(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
ペースパルスを発するペースメーカを有する患者のＥＣＧ信号における心臓応答を、前記ペースパルスのペースパルス尾部の形状の推定数学関数を指数関数と仮定することによって検出するためのシステムにおいて、前記システムは、
前記ペースパルスのペースパルス尾部を含む前記ＥＣＧ信号の負パルスの面積を求めるための手段と、
aが前記ペースパルス尾部の開始時刻T0=0における負パルスの振幅を表し、
Teが前記指数関数の終端時刻を表し、Teは、T0とTeとの間の前記指数関数の面積が少なくとも前記心臓応答を包含するように設定され、
A'がT0とTeとの間の前記ＥＣＧ信号の負パルスの面積を表し、
Tが前記指数関数の時定数を表す
場合において、
A'=-a*T*(exp-Te/T-1)
から計算される前記時定数を有する前記ペースパルス尾部の前記推定数学関数を求めるための手段と、
前記心臓応答を検出するために前記ＥＣＧ信号と前記推定数学関数とを比較評価するための手段と
を備えていることを特徴とするシステム。
【請求項２】
前記ＥＣＧ信号と前記推定数学関数とを比較評価するための前記手段は、
所定の窓の内部において、前記ＥＣＧ信号と前記推定数学関数との間の囲まれた領域の面積を求めるための手段
を備えていることを特徴とする請求項１記載のシステム。
【請求項３】
前記ＥＣＧ信号と前記推定数学関数とを比較評価するための前記手段は、
所定の時刻における前記ＥＣＧ信号の傾斜を求めるための手段と、
前記所定の時刻における前記推定数学関数の傾斜を求めるための手段と、
前記所定の時刻における前記ＥＣＧ信号の求められた前記傾斜を前記推定数学関数の求められた前記傾斜と比較するための手段と
を備えていることを特徴とする請求項１記載のシステム。
【請求項４】
前記ＥＣＧ信号内の前記ペースパルスの主パルスを検出するための手段と、
前記ＥＣＧ信号内に前記心臓応答が確認されるまで、出力信号を、前記主パルスが発生する直前に測定された前記ＥＣＧ信号の値に設定するための手段と
をさらに備えていることを特徴とする請求項１乃至３いずれか一項記載のシステム。
【請求項５】
前記ＥＣＧ信号内の前記ペースパルスの主パルスを検出するための手段と、
前記ペースメーカの前記ペースパルス尾部を有する前記ＥＣＧ信号の前記パルスから前記推定数学関数を減ずることにより、前記心臓応答の形状を近似するための手段と
をさらに備えていることを特徴とする請求項１乃至３いずれか一項記載のシステム。
【請求項６】
前記ＥＣＧ信号内の前記心臓応答を検出し、前記ＥＣＧ信号内のペースパルスを除去することにより、修正されたＥＣＧ信号を発生させるためのペースパルス除去ユニットと、
前記修正されたＥＣＧ信号から前記患者の心搏度数を計数するための長期心搏計と
をさらに備えていることを特徴とする請求項１乃至５いずれか一項記載のシステム。
【請求項７】
ペースパルスを発するペースメーカを有する患者のＥＣＧ信号における心臓応答を、前記ペースパルスのペースパルス尾部の形状の推定数学関数を指数関数と仮定することによって検出する方法において、前記方法は、
前記ペースパルスのペースパルス尾部を含む前記ＥＣＧ信号の負パルスの面積を求めるステップと、
aが前記ペースパルス尾部の開始時刻T0=0における負パルスの振幅を表し、
Teが前記指数関数の終端時刻を表し、Teは、T0とTeとの間の前記指数関数の面積が少なくとも前記心臓応答を包含するように設定され、
A'がT0とTeとの間の前記ＥＣＧ信号の負パルスの面積を表し、
Tが前記指数関数の時定数を表す
場合において、
A'=-a*T*(exp-Te/T-1)
から計算される前記時定数を有する前記ペースパルス尾部の前記推定数学関数を求めるステップと、
前記心臓応答を検出するために前記ＥＣＧ信号と前記推定数学関数とを比較評価するステップと
を含むことを特徴とする方法。
【請求項８】
前記ＥＣＧ信号と前記推定数学関数とを比較評価する前記ステップは、
所定の窓内において、前記ＥＣＧ信号と前記推定数学関数との間の囲まれた領域の面積を求めるステップ
を含んでいることを特徴とする請求項７記載の方法。
【請求項９】
前記ＥＣＧ信号と前記推定数学関数とを比較評価する前記ステップは、
所定の時刻における前記ＥＣＧ信号の傾斜を決定するステップと、
前記所定の時刻における前記推定数学関数の傾斜を決定するステップと、
前記所定の時刻における前記ＥＣＧ信号の決定された前記傾斜を前記推定数学関数の決定された前記傾斜と比較するステップと
を含んでいることを特徴とする請求項７記載の方法。
【請求項１０】
前記ＥＣＧ信号内の前記ペースパルスの主パルスを検出するステップと、
前記ＥＣＧ信号内に前記心臓応答が認められるまで、出力信号を、前記主パルスが発生する直前に測定された前記ＥＣＧ信号の値に設定するステップと
をさらに含むことを特徴とする請求項７乃至９いずれか一項記載の方法。
【請求項１１】
前記ＥＣＧ信号内の前記ペースパルスの主パルスを検出するステップと、
前記ペースメーカの前記ペースパルス尾部を有する前記ＥＣＧ信号の前記パルスから前記推定数学関数を減ずることにより、前記心臓応答の形状を近似するステップと
をさらに含むことを特徴とする請求項７乃至９いずれか一項記載の方法。
【請求項１２】
前記ＥＣＧ信号内の前記心臓応答を検出するステップと、
前記ＥＣＧ信号内のペースパルスを除去することにより、修正されたＥＣＧ信号を発生させるステップと、
前記修正されたＥＣＧ信号から前記患者の心搏度数を計数するステップと
をさらに含むことを特徴とする請求項７乃至１１いずれか一項記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、一般にペースパルスを発するペースメーカを備えた患者のＥＣＧ信号の中の心臓応答を検出することに関する。
【０００２】
【従来の技術】
心電図（ＥＣＧ）監視装置において、重要な特徴は、ＥＣＧ信号の中に存在する各個別の心搏の検出および特性表示である。この情報は心搏度数情報および生命を脅かす情況における警報の双方に使用される。ペースメーカを有する患者からのＥＣＧ信号を監視することは、ペースメーカにより発生されるペースパルスが何時でも生ずる可能性があるので困難である。ＱＲＳ群の間でペースパルスが生ずると、これがＱＲＳ検出器により誤って検出され、不正確な心搏度数測定値を生ずる可能性がある。ＱＲＳ群にこれが生ずると、不正確な特徴の測定値を生じ、誤ったＱＲＳ分類を生ずる可能性がある。特に、不全収縮の検出は、ＥＣＧ信号にＱＲＳ群が存在しないことにより示される心臓応答の停止について、看護人に警報を発するのに必要である。しかし、ペースメーカを付けた患者の場合には、不全収縮期の後でさえ周期的に生ずるペースパルスがＥＣＧ信号に含まれており、これは心臓応答に似ている。ＥＣＧ信号にペースパルスが存在することは、このような不全収縮状態の検出を困難にしている。
【０００３】
図１は、二つの成分、すなわち主パルス20および、ときに再分極（re-polarization）と言われることがあるペースパルス尾部30から成る通常のペースパルス10を示す。主パルス20は、心臓を刺激するのに使用されるが、その狭い幅、鋭い上昇および下降、振幅の大きい変化、を特徴とする。ペースパルス10の実際の形状は、主としてペースメーカ出力の結合構成に関する設計によって決まる。ペースパルス尾部30は、心臓とペースメーカとの間に蓄積されるペースパルス電荷の移動により発生する容量結合を減らすのに使用される。ペースパルス尾部30の形状および大きさは、ペースパルス尾部30のエネルギ含有量および容量結合の量の関数である。再分極に加えて、監視機器による帯域濾波がペースパルス尾部30に更に他の部分を作り出すことがある。
【０００４】
図１は、心臓応答40の一例を示す。心臓応答40（ＱＲＳ群とも言われる）は刺激ペースパルス10に対する心臓の応答を表す。
【０００５】
図１は、患者の心臓応答40に重なった、ペースパルス10から生ずる実際のＥＣＧ信号50の形状の一例を示す。換言すれば、人工のペースパルス10が患者の心臓応答40を刺激し、該心臓応答４０は、ＥＣＧ監視装置により測定されるＥＣＧ信号50へペースパルス10と共に重ねられる。ＥＣＧ信号50は、主として主パルス20により決まる正パルス60、および主としてペースパルス尾部30および心臓応答40により決まる負パルス70から成る。
【０００６】
ペースメーカには（図１に示すように）ほぼ指数関数的に減衰するペースパルス尾部30を発生するものがある。ＥＣＧ信号を更に正確に監視するために、ペースパルス信号をペースメーカから除外することが役立つことが見いだされている。しかし、このような除外にはペースパルス10を最初に識別することが必要である。ペースパルス尾部30にある心臓応答40を検出することは、特にペースメーカにより伝達されるエネルギが高い場合、特に困難であることが見いだされている。患者モニタのような実時間システムでは、ペースパルス尾部30の信号形態を見分けることは困難である。
【０００７】
ペースパルス10を見分けるプロセスは米国特許第4,664,116号に開示されている手法を採用することができる。この特許では、ペースパルス10を、最小動的雑音閾値を超す、狭い幅および鋭い立ち上がり時間を有する高周波「スパイク」の存在により見分けている。
【０００８】
検出されたペースパルス10を除去するのに別のハードウェアおよびソフトウェアを採用することができる。特に、一つの手法が米国特許第4,832,041号に説明されており、これではペースパルス10が入っている窓の中にあるＥＣＧ信号50の値が、選択されたＥＣＧ信号50の補間である代替値で置き換えられている。代替値はペースパルス10が生じなかった場合にＥＣＧ信号50が存在するであろう場所に非常に近い線を形成する。しかし、このアルゴリズムは、ペースパルス尾部30を除外するようには計画されていない。残念ながら、ペースパルス尾部30の残りのエネルギをＱＲＳ群（心臓応答40）として誤って検出することがある。このため患者の基礎ＥＣＧリズムを誤診断して不全収縮状態の検出を見逃すことがある。
【０００９】
米国特許4,934,376は、やはりペーサのアーティファクトが含まれているＥＣＧ信号内の心搏の発生を検出する方法および装置を開示しており、この方法は、ＥＣＧ信号を分析して心搏の発生の検出を示す心搏信号を発生するステップ、ＥＣＧ信号を分析してペーサのアーティファクトの発生の検出を示すペーサアーティファクト信号を発生するステップ、最初に述べた分析とは無関係の仕方でＥＣＧ信号を分析してペーサアーティファクトの検出に続くＥＣＧ信号の一部が心搏指示信号の有効性を示すその振幅レベルを変化させているか決定するステップ、および最後に述べた分析の結果を使用して最初に述べた分析による心搏指示信号の提供を制御するステップから構成されている。
【００１０】
米国特許5,033,473は、ＱＲＳ群（心臓応答40）から弁別した信号により生成されたペースパルス尾部30を、ペースパルスのピークに続く信号が指数関数的に減衰することを数学的に確認することにより弁別する方法および装置を開示している。波形が指数関数的に減衰するか否かを数学方程式を適用することにより確認している。
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】
本発明の目的は、ＥＣＧ信号50の波形において真の心臓応答40とペースパルス尾部30とを区別する方法を提供することである。
【００１２】
【課題を解決するための手段】
本発明によれば、患者のＥＣＧ信号50における心臓応答40は、ペースパルス尾部30をＥＣＧ信号50の負パルス70の面積Ａ'を求めることにより評価してペースメーカのペースパルス10から区別される。負パルス70の領域Ａ'は、心臓応答40が実質的に等電位である、すなわち、ゼロ線の上および下のその面積が平均して同じであるから、心臓応答40によってほとんど変化しないことが見出されている。従って、心臓応答40は平均して実質的に等しい負および正の面積から構成されている部分をペースパルス尾部30の面積部分に寄与するだけであるから、負パルス70の面積Ａ'はペースパルス尾部30の面積Ａと実質的に同じであり、心臓応答40による影響はほぼ皆無といってよい。
【００１３】
ペースパルス尾部30のそれぞれの形状の理論的数学関数または近似が既知である場合、ペースパルス尾部30の推定数学関数を、ほとんどの場合、求められた負パルス70の面積Ａ'から求めることができる。ペースパルス尾部30の推定数学関数をＥＣＧ信号50の実際に測定した負パルス70と共に評価することにより、心臓応答40がペースパルス10に重なっているか否かが分かる。前者の場合、心臓応答40の信号を認識することができ、ペースパルス10から分離し、更に分析することができる。後者の場合、患者の心臓はペースパルス10に反応していないことになり、適切な結果が引き出されるようにしなければならない。
【００１４】
実際のペースパルス尾部30が実質的に指数関数に従っている場合には、ペースパルス尾部30の推定数学関数の形状を、負パルス70の面積Ａ'（図１を参照）から得ることができる。ＥＣＧ信号50の負パルス70の面積Ａ'をペースパルス10のペースパルス尾部30の面積Ａ（図１を参照 ）と実質的に等しいとみなすことができる。ペースパルス尾部30の推定数学関数に関する指数関数の時定数Tを面積Ａ'から次のように計算することができる。
Ａ' ≒ Ａ＝-ａT(expTe/T -1)              ・・・（１）
ここで、
ａ：ペースパルス尾部30の開始時刻Ｔ0＝０における負パルス70の振幅を表す。
Te：指数関数の「終端時刻」を表す。ここでTeを、Ｔ0とTeとの間の指数関数の面積Ａ'が十分大きく、少なくとも心臓応答40を包含するように設定すべきである。
Ａ'：Ｔ0とTeとの間の負パルス70の面積を表す。
T：指数関数の時定数を表す。
【００１５】
ｘ＝（Te/T）およびｋ＝（ａTe/Ａ'）としたとき、式（１）の解は下記の式（２）の解でもある。
f(ｘ) ＝ k [exp(ｘ) - 1] - ｘ＝0          ・・・（２）
アドミアン法（Adomian's method）を使用して、ｘを
x ≒ -k + k exp(-k) + k2 exp(-2k)
+ 1.5k3 exp(-3k) + …            ・・・（３）
と近似することができる。
時定数T の値は結局、
T ＝−Te/ｘ                        ・・・（４）
により求めることができる。
【００１６】
ペースパルス尾部30の推定数学関数が十分な精度で得られると、心臓応答40を好適に下記方法により検出することができる。
（ａ）移動窓の内部で、ＥＣＧ信号50の負パルス70と推定数学関数との間の面積の変化を検出する。移動窓は、時間軸の一区画として画定され、少なくとも通常の心臓応答40の本質的な部分を含むような長さを有するべきである。更に、移動窓を好適には主ペースパルスの周波数のような、重なっている周期性ノイズの倍数に設定する。
この変化が所定の値とかなり異なる場合には、これは心臓応答40から生ずるものであると予想することができる。この変化が所定の値より有意に大きくなければ、心臓応答40が生じていない恐れがある。
（ｂ）ＥＣＧ信号50の負パルス70と推定数学関数の傾斜の差を検出する。
この差が所定の値とかなり異なっていれば、これは心臓応答40から生ずるものであると予想することができる。この変化が所定の値より有意に大きくなければ、心臓応答40が生じていない恐れがある。
別の基準を、少なくとも所定の期間にわたりかなりな差が生じなければならないこととすることができる。あるいは、差（値は有意なものであるが）を心臓応答40を表すものとみなされないが、副次的作用から生ずるとみなすことができる。
【００１７】
ペースメーカを患者に埋め込むと、そのそれぞれのペースメーカのアーティファクト・ペースパルス10が一定値に設定され、ペースパルス10の形状はわずかしか変わらない。しかし、ペースパルス10の形状は移動アーティファクトのような副次的作用によっても、または測定される誘導が変化すると、影響を受ける。その場合には、負パルス70の面積Ａ'を頻繁に求めることによりペースパルス尾部30の推定数学関数を頻繁に「学習する」必要がある。
【００１８】
一実施例によれば、心臓応答40の形状をいわゆる信号クランピングにより近似することができる。主パルス20がＥＣＧ信号50の中で検出されると、その主パルス20が生じた直前に測定されたＥＣＧ信号50の値は、心臓応答40がＥＣＧ信号50において認識されるまで維持され（たとえば、０値として）、出力として設定される。心臓応答40が認識されてから、ＥＣＧ信号50（またはそれから得られた信号）はＥＣＧ信号50を更に評価するために出力される。
【００１９】
他の実施例によれば、推定数学関数をＥＣＧ信号50の負パルス70から減ずることにより（またはその逆の減算によって）心臓応答40の形状を近似することができる。このようにして決定された心臓応答40は、重なった副次的作用により、または推定数学関数が実際のペースパルス尾部30と完全には一致していない場合、変形しまたは歪むことがある。
【００２０】
本発明の他の目的および付随する多数の長所は、付図に関連して考察し、下記詳細説明を参照することにより容易に認識され、一層良く理解されるであろう。
【００２１】
【実施例】
図２は、本発明によるＥＣＧ測定システムの好適実施例を示す。ＥＣＧ信号50は、一つまたは複数の別々のリード/チャンネルについてＡ/Ｄ変換器100により、たとえば４ｋＨzでサンプルされる。主パルス20のようなペースメーカスパイクは、ペースパルス検出ユニット110において、当業者に既知のアルゴリズムにより求められる。ペースメーカスパイクの検出後、ＥＣＧ信号50は、ダウンサンプラ120により、たとえば500Ｈzまでダウンサンプルされ、検出されたペースメーカスパイクおよびそれらの極性が、ペースパルス10のそれぞれの測定値を表す幾つかのビットに示される。次にＥＣＧ信号50は、診断帯域幅（たとえば、0.05Ｈzから130Ｈz）でＥＣＧモジュール130に伝えられる。
【００２２】
ＥＣＧモジュール130は、ＥＣＧ信号50、またはそれから得られたそれぞれの信号を、表示装置140およびペースパルス排除ユニット150に供給する。ペースパルス排除ユニット150は、その出力において修正されたＥＣＧ信号160を、心搏度数を計数する長期心搏計170、および修正されたＥＣＧ信号160を必要とする他のユニット（図示せず）に加える。修正されたＥＣＧ信号160はＥＣＧ信号50から得られる信号であり、それによりＥＣＧ信号50のペースパルス10が「排除される」、ペースメーカから得られる信号が多かれ少なかれ抑制されることを意味する。修正されたＥＣＧ信号160が心臓応答40だけを含んでいるのが理想である。長期心搏計170は、修正されたＥＣＧ信号160を受取り、心臓応答40のＱＲＳ群に基づき心搏度数を計数する。ペースパルス排除ユニット150は更に、心臓応答40が生じているか検出することができ、したがってそれぞれのＥＣＧ警報を発生することができる。
【００２３】
好適実施例では、長期心搏計170は、検出した心搏度数を表示装置140に伝え、表示装置140のために心搏度数（ＱＲＳプロップとも言う）に対応する音響信号を発生する。長期心搏計170は更に、心臓応答40が生じないことを検出したとき、または他の警報状況が現われたとき、信号を警報モジュール180に加え、警報モジュール180はそれぞれのＥＣＧ警報を、たとえば、表示装置140または他のユニットに対して発生する。
【００２４】
第１の実施例では、ペースパルス排除ユニット150は、入力されるＥＣＧ信号50を使っていわゆる信号クランピングを行なう。ペースパルス検出ユニット110がＥＣＧ信号50の中にペースパルス10を検出した場合、修正されたＥＣＧ信号160は、最後の主パルス20が検出される直前に測定された入力ＥＣＧ信号50の値に設定される。この値はペースパルス排除ユニット150がＥＣＧ信号50の中で心臓応答40を認識するまで基線として維持される。心臓応答40が検出されるまで数ミリ秒かかるから、ペースパルス排除ユニット150の中に遅延線を備えてもよい。これにより、信号がクランピングから解放される時間を後にずらすことができる。
【００２５】
図３および図３は、信号クランピングの一例を示す。この例では、ペースパルス排除ユニット150は、心臓応答40を時刻Ｔ2で検出する（図３）。遅延線により信号クランピングはＴ1で終了し、図３の信号は、心臓応答40を検出する長期心搏計170に進む。心臓応答40が無ければ、クランピングは信号が基線に戻るまで続き、長期心搏計170は信号をトリガしない。
【００２６】
第２の実施例では、ペースパルス排除ユニット150は、信号の減算を行なう。ＥＣＧ信号50の負パルス70から推定数学関数を差し引くことにより、またはその逆の減算により近似心臓応答が求められる。ペースパルス排除ユニット150は、近似心臓応答をその出力から修正されたＥＣＧ信号として長期心搏計170に供給する。
【００２７】
本発明によれば、ペースパルス排除ユニット150は、ＥＣＧ信号50の負パルス70の面積Ａ'を求めることにより、患者のＥＣＧ信号50をペースメーカのペースパルスから区別する。大抵のペースメーカでは、特に単極ペースメーカの場合、ペースパルス尾部30の形状は指数関数的減衰に従うので、ペースパルス尾部30のその理論的な数学関数は指数関数であると仮定することができる。ペースパルス尾部30の推定数学関数を負パルス70の面積Ａ'から求めることができる。指数関数の時定数T は最初の振幅ａおよび所定の式（１）〜（４）により設定した時刻Ｔ0と時刻Ｔeとの間における関数の下の面積Ａ（これはほとんどＡ'に等しい）から計算される。しかし、ＥＣＧ信号50の形状によっては、他の数学関数もその目的に使用することができる。
【００２８】
それぞれのペースメーカのペースパルス10の形状は一般に、わずかに変わるだけであるが、移動アーティファクトのような副次的作用がある場合に、または測定される誘導が変化する場合に影響を受けることもある。従って、大部分の実際的用途においては、負パルス70の面積Ａ'を頻繁に決定することによりペースパルス尾部30の推定数学関数を頻繁に「学習する」ことが必要になる。ペースパルス尾部30の推定数学関数を、たとえば数秒毎に「学習」し、続く心搏の実際のＥＣＧ信号50と比較する。
【００２９】
ペースメーカの「純粋な」ペースパルス10を表すと期待される推定数学関数と実際のＥＣＧ信号50との間にかなりの差が検出されると、ペースパルス排除ユニット150は、ＥＣＧ信号50の中に心臓応答40を「認識する」。第１の実施例では、ペースパルス排除ユニット150は、修正されたＥＣＧ信号160の値のクランピングを停止し、長期心搏計が心臓応答40を「見る」ことができるようになる。
【００３０】
心臓がペースパルス10に応答し、心臓応答40が重なっていれば、ＥＣＧ信号50の負パルス70の面積Ａ'はペースパルス尾部30の面積Ａとほとんど同じである。これは、心臓応答40が実質的に等電位である、すなわち、ゼロ線の上下の面積が同じであるということによるものである。従って、本発明によるペースパルス尾部30の形状の計算は心臓応答40が生ずるか否かに関係なく実行できる。
【００３１】
図４は、心臓応答40が含まれていないＥＣＧ信号50の負パルス70を示す。学習した指数関数200と、50Ｈzのライン周波数ノイズが重なっている実際に測定した信号210が示されている。
【００３２】
図４は、心臓応答40が含まれているＥＣＧ信号50の負パルス70を示す。学習した指数関数200と、50Ｈzの線周波数雑音が重なっている実際に測定された信号210が示されている。
【００３３】
ＥＣＧ信号50の中の心臓応答40を検出するのに一組の異なった基準を使用することができる。しかし、これら基準はすべて、推定数学関数が100％正確ではない、すなわち、実際のペースパルス尾部30に対してオフセット移動があり得る、またはわずかに不正確な値があり得る、たとえば、指数関数の時定数T がペースパルス尾部30に完全には適合しない、ということを考慮しなければならない。更に、ＥＣＧ信号50には診断帯域幅があるので、あらゆる種類の雑音（たとえば、50Ｈzまたは60Ｈzの電力線雑音、基線のふらつき、アーティファクトなど）を考慮しなければならない。
【００３４】
図５および図５は、ＥＣＧ信号50の心臓応答40を検出する一つの基準を示す。実際に測定したＥＣＧ信号260と「学習した」推定数学関数200との間の面積250を一定継続時間の移動窓270の中で計算する。移動窓270は、矢印280で示したように、所定速度、たとえば、実時間で、すなわち、移動窓270の右側が最後の測定値を表すように、時間軸に沿って移動する。
【００３５】
移動窓270の大きさ、すなわち、時間軸の横方向の広がりは好適には所定の形式の患者（たとえば、大人、小児、または新生児）に対して心臓応答40の代表的な幅を包含するように区画される。その場合には、移動窓270の大きさは、少なくとも主要な活動、すなわち、心臓応答40の心室収縮またはＲ波を包含しなければならない。更に、周期的擾乱が重なっている場合、たとえば、電力線の周波数の場合（50Ｈzに対して20ｍｓ、または60Ｈzに対して16.67ｍｓ）、移動窓270の大きさは好適には周期的擾乱の周期の倍数として区画される。移動窓270の中の塗りつぶされた領域250の量が所定の値を超えて変われば、この変化によって、患者の心臓応答40から生じたこと、および心臓応答40を「見る」ことができることが期待される。第１の実施例による信号クランピングが行なわれる場合には、図３に示すように負パルス70のクランピングは停止し、ＥＣＧ信号50が出力される。
【００３６】
心臓応答が生じない場合には、実際に測定したＥＣＧ信号260と「学習した」推定数学関数200との間にオフセットが存在しても、または時定数Tが正確でなくても、移動窓270の中の領域250の面積は多くは変わらない。
【００３７】
領域250の面積の値は、それぞれの主パルス20が生じた後、時刻Ｔwにおいて初めて利用できる。時刻Ｔwは、時刻Ｔ0における検出されたペースパルス尾部30の始まり（図１を参照）および移動窓270の大きさにより決定される。面積250の値がその後「最大デルタ時間」内で少なくとも「最小デルタ面積」の値だけ変化すれば、心臓応答を「見る」ことができると期待され、心臓応答40が存在すると仮定されることを意味する。
【００３８】
図６は、ＥＣＧ信号50の心臓応答40を検出する他の基準、いわゆる傾斜基準を示す。時刻Ｔ0で検出されたペースパルス尾部30の始まり（図１を参照）から、実際に測定されたＥＣＧ信号260の傾斜が「学習した」推定数学関数の傾斜からいずれの方向（正または負）にしろ所定の傾斜値より大きく違っているか否かが観察される。また、別の基準として、実際に測定されたＥＣＧ信号260の傾斜が「学習した」推定数学関数の傾斜よりも所定の傾斜量以上大きく且つ所定の時間値より長い時間にわたって異なっていることとすることができる。所定の傾斜値を超え、それが所定の時間値より長いとき、これは患者の心臓応答40から生ずることおよび心臓応答40を「見る」ことができることが期待される。
【００３９】
実際に測定されたＥＣＧ信号260が電力線雑音のような周期信号により妨害される場合には、所定傾斜値を超える時間値は妨害信号の周期の４分の１より長くなければならない。
【００４０】
実時間システムでは、可能なＣＰＵルーチンの制約のため、指数関数の時定数Tは好適にはルーチンでは数学的に計算されないが、定数表から得られる。定数表、たとえば、定数ファイルには好適にＴeの様々な値およびTの様々な値に対する正規化面積値の行列が入っている。
【００４１】
ペースパルス排除ユニット150は好適には定数表で面積測定値Ａ'より高い面積値Ａ*および面積測定値Ａ'より低い面積値Ａ**を探索する。ペースパルス排除ユニット150は次に面積測定値Ａ'のT 値を、面積値Ａ*およびＡ**のそれぞれのT値の一次補間により計算する。
【００４２】
好適実施例においては、指数関数を数学関数を用いて、たとえば、ライブラリ関数呼び出しによって、または数学的規則数列を計算することによって計算したりしない。可能なＣＰＵルーチンの制約により、ペースパルス排除ユニット150は指数関数の各新しい値ｅnを一つ前のｅn-1から、
ｅn＝ｃiｅn-1                ・・・（５）
により計算する。ここでｃiは指数関数の時定数T によって決まる定数であり、指数関数の値ｅn、ｅn-1、ｅn-2、…は時間的に等距離にある。定数ｃiは好適にはルックアップテーブル（たとえば定数ファイル）から得られる。
【００４３】
面積計算に対する「終端時刻」Ｔeは、好適にはＥＣＧ信号50が特定の時間にわたって基線に近づいている時刻に設定される。しかしこのＴeまでの時間は、T値が不精密であるためあまり短くすべきではなく、ＥＣＧ信号50の中にアーティファクトが生ずれば間違ったT値が決定されることがあるので、あまり長くすべきでない。
【００４４】
ペースパルス排除ユニット150は、負パルス70の面積Ａ'を計算するための、求められた面積Ａ'から推定数学関数を求めるための、および求められた推定数学関数200をＥＣＧ信号50と共に評価するための適切な手段を備えている。推定数学関数200をＥＣＧ信号50と共に評価するための手段は、好適には移動窓270の内部にあるＥＣＧ信号260と推定数学関数200との間に囲まれた面積を求めるための手段、または一定の時間におけるＥＣＧ信号260の傾斜を求める手段のいずれかを備えている。後者の場合には、ペースパルス排除ユニット150は更に、その一定の時間における推定数学関数200の傾斜を求めるための手段、およびＥＣＧ信号260の求められた傾斜をその一定の時間において推定数学関数200の求められた傾斜と比較する手段を備えている。他の好適実施例は更に、主パルス20を検出する手段と、修正されたＥＣＧ信号160を、心臓応答40がＥＣＧ信号50の中で認識されるまで、その主パルス20が発生した直前に測定されたＥＣＧ信号50の値に設定するための手段とを備えている。これら手段はすべて好適には、適切な電子回路（ハードウェア）により、それぞれのソフトウェアモジュールにより、またはそれらの組合せにより実施される。
【００４５】
〔実施態様〕
なお、本発明の実施態様の例を以下に示す。
【００４６】
〔実施態様１〕 ペースパルス（10）を発するペースメーカを備えた患者のＥＣＧ信号（50）から心臓応答（40）を検出するシステムにおいて、
前記ペースパルス（10）のペースパルス尾部（30）を含む前記ＥＣＧ信号（50）の、パルス（70）の面積（Ａ'）を求める手段（150）と、
求められた前記面積（Ａ'）から推定数学関数（200）を求める手段（150）と、
前記心臓応答（40）を検出するために前記ＥＣＧ信号（50）と共に前記推定数学関数（200）を評価する手段（150）と
を備えていることを特徴とする心臓応答検出システム。
【００４７】
〔実施態様２〕  ＥＣＧ信号（50）と共に推定数学関数（200）を評価する前記手段（150）は、
所定の窓（270）の内部において、ＥＣＧ信号（50、260）と推定数学関数（200）との間の閉じた領域（250）の面積を求める手段（150）
を備えていることを特徴とする実施態様１に記載の心臓応答検出システム。
【００４８】
〔実施態様３〕  ＥＣＧ信号（50）と共に推定数学関数（200）を評価する前記手段（150）は、
所定の時刻におけるＥＣＧ信号（50、260）の傾斜を求める手段（150）と、
所定の時刻における推定数学関数（200）の傾斜を求める手段（150）と、
所定の時刻におけるＥＣＧ信号（50、260）の求められた傾斜を前記推定数学関数（200）の求められた傾斜と比較する手段（150）と
を備えていることを特徴とする実施態様１に記載の心臓応答検出システム。
【００４９】
〔実施態様４〕  ＥＣＧ信号（50）に含まれるペースパルス（10）の主パルス（20）を検出する手段（110）と、
ＥＣＧ信号（50）中に心臓応答（40）が確認されるまで、その出力信号（160）を、前記主パルス（20）が発生する直前に測定されたＥＣＧ信号（50）の値に設定する手段（150）と
をさらに備えていることを特徴とする実施態様１乃至実施態様３のいずれか一項に記載の心臓応答検出システム。
【００５０】
〔実施態様５〕  ＥＣＧ信号（50）中のペースパルス（10）の主パルス（20）を検出する手段（110）と、
ペースメーカのペースパルス尾部（30）を含んだＥＣＧ信号（50）のパルス（70）から前記推定数学関数（200）を減ずることにより心臓応答（40）の形状を近似する手段（150）と
をさらに備えていることを特徴とする実施態様１乃至実施態様４のいずれか一項に記載の心臓応答検出システム。
【００５１】
〔実施態様６〕  ＥＣＧ信号（50）中に含まれる心臓応答（40）を検出し、ＥＣＧ信号（50）中のペースパルス（10）を抑制することにより修正されたＥＣＧ信号（160）を発生するペースパルス排除ユニット（150）と、
前記修正されたＥＣＧ信号（160）から患者の心搏度数を計数する長期心搏計（170）と
をさらに備えていることを特徴とする実施態様１乃至実施態様５のいずれか一項に記載の心臓応答検出システム。
【００５２】
〔実施態様７〕  実施態様１乃至実施態様６のいずれか一つのシステムに従って患者の心搏度数を求めることを特徴とするシステムの使用方法。
【００５３】
〔実施態様８〕 ペースパルス（10）を発するペースメーカを備えた患者のＥＣＧ信号（50）中に含まれる心臓応答（40）を検出する方法において、
前記ペースパルス（10）のペースパルス尾部（30）を含む前記ＥＣＧ信号（50）の、パルス（70）の面積（Ａ'）を求めるステップと、
求められた面積（Ａ'）から推定数学関数（200）を求めるステップと、
前記心臓応答（40）を検出するために前記ＥＣＧ信号（50）と共に前記推定数学関数（200）を評価するステップと
を設けて成る方法。
【００５４】
〔実施態様９〕  ＥＣＧ信号（50）と共に推定数学関数（200）を評価する前記ステップは、
所定の窓（270）内において、ＥＣＧ信号（50、260）と推定数学関数（200）との間の閉じた領域（250）の面積を求めるステップ
を含んでいることを特徴とする実施態様８に記載の方法。
【００５５】
〔実施態様１０〕  ＥＣＧ信号（50）と共に推定数学関数（200）を評価する前記ステップは、
所定の時刻におけるＥＣＧ信号（50、260）の傾斜を求めるステップと、
所定の時刻における推定数学関数（200）の傾斜を決定するステップと、
所定の時刻におけるＥＣＧ信号（50、260）の前記決定された傾斜を推定数学関数（200）の前記決定された傾斜と比較するステップと
を含んでいることを特徴とする実施態様８に記載の方法。
【００５６】
〔実施態様１１〕  ＥＣＧ信号（50）中に含まれるペースパルス（10）の主パルス（20）を検出するステップと、
ＥＣＧ信号（50）の中に心臓応答（40）が認められるまで、出力信号（160）を、前記主パルス（20）が発生する直前に測定されたＥＣＧ信号（50）の値に設定するステップと、
をさらに設けたことを特徴とする実施態様８乃至実施態様１０のいずれか一項に記載の方法。
【００５７】
〔実施態様１２〕  ＥＣＧ信号（50）中に含まれるペースパルス（10）の主パルス（20）を検出するステップと、
ペースメーカのペースパルス尾部（30）を含んだＥＣＧ信号（50）のパルス（70）から推定数学関数（200）を減ずることにより心臓応答（40）の形状を近似するステップと
をさらに設けたことを特徴とする実施態様８乃至実施態様１０のいずれか一項に記載の方法。
【００５８】
〔実施態様１３〕  ＥＣＧ信号（50）の中に含まれる心臓応答（40）を検出するステップと、
ＥＣＧ信号（50）の中のペースパルス（10）を抑制することにより修正されたＥＣＧ信号（160）を発生するステップと、
前記修正されたＥＣＧ信号（160）から患者の心搏度数を計数するステップとをさらに設けたことを特徴とする実施態様８乃至実施態様１０のいずれか一項に記載の方法。
【図面の簡単な説明】
【図１】主パルス20およびペースパルス尾部30から成る代表的ペースパルス10と、心臓応答40の形状の一例と、患者の心臓応答40と重なったペースパルス10から生ずる実際のＥＣＧ信号50の形状の一例を示す図である。
【図２】本発明によるＥＣＧ測定システムの好適実施例を示す図である。
【図３】信号クランピングの一例を示す図である。
【図４】心臓応答を備えていないＥＣＧ信号50の負パルス70と、心臓応答を備えているＥＣＧ信号50の負パルス70を示す図である。
【図５】ＥＣＧ信号50にある心臓応答40を検出する一つの基準、いわゆる面積基準を示す図である。
【図６】ＥＣＧ信号50にある心臓応答40を検出する他の基準、いわゆる傾斜基準を示す図である。
【符号の説明】
10  ペースパルス
20  主パルス
30  ペースパルス尾部
40  心臓応答
50  ＥＣＧ信号
110  主パルス検出手段
150  評価手段
160  出力手段
200  推定数学関数
250  閉じた区域
260  ＥＣＧ信号
270  窓
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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