
て、非常に低い遮断周波数を有するハイパスフィルタ
は、比較的大きなサイズのキャパシタならびにレジスタ
構成要素を必要とし、これは実用的な植込み装置には内
蔵不可能である。
うに、ほとんどのペースメーカは最新の動作要件に適応
するものではない。したがって、ホルタ機能を実現する
ため、ＥＣＧ信号を０．１Ｈｚから開始するリスニング
ウィンドウ内で解析することが必要となる。しかしなが
ら、入力ステージのハイパスフィルタに対して極めて低
い低域遮断周波数を選択する場合、増幅器の復旧時間は
非常に高いものとなり、これは一連の心臓信号に対して
迅速に応答する必要性に適合しないものとなる。加え
て、非常に低い遮断周波数を有するハイパスフィルタ
は、比較的大きなサイズのキャパシタならびにレジスタ
構成要素を必要とし、これは実用的な植込み装置には内
蔵不可能である。
【００３３】この問題点を排除するため、本発明は、モ
ジュール１２のハイパスフィルタの遮断周波数を例えば
１Ｈｚから４Ｈｚに高め、信号Ｓ２上に対応する逆補償
を付加し（ブロック２０）、信号Ｓ３を提供し、これは
低周波数領域における広範囲なリスニングウィンドウに
わたって拡散する“再構成信号”であり、特に０．１Ｈ
ｚまで降下する。ここで示す数値は、実用的かつ例示的
なものであり、本発明の範囲を限定または束縛するもの
ではないことが理解されよう。
ジュール１２のハイパスフィルタの遮断周波数を例えば
１Ｈｚから４Ｈｚに高め、信号Ｓ２上に対応する逆補償
を付加し（ブロック２０）、信号Ｓ３を提供し、これは
低周波数領域における広範囲なリスニングウィンドウに
わたって拡散する“再構成信号”であり、特に０．１Ｈ
ｚまで降下する。ここで示す数値は、実用的かつ例示的
なものであり、本発明の範囲を限定または束縛するもの
ではないことが理解されよう。
【００３４】信号Ｓ３は、適宜なモジュール（ブロック
２２）によって解析することができ、例えば、０．１Ｈ
ｚの周波数から開始するＥＣＧ信号のバンドパスフィル
タを必要とするＳＴセグメントの解析を保持する。
２２）によって解析することができ、例えば、０．１Ｈ
ｚの周波数から開始するＥＣＧ信号のバンドパスフィル
タを必要とするＳＴセグメントの解析を保持する。
【００３５】第一の実施形態において、モジュール２０
および２２は、植込み装置によって心臓内信号の即時的
な解析を行う方式で植込み装置に組み込まれている。別
の実施形態においては、モジュール２０および２２は、
例えば心臓信号アナライザの特殊ソフトウェアルーチン
の形式で外部プログラマ内に設けられ、デジタル化され
た心臓内信号は既知の一般的な遠隔測定技術および回路
によってプログラマに伝送される。いずれの形態におい
ても、補償装置２０は、モジュール１２のハイパスフィ
ルタと同様に、特殊なフィルタリング回路を使用するこ
とによりアナログ回路形式で実施することができる。し
かしながら、独立したハードウェアを使用して、あるい
はより好適には予め装備された装置のマイクロプロセッ
サによって実行されるソフトウェアルーチンの形式で、
デジタル方式で実現することも好適である。
および２２は、植込み装置によって心臓内信号の即時的
な解析を行う方式で植込み装置に組み込まれている。別
の実施形態においては、モジュール２０および２２は、
例えば心臓信号アナライザの特殊ソフトウェアルーチン
の形式で外部プログラマ内に設けられ、デジタル化され
た心臓内信号は既知の一般的な遠隔測定技術および回路
によってプログラマに伝送される。いずれの形態におい
ても、補償装置２０は、モジュール１２のハイパスフィ
ルタと同様に、特殊なフィルタリング回路を使用するこ
とによりアナログ回路形式で実施することができる。し
かしながら、独立したハードウェアを使用して、あるい
はより好適には予め装備された装置のマイクロプロセッ
サによって実行されるソフトウェアルーチンの形式で、
デジタル方式で実現することも好適である。
【００３６】次に、補償ブロック２０の動作についてよ
り詳細に説明する。図２を参照すると、モジュール１２
の応答曲線（ボード線図）の周波数特性２４は二つの遮
断周波数ｆ１とｆ２の間に平らな通過帯域２６を備え、
ｆ２より高い周波数（ローパス機能）における減衰、な
らびにｆ１より低い周波数（ハイパス機能）における減
衰部分３０を有する。
り詳細に説明する。図２を参照すると、モジュール１２
の応答曲線（ボード線図）の周波数特性２４は二つの遮
断周波数ｆ１とｆ２の間に平らな通過帯域２６を備え、
ｆ２より高い周波数（ローパス機能）における減衰、な
らびにｆ１より低い周波数（ハイパス機能）における減
衰部分３０を有する。
【００３７】遮断周波数ｆ１の選択は、主にモジュール
１２の構成要素のサイズ問題に関する機能との兼ね合い
での設計であるが、これに限定されるものではない。し
かしながら、本発明においては一般的に４Ｈｚである遮
断周波数ｆ１は、特に、通常１Ｈｚ程度である従来方式
の装置のハイパスフィルタの一般的な遮断周波数に比べ
て高くなることが明らかであり、これはフィルタ構成要
素のサイズを効果的に縮小することを可能にする。
１２の構成要素のサイズ問題に関する機能との兼ね合い
での設計であるが、これに限定されるものではない。し
かしながら、本発明においては一般的に４Ｈｚである遮
断周波数ｆ１は、特に、通常１Ｈｚ程度である従来方式
の装置のハイパスフィルタの一般的な遮断周波数に比べ
て高くなることが明らかであり、これはフィルタ構成要
素のサイズを効果的に縮小することを可能にする。
【００３８】高域遮断周波数ｆ２は、基本的にこの本発
明の特徴とは無関係であるが、一般的に８０Ｈｚ程度と
なり、入力におけるリスニングウィンドウの高域遮断周
波数を定義する。
明の特徴とは無関係であるが、一般的に８０Ｈｚ程度と
なり、入力におけるリスニングウィンドウの高域遮断周
波数を定義する。
【００３９】モジュール１２のハイパスフィルタは、一
般的に一次元のハイパスフィルタであり、特性部分３０
に−６ｄＢ／オクターブの減衰を有する（以下において
これをより大きな次数で一般化することが示される）。
般的に一次元のハイパスフィルタであり、特性部分３０
に−６ｄＢ／オクターブの減衰を有する（以下において
これをより大きな次数で一般化することが示される）。
【００４０】図３を参照すると、図２の特性２４が再び
示されており、これに特性３２および３８に相当する補
償を付加して図４のバンドパス４４を形成する。
示されており、これに特性３２および３８に相当する補
償を付加して図４のバンドパス４４を形成する。
【００４１】４Ｈｚの遮断周波数における減衰３０を補
償するため、周波数ｆ１＝４Ｈｚ超において平らな応答
領域を有する補償特性３２を付加し、ｆ１未満の周波数
においてゲイン特性３６を得る。理想的には、二つの特
性遮断周波数はｆ１と等しくなるが、実用においては再
構成された信号に障害が生じないよう最適のものを探査
する。ゲインを得るために、＋６ｄＢ／オクターブを提
供する一次の増幅器機能を使用することが好適である。
償するため、周波数ｆ１＝４Ｈｚ超において平らな応答
領域を有する補償特性３２を付加し、ｆ１未満の周波数
においてゲイン特性３６を得る。理想的には、二つの特
性遮断周波数はｆ１と等しくなるが、実用においては再
構成された信号に障害が生じないよう最適のものを探査
する。ゲインを得るために、＋６ｄＢ／オクターブを提
供する一次の増幅器機能を使用することが好適である。
【００４２】特性３０および３６の傾斜の組み合わせに
より、ｆ１の低周波数側に平らな応答を得ることがで
き、したがって極めて低い周波数の心臓内信号を蓄積す
ることができる。
より、ｆ１の低周波数側に平らな応答を得ることがで
き、したがって極めて低い周波数の心臓内信号を蓄積す
ることができる。
【００４３】したがって、モジュール１２の入力のハイ
パスフィルタによって減衰されたスペクトル成分が再形
成される。
パスフィルタによって減衰されたスペクトル成分が再形
成される。
【００４４】しかしながら、補償部分３２は０周波数に
対する無限増幅をもたらし、したがって極めて不安定と
なる。この非安定性を校正するため、補償ステージ２０
内にハイパスフィルタを追加し、その特性３８は遮断周
波数ｆｏ、例えばｆｏ＝０．１Ｈｚより上方において平
らな応答部分４０を有し、遮断周波数ｆｏの下側の低周
波数領域においては漸進的な減衰部分４２を有する。こ
の第二のハイパスフィルタは、極めて低い周波数（０．
１Ｈｚ未満）に対する補償の安定化機能をもたらす。こ
れは一次のフィルタ（−６ｄｂ／オクターブの傾斜）と
することができるが、この場合特性３２および３８の組
み合わせの結果、信号の連続成分を等しく増幅すること
ができ、特にブロック１３においてデジタル化される前
のモジュール１２の出力の全ての残留ギャップ（オフセ
ット）電圧を増幅する。これが、連続成分における全て
のゲインを防止する理由であり、二次のフィルタ特性部
分３８を使用することが好適である。一次において極め
て低い周波数の補償特性３２を安定化し、二次において
はモジュール１２の全ての残留オフセットを消去する。
対する無限増幅をもたらし、したがって極めて不安定と
なる。この非安定性を校正するため、補償ステージ２０
内にハイパスフィルタを追加し、その特性３８は遮断周
波数ｆｏ、例えばｆｏ＝０．１Ｈｚより上方において平
らな応答部分４０を有し、遮断周波数ｆｏの下側の低周
波数領域においては漸進的な減衰部分４２を有する。こ
の第二のハイパスフィルタは、極めて低い周波数（０．
１Ｈｚ未満）に対する補償の安定化機能をもたらす。こ
れは一次のフィルタ（−６ｄｂ／オクターブの傾斜）と
することができるが、この場合特性３２および３８の組
み合わせの結果、信号の連続成分を等しく増幅すること
ができ、特にブロック１３においてデジタル化される前
のモジュール１２の出力の全ての残留ギャップ（オフセ
ット）電圧を増幅する。これが、連続成分における全て
のゲインを防止する理由であり、二次のフィルタ特性部
分３８を使用することが好適である。一次において極め
て低い周波数の補償特性３２を安定化し、二次において
はモジュール１２の全ての残留オフセットを消去する。
【００４５】二次のフィルタの場合において、二つの極
性は等しくするか（図示されているように、遮断周波数
ｆｏの下側に−１２ｄｂ／オクターブの一定の傾斜を有
する）、または、図示されているように、別々の役割を
有する異なった極性とすることができる。
性は等しくするか（図示されているように、遮断周波数
ｆｏの下側に−１２ｄｂ／オクターブの一定の傾斜を有
する）、または、図示されているように、別々の役割を
有する異なった極性とすることができる。
【００４６】本発明の解決法は、以下に示すより高次の
フィルタに一般化することができる。ｎ×−６ｄｂ／オ
クターブ（ｎ次のハイパスフィルタ）の周波数特性３０
に対して、特性３６はｎ×＋６ｄｂ／オクターブ（ｎ次
の補償フィルタ）の傾斜を提供し、特性４２は（ｎ＋
１）×−６ｄｂ／オクターブ（ｎ＋１次のハイパスフィ
ルタ）の傾斜を提供し、より一般的には、（ｎ＋ｋ）×
−６ｄｂ／オクターブ，ｋ≧１（ｎ＋ｋ次のハイパスフ
ィルタ）の傾斜となる。
フィルタに一般化することができる。ｎ×−６ｄｂ／オ
クターブ（ｎ次のハイパスフィルタ）の周波数特性３０
に対して、特性３６はｎ×＋６ｄｂ／オクターブ（ｎ次
の補償フィルタ）の傾斜を提供し、特性４２は（ｎ＋
１）×−６ｄｂ／オクターブ（ｎ＋１次のハイパスフィ
ルタ）の傾斜を提供し、より一般的には、（ｎ＋ｋ）×
−６ｄｂ／オクターブ，ｋ≧１（ｎ＋ｋ次のハイパスフ
ィルタ）の傾斜となる。
【００４７】図５ないし７は収集されたＥＣＧ信号の例
における本発明の装置の効果を示すものである。
における本発明の装置の効果を示すものである。
【００４８】図５はモジュール１２のハイパスフィルタ
リングを付加する前のカテーテル（電極）上において収
集された信号Ｓ１に相当するものである。図６は、同じ
信号のモジュール１２のハイパスフィルタリングの付加
後を示すものであり、遮断周波数１０Ｈｚの一次のハイ
パスフィルタについて、すなわち信号Ｓ２について：特
にＳＴセグメント（主ＱＲＳピークの後）は顕著に変形
されこの信号に基づいて解析することは不可能である。
リングを付加する前のカテーテル（電極）上において収
集された信号Ｓ１に相当するものである。図６は、同じ
信号のモジュール１２のハイパスフィルタリングの付加
後を示すものであり、遮断周波数１０Ｈｚの一次のハイ
パスフィルタについて、すなわち信号Ｓ２について：特
にＳＴセグメント（主ＱＲＳピークの後）は顕著に変形
されこの信号に基づいて解析することは不可能である。
【００４９】図７は、本発明に係る補償ステージの付加
後に再形成された信号Ｓ３を示しており：Ｓ３とＳ１と
を比較すると、再形成された信号が極めて元信号に近い
ことが確認され、したがって医師の視点から解析する
か、または適宜な解析ソフトウェアによって解析するこ
とができる。
後に再形成された信号Ｓ３を示しており：Ｓ３とＳ１と
を比較すると、再形成された信号が極めて元信号に近い
ことが確認され、したがって医師の視点から解析する
か、または適宜な解析ソフトウェアによって解析するこ
とができる。
【００５０】前述したように、この発明は、高周波数領
域におけるスペクトル帯域の拡張に同様に適用可能であ
る。
域におけるスペクトル帯域の拡張に同様に適用可能であ
る。
【００５１】図８、９および１０においては、周波数特
性２４′、３２′、３８′および４４′は図２、３およ
び４において示された特性２４、３２、３８および４４
の鏡像であり、ボード線図の高周波数領域を考慮して示
してある。
性２４′、３２′、３８′および４４′は図２、３およ
び４において示された特性２４、３２、３８および４４
の鏡像であり、ボード線図の高周波数領域を考慮して示
してある。
【００５２】例えばｆ２＝８０Ｈｚの遮断周波数ｆ２の
上においては、入力ステージの周波数特性２６′（図
８）は−６ｄｂ／オクターブの減衰３０′を示し、より
一般的な法則によれば、ｎ×−６ｄｂ／オクターブ、ｎ
は該当するローパスフィルタの次数である。
上においては、入力ステージの周波数特性２６′（図
８）は−６ｄｂ／オクターブの減衰３０′を示し、より
一般的な法則によれば、ｎ×−６ｄｂ／オクターブ、ｎ
は該当するローパスフィルタの次数である。
【００５３】図９は、スペクトルの上端において、この
ステージの特性３２′を示し、これは遮断周波数ｆ２の
下方において平らな部分３４′を有し、ｆ２の上方にお
いて＋６ｄｂ／オクターブ、または一般的にはｎ×＋６
ｄｂ／オクターブの減衰３６′を有する。
ステージの特性３２′を示し、これは遮断周波数ｆ２の
下方において平らな部分３４′を有し、ｆ２の上方にお
いて＋６ｄｂ／オクターブ、または一般的にはｎ×＋６
ｄｂ／オクターブの減衰３６′を有する。
【００５４】第二のローパスフィルタは、平らな部分４
０′ならびに遮断周波数ｆ３より上方における減衰４
２′からなる特性３８′を備え、これは遮断周波数ｆ２
よりも大きく選定され（例えば周波数ｆ３＝２００Ｈ
ｚ）、−１２ｄｂ／オクターブ（または、一般的に（ｎ
＋１）×−６ｄｂ／オクターブ）の傾斜を有し、または
より一般的には、（ｎ＋ｋ）×−６ｄｂ／オクターブ，
ｋ≧１（ｎ＋ｋ次のハイパスフィルタ）の傾斜を有す
る。
０′ならびに遮断周波数ｆ３より上方における減衰４
２′からなる特性３８′を備え、これは遮断周波数ｆ２
よりも大きく選定され（例えば周波数ｆ３＝２００Ｈ
ｚ）、−１２ｄｂ／オクターブ（または、一般的に（ｎ
＋１）×−６ｄｂ／オクターブ）の傾斜を有し、または
より一般的には、（ｎ＋ｋ）×−６ｄｂ／オクターブ，
ｋ≧１（ｎ＋ｋ次のハイパスフィルタ）の傾斜を有す
る。
【００５５】このことは、前述したことを類推すること
により、またその論拠を高周波数へ置き換えることによ
り、システムの安定性、ならびに遮断周波数ｆ３の上方
におけるモジュール１２の出力の残留ノイズの非増幅性
を保証する。
により、またその論拠を高周波数へ置き換えることによ
り、システムの安定性、ならびに遮断周波数ｆ３の上方
におけるモジュール１２の出力の残留ノイズの非増幅性
を保証する。
【００５６】図１０は、高周波数領域における結果的な
バンドパス４４′を示しており、遮断周波数ｆ３（特に
ｆ３＝２００Ｈｚ）までの平らな部分４６′を備え、特
に８０−２００Ｈｚの帯域における重要なスペクトル成
分の蓄積を可能にし、さらにｆ３の上方に強い減衰５
０′を有し、信号の非重要な信号成分を減衰させ、特に
全てのノイズ成分を除去することを可能にする。
バンドパス４４′を示しており、遮断周波数ｆ３（特に
ｆ３＝２００Ｈｚ）までの平らな部分４６′を備え、特
に８０−２００Ｈｚの帯域における重要なスペクトル成
分の蓄積を可能にし、さらにｆ３の上方に強い減衰５
０′を有し、信号の非重要な信号成分を減衰させ、特に
全てのノイズ成分を除去することを可能にする。
【００５７】以上、典型的な実施例に基づいて本発明を
詳細に記述したが、これらの実施例ならびに数値要素は
単に本発明の原理の説明のためのものであり、これに限
定されることはなく、本発明の精神や範囲から逸脱する
ことなく種々の設計変更や他の構成をなし得ることが理
解されよう。
詳細に記述したが、これらの実施例ならびに数値要素は
単に本発明の原理の説明のためのものであり、これに限
定されることはなく、本発明の精神や範囲から逸脱する
ことなく種々の設計変更や他の構成をなし得ることが理
解されよう。
【図１】本発明の好適な実施例に係る心臓信号収集およ
び処理回路を示すブロック線図である。
び処理回路を示すブロック線図である。
【図２】植込み装置の入力ステージのフィルタにおける
周波数特性の減衰を示すボード線図である。
周波数特性の減衰を示すボード線図である。
【図３】入力ステージのフィルタの周波数特性および本
発明に係るフィルタの周波数特性をそれぞれ示すボード
線図である。
発明に係るフィルタの周波数特性をそれぞれ示すボード
線図である。
【図４】本発明によって生じる結果スペクトル応答を示
すボード線図である。
すボード線図である。
【図５】ペースメーカの入力ステージによって収集およ
びフィルタリングされ、本発明に係る補償ステージの付
加後に再形成された心臓内信号を示す説明図である。
びフィルタリングされ、本発明に係る補償ステージの付
加後に再形成された心臓内信号を示す説明図である。
【図６】ペースメーカの入力ステージによって収集およ
びフィルタリングされ、本発明に係る補償ステージの付
加後に再形成された心臓内信号を示す説明図である。
びフィルタリングされ、本発明に係る補償ステージの付
加後に再形成された心臓内信号を示す説明図である。
【図７】ペースメーカの入力ステージによって収集およ
びフィルタリングされ、本発明に係る補償ステージの付
加後に再形成された心臓内信号を示す説明図である。
びフィルタリングされ、本発明に係る補償ステージの付
加後に再形成された心臓内信号を示す説明図である。
【図８】図２と同等のものであり、高周波数領域におけ
るスペクトル帯域の拡大を必要とする場合のボード線図
である。
るスペクトル帯域の拡大を必要とする場合のボード線図
である。
【図９】図３と同等のものであり、高周波数領域におけ
るスペクトル帯域の拡大を必要とする場合のボード線図
である。
るスペクトル帯域の拡大を必要とする場合のボード線図
である。
【図１０】図４と同等のものであり、高周波数領域にお
けるスペクトル帯域の拡大を必要とする場合のボード線
図である。
けるスペクトル帯域の拡大を必要とする場合のボード線
図である。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 パスカル ポンス フランス国、38920 クロレ、アンパース デ フールク 53 (72)発明者 ルク ガルシア フランス国、38330 サン イスミエ、シ ュマン ド レイビュイスン 225
Claims (13)
- 【請求項１】 入力および出力を備え、入力は生理デー
タの収集手段によって発行された信号（Ｓ１）を受信
し、出力は生理データの処理手段に対して信号（Ｓ３）
を伝送し、伝送された信号（Ｓ３）は低域遮断周波数
（ｆｏ）と高域遮断周波数との間のスペクトル帯域を超
える周波数領域に分散し、収集手段が第一の周波数特性
（２４）ならびに第一の遮断周波数（ｆ１）を有する第
一のハイパスフィルタ（１２）と；第一のハイパスフィ
ルタの第一の周波数特性と比較して逆の第二の周波数特
性（３２）を有する強調手段からなる補償ステージ（２
０）とを備え、さらに第一のハイパスフィルタの第一の
遮断周波数（ｆ１）がスペクトル帯域の低域遮断周波数
（ｆｏ）より高くなることからなる改良点を備えるフィ
ルタリング装置。 - 【請求項２】 第二のハイパスフィルタのスペクトル帯
域の低域遮断周波数（ｆｏ）に相当する第二の遮断周波
数を有する第二のハイパスフィルタ特性（３８）をさら
に備える請求項１記載の装置。 - 【請求項３】 強調手段および第一のハイパスフィルタ
が同一の遮断周波数（ｆ１）ならびに互いに逆行する変
換関数を備える請求項１記載の装置。 - 【請求項４】 第二のハイパスフィルタが一つの次元を
有し、第一のハイパスフィルタの変換関数が一つの次元
を有し、第二のハイパスフィルタの変換関数の次元が第
一のハイパスフィルタの次元より高くなる請求項２記載
の装置。 - 【請求項５】 スペクトル帯域の低域遮断周波数（ｆ
ｏ）が０．１Ｈｚの単位となる請求項１記載の装置。 - 【請求項６】 第一のハイパスフィルタの第一の遮断周
波数（ｆ１）が４Ｈｚの単位となる請求項１記載。 - 【請求項７】 入力および出力を備え、入力は生理デー
タ信号の収集手段からの信号を受信し、出力は生理デー
タの処理手段に対して信号（Ｓ３）を伝送し、伝送され
た信号は低域遮断周波数と高域遮断周波数との間のスペ
クトル帯域を超える周波数領域に分散し、収集手段が第
一の周波数特性（２４′）ならびに第一の遮断周波数を
有する第一のローパスフィルタと；第一のローパスフィ
ルタの第一の周波数特性と比較して逆行する第二の周波
数特性（３２′）を有する強調手段からなる補償ステー
ジとを備え、第一のローパスフィルタの第一の遮断周波
数がスペクトル帯域の高域遮断周波数（ｆ３）より低く
なることからなる改良点を備えるフィルタリング装置。 - 【請求項８】 第二のフィルタ特性（３８′）ならびに
スペクトル帯域の高域遮断周波数に相当する第二の遮断
周波数を有する第二のローパスフィルタをさらに備える
請求項７記載の装置。 - 【請求項９】 強調手段がさらに遮断周波数を有し、強
調手段の遮断周波数および第一のローパスフィルタの第
一の遮断周波数がさらに同一の遮断周波数であるととも
に相互に逆行する変換関数を有する請求項７記載の装
置。 - 【請求項１０】 第二のローパスフィルタが一つの変換
関数次元を有し、第一のローパスフィルタが一つの変換
関数次元を有し、第二のローパスフィルタの変換関数の
次元が第一のローパスフィルタの変換関数の次元より高
くなる請求項８記載の装置。 - 【請求項１１】 請求項１ないし１０のいずれかに記載
されたフィルタ装置を内蔵する能動植込み型医療装置。 - 【請求項１２】 能動植込み型医療装置と共に作動し、
請求項１ないし１０のいずれかに記載されたフィルタ装
置を内蔵する外部プログラマ。 - 【請求項１３】 能動植込み型医療装置と共に作動する
外部プログラマ用のインタフェースであり、請求項１な
いし１０のいずれかに記載されたフィルタ装置を内蔵す
るインタフェース。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| FR9700065A FR2758221B1 (fr) | 1997-01-07 | 1997-01-07 | Dispositif de filtrage de signaux d'activite cardiaque |
| FR9700065 | 1997-01-07 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH10229975A true JPH10229975A (ja) | 1998-09-02 |
Family
ID=9502402
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP10001631A Pending JPH10229975A (ja) | 1997-01-07 | 1998-01-07 | 心拍信号をフィルタする装置 |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5954660A (ja) |
| EP (1) | EP0852154B1 (ja) |
| JP (1) | JPH10229975A (ja) |
| DE (1) | DE69824903T2 (ja) |
| FR (1) | FR2758221B1 (ja) |
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| JP2012210476A (ja) * | 2005-09-02 | 2012-11-01 | Emsense Corp | 組織内の電気的活動を検知する装置及び方法 |
| JP2018526088A (ja) * | 2015-08-26 | 2018-09-13 | アナリティクス フォー ライフ インコーポレイテッド | 広帯域位相勾配信号取得のための方法および装置 |
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| US6829509B1 (en) | 2001-02-20 | 2004-12-07 | Biophan Technologies, Inc. | Electromagnetic interference immune tissue invasive system |
| US20020116028A1 (en) | 2001-02-20 | 2002-08-22 | Wilson Greatbatch | MRI-compatible pacemaker with pulse carrying photonic catheter providing VOO functionality |
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| US6725092B2 (en) | 2002-04-25 | 2004-04-20 | Biophan Technologies, Inc. | Electromagnetic radiation immune medical assist device adapter |
| US20050137483A1 (en) * | 2003-12-22 | 2005-06-23 | Fischell Robert E. | Electrogram signal filtering in systems for detecting ischemia |
| US20070213626A1 (en) * | 2006-03-10 | 2007-09-13 | Michael Sasha John | Baseline correction in systems for detecting ischemia |
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| CN103977503B (zh) * | 2014-05-16 | 2016-02-17 | 深圳市理邦精密仪器股份有限公司 | 一种低成本的pace波检测装置及方法 |
| CN109475741B (zh) | 2016-05-31 | 2022-09-27 | 美敦力公司 | 对心脏再同步治疗的基于电描记图的控制 |
| US10362950B2 (en) | 2016-06-24 | 2019-07-30 | Analytics For Life Inc. | Non-invasive method and system for measuring myocardial ischemia, stenosis identification, localization and fractional flow reserve estimation |
| USD843382S1 (en) | 2016-09-21 | 2019-03-19 | Analytics For Life | Display with graphical user interface |
| EP3516562A4 (en) | 2016-09-21 | 2019-12-11 | Analytics For Life Inc. | METHOD AND SYSTEM FOR VISUALIZING RISKY CARDIAC TISSUE |
| WO2018158749A1 (en) | 2017-03-02 | 2018-09-07 | Analytics For Life, Inc. | Method and apparatus for wide-band phase gradient signal acquisition |
| JP7429371B2 (ja) | 2018-06-18 | 2024-02-08 | アナリティクス フォー ライフ インコーポレイテッド | 生体物理信号における非同期ノイズを定量化し、かつ除去するための方法およびシステム |
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|---|---|---|---|---|
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| FR2699413B1 (fr) * | 1992-12-23 | 1995-02-24 | Ela Medical Sa | Stimulateur cardiaque implantable. |
| JPH06325308A (ja) * | 1993-05-14 | 1994-11-25 | Hitachi Ltd | ディジタル情報再生装置 |
-
1997
- 1997-01-07 FR FR9700065A patent/FR2758221B1/fr not_active Expired - Fee Related
-
1998
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