(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
ペースメーカ信号及び心臓信号からなるＥＣＧ信号上でペースパルスを心臓監視システム（１４）が特定するための方法であって、
ＥＣＧ信号を前記心臓監視システム（１４）が提供する工程と、
ペースメーカ信号を除去するために前記ＥＣＧ信号をフィルタ処理することにより前記心臓監視システム（１４）が前記ＥＣＧ信号から心臓信号を分離する工程と、
前記心臓監視システム（１４）が分離した心臓信号を第２の事前定義のサンプリングレートでサンプリングする工程と、
前記ＥＣＧ信号から心臓信号を除去するために前記ＥＣＧ信号をフィルタ処理することにより前記心臓監視システム（１４）が前記ＥＣＧ信号からペースメーカ信号を分離する工程と、
前記心臓監視システム（１４）が分離したペースメーカ信号を前記第２の事前定義のサンプリングレートよりも高い第１の事前定義のサンプリングレートでサンプリングする工程と、
該分離したペースメーカ信号が規定するパルスを前記心臓監視システム（１４）が特定する工程と、
該特定したパルスの特性を前記心臓監視システム（１４）が計測する工程と、
該特定したパルスがペースパルスであるかどうかを前記心臓監視システム（１４）が前記特定されたパルスの形態解析により判定する工程と
を含む方法。
【請求項２】
ペースメーカ信号を除去するために前記ＥＣＧ信号をフィルタ処理する工程がノイズを除去するために前記心臓監視システム（１４）が該ＥＣＧ信号を低域通過フィルタを通過させることをさらに含む、請求項１記載の方法。
【請求項３】
心臓信号を除去するために前記ＥＣＧ信号をフィルタ処理する工程が該ＥＣＧ信号を高域通過フィルタを通過させることを含む、請求項１記載の方法。
【請求項４】
前記第１のサンプリングレートが７５キロヘルツ／秒のレートであり、前記第２のサンプリングレートが２キロヘルツ／秒のレートである、請求項１記載の方法。
【請求項５】
ペースメーカ信号を除去するために前記ＥＣＧ信号をフィルタ処理する工程がノイズを除去するために前記心臓監視システム（１４）が該ＥＣＧ信号を低域通過フィルタと高域通過フィルタを通過させることをさらに含む、請求項３記載の方法。
【請求項６】
前記特定したパルスがペースパルスであるかどうかを判定する工程が該特定されたパルスの特性を前記心臓監視システム（１４）が解析することを含む、請求項１記載の方法。
【請求項７】
前記特定したパルスがペースパルスであるかどうかを判定する工程が前記心臓監視システム（１４）が該特定されたパルスによって規定された１つまたは複数の有意傾斜の解析をすることを含む、請求項１記載の方法。
【請求項８】
ペースメーカ信号及び心臓信号からなる心電図（ＥＣＧ）信号上でペースパルスを心臓監視システム（１４）が特定するための方法であって、
ＥＣＧ信号を前記心臓監視システム（１４）が受け取る工程と、
ＥＣＧ信号から心臓信号を除去するために前記心臓監視システム（１４）がＥＣＧ信号からペースメーカ信号を分離し、ＥＣＧ信号をフィルタ処理する工程と、
前記心臓監視システム（１４）が分離したペースメーカ信号を第１の事前定義のサンプリングレートでサンプリングする工程と、
前記心臓監視システム（１４）が前記特定されたパルスの形態解析により該分離したペースメーカ信号においてパルスを特定する工程と、
前記心臓監視システム（１４）が該特定したパルスの特性を計測する工程と、
前記心臓監視システム（１４）が該特定したパルスを計測データに基づいてペースパルスとして適格判定する工程と、
前記心臓監視システム（１４）がペースメーカ信号を除去するためにＥＣＧ信号をフィルタ処理することによりＥＣＧ信号から心臓信号を分離する工程と、
前記心臓監視システム（１４）が分離した心臓信号を前記第1の事前定義のサンプリングレートよりも低い第２の事前定義のサンプリングレートでサンプリングする工程と、
ペースパルスからペースメーカ機能を解析する工程と、
を含む方法。
【請求項９】
前記心臓監視システム（１４）が前記サンプリングされた分離した心臓信号から患者の心臓活動を解析する工程をさらに含む、請求項８記載の方法。
【請求項１０】
ペースメーカ信号（２４）及び心臓信号（２６）からなるＥＣＧ信号（２２）を収集するように適応させたセンサ（ＲＡ、ＬＡ、Ｖ１、Ｖ２、Ｖ３、Ｖ４、Ｖ５、Ｖ６、ＲＬまたはＬＬ）と、
前記センサ（ＲＡ、ＬＡ、Ｖ１、Ｖ２、Ｖ３、Ｖ４、Ｖ５、Ｖ６、ＲＬまたはＬＬ）からＥＣＧ信号（２２）を受け取るように適応させたデータ収集モジュール（３２）であって、
前記ＥＣＧ信号（２２）の残りの信号からペースメーカ信号（２４）を分離するように適応させた第１の信号経路（３６）と、
前記データ収集モジュール（３２）は、ＥＣＧ信号（２２）の残りの信号から心臓信号（２６）を分離するように適応させた第２の信号経路（３４）と、
前記分離したペースメーカ信号（２４）上でペースパルス（２８）を特定するように適応させたプロセッサ（４２）と、
を備えたデータ収集モジュールと、
を備え、
前記第２の第２の信号経路（３４）が、
ペースメーカ信号を除去するために前記ＥＣＧ信号をフィルタ処理することにより前記ＥＣＧ信号から心臓信号を分離し、
分離した心臓信号を第２の事前定義のサンプリングレートでサンプリングするように構成され、
前記第１の第２の信号経路（３６）が、
前記ＥＣＧ信号から心臓信号を除去するために前記ＥＣＧ信号をフィルタ処理することにより前記ＥＣＧ信号からペースメーカ信号を分離し、
分離したペースメーカ信号を前記第２の事前定義のサンプリングレートよりも高い第１の事前定義のサンプリングレートでサンプリングするように構成され、
前記プロセッサ（４２）が、
該分離したペースメーカ信号が規定するパルスを特定し、
該特定したパルスの特性を計測し、
該特定したパルスがペースパルスであるかどうかを前記特定されたパルスの形態解析により判定するように構成されている、
心臓監視システム（１４）。
【請求項１１】
第１の事前定義のサンプリングレートが概ね７５キロヘルツ／秒であり、第２の事前定義のサンプリングレートが概ね２キロヘルツ／秒である、請求項１０記載の心臓監視システム（１４）。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、全般的には移植式医用デバイスの分野に関する。より厳密には本発明は、移植式電子ペースメーカから導出された心電図（ＥＣＧ）信号パルスなどのペース設定刺激アーチファクトの検出に関する。
【背景技術】
【０００２】
移植式電子ペースメーカからのペース設定刺激アーチファクトの検出は、心臓筋肉を刺激する移植式デバイスの高度化やその世代の進化によって時として困難となる。さらに体表面ＥＣＧのアーチファクトはその形状及びシーケンスがより微細及び／またはより複雑になっている。さらに、生体組織を介したペース設定刺激アーチファクトの送信、並びにＥＣＧセンサのペース設定刺激送信ベクトルとの一致によってアーチファクト形態が変更され、これによって特定がより困難となる可能性がある。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００３】
従って、改良されたペースメーカパルス検出のための方法及びシステムが提供されることが求められる。
【課題を解決するための手段】
【０００４】
上述の短所、欠点及び問題点に対する本明細書の対処は、本明細書の以下を読むことによって理解されよう。
【０００５】
一実施形態では、心臓監視システムは、ペースメーカ信号及び心臓信号からなるＥＣＧ信号を収集するように適応させたセンサを含む。心臓監視システムはさらに、センサからＥＣＧ信号を受け取るように適応させたデータ収集モジュールを含む。データ収集モジュールは、ＥＣＧ信号の残りの信号からペースメーカ信号を分離するように適応させた信号経路と、分離したペースメーカ信号上でペースパルスを特定するように適応させたプロセッサと、を含む。
【０００６】
別の実施形態では、ＥＣＧ信号上でペースパルスを特定するための方法は、ＥＣＧ信号を提供する工程と、ＥＣＧ信号の残りの信号からペースメーカ信号を分離する工程と、を含む。ペースメーカ信号を分離する工程は、ＥＣＧ信号をフィルタ処理する工程と、該ＥＣＧ信号を事前定義のサンプリングレートでサンプリングする工程と、を含む。心電計信号上でペースパルスを特定するための方法はさらに、分離したペースメーカ信号が規定するパルスを特定する工程と、該特定したパルスを計測する工程と、該特定したパルスがペースパルスであるかどうかを判定する工程と、を含む。
【０００７】
別の実施形態では、ＥＣＧ信号上でペースパルスを特定するための方法は、ＥＣＧ信号が規定するパルスを特定する工程と、パルス計測データを取得するために該特定したパルスを計測する工程と、該パルス計測データに基づいて該特定したパルスに対する形態解析を実施する工程と、該特定したパルスがペースパルスであるかどうかを該形態解析に基づいて判定する工程と、を含む。
【０００８】
本発明の別の様々な特徴、目的及び利点は、添付の図面及びその詳細な説明から当業者には明らかとなろう。
【発明を実施するための最良の形態】
【０００９】
以下の詳細な説明では、本明細書の一部を形成すると共に、実施可能な特定の実施形態を一例として図示している添付の図面を参照することにする。これらの実施形態は、当業者が実施形態を実現できるように十分に詳細に記載しており、さらにこれら実施形態の趣旨を逸脱することなく、別の実施形態が利用されることがあり得ること、並びに論理的、機械的、電気的その他の変更が実施されることがあり得ること、を理解すべきである。以下の詳細な説明はしたがって、本発明の範囲を限定するものと取るべきではない。
【００１０】
図１を参照すると、移植式医用デバイス１２を有する患者１０が一実施形態に従って心臓診断／監視システム１４と動作可能に接続されている。移植式医用デバイス１２のことを、以下において人工のペースメーカ１２と呼ぶことにし、また心臓診断／監視システム１４のことを以下において心電計１４と呼ぶことにする。
【００１１】
ペースメーカ１２は、患者の心臓１８を調節するように適応させたペース設定刺激を含むことがある電気出力１６を発生させる。一実施形態では、出力１６は例えば全体が台形のパルス９２（図５参照）など複数のアーチファクトを規定する。
【００１２】
心電計１４は患者の心臓１８が発生させた電気出力２０並びにペースメーカ１２が発生させた出力１６を計測するように適応させている。図１〜２を見ると、計測した出力１６、２０は当初は心電計１４によってＥＣＧ信号２２の形態で記録される。ＥＣＧ信号２２は一般に、出力１６を反映したペースメーカ信号２４並びに出力２０を反映した心臓信号２６を含む。したがって本開示の目的において、ペースメーカ信号２４をペースメーカ出力１６に応答して心電計１４によって計測された信号と既定することができ、また心臓信号２６は心臓電気活動２０に応答して心電計１４によって計測された信号と既定することができる。
【００１３】
図２ａに示すように、例示的ペースメーカ信号２４は図２のＥＣＧ信号２２の残りの信号から分離されている。例示的ペースメーカ信号２４は複数のペースパルス２８を含む。本開示の目的では、「ペースパルス」は、ペースメーカ出力１６（図１参照）に応答して発生したＥＣＧ信号パルスを含むように既定される。図２ｂに示すように、例示的心臓信号２６は図２のＥＣＧ信号２２の残りの信号から分離されている。例示的心臓信号２６は典型的な心臓電気活動を反映した複数のＰＱＲＳＴ群３０を含む。心臓信号２６は完全に分離されないこと（すなわち、フィルタ処理過程によって無縁なデータのすべてが除去されないこと）がありこれにより分離した心臓信号２６が依然としてペースメーカデータの一部を包含していることがあることを理解されたい。
【００１４】
再度図１を見ると、心電計１４はセンサまたはトランスジューサからなるアレイによって患者１０に結合させることができる。図示した実施形態では、センサのアレイは標準の１２誘導１０電極の心電図（ＥＣＧ）信号を収集するために、右腕電極ＲＡと、左腕電極ＬＡと、胸部電極Ｖ１、Ｖ２、Ｖ３、Ｖ４、Ｖ５及びＶ６と、右脚電極ＲＬと、左脚電極ＬＬと、を含む。図１の電極構成は例証を目的として提供したものであること、並びに別の電極構成も想定し得ることを理解されたい。
【００１５】
心電計１４はデータ収集モジュール３２を含む。図３を参照すると、データ収集モジュール３２についてより詳細に表している。一実施形態では、データ収集モジュール３２は第１の信号経路３４及び第２の信号経路３６を規定する。第１の信号経路３４は、低域通過フィルタ３８、アナログ対ディジタル（Ａ／Ｄ）変換器４０を通って中央演算処理装置（ＣＰＵ）４２まで導かれている。第２の信号経路３６は、低域通過フィルタ４４、高域通過フィルタ４６、Ａ／Ｄ変換器４８を通ってＣＰＵ４２まで導かれている。
【００１６】
第１の信号経路３４は心臓信号２６（図２ｂ参照）を分離するように適応させており、また第２の信号経路３６はペースメーカ信号２４（図２ａ参照）を分離するように適応させている。別個の２つの信号経路３４、３６を用いて心臓信号２６とペースメーカ信号２４を分離することによって、心臓信号２６内へのノイズの導入を最小限にした方式によるペースメーカパルス検出が可能となる。心臓信号２６のバンド幅は概ね０．５〜５００Ｈｚの間であり、またペースメーカ信号２４のバンド幅は概ね２５０Ｈｚ〜１０ｋＨｚの間である。心臓信号２６はバンド幅が狭くまた周波数が低いので、極めて小さい人工的ノイズがあってもこれを劣化させる可能性がある。ペースメーカパルスの検出に必要な量だけ心臓信号２６のバンド幅を広げると、システムにより多くのノイズが導入され、これによって後続の心臓信号解析がより困難となる可能性がある。
【００１７】
別個の２つの信号経路３４、３６を用いて心臓信号２６とペースメーカ信号２４を分離することはまた、より安価な構成要素による実現形態を可能とし、システムの全体的コストが低減されるので有利である。当技術分野で周知のように、心臓信号２６は一般に直流（ＤＣ）カップリングを必要とし、一方ペースメーカ信号２４は交流（ＡＣ）カップリングの実現が可能である。ＡＣカップリングによれば、ＤＣカップリングで必要となる１６ビットＡ／Ｄ変換器と比べてよりコストが低い１２ビットＡ／Ｄ変換器が実現される。
【００１８】
データ収集モジュール３２は、１つまたは複数のセンサＲＡ、ＬＡ、Ｖ１、Ｖ２、Ｖ３、Ｖ４、Ｖ５、Ｖ６、ＲＬ及びＬＬ（図１参照）からのアナログＥＣＧ信号２２などの信号を受け取るように適応させた入力５０を含む。模式的に図示した入力５０とＥＣＧ信号２２のそれぞれは、１つまたは複数の入力及び１つまたは複数の信号を意味することがあることを理解されたい。一実施形態では、入力５０はセンサＲＡ、ＬＡ、Ｖ１、Ｖ２、Ｖ３、Ｖ４、Ｖ５、Ｖ６、ＲＬ及びＬＬから周知の方式で導出され得る入力Ｉ、ＩＩ、ＩＩＩ、ａＶＲ、ａＶＬ、ａＶＦ、Ｖ１、Ｖ２、Ｖ３、Ｖ４、Ｖ５及びＶ６（図示せず）を意味している。
【００１９】
一実施形態によるデータ収集モジュール３２の装置について記載したが、以下ではその動作について記載することにする。データ収集モジュール３２の動作は、信号経路３４の記述から始め、その後で信号経路３６について記述することにする。
【００２０】
信号経路３２は以下の方式で動作するように構成されている。不要なノイズを除去するために低域通過フィルタ３８を通過させて信号経路３２に沿ってＥＣＧ信号２２が送信される。当技術分野で周知のように、低域通過フィルタは、低周波数の信号を充分に通過させかつある遮断周波数を超える周波数は減衰または低減させるフィルタである。一実施形態では低域通過フィルタ３８は概ね５００ヘルツ（Ｈｚ）の遮断周波数を有する防エイリアシングフィルタである。低域通過フィルタ３８は、ＥＣＧ信号２２から高周波数成分を除去してＥＣＧ信号５２を生成させる。不要なノイズを除去するための信号のフィルタ処理は当技術分野でよく知られているため、詳細には記載しないことにする。
【００２１】
さらに信号経路３４に従って、低域通過フィルタ３８からＡ／Ｄ変換器４０までＥＣＧ信号５２が送られる。Ａ／Ｄ変換器４０は、アナログＥＣＧ信号５２をディジタルＥＣＧ信号５４に事前定義のサンプリングレートで変換するように適応させている。一実施形態では、Ａ／Ｄ変換器４０のサンプリングレートは概ね２キロヘルツ／秒（ｋＨｚ／ｓｅｃ）である。ディジタルのＥＣＧ信号５４がＣＰＵ４２に送られる。ディジタルＥＣＧ信号５４は心臓信号２６（図２ｂ参照）などの心臓信号を含む。ＥＣＧ信号５４に関する記述した方式によるフィルタ処理及びサンプリングによって心臓信号データ成分の表出が明瞭になり、これが患者の心臓活動の解析にとって特によく適したものとなることが分かった。
【００２２】
信号経路３６は以下の方式で動作するように構成されている。ＥＣＧ信号２２は不要なノイズを除去するための低域通過フィルタ４４を通るように信号経路３６に沿って送られる。一実施形態では、低域通過フィルタ４４は、概ね１５ｋＨｚの遮断周波数を有する防エイリアシングフィルタである。低域通過フィルタ４４はＥＣＧ信号２２から高周波数成分を除去しＥＣＧ信号５６を生成させる。
【００２３】
ＥＣＧ信号５６は、心臓データを除去しこれによってＥＣＧ信号５６のうちペースメーカデータを包含する部分を分離するために低域通過フィルタ４４から高域通過フィルタ４６に送られる。当技術分野で周知のように、高域通過フィルタは、高周波数信号を充分に通過させかつある遮断周波数未満の周波数を減衰または低減させるフィルタである。一実施形態では、高域通過フィルタ４６の遮断周波数は概ね５Ｈｚである。高域通過フィルタ４６はＥＣＧ信号５６をＥＣＧ信号５８に変換するように構成されている。
【００２４】
さらに信号経路３６に従って、高域通過フィルタ４６からＡ／Ｄ変換器４８までＥＣＧ信号５８が送られる。Ａ／Ｄ変換器４８は、事前定義のサンプリングレートでアナログＥＣＧ信号５８をディジタルＥＣＧ信号６０に変換するように適応させている。一実施形態では、Ａ／Ｄ変換器４８のサンプリングレートは概ね７５ｋＨｚ／ｓｅｃである。ディジタルのＥＣＧ信号６０がＣＰＵ４２に送られる。ディジタルＥＣＧ信号６０はペースメーカ信号２４（図２ａ参照）など分離したペースメーカ信号を含む。ＥＣＧ信号６０に対する記載した方式によるフィルタ処理及びサンプリングによってペースメーカ信号成分の表出が明瞭になり、これがペースメーカ機能の解析にとって特によく適したものとなることが分かった。
【００２５】
図４を参照すると、ペースメーカパルス検出のための方法７０を表した流れ図を示している。本流れ図の個々のブロック７２〜８０は、方法７０に従って実行し得る各工程を意味している。特に工程７６〜８０は、ＣＰＵ４２（図３参照）によって実行されることがある。
【００２６】
工程７２では、ＥＣＧデータが収集される。ＥＣＧデータの収集は例えば、心電計１４（図１参照）などの心電計デバイスによってＥＣＧ信号２２（図２参照）などのＥＣＧ信号を取得することを含むことがある。工程７４では、ペースメーカ信号２４（図２ａ参照）などのペースメーカ信号が分離される。本明細書で使用する場合に「信号を分離する」という表現は、フィルタ処理及び／またはサンプリングを介するなど信号のうちの特定の部分を収集する過程を介するなどによる１つまたは複数の不要な信号や信号周波数の除去を含むものと規定することができる。工程７４におけるペースメーカ信号の分離は、低域通過フィルタ４４、高域通過フィルタ４６及びＡ／Ｄ変換器４８（図３参照）に関連して上で記載した方式で実行することができる。
【００２７】
工程７６では、工程７４で取得した分離済みペースメーカ信号内で任意のパルスが特定される。工程７６で特定されるパルスには任意の信号パルスが含まれ、ペースパルスに限定されるものではない。一実施形態では、ある信号が規定する有意傾斜の解析によってパルスを特定することがある。「有意傾斜（ｓｉｇｎｉｆｉｃａｎｔ  ｓｌｏｐｅ）」とは、事前定義の限界（例えば、０．３ミリボルト／１００マイクロ秒）を超える絶対値を有する信号傾斜と規定することができる。有意傾斜の数、有意傾斜間の持続時間、有意傾斜符号のシーケンス（すなわち、正か負かのどちらか）、有意傾斜の大きさをパルスの特定のために実施することができる。パルスの特定を支援するように周知の方式で有限状態機械（図示せず）を実施することもできる。信号内におけるパルスの特定は当業者によく知られているためさらに詳細には記載しないことにする。
【００２８】
工程７８では、工程７６で特定された任意のパルスが計測される。工程７８における特定されたパルスの計測は、パルスの任意の特性や特徴の計測を含むことがあり、さらには信号のうちの該パルスに先行部分及び／または後続部分の計測を含む。
【００２９】
工程８０では、工程７６で特定された任意のパルスが工程７８で取得した計測データに基づいて適格判定される。工程８０におけるパルスの適格判定は所与のパルスがペースパルスであるか否かの判定を意味する。したがって特定されたパルスは工程８０においてペースパルスであるか非ペースパルスであるかのいずれかと適格判定される。工程８０におけるパルス適格判定は、非限定の方式により、パルス波高、先側エッジ高さと後側エッジ高さの差、パルス持続時間、及び／またはパルスの様々な部分の傾斜に基づくことがある。
【００３０】
一実施形態では、工程８０におけるパルス適格判定は、パルスの先側エッジの直ぐ前（例えば、１ミリ秒前）に規定されるペースメーカ信号セグメントの傾斜に基づくことがある。別の実施形態では、工程８０におけるパルス適格判定は、パルスの直ぐ前（例えば、１ミリ秒前）、パルスの途中、パルスの直後（例えば、１ミリ秒後）に規定されるペースメーカ信号セグメントの有意傾斜数に基づくことがある。さらに別の実施形態では、工程８０におけるパルス適格判定はパルスに対する形態解析に基づくことがある。当技術分野で周知のように、パルスの形態解析はパルス形状の解析を意味している。したがって、所与のパルス形状を特定するように工程７８の計測データが実施されることがあり、また特定されたパルス形状がペースメーカパルス形状の認識カテゴリーのうちの１つ（例えば、図５〜９に示した形状１２０〜１４０のうちの１つ）と一致していれば、特定したパルスをペースパルスであると適格判定することがある。
【００３１】
図５を参照すると、ペースメーカ出力１６（図１参照）を出力信号９０によって模式的に表している。一実施形態では、出力信号９０は心電計１４（図１参照）によって検出可能で記録可能な複数の台形のパルス９２を含む。幾つかの例では、心電計１４はパルス９２に関する修飾バージョン（例えば、図５〜９に示したペースパルス１００ｂ〜１００ｄ）を記録することがあることを理解されたい。記録したペースパルス１００ｂ〜１００ｄの形状や形態がパルス９２から逸脱することには多くの理由（例えば、生体組織を通る信号送信の影響及び／または心電計センサのペースメーカ出力信号ベクトルとの一致など）が存在する。ペースパルス１００ｂ〜１００ｄなどのペースパルスは、ペースメーカから発せられたと認識することが困難となるような程度まで従来の台形の形状から逸脱する可能性がある。方法７０（図４参照）の工程７８からのパルス計測データは、修飾されたペースパルスが適正に特定される確率を高めるために広範囲のペースパルス形態を特定するように実施できると有利である。
【００３２】
図６を参照すると、心電計によって記録されたペースパルス１００ａを詳細に表している。ペースパルス１００ａは、先側エッジ１０２、後側エッジ１０４及びパルスプラトー１０６を含む。台形のパルス９２からの逸脱がごく僅かであるペースパルス１００ａなどのパルスは形態解析を介してペースパルスであると比較的容易に特定される。ペースパルス１００ａは、信号１１０の定常状態ゼロ電圧部分１０８から単一の方向だけに延び出ているため、単一位相性（ｕｎｉｐｈａｓｉｃ）パルスと呼ぶことがある。以下では、ペースパルスであると認識可能な多数の異なるパルス形態について図７〜９を参照しながら記載することにする。
【００３３】
図７を参照すると、心電計によって記録されたペースパルス１００ｂを詳細に表している。ペースパルス１００ｂもまた、信号１１４の定常状態ゼロ電圧部分１１２から単一の方向だけに延び出ているため単一位相性である。ペースパルス１０２ｂは、パルス１０２ｂの先側エッジ１１６の長さが後側エッジ１１８の長さを不均衡に超えているという点において台形のパルス９２からより大きく逸脱している。パルス１００ｂの形態はしたがって、先側エッジ１１６、後側エッジ１１８、パルスプラトー１１９及び／またはオーバーシュートエッジ１２０の長さを解析することによって特定することができる。
【００３４】
図８を参照すると、心電計によって記録されたペースパルス１００ｃを詳細に表している。ペースパルス１００ｃは、信号１２４の定常状態ゼロ電圧部分１２２から両方向（すなわち、正方向と負方向）に延び出ているため双位相性（ｂｉｐｈａｓｉｃ）パルスと呼ぶことがある。ペースパルス１００ｃなどのパルスは、互いに反対の極性をもつ２つの別々のパルスを含むように現れる可能性があるため単一のペースメーカパルスとして適正に特定することが困難である。パルス１００ｃの形態は例えば、有意傾斜１２６、１２８、１３０及び１３２の解析によって特定することができる。
【００３５】
図９を参照すると、心電計によって記録されたペースパルス１００ｄを詳細に表している。ペースパルス１００ｄのことを多位相性（ｐｏｌｙｐｈａｓｉｃ）パルスと呼ぶことがある。本開示の目的では多位相性パルスは、単一位相性と双位相性のいずれにも分類できないパルスを含むように規定することができる。パルス１００ｃの形態は例えば、有意傾斜１３４、１３６、１３８、１４０、１４２及び１４４の解析によって特定することができる。
【００３６】
本発明について好ましい実施形態を参照しながら記載してきたが、当業者であれば、これらの実施形態に対して本発明の精神を逸脱することなくある種の代替、変更及び省略を実施できることが理解できよう。したがって、上に示した説明は単に例示的な意味であり、添付の特許請求の範囲に示した本発明の範囲を限定するものではない。また、図面の符号に対応する特許請求の範囲中の符号は、単に本願発明の理解をより容易にするために用いられているものであり、本願発明の範囲を狭める意図で用いられたものではない。そして、本願の特許請求の範囲に記載した事項は、明細書に組み込まれ、明細書の記載事項の一部となる。
【図面の簡単な説明】
【００３７】
【図１】移植式医用デバイスを有する患者と動作可能に接続された心臓診断／監視システムを表した概要図である。
【図２】例示的なＥＣＧ信号の図である。図２ａは、図２のＥＣＧ信号の残りの信号から分離した例示的ペースメーカ信号の図であり、図２ｂは、図２のＥＣＧ信号の残りの信号から分離した例示的心臓信号の図である。
【図３】一実施形態によるデータ収集モジュールを表した概要図である。
【図４】一実施形態による方法を表した流れ図である。
【図５】一実施形態によるペースメーカ出力信号を表した概要図である。
【図６】一実施形態による例示的ペースパルス形態を表した概要図である。
【図７】一実施形態による例示的ペースパルス形態を表した概要図である。
【図８】一実施形態による例示的ペースパルス形態を表した概要図である。
【図９】一実施形態による例示的ペースパルス形態を表した概要図である。
【符号の説明】
【００３８】
１０  患者
１２  移植式医用デバイス
１４  心臓診断／監視システム
１６  電気出力
１８  心臓
２０  電気出力
２２  ＥＣＧ信号
２４  ペースメーカ信号
２６  心臓信号
２８  ペースパルス
３０  ＰＱＲＳＴ群
３２  データ収集モジュール
３４  第１の信号経路
３６  第２の信号経路
３８  低域通過フィルタ
４０  Ａ／Ｄ変換器
４２  ＣＰＵ
４４  低域通過フィルタ
４６  高域通過フィルタ
４８  Ａ／Ｄ変換器
５０  入力
５２  信号
５４  信号
５６  信号
５８  信号
６０  信号
７０  方法
７２  工程
７４  工程
７６  工程
７８  工程
８０  工程
９０  信号
９２  パルス
１００ａ  ペースパルス
１００ｂ  ペースパルス
１００ｃ  ペースパルス
１００ｄ  ペースパルス
１０２  先側エッジ
１０４  後側エッジ
１０６  パルスプラトー
１０８  定常状態ゼロ
１１０  信号
１１２  定常状態ゼロ
１１４  信号
１１６  先側エッジ
１１８  後側エッジ
１１９  パルスプラトー
１２０  オーバーシュートエッジ
１２２  定常状態ゼロ
１２４  信号
１２６  有意傾斜
１２８  有意傾斜
１３０  有意傾斜
１３２  有意傾斜
１３４  有意傾斜
１３６  有意傾斜
１３８  有意傾斜
１４０  有意傾斜
１４２  有意傾斜
１４４  有意傾斜
ＬＡ  センサ
ＬＬ  センサ
ＲＡ  センサ
ＲＬ  センサ
Ｖ１  センサ
Ｖ２  センサ
Ｖ３  センサ
Ｖ４  センサ
Ｖ５  センサ
Ｖ６  センサ
【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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【図７】
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【図８】
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【図９】
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