JPH1085344A - 心臓信号中の電極分極成分を抑圧する方法および装置 - Google Patents

心臓信号中の電極分極成分を抑圧する方法および装置

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JPH1085344A
JPH1085344A JP9232303A JP23230397A JPH1085344A JP H1085344 A JPH1085344 A JP H1085344A JP 9232303 A JP9232303 A JP 9232303A JP 23230397 A JP23230397 A JP 23230397A JP H1085344 A JPH1085344 A JP H1085344A
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heart
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Kjell Noren
ノレーン クエル
Hans Strandberg
ストランドベリ ハンス
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Abstract

(57)【要約】 【課題】 検知された心臓信号においては、誘発応答成
分はそれよりも大きい振幅の分極成分によって劣化され
ている。その際、単に信号処理だけを用いることで、植
え込まれた医療機器により得られる検知信号から誘発反
応成分を抽出する方法および装置を提供する。 【解決手段】 検知された心臓信号が微分処理または自
己相関処理された検知心臓信号に加えられ、元の検知心
臓信号と微分処理または自己相関処理された信号との間
で差が形成される。これにより検知心臓信号から誘発応
答成分が抽出される。

Description

【発明の詳細な説明】
【0001】
【発明の属する技術分野】本発明は、電気信号を心臓へ
供給することにより心臓を刺激し、刺激が成功すれば心
臓から誘発応答が発せられ、前記電気信号の供給後、心
臓において電気的なアクティビティを検知し、分極成分
および刺激が成功した場合には誘発応答成分を含む検知
心臓信号を得るように構成されている、検知された心臓
信号中の電極分極成分を抑圧する方法および装置に関す
る。
【0002】
【従来の技術】植え込まれたペースメーカにより刺激パ
ルスが供給された後、ペースメーカは典型的には、心臓
が刺激パルスに対し応答(収縮)したか否かを判定する
ため、刺激パルス送出モードから検知ないし測定モード
へ切り換えられる。刺激パルスの結果、心臓が収縮した
ならば、このことは“捕捉(capture)”として知られ
ている。捕捉が存在するということは、所望の応答とい
う結果を得るのに刺激パルスの振幅が十分な大きさを有
していたことということである。この場合、植え込まれ
たペースメーカのバッテリーエネルギーを維持してバッ
テリー寿命を増やすために、刺激パルスの振幅を最小に
するのが有利である。多くのペースメーカは、捕捉およ
びそれに加えてセーフティマージンの得られる値に刺激
パルスを周期的または連続的に調節するために、自動捕
捉(AutocaptureTM)機能を採用している。
【0003】しかしながら、誘発された応答を表す信号
は、検知された信号中にどうしても含まれてしまう他の
信号成分よりもかなり小さいものである。誘発される応
答成分は典型的には、数mVの領域の著しく小さい振幅
である。検知される信号の主要な成分は、Vの単位の用
いられる領域の大きさをもつ減少分極電圧から成る。た
とえば、新しいペースメーカが植え込まれ、数年にわた
り患者の中にあった(以前に植え込まれた)単極の古い
電極にそのペースメーカが接続されるときに発生する高
い電極分極が存在するような場合、分極電圧が殊に主要
なものとなる。
【0004】検知される信号はこれら2つの成分の和で
あり、分極電圧に起因して生じる不所望な信号成分は、
所望の(誘発反応の)成分よりも何倍も大きくなる可能
性がある。
【0005】分極電圧Uを表すためにしばしば用いら
れる単純化されたモデルは、抵抗を介したコンデンサの
指数関数的な放電である。よく知られているようにこの
ような回路は時定数τをもっており、これは積RCであ
る。コンデンサ両端間の初期電圧Uは刺激パルスの振
幅と等しく、したがって分極電圧は次式で表される: U=U1/ τ これは単純化されたモデルであるが、さらに詳しく分析
すると値τは時間に関し実際には一定ではない。これは
患者に対する外部の影響および/または植え込まれたペ
ーシングシステムに起因する可能性がある。τの値を変
化させる別の要因は、植え込み後に電極チップ周囲で生
じる組織の内成長の程度である。患者の体のポジション
つまり患者が腹臥体位にあるか立位にあるかによって、
分極特性に影響が及ぼされる。
【0006】しかも、刺激電圧に関して分極は直線的な
ものではない。心房内および心室内の刺激を比較してみ
ると、心房内の分極の方が心室内の分極よりも大きいと
確認されることが多い。したがって、心房内で誘発され
る応答の検出は心室内における場合よりもいっそう困難
である。また、検知される信号中の心臓成分は心房内に
おける電極の位置にも大きく依存する。たとえ心房内で
数mmだけ電極の位置をずらしても、その結果、測定さ
れるIECG信号における振幅は係数10、変化する可
能性がある。自動捕捉の目的で心房内において検知を行
う場合、応答欠如が検出されたとき、所定の時間内で心
房に対しバックアップ刺激パルスを供給する必要はな
い。しかしこのことに対する前提条件は、心室内で行わ
れる捕捉検知を伴うDDDシステムにおける状況のよう
に、心室で収縮が生じていることである。いくつかの拍
動にわたり心房内で収縮が欠けていても、この状況は危
険ではない。
【0007】あらゆる電極システムやあらゆるペーシン
グシステムにおいて、つまり単極であっても双極であっ
ても古いタイプの電極であっても新しいタイプの電極で
あっても、誘発された応答をおなじようにして検出でき
たならば、このことはきわめて有利である。誘発反応の
検出能力を改善するため一般に行われてきた1つの試み
は、小さい分極電極を開発することにより分極成分の振
幅を低減しようとすることである。そのような小さい分
極電極はそれに付随する別の欠点を有しており、不明瞭
にさせる分極成分から誘発反応を抽出するために効果的
な信号処理方法を工夫するならば、これによって小さい
分極電極のための要求が低減されるかまたはなくされる
ことなる。
【0008】分極を減少させるための他の公知の手法
は、刺激パルス送出後にただちに逆向きの極性のパルス
(放電パルス)を送出することである。これとは別のパ
ルス列の形状構成も知られている。しかしながらこのよ
うな手法は、検出の問題点の解消殊に心房における検出
の問題点の解消を保証するものではない。Pacesetterに
より市販されている Microny (登録商標)ペースメー
カは、検知増幅器の飽和を避けるため双極電極のリング
上におけるIECGの別個の検知を利用している。別の
手法によれば、時間的に互いに近づけられて発せられる
2つの刺激パルスが用いられる。この場合、2番目のパ
ルスはたとえば、最初のパルス後100msで送出され
る。その際、最初のパルスにより心臓が刺激され、した
がって(もしうまくいったならば)分極信号およびそれ
に加えて誘発反応が生じるが、このような短期間内では
心臓は別の誘発反応を発生させることはできず、したが
って第2のパルスは分極信号だけしか含まないことにな
る。この場合、分極信号を単独でメモリに格納させるこ
とができ、これが分極信号と誘発反応成分の両方を含む
信号から減算される。
【0009】
【発明が解決しようとする課題】本発明の課題は、単に
信号処理だけで、つまり特別なパルス列を発生させたり
特別な電極を使用したりせずに、植え込まれた医療機器
により得られる検知信号から誘発反応成分を抽出する方
法および装置を提供することにある。
【0010】さらに本発明の別の課題は、どのような電
極システムを用いて使用するのにも適した、つまり単極
電極構成および双極電極構成のいずれを用いて使用する
のにも適した上記のような方法および装置を提供するこ
とにある。つまりこのことは、刺激のためのものと同じ
電極を用いて、あるいはたとえばリングのような別の電
極表面を用いて検知を行うことを意味する。
【0011】ここで生じる最も困難な状況は単極電極を
使用した心房内の検知であり、この場合、心房内に配置
された電極チップと不関電極または帰還電極として用い
られるペースメーカケーシングとの間で検知が行われ
る。したがって本発明の別の課題は、このような最も困
難な状況のもとでさえ誘発反応成分を検知された信号か
ら確実に抽出できるようにした方法および装置を提供す
ることにある。
【0012】
【課題を解決するための手段】本発明によればこの課題
は、a)検知された心臓信号に対し自己相関関数処理を
行って自己相関信号を形成するステップと、b)検知さ
れた心臓信号と前記自己相関信号とを互いに正規化する
ステップと、c)正規化された検知心臓信号と正規化さ
れた自己相関信号との差を形成して誘発応答成分を抽出
するステップ、を有することにより解決される。
【0013】
【発明の実施の形態】このように本発明による方法およ
び装置によれば、刺激パルスのような電気信号が生体内
で心臓へ供給され、この心臓の供給後、心臓における電
気的なアクティビティが検知され、これによって検知心
臓信号が得られる。
【0014】本発明の1つの実施形態によれば、検知心
臓信号に対し自己相関関数処理が行われ、自己相関信号
と検知心臓信号が互いに正規化される。次に、正規化さ
れた検知心臓信号と正規化された自己相関信号との間で
差が形成され、これにより誘発応答成分が抽出される。
【0015】この実施形態によれば、1つのデータ収集
窓内で検知を行うことができ、このデータ収集窓の一部
分である1つの計算窓において自己相関関数処理が行わ
れる。その際、検知された心臓信号に対しアンチエイリ
アシングフィルタ処理を行うことができ、その後、デー
タ収集窓が選択される。また、このデータ収集窓内で検
知心臓信号に対し前処理を行うこともでき、前処理され
た信号が正規化および差の形成にあたり検知心臓信号と
して用いられることになる。この前処理はたとえば、検
知心臓信号の1階導関数を行うものとしてもよいし、あ
るいはハイパスフィルタ処理とすることもできる。
【0016】検知心臓信号と自己相関信号の正規化はた
とえば、これら2つの信号中の個々の最大値を識別し、
それらの最大値を1つの共通の最大値たとえば1にセッ
トすることで行える。この実施例の場合、該当周期中に
データが収集され、その後、収集されたデータが処理さ
れる。
【0017】しかし本発明による方法および装置を、リ
アルタイム処理を用いて実現することもできる。この第
2の実施形態によれば、検知心臓信号に対しローパスフ
ィルタ処理が行われ、次に微分される。これに続いて、
微分されていない検知信号と微分された検知信号の和が
形成され、結果として生じた和の増幅が行われる。この
増幅を、分極の影響が最小となるようコントロールする
ことができる。次に、増幅された和信号は信号レベル検
出のため比較器へ供給することができる。必要であれ
ば、比較の前に増幅された和親号を微分することができ
る。そしてレベル検出段の出力によって、元の信号中に
誘発応答成分が含まれていたか否かが表され、このレベ
ル検出の結果を適切な用途のためのペースメーカロジッ
ク回路へ供給することができる。
【0018】この第2の実施形態は、個別の回路コンポ
ーネントにより容易に実現できるこという利点を有して
いるが、先に述べたように値τが時間に関し一定でなけ
れば分極信号の除去が完全には行われないという欠点も
有している。この第2の実施形態は多くの目的に対し十
分に精確なものであるが、内部でプログラミングされる
セッティングや外部のプログラミング装置によりテレメ
トリを介してプログラミングされるセッティングを用い
るようなかたちで、増幅器のセッティングを分極信号の
最良の減衰を達成するため適応的に調整できる場合に殊
に有用である。
【0019】第1の実施形態は、不所望な分極信号のき
わめて効果的な除去を行えるという利点を有している
が、最終結果つまり誘発応答が生じたか否かの識別が、
バックアップ刺激パルスの発生に必要な時間よりもあと
になって得られることになるという欠点を有している。
しかしこの欠点は、刺激パルスの振幅変化の適切なシー
ケンスを利用することで補償できる。たとえば第1の閾
下パルス後、自動捕捉検出結果が過度に遅く得られたた
めバックアップパルスは供給されない。しかし第1の実
施形態による自動捕捉検出は動作し続け、次の刺激パル
スは振幅を僅かに増幅させて発せられ、これに続いて6
0ms後にバックアップパルスが供給される。
【0020】この場合、第2のパルスに続いて得られた
データを使用する第1の実施形態による計算は、バック
アップパルス供給後に行われる。そして十分な刺激マー
ジンに達するまで、振幅が増加されてバックアップパル
スの”盲目的な”供給が続けられる。十分な刺激マージ
ンに達すれば、もはやバックアップパルスは供給されな
い。このようにして、刺激の完全な監視を安全に行うこ
とができる。
【0021】また、これら2つの実施形態を組み合わせ
ることも可能であり、たとえば、バックアップパルスを
供給すべきか否かを判定するために数学的に低減された
分極を用いて予備検出を行い、その後、刺激振幅を決定
するために高精度の後処理を行うこともできる。
【0022】次に、図面を参照しながら実施例に基づき
本発明について詳細に説明する。
【0023】
【実施例】図1には、人間の心臓をペーシングするため
の典型的な端極システムが示されており、この場合、心
室内に配置された電極によるVVI構成である。ここで
開示する回路は、ペースメーカケーシング内に収容する
ことができる。さらにここで開示する方法および装置
は、心房にも心室にも電極の設けられたDDDシステム
のような他の形式のペーシング構成における使用にも適
したものである。図1のVVI構成の場合、電極チップ
と金属製ペースメーカケーシング(容器)との間で刺激
ならびに検知が行われる。典型的には、心臓信号成分は
心室と比べて心房内では約10倍小さいものとなる。
【0024】本発明による方法および装置を説明するた
め、図2には先に述べた指数関数的な減衰モデルに基づ
く典型的な放電特性曲線が示されている。図2中の放電
特性曲線の端部は3Vの振幅のところにあり、100m
sの時定数で減衰している。図2に実例として示されて
いる特性曲線における振幅は0.6秒後、7mVまで減
衰している。この信号は、高速な放電パルスがない場合
の(スケールどおりではない)分極減衰の単純なモデル
を表している。ペースメーカにより送出される刺激は負
の極性であるため分極は負の極性であるが、図2では正
の極性であるものとして示されており、この約束事は他
の全ての図面についても適用される。
【0025】図3には、図2の指数関数的な減衰信号に
対する自己相関信号が示されている。使用される特定の
自己相関計算アルゴリズムに依存して、結果として生じ
る振幅は僅かに異なる可能性がある(したがって振幅を
表すものとして垂直軸が一般的に定義されているが単位
や目盛は示されていない)。しかしここ重要な要素は、
自己相関信号も指数関数である点ならびに時定数が元の
信号のものと同じ点である。このことは、ここで開示す
る自己適応形信号処理方法および装置の場合に常にあて
はまる。
【0026】図2および図3に示した2つの信号をたと
えば時点t=0において振幅=1にセットして正規化す
ることによって、図4に示す信号が得られる。振幅の目
盛ゆえに2つの信号間のわずかな差は図3からは読み取
れないが、図5にはその差が示されており、この図では
振幅の目盛がその差が現れるようにするのに適切なもの
となっている。
【0027】したがって図2、図3および図4に示した
一連の過程によって、以下のような一般的な基礎事項が
説明されている。すなわちこれは、前述の指数関数的な
減衰モデルを使用し、どのようにして最終的な差分信号
が得られ、極端に小さい成分をもつ信号を、全体として
はそのような小さい振幅の成分を劣化させてしまう成分
を含む信号から抽出するのにどのような技術を用いるの
か、を示すものである。図6〜図9には、図6に示され
ているテスト信号を用いる方法が示されており、このテ
スト信号によって抽出したいタイプの誘発反応を表すも
のである。しかし図6に示されているテスト信号は、実
際どおりの誘発反応ではない。なぜならば図6に示した
信号中のピークは、刺激パルスが発生したものとする時
点である時点t=0後に過度に遅れて発生しているから
である。典型的には、実際に誘発される応答は刺激パル
ス後、約50msにおいて発生することになる。
【0028】次に、図6に示されているテスト信号を用
いた技術について、図2の指数関数的な減衰モデルをも
う1度用いて説明する。この場合、実際に検出される信
号は図2および図6で示した特性曲線の和となり、これ
は図7に示されているが、やはり振幅の目盛が比較的高
いため、誘発反応信号の詳細は識別できない。上述のと
おり、図7に示されている信号に対し自己相関関数処理
がなされ、さらに元の信号と自己相関信号がt=0で正
規化され、その結果、図8に示した特性曲線が得られ
る。その後、正規化された元の信号と正規化された自己
相関関数との間の差が計算され、図9にはその結果が示
されており、この図によれば抽出された誘発反応成分が
明瞭に示されている。図9に示されている信号は元の信
号と非常によく似ているように見えるが、実際には元の
信号に対し自己相関処理されて作り替えられたものであ
る。自己相関関数計算は線形の演算であり、つまりこの
ことは、図8に示されている正規化された自己相関信号
は指数関数成分と心臓信号から生じた成分との和である
ことを意味している。したがって、検出された信号の形
態については元の信号とは異なるかもしれないが、周波
数成分は2つの信号において同じである。
【0029】比較の目的で、典型的なペースメーカ増幅
器の応答を用いた実例を図10および図11に示す。図
10に示されているフィルタ応答は、Pacesette により
市販されている Microny (登録商標)におけるペース
メーカ増幅器の場合と非常に似ているが、この場合には
ゲインを1にセットしている。対象とする領域における
特性曲線の増幅は、図11からわかるとおりこの状況の
明瞭性を向上させるものではない。大きな負の極性の部
分は、入力フィルタの過渡特性に依存するアーチファク
トであり、探し求めている信号は、図11に示されてい
る増幅された特性曲線においてさえ、ほとんど見分けが
つかない。
【0030】ただ1つの指数関数を用いた上述の単純な
モデルは制限を有するものである。一定のレベルがこの
信号に加わると(つまりオフセット)、精確な検出の可
能性が著しく低下する。臨床の状況においては、多数の
形式のドリフトも発生する。しかし効果的な手法は、種
々の時定数をもつ指数関数の和として分極をモデリング
することである。それらの時定数の範囲は(1msより
も短いように)著しく高速なものから、中間のもの(数
10ms)さらには(100ms以上のように)それよ
りも長いものまである。この範囲のうち最も重要なの
は、高速な時定数と中間の時定数である。2つの時定数
をもつ信号から計算される自己相関関数によれば小さ
い”起伏”が描かれ、そこにおいて信号内容は第2の時
定数によっていっそう優勢的になる。しかしこれは、誘
発反応成分を抽出するこの技術の利用について欠点とな
る可能性がある。検出すべき心臓応答の時間領域に依存
して、種々の時定数が測定信号中で優勢になる可能性が
ある。分極に関する典型的な時定数は30msであり、
誘発反応に対する検出窓は刺激パルスに続いて5ms〜
50msの範囲となる。
【0031】図1に示した上述のVVI構成は特に困難
な測定状況を表している。先に述べたように、心臓信号
は心室内の電極チップとペースメーカケーシングとの間
で検知される。刺激振幅は典型的には−5Vであり、電
極の分極はこの値の約10%の開始振幅をもっていて、
これは著しく高い電極分極を表している。
【0032】以下では、それぞれ異なるタイプの信号を
識別する6つのテストケースについて述べる。この場
合、各テスト信号は図1に示されている構成を利用して
しているが、6番目のテストケースは心房の検知をシミ
ュレートするように構成されたものである。
【0033】以下の説明において、本発明の原理に基づ
く信号処理は図12に示されている第1の実施形態を使
用して行われる。そこに示されているように刺激ならび
に検知は、チップ電極と不関電極として用いられるペー
スメーカ容器との間で行われる。検出された信号は前置
フィルタへ供給され、このフィルタはアンチエイリアシ
ングフィルタとすることができ、典型的には250Hz
において3dBのポイントを有する2次のローパスフィ
ルタとすることができる。この前置フィルタにおいて増
幅を行うこともできる。前置フィルタの出力はA/D変
換器においてディジタル形式へ変換され、タイミングコ
ントロール部により設定されたデータ収集窓中にサンプ
ルが収集されて信号バッファに格納される。
【0034】信号バッファからのサンプル(使用されて
いるならば前処理段の出力)は処理段へ供給され、そこ
において1つの計算窓内で自己相関関数の計算が行われ
る(前処理段が用いられているならばそこにおいてその
計算窓内で前処理も行われる)。この計算窓はタイミン
グコントロール部によって規定される。
【0035】さらに処理段の出力は正規化・差形成ユニ
ットへ供給され、このユニットにおいて先に述べた正規
化および差の形成が行われる。選択的に後処理段におい
て差分信号に対し後処理を行うことができる。この後処
理はたとえば信号の微分またはフィルタリングとするこ
とができる。
【0036】正規化・差形成ユニットの出力(使用され
ているならば後処理段の出力)は検出器へ供給され、こ
の検出器は検出窓内で差分信号を分析し、誘発反応が発
生したか否かを判定する。この検出窓もタイミングコン
トロール部によりセットされる。検出器は出力信号をペ
ーシングロジックおよびコントロール部へ供給し、そこ
において周知のやり方で、誘発反応が検出されたか否か
に依存して適切な動作が実行される。
【0037】シミュレートされる第1の測定状況は、複
数の成分から成る測定信号を利用する。つまりそれらは
分極に依存する3つの異なる指数関数成分であり、すな
わち5mVの振幅および0.2msの時定数をもつ高速
の成分と、450mVの振幅および30msの時定数を
もつ中間の部分と、45mVの振幅および200msの
時定数をもつゆっくりとした部分とである。さらにこの
信号は、−5mVのオフセットレベルおよび+10mV
/sの線形の傾きも有している。
【0038】第1の実例で使用される図13に示されて
いるテスト信号は、論文"Analysisof the Morphology o
f the Unipolar Endocardial Paced Evoked Response",
Brouwer 等著、PACE, Vol.13, 5.1990, p.302-313 か
ら得られたものである。
【0039】図13に示されている特性曲線は、それぞ
れ異なるメーカの多数の電極を使用して実行された誘発
反応の測定に基づいている。この信号は、心室電極チッ
プとペースメーカ容器との間において単極方式で測定さ
れたものである。その際、著しく小さい分極を達成する
ため3つのフェーズの刺激パルス複合体が用いられた。
したがって図13中の特性曲線は、検出したい信号の純
粋な心臓成分を示している。先に挙げた論文では全部で
103個の電極が調査され、その際、第1の目標は信号
の最初の最小値を検出することであり、これは刺激パル
ス後36msで生じる。
【0040】既述のとおり、分析される信号全体は心臓
成分と分極の和である。この場合、心房内の心臓成分は
心室内よりもかなり小さい。実例を挙げると心室内では
15mVであり心房内では2mVである。このため分極
の存在は心房電極にとってより大きな問題であり、以下
ではこのような状況が分析される。
【0041】図14には、図13における誘発反応信号
に関する信号スペクトルが示されており、この場合、最
大成分が1.95Hzのところにあることがわかる。
【0042】検出アルゴリズムをさらに評価するため
に、刺激パルス後45msの時点で信号に小さい成分が
加えられ、これは最初の最小値後の小さいノッチとして
現れる。この信号は図15に示されており、第2のテス
ト信号を構成する。
【0043】図16には第3のテスト信号が示されてお
り、これは一定値0を有する誘発反応である。この第3
のテスト信号を使用する理由は、信号処理による残りの
成分を識別できるようにするためである。この場合、分
析される信号全体はもっぱら分極により生じるものであ
る。
【0044】以下では、第1、第2および第3のテスト
信号の各について分析が行われる。以下の分析において
ここで述べておくと、著しく大きくなるよう分極が選定
されており、それには重大な分析の困難性を表す複数の
成分が含まれている。したがって測定された信号は著し
く劣化しており一般的にあてはまらないかもしれない
が、この実例により図12に示されている本発明の実施
形態がこのような厳しい信号状態のもとでどのようにし
て信頼性のある検出を行えるのかが示される。この方法
および装置の第1の目的は、検出可能な誘発反応信号を
抽出し、この状況と誘発反応のない場合(図16)とを
区別することである。
【0045】図17には、テスト信号1について未加工
の誘発反応信号が示されており、図18には、未加工信
号中における分極、バイアス、ドリフトおよび誘発反応
成分の和が示されており、図19には、本発明による信
号処理によって抽出された信号が示されている。
【0046】さらに図20には、未加工の形態において
ノッチを有する単極の誘発反応が示されており、図21
には、この第2のテスト信号に対する分極、バイアス、
ドリフトおよび誘発反応の和が示されており、さらに図
22には、本発明による信号処理によって抽出された信
号が示されている。
【0047】図23には、誘発反応のない様子を表す未
加工信号が示されており、図24には分極、バイアス、
ドリフトおよび誘発反応成分の和が示されており、さら
に図25には、本発明による信号処理により抽出される
信号が示されている。
【0048】第1、第2および第3のテスト信号に関す
るテスト事例の各において、測定された信号に対しまず
はじめにアンチエイリアシングフィルタ処理を施し、刺
激パルス後400msのデータ収集インターバルを用い
た。この窓で用いた前処理は、(選択的にハイパスフィ
ルタ処理を用いることもできるが)微分の形態のものと
した。次に、データ収集窓の一部であるタイムインター
バルを計算窓として使用した。これは刺激パルス後10
−400msのタイムインターバルである。この窓にお
いて自己相関関数が計算される。続いてやはりこの計算
窓において、前処理および処理された両方の信号の正規
化を、最大絶対値=1と設定することにより実行した。
この場合、差を形成する前に振幅は10msのところで
ゼロに変位した。各事例において結果として得られた差
信号は、それぞれ図19、図22、図25に示されてい
る。
【0049】テスト事例4,5は、小さい分極を有する
信号に対して行われている。つまりテスト事例4,5に
おける分極は、先の事例1〜3における分極を10で割
ったものに等しい。測定された信号は分極に依存する3
つの異なる指数関数部分を有する成分から成り、すなわ
ち0.5mVの振幅と0.2msの時定数を有する高速
な部分と、0.45mVの振幅と30msの時定数を有
する中間の部分と、4.5mVの振幅と200msの時
定数を有するゆっくりな部分とを有する。測定された信
号は、−0.5mVの一定のオフセットレベルと+1m
V/sの直線的な傾きを有していた。この場合、事例1
〜3について説明したものと同様にして信号処理を行っ
たが、それよりも短い時間窓を採用し、つまり400m
sの代わりに200msを採用した。
【0050】図26にはテスト事例4に関する未加工の
誘発反応信号が示されており、これは心室内の小さい分
極を有していて、いっそう短い時間窓を用いることがで
きる(このような状況は図27〜30およびず32につ
いても生じている)。図26の信号に関する分極、バイ
アス、ドリフトおよび誘発反応成分の和が図27に示さ
れており、さらに図28には本発明による信号処理の結
果が示されている。
【0051】5番目のテスト事例の場合、図29に示さ
れているように誘発反応のない状態が用いられ、これも
やはり心室内で小さい分極を有し、いっそう短い時間窓
が採用されている。さらに図30には、未加工信号中の
分極、バイアス、ドリフトおよび誘発反応成分の和が示
されており、図31には本発明による信号処理により抽
出された信号が示されている。
【0052】最後に、テスト事例6は、大きい分極を有
する心房内で検知された測定信号を用いた処理を表して
いる。この6番目のテスト事例に関する分極成分は、最
初の3つのテスト事例の場合と同じである。心房内の状
況をシミュレートするため、誘発反応信号は係数5でス
ケーリングされる。この場合、時間窓は400msであ
る。この状況に関する誘発応答のない状態は、上述の第
3のテスト事例(図23〜25)と同じである。
【0053】図32にはこの6番目のテスト事例に関す
る未加工の誘発応答信号が示されており、図33には分
極、バイアス、ドリフトおよび誘発応答成分の和が示さ
れており、さらに図34には本発明による信号処理によ
って抽出された信号が示されており、これは図25に示
されているなにもない状態と似ている可能性がある。
【0054】上述の各テスト事例のすべてからわかるよ
うに、本発明による信号処理によって抽出された信号を
誘発反応のない状態で抽出された信号と容易に区別する
ことができ、したがって誘発応答の存在の検出を容易に
行うことができる。
【0055】既述のように、図12に示されている信号
処理の実施形態はマイクロプロセッサを用いて実装する
のに最も適しているが、そこでは計算はリアルタイム処
理されない。リアルタイム分析のための本発明の1つの
実施形態によれば、得られた分析結果から必要に応じて
バックアップパルスを適正な時点で発生させることがで
き、これについては図35のブロック図と図36図の詳
細図に示されている。
【0056】図35に示されているように関電極と不関
電極との間で検知が行われ、この場合、関電極として心
室内に配置されたチップ電極を用い、不関電極としてペ
ースメーカを用いるようにする。関電極と不関電極は高
電圧保護段を介して接続されており、これは除細動保護
としてペースメーカ回路の他の部分を除細動のときに生
じる高電圧から保護するものである。図35の実施例で
はこの保護段はツェナダイオードを有しているが、これ
にはサイリスタも適している。さらに図35に示されて
いる回路には標準的な刺激パルス発生器が設けられてお
り、これは関電極と不関電極を介して刺激パルスを送出
する。刺激パルスの送出後、ペースメーカ・コントロー
ル・エレクトロニクスはペースメーカの動作を検知(測
定)心臓信号による検知モードへ切り換え、この信号に
は既述の分極成分が含まれており、これは心臓信号検出
器1および2を介して受信される。各検出器1および2
の出力側はレフラクトリーロジックと接続されており、
これら2つのレフラクトリーロジックの出力側はペース
メーカ・コントロール・エレクトロニクスへ導かれてい
る。本発明を実践するにはただ1つの検出だけでよい
が、2つ以上の検出器を使用することで検出率が高ま
り、および/または異なるタイプの心臓信号を保護する
ことができる。ペースメーカ・コントロール・エレクト
ロニクスは周知のようにテレメトリ通信ユニットを介し
て(図示されていない)外部プログラミング装置と通信
する。
【0057】心臓信号検出器1は誘発応答検出のためだ
けに用いられるか、あるいは誘発応答と自発性の心臓信
号検出の両方のために設けることができる。前者の場合
であれば心臓信号検出器2が自発性の検出に用いられ、
後者の場合であれば心臓信号検出器2は不要である。
【0058】図36には心臓信号検出器1および2の詳
細が示されており、この場合、それらの検出器は同等の
ものである。各検出器は入力側のすぐ後にデカップリン
グコンデンサを有しており、これはハイパスフィルタと
しても用いられる。これに続いてローパスフィルタ段が
設けられており、これにはゼロ化スイッチも設けられて
いて、このスイッチは刺激パルス送出中、閉じられてい
る。ローパスフィルタ段に続いて微分段が設けられてお
り、そこにおいてローパスフィルタ出力の1階導関数が
得られる。この1階導関数はローパスフィルタ出力とと
もに和形成段へ供給され、その際、ローパスフィルタ出
力は微分段を迂回して和形成段へダイレクトに供給され
る。和形成段において1階導関数と元の信号が加算さ
れ、その出力は別の微分段で微分される。次に、第2の
微分段の出力は、コントロール・エレクトロニクスによ
りセットされた検知閾値電圧との比較によりレベル検出
される。このレベルは、テレメトリ通信を介して体外の
プログラミング装置によりセットできる。検出段の出力
は、ペースメーカ・コントロール・エレクトロニクス内
に設けられているペーシングロジックへ供給される。
【0059】図37、図38、図39には、図36の位
置Iにおける影響を受けていない誘発応答信号、劣化さ
せる分極信号および誘発応答信号と分極信号との組み合
わせがそれぞれ示されている。また、図40、図41、
図42には、図36の位置IIにおける微分された誘発
応答信号、微分された分極信号および誘発応答と分極の
組み合わせの微分されたものがそれぞれ示されている。
【0060】さらに図43、図44、図45には、元の
誘発応答信号と微分された誘発応答信号の和、元の分極
信号と微分された分極信号の和、および図36の位置I
IIにおいて生じる分極を伴う元の誘発応答信号と分極
を伴う微分された誘発応答信号の和がそれぞれ示されて
いる。そして図46には、図36の位置IVにおいて生
じる後続の信号処理の結果(つまり検出前の微分結果)
が示されており、実例として検出レベルが示されてい
る。この検出レベルは、既述のように後続の検出段にお
いてコントロール・エレクトロニクスによりセットされ
る。図46に示されている信号は検出レベルを超えたピ
ークを有しているが、このような信号は誘発応答を含む
ものとして記録される。レベル検出の代わりに、あるい
はそれに加えて、当業者に周知の他の技術を用いること
もできる。
【0061】比較のため、図47には図36の位置Iで
現れるような自発性の心臓信号が示されており、図48
には位置IIで現れるような微分された自発性の心臓信
号が示されている。また、図49には位置IIIで現れ
るような元の心臓信号と微分された心臓信号の和が示さ
れており、さらに図50には、位置IVで現れるような
検出前の微分を伴う後続の信号処理の結果が示されてい
る。そして図50には、やはり検出レベルが示されてい
る。
【0062】図36に示した装置の代わりに、スイッチ
ド・キャパシタ技術のような他の技術を用いて信号処理
を行うこともでき、その場合、信号処理はサンプリング
および集積回路上の各キャパシタ間での電荷移送により
行われる。スイッチド・キャパシタ技術を用いると、微
分および和形成を容易に実装させることができる。処理
は、信号中の対象成分のうち最も速い変化よりもさらに
高いサンプリング周波数で行われる。つまりこのこと
は、最適なサンプリング周波数は500〜1500Hz
の間にあることを意味する。この場合、検出(比較)回
路において比較可能な電圧レベルが結果となる。
【図面の簡単な説明】
【図1】単極のリード線および心臓の心室に配置された
電極を有し、本発明に従って構成されて動作するペース
メーカの概略図である。
【図2】RC回路モデルを使用した典型的な放電特性曲
線を示す図である。
【図3】図1の特性曲線の自己相関関数を示す図であ
る。
【図4】図1の指数関数的に減衰する特性曲線と図2の
自己相関関数をt=0において正規化した様子を示す図
である。
【図5】正規化された信号間の差を示す図である。
【図6】検知された信号から抽出すべき誘発応答信号を
の実例を示す図である。
【図7】検知された信号中の分極と誘発応答の和を示す
図である。
【図8】検知された信号とその自己相関関数を時点0に
おいて正規化した様子を示す図である。
【図9】本発明による正規化された信号間の差を示す図
である。
【図10】典型的なペースメーカ検知増幅器フィルタの
応答特性を示す図である。
【図11】図10のペースメーカフィルタ応答特性の詳
細拡大図である。
【図12】本発明に従って構成され動作する検知心臓信
号から誘発応答成分を抽出する装置の第1の実施形態を
示す図である。
【図13】文献から得られた検出すべき単極の心内誘発
応答を示す図である。
【図14】図13の信号の振幅スペクトルを示す図であ
る。
【図15】第1の最小値に続いてノッチを有する検出す
べき別のタイプの誘発応答に関する理想的な形態を示す
図である。
【図16】本発明の説明に用いるための常にゼロである
誘発応答を示す図である。
【図17】図13に示した文献中の形態とほぼ一致する
理想的な誘発応答信号を未加工のまま示す図である。
【図18】未加工の検知信号における分極、バイアス、
ドリフトおよび誘発応答成分の和を示す図である。
【図19】本発明による信号処理によって抽出された信
号を示す図である。
【図20】図15に示した理想的な形態に対応する未加
工の誘発応答信号を示す図である。
【図21】未加工の検知信号における分極、バイアス、
ドリフトおよび誘発応答成分の和を示す図である。
【図22】本発明による信号処理によって抽出された信
号を示す図である。
【図23】一定値ゼロを有する未加工の誘発応答信号を
示す図である。
【図24】未加工検知信号中の分極、バイアス、ドリフ
トおよび誘発応答の和を示す図である。
【図25】本発明による信号処理によって抽出された信
号を示す図である。
【図26】比較的小さい分極が心室中に存在する場合に
用いることのできる比較的短い時間窓をもつ別の誘発応
答信号を示す図である。
【図27】未加工の検知信号中の分極、バイアス、ドリ
フトおよび誘発応答の和を示す図である。
【図28】本発明による信号処理によって抽出された信
号を示す図である。
【図29】常にゼロである値を有し、比較的短い時間窓
と比較的小さい心室内の分極を有する別の未加工の誘発
応答信号を示す図である。
【図30】未加工の検知信号中の分極、バイアス、ドリ
フトおよび誘発応答成分の和を示す図である。
【図31】本発明による信号処理により抽出された信号
を示す図である。
【図32】心房内に高い分極なく生じる未加工の誘発応
答信号の実例を示す図である。
【図33】未加工の検知信号における分極、ドリフト、
バイアスおよび誘発応答成分の和を示す図である。
【図34】本発明による信号処理によって抽出された信
号を示す図である。
【図35】本発明に従って構成され動作する検知心臓信
号から誘発応答成分を抽出する装置の第2の実施形態を
示す図である。
【図36】図35の実施形態の詳細回路図である。
【図37】図36の位置Iにおける作用を受けていない
誘発応答信号を示す図である。
【図38】図36の位置Iにおける分極信号を示す図で
ある。
【図39】図36の位置Iにおける誘発応答と分極信号
の組み合わせを示す図である。
【図40】図36の位置IIにおける微分された誘発応
答信号を示す図である。
【図41】図36の位置IIにおける微分された分極信
号を示す図である。
【図42】図36の位置IIにおける微分された誘発応
答と微分信号を示す図である。
【図43】図36の位置IIIにおける元の誘発応答信
号と微分された誘発応答信号の和を示す図である。
【図44】図36の位置IIIにおける元の分極信号と
微分された分極信号の和を示す図である。
【図45】図36の位置IIIにおける分極を有する元
の誘発応答信号と微分された誘発応答信号の和を示す図
である。
【図46】図36の位置IVにおけるレベル検出前の微
分による別の信号処理を示す図である。
【図47】分極成分を生じさせる刺激パルスの補助を受
けずに発生した自発性の心臓信号を示す図である。
【図48】微分された自発性の心臓信号を示す図であ
る。
【図49】元の心臓信号と微分された心臓信号の和を示
す図である。
【図50】レベル検出前の図49の信号に対し微分によ
りなされた別の信号処理の効果を示す図である。
【符号の説明】
1,2 心臓信号検出器

Claims (21)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項1】 電気信号を心臓へ供給することにより心
    臓を刺激し、刺激が成功すれば心臓から誘発応答が発せ
    られ、前記電気信号の供給後、心臓において電気的なア
    クティビティを検知し、分極成分および刺激が成功した
    場合には誘発応答成分を含む検知心臓信号を得るように
    構成されている、検知された心臓信号中の電極分極成分
    を抑圧する方法において、 a)検知された心臓信号に対し自己相関関数処理を行っ
    て自己相関信号を形成するステップと、 b)検知された心臓信号と前記自己相関信号とを互いに
    正規化するステップと、 c)正規化された検知心臓信号と正規化された自己相関
    信号との差を形成して誘発応答成分を抽出するステッ
    プ、を有することを特徴とする、心臓信号中の電極分極
    成分を抑圧する方法。
  2. 【請求項2】 データ収集窓中に検知を行い、前記のス
    テップa)において前記データ収集窓の一部である計算
    窓中に自己相関関数処理を行う、請求項1記載の方法。
  3. 【請求項3】 前記検知心臓信号をアンチエイリアシン
    グフィルタ処理し、その後でデータ収集窓を選択する付
    加的なステップを有する、請求項2記載の方法。
  4. 【請求項4】 前記データ収集窓中に前記検知心臓信号
    を前処理して前処理された検知心臓信号を形成し、前処
    理した該検知心臓信号を前記のステップa),b),
    c)において使用する付加的なステップを有する、請求
    項2記載の方法。
  5. 【請求項5】 検知心臓信号を前処理する前記のステッ
    プにおいて該検知心臓信号に対し1階導関数処理を行
    う、請求項4記載の方法。
  6. 【請求項6】 検知心臓信号を前処理する前記のステッ
    プにおいて該検知心臓信号に対しハイパスフィルタ処理
    を行う、請求項4記載の方法。
  7. 【請求項7】 前記のステップb)において検知心臓信
    号と自己相関信号の個々の最大値を1つの共通の値にセ
    ットする、請求項1記載の方法。
  8. 【請求項8】 前記の共通の値を1とする、請求項7記
    載の方法。
  9. 【請求項9】 電気信号を心臓へ供給することにより心
    臓を刺激する手段が設けられており、刺激が成功すれば
    心臓から誘発応答が発せられ、前記電気信号の供給後、
    心臓において電気的なアクティビティを検知し、分極成
    分および刺激が成功した場合には誘発応答成分を含む検
    知心臓信号を得る手段が設けられている、検知された心
    臓信号中の電極分極成分を抑圧する装置において、 検知された心臓信号に対し自己相関関数処理を行って自
    己相関信号を形成する手段と、 検知された心臓信号と前記自己相関信号とを互いに正規
    化する手段と、 正規化された検知心臓信号と正規化された自己相関信号
    との差を形成して誘発応答成分を抽出する手段が設けら
    れていることを特徴とする、 心臓信号中の電極分極成分を抑圧する装置。
  10. 【請求項10】 前記の検知手段はデータ収集窓中に検
    知を行う手段を有しており、自己相関関数処理を行う前
    記の手段は、前記データ収集窓の一部である計算窓中に
    自己相関関数処理を行う手段を有する、請求項9記載の
    装置。
  11. 【請求項11】 検知された心臓信号が供給されるアン
    チエイリアシングフィルタが設けられている、請求項1
    0記載の装置。
  12. 【請求項12】 前記データ収集窓中に検知心臓信号を
    前処理して前処理された検知心臓信号を形成する手段が
    設けられており、自己相関関数処理を行う前記手段、正
    規化する前記手段および差を形成する前記手段は各々、
    検知心臓信号として前処理された検知心臓信号に基づき
    動作する、請求項10記載の装置。
  13. 【請求項13】 前処理を行う前記の手段は検知電気信
    号を微分する手段を有する、請求項12記載の装置。
  14. 【請求項14】 前処理を行う前記の手段はハイパスフ
    ィルタを有する、請求項12記載の装置。
  15. 【請求項15】 正規化を行う前記の手段は、前記の検
    知心臓信号と自己相関信号における個々の最大値を識別
    してそれらの最大値を1つの共通の値にセットする手段
    を有する、請求項9記載の装置。
  16. 【請求項16】 正規化を行う前記の手段は前記最大値
    の各々を値1にセットする手段を有する、請求項15記
    載の装置。
  17. 【請求項17】 検知を行う前記の手段は単極電極を有
    する、請求項9記載の装置。
  18. 【請求項18】 電気信号を心臓へ供給することにより
    心臓を刺激し、刺激が成功すれば心臓から誘発応答が発
    せられ、前記電気信号の供給後、心臓において電気的な
    アクティビティを検知し、分極成分および刺激が成功し
    た場合には誘発応答成分を含む検知心臓信号を得るよう
    に構成されている、検知された心臓信号中の電極分極成
    分を抑圧する方法において、 a)検知された心臓信号をローパスフィルタ処理してロ
    ーパスフィルタ処理信号を形成するステップと、 b)該ローパスフィルタ処理信号を微分して微分信号を
    形成するステップと、 c)前記のローパスフィルタ処理信号と微分信号を加算
    して和を形成するステップと、 d)該和を微分して微分された和を形成するステップ
    と、 e)該微分された和を分析し、そこにおいて前記検知心
    臓信号中の誘発応答の存在を表す少なくとも1つの信号
    パラメータを識別するステップ、を有することを特徴と
    する、検知された心臓信号中の電極分極成分を抑圧する
    方法。
  19. 【請求項19】 前記ステップe)において、微分され
    た和を所定の信号レベルと比較し、前記の少なくとも1
    つの信号パラメータが該所定の信号レベルを超えていれ
    ば、前記検知心臓信号中の誘発応答の存在を検出する、
    請求項18記載の方法。
  20. 【請求項20】 電気信号を心臓へ供給することにより
    心臓を刺激する手段が設けられており、刺激が成功すれ
    ば心臓から誘発応答が発せられ、前記電気信号の供給
    後、心臓において電気的なアクティビティを検知し、分
    極成分および刺激が成功した場合には誘発応答成分を含
    む検知心臓信号を得る手段が設けられている、検知され
    た心臓信号中の電極分極成分を抑圧する装置において、 検知された心臓信号に対しローパスフィルタ処理を行い
    ローパスフィルタ処理信号を形成する手段と、 該ローパスフィルタ処理信号を微分して微分信号を形成
    する手段と、 前記のローパスフィルタ処理信号と微分信号を加算して
    和を形成する手段と、 該和を微分して微分された和を形成する手段と、 該微分された和を分析し、そこにおいて前記検知心臓信
    号中の誘発応答の存在を表す少なくとも1つの信号パラ
    メータを識別する手段が設けられていることを特徴とす
    る、 信号信号中の電極分極成分を抑圧する装置。
  21. 【請求項21】 分析を行う前記の手段は、微分された
    和を所定の信号レベルと比較し、前記の少なくとも1つ
    の信号パラメータが該所定の信号レベルを超えていれば
    前記検知心臓信号中の誘発応答の存在を識別する手段を
    有する、請求項19記載の装置。
JP9232303A 1996-08-29 1997-08-28 心臓信号中の電極分極成分を抑圧する方法および装置 Pending JPH1085344A (ja)

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US08/705,272 US5697957A (en) 1996-08-29 1996-08-29 Adaptive method and apparatus for extracting an evoked response component from a sensed cardiac signal by suppressing electrode polarization components
US08/705272 1996-08-29

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