(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
心臓血管運動を表す第１信号を受信する信号インタフェース（６０１）と、
前記信号インタフェースに結合された処理デバイス（６０２）とを具備する装置であって、
前記処理デバイスは、
前記第１信号の時間的傾向が、第１心拍動の振幅が第２心拍動の振幅よりも大きく且つ心拍動速度が前記第２心拍動に先行するよりも前記第１心拍動に先行する方が大きい、という指示的現象を明示するか否かを検出するために、心拍動の振幅と、前記心拍動に先行する心拍動速度を表す量との間の相関関係を前記第１信号に基づいて決定し、且つ、
前記指示的現象の検出に応じて心臓障害を表す信号を生成するように、構成されることを特徴とする、装置。
【請求項２】
前記処理デバイスは、前記第１心拍動に先行する心拍動周期の時間長さを、前記第１心拍動に先行する前記心拍動速度を表す量として、及び前記第２心拍動に先行する心拍動周期の時間長さを、前記第２心拍動に先行する前記心拍動速度を表す量として使用するように構成される、請求項１に記載の装置。
【請求項３】
前記処理デバイスは、心拍動の振幅と、前記心拍動に先行する心拍動周期の時間長さとの間の相関関係を決定するように構成され、負の相関関係が前記指示的現象の存在を表す、請求項１に記載の装置。
【請求項４】
前記処理デバイスは、心拍動の振幅と、前記心拍動に先行する心拍動周期における心拍動速度との間の相関関係を決定するように構成され、正の相関関係が前記指示的現象の存在を表す、請求項１に記載の装置。
【請求項５】
前記処理デバイスは、心拍動の振幅と、前記心拍動に先行する心拍動速度を表す量との間の相関関係の程度を表す相関係数Ｃを算出するように構成される、請求項１乃至４のいずれか一項に記載の装置であって、前記相関係数Ｃは、下式で表され、
【数１】
0006441914.tif 000008
式中、
Ｅは、期待値演算子であり、
Ａは、心拍動の振幅を表し、
μＡは、振幅の平均であり、
Ｑは、心拍動速度を表す量を表し、及び
μＱは、心拍動速度を表す量の平均である、
請求項１乃至４のいずれか一項に記載の装置。
【請求項６】
前記処理デバイスは、前記第１信号から、又は前記第１信号に基づいて、心拍動の振幅を表す以下のもの、すなわち、
大動脈弁の開放により引き起こされたＡＯピークの高さ、
各々がＡＯピークの一つを包含する時間枠内の最大ピークピーク値、及び
各々がＡＯピークの一つを包含する時間枠に亙り算出された前記第１信号の二乗平均値、
の内の一つを抽出もしくは生成するように構成される、請求項１乃至５のいずれか一項に記載の装置。
【請求項７】
前記処理デバイスは、前記第１信号から、各々が二つの連続するＡＯピーク間の時間である複数の時間を抽出するように構成され、抽出された前記時間の長さは、心拍動に先行する心拍動速度を表す、請求項６に記載の装置。
【請求項８】
前記信号インタフェースは、心臓活動に関する電磁的現象を表す第２信号を受信するように構成され、且つ、
前記処理デバイスは、前記第２信号から、心室筋組織の脱分極により引き起こされた各々が二つの連続するＲピーク間の時間である複数の時間を抽出するように構成され、抽出された前記時間の長さは、心拍動に先行する心拍動速度を表す、請求項６に記載の装置。
【請求項９】
前記処理デバイスは、心拍動周期の時間長さの変動を表す時間変動を決定するように、及び前記第１信号の時間的傾向が、検出された時間変動が閾値を超える状況に応じて、前記指示的現象を明示するか否かを検出するように構成される、請求項１乃至８のいずれか一項に記載の装置。
【請求項１０】
前記処理デバイスは、時間変動を表す変動量Ｖを決定するように構成される、請求項９に記載の装置であって、前記変動量Ｖは下式で表され、
【数２】
0006441914.tif 000009
式中、
Ｅは、期待値演算子であり、
ＴＬは、心拍動周期の時間長さを表し、及び
μＴは、心拍動周期の時間長さの平均である、
請求項９に記載の装置。
【請求項１１】
前記第１信号を測定するセンサ要素（６０４）を更に具備する、請求項１乃至１０のいずれか一項に記載の装置。
【請求項１２】
前記センサ要素は、加速度計及び圧電センサの内の一つを具備する、請求項１１に記載の装置。
【請求項１３】
前記処理デバイスは、前記指示的現象が存在すると検出された状況に応じて、心房細動を表現する信号を生成するように構成される、請求項１乃至１２のいずれか一項に記載の装置。
【請求項１４】
該装置は、考察下の対象者の皮下に植設可能である、請求項１１乃至１３のいずれか一項に記載の装置。
【請求項１５】
該装置は、前記センサ要素及び前記処理デバイスを具備する携帯電話である、請求項１１乃至１３のいずれか一項に記載の装置。
【請求項１６】
該装置は、ウェアラブルであって、前記センサ要素と、前記センサ要素に接続された前記処理デバイスとを含む衣服片を具備する、請求項１１乃至１３のいずれか一項に記載の装置。
【請求項１７】
心臓血管運動を表す第１信号の時間的傾向が、第１心拍動の振幅が第２心拍動の振幅よりも大きく且つ心拍動速度が前記第２心拍動に先行するよりも前記第１心拍動に先行する方が大きい、という指示的現象を明示するか否かを検出するために、前記第１信号に基づいて、心拍動の振幅と、前記心拍動に先行する心拍動速度を表す量との間の相関関係を決定する段階と、
前記指示的現象の検出に応じて心臓障害を表す信号を生成する段階と、
を含むことを特徴とする、方法。
【請求項１８】
前記第１心拍動に先行する心拍動周期の時間長さは、前記第１心拍動に先行する心拍動速度を表す量として使用され、前記第２心拍動に先行する心拍動周期の時間長さは、前記第２心拍動に先行する心拍動速度を表す量として使用される、請求項１７に記載の方法。
【請求項１９】
心拍動の振幅と、前記心拍動に先行する心拍動周期の時間長さとの間の相関関係を決定する段階を含み、負の相関関係は前記指示的現象の存在を表す、請求項１７に記載の方法。
【請求項２０】
心拍動の振幅と、前記心拍動に先行する心拍動周期における心拍動速度との間の相関関係を決定する段階を含み、正の相関関係が前記指示的現象の存在を表す、請求項１７に記載の方法。
【請求項２１】
心拍動の振幅と、前記心拍動に先行する心拍動速度を表す量との間の相関関係の程度を表す相関係数Ｃを算出する段階を含む、請求項１７乃至２０のいずれか一項に記載の方法であって、前記相関係数Ｃは下式で表され、
【数３】
0006441914.tif 000010
式中、
Ｅは、期待値演算子であり、
Ａは、心拍動の振幅を表し、
μＡは、振幅の平均であり、
Ｑは、心拍動速度を表す量を表し、及び
μＱは、心拍動速度を表す量の平均である、
請求項１７乃至２０のいずれか一項に記載の方法。
【請求項２２】
前記第１信号から、又は前記第１信号に基づいて、心拍動の振幅を表す以下のもの、即ち、
大動脈弁の開放により引き起こされたＡＯピークの高さ、
各々がＡＯピークの一つを包含する時間枠内の最大ピークピーク値、及び
各々がＡＯピークの一つを包含する時間枠に亙り算出された前記第１信号の二乗平均値、
の内の一つを抽出もしくは生成する段階を含む、請求項１７乃至２１のいずれか一項に記載の方法：
【請求項２３】
前記第１信号から、各々が二つの連続するＡＯピーク間の時間である複数の時間を抽出する段階を含み、抽出された前記時間の長さは、心拍動に先行する心拍動速度を表す、請求項２２に記載の方法。
【請求項２４】
心臓活動に関する電磁的現象を表す第２信号から、心室筋組織の脱分極により引き起こされた各々が二つの連続するＲピーク間の時間である複数の時間を抽出する段階を含み、抽出された前記時間の長さは、心拍動に先行する心拍動速度を表す、請求項２２に記載の方法。
【請求項２５】
心拍動周期の時間長さの変動を表す時間変動を決定し、及び前記第１信号の時間的傾向が、検出された時間変動が閾値を超える状況に応じて、前記指示的現象を明示するか否かを検出する段階を含む、請求項１７乃至２４のいずれか一項に記載の方法。
【請求項２６】
時間変動を表す変動量Ｖを決定する段階を含む、請求項２５に記載の方法であって、前記変動量Ｖは下式で表され、
【数４】
0006441914.tif 000011
式中、
Ｅは、期待値演算子であり、
ＴＬは、心拍動周期の時間長さを表し、及び
μＴは、心拍動周期の時間長さの平均である。
【請求項２７】
コンピュータ・プログラムであって、
心臓血管運動を表す第１信号の時間的傾向が、第１心拍動の振幅が第２心拍動の振幅よりも大きく且つ心拍動速度が前記第２心拍動に先行するよりも前記第１心拍動に先行する方が大きいという指示的現象を明示するか否かを検出するために、前記第１信号に基づいて、心拍動の振幅と、前記心拍動に先行する心拍動速度を表す量との間の相関関係を決定し、且つ、
前記指示的現象の検出に応じて心臓障害を表す信号を生成するために、
該コンピュータ・プログラムが、プログラム可能プロセッサを制御するためのコンピュータ実行可能命令を含むことを特徴とする、コンピュータ・プログラム。
【請求項２８】
請求項２７に記載のコンピュータ・プログラムがコード化された持続的なコンピュータ可読媒体を具備する、コンピュータ・プログラム製品。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、概ね、例えば心房細動のような心臓障害を表す情報を決定する方法に関する。より詳しくは、本発明は、心臓障害を表す情報を決定する装置及び方法に関する。更に、本発明は、心臓障害を表す情報を決定するコンピュータ・プログラムに関する。
【背景技術】
【０００２】
心血管系において生じ得る障害及び異常は、診断されて適切に治療もしくは改善されなければ、特に、対象者がストレスに直面したときに冠状動脈の酸素必要量を満足する十分な酸素を供給する心血管系の機能を漸進的に低下させ得る。現在、種々の心臓障害及び異常を特定しかつ評価する上では、心臓活動に関する電磁的現象に基づく心拍動記録法、すなわち、心エコー検査法、及び心臓血管運動に基づく心拍動記録法のような方法が使用されている。心臓活動に関する電磁的現象に基づく前記心拍動記録法の公知例は、心電図記録法“ＥＣＧ”であり、また心臓血管運動に基づく心拍動記録法の例は、心弾動記録法“ＢＣＧ”及び心振動記録法“ＳＣＧ”である。心エコー検査法は、心臓の各区画の画像を提供すると共に、心臓の構造及び機能に関する総括的な情報を提供し得るが、高価な機器及び専門の操作人員を必要とする。ＥＣＧは、心臓に関する十分に迅速な電気的評価を提供するが、収縮の力に関する情報は一切提供しない。心臓血管運動に基づく心拍動記録法は、心臓血管運動を表す信号の測定を伴う。以前において前記信号は、運動を測定する装置を備えるか、又は脚部の向こう脛の領域に亙り取付けられた促進装置が在るベッド上に対象者が横たわる間に獲得された。現在、前記信号は、例えば、心臓の運動を表す微小運動を測定するのに適した加速度計などの小さなセンサ要素を用いて獲得され得る。
【０００３】
図１ａ及び図１ｂは、律動的な電気関数と、関連する心臓血管運動との間の関係を示している。図１ａは、ＥＣＧ波形の一例を示し、図１ｂは、心臓血管運動を表す例示的信号であって、典型的にはｙ方向と呼ばれる“頭から足に向かう”方向において加速度計により測定された例示的信号の波形を示している。例示目的のために、以下においては基本的な心臓機能の簡潔な説明が提供される。
【０００４】
心臓は４つのチャンバを含んでいる。右心房は三尖弁により右心室と相互接続され、左心房は僧帽弁により左心室と相互接続される。血液は、身体の上半分からは上大静脈を介して、身体の下半分からは下大動脈を介して右心房に供給される。三尖弁は、右心房の心筋及び右心室の乳頭筋の同時の収縮により開放されることで、右心房から右心室内への血液流を可能にする。その後、乳頭筋が弛緩したときに三尖弁は閉じる。右心室の心筋が収縮するとき、血液は、右心室から肺動脈弁を通り肺動脈内へと押しやられ、その肺動脈は肺内へと血液を供給し、それは其処で酸素添加される。酸素添加された血液は次に、肺静脈を介して左心房に供給される。酸素添加された血液は、左心房の心筋及び左心室の乳頭筋の同時の収縮により僧帽弁が開放されたときに左心室内に流れ、そのことにより左心房から左心室内への血液流が可能にされる。その後、前記乳頭筋が弛緩したときに僧帽弁は閉じられる。酸素添加された血液は次に、左心室から大動脈弁を通り大動脈内へと押し出され、大動脈は酸素添加された血液を末梢血管系へと供給する。
【０００５】
各心拍動周期は３つの主要な段階、即ち、心房収縮期、心室収縮期、及び心拡張期を包含する。心房収縮期は、右心房及び左心房を包囲する心筋の収縮の期間である。両方の心房は乳頭筋の収縮により同時に収縮することで、三尖弁及び僧帽弁を強制的に開放する。電気的な活動、すなわち、心臓の各チャンバの筋組織を刺激してそれらを収縮させる電気的心収縮は、右心房内にある洞結節において始まる。導電脱分極は、波として、両方の心房を通り下方、左方及び後方に進行し続け、次に心房の各筋細胞を脱分極させる。電荷のこの伝搬は、図１ａに示されたＥＣＧ波形上のＰ波として視認され得る。このすぐ後に心房の物理的収縮が続く。心房の物理的収縮は、図１ｂに示された波形のｈピークに対応する衝撃、及び図１ｂに示された波形のｉ谷部に対応する反動として検出される。右心房及び左心房が収縮し始めるときには、右心室及び左心室内への高速の血液流が在り、これは図１ｂに示された波形上のＪピークにより表される。継続する心房収縮は、三尖弁が閉じ始めるとき、右心室及び左心室内への付加的なより低速の血液流を引き起こす。前記付加的な血液流は、図１ｂに示された波形における“ａ−ａ１”波形に対応する“心房キック”と呼ばれる。心房が空になった後に、三尖弁及び僧帽弁は、閉じることにより、図１ｂに示された波形上の下向きのｇ波を引き起こす。心室収縮期は、左心室及び右心室の筋肉の収縮であり、図１ａに示されたＥＣＧ波形における“Ｑ−Ｒ−Ｓ”波形を引き起こす心室心筋層の電気的脱分極により引き起こされる。下向きのＱ波は、“Ｈｉｓ束”と呼ばれる特定の細胞群に沿って中隔を貫通する脱分極の下向きの流れにより引き起こされる。Ｒピークは、心室筋組織の脱分極により引き起こされ、Ｓ波は、各心房と各心室との間の心臓組織の脱分極により生成される。脱分極が中隔を下り且つ心室心筋層を通して進行するにつれ、心房及び洞結節は分極を開始する。三尖弁及び僧帽弁の閉鎖は、心室収縮期の開始を特徴付けると共に、心臓が鼓動するときにそれにより発生される“ドクン”という音の第１部分を引き起こす。この音は典型的には“第１心音”として知られている。心室心筋層の電気的脱分極が頂点に達したとき、右心室及び左心室を分離している房室“ＡＶ”中隔が収縮することで、図１ｂに示された波形上のＨピークに対応する衝撃、及び図１ｂに示された波形上のＩ谷部に対応する反動を引き起こす。心室収縮は、右心室から肺動脈弁を通して肺動脈内へ、及び左心室から大動脈弁を通して大動脈内へ、非常な高速下で血液を強制移動させることにより、図１ｂに示された波形上のＪピークを引き起こす。左心室から大動脈内への血液流の減速は、図１ｂに示された波形上に下向きのＫ波を引き起こす。左心室が空にされたとき、その圧力は大動脈内の圧力より低下して、大動脈弁は閉じる。同様に、右心室内の圧力が肺動脈内の圧力より低下したとき、肺動脈弁は閉じる。典型的には“第２心音”として知られる“ドクン”という音の第２部分は、心室収縮期の最後における肺動脈弁及び大動脈弁の閉鎖により引き起こされて、図１ｂに示された波形上の上向きのＬ波を引き起こす。肺動脈弁及び大動脈弁の閉鎖と同時に、房室“ＡＶ”中隔は弛緩して上方に移動し、また心室心筋層は再分極されて、図１ａに示されたＥＣＧ波形上のＴ波をもたらす。心房拡張期及び心室拡張期を含む心拡張期は、心臓が収縮の後で弛緩して循環血液による再充填の準備を行う期間である。心房拡張期は、右心房及び左心房が弛緩する期間であり、心室拡張期は右心室及び左心室が弛緩する期間である。心房拡張の期間中、右心房は脱酸素された血液により再充填される一方、左心房は酸素添加された血液により再充填される。各心房の再充填は、拡張期の早期において図１ｂに示された波形上の下向きのＭ波を引き起こし、これは、ＥＣＧ波形におけるＵ波として示されたＨｉｓ束細胞の再分極と一致する。右心房及び左心房がそれらの最大容量まで充填されたとき、三尖弁及び僧帽弁に対する血液の還流は、図１ｂに示された波形上の上向きのＮ波を引き起こす。
【０００６】
心臓血管運動を表す波形、及び／又は心臓活動に関する電磁的現象を表す波形の解析は典型的には、異常な心臓血管機能を正常な場合から区別するために有資格の診断医により視覚的に実施される。しかし、多くの場合、視覚的解析により、例えば心房細動のような一定の心臓障害を見出すことは困難であるかもしれない。故に、心臓障害を表す情報を決定するための方法及び装置に対する要望が存在する。
【０００７】
特許文献１は、所定の期間に亙る血液酸素飽和レベルを監視することにより患者の心房細動を検出する方法を記述している。その方法は、監視された血液酸素飽和レベルからプレチスモグラフ波形を生成する段階、プレチスモグラフ波形と検出された間隔とを解析する段階、及び患者が心房細動であるか否かを決定する段階を含む。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００８】
【特許文献１】米国特許第７,８４６,１０６号明細書
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
以下の内容は、種々の発明実施形態の幾つかの様相の基本的理解を提供するために、簡素化された概要を提供する。この概要は、本発明の広範囲な全体像ではない。また、本発明の重要なもしくは決定的な要素を特定することも、本発明の有効範囲を線引きすることも意図されない。以下の概要は、本発明の例示的実施形態のより詳細な説明に対する前置きとして簡素化された形態で本発明の幾つかの概念を呈示している。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
本発明に依れば、例えば心房細動などの心臓障害を表す情報を決定する新規な方法が提供される。本発明に係る方法は、
心臓血管運動を表す信号の時間的傾向が、第１心拍動の振幅が第２心拍動の振幅よりも大きく且つ心拍動速度が第２心拍動に先行するよりも第１心拍動に先行する方が大きいという指示的現象を明示するか否かを検出する段階と、
前記指示的現象の検出に応じて、例えば心房細動などの心臓障害の指標を生成する段階と、を含む。
【００１１】
心拍動の振幅は、必ずしもではないが例えば、典型的にはｚ方向と呼ばれる“胸を貫通する”方向において測定された心臓血管運動を表す波形上における大動脈弁の開放の“ＡＯ”ピークの高さであり得ると共に、その振幅が考察される心拍動に先行する心拍動速度は、これらの心拍動に先行する心拍動周期の時間長さを用いて表され得る。前記心拍動周期は、必ずしもではないが例えば、継続的なＡＯピーク間の時間により表され得る。別の非限定的な例に関して、心拍動周期は、心臓活動に関する電磁的現象を表すＥＣＧ信号から抽出されたＲ−Ｒ間隔により表され得る。更なる非限定的な例に関して、心拍動の振幅は、典型的にはｙ方向と呼ばれる“頭から足に向かう”方向において加速度計により測定された心臓血管運動を表す波形上のＪピークの高さであることも可能である。
【００１２】
より大きい心拍動振幅が、より短い心拍動周期、すなわちより高い時間的心拍動速度により先行され得ると共に、より小さい心拍動振幅が、より長い心拍動周期、すなわちより低い時間的心拍動速度により先行され得る、という上述の指示的現象は、心臓障害の指標として使用され得る。例えば、経験的データに鑑みると、指示的現象の発生は、心房細動の大きな可能性を意味する。更に、経験的データに鑑みると、前記指示的現象は、例えば、心房細動が生じた生理学的状態、又は心房の期外収縮が生じた生理学的状態が在るか否かを見出すために使用され得る。
【００１３】
前記指示的現象は、適切な波形から、より短い心拍動周期により先行されたより大きい心拍動振幅及びより長い心拍動周期により先行されたより小さい心拍動振幅が在るか否かを探索することにより、又は複数の心拍動の振幅と、これらの心拍動に先行する心拍動速度を表す量との間の相関関係を決定することにより、検出され得る。例えば、複数の心拍動の振幅と、これらの心拍動に先行する心拍動周期の時間長さとの間における負の相関関係は、指示的現象の存在を表す。これに対して、複数の心拍動の振幅と、これらの心拍動に先行する心拍動周期における心拍動速度との間における正の相関関係は、指示的現象の存在を表す。
【００１４】
本発明に依れば、心臓障害を表す情報を決定する新規な装置も提供される。本発明に係る装置は、
心臓血管運動を表す信号を受信する信号インタフェースと、
前記信号インタフェースに結合された処理デバイスであって、
ａ）前記信号の時間的傾向が、第１心拍動の振幅が第２心拍動の振幅よりも大きく且つ心拍動速度が第２心拍動に先行するよりも第１心拍動に先行する方が大きい、という指示的現象を明示するか否かを検出し、且つ、
ｂ）前記指示的現象の検出に応じて、例えば心房細動のような心臓障害の指標を生成するように構成される、処理デバイスと、を具備する。
【００１５】
前記装置は更に、心臓血管運動を表す信号を測定するセンサ要素を具備し得る。前記要素は、例えば、加速度計、圧電センサ、又は力、加速度、変位、もしくは心臓血管運動に関連してそれを表す他の任意の量を測定するのに適した他の任意の要素を具備し得る。信号インタフェースは、信号を、適切なセンサ要素を具備する外部デバイスから受信し得ることも可能であり、すなわち、前記装置は必ずしも、心臓血管運動を表す信号を測定する手段を具備するものでないことが強調される。
【００１６】
本発明に依れば、心臓障害を表す情報を決定する新規なコンピュータ・プログラムも提供される。そのコンピュータ・プログラムは、
心臓血管運動を表す信号の時間的傾向が、第１心拍動の振幅が第２心拍動の振幅よりも大きく且つ心拍動速度が第２心拍動に先行するよりも第１心拍動に先行する方が大きい、という指示的現象を明示するか否かを検出し、且つ、
前記指示的現象の検出に応じて、例えば心房細動などの心臓障害の指標を生成するために、
プログラム可能プロセッサを制御するためのコンピュータ実行可能命令を含む。
【００１７】
本発明に依れば、新規なコンピュータ・プログラム製品も提供される。そのコンピュータ・プログラム製品は、本発明に係るコンピュータ・プログラムがコード化された、例えばコンパクト・ディスク“ＣＤ”などの不揮発性のコンピュータ可読媒体を具備する。
【００１８】
本発明の多数の非限定的で例示的な実施形態は、付随する従属請求項に記述される。
【００１９】
本発明の種々の例示的実施形態は、構成と動作の方法との両者に関し、その付加的な目的及び利点と併せて、特定の例示的実施形態に関する以下の説明が添付図面に関して読破されたときに最適に理解されよう。
【００２０】
本出願において、“具備する”及び“含む”という動詞は、記述されない特徴の存在を除外しないが必要ともしない開放的な限定として使用される。従属請求項中に記述された特徴は、明示的に述べられるのでなければ、互いに自由に組み合わせ可能である。更に、本出願の全体に亙る“一つの（ａ）”又は“一つの（ａｎ）”という語句、すなわち単数形の使用は複数を除外しないことが理解されるべきである。
【００２１】
本発明の例示的実施形態及びその利点は、添付図面を参照して以下に相当に詳細に説明される。
【図面の簡単な説明】
【００２２】
【図１ａ】図１ａは、ＥＣＧ波形の一例を示す図である。
【図１ｂ】図１ｂは、心臓血管運動を表す例示的信号であって、典型的にはｙ方向と呼ばれる“頭から足に向かう”方向において加速度計により測定された例示的信号の波形を示す図である。
【図２】心臓の障害及び異常を表す情報を決定する本発明の例示的実施形態に係る方法のフローチャートである。
【図３ａ】図３ａは、考察下の対象者が安静時にあるときの正常な場合における幾つかの心拍動周期に亙り心臓血管運動を表す例示的信号の波形を示す図である。図３ａに示された波形は、典型的にはｚ方向と呼ばれる“胸を貫通する”方向において加速度計により測定されている。
【図３ｂ】図３ｂは、同一の対象者から同時に測定された例示的なＥＣＧ波形を示す図である。
【図４ａ】図４ａは、考察下の対象者が安静時にあるときの心房細動の場合における幾つかの心拍動周期に亙り心臓血管運動を表す例示的信号の波形を示す図である。図４ａに示された波形は、典型的にはｚ方向と呼ばれる“胸を貫通する”方向において加速度計により測定される。
【図４ｂ】図４ｂは、同一の対象者から同時に測定された例示的なＥＣＧ波形を示す図である。
【図４ｃ】図４ｃは、心房の期外収縮が生じた例示的な場合における心臓血管運動を表す例示的信号の波形を示す図である。図４ａに示された波形は、典型的にはｚ方向と呼ばれる“胸を貫通する”方向において加速度計により測定される。
【図５ａ】図５ａは、各点の座標が、心拍動の振幅、及び心拍動に先行するＲ−Ｒ間隔である２次元座標系における点として心拍動を呈示しており、図５ａは考察下の対象者が安静時にあるときの正常な場合に対応している。
【図５ｂ】図５ｂは、各点の座標が、心拍動の振幅、及び心拍動に先行するＲ−Ｒ間隔である２次元座標系における点として心拍動を呈示しており、図５ｂは考察下の対象者が安静時にあるときの心房細動の例示的な場合に対応している。
【図５ｃ】図５ｃは、各点の座標が、心拍動の振幅、及び心拍動に先行するＲ−Ｒ間隔である２次元座標系における点として心拍動を呈示しており、図５ｃは考察下の対象者が安静時にあるときの心房細動の別の例示的な場合に対応している。
【図６】心臓の障害及び異常を表す情報を決定する本発明の例示的実施形態に係る装置の概略図である。
【発明を実施するための形態】
【００２３】
図１ａ及び図１ｂは、発明の背景を記述するときに既に説明された。
【００２４】
図２は、例えば心房細動などの心臓障害を表す情報を決定する本発明の例示的実施形態に係る方法のフローチャートを示している。前記方法は、フェーズ２０１において、心臓血管運動を表す第１信号の時間的傾向が、第１心拍動の振幅が第２心拍動の振幅よりも大きく且つ時間的心拍動速度が第２心拍動に先行するよりも第１心拍動に先行する方が大きい、という指示的現象を明示するか否かを検出する段階を含んでいる。前記方法は、フェーズ２０２において、前記指示的現象の検出に応じて、心臓障害の指標を生成する段階を更に含む。例えば、その振幅が考慮されるべき心拍動に先行する心拍動周期の時間長さは、この心拍動に先行して支配的な心拍動速度を表す量として使用され得る。場合によっては、考察下の心拍動に先行する２つ以上の継続的な心拍動周期から、心拍動に先行して支配的な心拍動速度を表す量を検出することも可能である。
【００２５】
図３ａは、考察下の対象者が安静時にあるときの正常な場合における幾つかの心拍動周期に亙り心臓血管運動を表す例示的信号の波形を示している。図３ｂは、心臓活動に関する電磁的現象を表す例示的信号の波形を示している。図３ａ及び図３ｂに示された波形は、それらが同一の対象者から同時に測定されたものであるように互に対応している。図３ａに示された波形は、典型的にはｚ方向と呼ばれる“胸を貫通する”方向において加速度計により測定されている。図６に示された座標系６５０はｚ方向を示している。図３ｂに示された波形は、対象者の胸に取付けられた電極を用いて測定されたＥＣＧ波形である。
【００２６】
図４ａは、考察下の対象者が安静時にあるときの心房細動の例示的な場合における幾つかの心拍動周期に亙り心臓血管運動を表す例示的信号の波形を示している。図４ｂは、心臓活動に関する電磁的現象を表す例示的信号の波形を示している。図４ａ及び図４ｂに示された波形は、それらが同一の対象者から同時に測定されたものであるように互に対応している。図４ａ及び図４ｂに示された波形は、夫々、図３ａ及び図３ｂに示された波形と同一の手法により測定されている。
【００２７】
図３ａ及び図４ａに示されるように、異なる心拍動の間における振幅の変動、すなわち振幅変動は、正常な場合におけるよりも心房細動の場合における方が相当に大きい。心拍動の振幅は、例えば、大動脈弁の開放により引き起こされたＡＯピークの高さにより定量され得る。更に、各々がＡＯピークの一つを包含する時間枠内の最大ピークピーク値により、又は各々がＡＯピークの一つを包含する適切な時間枠に亙り算出された二乗平均“ＲＭＳ”値により、振幅を表すことも可能である。図４ａにおいて、２つのＡＯピークの高さは“ｈ１”及び“ｈ２”により表され、ＡＯピークの一つを包含する時間枠４０１内の最大ピークピーク値は“Ｐ−Ｐ”により表される。単一のＡＯピークの高さを表す極値、又は一つのピークピーク値を算出するために必要とされる極値は、局所的極大値又は局所的極小値を探索することにより単一点として獲得され得る。代替的に、前記極値は、先ず、考察下の波形パターンを包含する時間枠から多数のサンプルが獲得されてから、ノイズの影響を軽減するために多数のサンプルの例えば算術平均などの数学的関数として極値の推定値が算出される様に、獲得され得る。前記時間枠は例えば１００ｍｓであり、また前記時間枠内のサンプルの個数は、例えば１０個以上である。時間枠に基づく前記方法は、デジタル式フィルタリングの一例である。通常は、心臓血管運動を表す信号、及び心臓活動に関する電磁的現象を表す信号におけるノイズの影響を軽減するために使用され得る多数のデジタル的及びアナログ的な信号処理法が在る。
【００２８】
更に、図３ａ、図３ｂ、図４ａ及び図４ｂに示されるように、心拍動周期の時間長さの変動、すなわち時間変動は、正常な場合におけるよりも心房細動の場合における方が相当に大きい。図３ａ、図３ｂ、図４ａ及び図４ｂにおいては、３つの継続的な心拍動周期がＨＰ（ｉ−１）、ＨＰ（ｉ）及びＨＰ（ｉ+１）により表されており、ｉは整数である。図３ａ及び図４ａにおいて、心拍動周期は継続的なＡＯピーク間の時間であると定義され、図３ｂ及び図４ｂにおいて、心拍動周期は、継続的なＲピーク間の時間、すなわちＲ−Ｒ間隔として定義される。心拍動周期が継続的なＡＯピーク間の時間として定義される場合、心臓血管運動を表す波形は、有利には、ＡＯピークの時間的位置を探索するのに先立ち低域通過フィルタリングされる、と言うのも、低域通過フィルタリングは、ＡＯピークの時間的位置の検出を容易にするからである。低域通過フィルタリングの上限周波数は、必ずしもではないが、例えば３０Ｈｚである。
【００２９】
本発明の例示的実施形態に係る方法において、例えば心房細動などの心臓障害を表す現象の存在は、心臓血管運動を表す波形から、より短い心拍動周期により先行されるより大きい心拍動振幅が在り且つより長い心拍動周期により先行されるより小さい心拍動振幅が在るか否かを探索することにより、検出される。図に示されるように、図３ａに示された正常な場合に対応する波形は、上述の特性を明確に有する心拍動の振幅及び期間を具備しないが、心房細動の場合に対応して図４ａに示された波形は、例えば、第１心拍動の振幅ｈ１は第２心拍動の振幅ｈ２よりも大きく且つ第１心拍動に先行する心拍動周期ＨＰ（ｉ）は第２心拍動に先行する心拍動周期ＨＰ（ｉ+１）より短い、という指示的現象を明示している。
【００３０】
本発明の別の例示的実施形態に係る方法において、例えば心房細動などの心臓障害を表す現象の存在は、心拍動の振幅と、前記心拍動に先立つ時間的心拍動速度を表す量との間の相関関係を決定することにより検出される。前記相関関係は、例えば、複数の心拍動の振幅と、これらの心拍動に先行する心拍動周期の時間長さとの間の相関関係である。この場合には、負の相関関係が、指示的現象の存在を表す。別の例に関して、前記相関関係は、心拍動の振幅と、前記心拍動に先行する心拍動周期における心拍動速度、すなわち、心拍動に先行する心拍動周期の時間長さの逆数値との間の相関関係である。この場合には、正の相関関係が指示的現象の存在を表す。心拍動周期の時間長さは、例えば、Ｒ−Ｒ間隔又はＡＯ−ＡＯ間隔の時間長さである。
【００３１】
心拍動の振幅と、前記心拍動に先行する心拍動速度を表す量との間の相関の程度は、例えば以下の式に従って算出される数学的相関係数Ｃを用いて表現される：
【数１】
0006441914.tif 000002
式中、
Ｎは、考察下の心拍動の個数であり、
Ａ（ｉ）は、第ｉ番目の心拍動の振幅であり、
Ｑ（ｉ）は、例えば、第ｉ番目の心拍動に先行する心拍動周期の時間長さなどの、第ｉ番目の心拍動に先行する心拍動速度を表す量であり、且つ、
【数２】
0006441914.tif 000003
である。
【００３２】
前に呈示された相関係数Ｃは、心臓障害の指標として使用され得る。本発明の例示的実施形態に係る方法は、相関係数Ｃを閾値と比較する段階、及びその比較の結果に従って心房細動又は他の一定の心臓障害及び／又は異常を表す信号を生成する段階を含む。前記閾値ための適切な値は、一群の患者及び／又は他の対象者から収集された経験的データに基づいて決定され得る。前記閾値は必ずしも定数ではなく、前記閾値は、考察下の対象者に従い、時間に従い、及び／又は他の一定の要因に従って変更され得る。また、各閾値が、心房細動、又は他の心臓障害及び／又は異常の特定の蓋然性を表す一連の閾値を構成することも可能である。
【００３３】
図５ａ、図５ｂ及び図５ｃは、２次元座標系における点として心拍動を呈示しており、そこでは、各点の座標が、心拍動の大きさ、及び心拍動に先行するＲ−Ｒ間隔である。図５ａは考察下の対象者が安静時にあるときの正常な場合に対応し、図５ｂは考察下の対象者が安静時にあるときの心房細動の例示的な場合に対応し、図５ｃは考察下の対象者が安静時にあるときの心房細動の別の例示的な場合に対応している。
【００３４】
図５ａにより示された正常な場合において、Ｒ−Ｒ間隔の変動、すなわち、時間変動は小さく、Ｒ−Ｒ間隔と振幅との間の相関関係は視認され得ない。図５ｂに示された心房細動の例示的な場合においては、相当に強い時間変動が在り、且つ、Ｒ−Ｒ間隔の変動の範囲の値の小さな部分は、Ｒ−Ｒ間隔が減少するにつれて振幅が増大する傾向があるという性質を明示しており、すなわち、Ｒ−Ｒ間隔の変動の範囲のこの部分においては、振幅とＲ−Ｒ間隔との間に負の相関関係が在る。図５ｂにおいて、前記負の相関関係は、負の角度的係数を有する直線５０１により示される。同一の現象は、直線５０２が負の相関関係を示す図５ｃにおいても示される。
【００３５】
本発明の例示的実施形態に係る方法は、先ず、心拍動周期の時間長さの変動を表す時間変動に対する測定値が決定され、時間変動が閾値を超過するなら、心臓血管運動を表す信号の時間的傾向が、例えば心房細動などの心臓障害を表す現象を明示しているか否かが検出されるように二段階の手順を含んでいる。
【００３６】
上述の時間変動の強度は、例えば以下の式により算出される数学的変動量Ｖを用いて表現される：
【数３】
0006441914.tif 000004
式中、
Ｍは、考察下の心拍動周期の個数であり、及び
ＴＬ（ｉ）は、第ｉ番目の心拍動周期の時間長さであり、且つ、
【数４】
0006441914.tif 000005
である。
【００３７】
経験的データに鑑みると、変動量Ｖは、心房細動の間は約１０％であり、正常な場合においては約１〜２％であり得る。例えば、振幅とＲ−Ｒ間隔との間の負の相関関係などの指示的現象の検出は、心房細動が生じている生理学的状態、又は時間変動を引き起こす心房の期外収縮が在る生理学的状態が在るか否かを見出すことを更に容易にする。図４ｃは、心房の期外収縮である心拍動４１０が生じた例示的な場合における心臓血管運動を表す例示的信号の波形を示している。図４ｃに示されるように、相当の時間変動が在るが、振幅と、心拍動周期の時間長さとの間にそれほどの負の相関関係は無い。実際、心拍動４１０及び４１１の振幅、及びこれらの心拍動に先行する心拍動周期の時間長さは、振幅と、心拍動周期の時間長さとの間の正の相関関係を示している。
【００３８】
本発明の例示的実施形態に係る方法は、心臓血管運動を表す信号を、対象者の身体からセンサ要素により選択的に測定する段階を含む。本発明の別の例示的実施形態に係る方法は、この信号をメモリから読取る段階を含み、その場合、前記信号は先に測定されてメモリ内に記録されている。本発明の例示的実施形態に係る方法は、前記信号を、外部データ転送システムから受信する段階を含む。故に、前記測定段階は、本発明の実施形態に係る方法の本質的且つ必要な段階ではない。
【００３９】
本発明の例示的実施形態に係るコンピュータ・プログラムは、プログラム可能プロセッサを制御して本発明の上述の例示的実施形態の一つ以上に係る方法を実施するためのコンピュータ実行可能命令を含む。
【００４０】
本発明の例示的実施形態に係るコンピュータ・プログラムは、心臓障害を表す情報を決定するためのソフトウェア・モジュールを具備する。前記ソフトウェア・モジュールは、プログラム可能プロセッサを制御して、
心臓血管運動を表す信号の時間的傾向が、第１心拍動の振幅が第２心拍動の振幅よりも大きく且つ心拍動速度が前記第２心拍動に先行するよりも前記第１心拍動に先行する方が大きい、指示的現象を明示するか否かを検出し、且つ、
前記指示的現象の検出に応じて、例えば心房細動などの心臓障害の指標を生成する、
ためのコンピュータ実行可能命令を含む。
【００４１】
前記ソフトウェア・モジュールは、例えば、適切なプログラミング言語により、並びにそのプログラミング言語に適したコンパイラ及びプログラム可能プロセッサにより実現されたサブルーチンもしくは関数である。
【００４２】
本発明の例示的実施形態に係るコンピュータ・プログラム製品は、本発明の実施形態に係るコンピュータ・プログラムがコード化された例えばコンパクト・ディスク“ＣＤ”などのコンピュータ可読媒体を含む。
【００４３】
本発明の例示的実施形態に係る信号は、本発明の実施形態に係るコンピュータ・プログラムを定義する情報を担持すべくコード化される。
【００４４】
図６は、心臓障害を表す情報を決定する本発明の例示的実施形態に係る装置の概略図を示している。前記装置は、心臓血管運動を表す第１信号を受信する信号インタフェース６０１を具備する。前記装置は、前記信号インタフェースに結合された処理デバイス６０２を具備する。処理デバイスは、
前記第１信号の時間的傾向が、第１心拍動の振幅が第２心拍動の振幅よりも大きく且つ心拍動速度、すなわち毎秒当たりの鼓動、が第２心拍動に先行するよりも第１心拍動に先行する方が大きい、指示的現象を明示するか否かを検出し、且つ、
前記指示的現象の検出に応じて、例えば心房細動などの心臓障害の指標を生成する、
ために構成される。
【００４５】
本発明の例示的実施形態に係る装置において、処理デバイス６０２は、前記第１心拍動に先行する心拍動周期の時間長さを、第１心拍動に先行する心拍動速度を表す量として、及び前記第２心拍動に先行する心拍動周期の時間長さを、第２心拍動に先行する心拍動速度を表す量として、使用するように構成される。
【００４６】
本発明の例示的実施形態に係る装置において、処理デバイス６０２は、指示的現象を検出するために、心拍動の振幅と、前記心拍動に先行する心拍動速度を表す量との間の相関関係を決定するように構成される。
【００４７】
本発明の例示的実施形態に係る装置において、処理デバイス６０２は、心拍動の振幅と、前記心拍動に先行する心拍動周期の時間長さとの間の相関関係を決定するように構成される。この場合には、負の相関関係が、指示的現象の存在を示す。
【００４８】
本発明の別の例示的実施形態に係る装置において、処理デバイス６０２は、心拍動の振幅と、前記心拍動に先行する心拍動周期における心拍動速度との間の相関関係を決定するように構成される。この場合には、正の相関関係が、指示的現象の存在を示す。
【００４９】
本発明の例示的実施形態に係る装置において、処理デバイス６０２は、以下の式に従い、心拍動の振幅と、前記心拍動に先行する心拍動速度を表す量との間の相関関係の程度を表す相関係数Ｃを算出するように構成される：
【数５】
0006441914.tif 000006
Ｅは、期待値演算子であり、
Ａは、心拍動の振幅を表し、
μＡは、振幅の平均であり、
Ｑは、心拍動速度を表す量を表し、及び
μＱは、心拍動速度を表す量の平均である。
【００５０】
更に、処理デバイス６０２は、算出された相関係数Ｃを一つ以上の閾値と比較するように、及び前記比較の結果が心臓障害の存在を表す状況に応じて心臓障害を表す信号を生成するように構成され得る。前記信号は、例えば、ディスプレイ画面６０６上に示されるメッセージである。前記一つ以上の閾値は、好適には、前記装置のユーザ・インタフェースを介してその装置に供給され得る調節可能パラメータである。
【００５１】
本発明の例示的実施形態に係る装置において、処理デバイス６０２は、心臓血管運動を表す第１信号から、又はそれに基づいて、心拍動の振幅を表す以下のものの内の一つを抽出もしくは生成するように構成される：
大動脈弁の開放により引き起こされたＡＯピークの高さ、
各々がＡＯピークの一つを包含する時間枠内の最大ピークピーク値、又は
各々がＡＯピークの一つを包含する時間枠に亙り算出された二乗平均“ＲＭＳ”値。
【００５２】
本発明の例示的実施形態に係る装置において、処理デバイス６０２は、心臓血管運動を表す第１信号から、継続的なＡＯピーク間の時間を抽出するように構成される。この場合、継続的なＡＯピーク間の時間長さ、又は時間長さの逆数値は、心拍動に先行する心拍動速度を表す量として使用され得る。処理デバイス６０２は、各ＡＯピークの時間的位置を探索するのに先立ち前記第１信号を低域通過フィルタリングするように有利に構成される。というのも、低域通過フィルタリングは、ＡＯピークの時間的位置の検出を容易にするからである。低域通過フィルタリングの上限周波数は、例えば、必ずしもではないが、３０Ｈｚである。
【００５３】
本発明の例示的実施形態に係る装置において、信号インタフェース６０１は、心臓活動に関する電磁的現象を表す第２信号を受信するように構成され、また処理デバイス６０２は、第２信号から、心室筋組織の脱分極により引き起こされた継続的なＲピーク間の時間を抽出するように構成される。この場合、継続的なＲピーク間の時間長さ、又は時間長さの逆数値は、心拍動に先立つ時間的心拍動速度を表す量として使用され得る。
【００５４】
本発明の例示的実施形態に係る装置において、処理デバイス６０２は、先ず、心拍動周期の時間長さの変動を表す時間変動を決定し、次に、検出された時間変動が閾値を超過するなら、心臓血管運動を表す第１信号の時間的傾向が指示的現象を明示するか否かを決定するように構成される。
【００５５】
本発明の例示的実施形態に係る装置において、処理デバイス６０２は、以下の式に従い、時間変動を表す変動量Ｖを算出するように構成される：
【数６】
0006441914.tif 000007
式中、
Ｅは、期待値演算子であり、
ＴＬは、心拍動周期の時間長さを表し、及び
μＴは、心拍動周期の時間長さの平均である。
【００５６】
本発明の例示的実施形態に係る装置は、対象者の身体６０９から心臓血管運動を表す第１信号を測定する第１センサ要素６０３を更に具備している。センサ要素６０３は、例えば、加速度計、圧電センサ、又は力、加速度、変位、もしくは、心臓血管運動に関連してそれを表す他の任意の物理量を測定するのに適した他の任意の要素を含む。前記センサ要素は更に、例えば、増幅器、信号フィルタ、及び／又はアナログ／デジタル“ＡＤ”変換器を含み得る。加速度計は、有利には、例えば図６に示された座標系６５０の互いに直交する３つの方向ｘ、ｙ及びｚにおいて独立的に運動を測定し得る３軸加速度計である。この場合、心臓血管運動を表す第１信号は３つの成分を含むと共に、第１信号は、例えば、そのユークリッドノルム、すなわち、心臓血管運動を表す３成分ベクトルの絶対値を形成することにより前処理される。
【００５７】
センサ要素６０３は、各々が例えば無線リンク又は有線リンクであり得る一つ以上のデータ転送リンクを介して信号インタフェース６０１に接続される。センサ要素６０３から信号インタフェース６０１へのデータ転送は、直接的に、又は例えば、電気通信ネットワークのようなデータ転送ネットワーク６０５を介して行われる。図６に示された例示的な場合において、センサ要素６０３は、無線送信器６０８に接続される。処理デバイス６０２を具備する前記装置が、センサ要素と一体化されることも可能である。この場合、前記信号インタフェースは実際には、センサ要素６０３から処理デバイス６０２に至る単純な配線である。
【００５８】
本発明の例示的実施形態に係る装置は更に、対象者の身体６０９から、心臓活動に関する電磁的現象を表す第２信号を測定する第２センサ要素６０４を具備する。この例示的な場合において、センサ要素６０４は、対象者の身体に取付けられるに適した電極を具備する。センサ要素６０４は更に、例えば、増幅器、信号フィルタ、及び／又はアナログ／デジタル“ＡＤ”変換器を具備し得る。センサ要素６０４により測定された第２信号は、センサ要素６０３により測定された第１信号と同一のデータ転送手段を用いて、信号インタフェース６０１に供給され得る。
【００５９】
本発明の例示的実施形態に係る装置は、固定された時間的開始点及び固定された時間的終了点を有する時間枠内において、又は固定された時間長さを有し且つ経過時間と共に移動するスライド式の時間枠内において、測定された第１信号及び／又は第２信号を記録するように構成される。前記装置は、第１及び／又は第２の信号を記録する内部メモリ６０７を具備することができ、及び／又は前記装置は外部メモリに接続するためのデータ・ポートを具備することができる。
【００６０】
本発明の例示的実施形態に係る装置は、心臓血管運動を表す第１信号及び／又は心臓活動に関する電磁的現象を表す第２信号を前処理する手段を具備する。前記前処理は、例えば、呼吸、対象者の非心臓血管運動、外因により引き起こされた身震いなどにより引き起こされた、第１信号上のノイズの消去などを含む。前記前処理手段は、例えば処理デバイス６０２により実現されるか、又は前処理のための一つ以上の別個の処理デバイスがあってもよい。
【００６１】
処理デバイス６０２は、例えば、一つ以上のプロセッサ回路であって、その各々が、適切なソフトウェアと、例えば、特定用途集積回路“ＡＳＩＣ”のような専用のハードウェア・プロセッサ、又は例えば、フィールド・プログラマブル・ゲート・アレイ“ＦＰＧＡ”のような設定可能なハードウェア・プロセッサとを備えたプログラム可能なプロセッサ回路である一つ以上のプロセッサ回路により実現され得る。
【００６２】
本発明の例示的実施形態に係る装置は、第１センサ要素６０３と、第１センサ要素６０３に接続された処理デバイス６０２と、心臓障害が生じたときに心臓障害を表す信号を出力する適切な信号インタフェース及び／又はユーザ・インタフェースとを含む携帯式のシステムである。例えば、本発明の例示的実施形態に係る装置は、携帯式ＥＣＧデバイスが、心臓血管運動を表す第１信号を測定する第１センサ要素６０３を備える様に、携帯式の心電図記録“ＥＣＧ”デバイスと一体化され得る。携帯式ＥＣＧデバイスは、第１信号の時間的傾向が、第１心拍動の振幅が第２心拍動の振幅よりも大きく且つ心拍動速度が第２心拍動に先行するよりも第１心拍動に先行する方が大きい、という指示的現象を明示するか否かを検出するように、及び前記指示的現象の検出に応じて心臓障害の指標を生成するように構成され得る。
【００６３】
本発明の例示的実施形態に係る装置は、第１センサ要素６０３と、第１センサ要素６０３に接続された処理デバイス６０２と、心臓障害が生じたときに心臓障害を表す信号を出力する適切な信号インタフェース及び／又はユーザ・インタフェースとを含む、例えばベスト又は他の衣服片を具備するウェアラブルのシステムである。
【００６４】
第１センサ要素６０３は、本発明の例示的実施形態に係る装置のサイズが小であることを可能にする超小型電気機械的システム“ＭＥＭＳ”であり得る。前記装置は、植設可能な、すなわち、皮下の装置であることも可能である。本発明のこの例示的実施形態に係る装置は、例えば、メドトロニック社（Medtronic）のReveal LINQ（登録商標）のような、皮下の心臓監視システムと一体化され得る。前記装置は、胸の領域に植設される。
【００６５】
更に、本発明の例示的実施形態に係る装置は、プログラム可能な携帯電話により、又は心臓血管運動を表す第１信号を生成するのに適した加速度センサを具備する他の携帯デバイスにより、実現され得る。本発明のこの例示的実施形態に係る装置は、前記携帯電話又は他の携帯デバイスを、第１信号の時間的傾向が、第１心拍動の振幅が第２心拍動の振幅よりも大きく且つ心拍動速度が前記第２心拍動に先行するよりも前記第１心拍動に先行する方が大きい、という指示的現象を明示するか否かを検出するように、及び前記指示的現象の検出に応じて心臓障害の指標を生成するようにプログラムすることにより実現され得る。前記携帯電話又は他の携帯デバイスにより実現された前記装置は、その装置を考察下の対象者の胸部上に又はそれに当接して載置することにより使用され得る。
【００６６】
前述の説明において提供された具体的な例は、添付の請求項の有効範囲及び／又は適用可能性を制限すると解釈されるべきでない。更に、多くの場合、本発明は、心臓障害を検出する他の技術と共に使用され得ることも銘記されるべきである。
【図１ａ】
0006441914.tif 000012
【図１ｂ】
0006441914.tif 000013
【図２】
0006441914.tif 000014
【図３ａ】
0006441914.tif 000015
【図３ｂ】
0006441914.tif 000016
【図４ａ】
0006441914.tif 000017
【図４ｂ】
0006441914.tif 000018
【図４ｃ】
0006441914.tif 000019
【図５ａ】
0006441914.tif 000020
【図５ｂ】
0006441914.tif 000021
【図５ｃ】
0006441914.tif 000022
【図６】
0006441914.tif 000023