(57)【要約】【課題】時間が節約とコストが削減される、患者の体外または体内に位置付けられた電極を用いて患者体内の電圧信号を測定するシステムおよび方法を提供する。【解決手段】体内の所定の第１の点と選択される第２の点との間の仮想の生理的電圧信号を得るシステムおよび方法において、少なくとも３つの電極を用いて、体内の２つの電圧信号Ｓ１およびＳ２を測定する。信号Ｓ１は第１の電極と共通電極との間で測定され、信号Ｓ２は第２の電極と共通電極との間で測定される。体内で選択される点は、この点と共通電極との間に存在する一対の仮想電極を定めるように選択される。仮想電極の場所に位置付けられる電極間で測定され得る電圧信号Ｓの近似値は、Ｓ１、Ｓ２およびφの関数として導き出す。ここでφは、信号Ｓ１の方向ベクトルＵ１と信号Ｓの方向ベクトルＵとの間の角度である。
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
少なくとも３つの電極を設けて、該少なくとも３つの電極の第１および第２の対間それぞれの電圧信号Ｓ１およびＳ２を測定し、前記少なくとも３つの電極のうちの１つを、前記第１および第２の対の両方に用いられる共通電極とし、前記共通電極と選択された点との間に存在する電圧信号Ｓの近似値を自動的に導き出す信号誘導システムであって、
ユーザが角度φの値を選択することを可能にするユーザインタフェースであって、角度φは、前記少なくとも３つの電極の前記第１および第２の対のうちの所定の１つに関連した方向ベクトルと、前記電圧信号Ｓに関連した方向ベクトルＵとの間で測定される角度である、前記ユーザインタフェースと、
前記ユーザインタフェースに結合されて、前記電圧信号Ｓの振幅を、電圧信号Ｓ１、Ｓ２、角度φ、前記第１および第２の対の間の角度βの関数として導き出す処理回路と、
を備える信号誘導システム。
【請求項２】
前記処理回路は、前記電圧信号Ｓの振幅を、前記少なくとも３つの電極の前記第１および第２の対の電極間にそれぞれ存在する距離Ｄ１およびＤ２の関数として導き出す手段をさらに備える請求項１に記載の信号誘導システム。
【請求項３】
前記処理回路に結合されて、経時的に変化する前記電圧信号Ｓを表示するユーザディスプレイをさらに備える請求項２に記載の信号誘導システム。
【請求項４】
前記処理回路に結合されて、電圧信号Ｓ１、Ｓ２、および角度βの所定値を格納するメモリをさらに備える請求項２に記載の信号誘導システム。
【請求項５】
前記処理回路は、前記電圧信号Ｓの振幅を、前記共通電極と前記選択された点との間の距離Ｄの関数として導き出す手段をさらに備える請求項２に記載の信号誘導システム。
【請求項６】
前記ユーザインタフェースは、前記ユーザが前記距離Ｄの値を選択することを可能にするデバイスをさらに備える請求項５に記載の信号誘導システム。
【請求項７】
前記処理回路は、前記電圧信号Ｓの電圧波形を、経時的に測定した電圧信号Ｓ１およびＳ２から時間の関数として導き出す手段を備える請求項２に記載の信号誘導システム。
【請求項８】
前記メモリは、１つまたは複数の所定の波形基準を格納する回路を備え、前記処理回路は、前記電圧信号Ｓの前記電圧波形を、所定の角度範囲の間で所定の増分で変化する角度φの時間の関数として導き出し、該導き出した電圧波形のうち最適なもの１つを前記ユーザに対する表示のために前記１つまたは複数の所定の波形基準に基づいて選択する手段を備える請求項７に記載の信号誘導システム。
【請求項９】
前記所定の角度範囲は、０〜３６０度である請求項８に記載の信号誘導システム。
【請求項１０】
前記処理回路は、前記導き出した電圧波形のうち前記最適なもの１つを前記ユーザに対して表示する前に、前記電圧波形の極性を反転させる手段を備える請求項８に記載の信号誘導システム。
【請求項１１】
体内の第１および第２の点に位置付けられる電極間で測定される時変電圧信号を示す導出信号Ｓを生成するシステムであって、
第１の所定の電極対および第２の所定の電極対を提供する少なくとも３つの電極であって、前記第１の所定の電極対は、方向ベクトルＵ１を持つ時変信号Ｓ１を測定し、前記第２の所定の電極対は、方向ベクトルＵ２を持つ時変信号Ｓ２を測定する、前記少なくとも３つの電極と、
結合されて前記時変電圧信号Ｓ１およびＳ２を受信し、方向ベクトルＵ１およびＵ２の交点によって定められる前記第１の点と、前記第２の点との間で測定される信号の近似値である方向ベクトルＵに沿った前記信号Ｓを導き出す処理回路であって、該信号Ｓは、前記方向ベクトルＵ１と前記方向ベクトルＵとの間で測定される角度である角度φの関数として導き出される、前記処理回路と、
を備えるシステム。
【請求項１２】
前記処理回路に結合されて、前記時変電圧信号Ｓを表示するユーザディスプレイをさらに備える請求項１１に記載のシステム。
【請求項１３】
前記処理回路は、前記信号Ｓを、前記方向ベクトルＵ１と前記方向ベクトルＵ２との間で所定の方向で測定される角度である角度βのさらなる関数として導き出す回路を含む請求項１１に記載のシステム。
【請求項１４】
前記処理回路は、前記信号Ｓを、前記選択された点と共通電極との間の距離Ｄのさらなる関数として導き出す回路をさらに含む請求項１３に記載のシステム。
【請求項１５】
前記処理回路は、前記信号Ｓを、前記第１の電極と前記共通電極との間の距離Ｄ１、および前記第２の電極と前記共通電極との間の距離Ｄ２のさらなる関数として導き出す回路をさらに含む請求項１４に記載のシステム。
【請求項１６】
前記処理回路の少なくとも第１の部分が植え込み可能な医療デバイスの内部に位置する請求項１１に記載のシステム。
【請求項１７】
前記少なくとも３つの電極は、前記植え込み可能な医療デバイスの外面に位置して、前記処理回路の前記第１の部分に時変電圧信号Ｓ１およびＳ２を供給する請求項１６に記載のシステム。
【請求項１８】
前記処理回路は、体外の第２の部分を備え、該システムは、前記植え込み可能な医療デバイスの内部にある、前記処理回路の前記第１の部分に結合される通信回路であって、前記時変電圧信号Ｓ１およびＳ２を前記処理回路の前記第２の部分へ転送する通信回路を含む請求項１７に記載のシステム。
【請求項１９】
前記時変電圧信号Ｓの導出はいくつかの段階を必要とし、前記処理回路の前記第１の部分は、前記いくつかの段階のうちの１つまたは複数を行う手段を備え、それによって、部分的に導き出された信号が前記通信回路によって前記処理回路の前記第２の部分へ転送されて、前記いくつかの段階のうちの前記１つまたは複数を完了する請求項１８に記載のシステム。
【請求項２０】
前記時変電圧信号Ｓの導出はいくつかの段階を必要とし、前記処理回路の前記第１の部分は、前記いくつかの段階を全て行う手段を備え、それによって、前記時変電圧信号Ｓは、前記通信回路によって前記処理回路の前記第２の部分へ転送される請求項１８に記載のシステム。
【請求項２１】
前記時変電圧信号Ｓの導出はいくつかの段階を必要とし、前記処理回路の前記第２の部分は、前記いくつかの段階を全て行う手段を備える請求項１８に記載のシステム。
【請求項２２】
前記処理回路は、角度φを所定の電圧範囲にわたって所定の増分で自動的に変化させ、最適な時変電圧信号Ｓを求める手段を備える請求項１１に記載のシステム。
【請求項２３】
前記処理回路は、最適な時変電圧信号Ｓを少なくとも１つの所定の波形基準の関数として求める手段を備える請求項２２に記載のシステム。
【請求項２４】
前記共通、第１、および第２の電極は、身体の外面に貼るようになっている電極パッチ上に位置する請求項１１に記載のシステム。
【請求項２５】
前記電極パッチは、距離Ｄ１、Ｄ２、および角度βの値を求める読み取り可能な装置を含む請求項２４に記載のシステム。
【請求項２６】
身体の２点間で測定されるであろう電位の近似値を示す信号を生成するシステムであって、
共通電極および時変電圧信号Ｓ１を測定する第１の電極であって、時変電圧信号Ｓ１は該共通電極と該第１の電極との間で方向ベクトルＵ１を持つ、前記共通電極および第１の電極と、
時変電圧信号Ｓ２を測定する第２の電極であって、時変電圧信号Ｓ２は該第２の電極と前記共通電極との間で方向ベクトルＵ２を持つ、前記第２の電極と、
結合されて時変電圧信号Ｓ１およびＳ２を受信し、前記共通電極と、前記身体の何処かにある選択された点との間で測定される信号の近似値である、方向ベクトルＵを持つ時変電圧信号Ｓを導き出す処理回路と、
前記処理回路に結合されて、前記時変電圧信号Ｓを表示するディスプレイと、
を備えるシステム。
【請求項２７】
処理回路が実行する、互いから距離Ｄだけ離間した体内の２点間の生理的電圧信号Ｓを近似する方法であって、
（ａ）方向ベクトルＵ１およびＵ２をそれぞれ持つ２つの信号Ｓ１およびＳ２を測定するステップと、
（ｂ）方向ベクトルＵ１と、生理的電圧信号Ｓの方向ベクトルＵとの間で測定される角度φを求めるステップと、
（ｃ）生理的電圧信号Ｓを角度φの関数として近似するステップと、
を含む方法。
【請求項２８】
（ｄ）生理的電圧信号Ｓをユーザディスプレイに表示するステップをさらに含む請求項２７に記載の方法。
【請求項２９】
ステップ（ｂ）は、角度φをユーザによる選択として得ることによって行われる請求項２８に記載の方法。
【請求項３０】
（ｄ）所定の角度範囲内に所定の増分で存在する角度φの全ての値について、ステップ（ａ）ないし（ｃ）を繰り返すステップであって、それによって、それぞれの生理的電圧信号を生成する、前記繰り返すステップと、
（ｅ）前記それぞれの生理的電圧信号すべての中から、所定の基準を基に最適な生理的電圧信号を選択するステップと、
をさらに含む請求項２７に記載の方法。
【請求項３１】
ステップ（ｅ）は、ＥＣＧ信号の波形の形態を記述する基準を用いて行われる請求項３０に記載の方法。
【請求項３２】
ステップ（ａ）は、方向ベクトルＵ１およびＵ２を選択することを含み、ステップ（ｃ）の関数はさらに、方向ベクトルＵ１およびＵ２の間の選択可能な角度βの関数である請求項３０に記載の方法。
【請求項３３】
ステップ（ｃ）は、生理的電圧信号Ｓを、距離Ｄに与えられる選択可能な値の関数として近似するステップを含む請求項２７に記載の方法。
【請求項３４】
前記処理回路は、少なくとも第１および第２の処理部を備え、該第１の処理部は体内、該第２の処理部は体外に位置し、前記処理回路は通信回路をさらに備え、ステップ（ｃ）は、複数の処理ステップを含み、
（ｃ１）中間処理結果を得るために、前記複数の処理ステップのうちの１つまたは複数を行うステップと、
（ｃ２）前記通信回路を介して前記中間処理結果を前記第２の処理部へ転送するステップと、
（ｃ３）前記生理的電圧信号Ｓを得るために、前記第２の処理部が前記複数の処理ステップのうち残りのものを実行するステップと、
をさらに含む請求項２８に記載の方法。
【請求項３５】
前記処理回路は、少なくとも第１および第２の処理部を備え、該第１の処理部は体内、該第２の処理部は体外に位置し、前記処理回路は通信回路をさらに備え、ステップ（ｃ）は、
（ｃ１）前記通信回路を介して信号Ｓ１およびＳ２を前記第２の処理部へ転送するステップと、
（ｃ２）前記第２の処理部が生理的電圧信号Ｓを角度φの関数として近似するステップと、
をさらに含む請求項２８に記載の方法。
【請求項３６】
前記処理回路は、少なくとも第１および第２の処理部を備え、該第１の処理部は体内、該第２の処理部は体外に位置し、前記処理回路は通信回路をさらに備え、ステップ（ｃ）は、
（ｃ１）前記第１の処理部が生理的電圧信号Ｓを角度φの関数として近似するステップと、
（ｃ２）前記通信回路を介して信号Ｓ１およびＳ２を前記第２の処理部へ転送するステップと、
をさらに含む請求項２８に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、電気生理学に関し、特に、２つまたはそれ以上の生理的電位信号を用いて、体上または体内の所定の場所に配置される仮想の電極対間で測定されるであろう電位を求めるシステムおよび方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
任意の所与の時点において、生体内の選択された点の電位は、体内の別の選択された点の電位と異なり得る。さらに、所与の点の電位は、時間とともに変化している可能性が高い。したがって、２つの別個の点に位置付けられた電極は、これら２点間の経時的に変化する電位差信号を測定することになる。
【０００３】
人間の体内の電位差を測定するシステムの一般的な例は、時間に対する、身体の表面に位置付けられる様々な標準電極対間に存在する変化する電位差のプロットを指す心電図（ＥＣＧ）によって与えられる。従来のＥＣＧ測定値は、一組の標準電極対を用いて得られる１２の信号測定値（「誘導（leads）」とも呼ばれる）を含むことになる。
【０００４】
図１は、１２の誘導ＥＣＧ測定値を得るために用いられる１０箇所の標準電極位置を示す。電極ＲＡ、ＬＡ、およびＬＬは、患者の右腕、左腕、および左足にそれぞれ位置付けられ、アースは通常、右足（ＲＬ）に配置される。他の電極Ｖ１〜Ｖ６は、患者の胸部に配置される。ＥＣＧ測定に含まれる標準的な１２誘導の組を得るために様々な電極対が用いられる。
【０００５】
測定される信号のうち３つは、一般に、Ｉ誘導、ＩＩ誘導、およびＩＩＩ誘導と呼ばれる。これらはそれぞれ、ＲＡとＬＡの間、ＲＡとＬＬの間、およびＬＡとＬＬの間の測定値を指す。これら３つの信号測定値は、図２に示すアイントーベンの三角形と呼ばれるものを構成する。この三角形は、測定した電気信号と誘導位置との間の関係を示すために広く用いられる。これは、次のような式の形で表すことができる。
【０００６】
ＩＩ誘導＝Ｉ誘導＋ＩＩＩ誘導
この概念は、キルヒホフの電圧則に基づくものであり、この法則では、右腕から左腕の間、左腕から左足の間、および左足から右腕の間で測定した電圧信号を加えると、各対の第１の点を電圧基準点と考えた場合に、合計をゼロとすることができる。上記式から明らかであるように、アイントーベンの三角形の信号はいずれも、他の２つの信号が既知であれば近似することができる。この概念を拡張することによって、標準１２誘導ＥＣＧに含まれる全ての信号は、信号のうち２つが既知でありさえすれば近似することができる。
【０００７】
１２信号ＥＣＧの測定値のうちのいくつかを用いて他の測定値を導き出すシステムが開発されている。例えば、Gauglitzの米国特許第５，２３１，９９０号は、標準ＥＣＧ信号のうちの様々なものを加えて標準ＥＣＧ信号のうちの他のものを生成する回路を記載する。同様のシステムが、Dowerの米国特許第５，７１１，３０４号に記載されており、当該特許は、１２誘導ＥＣＧ信号のうちのいくつかを用いて体上の所定の非標準ＥＣＧ位置に存在する信号を計算することを開示する。Ohlssonに付与された米国特許第４，０２３，５６５号は、複数のリード線入力（lead inputs）からのＥＣＧ信号を記録する回路構成要素を記載する。同様に、Levinに付与された米国特許第４，２６３，９１９号、Feldman等に付与された米国特許第４，１７０，２２７号、およびKepski等に付与された米国特許第４，５９３，７０２号は、アーチファクトの排除のために表面ＥＣＧ信号を合成する複数電極（multiple electrode）システムを記載する。
【０００８】
Karlsson等の米国特許第６，０３８，４６９号は、３つの垂直誘導Ｘ、Ｙ、およびＺを継続的に格納し、そこから即座に標準１２信号ＥＣＧ信号を導き出す心臓モニタリングシステムを開示する。別の同様のシステムは、Dowerの米国特許第４，８５０，３７０号に記載され、当該特許は、ｘｙｚベクトル心電信号または標準１２誘導ＥＣＧ信号の組を導き出すための、患者の胸部の４箇所の電極位置の使用を開示する。Evan等の米国特許第５，３６６，６８７号は、１９２個の電極を有するシステムから収集されるであろう信号を表す信号の空間分布を導き出すための、標準１０電極ＥＣＧ構成の使用を開示する。
【０００９】
ＥＣＧを検知しベクトル心電図の検討を行う際に多数の体表面ＥＣＧモニタリング電極システムが過去に用いられてきた。例えば、Page等に付与された米国特許第４，０８２，０８６号は、便宜性のため、および１つの電極の他の電極に対する正確な向きを保証するための両方の目的で患者の皮膚に貼ることのできる４電極の直交アレイを開示する。Caseに付与された米国特許第３，９８３，８６７号は、患者に通常の場所で配置されたＥＣＧ電極と、サンプリングした双極電極対の間で発生する電圧のＥＣＧ信号対時間を表示する六軸座標系直交ディスプレイとを使用したベクトル心電計システムを記載する。
【００１０】
上述のシステムは、標準ＥＣＧ測定値を用いて、他の標準測定値を導き出す。同様の手法が、患者の皮膚の下に位置する皮下電極アレイ（ＳＥＡ）を用いて行われ得る。Bennettに付与された米国特許第５，３３１，９６６号（本明細書中に参照により援用する）は、植え込み型デバイスの表面に位置する比較的近接した皮下電極のアレイにより電気的心臓信号を検知および収集する向上した機能を提供する方法および装置を開示する。より最近では、２０００年１０月２６日付けで提出されたCeballos等による米国特許出願第０９／６９７，４３８号（整理番号Ｐ−９０３３）「Surround Shroud Connector and Electrode Housings for a Subcutaneous Electrode Array and Leadless ECGs」（本明細書中にその全体を参照により援用する）が、植え込み型ペースメーカの周辺部に円周方向に配置されるシュラウド（shroud）上に位置する皮下電極のアレイにより電気的心臓信号を検知する代替的な方法および装置を開示する。２０００年１０月３１日付けで提出されたBrabec等による関連する米国特許出願第０９／７０３，１５２号「Subcutaneous Electrode for Sensing Electrical Signals of the Heart」（代理人整理番号Ｐ−９０４１）（本明細書中にその全体を参照により援用する）は、米国特許出願第０９／６９７，４３８号に記載されるシュラウドとともに用いられるスパイラル電極の使用を開示する。さらに、２０００年１０月２５日付けで提出されたGuck等による米国特許出願第０９／６９６，３６５号「Multilayer Ceramic Electrodes for Sensing Cardiac Depolarization Signals」（代理人整理番号Ｐ−８７８６）は、植え込み可能なペースメーカの周辺端部に沿って当該周辺端部に組み込んだ溝に配置した多層セラミック電極の使用を開示した。
【００１１】
上述のように、ＥＣＧ誘導とＳＥＡアレイの両方を用いて、標準測定値を導き出すことができる。しかしながら、標準測定値がいつも所望の診断情報を提供するとは限らない。場合によっては、非標準信号が、標準的な信号の組によって提供されるよりも関連性の高い情報を提供する。例えば、植え込み可能なデバイスの最適な設置角度を求める状況では、植え込み後の位置での電極対の間隔を近似する電極間隔を用いて全ての可能な植え込み角度における電圧差を計算することが望ましい。したがって、従来技術の概念を拡張し、植え込み型電極から導き出した測定値を含む非標準測定値を使用して他の無数の非標準測定値を自動的に生成するシステムを提供するシステムおよび方法が必要とされている。
【００１２】
［発明の概要］
本発明は、第１の所定の点と他の任意の選択可能な点との間で仮想の生理的電圧信号を得るシステムおよび方法を提供する。この仮想信号は、上記２点間で測定されるであろう実際の信号の近似値である。
【００１３】
本発明は、少なくとも３つの電極を用いて２つの電圧信号Ｓ１およびＳ２を測定する。一実施形態において、信号Ｓ１は第１の電極と共通電極との間で測定され、信号Ｓ２は第２の電極と共通電極との間で測定される。信号Ｓ１は、方向ベクトルＵ１を持つものとして説明することができ、信号Ｓ２は方向ベクトルＵ２を持つものとして規定することができる。
【００１４】
次に、別の点を選択して、この選択された点と共通電極との間に存在する一対の仮想電極を定める。この仮想電極対間で測定されるであろう信号Ｓの近似値は、Ｓ１、Ｓ２、およびφの関数として導き出すことができる。ここでφは、方向ベクトルＵ１と、信号Ｓの方向ベクトルＵとの間の角度である。本発明のシステムおよび方法によると、Ｓの信号値は、電極対間の距離、方向ベクトルＵ１およびＵ２の間の角度β、および仮想電極間の距離にも左右される。本出願人の研究は、本発明によって与えられる信号Ｓを導き出すと、仮想電極対の間で実際に測定されるであろう信号をよく近似することを示した。
【００１５】
本発明の別の実施形態では、４つの電極を用いて測定値Ｓ１およびＳ２を得ることができ、当該４つの電極のそれぞれの対を用いて測定値の各々を得る。この実施形態において、電極は、第１の電極対の間で画定される線分が第２の電極対の間で画定される線分と、仮想の共通電極と呼ぶことができる点で交わるように位置付けられる。上述したのと同様の方法で、この仮想の共通電極と他の任意の点との間の信号Ｓは、β、φ、Ｓ１、Ｓ２、および様々な電極間の距離の関数として導き出すことができる。この信号Ｓは、仮想の電極対の間で測定され得る信号をよく近似する。
【００１６】
本発明の一実施形態において、時変信号値Ｓは、Ｓ１およびＳ２の測定値が得られると即座に生成および表示することができる。別の実施形態において、信号Ｓは、以前に格納したＳ１およびＳ２の信号値を用いて導き出すことができる。
【００１７】
本発明は、体外で体の表面に位置付けられるか、あるいは体内に植え込まれる電極とともに用いることができる。体内に配置される電極の場合、電極は、ＩＭＤの外部ハウジング上に位置付けられ得る。体外に位置付けられる電極の場合、電極は、電極パッチに搭載されるか、あるいはＥＣＧ測定値を得るために通常用いられるタイプのリード線に搭載される。
【００１８】
本発明の一態様によれば、ユーザインタフェースを用いて、φ、β、および電極間の距離の値を入力することができる。別の実施形態において、βの値および電極間の距離は固定され得る。さらに別の実施形態において、これらのパラメータ値のうちの１つまたは複数は、電極を搭載するデバイス上に位置付けられるジャンパまたはスイッチの設定から読み取り可能であり得る。例えば、電極パッチは、プロセッサが本発明の方法を実施するために必要な様々なパラメータ値を定めるために読み取ることのできる、ユーザが選択可能な、あるいはハードコード化されたジャンパのいずれかを含み得る。
【００１９】
本発明のシステムは、Ｓの値を導き出す処理回路を用いて実施され得る。この処理回路は、完全にソフトウェア制御の下で機能して、信号値Ｓを求めるために必要なステップを行うことができる。代替的に、近似信号値Ｓを得るために行われるステップのうちの一部または全部を、例えば算術コプロセッサ回路を用いて達成され得るように、ハードウェアの制御下で完了することができる。さらに、埋め込み型電極を用いて信号値Ｓ１およびＳ２を得る場合、処理回路の第１の部分はＩＭＤ内に含めることができ、当該処理回路の第２の部分は植え込み可能な医療デバイス外部のモニタリングデバイスに位置し得る。本発明の方法を実施するために必要なステップのうちの一部または全部を、内部の処理回路で実施することができる。部分的または完全に処理された信号データは次に、所望であればさらなる処理のために遠隔測定デバイスなどの通信回路を介して外部デバイスへ転送され得る。代替的に、外部デバイスが全ての信号処理を行ってもよい。
【００２０】
本発明の方法に関連するステップの一部または全部は、Ｓ１およびＳ２の値が測定されると即座に完了され得る。代替的に、処理は、以前に格納したＳ１およびＳ２の波形測定値に対して行うことができる。したがって、値Ｓ１およびＳ２を格納すれば、ユーザが後に他の任意の方向ベクトルを持つ信号を再構築することを可能にするために必要な全情報を十分に保持することができる。これにより、柔軟性が与えられるとともに、測定信号値を格納するために必要なメモリ量が削減され、さらに処理要件が削減され得る。
【００２１】
一実施形態において、ユーザは、ダイヤル、ノブ、またはスイッチの設定といった何らかのタイプのユーザインタフェース機構を用いてφの値を選択する。例えば、ダイヤルまたはノブの所定方向・所定偏角の回転を用いてφを示すことができる。さらにφは、任意の定義された増分値単位で選択可能であり得る。例えばφは、０．１度といった比較的小さい増分単位で、あるいは１５度といったより大きな増分単位で選択可能である。
【００２２】
別の実施形態において、本システムは、角度φの所定範囲の値について信号Ｓを導き出すこともできる。本システムは次に、φの角度を選択し、あるユーザ指定の波形規準を最もよく満たす信号Ｓをもたらすことができる。例えば本システムは、ユーザ指定の基準を基に、最も大きい正方向の（positive-going）ＱＲＳ群を持つＥＣＧ信号Ｓをもたらす角度φを選択することができる。φに用いる範囲および増分変化（incremental variation）もユーザ指定とすることができる。
【００２３】
本発明のシステムおよび方法は、従来のシステムに勝る多くの利点を提供する。任意の選択可能な方向ベクトルを持つ信号を導き出すために必要なのは３つの電極のみである。これにより、所望の信号値を取得するために必要なハードウェアの量が削減され、かつ／または電極を移動させる必要性がなくなる。これにより、時間が節約でき、またシステムコストが削減される。さらに、所与の表面に配置される電極の数が低減することにより、測定しているポテンシャル場の乱れを最小限に抑え、より良好な信号の受信を提供することができる。
【００２４】
［発明を実施するための最良の形態］
本発明は、患者の体外または体内に位置付けられた少なくとも３つの電極を用いて患者体内の電圧信号を測定するシステムおよび方法を提供する。例えば、これらの電極は、体外表面に位置付けられるか、あるいは代替的に、皮下に位置付けられ得る。体外に位置付けられた電極は通常、例えばＥＣＧモニタまたはホルター（Ｈｏｌｔｅｒ）モニタといった外部モニタリングデバイスを用いて心臓のＥＣＧ信号を測定するために用いられる。後者の手法は、植え込み可能な医療デバイス（ＩＭＤ）のハウジングに組み込まれるタイプの皮下電極アレイ（ＳＥＡ）を用いて達成することができる。かかるデバイスは、同一譲受人に譲渡された米国特許第５，３３１，９６６号（その全体を参照により援用する）に記載および議論される。
【００２５】
図３は、互いに対して任意の向きで位置付けられ得る３つの電極３０２、３０４、および３０６を表すベクトル図である。議論の目的で、これら３つの電極は、ＥＣＧ信号を測定するために患者の胸部に配置されるものと仮定するが、患者の体上の任意の場所に配置されるか、あるいは体内に植え込まれ得ることが理解される。好ましくは、患者の体内に植え込まれる電極はＩＭＤの外面にある。しかしながら、比較的近接したリード線に搭載される電極もまた、信号測定値を得るために用いることができる。例えば、単一の二股リード線の２つの近接した遠位端に搭載される電極を用いて、本発明が意図する信号測定値を得ることができる。
【００２６】
図３の３つの電極を用いて、電極３０２と共通電極３０４との間で第１の電位Ｓ１ ３０８を測定することができる。第２の電位Ｓ２ ３１０を、電極３０６と共通電極３０４との間で測定することができる。これらの測定値を用い、自動化された方法を使用して、仮想信号Ｓ ３１２を求めることができる。信号Ｓは、電極３０２、３０４、および３０６によって定められる平面内に位置する任意の方向ベクトルを持つことができる。このベクトルの向きは、角度ｑ ３１３を用いて記述することができる。調査が示してきたことは、実際の信号Ｓ１およびＳ２を用いて導き出したこの仮想信号Ｓ ３１２が、共通電極３０４からユーザが選択可能な距離Ｄである位置３１４にある電極の間で測定されるであろう信号をよく近似するということである。これは以下で詳述する。
【００２７】
仮想信号Ｓを求めるために用いられる方法は、ベクトル算法の原理に基づく。例えば、Ｘ軸３１８およびＹ軸３２０（ともに破線で示す）を図３に重ね、共通電極をＸ軸とＹ軸の交点に位置付けることができる。Ｘ軸は信号Ｓ１の方向と一致して示されるが、これは以下の議論を簡略化する目的で行った任意選択である。ここで信号Ｓ１は、座標が（１，０）である方向ベクトルＵ１を持つものとして説明することができる。同様に、信号Ｓ２は、座標が（ｃｏｓ β，ｓｉｎ β）である方向ベクトルＵ２を持つものとして説明することができ、ここでβ ３２２は、Ｕ１と信号Ｓ２との間で反時計方向に測定される角度である。最後に、信号Ｓの方向ベクトルＵは、座標が（ｃｏｓ φ，ｓｉｎ φ）であるものとして説明することができ、ここでφは、Ｕ１と信号Ｓとの間で反時計方向に測定される角度である。
【００２８】
ベクトル算法の原理に従って、方向ベクトルＵは、２つの方向ベクトルＵ１およびＵ２の関数として次のように定義することができる。
Ｕ＝（Ａ×Ｕ１）＋（Ｂ×Ｕ２）
ここで、ＡおよびＢは、選択された角度φおよび角度βの関数であるスカラパラメータである。行列代数学を用いて、上記式を以下のように書き直すことができる。
【００２９】
【数１】
2004524873.tif 000003
【００３０】
この式をＡとＢについて解くと、次のような結果となる。
Ａ＝ｓｉｎ（β−φ）／ｓｉｎ β、かつ
Ｂ＝ｓｉｎ φ／ｓｉｎ β
Ｓ１およびＳ２は、それぞれ方向ベクトルＵ１およびＵ２を持つ各々の電極対間で実験的に測定される電圧信号であることを想起されたい。電圧測定値Ｓ１を用いて、電極３０２および３０４からなる第１の対の間に存在する電界を次のように定義することができる。
Ｅ１＝Ｓ１／Ｄ１
ここで、Ｄ１は電極３０２および３０４の間の距離である。
【００３１】
同様に、電極３０４および３０６からなる第２の対の間で測定される電界は、次のように定義することができる。
Ｅ２＝Ｓ２／Ｄ２
ここで、Ｄ２は電極３０４および３０６の間の距離である。
【００３２】
これら２つの電界を用いて、電極３０４と選択された点３１４との間の、方向ベクトルＵを持つ電界Ｅを近似することができることが分かっている。この電界の近似値は、次のように表すことができる。
Ｅ＝（Ａ×Ｅ１）＋（Ｂ×Ｅ２）
ここで、ＡおよびＢは上述のスカラパラメータである。
【００３３】
一連の代入を行うと、Ｅについて以下が導き出される。
【００３４】
【数２】
2004524873.tif 000004
【００３５】
最後に、電極３０４と点３１４との間の近似した電圧信号Ｓは、これら２点間に存在する電界Ｅおよび電極の間隔Ｄの関数として次のように記述することができることを想起されたい。
Ｓ＝Ｄ×Ｅ
ここで、Ｄは電極３０４と点３１４との間の距離である。
【００３６】
したがって、Ｓは次のように表すことができる。
【００３７】
【数３】
2004524873.tif 000005
【００３８】
この記述を用いて、信号Ｓの振幅の精密な近似値を求めることができ、ここでＳは、電極３０４と場所３１４に位置付けられる第２の電極との間で測定されるであろう信号であり、この選択された場所３１４は電極３０４から距離Ｄにある。好ましい実施形態において、場所３１４は、比較的同じサイズであるＤ１とＤ２の間のある値に距離Ｄが固定されるように選択される。これにより、２つの電極対に関連する電界を加えると信号Ｓをよりよく近似することができる。
距離Ｄは、時変信号Ｓの形態を変化させないスケールファクタである。その点で、Ｄは、当該時変信号の振幅を回路要件に合った電圧範囲にスケーリングするように選択することができる。例えばＤは、標準的なアナログ・デジタル変換器による信号のデジタル形式への変換を最良に行うことができるように選択されるプログラム可能な増幅器利得として考えることができる。一実施形態において、この値は可変ではなく、回路要件および信号Ｓの所望の振幅に基づいて固定される。
【００３９】
上記説明は、信号Ｓ１およびＳ２を得るための３つの電極の使用を仮定する。この目的で４電極構成を用いることもできる。
図４は、本発明のシステムで用いる４電極構成を示すベクトル図である。この図は、図３の電極３０２、３０４、および３０６を含み、さらに電極４００を含む。方向ベクトルＵ１を持つ信号Ｓ１を電極４００および３０２の間で測定する一方、方向ベクトルＵ２を持つ信号Ｓ２を電極３０４および３０６の間で測定する。Ｘ軸３１８およびＹ軸３２０をそれぞれ、これらの軸の交点が方向ベクトルＵ１およびＵ２の交点と一致するように重ねる。Ｘ軸は、上述したのと同様の方法で方向ベクトルＵ１と一致するように位置付ける。他のパラメータはすべて、図３を参照して上述した通りである。
【００４０】
上記段落に記載した方法をこの４電極構成に用いて、信号Ｓの振幅を求めることができる。ここでＳは、電極３０４と場所３１４に位置付けられる仮想電極との間で測定されるであろう電位の精密な近似値である。
【００４１】
上述の方法は、３つまたはそれ以上の電極から測定値Ｓ１およびＳ２を受信するデータ処理システムによって行うことができる。Ｓ１およびＳ２の測定値、既知のパラメータＤ１、Ｄ２、およびｂ、ならびにユーザが選択可能なパラメータＤおよびφを用いて、信号Ｓの近似測定値を得ることができる。データ処理システムは、値Ｓ１およびＳ２が測定されると即座にこの解析を行うことができる。代替的に、以前に格納した測定値Ｓ１およびＳ２を記憶装置から検索して、後に上記方法に従って処理することができる。
【００４２】
図５は、上記プロセスを実行することができる例示的なシステムのシステムブロック図である。電極３０２、３０４、３０６、および４００を示すが、必要な電極は３つのみである。電極は、身体の外面に位置付けられるか、あるいは植え込み可能なデバイスのハウジング上に位置付けられる皮下電極アレイであり得る。これらの電極が測定する信号は、信号を増幅し、かつ任意でフィルタリングする１つまたは複数の増幅器を含む増幅装置５００に供給される。増幅された信号は、測定されたアナログ信号の各々をデジタル表現に変換するアナログ・デジタル（Ａ／Ｄ）回路５０２に供給される。
【００４３】
測定された信号のデジタル化表現は、後の処理のために記憶装置５０４に格納することができる。記憶装置は、例えば、１つまたは複数のランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）、または別の同様のタイプの装置であり得る。代替的に、デジタル化した信号は、処理回路５０６に直接供給し、上述の方法に従って処理して仮想信号Ｓを導き出すことができるようにしてもよい。処理回路５０６は、記憶装置５０４に格納されるか、または他のメモリ装置に格納されるソフトウェアの指示の制御下で本方法を行うことができる。代替的に、本発明の方法の一部または全部を、例えば算術コプロセッサに含まれることで知られるタイプの回路を用いてハードウェアの制御下で行うことができる。かかる回路を、図５の算術コプロセッサ５０７として示す。
【００４４】
処理回路５０６は、ユーザインタフェース５０８に結合され、さらにユーザディスプレイ５１０に結合され得る。ユーザインタフェース５０８は、例えば、ユーザがφおよびＤの所望の値を選択して、信号Ｓが求められるようにすることを可能にするキーボードまたは他の制御装置とすることができる。その場合、信号Ｓ１、Ｓ２、および／またはＳは、ユーザディスプレイ５１０に表示され得る。所望であれば、例えばφおよびＤを選択するために設けられ得る例示的なノブ５１２および５１４によって示すように、ユーザインタフェースの一部または全部をユーザディスプレイ５１０に含めることができる。処理回路５０６はさらに、印刷装置５１６に結合され、信号のハードコピー記録を作成することができる。
【００４５】
上述のように、本発明のシステムおよび方法は、患者の体内に位置する電極とともに実施し得る。これらの電極は、例えばＩＭＤの外面に設けられ得る。このタイプの皮下電極アレイは、上記で参照した米国特許第５，３３１，９６６号に記載される。
【００４６】
体内に位置付けられた電極を用いて信号測定値が得られると、信号測定値Ｓ１およびＳ２を、ＩＭＤ内に位置するメモリに一時的に保持することができる。これらの信号測定値は後に、処理および表示のためにプログラマや外部モニタ等の外部デバイスへ転送され得る。代替的に、信号測定値Ｓ１およびＳ２は、植え込み型システムの記憶装置に最初に格納せずに、外部デバイスへ直接転送することもできる。所望であれば、上述の本発明の方法の一部を、ＩＭＤ内に含まれる処理回路によって完了することもできる。測定および処理された信号データは次に、外部デバイスに転送して、所望であればさらなる信号処理を行うことができるようにし、様々な測定および／または導出信号を表示することができる。
【００４７】
図６は、本発明による使用に適合された植え込み可能な医療デバイス（ＩＭＤ）システムの図である。図６に示す医療デバイスシステムは、植え込み可能なデバイス６１０を備え、本実施形態において当該植え込み可能なデバイス６１０は、患者６１２に植え込まれたペースメーカである。当技術分野におけるやり方に従って、ペースメーカ６１０は、密閉された生物学的に不活性の外部ケーシング内に収納される。当該外部ケーシングは、ペースメーカのペーシング／検知回路内で不関電極の役割を果たすように、それ自体が導電性であり得る。図６において参照符号６１４により集合的に扱う１本または複数本のペースメーカリード線は、従来の方法でペースメーカ６１０に電気的に結合され、静脈６１８を経て患者の心臓６１６内へ延びる。通常、リード線６１４の遠位端付近には、電気的心臓信号を受け取り、かつ／または心臓６１６に電気的ペーシング刺激を送出する１つまたは複数の露出した導電性電極が配置される。当業者には理解されるように、リード線６１４は、遠位端が心臓６１６の心房および／または心室に位置するような状態で植え込まれ得る。
【００４８】
本明細書中では本発明を、ペースメーカを含む一実施形態において説明するが、本開示の利益を受けた当業者は、本発明が他の多数のタイプの植え込み可能な医療デバイスシステムとともに、また２つの物理的に離れたコンポーネント間に通信リンクを提供することが望ましい実にあらゆる用途において有利に実施され得ることを理解するであろう。
【００４９】
図６には、以下で詳述する、アップリンクおよびダウンリンク通信チャネルを介して植え込み型デバイス６１０と非侵襲的な通信を行う外部プログラミングユニット６２０も示す。プログラミングユニット６２０には、従来の医療デバイスのプログラミングシステムに従った、植え込み型デバイス６１０とプログラマ６２０との間の双方向通信を容易にするプログラミングヘッド６２２が結合される。多くの既知の植え込み可能なデバイスシステムにおいて、図６に示すようなプログラミングヘッドは、当技術分野における方法に従って、患者の体上で、デバイスの植え込み部位の上に（通常は２〜３インチ以内の皮膚接触で）位置付けられ、当該ヘッド内の１つまたは複数のアンテナが、植え込み型デバイスの密閉筐体内、または当該デバイスのコネクタブロック内に配設されたアンテナに対してＲＦ信号を送受信できるようにする。
【００５０】
図７は、本開示の発明によるプログラミングユニット６２０の斜視図である。プログラマ６２０は内部に、本開示の発明によればパーソナルコンピュータ型のマザーボード、例えばＩｎｔｅｌ Ｐｅｎｔｉｕｍ ３マイクロプロセッサと、デジタルメモリなどの関連回路構成要素とを含むコンピュータマザーボードである処理装置（図７では図示せず）を備える。プログラマのコンピュータシステムの設計および動作の詳細は、当業者によく知られていると思われるため、本開示では詳細に記載しない。
【００５１】
図７を参照すると、プログラマ６２０は、好ましくは熱可塑性材料または他の相応に丈夫であるが比較的軽量の材料でできている外部ハウジング６６０を備える。図７において全体を６６２として示す持ち運び用の取っ手が、ハウジング６６０の正面に一体的に形成される。取っ手６６２を用いれば、プログラマ６２０はブリーフケースのように持ち運ぶことができる。関節式ディスプレイ画面６６４がハウジング６６０の上面に配設される。ディスプレイ画面６６４は、プログラマ６２０の不使用時には閉位置（図示せず）に折り畳まれることによって、プログラマ６２０のサイズを小さくし、その運搬時および保管時にディスプレイ６６４の表示面を保護する。
【００５２】
フロッピー（登録商標）ディスクドライブがハウジング６６０内部に配設され、ディスク挿入スロット（図示せず）を介してアクセス可能となっている。ハウジング６６０内部にはハードディスクドライブも配設され、ハードディスクドライブのアクティビティインジケータ（例えばＬＥＤ、図示せず）を設けてハードディスクの作動の視覚的な表示を行ってもよいことが意図される。
【００５３】
当業者に理解されるように、患者の刺激伝導系の状態を判定する手段を設けることが望ましい場合が多い。通常、プログラマ６２０は、外部ＥＣＧリード線６２４を備える。これらのリード線は、本発明によって冗長となるものである。
【００５４】
本発明によれば、プログラマ６２０は、内部プリンタ（図示せず）を備え、患者のＥＣＧまたはプログラマのディスプレイ画面６６４に表示されるグラフックスのハードコピーが作成できるようになっている。数種類のプリンタ、例えばGeneral Scanning 社から入手可能なＡＲ−１００プリンタが既知であり、市販されている。
【００５５】
図７の斜視図では、プログラマ６２０を、複数の可能な開位置のうちの１つに持ち上げられて、当該プログラマ６２０の正面にいるユーザに表示領域が見えるようになっている関節式ディスプレイ画面６６４とともに示す。関節式ディスプレイ画面は、例えば陰極線管（ＣＲＴ）などに比べて比較的薄いことを特徴とするＬＣＤまたは電子発光タイプのものであることが好ましい。
【００５６】
当業者に理解されるように、ディスプレイ画面６６４は、ハウジング６６０内部に配設されるコンピュータ回路構成要素に作動的に結合され、内部コンピュータの制御下でグラフィックおよび／またはデータの視覚的な表示を行うようになっている。
【００５７】
本明細書中で図７を参照して記載するプログラマ６２０は、Thomas J. Winklerに付与された米国特許第５，３４５，３６２号「Portable Computer Apparatus With Articulating Display Panel」により詳細に記載されている。当該特許は、本明細書中にその全体を参照により援用する。Medtronic社の９７９０型プログラマは、本発明を有利に行うことができる植え込み可能なデバイス用のプログラミングユニットである。
【００５８】
プログラマ６２０は、ユーザがφおよびＤの所望の値を選択して、信号Ｓが求められるようにすることを可能にするユーザインタフェースを備え得る。植え込み可能なデバイス内部の処理回路が全てのデータ処理を行う場合、これらのユーザが選択可能な値を、遠隔測定回路（図７では図示せず）などの通信回路を介してプログラマ６２０から植え込み可能なデバイスへ転送することができる。
【００５９】
図８は、本開示の発明によるペースメーカ６１０を構成する電子回路構成要素のブロック図である。図８から見て取れるように、ペースメーカ６１０は、デバイスのペーシング機能および検知機能を制御する一次刺激制御回路６２１を備える。刺激制御回路６２１に関連する回路構成要素は、例えばSivula等に付与された特許第５，０５２，３８８号「Method and apparatus for implementing activity sensing in a pulse generator」の開示内容に従った従来の設計のものとすることができる。ペースメーカ６１０の特定コンポーネントの設計および動作が従来通りである程度まで、かかるコンポーネントの設計および実施は当業者にとって日常業務に過ぎないと思われるため、本明細書中で当該コンポーネントの詳細な説明は行わない。例えば、図８の刺激制御回路６２１は、センスアンプ回路６２５と、刺激パルス出力回路６２６と、水晶クロック６２８と、ランダムアクセスメモリおよび読み出し専用メモリ（ＲＡＭ／ＲＯＭ）ユニット６３０と、中央処理装置（ＣＰＵ）６３２とを備える。これらは全て当技術分野においてよく知られる。
【００６０】
ペースメーカ６１０はまた、遠隔測定回路（内部通信回路）６３４を備え、図７においてより詳細に説明した外部プログラマ／制御ユニット６２０と通信できるようになっている。
【００６１】
引き続き図８を参照すると、ペースメーカ６１０は、１本または複数本のリード線６１４に結合される。当該リード線６１４は、植え込まれると、図６に関して上記したように、ペースメーカ６１０の植え込み部位と患者の心臓６１６との間を経静脈的に延びる。物理的には、リード線６１４とペースメーカ６１０の様々な内部コンポーネントとの間の接続は、図６に示す従来のコネクタブロックアセンブリ６１１によって容易となる。電気的には、リード線の導体とペースメーカ６１０内部の電気的コンポーネントとの結合は、リード線インタフェース回路６１９によって容易となり得る。このリード線インタフェース回路は、当業者が精通しているように、マルチプレクサのような方法で、リード線６１４の様々な導体、例えば心房チップおよびリング電極導体ＡＴＩＰおよびＡＲＩＮＧならびに心室チップおよびリング電極導体ＶＴＩＰおよびＶＲＩＮＧと、ペースメーカ６１０の個々の電気的コンポーネントとの間で必要な接続を選択的かつ動的に生じさせるように機能する。明確を期するために、リード線６１４とペースメーカ６１０の様々なコンポーネントとの間の具体的な接続を図８では図示しないが、例えばリード線６１４は、やり方に従って必然的にセンスアンプ回路６２５および刺激パルス（ペーシング）出力回路６２６に直接的または間接的に結合されて、心臓の電気信号を検知回路６２５に伝え、刺激パルスがリード線６１４を介して心臓組織に送出されるようにできることが当業者には明らかであろう。同様に図８では図示しないものに、植え込み型デバイスに通常備えられて、例えば当該デバイスの検知回路を高圧の刺激パルスから保護する保護回路がある。
【００６２】
上記したように、刺激制御回路６２１は中央処理装置６３２を備える。この中央処理装置６３２は、市販のプログラマブルマイクロプロセッサまたはマイクロコントローラであってよいが、本発明では特注の集積回路である。ＣＰＵ６３２と刺激制御回路６２１の他のコンポーネントとの間の具体的な接続を図８では図示しないが、ＣＰＵ６３２が、ＲＡＭ／ＲＯＭユニット６３０に格納されたプログラムの制御下で刺激パルス出力回路６２６およびセンスアンプ回路６２５のタイミングをとった動作を制御するように機能することが当業者には明らかであろう。当業者はかかる動作構成に精通しているものと思われる。
【００６３】
引き続き図８を参照すると、水晶クロック（発振回路）６２８（好ましい本実施形態では３２，７６８Ｈｚの水晶制御発振器）が、主要なタイミングクロック信号を刺激制御回路６２１に供給する。ここでもまた、かかるクロック信号がペースメーカ６１０の様々なタイミングをとったコンポーネント（例えばマイクロプロセッサ６３２）へ供給される際に通るラインは、明確を期するために図８から省いた。
【００６４】
図８に示されるペースメーカ６１０の様々なコンポーネントは、当技術分野の方法に従って、ペースメーカ６１０の密閉筐体内に収容される電池（図示せず）によって駆動されることが理解されるべきである。図面中で明確を期するために、電池および当該電池とペースメーカ６１０の他のコンポーネントとの間の接続は図示しない。
【００６５】
ＣＰＵ６３２が発する信号の制御下で心臓刺激を発生するように機能する刺激パルス出力回路６２６は、例えばThompsonの米国特許第４，４７６，８６８号「Body Stimulator Output Circuit」に開示されるタイプのものであってよい。当該特許は、本明細書中にその全体を参照により援用する。しかしながら、ここでもまた、当業者であれば多くの様々なタイプの従来技術のペーシング出力回路から本発明を実施する目的に適したものを選択できるものと思われる。
【００６６】
従来の設計のものであるセンスアンプ回路６２５は、リード線６１４から電気的な心臓信号を受け取り、かかる信号を処理して、特定の心臓の電気的事象、例えば心房の収縮（Ｐ波）および心室の収縮（Ｒ波）の発生を反映する事象信号を導き出すように機能する。ＣＰＵは、これらの事象指示信号を、当技術分野の方法に従ってペースメーカ６１０の同時刺激動作を制御する際に用いるためにＣＰＵ６３２に供給する。さらに、これらの事象指示信号は、医師または臨床医に対して視覚的な表示を行うためにアップリンク送信を介して外部プログラミングユニット６２０へ伝達され得る。
【００６７】
当業者は、ペースメーカ６１０が、他の多数のコンポーネントおよびサブシステム、例えば活動センサおよび関連回路構成要素を備え得ることを理解するであろう。しかしながら、ペースメーカ６１０におけるかかる付加的なコンポーネントの有無は、主にペースメーカ６１０における通信サブシステム６３４の実施および動作と、外部ユニット６２０における関連通信サブシステムとに関する本発明に関係するとは思われない。
【００６８】
図９は、本発明を実施することができる植え込み型ペースメーカ６１０の断面図である。ペースメーカ６１０の主要コンポーネントは、電子回路構成要素６５２および密閉電源６５０（この場合はリチウム／ヨウ素電池）を収納する密閉ケーシングからなる。リード線コネクタモジュール６１１は、心房リード線および心室リード線の近位端を開口部６１５に挿入することができる筐体を提供する。リード線コネクタモジュールは、ペースメーカケーシング６１０に接続され、リード線コネクタと密閉フィードスルー（これも図示せず）の間に電気的接続（図示せず）を有する。
【００６９】
引き続き図９を参照して、フィードスルー／電極アセンブリ６５１を、ペースメーカケーシングの平らな周辺部の定位置に溶接する。この図に示す実施形態では、ペースメーカの周辺部全体が丸まった縁部を有してわずかに平らに見え、本発明において行われるようなフィードスルー／電極アセンブリの配置に対応するように作製することができる。これらのフィードスルー／電極アセンブリ６５４は、ペースメーカケーシングに（密閉性を保つために）溶接され、電線６５５によりフィードスルー６５６を介して電子回路構成要素６５２に接続される。
【００７０】
図１０は、皮下電極アレイを用いて本発明を実施する場合の、植え込み型ペースメーカの周辺部に沿って、対応するシュラウド内に位置し得る種々の考え得る電極位置の図である。図示のように、物理的な電極間の間隔は、心臓の脱分極の検知に用いられ得るベクトルも示す。例えば、直交３電極デザイン６７２は、３つのベクトルすべてを用い得る等間隔３電極デザイン６７１と対照的に、２つの電位ベクトルのみを用い得る。２電極デザイン６７１は、本発明では用いられず、代替的な実施形態において可能なものとして示すに過ぎない。一方、４電極直交デザイン６７３は、２つの３電極デザイン６７１、６７２とともに好ましい実施形態の１つである。
【００７１】
図１１Ａは、ＩＭＤ７００の外面に設けられた電極３０２、３０４、３０６、および４００を含む皮下電極アレイの別の実施形態の側面図である。上述のように、わずか３つの電極を用いて本発明を実施することができる。
【００７２】
図１１Ｂは、当技術分野で既知であるような導電性ゲルを用いて身体の外面に貼ることができるタイプの電極パッチの図である。このパッチは、本発明とともに用いられ得る４つの電極を含むものとして示す。この図は、電極３０２、３０４、３０６、および４００と、処理回路６０６のような処理回路を含むであろう信号モニタリングデバイスへ相互接続を行うようになっているケーブルにおいて伝えられるタイプの関連する導電性トレース３０２Ａ、３０４Ａ、３０６Ａ、および４００Ａとを示す。このタイプのパッチは、本明細書と同一日付で提出された、同一譲受人に譲渡されたLee等の米国特許出願「System and Method for Non-Invasive Determination of Optimal Orientation of an Implantable Sensing Device」（代理人整理番号Ｐ−３０２６．０８）（本明細書中にその全体を参照により援用する）に記載される。
【００７３】
Lee等の出願に記載されるように、かかるパッチは、パッチ上の電極を位置変更できるようになっていてもよい。この場合、β、Ｄ１、およびＤ２の値は、処理回路５０６のような処理回路に結合され得るインタフェース７０４を介して読み取り可能なスイッチの列７０２によりユーザが設定することができる。このインタフェースは、処理回路５０６が、上述の方法で信号Ｓを求めるために用いられる所定の値を得ることを可能にする。電極が固定位置に取り付けられる場合、β、Ｄ１、およびＤ２の値は、所望であればパッチ上で実配線されてもよいことに留意する。別の実施形態において、これらの値は、パッチに記録されて、このパッチを照会するユーザがユーザインタフェース５０８を用いて当該値を容易に処理回路５０６へ送ることを可能にし得る。
【００７４】
図１２は、本発明の方法を示すフローチャートである。ステップ８００では、β、Ｄ１、Ｄ２、および任意でＤを含む所定の全パラメータを得る。これらのパラメータは、ユーザが、電極を体上に位置付けた後で、モニタリングセッションを開始する際に入力することができる。任意で、これらのパラメータは、処理回路５０６などの処理回路がジャンパまたはスイッチから読み取り可能であり得る。
【００７５】
上述したタイプの電極パッチとともに本システムを用いる場合、このパッチは、β、Ｄ１、およびＤ２の値を指示するためのジャンパまたはスイッチを備え得る。ジャンパまたはスイッチの位置は、実配線されているか、あるいはユーザが選択可能であって、ステップ８００中に処理回路が読み取り可能であり得る。別の実施形態において、β、Ｄ１、およびＤ２の値は、読み取り可能である必要はなく、ユーザがステップ８００中にこのデータを容易に入力できるようにパッチ上に記載されていてもよい。本システムを、常に同じ電極パッチとともに用いる場合、β、Ｄ１、およびＤ２の値は、処理回路６０６が読み取り可能である内部の事前にプログラムされた記憶装置に格納され得る。この記憶装置は、読み出し専用メモリ（ＲＯＭ）、またはシステムの初期化中にロードが行われるランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）とすることができる。電極がＩＭＤ表面の皮下電極アレイの一部であるさらに別の実施形態において、β、Ｄ１、およびＤ２の値は、ＩＭＤの内部記憶装置に格納され得る。これらの値は、内部処理回路６０６によって内部記憶装置から得る、かつ／または処理回路６０６および／または外部プログラマ６１０が本発明の方法を実施する際に使用するためにステップ８００中に外部プログラマ６１０へ転送することができる。上述のように、一実施形態において、Ｄの値は、Ｄ１およびＤ２のうち大きなほうとなるように選択される。別の実施形態において、Ｄは、システム中の他の回路の制限または要件を基に選択される信号Ｓの線形スケールファクタとして考えることができる。例えば、この値は、所望の振幅範囲を持ち、回路の他のコンポーネントが容易に処理することのできる信号を生成するように選択することができる。
【００７６】
所定のパラメータを得た後、ステップ８０２に示すように、前処理を任意選択で行うことができる。上述のように、信号Ｓは、次の記述によって求めることができる。
【００７７】
【数４】
2004524873.tif 000006
【００７８】
既知のβ、Ｄ１、Ｄ２、および任意でＤのパラメータを用いて、φを含むユーザが選択可能な値を得る前に上記記述の一部分の値を得ることができる。例えば、所望であれば処理効率を最大化するように（Ｄ／ｓｉｎ β）、Ｓ１／Ｄ１、およびｓｉｎ φの値を得ることができる。
【００７９】
次に、φの値、また任意でＤの値を含むユーザが選択可能な１つまたは複数のパラメータの値を得ることができる。これらは、例えばユーザインタフェース５０８、または図５に示すようなユーザディスプレイ装置５１０のダイヤルおよび／またはノブから得ることができる。これをステップ８０４に示す。
【００８０】
ステップ８０６において、信号Ｓ１およびＳ２の測定値を得る。これらの値は、記憶装置から検索するか、パッチ上の電極アレイやＩＭＤのハウジング上に位置する皮下電極アレイといった測定デバイスから直接受信することができる。好ましい実施形態において、これらの信号は、フィルタリングされ、デジタル形式に変換されている。
【００８１】
ステップ８０８は、次の記述を用いたＳの値の決定を含む。
【００８２】
【数５】
2004524873.tif 000007
【００８３】
ステップ８１０では、この信号を時間の関数として表示することができ、矢印８１２によって示すように本プロセスを繰り返すことができる。
上述の方法は、図８に示した順序以外の順序で行われ得るステップを含み、よってステップの順番付けは、本質的に限定的ではなく例示的なものとしてみなされるべきであることが理解されるだろう。
【００８４】
上述のように、本発明のシステムおよび方法は、関心の様相によって波形の形態を改良する効率的な手段を提供する。例えば特定の場合に、Ｔ波は、ＥＣＧ信号の最も重要な様相となる。本発明を用いることによって、φは、仮想信号Ｓが心臓信号のこの部分を最適に強調するような位置となるまで調整することができる。φに関して、拡大されたＰまたはＱＲＳの波形をもたらすような他の選択を行うこともできる。逆に、Ｐ波の検知が容易となるように最小のＱＲＳ波形が望ましい場合もある。角度φは、波形の特定部分に所望の極性が得られるように選択することができる。例えばφは、ユーザの好みに応じてＥＣＧ信号のＱＲＳ群が正値または負値となるように選択することができる。
【００８５】
本発明のシステムおよび方法の別の用途によれば、特定の波形部分の幅を変更するφの値を選択することができる。例えば、最も幅広のＱＲＳ群を与えるφの値を見つけることが望ましい場合がある。したがってこの表示は、ＱＲＳ群の幅の変化を強調することになる。これは例えば、ペーシング遅延を調節して最も幅の狭いＱＲＳ群を得ることを目的とする両室ペーシングデバイスにおけるＶ−Ｖタイミング解析の際に有用であり得る。これは、変化する患者の状態を示すためにＱＲＳ幅の変化が用いられるため、心不全患者の診断の際にも有用であり得る。さらに別の場合では、ＱＲＳ群の幅を用いて、心室性頻拍性不整脈（ＶＴ）と上室性頻拍性不整脈（ＳＶＴ）とを区別することができる。同様に、φは、最長のＱＴ間隔を与える表示を見つけるように選択することができる。これは、この表示がＱＴ間隔の変化を強調することになるからである。これにより臨床医は、突然死の危険性がある人に生じるＱＴのばらつきをより容易に検知することが可能となる。
【００８６】
一実施形態において、角度φは、ノブを３６０度まで回転させることによって選択することができ、ノブの各位置は、角度φの各々の選択に対応する。別の実施形態において、φは、所定の増分単位で選択可能である。例えばφは、１５度の増分単位で選択可能である。
【００８７】
上述のように、仮想信号Ｓは、図３に示すように角度φおよび距離Ｄを持つように位置付けられた電極によって測定されるであろう信号をよく近似する。
図１３Ａは、時間に対する測定した生理的電圧信号のグラフであって、当該信号は、図３に示すように、第１の測定信号に対して１５度の角度φを持つように位置付けられる電極対を用いて測定される。
【００８８】
図１３Ｂは、図１３Ａに示す測定信号を近似する類似の仮想信号Ｓを示す。この信号Ｓは、上述した本発明の方法に従って測定された信号値Ｓ１およびＳ２を用いて求められる。図１３Ａおよび図１３Ｂのグラフは、互いに時間的にシフトされて見えることに留意する。例えば、図１３Ａにおいて約０．５秒のところの時間で生じる測定波形のピークは、図１３Ｂにおいて０．７５秒付近に生じる近似したピーク値に対応する。この時間のずれは、データ収集手順のアーチファクトに過ぎない。グラフを調整してこの任意の時間シフトを除去すれば、図１３Ｂに示す波形の形態は、図１３Ａの測定波形をよく近似することが分かる。
【００８９】
図１３Ａおよび図１３Ｂに関して上述したのと同様に、図１４Ａないし図２０Ｂは、測定した生理的信号値を、角度φの様々な値の各々の補間値と比較するグラフである。これらの図は、角度φの変化によって波形の形態が変化する様子を示す。例えば図１３Ｂは、１５度の角度φを用いて導き出されたＥＣＧ信号の信号値Ｓを示す。この図のＱＲＳ群は、比較的大きな正の振幅を示す。これと対照的に、図２０Ｂに示す、−６０度の角度φについて導き出した波形はＱＲＳ群を、０ボルトよりもわずかに低い振幅を持つものとして示す。しかしながら、この角度での信号は、Ｔ波、例えば約１．２５秒のところで生じるようなＴ波を強調する。したがって、正値のＱＲＳ群を見ようとする臨床医は、１５度の角度φでの波形Ｓを選択することができ、別の臨床医は、Ｔの波形に特に関心がある場合、−６０度の角度φでの信号Ｓを選択し得る。
【００９０】
上記のように、本発明のシステムおよび方法は、測定信号平面内に位置する無数の仮想電極位置の測定値を導き出すために用いることができる。例えば一実施形態では、処理回路５６０または６６０を用いて、φの値の範囲全体にわたってＳの時変波形を生成することができる。次に各波形Ｓを、所定の基準について評価することができる。例えば、ＥＣＧ波形の基準セットは、目的の波形Ｓが最も大きい正値のＱＲＳ群を持つ波形であることを指示することができる。この基準を用いると、そのような波形を与えるφの値を選択し、将来のＳ１およびＳ２の測定値すべてについてＳを表示することができる。
【００９１】
図２１は、角度φの値の範囲全体にわたる格納されたＳ１およびＳ２の値を用いた波形Ｓの導出を示すフローチャートである。これにより、所望の目的に関して最適な波形の形態を選択することが可能になる。ステップ１７００において、Ｄ１、Ｄ２、および角度φを含む全ての所定値についてパラメータ値を求める。さらに、角度φの初期値を得る。ステップ１７０２では、角度φの現在の値と、格納されたＳ１およびＳ２の値とを用いてＳの時変信号を求める。次に、ステップ１７０４に示すように、この波形を所定の基準セットと対照させて評価する。例えば、この基準は、最も大きい正値のＱＲＳ群を示す波形Ｓが表示のために選択されるべきであることを指示し得る。ステップ１７０６に示すように、現在の導出波形Ｓが以前のどの導出波形Ｓよりも良く所望の基準を示す場合、現在の角度φの値を保持する。次に、ステップ１７０８に示すように、φの値を所定の増分値毎に変更する。例えば、角度φを０．５度毎に増加または減少させることができる。その際、φの値を所望の値の所定範囲、例えば０〜３６０度の範囲全体にわたって変更した場合、保持されたφの値についてＳの波形を表示することができる。なぜならこの値が、所望の波形の形態を最もよく生成するφの値であるからである。次にこのφの値を用いて将来の信号を即座に、所望であれば現在の電極位置を用いて表示することができる。これは、判定ステップ１７１０およびステップ１７１２にそれぞれ示す通りである。未だφの値の範囲全体をテストしていない場合、矢印１７１４によって示すようにステップ１７０２〜１７１０を繰り返す。
【００９２】
一実施形態では、０〜１８０度で変化する角度φについて様々な波形を生成することによって、処理を最適化することができる。選択された波形の極性は、この角度範囲が所望の極性を持つ選択された波形部分をもたらさなかった場合に逆転させることができる。例えば、生成された波形の組が、０〜１８０度で変化する角度φについて所定の増分単位で計算されるものと仮定する。さらにこれにより、角度φ１について導き出された、ＱＲＳ波形群に最も大きい負の値を持つ波形が１つもたらされるものと仮定する。選択可能な基準により、最も大きい正値のＱＲＳ波形が選択されるべきであることが指示される場合、選択される波形は、角度（φ１＋１８０）で導き出されたものであることが推論され得る。この波形は、上述の方法を用いて導き出すか、あるいは代替的に、角度φ１について生成した波形Ｓに関する全ての信号の値を反転させることによって導き出すことができる。
【００９３】
上記説明では本発明の多数の実施形態および利点を記載したが、上記開示は単なる例示であり、詳細な変更が行われ得るものの、なお本発明の広義の原理内にあることが理解されるべきである。例えば、上記の例は、本発明とともにＥＣＧ信号の使用を論じるが、体内で生じる他の生理的電圧信号も本発明のシステムおよび方法とともに用いることができることが理解されるだろう。したがって、本発明は、併記の特許請求項によってのみ限定されるものである。
【図面の簡単な説明】
【００９４】
【図１】図１は、１２誘導ＥＣＧ測定値を得るために用いられる１０箇所の標準電極位置を示す図である。
【図２】図２は、アイントーベンの三角形に含まれる３つの信号測定値を表すブロック図である。
【図３】図３は、互いに対して任意の向きで位置付けられ得る３つの電極を表すベクトル図である。
【図４】図４は、本発明のシステム中で用いる４電極構成を示すベクトル図である。
【図５】図５は、上記プロセスを実行することができる例示的なシステムのシステムブロック図である。
【図６】図６は、本発明による使用に適合された植え込み可能な医療デバイス（ＩＭＤ）システムの図である。
【図７】図７は、本開示の発明によるプログラミングユニットの斜視図である。
【図８】図８は、本開示の発明によるペースメーカを構成する電子回路構成要素のブロック図である。
【図９】図９は、本発明を実施することができる植え込み型ペースメーカの断面図である。
【図１０】図１０は、皮下電極アレイを用いて本発明を実施する場合の、植え込み型ペースメーカの周辺部に沿って、対応するシュラウド内に位置し得る種々の考え得る電極位置の図である。
【図１１】図１１Ａは、植え込み可能な医療デバイスの外面に設けられた４つの電極を含む皮下電極アレイの側面図である。図１１Ｂは、当技術分野で既知であるような導電性ゲルを用いて身体の外面に貼ることができるタイプの電極パッチの図である。
【図１２】図１２は、本発明の方法を示すフローチャートである。
【図１３】図１３Ａは、時間に対する測定した生理的信号のグラフであり、当該信号は、第１の測定信号に対して１５度の角度φを持つように位置付けられる電極対を用いて測定される。図１３Ｂは、図１３Ａにおいて測定して示される信号を近似するように導き出された類似の仮想信号Ｓを示す図である。
【図１４】図１４Ａおよび図１４Ｂは、測定した生理的信号の値を、別の角度φの値についてのその補間値と比較するグラフである。
【図１５】図１５Ａおよび図１５Ｂは、測定した生理的信号の値を、別の角度φの値についてのその補間値と比較するグラフである。
【図１６】図１６Ａおよび図１６Ｂは、測定した生理的信号の値を、別の角度φの値についてのその補間値と比較するグラフである。
【図１７】図１７Ａおよび図１７Ｂは、測定した生理的信号の値を、別の角度φの値についてのその補間値と比較するグラフである。
【図１８】図１８Ａおよび図１８Ｂは、測定した生理的信号の値を、別の角度φの値についてのその補間値と比較するグラフである。
【図１９】図１９Ａおよび図１９Ｂは、測定した生理的信号の値を、別の角度φの値についてのその補間値と比較するグラフである。
【図２０】図２０Ａおよび図２０Ｂは、測定した生理的信号の値を、別の角度φの値についてのその補間値と比較するグラフである。
【図２１】図２１は、角度φの値の範囲全体にわたる格納されたＳ１およびＳ２の値を用いた波形Ｓの導出を示すフローチャートである。
【図２】
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【図５】
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【図６】
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【図８】
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【図１０】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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【国際公開パンフレット】
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【手続補正書】
【提出日】平成14年12月4日(2002.12.4)
【手続補正１】
【補正対象書類名】特許請求の範囲
【補正対象項目名】全文
【補正方法】変更
【補正の内容】
【特許請求の範囲】
【請求項１】
体内の第１および第２の点に位置付けられる電極間で測定される時変電圧信号を示す導出信号Ｓを生成するシステムであって、
第１の所定の電極対および第２の所定の電極対を提供する少なくとも３つの電極であって、前記第１の所定の電極対は、方向ベクトルＵ１を持つ時変信号Ｓ１を測定し、前記第２の所定の電極対は、方向ベクトルＵ２を持つ時変信号Ｓ２を測定する、前記少なくとも３つの電極と、
結合されて時変電圧信号Ｓ１およびＳ２を受信し、方向ベクトルＵ１およびＵ２の交点によって定められる前記第１の点と、前記第２の点との間で測定される信号の近似値である方向ベクトルＵに沿った前記信号Ｓを導き出す処理回路であって、該信号Ｓを、前記方向ベクトルＵ１と前記方向ベクトルＵとの間で測定される角度である角度φの関数として導き出す、前記処理回路と、
を備えるシステム。
【請求項２】
前記処理回路に結合されて、時変電圧信号Ｓを表示するユーザディスプレイをさらに備える請求項２に記載のシステム。
【請求項３】
前記処理回路は、時変電圧信号Ｓを、方向ベクトルＵ１と方向ベクトルＵ２との間で所定の方向で測定される角度である角度βのさらなる関数として導き出す回路を含む請求項１に記載のシステム。
【請求項４】
前記処理回路は、時変電圧信号Ｓを、前記選択された点と共通電極との間の距離Ｄのさらなる関数として導き出す回路をさらに含む請求項３に記載のシステム。
【請求項５】
前記処理回路は、時変電圧信号Ｓを、前記第１の電極と前記共通電極との間の距離Ｄ１、および前記第２の電極と前記共通電極との間の距離Ｄ２のさらなる関数として導き出す回路をさらに含む請求項４に記載のシステム。
【請求項６】
前記処理回路の少なくとも第１の部分が植え込み可能な医療デバイスの内部に位置する請求項１に記載のシステム。
【請求項７】
前記少なくとも３つの電極は、前記植え込み可能な医療デバイスの外面に位置して、前記処理回路の前記第１の部分に時変電圧信号Ｓ１およびＳ２を供給する請求項６に記載のシステム。
【請求項８】
前記処理回路は、体外の第２の部分を備え、該システムは、前記植え込み可能な医療デバイスの内部にある、前記処理回路の前記第１の部分に結合される通信回路であって、時変電圧信号Ｓ１およびＳ２を前記処理回路の前記第２の部分へ転送する通信回路を含む請求項７に記載のシステム。
【請求項９】
時変電圧信号Ｓの導出はいくつかの段階を必要とし、前記処理回路の前記第１の部分は、前記いくつかの段階のうちの１つまたは複数を行う手段を備え、それによって、部分的に導き出された信号が前記通信回路によって前記処理回路の前記第２の部分へ転送されて、前記いくつかの段階のうちの前記１つまたは複数を完了する請求項８に記載のシステム。
【請求項１０】
時変電圧信号Ｓの導出はいくつかの段階を必要とし、前記処理回路の前記第１の部分は、前記いくつかの段階を全て行う手段を備え、それによって、時変電圧信号Ｓは、前記通信回路によって前記処理回路の前記第２の部分へ転送される請求項８に記載のシステム。
【請求項１１】
時変電圧信号Ｓの導出はいくつかの段階を必要とし、前記処理回路の前記第２の部分は、前記いくつかの段階を全て行う手段を備える請求項８に記載のシステム。
【請求項１２】
前記処理回路は、角度φを所定の電圧範囲にわたって所定の増分で自動的に変化させ、最適な時変電圧信号Ｓを求める手段を備える請求項１に記載のシステム。
【請求項１３】
前記処理回路は、最適な時変電圧信号Ｓを少なくとも１つの所定の波形基準の関数として求める手段を備える請求項１２に記載のシステム。
【請求項１４】
前記共通電極、第１および第２の電極は、身体の外面に貼るようになっている電極パッチ上に位置する請求項１に記載のシステム。
【請求項１５】
前記電極パッチは、Ｄ１、Ｄ２、およびβの値を求める読み取り可能な装置を含む請求項４に記載のシステム。
【請求項１６】
ユーザが前記角度φの値を選択することを可能にするユーザインタフェースをさらに備える請求項１に記載のシステム。
【請求項１７】
前記処理回路は、時変電圧信号Ｓを、前記選択された点と前記共通電極との間の距離Ｄのさらなる関数として導き出す回路をさらに含み、前記ユーザインタフェースは、前記ユーザが前記距離Ｄの値を選択することを可能にするデバイスを備える請求項１６に記載のシステム。
【請求項１８】
処理回路が実行する、互いから距離Ｄだけ離間した体内の２点間の生理的電圧信号Ｓを近似する方法であって、
（ａ）方向ベクトルＵ１およびＵ２をそれぞれ持つ２つの信号Ｓ１およびＳ２を測定するステップと、
（ｂ）方向ベクトルＵ１と、生理的電圧信号Ｓの方向ベクトルＵとの間で測定される角度φを求めるステップと、
（ｃ）生理的電圧信号Ｓを角度φの関数として近似するステップと、
を含む方法。
【請求項１９】
（ｄ）生理的電圧信号Ｓをユーザディスプレイに表示するステップをさらに含む請求項１８に記載の方法。
【請求項２０】
ステップ（ｂ）は、角度φをユーザによる選択として得ることによって行われる請求項１９に記載の方法。
【請求項２１】
（ｄ）それぞれの生理的電圧信号を生成するために、所定の角度範囲内に所定の増分で存在する角度φの全ての値についてステップ（ａ）ないし（ｃ）を繰り返すステップと、
（ｅ）前記それぞれの生理的電圧信号すべての中から、所定の基準を基に最適な生理的電圧信号を選択するステップと、
をさらに含む請求項１８に記載の方法。
【請求項２２】
ステップ（ｅ）は、ＥＣＧ信号の波形の形態を記述する基準を用いて行われる請求項２１に記載の方法。
【請求項２３】
ステップ（ａ）は、方向ベクトルＵ１およびＵ２を選択することを含み、ステップ（ｃ）の関数はさらに、方向ベクトルＵ１およびＵ２の間の選択可能な角度βの関数である請求項２１に記載の方法。
【請求項２４】
ステップ（ｃ）は、生理的電圧信号Ｓを、距離Ｄに与えられる選択可能な値の関数として近似するステップを含む請求項１８に記載の方法。
【請求項２５】
前記処理回路は、少なくとも第１および第２の処理部を備え、該第１の処理部は体内、該第２の処理部は体外に位置し、前記処理回路は通信回路をさらに備え、ステップ（ｃ）は、以下の複数の処理ステップ、即ち
（ｃ１）中間処理結果を得るために、前記複数の処理ステップのうちの１つまたは複数を行うステップと、
（ｃ２）前記通信回路を介して前記中間処理結果を前記第２の処理部へ転送するステップと、
（ｃ３）生理的電圧信号Ｓを得るために、前記第２の処理部が前記複数の処理ステップのうち残りのものを実行するステップと、
をさらに含む請求項１９に記載の方法。
【請求項２６】
前記処理回路は、少なくとも第１および第２の処理部を備え、該第１の処理部は体内、該第２の処理部は体外に位置し、前記処理回路は通信回路をさらに備え、ステップ（ｃ）は、
（ｃ１）前記通信回路を介して信号Ｓ１およびＳ２を前記第２の処理部へ転送するステップと、
（ｃ２）前記第２の処理部が前記生理的電圧信号Ｓを角度φの関数として近似するステップと、
をさらに含む請求項１９に記載の方法。
【請求項２７】
前記処理回路は、少なくとも第１および第２の処理部を備え、該第１の処理部は体内、該第２の処理部は体外に位置し、前記処理回路は通信回路をさらに備え、ステップ（ｃ）は、
（ｃ１）前記第１の処理部が生理的電圧信号Ｓを角度φの関数として近似するステップと、
（ｃ２）前記通信回路を介して信号Ｓ１およびＳ２を前記第２の処理部へ転送するステップと、
をさらに含む請求項１９に記載の方法。
【国際調査報告】
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