(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
患者の経胸腔インピーダンスをモニタして、対応するインピーダンス信号を生成する手段と、信号処理手段とを備えている心拍出力指示装置であって、
前記信号処理手段は、
ａ．前記インピーダンス信号の平均振幅の測度である信号Ｓ１を導出するステップと、
ｂ．所定周波数帯内の複数の異なる波長で前記インピーダンス信号をフィルタリングするステップと、
ｃ．各フィルタに対して、各フィルタ出力の平均振幅の測度である信号Ｓ２を導出するステップと、
ｄ．前記ステップａで導出した信号Ｓ１に対する、前記ステップｃで導出した信号Ｓ２のうちで最大の信号の比率を算出するステップと、
ｅ．前記ステップｄで導出した比率を用いて、心拍出力の有無を示す信号を提供するステップと、
を実行する心拍出力指示装置。
【請求項２】
前記ステップｅは、前記比率を第１の閾値と比較し、前記比率が前記第１の閾値を超える場合には、心拍出力があることを示す信号を生成する、請求項１に記載の心拍出力指示装置。
【請求項３】
前記ステップｅは更に、前記比率が前記第１の閾値を超えない場合には、前記比率を前記第１の閾値よりも小さい第２の閾値と比較し、前記比率が前記第２の閾値を超えない場合には、心拍出力がないことを示す信号を生成することを含む、請求項２に記載の心拍出力指示装置。
【請求項４】
前記ステップｅは更に、前記比率が前記第1の閾値と前記第２の閾値の間である場合には、前記信号Ｓ１を第３の閾値と比較し、前記信号Ｓ１が前記第３の閾値を超える場合には心拍出力があることを示す信号を生成するも、前記信号Ｓ１が前記第３の閾値以下である場合には心拍出力がないことを示す信号を生成することを含む、請求項３に記載の心拍出力指示装置。
【請求項５】
前記信号Ｓ１は、前記インピーダンス信号のＲＭＳを算出することによって導出される、請求項１〜４のいずれか一項に記載の心拍出力指示装置。
【請求項６】
前記信号Ｓ２の各々は、前記各フィルタ出力のＲＭＳを算出することによって導出される、請求項１〜５のいずれか一項に記載の心拍出力指示装置。
【請求項７】
前記心拍出力指示装置は、前記患者にショックを与えること、及び前記患者の経胸腔インピーダンスを得ることの双方に対する患者電極を備えている自動体外式除細動器の一部を形成する、請求項１〜６のいずれか一項に記載の心拍出力指示装置。
【請求項８】
前記インピーダンス信号は、前記患者のＩＣＧである、請求項１〜７のいずれか一項に記載の心拍出力指示装置。
【請求項９】
患者の経胸腔インピーダンスをモニタして、対応するインピーダンス信号を生成し、該インピーダンス信号を下記のステップに従って処理する心拍出力指示方法であって、
前記インピーダンス信号を処理するステップは、
ａ．前記インピーダンス信号の平均振幅の測度である信号Ｓ１を導出するステップと、
ｂ．所定周波数帯内の複数の異なる波長で前記インピーダンス信号をフィルタリングするステップと、
ｃ．各フィルタに対して、各フィルタ出力の平均振幅の測度である信号Ｓ２を導出するステップと、
ｄ．前記ステップａで導出した信号Ｓ１に対する、前記ステップｃで導出した信号Ｓ２のうちで最大の信号の比率を算出するステップと、
ｅ．前記ステップｄで導出した比率を用いて、心拍出力の有無を示す信号を提供するステップと、
を含む、心拍出力指示方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、心停止患者の心拍出力を示す心拍出力指示装置及び方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
以前、初期対応者は、疑わしい心停止患者の脈拍をチェックするよう勧められてきた。しかしながら、脈拍の正確な判定が芳しくないことが分かっており、その判定には時間がかかりすぎていた。このために、素人の対応者には、欧州や米国のガイドラインに従って脈拍チェックをすることは勧められない。患者が心室細動や無脈性の不整脈を呈する場合に、除細動が直ちに必要とされる。しかし、高レートの心室頻拍（ＨＲＶＴ）の発作中に脈拍がある場合には、電気ショックを与えることが最も適切な治療にならないこともあり得る。
【０００３】
したがって、公衆アクセスの除細動器を使用する素人に、脈拍の有無を判断する、より信頼性の高い手段を提供することが不可欠になっている。かかる手段は、インピーダンス心電図（ＩＣＧ）すなわち、電気の通過に対する人体の抵抗を測定することによって提供される。インピーダンスＺは、その一次導関数（ｄＺ／ｄｔ）と同様に、動脈の血流に直接相関することが明らかにされている。ここで云う「ＩＣＧ」とは、必要に応じて調整し、かつ、フィルタリングした後の、患者のインピーダンスＺの一次導関数を意味する。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
心拍出力の指標は、ＩＣＧの周波数成分から得ることができる。この周波数成分は、ＩＣＧ信号の高速フーリエ解析によって導出することができる。しかしながら、この指標の精度及び値は、高速フーリエ変換（ＦＦＴ）を実行する能力に依存する。ＩＣＧのＦＦＴには長時間かかり、相当なプロセッサ容量を消費する。このことは、救急蘇生状況において、患者の生存にとって速くて、リアルタイムの診断が必須なときに、重大な問題となる。
【課題を解決するための手段】
【０００５】
本発明の一態様によれば、請求項１において特定される装置が提供される。
【０００６】
本発明の別の態様によれば、請求項９において特定される方法が提供される。
【０００７】
本発明は、患者の経胸腔インピーダンスをモニタして、対応するインピーダンス信号を生成する手段と、次のａ〜ｅのステップを実行する信号処理手段と、を備える心拍出力指示装置を提供する。
ａ．インピーダンス信号の平均振幅の測度である信号Ｓ１を導出するステップ。
ｂ．所定周波数帯内の複数の異なる波長でインピーダンス信号をフィルタリングするステップ。
ｃ．各フィルタに対して、各フィルタ出力の平均振幅の測度である信号Ｓ２を導出するステップ。
ｄ．ステップａで導出した信号Ｓ１に対する、ステップｃで導出した信号Ｓ２のうちで最大の信号の比率を算出するステップ。
ｅ．ステップｄで導出した比率を用いて、心拍出力の有無を示す信号を提供するステップ。
【０００８】
インピーダンス信号は、患者のＩＣＧ又は微分されていない患者のインピーダンスであってもよい。
【０００９】
好適には、信号Ｓ１を、インピーダンス信号のＲＭＳを算出することによって導出し、各信号Ｓ２を、各フィルタ出力のＲＭＳを算出することによって導出する。
【００１０】
最も好適には、本装置が、患者にショックを与えることと、患者の経胸腔インピーダンスを得ることの双方に対する患者電極を備える自動体外式除細動器の一部を形成する。
【００１１】
本発明の実施形態は、２つの除細動器用電極のみを使用して患者のインピーダンスを測定し、アルゴリズムを使用して心停止の指標を確立する、自動体外式除細動器に組み込まれるシステムを開示する。この指標は、次に、除細動器自体の診断アルゴリズムとともに用いて、提示されたリズムでショックを与えることができるか否か、をさらに正確に判断することができる。
【００１２】
本発明は、フィルタリング技術（具体的には、積分フィルタリング）は、ＦＦＴ処理をシミュレートして、心拍出力の指標を抽出するのに使用できることを教示する。このことは、携帯用で低コストの除細動器での診断に必要とされる時間内に、インピーダンス信号をＦＦＴするのに十分な時間又はプロセッサ容量があるとは見込めないから、特に有用である。本技術の使用により、初期対応者によって心拍出力の判定の特異性が著しく向上することが明らかになった。
【００１３】
本発明はまた、上述した装置を作動させ、かつ該装置のあらゆる機能を実行するステップを含む方法にも向けられる。
【図面の簡単な説明】
【００１４】
【図１】本発明の実施形態を内蔵する自動体外式除細動器のブロック図である。
【図２】心拍出力を判定するために、図１におけるマイクロプロセッサによってソフトウェアで実行されるプロセスのフローチャートである。
【発明を実施するための形態】
【００１５】
図１を参照するに、自動体外式除細動器は、３つの主要部１０，１２及び１４を備えている。
【００１６】
主要部１０は、メインの高電圧ショック回路であり、充電回路１８によって高電圧に充電されるコンデンサ１６のバンクを備えており、コンデンサの電荷はブリッジ回路２２によって一対の患者電極２０を介して二相性の高電圧のショックとして放出される。コンデンサ１６の充電及び二相性のショック波形の形状と持続時間は、マイクロプロセッサ２４によって制御され、実際のショックは、入力として患者のＥＣＧを有する診断アルゴリズムによって判定されるように、患者の状態が「除細動可能」（“shockable”）とみなされる場合に、ユーザがボタンを押すことによって与えられる。ＥＣＧは既知の方法で導出されるため、説明を省略する。一連の作業は、可視／可聴インジケータ３８（インジケータは、図の便宜上主要部１２内に示してある）に音声メッセージ及び／又は視覚プロンプトの出力によって促される。可聴／可視出力のインジケータ３８は、スピーカ及び／又は少なくとも１つのＬＥＤを備えることができる。
【００１７】
主要部１２は、ショックを与えるために使われるのと同じ電極２０を使用して患者の経胸腔インピーダンスを測定する。周波数発生器２６は、３０キロヘルツの正弦波を１００マイクロアンペアの定電流で発生する。この信号は、電極２０間に印加される。電極を患者に取り付けると、３０キロヘルツの正弦波に重畳される電圧が電極間に発生する。この電圧は、患者の経胸腔インピーダンスを直接測定したものである。正弦波に応答して発生する電圧は、差動増幅器２８に供給され、この増幅器は、その電圧を差動信号からアース電位を基準とする単一信号に変換する。これにて得られた波形信号は、患者のインピーダンスに正比例する信号Ｚを残して元の３０キロヘルツの信号を除去するローパスフィルタ３０を通過する。信号Ｚはマイクロプロセッサ２４によって用いられ、二相性パルスの振幅及び幅を設定して、正確な総エネルギー（典型的には、１５０ジュール）が患者に確実に届けられるようにする。
【００１８】
ＡＥＤの主要部１０及び主要部１２の構成及び動作そのものは周知であるので、更なる詳細は省略する。
【００１９】
主要部１４は、マイクロプロセッサ２４による微分に備えて信号Ｚを更に調節するためのものであり、この主要部１４は、患者のインピーダンスを測定するための既存の回路である主要部１２に付加される。除細動器の主要部１４では、ローパスフィルタ３０から出力された信号Ｚをハイパスフィルタ３２に通し、これにてローパスフィルタ３４でより高周波数のノイズを除去する前に、ＤＣオフセットを除去する。その後、信号をローパスフィルタ３４に通して、より高周波数のノイズを除去する。最後に、信号を、デジタルゲイン制御を内蔵している増幅器３６において、マイクロプロセッサ２４によるアナログ−デジタル変換に適したレベルにスケーリングする。これにて得られた信号Ｚ’は、フィルタリング及び増幅率の点で信号Ｚとは異なるが、それでもまだ患者の経胸腔インピーダンスの測度である。
【００２０】
図２は、心拍出力を判定するためのプロセスのフローチャートであり、このプロセスはマイクロプロセッサ２４によってソフトウェアで実行される処理である。基本的に、このプロセスは、フィルタリングによって患者のＩＣＧの主要周波数成分を同定し、それから心拍出力の有無を明確にする。本実施形態で用いられたレンジ及び閾値は、正常洞調律を呈している患者に２つの電極のみを使用して、心拍出力と患者のＩＣＧとの関係を確立するために、かなりの量の患者データを分析することによって、経験的に得たものである。
【００２１】
ａ．ステップ２００では、信号Ｚ’を、マイクロプロセッサ２４のソフトウェアによってデジタル変換し、調整し、かつ微分して、（デジタル）ＩＣＧを導出する。
【００２２】
ｂ．ステップ２１０では、本実施形態では４秒とするが、典型的には１〜１２秒とする所定の期間にわたるＩＣＧの実効値（ＲＭＳ）を算出する。
【００２３】
ｃ．次に、ステップ２２０では、ＩＣＧを所定周波数帯域内の複数の異なる波長でフィルタリングする。本実施形態では、周波数帯域は１〜４．５Ｈｚであり、ＩＣＧは０．１６６Ｈｚの間隔で離間された複数の異なる周波数でフィルタリングされる。一般に、周波数帯域は１〜５Ｈｚであり、その帯域内で少なくとも６つの周波数でフィルタリングするのが好適である。これらの各周波数にて、信号は、それぞれの周波数を中心とする非常に狭い帯域でフィルタリングされる。
【００２４】
ｄ．ステップ２３０では、好適にはステップ２１０でのＲＭＳと同じ期間、すなわち本実施形態では４秒にわたって各フィルタ出力のＲＭＳを算出する。
【００２５】
ｅ．次に、ステップ２４０にて、ＲＭＳが最大であるフィルタ出力を選択する。
【００２６】
ｆ．ステップ２５０では、ステップ２１０から得られる元のＩＣＧのＲＭＳに対する、ステップ２４０から得られる最大ＲＭＳの比率を算出する。この比率は通常は、選択したフィルタ出力の平均振幅が、選択した４秒の期間にわたって、どれくらい密に元のＩＣＧの平均振幅に整合しているかに応じて、０から１の間の数となる。この比率を、ステップ２６０からステップ２８０を含むデシジョンツリーにて用いて、心拍出力の有無を示す信号を提供する。
【００２７】
ｈ．ステップ２６０では、前記比率を、典型的には０．７５である第１の閾値Ｔｈ１と比較する。その比率が閾値Ｔｈ１を超える場合には、心拍出力があることを示す信号を生成する。
【００２８】
ｉ．比率が閾値Ｔｈ１以下である場合には、その比率をステップ２７０にて、典型的には０．２５である、閾値Ｔｈ１より低い第２の閾値Ｔｈ２と比較する。比率が閾値Ｔｈ２よりも小さい場合には、心拍出力がないことを示す信号を生成する。
【００２９】
ｊ．比率が２つの閾値Ｔｈ１と閾値Ｔｈ２の間である場合には、ＩＣＧのＲＭＳが十分に高いことを保証するために、第３の比較を実行する。このように、比率が閾値Ｔｈ１と閾値Ｔｈ２の間である場合には、ステップ２８０にて、オリジナルのＩＣＧのＲＭＳを第３の閾値Ｔｈ３と比較する。ＲＭＳが閾値Ｔｈを超える場合には、心拍出力があることを示す信号が生成されるが、ＲＭＳが閾値Ｔｈ３を超えない場合には、心拍出力がないことを示す信号が生成される。本実施形態で使用したＴｈ３の実験値は、０．１３６オーム／秒である。しかし、閾値Ｔｈ１，Ｔｈ２及びＴｈ３は、それらの典型値付近で調整してもよい。
【００３０】
デシジョンツリーの出力（すなわち、心拍出力がある／心拍出力がない）は、患者のＥＣＧに加えて、診断アルゴリズムへの更なる入力として用いられる。これは、例えば、患者が診断アルゴリズムによって心室頻拍症（ＶＴ）であると判断される場合に、その診断アルゴリズムをさらに精緻化する。この症状のうちいくつかのものは除細動可能であり、他のものは不可能である。上記のアルゴリズムを使用して、ＩＣＧは、ＶＴのときに心拍出力があるかどうかを判断するのに用いることができる。したがって、もし心拍出力がなければ、患者に適宜電気ショックを与えることができる。
【００３１】
ＩＣＧのＲＭＳ及びフィルタ出力のＲＭＳを上記ステップｂ及びステップｄにおいて用いたが、ピークトゥピークの平均測度のような、信号の平均振幅を測定する他の方法を用いることもできる。
【００３２】
本発明の他の実施態様では、上記プロセスのステップ２１０からステップ２８０を、微分されたＩＣＧではなく、微分されていない信号Ｚ’で作動させる。すなわち、プロセスのステップ２００を省略し、呼吸作用及びノイズ、特にコンデンサの充電するプロセスによるノイズの影響を最小にするための更なるフィルタリングの後のＺ’を、プロセスのステップ２１０及びステップ２２０に直接適用する。したがって、この代替実施形態では、上記プロセスの説明におけるＩＣＧに対する参照を、微分されない信号Ｚ’に対する参照に置き換える。加えて、閾値を、Ｔｈ１＝０．４８Ω、Ｔｈ２＝０．０３Ω、Ｔｈ３＝０．０４６６Ωのような典型値に変更する。
【００３３】
本発明を自動体外式除細動器にて具体化したが、スタンドアローンの心拍出力インジケータを本発明の原理に従って、すなわち除細動器に無関係に作成することができる。
【００３４】
本発明は上述した実施形態に限定されるものではなく、本発明の範囲内から逸脱することなく修正又は変更が可能である。
【図１】
0005415461.tif 000002
【図２】
0005415461.tif 000003