JPS60222068A - ペース・パルス検出装置 - Google Patents
ペース・パルス検出装置Info
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- JPS60222068A JPS60222068A JP60069845A JP6984585A JPS60222068A JP S60222068 A JPS60222068 A JP S60222068A JP 60069845 A JP60069845 A JP 60069845A JP 6984585 A JP6984585 A JP 6984585A JP S60222068 A JPS60222068 A JP S60222068A
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Classifications
-
- 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
- A61B5/366—Detecting abnormal QRS complex, e.g. widening
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
- A61B5/7203—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal
- A61B5/7207—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal of noise induced by motion artifacts
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- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
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Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
〔発明の技術分野〕
本発明は心電波形信号中に含まれているベース・パルス
を検出するベース・パルス検出装置に関する。
を検出するベース・パルス検出装置に関する。
ベースメーカを使っている患者の心臓の動きを監視する
際、分析に使用するソフトウェア・プログラムを適確に
働かせようとすれば、身体電極により検出された信号に
含まれるペースメーカのパルスを明確に識別することが
絶対に必要である。
際、分析に使用するソフトウェア・プログラムを適確に
働かせようとすれば、身体電極により検出された信号に
含まれるペースメーカのパルスを明確に識別することが
絶対に必要である。
ベース・パルスとして他の信号成分を誤って識別するこ
とも正しいベース・パルスを識別できないことと同様に
望ましくない。ベース・パルスの振幅は一般に定常的な
高周波雑音より大きいが、振幅だけに基いて識別を行な
うことはできない。それは、患者の身体の動きや筋肉の
活動による信号変化およびＱＲ８波の振幅がベース・パ
ルスの振幅以上になることが屡々あるからである。振幅
を基準にしてベースパルスを識別するのは、ベースライ
ンが低周波のドリフトを起すこと、および信号の絶対雛
幅が大幅に変化することにより更に複雑になる。パルス
幅に基いてベース・パルスを識別−１−るのは、各種の
ベースメーカにより出力されるパルスのパルス幅が数十
マイクロ秒から２．５ミリ秒まで変動するので、はとん
ど見込みがない。ベース・パルスの識別は正に向ウベー
ス・パルスと負に向うベース・パルスの両者を検出しな
ければならない。これらの理由から、先行技術の装置は
ベース・パルスを満足に識別していない。
とも正しいベース・パルスを識別できないことと同様に
望ましくない。ベース・パルスの振幅は一般に定常的な
高周波雑音より大きいが、振幅だけに基いて識別を行な
うことはできない。それは、患者の身体の動きや筋肉の
活動による信号変化およびＱＲ８波の振幅がベース・パ
ルスの振幅以上になることが屡々あるからである。振幅
を基準にしてベースパルスを識別するのは、ベースライ
ンが低周波のドリフトを起すこと、および信号の絶対雛
幅が大幅に変化することにより更に複雑になる。パルス
幅に基いてベース・パルスを識別−１−るのは、各種の
ベースメーカにより出力されるパルスのパルス幅が数十
マイクロ秒から２．５ミリ秒まで変動するので、はとん
ど見込みがない。ベース・パルスの識別は正に向ウベー
ス・パルスと負に向うベース・パルスの両者を検出しな
ければならない。これらの理由から、先行技術の装置は
ベース・パルスを満足に識別していない。
本発明は上記問題点を屏消し、心電波形信号中のベース
・パルスを効果的に検出するベース−パルス検出装置な
提供することを目的とする。
・パルスを効果的に検出するベース−パルス検出装置な
提供することを目的とする。
本発明の一実施例によれば、身体電極により検出された
心電波形信号は一イバス・フィルタを通過して比較器の
一方の入力に与えられる。バイパス・フィルタはベース
ラインのふらつき、心臓からの１ぎ号、Ｋよび患者が身
体な動かしたり筋肉を活動させたことにより発生する信
号変化（ｍｏｔｉｏｎａｎｄ ｍｕｓｄｅ ａｒｔｉｆ
ａｃｔｓ ）を抑制する。従って比較器に与えられるの
は、ベース・パルス、スパイク状雑音および高周波雑音
のみである。バイパス・フィルタの出力はまた比較器の
他方の入力に加えられる閾値波を得る手段に与えられる
。閾値波を得る手段では、ベース・パルスの存在か閾値
波の振幅に影響な及ぼさない様にしている。また定常的
な高周波雑音が存在しないときは閾値波の振幅な最小と
し、このような雑音が存在１−るときは厖幅乞上述の最
小の振幅と定常的な高周波雑音のピークの振幅にともな
って変化する値との相に等しくスル。この条件のもとで
は、ベース・パルスの振幅は閾値波の振幅より大きくな
る。これにより比較器の状態か変化し、したがってベー
ス・パルスの存在がわかる。閾値波の振幅は少（とも定
常的な高周波雑音のピークと同じ大きさとされるので、
この雑音により誤った識別をすることはない。
心電波形信号は一イバス・フィルタを通過して比較器の
一方の入力に与えられる。バイパス・フィルタはベース
ラインのふらつき、心臓からの１ぎ号、Ｋよび患者が身
体な動かしたり筋肉を活動させたことにより発生する信
号変化（ｍｏｔｉｏｎａｎｄ ｍｕｓｄｅ ａｒｔｉｆ
ａｃｔｓ ）を抑制する。従って比較器に与えられるの
は、ベース・パルス、スパイク状雑音および高周波雑音
のみである。バイパス・フィルタの出力はまた比較器の
他方の入力に加えられる閾値波を得る手段に与えられる
。閾値波を得る手段では、ベース・パルスの存在か閾値
波の振幅に影響な及ぼさない様にしている。また定常的
な高周波雑音が存在しないときは閾値波の振幅な最小と
し、このような雑音が存在１−るときは厖幅乞上述の最
小の振幅と定常的な高周波雑音のピークの振幅にともな
って変化する値との相に等しくスル。この条件のもとで
は、ベース・パルスの振幅は閾値波の振幅より大きくな
る。これにより比較器の状態か変化し、したがってベー
ス・パルスの存在がわかる。閾値波の振幅は少（とも定
常的な高周波雑音のピークと同じ大きさとされるので、
この雑音により誤った識別をすることはない。
閾値波は多くの回路で得ることができる。以下に示す実
施例では、閾値を得る回路は、バイパス・フィルタを通
過した信号を整流する手段と、この手段の出力を平均化
する手段（平均値がベース・パルスとスパイク雑音とに
比較的影響されないような時定数を持つ）、平均値を定
常的な高周波雑音のピークより太き（するに充分なゲイ
ンな醪える手段と、閾値か零でない最小値を持つ様忙す
るため、平均値に一定の増分を付加する手段とを備えて
いる。
施例では、閾値を得る回路は、バイパス・フィルタを通
過した信号を整流する手段と、この手段の出力を平均化
する手段（平均値がベース・パルスとスパイク雑音とに
比較的影響されないような時定数を持つ）、平均値を定
常的な高周波雑音のピークより太き（するに充分なゲイ
ンな醪える手段と、閾値か零でない最小値を持つ様忙す
るため、平均値に一定の増分を付加する手段とを備えて
いる。
極性に関係な（ベース・フル２の存在を検出したい場合
には、バイパス・、 イルタの出力を二つり比較器りそ
れぞれの一方の入力に加え、また互いに逆極性の閾値波
をそれぞれの比較器の他方の人力に加える。この構成に
より、一方の比較器は正のベース・パルスに応答して状
態か変化し、他方の比較器は負す〕ベース会パルスに応
答して状態が変化する。
には、バイパス・、 イルタの出力を二つり比較器りそ
れぞれの一方の入力に加え、また互いに逆極性の閾値波
をそれぞれの比較器の他方の人力に加える。この構成に
より、一方の比較器は正のベース・パルスに応答して状
態か変化し、他方の比較器は負す〕ベース会パルスに応
答して状態が変化する。
第１図は本発明の実施例を示す回路図である。
ここにおいて心電装置（ＥＫＧ ｍａｃｈ＋口ｅ）２で
は身体電極を通して検出された信号を辱える。第１Ａ図
に示すように、この信号はドリフトしているベースライ
ンＢのまわりに変動する。この信号には、患者の身体の
動きや筋肉の活動による信号変化Ｍと、異なる心臓収縮
時に得られる三つのＱＲ８群Ｑ ＲＳ ｒ、Ｑ ＲＳ
２、ＱＲ８ｓと、それぞれ直後にあるＱＲ８群（ＱＲ８
ｃｏｍｐｌｅｘ ） ＱＲ８２とＱ ＲＳａとにて表わ
される収縮を開始させる正のベース・パルスＰ２、Ｐ３
と、スパイク雑音Ｎｌ、 Ｎ２および他の電気機器で生
ずる定常的な高周波雑音１４Ｆ’とを含んでいる。身体
電極を通して検出されたベース・パルスはいずれの極性
でもよい。したかって、実施例が完全なことを示すため
、また説明の都合−ヒ、正のベース・パルスＰ２、Ｐ３
の他に負ノベース・パルスＰ４、Ｐ５も図示されている
。
は身体電極を通して検出された信号を辱える。第１Ａ図
に示すように、この信号はドリフトしているベースライ
ンＢのまわりに変動する。この信号には、患者の身体の
動きや筋肉の活動による信号変化Ｍと、異なる心臓収縮
時に得られる三つのＱＲ８群Ｑ ＲＳ ｒ、Ｑ ＲＳ
２、ＱＲ８ｓと、それぞれ直後にあるＱＲ８群（ＱＲ８
ｃｏｍｐｌｅｘ ） ＱＲ８２とＱ ＲＳａとにて表わ
される収縮を開始させる正のベース・パルスＰ２、Ｐ３
と、スパイク雑音Ｎｌ、 Ｎ２および他の電気機器で生
ずる定常的な高周波雑音１４Ｆ’とを含んでいる。身体
電極を通して検出されたベース・パルスはいずれの極性
でもよい。したかって、実施例が完全なことを示すため
、また説明の都合−ヒ、正のベース・パルスＰ２、Ｐ３
の他に負ノベース・パルスＰ４、Ｐ５も図示されている
。
心電装置２で得られる第１Ａ図の信号は、ＱＲ８群、患
者の身体の動きや筋肉の活動による信号変化、およびベ
ースラインのドリフトσ〕最高有意周波数より上に遮断
周波数があるバイパス・フィルタ４０入力に結合される
。これにより、第１Ｂ図に示すように、バイパス・フィ
ルタ４の出力からこれらの成分が除かれる。バイパス・
フィルタ４の出力は比較器Ｃ１の負の入力に加えられ、
また抵抗６を介して比較器Ｃ２の正の入力にも加えられ
る・バイパス・フィルタ４の出力はまた先に述べた閾値
波を得る手段８にも加えられる。
者の身体の動きや筋肉の活動による信号変化、およびベ
ースラインのドリフトσ〕最高有意周波数より上に遮断
周波数があるバイパス・フィルタ４０入力に結合される
。これにより、第１Ｂ図に示すように、バイパス・フィ
ルタ４の出力からこれらの成分が除かれる。バイパス・
フィルタ４の出力は比較器Ｃ１の負の入力に加えられ、
また抵抗６を介して比較器Ｃ２の正の入力にも加えられ
る・バイパス・フィルタ４の出力はまた先に述べた閾値
波を得る手段８にも加えられる。
閾値波を得る手段８の構成は、本実施例では、非反転入
力がバイパス・フィルタ４の出力に接続され、また出力
がダイオードｄ、抵抗ｔｏ、１２をこの順に直列接続し
た回路を介して接地され、更に反転入力は抵抗１Ｏ１１
２の接合点に接続されている整流器が付加された演算増
幅器（ｒｅｃｔｉｆｙ’ｉｎｇｏｐｅｒａｔｉｏｎａｌ
ａｍｐｌｉｆｉｅｒ ）、Ａ４で構成されている。
力がバイパス・フィルタ４の出力に接続され、また出力
がダイオードｄ、抵抗ｔｏ、１２をこの順に直列接続し
た回路を介して接地され、更に反転入力は抵抗１Ｏ１１
２の接合点に接続されている整流器が付加された演算増
幅器（ｒｅｃｔｉｆｙ’ｉｎｇｏｐｅｒａｔｉｏｎａｌ
ａｍｐｌｉｆｉｅｒ ）、Ａ４で構成されている。
下に述べる理由から、抵抗１０．１２の唾はゲイン？３
．１４より少し大きくなるようにしであるから演算増幅
器ＡＩの出力における信号は第１Ｃ図に示すようになる
。
．１４より少し大きくなるようにしであるから演算増幅
器ＡＩの出力における信号は第１Ｃ図に示すようになる
。
演算増幅器Ａ１の出力は抵抗１４を介して演算増幅器Ａ
２０反転入力に接続されている。また、演算増幅器に２
の非反転入力は接地され、出力は抵抗１６とコンデンサ
１８の並列回路を介して反転入力に接続されている。従
って、演算増幅器Ａ２はゲインｌの反転積分器として動
作する。閾値波の最小値は次のように辱えられる。抵抗
２０．２２は正のＤＣ電圧と接地との間に直列に接続さ
れる。また抵抗１４および１６と同じ値を有する抵抗２
４は抵ＦＬ２０と２２の接合点と演算増幅器Ａ２０反転
入力との間に接続される・ 演算増幅器Ａ２の出力は第１Ｃ図に示す正の信号から得
られる。しかし、この出力は、演算増幅器Ａ２により反
転されるため、バイパス・フィルタ４の出力点での信号
と第１Ｂ図の破線−丁で示すような振幅関係になってい
る負の閾値波である。抵抗１６とコンデンサ１８により
与えられる時定数はペース・パルスＰ２、Ｐ４、および
スパイク雑音Ｎ＋、Ｎ２が演算増幅器Ａ２の出力に辱え
る影響を抑制するようになっている。従って定常的高周
波雑音ＨＦ’が無いとき１．には、この出力は抵抗２０
．２２から成る電圧分割器から得られるＤＣ電圧と同じ
太ささの最小値となる。しかし、第１８図の右半分のよ
うに高周波雑音が存在すると、演算増幅器Ａ２の出力は
高周波雑音ＨＦＩ／）８幅にともなって変化する電圧分
だけ更に負になる。この電圧変化分は、好ましくは、高
周波雑音ＨＦの正の半サイクルの包絡線に少くとも等し
いか、むしろ多少大きい方がよい。閾値波の生成に関連
する時定数のため、閾値波は高周波雑音ＨＦ’が醪えら
れ始めて数サイクルの間が経過するまで、その最大値に
は到達しない。このことは、比較器が第１Ｂ図のＦに示
す様なサイクルをベース・パルスとして誤認して状態変
化を起こすことを意味する。ただしこの様な事 、態は
高周波雑音）ＩＦを発生する電気機器が動作を始めるか
その動作状態を変えるときだけしか発生しない。このよ
うな稀に起る誤識別に対しては信号を処理するのに使用
するアルゴリズムによって対処することができる。
２０反転入力に接続されている。また、演算増幅器に２
の非反転入力は接地され、出力は抵抗１６とコンデンサ
１８の並列回路を介して反転入力に接続されている。従
って、演算増幅器Ａ２はゲインｌの反転積分器として動
作する。閾値波の最小値は次のように辱えられる。抵抗
２０．２２は正のＤＣ電圧と接地との間に直列に接続さ
れる。また抵抗１４および１６と同じ値を有する抵抗２
４は抵ＦＬ２０と２２の接合点と演算増幅器Ａ２０反転
入力との間に接続される・ 演算増幅器Ａ２の出力は第１Ｃ図に示す正の信号から得
られる。しかし、この出力は、演算増幅器Ａ２により反
転されるため、バイパス・フィルタ４の出力点での信号
と第１Ｂ図の破線−丁で示すような振幅関係になってい
る負の閾値波である。抵抗１６とコンデンサ１８により
与えられる時定数はペース・パルスＰ２、Ｐ４、および
スパイク雑音Ｎ＋、Ｎ２が演算増幅器Ａ２の出力に辱え
る影響を抑制するようになっている。従って定常的高周
波雑音ＨＦ’が無いとき１．には、この出力は抵抗２０
．２２から成る電圧分割器から得られるＤＣ電圧と同じ
太ささの最小値となる。しかし、第１８図の右半分のよ
うに高周波雑音が存在すると、演算増幅器Ａ２の出力は
高周波雑音ＨＦＩ／）８幅にともなって変化する電圧分
だけ更に負になる。この電圧変化分は、好ましくは、高
周波雑音ＨＦの正の半サイクルの包絡線に少くとも等し
いか、むしろ多少大きい方がよい。閾値波の生成に関連
する時定数のため、閾値波は高周波雑音ＨＦ’が醪えら
れ始めて数サイクルの間が経過するまで、その最大値に
は到達しない。このことは、比較器が第１Ｂ図のＦに示
す様なサイクルをベース・パルスとして誤認して状態変
化を起こすことを意味する。ただしこの様な事 、態は
高周波雑音）ＩＦを発生する電気機器が動作を始めるか
その動作状態を変えるときだけしか発生しない。このよ
うな稀に起る誤識別に対しては信号を処理するのに使用
するアルゴリズムによって対処することができる。
本発明のこの特定の実施例では、高周波雑音ＨＦに応答
して負電圧を増加させる動作は次のようにして行われる
。ここでバイパス・フィルタ４の出力で定常的な高周波
雑音ＨＦが正弦波状であると仮定してさしつかえない。
して負電圧を増加させる動作は次のようにして行われる
。ここでバイパス・フィルタ４の出力で定常的な高周波
雑音ＨＦが正弦波状であると仮定してさしつかえない。
演算増幅器へ１から成る整流増幅回路のゲインが１であ
る場合、半波整流された高周波雑音ＨＦを演算増幅器Ｎ
２から成る回路で平均した出力は高周波雑音ＨＦ’の振
幅をπで除したものに等しくなる。したがって演算増幅
器Ａ、 によりてπのゲインが与えられれば、演算増幅
器Ａ２で得られる平均値は高周波雑音１（Ｆのピーク振
幅に等しくなる。常に必要であるというわけではないが
、雑音の除去の余裕を更に増すためには、演算増幅器Ａ
１から成る回路のゲインをπよりわずか大きく、たとえ
ば３．６にするのが好ましい。
る場合、半波整流された高周波雑音ＨＦを演算増幅器Ｎ
２から成る回路で平均した出力は高周波雑音ＨＦ’の振
幅をπで除したものに等しくなる。したがって演算増幅
器Ａ、 によりてπのゲインが与えられれば、演算増幅
器Ａ２で得られる平均値は高周波雑音１（Ｆのピーク振
幅に等しくなる。常に必要であるというわけではないが
、雑音の除去の余裕を更に増すためには、演算増幅器Ａ
１から成る回路のゲインをπよりわずか大きく、たとえ
ば３．６にするのが好ましい。
これは高周波雑音ＨＦ’が正弦波でないとき必要となる
ことがある。演算増幅器Ａ２の出力には負の閾値波−丁
が現われる。これが比較器Ｃ２の負入力に接続されてい
る。
ことがある。演算増幅器Ａ２の出力には負の閾値波−丁
が現われる。これが比較器Ｃ２の負入力に接続されてい
る。
第１Ｂ図で破線子Ｔで表わされている正の閾値波は負の
閾値波−Ｔかも、演算増幅器Ａａ’に用いる等の適当な
方法で、これを反転することによって得られる。負の閾
値波−Ｔは抵抗２６を介して演算増幅器Ａ３の反転入力
に加えられる。抵抗２６と等しい値の抵抗２８は演算増
幅器Ａ３の出力とその反転入力との間に接続され、また
演算増幅器Ａ３の非反転入力は接地されている。演算増
幅器入３の出力に発生する正の閾値波十Ｔは抵抗３０な
介して比較器Ｃ＋の非反転入力に加えられる。抵抗３２
は比較器Ｃ１の非反転入力とその出力との間に接続され
ている。抵抗３４は比較器Ｃ２の非反転入力とその出力
との間に接続される。更に比較器Ｃ１、Ｃ２の出力は抵
抗３６を介して正の電位の点に接続される。
閾値波−Ｔかも、演算増幅器Ａａ’に用いる等の適当な
方法で、これを反転することによって得られる。負の閾
値波−Ｔは抵抗２６を介して演算増幅器Ａ３の反転入力
に加えられる。抵抗２６と等しい値の抵抗２８は演算増
幅器Ａ３の出力とその反転入力との間に接続され、また
演算増幅器Ａ３の非反転入力は接地されている。演算増
幅器入３の出力に発生する正の閾値波十Ｔは抵抗３０な
介して比較器Ｃ＋の非反転入力に加えられる。抵抗３２
は比較器Ｃ１の非反転入力とその出力との間に接続され
ている。抵抗３４は比較器Ｃ２の非反転入力とその出力
との間に接続される。更に比較器Ｃ１、Ｃ２の出力は抵
抗３６を介して正の電位の点に接続される。
抵抗６．３０．３２、および３４は比較にあたってヒス
テリシスを与える。
テリシスを与える。
抵抗Ｌ６とコンデンサ１８とで決まる積分増幅器の時定
数はいろいろな値を取ることができる。
数はいろいろな値を取ることができる。
しかり、、この時定数を広い擬ベース・パルスの幅の少
くとも１０倍とすれば良好に動作することがわかった。
くとも１０倍とすれば良好に動作することがわかった。
時定数が短かすぎる場合には、ベース・パルスやスパイ
ク雑音により閾値波の値が増大することになり感度か減
少するようになる。閾値波の最小値か増大しても感度か
減少する。明らかに、もし時定数が非常に短くベース・
パルスの全振幅が閾値波中に現われる場合には、比較器
Ｃｔ、Ｃ２の状態は変化せず、従って本回路は動作しな
いことになる。
ク雑音により閾値波の値が増大することになり感度か減
少するようになる。閾値波の最小値か増大しても感度か
減少する。明らかに、もし時定数が非常に短くベース・
パルスの全振幅が閾値波中に現われる場合には、比較器
Ｃｔ、Ｃ２の状態は変化せず、従って本回路は動作しな
いことになる。
閾値波の最小値に加える電圧の可変増加量を少くとも定
常的な高周波雑音ＨＦ’に等１−くすることは好ましい
ことではあるが、最小値を増加させればこの可変増加量
、すなわち振幅を幾分減らすことができる。ただしそう
すると感度が低下する。
常的な高周波雑音ＨＦ’に等１−くすることは好ましい
ことではあるが、最小値を増加させればこの可変増加量
、すなわち振幅を幾分減らすことができる。ただしそう
すると感度が低下する。
負の閾値波−ｒは上に示したもの以外のいろいろな方法
で得ることができる。たとえば、バイパス・フィルタ４
の出力をピーク検出器に与え、ＤＣ電圧をそれに加えて
も良い。演算増幅器＆、に関連して用いられている半波
整流器の代りに全波整流器を使用できることも明らかで
ある。この場合にはそのゲインを半分にすることができ
る。事実、増幅はバイパス・フィルタ４の出力と、閾値
波が加えられる比較器Ｃ１、Ｃ２の入力との間の任意の
点を用いることにより、良好な結果が得られることがわ
かった。
で得ることができる。たとえば、バイパス・フィルタ４
の出力をピーク検出器に与え、ＤＣ電圧をそれに加えて
も良い。演算増幅器＆、に関連して用いられている半波
整流器の代りに全波整流器を使用できることも明らかで
ある。この場合にはそのゲインを半分にすることができ
る。事実、増幅はバイパス・フィルタ４の出力と、閾値
波が加えられる比較器Ｃ１、Ｃ２の入力との間の任意の
点を用いることにより、良好な結果が得られることがわ
かった。
抵抗
６：ｌＫΩ ２４：４６４にΩ
１０：ｌｌＫΩ ２６：ＩＯＫΩ
１２：４．２２にΩ ２８：ｌＯＫΩ
１４：４６４にΩ ３０：ｌＫΩ
１６：４６４にΩ ３２：１ＭΩ
２０：ｌＯＫΩ３４二１ＭΩ
２２：２３７Ω ３６：１０にΩ
３８：１００にΩ
コンデンサ
１８：０．ｌμＦ
演算増幅器
Ａ、 、 Ａ２、Ａａ：ＬＦ４１２型演算増幅器比較器
Ｃ１，Ｃ２： ＬＭ３９３型ヒＬ較区
ペース・パルス検出装置の全体としての動作は次のとう
りである。心電装置２かもの信号が第１Ａ図のＰ２およ
びＰ３のようなベース中パルスの他にＱＲ８＋、ＱＲ８
２μよびＱＲ８３のようなＱＲ８群を含んでいると仮定
する。この信号をバイパス・フィルタ４に通すことによ
り、ゆっくりしたベースラインのドリフト、患者が身体
を動かしたり筋肉を活動させたことにより発生する信号
変化ＭおよびＱＲ８群を第１Ｂ図に示すように除去する
が、ベース・パルス、スパイク雑音、および高周波雑音
ＨＦは残る。第１Ｂ図でわかるように、正の閾値波十゛
ｒは高周波雑音ＨＦ’の正のピークより太さい。これは
増幅話人１での増幅がπ以上であること、および抵抗２
０．２２より成る電圧分割器で得られる一定のＤＣレベ
ルによる。このように、第１８図のに側の様に信号の値
かゼロだったり、高周波雑音が少いか全く熱い場合でさ
え、正の閾値波十Ｔは所定の値を持ち、また負の閾値波
−ｒは同様な負の値を持つ。
りである。心電装置２かもの信号が第１Ａ図のＰ２およ
びＰ３のようなベース中パルスの他にＱＲ８＋、ＱＲ８
２μよびＱＲ８３のようなＱＲ８群を含んでいると仮定
する。この信号をバイパス・フィルタ４に通すことによ
り、ゆっくりしたベースラインのドリフト、患者が身体
を動かしたり筋肉を活動させたことにより発生する信号
変化ＭおよびＱＲ８群を第１Ｂ図に示すように除去する
が、ベース・パルス、スパイク雑音、および高周波雑音
ＨＦは残る。第１Ｂ図でわかるように、正の閾値波十゛
ｒは高周波雑音ＨＦ’の正のピークより太さい。これは
増幅話人１での増幅がπ以上であること、および抵抗２
０．２２より成る電圧分割器で得られる一定のＤＣレベ
ルによる。このように、第１８図のに側の様に信号の値
かゼロだったり、高周波雑音が少いか全く熱い場合でさ
え、正の閾値波十Ｔは所定の値を持ち、また負の閾値波
−ｒは同様な負の値を持つ。
ベース−パルスが存在しないときは、比較器ＣＩ及びＣ
２の出力は高レベル状態にある。Ｐ２またはＰ３のよう
な正のベース・パルスが現われると、比較器ＣＩの出力
はベース・パルスの持続している間低Ｖベル状態に落ち
る。またＰ４またはＰ５のような負のベース・パルスが
現われると、比較器Ｃ２の出力カベース・パルスの持続
期間中低レベル状態に落ちる。これら状態の変化により
発生するパルスは識別の目的には充分である。本実施例
においては、回路の出力を整形する（ ｗｅｌｌ−ｄｅ
ｆｉｎｅｄ ）ため、比較器ＣＩ、Ｃ２の出力をダイオ
ードｄ、のアノードに接続する。ダイオード帽のカソー
ドは抵抗３８を介して接地されるとともに、負の縁でト
リガされであるとき、ダイオードｄ！は導通してワンシ
ョット・マルチバイブレータ４００Å力は高レベルにな
る。ベース・パルスが現われると比較器ＣＩ、Ｃ２の一
方の出力が低レベルになる。これによりダイオードｄ、
は遮断され、ワンショット・マルチバイブレータ４００
Å力が接地電位に落ちワンショット・マルチバイブレー
タ４０が活性化される。Ｎ２のような大振幅のスパイク
雑音が存在すれば比較器Ｃ＋の出力が低レベル状態に落
ち、これにより残念ながらワンショット・マルチバイブ
レータ４０が活性化されてしまう。しかしこのようなス
パイク雑音は頻繁には発生せず、またこのような誤検出
はアルゴリズムで処理することができる。
２の出力は高レベル状態にある。Ｐ２またはＰ３のよう
な正のベース・パルスが現われると、比較器ＣＩの出力
はベース・パルスの持続している間低Ｖベル状態に落ち
る。またＰ４またはＰ５のような負のベース・パルスが
現われると、比較器Ｃ２の出力カベース・パルスの持続
期間中低レベル状態に落ちる。これら状態の変化により
発生するパルスは識別の目的には充分である。本実施例
においては、回路の出力を整形する（ ｗｅｌｌ−ｄｅ
ｆｉｎｅｄ ）ため、比較器ＣＩ、Ｃ２の出力をダイオ
ードｄ、のアノードに接続する。ダイオード帽のカソー
ドは抵抗３８を介して接地されるとともに、負の縁でト
リガされであるとき、ダイオードｄ！は導通してワンシ
ョット・マルチバイブレータ４００Å力は高レベルにな
る。ベース・パルスが現われると比較器ＣＩ、Ｃ２の一
方の出力が低レベルになる。これによりダイオードｄ、
は遮断され、ワンショット・マルチバイブレータ４００
Å力が接地電位に落ちワンショット・マルチバイブレー
タ４０が活性化される。Ｎ２のような大振幅のスパイク
雑音が存在すれば比較器Ｃ＋の出力が低レベル状態に落
ち、これにより残念ながらワンショット・マルチバイブ
レータ４０が活性化されてしまう。しかしこのようなス
パイク雑音は頻繁には発生せず、またこのような誤検出
はアルゴリズムで処理することができる。
もしも抵抗２０．２２から成る電圧分割器からの閾値波
の非零の最小値がないならば、どんな大きさの雑音があ
っても、それがどんなに小さくても、比較器ＣＩ、Ｃ２
のどちらかが低レベル状態に変化し雑音をベース・パル
スと誤認してしまう。
の非零の最小値がないならば、どんな大きさの雑音があ
っても、それがどんなに小さくても、比較器ＣＩ、Ｃ２
のどちらかが低レベル状態に変化し雑音をベース・パル
スと誤認してしまう。
ベース・パルス検出装置が一方の極性のベース・パルス
だけを検出するだけで良いのなら、その極性の一つの閾
値波と比較器Ｃ１、Ｃ２のうち一つが必要になるだけで
ある。
だけを検出するだけで良いのなら、その極性の一つの閾
値波と比較器Ｃ１、Ｃ２のうち一つが必要になるだけで
ある。
第１図に示す本発明の実施例では、負の閾値波−°ｒが
最初に得られ、正の閾値波十Ｔは−Ｔを反転することに
より得られた。また、この逆に正の閾値波＋Ｔを最初に
得て負の閾値波を反転で得ることもできる。
最初に得られ、正の閾値波十Ｔは−Ｔを反転することに
より得られた。また、この逆に正の閾値波＋Ｔを最初に
得て負の閾値波を反転で得ることもできる。
以上説明した様に、本発明によれば多様な信号が入り混
った心電波形信号からでも、ベース・パルスを効果的に
検出することができる。
った心電波形信号からでも、ベース・パルスを効果的に
検出することができる。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 ベース・パルスが混入した心電波形信号中のベース・パ
ルスヲ検出するベース・パルス検出装置において、 前記心電波形信号中のＱＲ８群を阻止し前記ベース・パ
ルスを通すカットオフ周波数を有するバイパス・フィル
タと、 前記バイパス・フィルタの出力に接続され所定値と前記
バイパス・フィルタの出力信号中の連続的な雑音成分の
振幅に応じた値とを加算した閾値信号を発生する回路と
、 前記バイパス・フィルタの出力と前記閾値信号を発生す
る回路の出力に接続され検出信号を出力する比較器 とを設けたことを特徴とするベース書パルス検出装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US601525 | 1984-04-18 | ||
| US06/601,525 US4664116A (en) | 1984-04-18 | 1984-04-18 | Pace pulse identification apparatus |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS60222068A true JPS60222068A (ja) | 1985-11-06 |
| JPH0455714B2 JPH0455714B2 (ja) | 1992-09-04 |
Family
ID=24407819
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP60069845A Granted JPS60222068A (ja) | 1984-04-18 | 1985-04-02 | ペース・パルス検出装置 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4664116A (ja) |
| JP (1) | JPS60222068A (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2008253605A (ja) * | 2007-04-06 | 2008-10-23 | Toshiba Corp | 超音波診断装置及び心拍同期信号生成装置 |
| CN106255453A (zh) * | 2014-04-25 | 2016-12-21 | 美敦力公司 | 可植入医疗设备的起搏脉冲检测器 |
Families Citing this family (31)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE3603673A1 (de) * | 1986-02-06 | 1987-08-13 | Strahlen Umweltforsch Gmbh | Verfahren zur elimination von stoerungen eines messsignals |
| US4779617A (en) * | 1986-10-06 | 1988-10-25 | Telectronics N.V. | Pacemaker noise rejection system |
| US4827934A (en) * | 1987-10-27 | 1989-05-09 | Siemens-Pacesetter, Inc. | Sensing margin detectors for implantable electromedical devices |
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| US5269313A (en) * | 1991-09-09 | 1993-12-14 | Sherwood Medical Company | Filter and method for filtering baseline wander |
| US5330512A (en) * | 1992-12-28 | 1994-07-19 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Electrode charge-neutral sensing of evoked ECG |
| US5448997A (en) * | 1993-10-15 | 1995-09-12 | Medtronic, Inc. | Heart pacing pulse detection system |
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| US5795293A (en) * | 1995-12-29 | 1998-08-18 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Reducing artifact in bioelectric signal monitoring |
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| US5913828A (en) * | 1996-10-29 | 1999-06-22 | Hewlett-Packard Company | Method and apparatus for distinguishing pacing pulses in an EKG using conduction velocity calculations |
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| US6833987B1 (en) * | 2000-11-03 | 2004-12-21 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Flat capacitor having an active case |
| US6699265B1 (en) | 2000-11-03 | 2004-03-02 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Flat capacitor for an implantable medical device |
| US6509588B1 (en) | 2000-11-03 | 2003-01-21 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method for interconnecting anodes and cathodes in a flat capacitor |
| US6522525B1 (en) * | 2000-11-03 | 2003-02-18 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable heart monitors having flat capacitors with curved profiles |
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| US6741886B2 (en) | 2001-10-25 | 2004-05-25 | Cardiac Pacemakers, Inc. | ECG system with minute ventilation detector |
| US7951479B2 (en) | 2005-05-11 | 2011-05-31 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for porous insulative film for insulating energy source layers |
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| US7224575B2 (en) | 2004-07-16 | 2007-05-29 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for high voltage aluminum capacitor design |
| US7542794B1 (en) * | 2005-05-24 | 2009-06-02 | Infinite Biomedical Technologies, Llc | Method of extracting and evaluating paced heart beats using max-min transform analysis |
| US7970472B2 (en) * | 2008-06-23 | 2011-06-28 | General Electric Company | System and method of detecting and diagnosing pacing system malfunctions |
| US8265741B2 (en) * | 2009-02-23 | 2012-09-11 | Biotronik Crm Patent Ag | Technique for determining signal quality in a physiologic sensing system using high frequency sampling |
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| US10448855B2 (en) | 2014-04-25 | 2019-10-22 | Medtronic, Inc. | Implantable medical device (IMD) sensing modifications responsive to detected pacing pulses |
| US10154794B2 (en) | 2014-04-25 | 2018-12-18 | Medtronic, Inc. | Implantable cardioverter-defibrillator (ICD) tachyarrhythmia detection modifications responsive to detected pacing |
| US10004414B2 (en) | 2016-02-09 | 2018-06-26 | Apn Health, Llc | Detecting stimulus pulses |
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| US3605727A (en) * | 1968-09-04 | 1971-09-20 | George Zenevich | Apparatus and method of monitoring and evaluating electrocardiac traces |
| US3780727A (en) * | 1972-02-25 | 1973-12-25 | Hoffmann La Roche | Cardiac pacer monitoring means with rate and pulse discrimination |
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-
1984
- 1984-04-18 US US06/601,525 patent/US4664116A/en not_active Expired - Lifetime
-
1985
- 1985-04-02 JP JP60069845A patent/JPS60222068A/ja active Granted
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| JP2017513681A (ja) * | 2014-04-25 | 2017-06-01 | メドトロニック，インコーポレイテッド | 植え込み型医療装置のためのペースパルス検出器 |
| US10226197B2 (en) | 2014-04-25 | 2019-03-12 | Medtronic, Inc. | Pace pulse detector for an implantable medical device |
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| US12076153B2 (en) | 2014-04-25 | 2024-09-03 | Medtronic, Inc. | Pace pulse detector for a medical device |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US4664116A (en) | 1987-05-12 |
| JPH0455714B2 (ja) | 1992-09-04 |
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