(57)【要約】  心臓の電気的な活動の事象が対応する血流の事象の結果となるかを決定する方法は、心臓の心電図（ECG）とインピーダンス・カルジオグラフィ（ICG）を同時に採取することからなる。ECGの連続的な周期を調べて、心臓の電気的な活動を示唆する波形特徴の少なくとも一周期が連続的に発生することを検出し（１４）、その様な各検出に続いて時間の周期（探索周期：search period）が規定される。各探索周期においてICGを調べ、ECGにおいて検出された発生に起因する血流を示す波形特徴（「対応する波形特徴」）の発生を検出し（１６）；そして、前記の検出された波形特徴に関して測定された関数として、ICGがECGと一致する（concordance）程度（２０）を示唆するシグナルを生成する。
2008508907.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
心臓の電気的な活動の事象が対応する血流の事象の結果となるかを決定する方法であって、以下の：
心臓の心電図（ECG）とインピーダンス・カルジオグラフィ（ICG）を同時に採取し；
ECGの連続的な周期を調べて、心臓の電気的な活動を示唆する波形特徴の少なくとも一周期が連続的に発生することを検出し；
その様な各検出に続いて時間の周期（探索周期：search period）を規定し、
前記の各探索周期内においてICG又はそれから得られたシグナルを調べ、ECGにおいて検出された発生に起因する血流を示す波形特徴（「対応する波形特徴」）の発生を検出し；そして
前記の検出された波形特徴に関して測定された関数として、ICGがECGと一致する（concordance）程度を示唆するシグナルを生成する、
という過程からなる方法。
【請求項２】
対応する波形特徴について調べる前にICGが微分された（differenciated）請求項１記載の方法。
【請求項３】
ECGの反復する波形特徴がR波であり、ICGまたはそれから得られたシグナルの波形特徴がC波である請求項１または請求項２記載の方法。
【請求項４】
検出されたECG波形特徴に関してR-R間隔（interval）が測定され、検出されたICG波形特徴に関してC-C間隔（interval）が測定される請求項３記載の方法。
【請求項５】
前記探索周期がECGでなされた心拍数に依存した測定から計算される請求項１から請求項４のいずれか１項記載の方法。
【請求項６】
ECGの前記連続的な心拍サイクルの各々を調べて多数の異なった波形特徴を検出し、ICGを調べて多数の異なった対応する波形特徴を検出し、各々の検出された特徴に関して多数の測定が行なわれ、血流の程度を示す前記シグナルが前記多数の測定の関数として生じる請求項１から請求項５のいずれか１項記載の方法。
【請求項７】
請求項１から請求項６のいずれか１項記載の方法を実行するように、および血流の程度を示す前記シグナルの値に依存してショックを与えることを選択的にアドバイスするようにアレンジされた回路を有する体外除細動器。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、心臓の電気的な活動の事象が対応する血流の事象の結果となるかどうかを決定する方法、及びそのような方法を実行する体外除細動器に関する。
【背景技術】
【０００２】
病院外において突然の心臓死（SCD）から生き残ることは、現在では通常の出来事である。生存に影響する最も重要な因子は、病状が始まってから治療が施されるまでの時間である。自動体外除細動器（AEDs）は、その患者を医療施設へ運搬する必要があるというよりは、現場において救急隊及び訓練された人員による治療を可能とするので、日常においてその用途は広がってきている。最近においてそれらを使用することは、飛行機、いくつかの共用の場や、オフィスにおいて政府機関省庁によって要請されている。家族のメンバーやより小さい施設でそれを利用できるようにすることについて、医療上や公衆の圧力が存在する。
【０００３】
近代的な除細動器（AED）はコンパクトで持ち運び可能な装置であり、皮膚と接触している電極を介してヒトの胸部から得た心電図（ECG）を自動的に解析する。SCDが疑われる緊急事態に対応しようとしている使用者は単にAEDを取り、「オン」のボタンを押し、音声とテキストの指示と、装置が出した命令に従うであろう。典型的な一連の事象とは、患者の胸にパッドを取り付け、電極がきちんと装置と接続しているかを確かめることを、装置が使用者に促すことであろう。これが行なわれたとして装置が一旦満足したならば、装置は自動的に患者の心臓のリズムを解析して診断を下すであろう。もし高電圧のショックが必要であると装置が決定したら、自動的に所定のエネルギーレベルへと充電し、明確に付けられた「ショック」のボタンを押すように使用者にアドバイスするであろう。ボタンを押すことにより、ECGをモニターするのに使用されたのと同じ電極を通じて患者にエネルギーが運搬される。装置がショックを与えるようにアドバイスしても、しなくても、患者の状態および／または活動と装置の状態について、使用者は継続した情報が与えられる。
【０００４】
患者のECGを解析するためにこれらのAEDは、デジタル化されたECGから測定された種々のパラメーターを採用するアルゴリズムを使用している。典型的にはこれらのパラメーターには、心電図のリズムの周波数と振幅、ならびに、勾配（slope）、形態、および心拍数などの、いくつかのインテグレーション技術も含まれる。多くのアルゴリズムは、ゼロコンテント、ベースラインコンテント、およびエネルギー比計算も使用する。いくつかのパラメーターの数学的分散を計算し、これらの装置の性能を改善することもできる。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
しかしこのアプローチを用いているAEDは全て、それらはECG又はそれから測定されたパラメーターを解析しているという事実に苦しんでいる。ECGがどのように心臓の機械的および血流力学的な反応と関連しているかを示している文献は数多くあるが、心拍出量が殆ど無いか全く無いのにECGの活動があるという事例が多く存在する。更に十分な心拍出量を維持しながらも、心臓のリズムがランダムで不安定な性質を示すことが多くある。そのために、アルゴリズムはアドバイスをすることが可能であり、またアドバイスをするし、また誤ってアドバイスを行ない損ねることもある。本当に求められているのは、拍出が無いまたは血流力学的に衰弱している心臓のリズムを、十分な心拍出量を有するものから区別することである。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
インピーダンス・カルジオグラフィの分野における最新の仕事により、ECGを得るのに使用され、患者にエネルギーを運搬するのに使用されるのと同じ２つの電極から、インピーダンス・カルジオグラフ（ICG）を測定することが可能となった。従来ICGを測定するためには、十分な正確さを達成するために４バンド型の電極が必要である。既にECGに採用された電極を使用することにより、他のシグナルおよび情報源としてICGを容易に測定できるようになる。ICGは電気的な心臓の活動というよりも心拍出量の存在に関連した情報を含み、そのために、より正確にかつ一貫して心臓のリズムの分類を行なうことを助けるのに使用される。図１の上のトレースについて言うと、正常な洞律動（SR）の被験者のECGの例を見ることができる。下のトレースは、同じ個体のICGの対応する時間を同期化（time-synchronized）したトレースを示し、時間に関して（wrt）微分されている（dz/dt）。このdz/dtシグナルは、そのままのICG自体よりも解析のためにより一般的に使用されており、そこで本明細書の残りにおいてICGという用語は、実際にはdz/dtシグナルを意味するのに使用されるであろう。患者の電極から感受したそのままのICGについて言う箇所では、そのように明記されるであろう。参考として、そのままのICGシグナルの最初の微分は、以下のようにして得られ：
dZ/dt = d[Z-Z0]/dt    (1)
ここでZは患者の胸部から測定されたそのままのインピーダンスであり、Z0はZのインピーダンスのベースラインである。
【０００７】
ここで、dz/dt（ICG）シグナルの形態が非常に異なっていても、それは心臓を通じて血液を律動的に汲み上げることにより拍動を繰り返すという性質も有しており、それによって、胸部のインピーダンスの変化を引き起こすことに留意する。これを図２と比較すると、心室細動（VF）が起こっている間は血流量を殆ど無視できることが見られる。VFとSRの間の差は明らかであるが、ショックを与えることが不可能な心室性頻拍（VT）とショックが可能なものを比較する時には、ICGは本当に有益となる。図３は再び、急性のVTを患っている患者から得た血流の律動的な汲み上げを示す。この場合には、同期化していない（un-synchronized）ショックを与えることがアドバイスされることはない。これを図４と比較すると再び血流の不足が見られる。この患者にショックを与え損なうと、脳への血流が不足するために死亡する結果となるであろう。しかしこれらの図から離れる前に、図３と図４における両方の図の上の心電図に留意せよ。これらの間を区別することはどのような自動化されたアルゴリズムにとっても如何に困難であるか、明らかに見ることができる。最後に留意することは、これらのトレースは全て制御された状況下で採取されたものであり、ICGのトレースが明確でありかつ安定していても、これらは、最初に対応する者によって公衆の場において心不全が疑われる患者からICGを記録しようとするときに得られるであろう典型的なものではない、ということである。
【０００８】
心拍出量を測定するのにICGを使用することに関しては、多くの科学的な刊行物がある。しかしそれらの刊行物は全て、実際の場面においてICGが使用される前に解決されるべき、一つの主たる問題については述べてはいない。ICGのシグナルを得るのには種々の方法がある。それらは全て検出電極から適用される変動シグナルに関与している。このシグナルは、固定電圧か、あるいは固定電流を有するかのいずれに設計することができる。試験を受けている被験者がシグナルに関して示す効果が測定され、そしてその被験者のインピーダンスが計算される。この測定の成分は心臓の中にある血液のインピーダンスである。心周期の間にこの血液の容量は変わるので、測定されたインピーダンスが変わる。残念ながら、心臓の中の血液の容量変化に起因する測定されたインピーダンスは、被験者の胴体のインピーダンス総量よりもかなり小さい。これはICGが、ずっと大きなベースラインのインピーダンスの値における小さな変化として感知されることを意味している。吸気と呼気による容量の変化など他の因子も測定に影響する。非常に僅かな筋肉の活動と動きでさえも、電極の接触インピーダンスに影響することがあり、測定にかなり影響する。これらの因子は全て、心拍出量の測定にICGを使用することを、実験室又は制御された状態に制限する結果となる。
【０００９】
これらの因子の影響を低下させることができる方法が当業者に数多く知られている。いくつかの方法には、フィルター処理（filtering）、シグナル平均化、フーリエ解析、および微分インピーダンス（differential impedance）測定に関する。ICGを一旦得るとすぐにそれを解析する方法が記載されている。典型的には、それらは数学的な微分と積分のプロセスを使用することに関与しており、ICGから心拍出量の測定値を集めようと試みている。図５と図６は、C波の下でdz/dtピークと面積を測定したものを示しており、それらはまさに、心拍出量と定量的な相関性を有していると報告されている２つのパラメーターである。図５はdz/dt波型の種々の部分が、コンバージョンによっていかにラベルされるかを示している。残念ながら、これらのパラメーターと技術の信頼性はいくらか低い。ベースラインインピーダンス、心臓の構造、および被験者の血管は全て個体毎に全て変える必要がある。これらの過去の試みには全て共通した制限があり、それは、それらは心臓を通る血流を測定している一方、望ましくない変動因子に由来する多くの妨害（interference）を含むシグナル源を採用しているということである。
【００１０】
本発明によると、心臓の電気的な活動の事象が対応する血流の事象の結果となるかを決定する方法であって、以下の：
心臓の心電図（ECG）とインピーダンス・カルジオグラフィ（ICG）を同時に採取し；
ECGの連続的な周期を調べて、心臓の電気的な活動を示唆する波形特徴の少なくとも一周期が連続的に発生することを検出し；
その様な各検出に続いて時間の周期（探索周期：search period）を規定し、
前記の各探索周期内においてICG又はそれから得られたシグナルを調べ、ECGにおいて検出された発生に起因する血流を示す波形特徴（「対応する波形特徴」）の発生を検出し；そして
前記の検出された波形特徴に関して測定された関数として、ICGがECGと一致する（concordance）程度を示唆するシグナルを生成する、
という過程からなる。
【００１１】
本発明は更に、上記で特定された方法を実行するように、、そして血流の程度を示す前記シグナルの値に依存してショックを与えることを選択的にアドバイスするようにアレンジされた回路を有する体外除細動器を提供する。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１２】
上記で述べたように先行技術は、ICGから測定されたパタメーターを採用した多くの技術を含む。意図するところは心拍出量の量を測定し、引き続いて治療を施すかどうかを引き続いて決定することである。そこで、AEDのアルゴリズムによって更に正確な診断を提供しようという如何なる実際上のそして理論上の試みも、この測定を種々の方法で使用し、ECGから成される測定を補強する。
【００１３】
しかし下記に示す新規な方法は、心拍出量または血流量を非常に正確に測定することを強調するものではない。本方法の原理は、問題の全般的な解決をもたらすことを示しているようには、すぐには見えないかもしれない。しかし本方法はまさしくそれを達成したのである。
【００１４】
本方法の本質は、ICGによってもたらされた情報を、ECGから得られたものに「ゲーティングする（gating）」ことに関連している。何らかの正確さで血流を定量的に測定しようとする直接的な試みは存在しない。むしろ、ECGによって描かれた心臓の事象と、ICGにより示された事象との間に何らかの一致が存在するか否かを定性的に決定することを目的にしている。このECG-ICG事象の新たなアプローチにより、ヒトと動物の両方の被験者において、ショックを与えることが可能なVTを、ショックを与えることができないVTから区別するのに、ゲーティングは非常に有効であることが判り、このアプローチは、心房の粗動／細動およびVFなどの他の状況にも適用できそうである。ゲーティングは任意のリズムに適用でき、ECGとICGの両者から得られた多数のパラメーターを本発明の範囲を離れることなく使用することは評価されるべきである。
【００１５】
ゲーティングには、本技術分野の当業者に良く知られた方法を用いて、最初に処理されたECGとICGのシグナルを使用する。ICGの場合、これらは可能な限りの妨害（interference）、コンタミネーション、およびバリエーションを除去する一方、基本的なICGはそのままである。先行技術とは異なり、しかし、この前処理はずっと積極的に行なうことができる。これは、本発明は心拍出量を正確に定量的に測定することを必要としないからである。そこで前処理の設計は、シグナルを清掃する自由度がずっと大きく、それによって変動（movement）などによる妨害は殆ど全体的に除去され、それは他のアプローチの使用ではこれまで不可能であった解決である。ECG成分と妨害の周波数バンド幅（frequency bandwidth）の重複は、生物医学技術者にとって常に面倒なジレンマであった。心臓の電気的な活動は機械的な収縮よりもずっと早く起こるが、それは、心臓の収縮と心臓の拍出によるICG成分は結果として、ICGに低い周波数の成分バンド幅（content bandwidth）が入ることを意味する。これは、このジレンマはECGよりもICGにとってずっと悪いことを意味している。前処理の多くによって制約が除去されたが、本発明のために使用できる条件は、先行技術で使用できるものよりもシグナル／ノイズ比がずっと高いシグナルを提供する。これは最終的な結果が、特に「病院外」の緊急的な対応の状況において、信頼性がすっと高いことを意味している。
【００１６】
図９は自動体外除細動器（AED）において実行された本発明の態様のブロック図である。患者電極１０を除いて、一般的なAEDの構成成分は良く知られており、図には示さない。
【００１７】
AEDは一般的な患者電極１０を備え、それは患者に適用され、ECGとICGの両者の波形シグナルを同時に得る。シグナル調整回路１２は各々のシグナルを、バターワース反応と共にアナログフィルタ−を用いてフィルターし、3-20ヘルツのバンド幅とする。回路１２は更にICGを微分（differentiate）し、更なる解析のためにICGシグナルとしてdz/dtを得、個々にしかし同時にECGをデジタル化し、ECGシグナルを微分する。デジタル化されたECGとICGシグナルは各々のマイクロプロセッサーに基づいた特徴抽出回路１４，１６にそれぞれ渡される。
【００１８】
回路１４は連続的なECGの心拍サイクル（周期）を試験し、心臓の電気的な活動を示すE1からENの多数の周期的な波形特徴の連続的な発生を各々検出する。そのような特徴の一つはR波であり、図７の上にECGの連続的な周期で示されている。Q波などの特徴が他にも検出されるかもしれず、それは本技術分野の当業者によく知られている。
【００１９】
回路１６は、連続的なICGの心拍サイクル（周期）を試験し、心臓における血流を示す多数の周期的な波形特徴I1からINが各々連続的に発生することを検出する。しかしICG波形特徴I1からINは任意に選択されるものではなく、各々はECG波形特徴E1からENの中の一つと一対となり、各々の一対En、Inは（0<n<N+1）は電気機械的な関係を有している。これは、特定のECG波形特徴Enは（健常者の心臓において）対応するICG特徴波形Inをもたらすことを意味している。ECGの中にR波について、ICGの中の一対となった波形特徴はC波であり、ICGの連続的な周期に関して図７の下に示されている。R波とC波の特徴を抽出するために、両者のシグナルについて波形検出器が別々に使用され、ECG検出器はR波の検出のために、ICG検出器はC波の検出のために最適化されている。
【００２０】
次に、検出された特徴は時間比較器（temporal comparator）１８に送られる。これにより各々のECG波形特徴Enの検出に引き続いて時間の周期（探索周期）が規定され、その探索周期の間に一対となった特徴Inの存在につきICGの波形を調べる。探索周期の持続時間はECGについて行なわれた心拍数依存的な測定から計算され、検出されたECG特徴に続く時間内に一対となった特徴（もし存在するならば）が現れるように設計されている。そこで探索周期の持続時間は、心拍数と選択された特定の波形特徴に依存するであろう。この特定の態様において探索周期は、ECGにおけるQRSの間隔の２倍として計算されるであろう。
【００２１】
確かな一対が検出されたとき、すなわち関連したECG特徴Enに続いてICG特徴Inが探索周期内に見出されたとき、En, Inの一対の各特徴について測定（以下においてパラメーターと呼ぶ）が行われる。パラメーターは任意に選択されるものではなく、特徴Enと特徴Inについて等価である。そこで、もしEnにおけるパラメーターがR波の幅であるならば、Inにおける等価のパラメーターはC波の幅である。他のパラメーターの一対は、ECGのR波の高さとICGのC波の高さであり、ECGにおけるR波とQ波の下の面積比、およびICGにおけるC波とX波の下の面積比、および当業者に知られているであろう他のパラメーターの一対である。図８に示された実施例の中で各R波について測定されたパラメーターは、次のR波までのδR1、δR2などのR-Rインターバルであり、各C波について測定された等価のパラメーターはδC1、δC2などのC-Cインターバルである。
【００２２】
このプロセスは、ECG波形の各期間におけるE1からENの全ての特徴へ適用され、各波形期間につき各々のパラメーターの一対のセットであるX1srcからXNsrcを生成し、ここでsrcはECGまたはICGのパラメーター起源の由来を示す。そこで、X1ECGはECGについてのパラメーター番号１の値を、X1ICGはそのICGの対の値を示す。一対を形成した特徴が見出されず、そのために対応するICGパラメーターが測定できない場合には、大きな誤った値が代用される。
【００２３】
次に、パラメーター対X1srcからXNsrcがコンコーダンス推定器（concordance estimator）２０を通過する。この態様において、推定器は全てのパラメーター対の全ての対比の一次加算（linear sum）を作成する。
2008508907.tif 000003
【００２４】
図８に見られる特定のパラメーターの場合には一対の間の差は：
2008508907.tif 000004
であり、ここで、X1はパタメーター対の識別子である。
【００２５】
この特定の実施例において、コンコーダンスの間に、パラメーター対はそれらの差分が非常に小さくなるように選択され、これは、ECGとICGの間に一致（コンコーダンス）がある時には、エスティメートYは非常に低い値を備え、大きなエラー値が寄与している時には相関性が悪いか又は持続する解離が存在するときにはYは非常に大きな値を備えることを意味している。そこで、YはICGがECGとのコンコーダンスを欠いていることを示し、Yが大きい程コンコーダンスが欠如していると認識されるであろう（コンコーダンスの程度が高いことは律動的な血流を示し、それは生存を支持するものであって、その患者はショックを必要としないと評価されるであろう）。
【００２６】
最後に、エスティメートYは診断アルゴリズム２２によって選択的に使用され、診断アルゴリズム２２の値は種々のリズムにおいて無視されるが、リズムが既にVTとして分類されているときには、本願明細書の範囲外であるいくつかの他の基準に加えて、その値は所定の閾値と比較される。コンコーダンス評価が与えられたVTの閾値よりも低いならば、ショックを与えることはアドバイスされない。そこで最後の適格性として、もし：
Y ≧ Eth
ならばショックを与えることがアドバイスされる。そこで、AEDのショック回路２４は、Yの値に従い、ショックを与えるか、ショック無しであるかのアドバイスをする。
【００２７】
本技術はアルゴリズム２２の擬陽性を低下させるのに、非常に高い効果がある。その結果は、程度が大きなインピーダンス妨害を含むシグナルを解析する時でも同じである。本技術を使用することは、VT以外のリズムへの適用にも有用であると思われており、これは本発明の範囲を離れるものではないと評価されるべきである。
【００２８】
上記で述べた技術は、ICGが得られ調整された後に適用される、新たな定性的な技術を提供する。本技術は先行技術と関連して述べられた問題を克服するものであり、本方法が提供されることによって実際の状況でICGを使用することが可能となり、ショックを与えることができない心臓のリズムから、ショックを与えることができるものを確実に識別できる。
【００２９】
本発明は本願明細書中に述べられた態様に限定されるものではなく、本発明の範囲を逸脱することなく改変したり変更したりすることができる。
【００３０】
2008508907.tif 000005
【図面の簡単な説明】
【００３１】
【図１】図１は正常な洞律動（SR）の被験者（上部）からのECGシグナルの例であり、対応する時間同期化したICGシグナル（下部）と共に示す。
【図２】図２は心室細動（VF）の被験者（上部）からのECGシグナルの例であり、対応する時間同期化したICGシグナル（下部）と共に示す。
【図３】図３は心室性頻拍（VT）の被験者（上部）からのECGシグナルの例であり、対応する時間同期化したICGシグナル（下部）と共に示し、この者は代替の治療が必要であって非同期化したショックを受けるべきではない。
【図４】図４は心室性頻拍（VT）の被験者（上部）からのECGシグナルの例であり、対応する時間同期化したICGシグナル（下部）と共に示し、この者は緊急に終結させるショックを必要としている。
【図５】図５は心拍出量の決定に使用されるピークdz/dtパラメーターの測定を示す。
【図６】図６は心拍出量の決定に使用される他のパラメーターであるC波の下の面積の測定を示す。
【図７】図７はECGの中のR波とdz/dtICGシグナルの中のC波の両者についての波形検出プロセスの結果を示す。
【図８】図８はECGとICGの間を比較した例を示す。
【図９】図９は本発明の態様のブロック図を示す。
【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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【国際調査報告】
2008508907.tif 000015
2008508907.tif 000016