WO2013172569A1 - 동잡음 측정 및 제거 기능을 포함하는 심장 제세동기 - Google Patents

동잡음 측정 및 제거 기능을 포함하는 심장 제세동기 Download PDF

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Definitions

  • the present invention relates to a cardiac defibrillator, and more particularly, to a cardiac defibrillator including a dynamic noise measurement and removal function.
  • Motion Artifact is a distortion phenomenon of a signal generated by the movement of an electrode. This is caused by the disturbance of the charge distribution at the electrode-electrolyte interface due to the movement of the electrode, which causes a change in the half-cell potential, which causes a change in the measured biopotential. Since these noises are mainly low frequency components, it is difficult to remove them when measuring electrocardiogram (ECG).
  • ECG electrocardiogram
  • movement noise such as movement of the patient
  • movement noise is generated, which causes a problem that it is difficult to identify and analyze the rhythm of the heart.
  • a cardiac defibrillator and a method of operating the cardiac defibrillator are provided that include a function of measuring and removing the noise generated during chest compressions.
  • a cardiac defibrillator and a method of operating the cardiac defibrillator are provided to increase the accuracy of ECG measurement.
  • the first main electrode and the first main electrode disposed adjacent to and insulated from the first main electrode
  • a first pair of electrodes composed of a first sub-electrode, a second main electrode and a second pair of electrodes disposed adjacent to the second main electrode and insulated from the second main electrode, wherein the first pair of electrodes
  • a first measuring unit measuring a first action potential associated with the first electrode pair using a potential difference between electrode pairs, and a second activity associated with the second electrode pair using a potential difference between the second electrode pairs
  • a cardiac defibrillator includes a second measurer for measuring potential and an estimator for estimating ECG artifacts associated with the difference between the first action potential and the second action potential.
  • the cardiac defibrillator uses a third measurement unit for measuring a low ECG signal using a potential difference between the first main electrode and the second main electrode, and the estimated ECG artifact.
  • the apparatus may further include a restoration unit for restoring the final ECG from which artifacts are removed from the low ECG signal.
  • the cardiac defibrillator may include an energy converter configured to receive electromagnetic signals around the cardiac defibrillator and convert the electromagnetic signal into electrical energy, and store electrical energy converted by the energy converter to provide operating power of the cardiac defibrillator. It may further include a power storage.
  • the electrode portion of the cardiac defibrillator contacting the object to measure an ECG signal of the object is a first sub electrode disposed adjacent to the first main electrode and the first main electrode and insulated from the first main electrode.
  • a second electrode pair including a second main electrode and a second sub electrode disposed adjacent to the second main electrode and insulated from the second main electrode.
  • the first electrode pair included in the cardiac defibrillator-The first electrode pair the first Measuring a first action potential associated with the first pair of electrodes using a potential difference between a main electrode and a first sub-electrode disposed adjacent to the first main electrode and insulated from the first main electrode
  • the second electrode pair included in the cardiac defibrillator-The second electrode pair is composed of a second main electrode and a second sub-electrode disposed adjacent to the second main electrode and insulated from the second main electrode.
  • the method of operating the cardiac defibrillator may include measuring a low ECG signal using a potential difference between the first main electrode and the second main electrode, and extracting an artifact from the low ECG signal using the estimated ECG artifact.
  • the method may further include restoring the removed final ECG.
  • the present invention by minimizing chest compression stop time by measuring and removing various noises present in the electrocardiogram, such as an electrical reaction of the heart due to chest compression, changes in chest impedance, and artifacts occurring at the interface between electrodes and skin ECG can be measured.
  • FIG. 1 is a diagram for explaining a basic principle of obtaining a potential difference between spaced measurement electrodes in an electrocardiogram measurement model.
  • FIG. 2 is a block diagram of a cardiac defibrillator according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 3 is a circuit diagram exemplarily implementing a first measuring unit, a second measuring unit, a third measuring unit, and an estimating unit of a cardiac defibrillator according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 4 is a circuit diagram illustrating an example implementation of a restoration of a cardiac defibrillator in accordance with one embodiment of the present invention.
  • FIG. 5 is a block diagram illustrating an extended cardiac defibrillator according to one embodiment of the invention.
  • FIG. 6 is a block diagram of the electrode of the cardiac defibrillator capable of measuring the noise.
  • FIG. 7 is a flowchart illustrating a method of operating a cardiac defibrillator according to an embodiment of the present invention.
  • the ECG signal is a signal directly obtained from an object through a plurality of electrodes, and refers to a signal including an electrical reaction of the heart due to chest compression or an artifact occurring at the interface between the electrode and the skin.
  • ECG artifacts throughout the specification is a measure of the change in potential of individual electrodes due to movement, and can be understood as synonymous with the noise of noise used throughout the specification.
  • a low ECG signal refers to an ECG signal before ECG artifacts are removed as a difference in potential measured at each main electrode.
  • the final ECG is a signal from which the ECG artifacts are removed from the low ECG signal, and means a signal that the cardiac defibrillator according to the present invention finally obtains.
  • FIG. 1 is a diagram for explaining a basic principle of obtaining a potential difference between spaced measurement electrodes in an electrocardiogram measurement model.
  • the ECG model considers the heart as an electrical dipole and finds the potential difference between points A and B at distances r 1 and r 2 from the dipole, respectively.
  • the potential difference of the spaced apart measurement electrode is the same as that of Equation 1, and the magnitude of the heart signal decreases as the distance vector R between the electrodes and the distance r between the heart and the measurement electrode decrease.
  • the signal to noise ratio can be lowered to emphasize only the dynamic noise.
  • the cardiac defibrillator identifies the dynamic noise through a motion artifact emphasizing method.
  • a and B in FIG. 1 can be regarded as a first electrode pair and a second electrode pair at a distance of r 1 and r 2 from the heart, respectively, and the SNR emphasis as shown in Equation 2 You can identify the noise by the method.
  • the above principle may be applied to the main electrode and the sub electrode included in each electrode pair.
  • a 'and B' are positioned at adjacent points in A and B of FIG. 1, respectively, A and B represent a first main electrode and a second main electrode, and A 'and B' each represent a first sub-electrode; It can be seen as a second sub-electrode. Then, the distances from the heart to A and A 'are r 1 and r 1 ', and the distances from B and B 'are r 2 and r 2 ', respectively, and each electrode is applied by applying the SNR emphasis method of Equation 2. You can identify the noise generated by.
  • FIG. 2 is a block diagram of a cardiac defibrillator 200 according to an embodiment of the present invention.
  • the cardiac defibrillator 200 includes a first electrode pair 210 and a second electrode pair 220, a first measuring unit 230, a second measuring unit 240, a third measuring unit 250, and an estimating unit. 260 and a restoration unit 270 are configured.
  • the first electrode pair 210 includes a first main electrode 211 and a first sub-electrode 213 disposed adjacent to each other with the first main electrode and the insulating part 212 interposed therebetween.
  • the second electrode pair 220 includes a second main electrode 221 and a second sub-electrode 223 disposed adjacent to the second main electrode and insulated through the insulating part 222.
  • An ECG signal of the object is received through the main electrode and the sub electrode of the first electrode pair 210 and the second electrode pair 220.
  • the first measuring unit 230 is associated with the first electrode pair 210 by using a potential difference between the first main electrode 211 and the first sub-electrode 213 of the first electrode pair 210.
  • the first action potential is measured.
  • the second measurement unit 240 is connected to the second electrode pair 220 by using a potential difference between the second main electrode 221 and the second sub-electrode 223 of the second electrode pair 220. The second action potential is measured.
  • the estimator 260 estimates ECG artifacts associated with the difference between the first action potential and the second action potential.
  • the ECG artifact corresponds to noise representing at least one of a plurality of electrodes of the cardiac defibrillator 200 of the present invention, or an electrical topology change inside the object due to a physical external force transmitted to the object.
  • the estimator 260 may include a first amplifier configured to amplify a difference between a first action potential and a second action potential measured by the first measurer 230 and the second measurer 240, and the first amplifier. And a first band pass filter unit for band-passing the output of the amplifier corresponding to the first frequency band, and a first analog-to-digital converter unit for converting the band pass filtered signal into a digital signal.
  • the third measuring unit 250 measures a low ECG signal using a potential difference between the first main electrode 211 and the second main electrode 221.
  • the third measuring unit 250 includes a second amplifier for amplifying a difference between the potential of the first main electrode 211 and the potential of the second main electrode 221, and an output of the second amplifier at a second frequency. And a second band pass filter part for band pass corresponding to the band, and a second analog-to-digital converter part for converting the band pass filtered signal into a digital signal.
  • the reconstructor 260 reconstructs the final ECG from which the ECG artifacts are removed from the low ECG signal using the ECG artifact estimated by the estimator 260.
  • the reconstructor 270 includes an adaptive filter for filtering the ECG artifacts estimated by the estimator 260, a delay unit for delaying the low ECG signal measured by the third measurement unit, and the delayed low ECG. It may be configured to include an operation for restoring the final ECG signal by performing the differential operation of the filtered ECG artifacts from the signal.
  • FIG. 3 exemplarily illustrates a first measuring unit 230, a second measuring unit 240, a third measuring unit 250, and an estimating unit 260 of a cardiac defibrillator according to an embodiment of the present invention. It is a circuit diagram.
  • the potential measured from the first electrode pair and the second electrode pair may be expressed by Equation 3 below.
  • Heart xx is the heart potential measured at the first electrode pair (the first main electrode and the first sub-electrode) and the second electrode pair (the second main electrode and the second sub-electrode), and e xx is each electrode.
  • Equation 4 The equation of the potential change between the first main electrode 211 and the second main electrode 221 measured by the third measuring unit 250 is expressed by Equation 4 below.
  • Equation 4 ⁇ Heart M denotes a normal ECG, and ⁇ e M denotes an action potential difference between a main electrode of a first electrode pair and a second electrode pair.
  • the potential difference between the electrodes 223 is expressed by Equation 5.
  • N R and N L in Equation 5 are potential differences between the main electrodes 211 and 221 and the sub electrodes 213 and 223 measured by the first measuring unit 230 and the second measuring unit 240.
  • the difference between the first action potential and the second action potential measured by the estimator 260 may be represented by Equation 6.
  • Equation 6 is estimated as an ECG artifact.
  • the action potentials ⁇ e RM and ⁇ e LM of the first main electrode and the second main electrode may be estimated as ⁇ e R and ⁇ e L , respectively.
  • FIG. 4 is a circuit diagram illustrating an example implementation of a restoration 270 of a cardiac defibrillator in accordance with one embodiment of the present invention.
  • the reconstructor 270 is a normalizer 410 for normalizing the ECG artifact estimated by the estimator 260 and the low ECG signal measured by the third measurer 250, and the correlation between the normalized signals. Determining analysis unit 420, the delay unit 430 and the FIR filter unit 440 to delay and filter the normalized low ECG signal, the adaptive filter unit 450 to recover the normalized low ECG signal and ECG artifacts And an operation unit 460 for performing differential operation on the filtered ECG artifact from the delayed low ECG signal to restore the final ECG signal.
  • the reconstructor 270 sets the low pass band to change over time by analyzing frequency characteristics of the ECG artifacts input from the estimator.
  • the low ECG signal measured and input from the third measurement unit is extracted as a baseline component similar to the change amount of the ECG artifact, and normalized by the normalization unit 410 to adjust the scale.
  • the normalized signals read correlation through cross-correlation of the analyzer 420.
  • the correlation reading is performed using a correlation coefficient obtained from the cross-correlation analysis. If the correlation constant has a low value based on a specific value, it is determined that the ECG artifact signal is unreliable.
  • the correlation constant is digitized in the range of 0 to 1 and a certain criterion is 0.7, if the correlation constant is less than 0.7, the ECG artifact signal is unreliable and must be remeasured.
  • the correlation constant is greater than 0.7, the normalized low ECG signal and the ECG artifact signal can be obtained since the ECG artifact signal is reliable.
  • the normalized low ECG signal and normalized ECG artifact are recovered by the adaptive filter 450.
  • the normalized low ECG signal is processed by the delay unit 430 and the FIR filter unit 440, and is then calculated by the operation unit 460 with the filtered ECG artifact to obtain a final ECG signal. Is restored.
  • FIG. 5 is a block diagram illustrating an extended cardiac defibrillator 200 according to one embodiment of the invention.
  • the cardiac defibrillator 200 includes a first electrode pair 210 and a second electrode pair 220, a first measuring unit 230, a second measuring unit 240, a third measuring unit 250, and an estimating unit. 260, an energy converter 280, and a power storage unit 290.
  • the first electrode pair 210 and the second electrode pair 220, the first measuring unit 230 and the second measuring unit 240, the third measuring unit 250, and the estimating unit 260 are illustrated in FIG. 2.
  • the configuration of FIG. 2 may further include an energy converter 280 and a power storage unit 290.
  • the energy converter 280 receives the electromagnetic signal around the cardiac defibrillator 200 and converts it into electrical energy.
  • the energy converter 280 detects an abnormality in power supply from the power monitoring unit collecting power supply state information of the cardiac defibrillator 200 and the power supply state information received from the power monitoring unit. Consists of a controller that transfers to an external device.
  • the cardiac defibrillator may further include a communication processor for communicating with the external device and a diagnostic processor for checking a current state of power supply through power supply state information collected from the power monitor.
  • the controller automatically instructs the execution of the internal power supply when power supply through the energy conversion unit 280 is impossible.
  • the power monitoring unit detects an external power supply problem, and when the battery level falls below a predetermined standard (minimum remaining amount for defibrillation), transmits a communication function interruption message to an external device, and blocks the function of the communication process.
  • FIG. 6 is a block diagram of an electrode of a cardiac defibrillator capable of measuring the noise noise proposed in the present invention.
  • an electrode pair having the structure shown in FIG. 6 is used.
  • Each pair of electrodes has two separate conducting parts sandwiched between insulation, which can be seen as main and sub-electrodes, respectively.
  • Each of the main and sub electrodes is connected to the connector through separate conductors.
  • FIG. 7 is a flowchart illustrating a method of operating a cardiac defibrillator for monitoring an ECG signal of an object using a plurality of electrodes according to an embodiment of the present invention.
  • a first action potential associated with the first electrode pair is measured using a potential difference between the first main electrode 211 and the first sub-electrode 213 of the first electrode pair 210.
  • the first main electrode 211 and the first sub-electrode 213 of the first electrode pair 210 are disposed adjacent to each other and are insulated with the insulating part 212 interposed therebetween.
  • a second action potential associated with the second electrode pair is measured using a potential difference between the second main electrode 221 and the second sub-electrode 223 of the second electrode pair 220.
  • the second electrode pair 220 includes a second main electrode 221 and a second sub-electrode 223 disposed adjacent to and insulated from the second main electrode. It is.
  • the first action potential and the second action potential measured at steps 710 and 720 are used to estimate the ECG artifact at step 730.
  • the ECG artifact is estimated in association with the difference between the first action potential and the second action potential.
  • the estimated ECG artifact is amplified the difference between the first action potential and the second action potential as described in FIG. 3, and after band-passing the amplified output corresponding to the first frequency band, the band pass filtered Obtain the signal by changing the signal into a digital signal.
  • the ECG artifact corresponds to noise representing at least one of a plurality of electrodes of the cardiac defibrillator or an electrical topology change inside the object due to a physical external force transmitted to the object.
  • a low ECG signal is measured using a potential difference between the first main electrode 211 and the second main electrode 221.
  • the low ECG signal amplifies the difference between the potential of the first main electrode and the potential of the second main electrode, band-passes the amplified output corresponding to the second frequency band, and then digitalizes the band pass filtered signal. You can get it by changing
  • step 750 the estimated ECG artifact is used to recover the final ECG from which artifacts are removed from the low ECG signal.
  • the reconstruction of the final ECG is obtained by delaying the low ECG signal, filtering the ECG artifacts, and then calculating the filtered ECG artifacts from the delayed low ECG signal.

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Abstract

흉부압박 시에 발생하는 동잡음 측정기능을 포함하는 심장 제세동기 및 심장 제세동기의 동작 방법이 제공된다. 상기 심장 제세동기는 제1 메인 전극 및 상기 제1 메인 전극에 인접하게 배치되며 상기 제1 메인 전극과 절연되어 있는 제1 서브 전극으로 구성되는 제1 전극 쌍, 제2 메인 전극 및 상기 제2 메인 전극에 인접하게 배치되며 상기 제2 메인 전극과 절연되어 있는 제2 서브 전극으로 구성되는 제2 전극 쌍, 상기 제1 전극 쌍 사이의 전위차를 이용하여 상기 제1 전극 쌍에 연관되는 제1 활동 전위를 측정하는 제1 측정부, 상기 제2 전극 쌍 사이의 전위차를 이용하여 상기 제2 전극 쌍에 연관되는 제2 활동 전위를 측정하는 제2 측정부, 및 상기 제1 활동 전위 및 상기 제2 활동 전위 사이의 차이에 연관되는 ECG 아티팩트를 추정하는 추정부를 포함한다.

Description

동잡음 측정 및 제거 기능을 포함하는 심장 제세동기
심장 제세동기에 관한 것으로서, 더욱 상세하게는 동잡음 측정 및 제거 기능을 포함하는 심장 제세동기에 관한 것이다.
동잡음(Motion Artifact)는 전극의 움직임에 의해 발생되는 신호의 왜곡현상이다. 이는 전극의 움직임에 의해 전극-전해질 경계면에서 전하 분포의 교란이 발생하게 되고, 이로 인해 반전지 전위의 변화가 발생하게 되어 측정 생체전위의 변화를 유발시키기 때문에 발생된다. 이러한 동잡음은 주요하게 저주파의 성분을 가지므로 심전도(electrocardiogram, ECG) 측정 시 이를 제거하기가 어렵다.
응급환자가 발생한 경우 환자의 이송 등의 움직임이 발생하면서 동잡음이 발생되고, 이로 인하여 심장의 리듬을 파악하고 분석하기가 어렵다는 문제점이 있다.
또한, 급심정지 환자의 자발적 순환 회복 향상을 위해서는 흉부압박 중지시간(Hands-off Time)을 최소화하여야 하는데, 현재 심장 제세동기(Automated External Defibrillator)의 경우에 정확한 심전도 분석을 위해 심장의 리듬 파악 구간 동안은 심폐소생술을 중지하여야 하므로 심전도 분석 시 심폐소생술을 지속하기 위해서는 흉부압박 시에 발생하는 잡음을 제거하는 기술이 요구된다.
흉부압박 시에 발생하는 동잡음 측정 및 제거 기능을 포함하는 심장 제세동기 및 심장 제세동기의 동작 방법이 제공된다.
심전도 측정 시 다양한 원인, 이를테면 심폐소생술(Cardiopulmonary resuscitation, CPR) 과정의 흉부 압박이나 생체의 움직임 등 에 의한 심장 제세동기 전극의 움직임에 의하여 발생하는 동잡음을 측정 및 제거함으로써, 흉부압박 중지시간을 최소화하고 심전도 측정의 정확성을 높일 수 있는 심장 제세동기 및 심장 제세동기의 동작 방법이 제공된다.
본 발명의 일측에 따르면, 복수 개의 전극을 이용하여 객체의 ECG 신호를 모니터링 하는 심장 제세동기에 있어서, 제1 메인 전극 및 상기 제1 메인 전극에 인접하게 배치되며 상기 제1 메인 전극과 절연되어 있는 제1 서브 전극으로 구성되는 제1 전극 쌍, 제2 메인 전극 및 상기 제2 메인 전극에 인접하게 배치되며 상기 제2 메인 전극과 절연되어 있는 제2 서브 전극으로 구성되는 제2 전극 쌍, 상기 제1 전극 쌍 사이의 전위차를 이용하여 상기 제1 전극 쌍에 연관되는 제1 활동 전위를 측정하는 제1 측정부, 상기 제2 전극 쌍 사이의 전위차를 이용하여 상기 제2 전극 쌍에 연관되는 제2 활동 전위를 측정하는 제2 측정부, 및 상기 제1 활동 전위 및 상기 제2 활동 전위 사이의 차이에 연관되는 ECG 아티팩트를 추정하는 추정부를 포함하는 심장 제세동기가 제공된다.
본 발명의 일실시예에 따르면, 상기 심장 제세동기는, 상기 제1 메인 전극 및 상기 제2 메인 전극 사이의 전위차를 이용하여 로우 ECG 신호를 측정하는 제3 측정부, 및 상기 추정된 ECG 아티팩트를 이용하여 상기 로우 ECG 신호로부터 아티팩트가 제거된 최종 ECG를 복원하는 복원부를 더 포함할 수 있다.
또한, 상기 심장 제세동기는, 상기 심장 제세동기 주변의 전자기신호를 수신하여 전기 에너지로 변환하는 에너지 변환부, 및 상기 에너지 변환부에 의해 변환된 전기 에너지를 저장하여 심장 제세동기의 동작 전력을 제공하는 전력 저장부를 더 포함할 수도 있다.
그리고 객체의 ECG 신호를 측정하기 위해 상기 객체에 접촉되는 심장 제세동기의 전극부는, 제1 메인 전극 및 상기 제1 메인 전극에 인접하게 배치되며 상기 제1 메인 전극과 절연되어 있는 제1 서브 전극으로 구성되는 제1 전극 쌍, 및 제2 메인 전극 및 상기 제2 메인 전극에 인접하게 배치되며 상기 제2 메인 전극과 절연되어 있는 제2 서브 전극으로 구성되는 제2 전극 쌍을 포함하여 구성된다.
본 발명의 다른 일측에 따르면, 복수 개의 전극을 이용하여 객체의 ECG 신호를 모니터링 하는 심장 제세동기의 동작 방법에 있어서, 상기 심장 제세동기에 포함되는 제1 전극 쌍 - 상기 제1 전극 쌍은, 제1 메인 전극 및 상기 제1 메인 전극에 인접하게 배치되며 상기 제1 메인 전극과 절연되어 있는 제1 서브 전극으로 구성됨 - 사이의 전위차를 이용하여 상기 제1 전극 쌍에 연관되는 제1 활동 전위를 측정하는 단계, 상기 심장 제세동기에 포함되는 제2 전극 쌍 - 상기 제2 전극 쌍은, 제2 메인 전극 및 상기 제2 메인 전극에 인접하게 배치되며 상기 제2 메인 전극과 절연되어 있는 제2 서브 전극으로 구성됨 - 사이의 전위차를 이용하여 상기 제2 전극 쌍에 연관되는 제2 활동 전위를 측정하는 단계; 및 상기 제1 활동 전위 및 상기 제2 활동 전위 사이의 차이에 연관되는 ECG 아티팩트를 추정하는 단계를 포함하는 심장 제세동기의 동작 방법이 제공된다.
상기 심장 제세동기의 동작 방법은, 상기 제1 메인 전극 및 상기 제2 메인 전극 사이의 전위차를 이용하여 로우 ECG 신호를 측정하는 단계, 및 상기 추정된 ECG 아티팩트를 이용하여 상기 로우 ECG 신호로부터 아티팩트가 제거된 최종 ECG를 복원하는 단계를 더 포함할 수 있다.
본 발명의 실시예에 의하면, 흉부압박에 의한 심장의 전기반응이나 흉부 임피던스 변화, 전극과 피부의 경계면에서 발생하는 아티팩트 등 심전도 내에 존재하는 다양한 노이즈를 측정 및 제거함으로써 흉부압박 중지 시간을 최소화하면서도 정확한 심전도 측정을 할 수 있다.
도 1은 심전도 측정 모델에서 이격된 측정 전극의 전위차를 구하는 기본 원리를 설명하기 위한 그림이다.
도 2는 본 발명의 일 실시예에 따른 심장 제세동기에 대한 블록도이다.
도 3은 본 발명의 일 실시예에 따른 심장 제세동기의 제1 측정부, 제2 측정부, 제3 측정부 및 추정부를 예시적으로 구현한 회로도이다.
도 4는 본 발명의 일 실시예에 따른 심장 제세동기의 복원부의 예시적 구현을 도시하는 회로도이다.
도 5는 본 발명의 일 실시예에 따른 확장된 심장 제세동기를 도시하는 블록도이다.
도 6은 동잡음 측정이 가능한 심장 제세동기의 전극에 대한 구성도이다.
도 7은 본 발명의 일 실시예에 따른 심장 제세동기의 동작 방법을 도시하는 흐름도이다.
[부호의 설명]
200: 심장 제세동기
210: 제1 전극쌍
220: 제2 전극쌍
230: 제1 측정부
240: 제2 측정부
250: 제3 측정부
260: 추정부
270: 복원부
280: 에너지 변환부
290: 전력 저장부
410: 정규화부
420: 분석부
430: 딜레이부
440: FIR 필터부
450: 적응적 필터부
460: 연산부
이하 상기의 목적을 구체적으로 실현할 수 있는 본 발명의 바람직한 실시예를 첨부한 도면을 참조하여 설명한다. 이때 도면에 도시되고 또 이것에 의해서 설명되는 본 발명의 구성과 작용은 적어도 하나의 실시예로서 설명되는 것이며, 이것에 의해서 본 발명의 기술적 사상과 그 핵심 구성 및 작용이 제한되지는 않는다.
본 발명에서 사용되는 용어는 본 발명에서의 기능을 고려하면서 가능한 현재 널리 사용되는 일반적인 용어를 선택하였으나, 이는 당 분야에 종사하는 기술자의 의도 또는 관례, 새로운 기술의 출현 등에 따라 달라질 수 있다. 또한 특정한 경우는 출원인이 임의로 선정한 용어도 있으며, 이 경우 해당되는 본 발명의 설명 부분에서 상세한 그 의미를 기재할 것이다. 따라서 본 발명에서 사용되는 용어는 단순한 용어의 명칭이 아닌 그 용어가 가지는 의미와 본 발명의 전반에 걸친 내용을 토대로 이해되어야 한다.
명세서 전체에서 ECG 신호는 복수 개의 전극을 통하여 객체로부터 직접 얻는 신호로서, 흉부압박에 의한 심장의 전기반응이나 전극과 피부의 경계면에서 발생하는 아티팩트 등을 포함하고 있는 신호를 말한다.
또한, 명세서 전체에서 ECG 아티팩트는 움직임으로 인한 개별 전극들의 전위 변화의 측정한 것으로, 명세서 전반에서 사용된 동잡음과 같은 의미로 이해될 수 있다.
명세서 전체에서 로우 ECG 신호는 각 메인 전극에서 측정된 전위의 차이로서, ECG 아티팩트가 제거되기 전의 ECG 신호를 말한다.
그리고 명세서 전체에서 최종 ECG는 상기 로우 ECG 신호에서 상기 ECG 아티팩트가 제거된 신호로서, 본 발명에 의한 심장 제세동기가 최종적으로 얻고자 하는 신호를 의미한다.
도 1은 심전도 측정 모델에서 이격된 측정 전극의 전위차를 구하는 기본 원리를 설명하기 위한 도면이다.
심전도 측정 모델은 심장을 하나의 전기 쌍극자(Dipole)로 간주하고 쌍극자에서 각각 r1, r2의 거리에 있는 지점 A, B 사이의 전위차를 구하는 것이다.
이격된 측정 전극의 전위차는 수학식 1의 수식과 같으며, 전극 간의 거리 벡터 R과 심장과 측정 전극과의 거리 r이 줄어들수록 심장 신호의 크기는 감소된다.
수학식 1
Figure PCTKR2013003618-appb-M000001
이러한 원리로 심장과의 거리와 전극과의 거리를 줄인다면 SNR(Signal to Noise Ratio)을 낮추어 동잡음만을 강조할 수 있다.
수학식 2
Figure PCTKR2013003618-appb-M000002
다시 말해, 본 발명에 의한 심장 제세동기는 동잡음 강조(Motion Artifact Emphasizing) 방법을 통해 동잡음을 식별한다.
상기의 원리를 본 발명에 대입하면, 도 1의 A와 B는 심장으로부터 각각 r1, r2의 거리에 있는 제1 전극 쌍 및 제2 전극 쌍으로 볼 수 있으며, 수학식 2와 같은 SNR 강조의 방법으로 동잡음을 식별할 수 있다.
또한, 상기의 원리는 각 전극 쌍에 포함된 메인 전극 및 서브 전극에도 적용될 수 있다.
도 1의 A와 B에서 각각 인접한 지점에 A'과 B'이 위치한다고 가정하면, A와 B는 각각 제1 메인 전극과 제2 메인 전극을, A'과 B'은 각각 제1 서브 전극과 제2 서브 전극으로 볼 수 있다. 그리고 심장으로부터 A와 A'까지의 거리를 각각 r1, r1'으로, B와 B'까지의 거리를 각각 r2, r2'으로 놓고, 수학식 2의 SNR 강조 방법을 적용하여 각 전극에서 발생하는 동잡음을 식별할 수 있다.
제1 전극 쌍 및 제2 전극 쌍, 그리고 각각의 전극 쌍에 포함된 메인 전극 및 서브 전극 간의 동잡음 측정에 관한 내용은 도 3에서 자세히 후술하기로 한다.
도 2는 본 발명의 일 실시예에 따른 심장 제세동기(200)에 대한 블록도이다.
상기 심장 제세동기(200)는 제1 전극 쌍(210) 및 제2 전극 쌍(220), 제1 측정부(230) 및 제2 측정부(240), 제3 측정부(250), 추정부(260), 복원부(270)을 포함하여 구성된다.
상기 제1 전극 쌍(210)은 제1 메인 전극(211) 및 상기 제1 메인 전극과 절연부(212)를 사이에 두고 인접하게 배치되어 있는 제1 서브 전극(213)으로 구성된다. 마찬가지로, 상기 제2 전극 쌍(220)은 제2 메인 전극(221) 및 상기 제2 메인 전극에 인접하게 배치되어 절연부(222)를 통해 절연되어 있는 제2 서브 전극(223)으로 이루어진다. 상기 제1 전극 쌍(210) 및 제2 전극 쌍(220)의 메인 전극과 서브 전극을 통해 객체의 ECG 신호를 입력받는다.
상기 제1 측정부(230)는 상기 제1 전극 쌍(210)의 제1 메인 전극(211)과 제1 서브 전극(213) 사이의 전위차를 이용하여 상기 제1 전극 쌍(210)에 연관되는 제1 활동 전위를 측정한다.
마찬가지로, 상기 제2 측정부(240)는 상기 제2 전극 쌍(220)의 제2 메인 전극(221)과 제2 서브 전극(223) 간의 전위차를 이용하여 상기 제2 전극 쌍(220)에 연관된 제2 활동 전위를 측정한다.
상기 추정부(260)는 상기 제1 활동 전위 및 상기 제2 활동 전위 사이의 차이에 연관되는 ECG 아티팩트의 추정을 수행한다. 상기 ECG 아티팩트는 본 발명의 심장 제세동기(200)의 복수 개의 전극 중 적어도 하나, 또는 객체에 전달되는 물리적 외력에 의한 상기 객체 내부의 전기적 토폴로지 변경을 대표하는 노이즈에 대응된다.
상기 추정부(260)는 상기 제1 측정부(230) 및 상기 제2 측정부(240)에서 각각 측정된 제1 활동 전위와 제2 활동 전위의 차이를 증폭시키는 제1 증폭기와, 상기 제1 증폭기의 출력을 제1 주파수 대역에 대응하여 대역 통과시키는 제1 대역 통과 필터부, 그리고 상기 대역 통과 필터된 신호를 디지털 신호로 변경하는 제1 아날로그-디지털 컨버터부를 포함하여 구성된다.
상기 제3 측정부(250)는 상기 제1 메인 전극(211)과 상기 제2 메인 전극(221) 사이의 전위차를 이용하여 로우 ECG 신호를 측정한다.
상기 제3 측정부(250)는 상기 제1 메인 전극(211)의 전위와 상기 제2 메인 전극(221)의 전위의 차이를 증폭시키는 제2 증폭기와, 상기 제2 증폭기의 출력을 제2 주파수 대역에 대응하여 대역 통과시키는 제2 대역 통과 필터부, 그리고 상기 대역 통과 필터된 신호를 디지털 신호로 변경하는 제2 아날로그-디지털 컨버터부를 포함하여 구성된다.
상기 복원부(260)는 상기 추정부(260)에서 추정된 ECG 아티팩트를 이용하여 상기 로우 ECG 신호로부터 상기 ECG 아티팩트가 제거된 최종 ECG를 복원한다.
상기 복원부(270)는 상기 추정부(260)에서 추정된 ECG 아티팩트를 필터링하는 적응적 필터부와, 상기 제3 측정부에서 측정된 로우 ECG 신호를 딜레이하는 딜레이부, 그리고 상기 딜레이된 로우 ECG 신호로부터 상기 필터링된 ECG 아티팩트를 차연산하여 상기 최종 ECG 신호를 복원하는 연산부를 포함하여 구성될 수 있다.
도 3은 본 발명의 일 실시예에 따른 심장 제세동기의 제1 측정부(230), 제2 측정부(240), 제3 측정부(250) 및 추정부(260)를 예시적으로 구현한 회로도이다.
제1 전극 쌍 및 제2 전극 쌍으로부터 측정되는 전위는 수학식 3과 같이 나타낼 수 있다.
수학식 3
Figure PCTKR2013003618-appb-M000003
수학식 3에서 Heartxx는 제1 전극쌍(제1 메인 전극 및 제1 서브 전극)과 제2 전극쌍(제2 메인 전극 및 제2 서브 전극)에서 측정되는 심장 전위이고, exx는 각 전극들의 활동 전위이다. X, X'은 제1 메인 전극과 제1 서브 전극에서 측정된 전위 변화를, Y, Y'은 제2 메인 전극과 제2 서브 전극에서 측정된 전위 변화를 각각 의미한다.
제3 측정부(250)에서 측정되는 상기 제1 메인 전극(211)과 상기 제2 메인 전극(221) 사이의 전위변화의 수식은 수학식 4와 같다.
수학식 4
Figure PCTKR2013003618-appb-M000004
수학식 4에서 ΔHeartM은 보통의 ECG를 의미하며,ΔeM은 제1 전극 쌍 및 제2 전극 쌍의 메인 전극 간의 활동 전위 차이를 의미한다.
제1 측정부(230)에서 측정되는 제1 메인 전극(211)과 제1 서브 전극(213) 간의 전위 차이와 제2 측정부(240)에서 측정되는 제2 메인 전극(221)과 제2 서브 전극(223) 간의 전위 차이는 수학식 5과 같다.
수학식 5
Figure PCTKR2013003618-appb-M000005
수학식 5의 NR과 NL은 상기 제1 측정부(230) 및 제2 측정부(240)에서 측정된 각각의 메인 전극(211, 221)과 서브 전극(213, 223)간의 전위차, 즉 제1 활동 전위 및 제2 활동 전위를 의미한다.
추정부(260)에서 측정되는 상기 제1 활동 전위 및 제2 활동 전위 사이의 차이는 수학식 6으로 나타낼 수 있다.
수학식 6
Figure PCTKR2013003618-appb-M000006
이 때, △HeartR과 △HeartL은 상대적으로 작은 값을 가지므로 이를 무시한다고 하면, 수학식 6의 결과는
Figure PCTKR2013003618-appb-I000001
로 간주할 수 있다. 그리고 상기한 수학식 6의 결과(NRL)는 ECG 아티팩트로 추정한다.
또한, 전극의 면적이 활동전위의 영향과 비례하는 관계를 갖는다고 한다면, 제1 메인 전극 및 제2 메인 전극의 활동전위 △eRM, △eLM은 각각 △eR, △eL로 추정할 수 있다. 즉,
Figure PCTKR2013003618-appb-I000002
로 볼 수 있다.
도 4는 본 발명의 일 실시예에 따른 심장 제세동기의 복원부(270)의 예시적 구현을 도시하는 회로도이다.
상기 복원부(270)는 상기 추정부(260)에서 추정된 ECG 아티팩트와 상기 제3 측정부(250)에서 측정된 로우 ECG 신호를 정규화하는 정규화부(410), 상기 정규화된 신호에 대한 상관성을 판단하는 분석부(420), 상기 정규화된 로우 ECG 신호를 딜레이하여 필터링하는 딜레이부(430) 및 FIR 필터부(440), 상기 정규화된 로우 ECG 신호와 ECG 아티팩트를 복구하는 적응적 필터부(450), 그리고 딜레이된 로우 ECG 신호로부터 상기 필터링된 ECG 아티팩트를 차연산하여 상기 최종 ECG 신호를 복원하는 연산부(460)를 포함하여 구성된다.
도 4에 따르면, 상기 복원부(270)는 추정부로부터 입력된 ECG 아티팩트의 주파수 특성을 분석하여 시간에 따라 변화하도록(Time-Variant) 저역통과대역을 설정한다. 그리고 제3 측정부로부터 측정되어 입력된 로우 ECG 신호에서 상기 ECG 아티팩트의 변화량과 유사한 베이스라인 성분으로 추출하고, 이를 정규화부(410)을 통해 정규화(Normalization)하여 스케일을 맞춘다.
상기 정규화된 신호들은 분석부(420)의 상호상관분석(Cross-Correlation)을 통해 상관성을 판독한다. 상기 상관성 판독은 상기 상호상관분석 결과 얻어진 상관상수(Correlation Coefficient)를 이용하여 이루어지는데, 상기 상관상수가 특정 수치를 기준으로 낮은 수치를 가진다면 상기 ECG 아티팩트 신호는 신뢰할 수 없다고 판단한다.
예를 들어, 상기 상관상수가 0~1의 범위에서 수치화되고, 특정 기준이 0.7이라고 가정할 때, 상기 상관상수가 0.7보다 작으면 상기 ECG 아티팩트 신호는 신뢰할 수 없으므로 재측정해야 한다.
그러나, 상기 상관상수가 0.7보다 크다면, 상기 ECG 아티팩트 신호는 신뢰할 수 있는 것이므로 상기 정규화된 로우 ECG 신호 및 ECG 아티팩트 신호를 얻을 수 있다.
상기 정규화된 로우 ECG 신호(Normalized ECG) 및 정규화된 ECG 아티팩트(Estimated Artifact)는 적응적 필터부(450)에 의해 복구된다.
상기 정규화된 로우 ECG 신호(Normalized ECG)는 딜레이부(430) 및 FIR 필터부(440)의 수행과정을 거친 후, 연산부(460)에서 상기 필터링된 ECG 아티팩트와 차연산되어 최종 ECG 신호(Restored ECG)로 복원된다.
도 5는 본 발명의 일 실시예에 따른 확장된 심장 제세동기(200)를 도시하는 블록도이다.
상기 심장 제세동기(200)는 제1 전극 쌍(210) 및 제2 전극 쌍(220), 제1 측정부(230) 및 제2 측정부(240), 제3 측정부(250), 추정부(260), 에너지 변환부(280), 그리고 전력 저장부(290)를 포함하여 구성된다.
상기 제1 전극 쌍(210) 및 제2 전극 쌍(220), 제1 측정부(230) 및 제2 측정부(240), 제3 측정부(250), 추정부(260)는 도 2에서 설명한 바와 같고, 도 2의 구성에 에너지 변환부(280) 및 전력 저장부(290)를 더 포함하여 구성될 수 있다.
상기 에너지 변환부(280)는 상기 심장 제세동기(200) 주변의 전자기 신호를 수신하여 전기 에너지로 변환한다.
상기 에너지 변환부(280)는 상기 심장 제세동기(200)의 전원공급상태 정보를 수집하는 전원 감시부와, 상기 전원 감시부로부터 전달받은 상기 전원공급상태 정보로부터 전원 공급의 이상을 발견한 경우 이를 외부장치로 전달하는 컨트롤러로 구성된다. 또한, 상기 심장 제세동기와 상기 외부장치와의 통신을 담당하는 통신 프로세서와, 상기 전원감시부로부터 수집된 전원공급상태 정보를 통해 전원 공급에 대한 현재상태를 점검하는 진단 프로세서가 더 포함될 수도 있다.
상기 컨트롤러는 상기 에너지 변환부(280)를 통한 전원공급이 불가능한 경우 자동으로 내부 전원공급의 수행을 지시한다. 또한, 상기 전원 감시부를 통해 외부 전원공급 문제를 파악하고 배터리 잔량이 일정기준(제세동을 위한 최소 잔량) 이하로 저하될 경우 외부장치로 통신기능중단 메시지를 전달한 후 통신프로세스의 기능을 차단한다.
도 6은 본 발명에서 제안하는 동잡음 측정이 가능한 심장 제세동기의 전극에 대한 구성도이다.
심전도 및 동잡음을 동시에 측정하기 위하여 도 6과 같은 구조의 전극 쌍을 이용한다. 각 전극 쌍은 절연부를 사이에 둔 두 개의 분리된 전도 부분을 가지며, 이는 각각 메인 전극과 서브 전극으로 볼 수 있다. 상기 각각의 메인 전극과 서브 전극은 분리된 도선을 통해 커넥터에 연결된다.
도 7은 본 발명의 일 실시예에 따라 복수 개의 전극을 이용하여 객체의 ECG 신호를 모니터링 하는 심장 제세동기의 동작 방법을 도시하는 흐름도이다.
단계(710)에서 제1 전극 쌍(210)의 제1 메인 전극(211)과 제1 서브 전극(213) 사이의 전위차를 이용하여 상기 제1 전극 쌍에 연관되는 제1 활동 전위를 측정한다.
상기 제1 전극 쌍(210)의 제1 메인 전극(211)과 제1 서브 전극(213)은 인접하게 배치되어 있으며, 절연부(212)를 사이에 두고 절연되어 있다.
단계(720)에서 제2 전극 쌍(220)의 제2 메인 전극(221)과 제2 서브 전극(223) 사이의 전위차를 이용하여 상기 제2 전극 쌍에 연관되는 제2 활동 전위를 측정한다.
상기 제2 전극 쌍(220)은 상기한 제1 전극 쌍(210)과 마찬가지로, 제2 메인 전극(221) 및 상기 제2 메인 전극과 절연되어 인접하게 배치된 제2 서브 전극(223)으로 구성되어 있다.
상기 단계(710, 720)에서 측정된 상기 제1 활동 전위 및 제2 활동 전위는, 단계(730)에서 ECG 아티팩트를 추정하는 데 이용된다. 상기 ECG 아티팩트는 상기 제1 활동 전위 및 제2 활동 전위 사이의 차이와 연관되어 추정된다.
상기 추정된 ECG 아티팩트는 도 3에서 설명한 바와 같이, 상기 제1 활동 전위와 상기 제2 활동 전위의 차이를 증폭하고, 증폭된 출력을 제1 주파수 대역에 대응하여 대역 통과시킨 후 상기 대역 통과 필터된 신호를 디지털 신호로 변경하는 방식으로 구한다.
상기 ECG 아티팩트는 상기 심장 제세동기의 복수 개의 전극 중 적어도 하나, 또는 객체에 전달되는 물리적 외력에 의한 상기 객체 내부의 전기적 토폴로지 변경을 대표하는 노이즈에 대응된다.
단계(740)에서 상기 제1 메인 전극(211) 및 상기 제2 메인 전극(221) 사이의 전위차를 이용하여 로우 ECG 신호를 측정한다.
상기 로우 ECG 신호는 상기 제1 메인 전극의 전위와 상기 제2 메인 전극의 전위의 차이를 증폭하고, 증폭된 출력을 제2 주파수 대역에 대응하여 대역 통과시킨 후 상기 대역 통과 필터된 신호를 디지털 신호로 변경하는 방식으로 얻을 수 있다.
단계(750)에서 상기 추정된 ECG 아티팩트를 이용하여 상기 로우 ECG 신호로부터 아티팩트가 제거된 최종 ECG를 복원한다.
상기 최종 ECG의 복원은 상기 로우 ECG 신호를 딜레이하고, 상기 ECG 아티팩트를 필터링한 후, 상기 딜레이된 로우 ECG 신호로부터 상기 필터링된 ECG 아티팩트를 차연산하여 얻는다.
이상과 같이 본 발명에서는 구체적인 구성 요소 등과 같은 특정 사항들과 한정된 실시예 및 도면에 의해 설명되었으나, 이는 본 발명의 보다 전반적인 이해를 돕기 위해서 제공된 것일 뿐, 본 발명은 상기의 실시예에 한정되는 것은 아니며, 본 발명이 속하는 분야에서 통상적인 지식을 가진 자라면 이러한 기재로부터 다양한 수정 및 변형이 가능하다.
따라서, 본 발명의 사상은 설명된 실시예에 국한되어 정해져서는 아니되며, 후술하는 특허청구범위뿐 아니라 이 특허청구범위와 균등하거나 등가적 변형이 있는 모든 것들은 본 발명 사상의 범주에 속한다고 할 것이다.

Claims (12)

  1. 복수 개의 전극을 이용하여 객체의 ECG 신호를 모니터링 하는 심장 제세동기에 있어서,
    제1 메인 전극 및 상기 제1 메인 전극에 인접하게 배치되며 상기 제1 메인 전극과 절연되어 있는 제1 서브 전극으로 구성되는 제1 전극 쌍;
    제2 메인 전극 및 상기 제2 메인 전극에 인접하게 배치되며 상기 제2 메인 전극과 절연되어 있는 제2 서브 전극으로 구성되는 제2 전극 쌍;
    상기 제1 전극 쌍 사이의 전위차를 이용하여 상기 제1 전극 쌍에 연관되는 제1 활동 전위를 측정하는 제1 측정부;
    상기 제2 전극 쌍 사이의 전위차를 이용하여 상기 제2 전극 쌍에 연관되는 제2 활동 전위를 측정하는 제2 측정부; 및
    상기 제1 활동 전위 및 상기 제2 활동 전위 사이의 차이에 연관되는 ECG 아티팩트를 추정하는 추정부
    를 포함하는 심장 제세동기.
  2. 제1항에 있어서,
    상기 제1 메인 전극 및 상기 제2 메인 전극 사이의 전위차를 이용하여 로우 ECG 신호를 측정하는 제3 측정부; 및
    상기 추정된 ECG 아티팩트를 이용하여 상기 로우 ECG 신호로부터 상기 ECG 아티팩트가 제거된 최종 ECG를 복원하는 복원부
    를 더 포함하는 심장 제세동기.
  3. 제2항에 있어서,
    상기 복원부는,
    상기 ECG 아티팩트를 필터링하는 적응적 필터부;
    상기 로우 ECG 신호를 딜레이하는 딜레이부; 및
    상기 딜레이된 로우 ECG로부터 상기 필터링된 ECG 아티팩트를 차연산하여 상기 최종 ECG 신호를 복원하는 연산부
    를 더 포함하는 심장 제세동기.
  4. 제1항에 있어서,
    상기 추정부는,
    상기 제1 활동 전위와 상기 제2 활동 전위의 차이를 증폭하는 제1 증폭기;
    상기 제1 증폭기의 출력을 제1 주파수 대역에 대응하여 대역 통과시키는 제1 대역 통과 필터부; 및
    상기 대역 통과 필터된 신호를 디지털 신호로 변경하는 제1 아날로그-디지털 컨버터부
    를 포함하는 심장 제세동기.
  5. 제2항에 있어서,
    상기 제3 측정부는,
    상기 제1 메인 전극의 전위와 상기 제2 메인 전극의 전위의 차이를 증폭하는 제2 증폭기;
    상기 제2 증폭기의 출력을 제2 주파수 대역에 대응하여 대역 통과시키는 제2 대역 통과 필터부; 및
    상기 대역 통과 필터된 신호를 디지털 신호로 변경하는 제2 아날로그-디지털 컨버터부
    를 포함하는 심장 제세동기.
  6. 제1항에 있어서,
    상기 ECG 아티팩트는,
    상기 심장 제세동기의 복수 개의 전극 중 적어도 하나, 또는 상기 객체에 전달되는 물리적 외력에 의한 상기 객체 내부의 전기적 토폴로지 변경을 대표하는 노이즈에 대응하는 심장 제세동기.
  7. 제1항에 있어서,
    상기 심장 제세동기 주변의 전자기신호를 수신하여 전기 에너지로 변환하는 에너지 변환부; 및
    상기 에너지 변환부에 의해 변환된 전기 에너지를 저장하여 심장 제세동기의 동작 전력을 제공하는 전력 저장부
    를 더 포함하는 심장 제세동기.
  8. 제7항에 있어서,
    상기 에너지 변환부는,
    상기 심장 제세동기의 전원공급상태 정보를 수집하는 전원 감시부; 및
    상기 전원 감시부로부터 전달받은 상기 전원공급상태 정보로부터 전원 공급의 이상을 발견한 경우 이를 외부장치로 전달하는 컨트롤러
    를 포함하는 심장 제세동기.
  9. 제8항에 있어서,
    상기 컨트롤러는,
    상기 에너지 변환부를 통한 전원공급이 불가능한 경우 자동으로 내부 전원공급을 지시하는 심장 제세동기.
  10. 객체의 ECG 신호를 측정하기 위해 상기 객체에 접촉되는 심장 제세동기의 전극부에 있어서,
    제1 메인 전극 및 상기 제1 메인 전극에 인접하게 배치되며 상기 제1 메인 전극과 절연되어 있는 제1 서브 전극으로 구성되는 제1 전극 쌍; 및
    제2 메인 전극 및 상기 제2 메인 전극에 인접하게 배치되며 상기 제2 메인 전극과 절연되어 있는 제2 서브 전극으로 구성되는 제2 전극 쌍
    을 포함하는 심장 제세동기의 전극부.
  11. 복수 개의 전극을 이용하여 객체의 ECG 신호를 모니터링 하는 심장 제세동기의 동작 방법에 있어서,
    상기 심장 제세동기에 포함되는 제1 전극 쌍 - 상기 제1 전극 쌍은, 제1 메인 전극 및 상기 제1 메인 전극에 인접하게 배치되며 상기 제1 메인 전극과 절연되어 있는 제1 서브 전극으로 구성됨 - 사이의 전위차를 이용하여 상기 제1 전극 쌍에 연관되는 제1 활동 전위를 측정하는 단계;
    상기 심장 제세동기에 포함되는 제2 전극 쌍 - 상기 제2 전극 쌍은, 제2 메인 전극 및 상기 제2 메인 전극에 인접하게 배치되며 상기 제2 메인 전극과 절연되어 있는 제2 서브 전극으로 구성됨 - 사이의 전위차를 이용하여 상기 제2 전극 쌍에 연관되는 제2 활동 전위를 측정하는 단계; 및
    상기 제1 활동 전위 및 상기 제2 활동 전위 사이의 차이에 연관되는 ECG 아티팩트를 추정하는 단계
    를 포함하는 심장 제세동기의 동작 방법.
  12. 제11항에 있어서,
    상기 제1 메인 전극 및 상기 제2 메인 전극 사이의 전위차를 이용하여 로우 ECG 신호를 측정하는 단계; 및
    상기 추정된 ECG 아티팩트를 이용하여 상기 로우 ECG 신호로부터 아티팩트가 제거된 최종 ECG를 복원하는 단계
    를 더 포함하는 심장 제세동기의 동작 방법.
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