心臟作為一種生化機(jī)電系統(tǒng)，會(huì)產(chǎn)生電脈沖，從右上心房的 竇房結(jié)(SA)傳導(dǎo)至房室結(jié)(AV)。竇房結(jié)節(jié)充當(dāng)作該系統(tǒng)的起搏器（圖1）。

 

圖1. 心肌與竇房結(jié)(1)和房室結(jié)(2)1¹

 

該電脈沖產(chǎn)生P波，在圖2中的ECG截圖中可以看見。電信號(hào)從房室結(jié)節(jié)開始傳播，經(jīng)過浦肯野纖維系統(tǒng)，來到心室，導(dǎo)致心室肌肉收縮。這種收縮（R波）使含氧血從左心室進(jìn)入并流過身體，同時(shí)使缺氧血從右心室進(jìn)入肺部。

 

圖2. 心肌收縮期間電行為的ECG圖形表示²

 

如果心臟這種機(jī)電系統(tǒng)存在缺陷，則可能導(dǎo)致諸多心臟問題。例如，當(dāng)心臟搏動(dòng)過慢或者不搏動(dòng)時(shí)，就是心動(dòng)過緩。對(duì)于這種狀況，典型的手術(shù)治療方法是在患者胸部皮下植入一個(gè)起搏器（脈沖發(fā)生器），并將心內(nèi)膜導(dǎo)聯(lián)線通過靜脈直接引導(dǎo)至心臟，如圖3所示。

 

圖3. 植入式起搏器的位置以及不同種類起搏器的導(dǎo)聯(lián)線 (RA—right atrium, RV—right ventricle, LV—left ventricle)

 

在稱為心動(dòng)過速的另一類心律失常癥狀中，心臟搏動(dòng)過快。這是一種十分嚴(yán)重的疾病，可通過植入式心臟除顫器(ICDs)進(jìn)行治療?，F(xiàn)代ICD也可治療多種緩慢性心律失常。

 

當(dāng)心臟變大時(shí)，由于傳導(dǎo)路徑變長(zhǎng)，擾亂了心室收縮的時(shí)機(jī)，因而可能發(fā)生心力衰竭。結(jié)果形成一種正反饋系統(tǒng)，進(jìn)一步加重心臟負(fù)擔(dān)。 植入式心臟再同步(ICR)器件同時(shí)使兩個(gè)心室和（通常）一個(gè)心房起搏，進(jìn)而對(duì)心室重新定時(shí)。實(shí)際上，這些器件會(huì)改善心輸出量，從而使心臟恢復(fù)到一定程度。心臟再同步治療(CRT)器件是一種包括ICD在內(nèi)的系統(tǒng)。

 

CRT器件在圖4(a)中的透視圖像中可以看見。醫(yī)師就是利用這種影像來放置導(dǎo)聯(lián)線的。對(duì)于非專業(yè)人士來說，這種影像是很難解讀的。可以看到心臟淡淡的輪廓——這是搏動(dòng)中的心臟的靜態(tài)視圖。起搏器位于右心房上，心臟頂點(diǎn)指向右下方。在這個(gè)典型的導(dǎo)聯(lián)線放置實(shí)例中，黑色箭頭指向右心房導(dǎo)聯(lián)線。虛線黑色箭頭指向右心室導(dǎo)聯(lián)線。紅色箭頭標(biāo)示的導(dǎo)聯(lián)線只能看到一部分，這是左心室導(dǎo)聯(lián)線（紅箭頭指向電極尖端）。圖4(b)展示的是雙腔起搏器的典型導(dǎo)聯(lián)線放置透視圖像。右心房導(dǎo)聯(lián)線指向上方，置于右心房中。右心室導(dǎo)聯(lián)線則位于右心室頂部。

 

圖4. 起搏器導(dǎo)聯(lián)線放置的透視圖像³ (a). 單腔起搏器；(b).雙腔起搏器

 

植入式起搏器（圖5）一般都很輕、體積小。它們含有必要的電路，以便通過植入式導(dǎo)聯(lián)線來監(jiān)控心臟的電活動(dòng)，并在必要時(shí)刺激心肌以確保心臟跳動(dòng)的規(guī)律性。起搏器必須是低功耗器件，它們采用的都是小型電池，壽命一般是10年。美國國家工程院稱，截至2010年，每年超過40萬臺(tái)起搏器被植入患者身體。⁴

 

圖5. 起搏器示例⁵

 

起搏偽像

 

在正常的ECG圖中，一般很難發(fā)現(xiàn)簡(jiǎn)單的植入式起搏器的活動(dòng)，因?yàn)槌烀}沖（寬度僅有數(shù)微秒）會(huì)被過濾掉，但在任何情況下，在毫秒級(jí)分辨率的心電圖中，這些脈沖都太窄，而不會(huì)出現(xiàn)。然而，其信號(hào)可以通過起搏偽像推斷出來，偽像是與通過ECG導(dǎo)聯(lián)線在皮膚表面測(cè)得的心臟自身電活動(dòng)相伴的電壓脈沖。檢測(cè)和識(shí)別起搏偽像的能力很重要，因?yàn)閭蜗耧@示了起搏器的存在，而且有助于評(píng)估其與心臟的交互作用。

 

由于偽像幅度小、寬度窄、波形多變，結(jié)果使起搏偽像難以檢測(cè)，尤其是存在可能數(shù)倍于偽像幅度的電噪聲時(shí)。另外，起搏療法已經(jīng)十分發(fā)達(dá)，如今有數(shù)十種起搏模式，從單腔起搏到三腔起搏等，不一而足。使得起搏偽像檢測(cè)更加復(fù)雜的是，起搏器會(huì)產(chǎn)生導(dǎo)聯(lián)線完整性脈沖、分鐘通氣量(MV)脈沖、遙測(cè)信號(hào)以及可能被誤認(rèn)為起搏偽像的其他信號(hào)。

 

實(shí)時(shí)起搏器遙測(cè)技術(shù)的應(yīng)用使得在心電圖上顯示起搏偽像不如過去那么重要了，但經(jīng)驗(yàn)豐富的醫(yī)師可以從心電圖中推測(cè)出患者所使用的起搏療法的種類，并確定起搏器是否工作正常。另外，包括以下標(biāo)準(zhǔn)在內(nèi)的所有相關(guān)醫(yī)用標(biāo)準(zhǔn)都要求顯示起搏偽像。這些標(biāo)準(zhǔn)對(duì)需要捕獲的起搏器信號(hào)的高度和寬度等具體要求有所差異。

 

● AAMI EC11:1991/(R)2001/(R)2007

● EC13:2002/(R)2007, IEC60601-1 ed. 3.0b, 2005

● IEC60601-2-25 ed. 1.0b

● IEC60601-2-27 ed. 2.0, 2005

● IEC60601-2-51 ed. 1.0, 2005

 

例如，IEC60601-2-27規(guī)定：

 

設(shè)備須能夠顯示存在幅度為±2 mV至±700 mV、持續(xù)時(shí)間為0.5 ms至2.0 ms的起搏器脈沖的心電圖信號(hào)。顯示屏上的起搏器脈沖應(yīng)清晰可見，折合到輸入端(RTI)的幅度不得小于0.2 mV；

 

AAMI EC11則規(guī)定：

 

設(shè)備須能顯示存在幅度為2 mV至250 mV、持續(xù)時(shí)間為0.1 ms至2.0 ms、上升時(shí)間少于100 µs且頻率為100 脈沖/分的起搏器脈沖的心電圖信號(hào)。對(duì)于持續(xù)時(shí)間為0.5 ms至2.0 ms（幅度、上升時(shí)間和頻率參數(shù)如上一句所規(guī)定）的起搏器脈沖，必須在心電圖中顯示該起搏器脈沖；顯示屏上應(yīng)予以清晰的展現(xiàn)，折合到輸入端的幅度不得小于0.2 mV。

 

就需要捕獲的高度和寬度來說，雖然這些差異很小，但終歸是差異。

 

起搏器的起搏方式

 

A所有起搏導(dǎo)聯(lián)線都有兩個(gè)電極，電極的位置決定著信號(hào)的極性。

 

在 單極性起搏 中，起搏導(dǎo)聯(lián)線由單起搏導(dǎo)聯(lián)線頂部的電極與起搏器外殼本身的金屬殼所構(gòu)成，因而只有一根導(dǎo)聯(lián)線插入心臟。這種起搏模式導(dǎo)致的起搏偽像在皮膚表面可能為數(shù)百毫伏，寬度為兩、三毫秒。目前，單極性起搏已不再常用。

 

在 雙極性起搏中，用起搏導(dǎo)聯(lián)線頂端的電極使心臟起搏。返回電極是一個(gè)環(huán)形電極，非常接近頂端電極。目前，多數(shù)起搏偽像都是由雙極性起搏造成的。這類導(dǎo)聯(lián)線產(chǎn)生的偽像比單極性起搏產(chǎn)生的偽像要小得多；皮膚表面的脈沖可能非常小，高度只有幾百微伏，寬度只有25 μs，偽像的平均高度和寬度分別為1 mV和500 μs。當(dāng)檢測(cè)矢量與起搏導(dǎo)聯(lián)線矢量不直接成行時(shí)，偽像的幅度可能會(huì)更小。

 

許多起搏器可以通過編程，使脈沖寬度短至25 μs，但這些設(shè)置一般只用于在電生理學(xué)實(shí)驗(yàn)室中進(jìn)行的起搏器閾值測(cè)試中。將下限值設(shè)為100 μs，即可消除將分鐘通氣量(MV)和導(dǎo)聯(lián)線完整性(LV導(dǎo)聯(lián)線)脈沖誤檢為有效的起搏偽像問題。這些低于閾值的脈沖一般編程至10 μs與50 μs之間。

 

市面上各種不同的起搏器是針對(duì)不同的腔室起博：

 

● 單腔起搏 只對(duì)心臟一個(gè)腔室起搏；可能為單極性，也可能為雙極性。單腔起搏應(yīng)用于右心房或右心室。

● 雙腔起搏 同時(shí)對(duì)右心房和右心室起搏。

● 雙心室起搏 同時(shí)對(duì)右心室和左心室起搏。另外，心臟一般在右心房起搏。這種起搏模式很難正確顯示出現(xiàn)，其原因有二：首先，兩個(gè)心室的起搏可能同時(shí)發(fā)生，在皮膚表面表現(xiàn)為單個(gè)脈沖。第二，左心室導(dǎo)聯(lián)線的放置與右心室導(dǎo)聯(lián)線一般不在同一矢量上，而且實(shí)際上可能與其是成正交關(guān)系。通常情況下，右心房可在導(dǎo)聯(lián)線aVF中得到最佳展示，而右心室則可在導(dǎo)聯(lián)線II中得到最佳展示。多數(shù)心電圖系統(tǒng)并不采用三個(gè)同步導(dǎo)聯(lián)線檢測(cè)電路或算法，結(jié)果使左心室導(dǎo)聯(lián)線最難捕獲。因而有時(shí)最好用其中一個(gè)V導(dǎo)聯(lián)線來檢測(cè)。

 

起搏偽像波形

 

多數(shù)起搏脈沖都有著超快的上升沿。起搏器輸出端測(cè)得的上升時(shí)間一般為100 ns左右。當(dāng)在皮膚表面測(cè)量時(shí)，受起搏導(dǎo)聯(lián)線電感和電容的影響，上升時(shí)間會(huì)略低。皮膚表面的起搏偽像大多為10 μs或以下。作為內(nèi)置保護(hù)機(jī)制的復(fù)雜器件，起搏器可能會(huì)產(chǎn)生高速毛刺，雖然不會(huì)影響心臟，但會(huì)影響起搏器檢測(cè)電路。

 

圖6所示為理想起搏偽像的示例。正脈沖的上升邊沿很快。在脈沖達(dá)到最大幅度之后，會(huì)發(fā)生容性下降，然后出現(xiàn)后沿。之后，在起搏脈沖的再充電部分，偽像會(huì)改變極性。之所以需要該再充電脈沖，是為了使心臟組織保持凈零電荷。對(duì)于單相脈沖，離子會(huì)在電極周圍聚集，結(jié)果產(chǎn)生的直流電荷可能導(dǎo)致心臟組織損壞。

 

圖6. 理想型起搏偽像

 

采用心臟再同步器件會(huì)給起搏偽像的檢測(cè)和顯示帶來更多麻煩。這些器件對(duì)患者的右心房和左右心室起搏。兩個(gè)心室的脈沖可能非常接近、重疊或同時(shí)發(fā)生；左心室甚至可能在右心室之前起搏。目前，多數(shù)器件都是同時(shí)對(duì)兩個(gè)心室起搏，但研究顯示，調(diào)整時(shí)序特性可以改善心輸出量，對(duì)多數(shù)患者有益。分開檢測(cè)和顯示兩個(gè)脈沖并非總能如愿以償，很多時(shí)候，它們將在心電圖電極上表現(xiàn)為單個(gè)脈沖。如果兩個(gè)脈沖同時(shí)發(fā)生，且導(dǎo)聯(lián)線方向相反，則兩個(gè)脈沖可能在皮膚表面相互抵消。雖然發(fā)生這種情況的幾率很小，但我們完全可以設(shè)想極性相反的兩個(gè)心室起搏偽像同時(shí)出現(xiàn)在皮膚表面的情況。如果兩個(gè)脈沖被很短的時(shí)間間隔抵消，則結(jié)果產(chǎn)生的脈沖波形將變得非常復(fù)雜。

 

圖7所示為心臟再同步器件起搏模式在鹽水箱中的示波器軌跡。這是起搏器驗(yàn)證的標(biāo)準(zhǔn)測(cè)試環(huán)境；大家認(rèn)為，鹽水的導(dǎo)電性能與人體相似。由于示波器探頭十分接近起搏導(dǎo)聯(lián)線，結(jié)果導(dǎo)致幅度遠(yuǎn)遠(yuǎn)大于皮膚表面的預(yù)期值。另外，由于鹽溶液導(dǎo)致心電圖電極阻抗變低，結(jié)果使噪聲遠(yuǎn)遠(yuǎn)低于皮膚表面測(cè)量的正常值。

 

圖7. 再同步器件在鹽水箱捕獲的起搏信號(hào)

 

第一個(gè)脈沖是心房，第二個(gè)脈沖是右心室，第三個(gè)脈沖是左心室。導(dǎo)聯(lián)線置于鹽水箱中，其矢量經(jīng)過優(yōu)化以便把脈沖清晰地顯示出來。負(fù)向脈沖為起搏，正向脈沖為再充電。心房脈沖的幅度略大于其他兩個(gè)脈沖的幅度，因?yàn)閷?dǎo)聯(lián)線的矢量稍微好于兩根心室導(dǎo)聯(lián)線，但在實(shí)際應(yīng)用中，再同步器件中的全部三個(gè)起搏輸出都編程為相同的幅度和寬度。對(duì)于真正的患者，每根起搏器導(dǎo)聯(lián)線的幅度和寬度一般都是不同的。

 

檢測(cè)起搏偽像

 

在對(duì)目標(biāo)信號(hào)的形態(tài)和緣由有了初步了解之后，我們可以集中探討如何檢測(cè)起搏偽像這個(gè)話題了。以符合成本效益的方式檢測(cè)所有起搏偽像并抑制所有可能的噪聲源是不可能做到的，這是其性質(zhì)使然。部分難點(diǎn)在于，起搏檢測(cè)系統(tǒng)必須監(jiān)控多個(gè)腔室，檢測(cè)過程中會(huì)遇到干擾信號(hào)，而且不同制造商生產(chǎn)的起搏器種類繁多。偽像的檢測(cè)方案從硬件解決方案到數(shù)字算法，十分廣泛。接下來，我們將對(duì)此進(jìn)行詳細(xì)討論。

 

心臟再同步器件所用的起搏導(dǎo)聯(lián)線不可能都具有相同的矢量。右心房導(dǎo)聯(lián)線通常與導(dǎo)線線II對(duì)齊，但有時(shí)也可能直接指向胸部以外，因而可能需要Vx矢量才能看見。右心室導(dǎo)聯(lián)線通常置于右心室頂部，因而經(jīng)常與導(dǎo)聯(lián)線II對(duì)齊。從冠狀竇穿過的左心室起搏導(dǎo)聯(lián)線實(shí)際上位于左心室的外部。通常情況下，該導(dǎo)聯(lián)線與導(dǎo)聯(lián)線II對(duì)齊，但其方向卻可能是V軸向。植入式除顫器和再同步器件的起搏導(dǎo)聯(lián)線有時(shí)置于心臟中未發(fā)生梗塞的區(qū)域。把它們置于梗塞區(qū)域周圍，這是該系統(tǒng)采用三個(gè)矢量并要求高性能起搏偽像檢測(cè)功能的原因所在。

 

一個(gè)主要噪聲源是多數(shù)植入式心臟器件所使用的H場(chǎng)遙測(cè)方案。其他噪聲源包括呼吸胸阻抗測(cè)量、電灼器和與患者相連的其他醫(yī)療設(shè)備帶來的傳導(dǎo)噪聲。

 

此外，每家起搏器制造商都采用不同的遙測(cè)方案，使起搏偽像檢測(cè)變得更加復(fù)雜。在有些情況下，一家制造商可能針對(duì)不同的植入式器件型號(hào)采用多種不同的遙測(cè)系統(tǒng)。實(shí)際上，許多植入式器件可能同時(shí)采用H場(chǎng)遙測(cè)以及MICS頻段或ISM頻段遙測(cè)進(jìn)行通信。不同型號(hào)采用不同的H場(chǎng)遙測(cè)方案，這種情況使得濾波器的設(shè)計(jì)變得十分困難。心電圖器件必須為CF級(jí)，但其他醫(yī)療器件則可能是B級(jí)或BF級(jí)，而且其較高的泄漏電流可能干擾心電圖采集設(shè)備的性能。

 

ADAS1000心電圖模擬前端包含起搏偽像檢測(cè)算法

 

ADAS1000（圖8）是一款5通道心電圖(ECG)模擬前端(AFE)，旨在幫助解決新一代低功耗、低噪聲、高性能系留式和便攜式ECG系統(tǒng)設(shè)計(jì)人員面對(duì)的部分挑戰(zhàn)。ADAS1000專門針對(duì)監(jiān)控級(jí)和診斷級(jí)心電圖測(cè)量而設(shè)計(jì)，由5個(gè)電極輸入和1個(gè)專用右腿驅(qū)動(dòng)(RLD)輸出參考電極構(gòu)成。

 

圖8. ADAS1000功能框圖

 

ADAS1000不但支持基本的心電圖信號(hào)監(jiān)控元件，還配有多種功能，比如前面討論過的呼吸測(cè)量（胸阻抗測(cè)量）、導(dǎo)聯(lián)線/電極連接狀態(tài)、內(nèi)部校準(zhǔn)、起搏偽像檢測(cè)功能等。

 

一個(gè)ADAS1000支持5個(gè)電極輸入，為進(jìn)行傳統(tǒng)的6導(dǎo)聯(lián)心電圖測(cè)量提供了方便。通過另外級(jí)聯(lián)一個(gè)ADAS1000-2（輔助）器件，系統(tǒng)可以進(jìn)行真正的12導(dǎo)聯(lián)測(cè)量；通過級(jí)聯(lián)多個(gè)器件（3個(gè)及以上），系統(tǒng)可測(cè)量15條及以上的導(dǎo)聯(lián)線。有關(guān)ADAS1000不同變體的詳情，請(qǐng)參閱表1。

 

表1. ADAS1000現(xiàn)有型號(hào)概覽

 

ADAS1000的呼吸特性能夠測(cè)量患者的胸阻抗變化，從而顯示出呼吸的程度或有無缺失。呼吸功能的核心是在可編程頻率（46 kHz至64 kHz）下集成DAC（數(shù)模數(shù)據(jù)器）呼吸驅(qū)動(dòng)，以及有利于簡(jiǎn)化這種復(fù)雜測(cè)量的專用模數(shù)測(cè)量電路。信號(hào)經(jīng)過解調(diào)，作為幅度和相位信息提供，由此可以確定相應(yīng)的呼吸信息，從而得到具體的線纜參數(shù)。利用內(nèi)部電容，電路能夠檢測(cè)最小為200 mΩ的分辨率——使用外部電容時(shí)，甚至可以檢測(cè)更精確的分辨率——而且開關(guān)方案十分靈活，可對(duì)三根導(dǎo)聯(lián)線(I、II、III)之一進(jìn)行測(cè)量。

 

起搏檢測(cè)算法

 

器件的前端包含一種數(shù)字起搏器偽像檢測(cè)算法，可以檢測(cè)到寬度范圍為100 μs至2 ms、幅度范圍為400 μV至1000 mV的起搏偽像——符合上述AAMI和IEC標(biāo)準(zhǔn)。根據(jù)測(cè)試結(jié)果和醫(yī)師意見，這些限制要比醫(yī)用標(biāo)準(zhǔn)寬松許多。

 

起搏檢測(cè)算法在四根可能的導(dǎo)聯(lián)線(I、II、III或aVF)中的三根上運(yùn)行三個(gè)數(shù)字算法實(shí)例。在高頻心電圖數(shù)據(jù)上運(yùn)行，與內(nèi)部抽取和濾波并行運(yùn)行。該算法設(shè)計(jì)用于檢測(cè)并測(cè)量寬度范圍為100 μs至2 ms、幅度范圍為400 μV至1000 mV的起搏偽像，返回一個(gè)標(biāo)志，用以表示是在一根還是多根導(dǎo)聯(lián)線上檢測(cè)到起搏信號(hào)，同時(shí)返回檢測(cè)到的信號(hào)的高度和寬度。對(duì)于希望運(yùn)行自己的數(shù)字起搏算法的用戶，ADAS1000提供了一個(gè)高速起搏接口，可以快速的數(shù)據(jù)速率(128 kHz)提供心電圖數(shù)據(jù)，與此同時(shí)，標(biāo)準(zhǔn)接口上經(jīng)過濾波和抽取的心電數(shù)據(jù)保持不變。

 

ADAS1000 ECG IC在其算法中內(nèi)置一個(gè)分鐘通氣量濾波器。分鐘通氣量脈沖（從雙極性導(dǎo)聯(lián)線的圓環(huán)傳導(dǎo)至起搏器外殼）將檢測(cè)呼吸速率，從而控制起搏速率。其寬度總是小于100 μs，變化范圍約為15 μs至100 μs。

 

許多植入式器件能夠編程以支持最窄25 µs的起搏脈沖，但醫(yī)師幾乎不會(huì)將植入式器件編程為如此窄，因?yàn)樵诔^起搏閾值以后，能量安全裕量將變得不足。

 

這種起搏偽像系統(tǒng)是由一個(gè)工程師和起搏專家團(tuán)隊(duì)與起搏行業(yè)共同研發(fā)的。這種合作帶來了一種同步三矢量起搏偽像檢測(cè)系統(tǒng)，該系統(tǒng)可以檢測(cè)起搏偽像，盡管電氣噪聲顯著大于偽像。三個(gè)起搏算法實(shí)例中的每個(gè)實(shí)例都可以編程以檢測(cè)不同導(dǎo)聯(lián)線(I、II、II或aVF)上的起搏信號(hào)。該系統(tǒng)的閾值水平可編程，因而可以針對(duì)實(shí)際的脈沖寬度和高度檢測(cè)范圍進(jìn)行定制，同時(shí)還配置內(nèi)部數(shù)字濾波器，以便抑制心跳、噪聲和分鐘通氣量脈沖。當(dāng)證實(shí)起搏信號(hào)的單個(gè)實(shí)例中存在起搏信號(hào)時(shí)，器件會(huì)輸出一個(gè)標(biāo)志，因而，用戶可以在心電圖上標(biāo)記或識(shí)別出起搏信號(hào)。

 

起搏器算法的簡(jiǎn)化流程圖如圖9所示。

 

圖9. 起搏算法的流程圖

 

起搏偽像算法的采樣速率選擇非常重要，因?yàn)椴荒芘cMedtronic、St. Jude和Boston Scientific針對(duì)H場(chǎng)遙測(cè)載波器采用的頻率完全相同。三家公司都采用不同的頻率，而且每家公司都有多種不同的遙測(cè)系統(tǒng)。ADI公司相信，ADAS1000所用采樣頻率與這三家起搏器廠家的主要遙測(cè)系統(tǒng)都不相同。

 

如前所述，ADAS1000同時(shí)包括呼吸測(cè)量和交流導(dǎo)聯(lián)脫落模式。這些特性不但可以把不同頻率的交流信號(hào)注入患者電極，而且不會(huì)干擾起搏偽像的采集。電灼器信號(hào)雖然可以在ADAS1000心電圖輸入之前進(jìn)行濾波處理，但起搏偽像檢測(cè)算法的性能卻可能因?yàn)V波而下降，因此，在這種設(shè)計(jì)中，務(wù)必十分小心。

 

結(jié)論

 

植入式起搏器產(chǎn)生的偽像變化范圍較大，幅度范圍為2 mV至700 mV，持續(xù)時(shí)間范圍為0.1 ms至2 ms，上升時(shí)間范圍為15 µs至100 µs。偽像往往被淹沒在遙測(cè)噪聲或心電信號(hào)中，難以檢測(cè)。ADAS1000模擬前端專門面向心電圖系統(tǒng)而設(shè)計(jì)，包括檢測(cè)心臟及其輔助起搏器所產(chǎn)生的電信號(hào)所需要的全部電路，還有一種有助于區(qū)分起博偽像并將其顯示在心電圖上的嵌入算法。

 

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參考電路

 

¹Jaffe, C. Carl, MD, cardiologist and Patrick J. Lynch, medical illustrator. http://en.wikipedia.org/wiki/File:Reizleitungssystem_1.png.

 

²http://en.wikipedia.org/wiki/File:SinusRhythmLabels.svg.

 

³(a) http://en.wikipedia.org/wiki/File:Cardiac_resynchronisation_therapy.png.

 

 (b) http://en.wikipedia.org/wiki/File:Fluoroscopy_pacemaker_leads_right_atrium_ventricle.png.

 

⁴http://www.nae.edu/page20019090/WhatisaPacemaker.aspx.

 

⁵http://en.wikipedia.org/wiki/File:St_Jude_Medical_pacemaker_with_ruler.jpg.

 

 

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