(57)【要約】ペースメーカのセンサリードから生インピーダンス信号を受け取り、このインピーダンス信号から全心周期（またはその大部分）にわたるインピーダンス信号を表すデータを導出し、心周期を定める一次パラメータを引きだし、調歩信号の制御のためにこれらのパラメータをマイクロプロセッサに供給する回路を含む心臓ペースメーカ。これらのパラメータはまた、ペースメーカの機能に関するその他の情報を決定するためにも用いることができる。この発明はまた、内因性調歩がなされている心臓の頻拍の決定にも、またその他の用途にも、適用することができる。
2004506451.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
心臓ペースメーカの調歩レートを制御する方法において：
ａ．ペースメーカのセンサリードからセンサ信号波形を受け取るステップ；
ｂ．前記センサ信号波形からデータを導出するステップ；前記導出されたデータは一心周期の少なくともほとんどにわたり前記信号波形を表す；
ｃ．前記心周期を定める前記センサ信号波形の一次パラメータを引き出すステップ；及び
ｄ．前記心臓ペースメーカの調歩信号の制御のために前記一次パラメータをマイクロプロセッサに供給するステップ；
を含むことを特徴とする方法。
【請求項２】
前記センサがインピーダンスセンサであることを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項３】
前記センサ信号波形からデータを導出する前記ステップに先立ち、前記センサ信号波形を離散化するステップをさらに含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項４】
前記センサ信号波形の前記一次パラメータがペースメーカまたは電位図のクロックに対する前記センサ信号波形の位相を含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項５】
前記センサ信号波形の前記一次パラメータが前記センサ信号波形の平均値を含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項６】
前記センサ信号波形の前記一次パラメータが前記センサ信号波形の振幅を含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項７】
前記センサ信号波形の前記一次パラメータが前記センサ信号波形の周期を含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項８】
前記センサ信号波形の前記一次パラメータがペースメーカまたは電位図のクロックに対する前記センサ信号波形の時間パラメータを含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項９】
前記センサ信号波形の一次パラメータを引き出す前記ステップが前記センサ信号波形の前記平均値、振幅、位相、周期及び時間パラメータの関数から前記センサ信号波形の複合一次パラメータを引き出すことを含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項１０】
前記センサ信号波形からデータを導出する前記ステップが前記センサ信号波形を正弦及び余弦基底関数成分に分解するステップをさらに含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項１１】
前記センサ信号波形からデータを導出する前記ステップが前記センサ信号波形の正弦及び余弦成分の区分定値近似を展開するステップをさらに含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項１２】
心臓ペースメーカの調歩レートを制御するための装置において：
ａ．ペースメーカのセンサリードからセンサ信号波形を受け取るための手段；
ｂ．前記センサ信号波形からデータを導出するための手段；前記導出されたデータは一心周期の少なくともほとんどにわたり前記センサ信号波形を表す；
ｃ．前記心周期を定める前記センサ信号波形の一次パラメータを引き出すための手段；及び
ｄ．前記心臓ペースメーカの調歩信号の制御のために前記一次パラメータをマイクロプロセッサに供給するための手段；
を含むことを特徴とする装置。
【請求項１３】
前記センサ信号波形を離散化するための手段をさらに含むことを特徴とする請求項１２に記載の装置。
【請求項１４】
前記センサ信号波形を基底関数に分解するための手段をさらに含み、前記分解するための手段は前記一次パラメータを引き出すための前記手段に前記基底関数を供給することを特徴とする請求項１２に記載の装置。
【請求項１５】
前記センサ信号波形を正弦及び余弦基底関数に分解するための手段をさらに含み、前記分解するための手段は前記一次パラメータを引き出すための前記手段に前記正弦及び余弦基底関数を供給することを特徴とする請求項１２に記載の装置。
【請求項１６】
前記センサ信号波形を正弦−方形及び余弦−方形基底関数に分解するための手段をさらに含み、前記分解するための手段は前記一次パラメータを引き出すための前記手段に前記正弦−方形及び余弦−方形基底関数を供給することを特徴とする請求項１２に記載の装置。
【請求項１７】
前記センサ信号波形の正弦及び余弦成分の区分定値近似を展開するための手段をさらに含み、前記区分定値近似を展開するための前記手段は前記一次パラメータを引き出すための前記手段に前記区分定値近似の値を供給することを特徴とする請求項１２に記載の装置。
【請求項１８】
心臓刺激装置において：
ａ．患者の心臓を刺激するための刺激発生器；
ｂ．前記心臓の時間で変化する生理学的特性を検知するための前記患者の心臓に接続されるように適合されたセンサ；
ｃ．前記センサにより検出される信号を発現させる信号を前記心臓に印加するための信号インジェクタ；
ｄ．前記信号インジェクタに接続された抽出器；前記抽出器は一心周期の少なくともほとんどに基づく前記心臓の前記時間で変動する特性の一次パラメータを引き出す；及び
ｅ．前記一次パラメータを受け取り、前記一次パラメータに基づいて前記刺激発生器から調歩パルスを発動させるためのマイクロプロセッサ；
を含むことを特徴とする心臓刺激器。
【請求項１９】
心臓ペースメーカの調歩レートを制御する方法において：
ａ．ペースメーカのセンサリードにより心臓のある領域のインピーダンスを検知して、インピーダンス信号を得るステップ；
ｂ．前記インピーダンス信号をサンプリングして、離散化インピーダンス信号を得るステップ；
ｃ．前記離散化インピーダンス信号をブランキングし、パディングして、フィルタリングされたインピーダンス信号を得るステップ；
ｄ．前記フィルタリングされたインピーダンス信号を同期平均化して、同期平均化されたインピーダンス信号を得るステップ；
ｅ．前記同期平均化されたインピーダンス信号から一次パラメータを抽出するステップ；及び
ｆ．前記心臓ペースメーカの調歩信号を制御するために前記一次パラメータをマイクロプロセッサに供給するステップ；
を含むことを特徴とする方法。
【請求項２０】
前記一次パラメータを抽出する前記ステップが：
ａ．前記同期平均化されたインピーダンス信号及びイベントトリガ信号をプロセッサに供給するステップ；
ｂ．前記プロセッサの第１の組のレジスタを絶えず更新するステップ；前記第１の組のレジスタは前記同期平均化されたインピーダンス信号を表す一組の値を格納する；
ｃ．一心周期毎に１回、前記第１の組のレジスタにある前記の値を第２の組のレジスタに出力するステップ；前記第２の組のレジスタは一心周期の実質的に全てを表す複数の値を格納する；及び
ｄ．前記第２の組のレジスタに格納された前記複数の値から一次パラメータを計算するステップ；
を含むことを特徴とする請求項１９に記載の方法。
【請求項２１】
前記一次パラメータが前記インピーダンス信号の位相を含むことを特徴とする請求項２０に記載の方法。
【請求項２２】
前記インピーダンス信号の前記位相と比較するための既定の位相を前記マイクロプロセッサに格納するステップをさらに含むことを特徴とする請求項２１に記載の方法。
【請求項２３】
前記既定の位相を前記インピーダンスの前記位相と比較し、よって前記心臓ペースメーカの前記調歩レートを決定するステップをさらに含むことを特徴とする請求項２２に記載の方法。
【請求項２４】
前記既定の位相を前記インピーダンスの前記位相と比較し、よって前記心臓ペースメーカの前記調歩レートを制限するステップをさらに含むことを特徴とする請求項２２に記載の方法。
【請求項２５】
前記既定の位相を前記インピーダンスの前記位相と比較し、よってバースト調歩または細動除去ショックを含む対頻拍治療を開始するステップをさらに含むことを特徴とする請求項２２に記載の方法。
【請求項２６】
安全パルスまたは内因性レートとは異なるレートまたはタイミングで調歩しながら、調歩捕捉を評価し、前記評価にしたがって調歩出力パルス振幅を調節するために、前記既定の位相を前記インピーダンスの前記位相と比較するステップをさらに含むことを特徴とする請求項２２に記載の方法。
【請求項２７】
心臓ペースメーカの調歩レートを制御する方法において：
ａ．ペースメーカのセンサリードにより心臓のある領域のインピーダンスを検知して、インピーダンス信号を得るステップ；
ｂ．前記インピーダンス信号をサンプリングして、離散化インピーダンス信号を得るステップ；
ｃ．前記離散化インピーダンス信号をブランキングし、パディングして、フィルタリングされたインピーダンス信号を得るステップ；
ｄ．前記フィルタリングされたインピーダンス信号を同期平均化して、同期平均化されたインピーダンス信号を得るステップ；
ｅ．前記同期平均化されたインピーダンス信号から一次パラメータの高調波成分を抽出するステップ；及び
ｆ．前記心臓ペースメーカの調歩信号の制御のために前記一次パラメータの前記高調波成分をマイクロプロセッサに供給するステップ；
を含むことを特徴とする方法。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
発明の分野
本発明は概ね心拍の管理装置の分野に関し、さらに詳しくは、ある人工刺激とその刺激に対する心臓の反応との間で測定される関係に基づく心臓刺激のための方法及び装置に関する。本明細書において前記関係は機械的−電気的位相（ＭＥＰ）と称される。本発明はさらに、特に調歩及び適切なペースメーカ機能を定めるための全心周期にわたるインピーダンス信号特性を導出する方法及び装置に関する。
【０００２】
発明の背景
患者の活動レベルに応答して心拍数を制御するため、測定されたパラメータに依存する様々な心臓ペースメーカが開発されてきている。これらのペースメーカの多くが、外因性あるいはその他の妨害信号の影響を所望のパラメータの測定値から除去するかあるいは少なくとも低減しようと努めている。例えば、ディノ（Ｄｅｎｏ）への米国特許第５，５０７，７８５号は、心臓の一回拍出量または分時拍出量の指標として心臓のインピーダンス変化に感応する、心拍数応答ペースメーカを開示している。このペースメーカはインピーダンスの測定値から同相妨害信号を低減または除去するために二相試験信号を用いる。このペースメーカは、様々な電極構成を使用できるように、別々の検出器回路及びインジェクタ回路も含む。
【０００３】
他には、心周期内の注目するイベントの時間をより精度よく計るある種の測定に向けられたペースメーカが提案されている。スピネッリ（Ｓｐｉｎｅｌｌｉ）への米国特許第５，２３５，９７６号は、“総活動時間（Ｔｏｔａｌ Ａｃｔｉｖｅ Ｔｉｍｅ）”と称される、心内インピーダンスから導出されるパラメータを説明している。活動時間は心室内インピーダンス法を用いて測定され、活動時間は収縮開始時点とインピーダンス波形の高速充満部の２点を通過する線が先行する拍動の終拡張期インピーダンスに相当するインピーダンスレベルに達する時点との時間間隔長である。いい換えれば、心周期の第１の部分からのインピーダンス信号が、十分な心臓ポンプ機能を維持するための収縮期拍出時間及び十分な拡張期充満時間がちょうど収まる、最小（調歩）時間間隔を導出するために用いられる。
【０００４】
残念ながら、この方法は（時間的に）局所的なインピーダンス信号特性に依存し、よって信号波形に付加された瘤波及び形状変動が得られる総活動時間の測定を信頼できないものとする。さらにスピネッリにより定められた総活動時間は、インピーダンスピークが次の調歩イベントより後に生じる高速調歩レートにおいては有効でない場合が多い。
【０００５】
スピネッリの方法及びその他の方法はまた、インピーダンス波形上の交差時間を正確に定めるために高サンプリングレートも必要とする。そのような高サンプリングレートではペースメーカの電源に要求される電力が非常に大きく、したがってペースメーカに搭載された電源が予定された機能を有効に果し得る時間が短くなる。すなわち、必要な範囲の心臓機能を有効に制御するが、全心周期にわたるインピーダンス信号のサンプリングレートはかなり低くなければならない心臓ペースメーカが必要とされている。
【０００６】
他にも、インピーダンス信号処理及びある種の生理学的センサの使用に向けられた解決法が提案されている。そのようなペースメーカの初期の例がチタック（Ｃｉｔａｋ）等への米国特許第４，７７３，４０１号で提供されている。 チタック等は前拍出期すなわちＰＥＰを決定する方法、及びこのパラメータの調歩制御への使用を説明している。注目すべき例外はいくつかあるにせよ、そのような方法で得られるパラメータの信頼性は十分でなく、一般に実施できるほどロバストなものではない。
【０００７】
いくつかの要因により、埋込可能な医療装置による心臓機能の生理学的検知が困難になり、したがってロバストとはいえない結果が得られる。機構上及び材料の適合性だけでなく、大きさ、重量、寿命、及び電力の間のトレードオフの結果として、得られた心臓機能を反映する信号は汚染されていることが多い。アーチファクト、雑音、並びにセンサ間及び被験者間変動を、ロバストで実用的な手段により上手に処理しなければならない。
【０００８】
心臓機能の検知技術に対する難題の１つの重要な例は、ある活動センサまたは発作性心房性頻拍に応答して最大調歩レートを生理学的に決定することである。心臓機能検知の困難さの別の例には、自己閾値に対する調歩及び対頻拍調歩（ＡＴＰ）捕捉検出及び治療終結及び結果評価に加えて、頻拍の弁別並びに心室性頻拍及び上室性頻拍（ＳＶＴ）に対する血行力学的許容度の評価がある。
【０００９】
すなわち、アーチファクト、雑音及びセンサ間変動を含む、センサ出力波形異常の影響をより受けにくいレート応答型心臓ペースメーカが必要とされている。そのようなペースメーカはロバストであるべきであり、インピーダンス波形に対してロバストで信頼できる応答が得られるべきであり、また実用的に扱えることができるべきである。センサは、医用装置による適切な治療のための刺激の選択を補助するための優れた信号処理及びパラメータ抽出と併用されなければならない。そのようなセンサはまた、その他の治療及び解析機能も完全に包含し得るべきである。
【００１０】
発明の概要
本発明は当該技術における上記及びその他の難点を処理する。本発明の完全な理解は、心周期のインピーダンス波形が概略的に正弦波であり、いかなる正弦波形も、振幅、周波数及び位相という一次パラメータで表され得るという認識に始まる。本発明の理解における第２の要因は、固定心拍レートの下で生理学的または代謝上の要求量の変化及び固定要求量の下での心拍レートの変化が前記の一次パラメータ、特に位相の変化を生じさせ、よって心臓調歩の変更が必要であるという信号を発することができるという認識である。
【００１１】
すなわち、最も広い意味で、本発明はセンサ信号、好ましい実施形態においてはペースメーカのセンサリードからの生インピーダンス信号を受け取り、全心周期にわたるインピーダンス信号を表すデータを導出し、前記心周期を定める一次パラメータを引き出し、これらのパラメータを電気的治療の制御のためにマイクロプロセッサに供給する。これらのパラメータはまた、ペースメーカのその他のインテリジェント機能を定めるためにも用いることができる。
【００１２】
心壁張力または心室血圧、あるいはその他の心臓運動パラメータのような、センサ信号を引き出すために用い得るその他の生理学的パラメータも有効に用い得ることは、ペースメーカ及び関連技術の当業者には当然であろう。本明細書では一貫性のため、全体を通してインピーダンス信号が用いられる。
【００１３】
別の態様において、本発明は埋め込まれた調歩リードのインピーダンスまたはその他のセンサ信号から生理学的情報をロバストに導出するための装置及び方法を提供する。本発明はまた、インピーダンスまたはその他のセンサ用途並びに将来の電位図及びその他のセンサ信号のための集積回路へのインプリメントに望ましい信号処理要素に関するより広汎な考察も提供する。本発明はまた、直接に有用であるだけでなく、機械的−電気的位相及び時間パラメータの信頼度を定量化するためにも用い得る、ロバストな振幅測定法も提供する。
【００１４】
本発明のまた別の態様においては、センササンプリング及び処理システムが心周期にわたって複数の注目する生理学的パラメータを様々な方法でサンプリングする。この関連パラメータ群抽出方法は新しいパラダイム−全心周期（またはそのほとんど全て）にわたるセンサ信号のフーリエ的な属性を利用する。これは、センサ信号（またはその導関数のような処理後版）が、ある閾基準あるいはある心周期における最小または最大のような特別な時点における値に一致する時間を利用するにはセンサ信号の信頼性が十分ではない調歩リードインピーダンスのような場合にまでパラメータ抽出を拡張する。
【００１５】
本発明で適用される機械的−電気的位相（ＭＥＰ位相あるいは単にＰＨＡ）、時間（ＭＥＰ時間またはＴＩＭ）及び振幅（ＭＥＰ振幅またはＭＡＧ）は、全心周期（またはその大部分）にわたるインピーダンス波形から導出される、極めてロバストな統計量である。よって、抽出される情報は詳細な波形形状には依存せず、むしろ心周期にわたって時間的に広げられて計算が行われる。この結果、雑音及び信号の上昇及び下降中の多数の最大値及び最小値、すなわちリップルのような中規模のアーチファクトは、前拍出期（ＰＥＰ）及び技術上既知のその他のパラメータを大きく変化する値にしてしまえるが、ＰＨＡ，ＴＩＭあるいはＭＧＡを有意に乱すことはない。センサ信号からパラメータを抽出するための本プロセスは、ある時点におけるインピーダンス信号（あるいは、例えば、ある狭い時間ウインドウにわたって計算された濾波導関数）に依存する既知のシステムへの決別に等しい。むしろ、本発明は心周期にわたる信号の多数決に依存する。
【００１６】
多数の極値すなわちリップルによりつくりだされる不確定性を処理するためにインピーダンス信号が強度にフィルタリングされている場合であってさえも、従来の点抽出法ではかなりの時間的不確定性が生じる。この問題は、波形が極値近傍では局所的に平坦であるため、極値の決定にとり根源的である。閾値交差時間にさえも、より小さいが重要ではある程度の、波形変動による不確定性が残る。
【００１７】
ＭＥＰパラメータ，ＰＨＡの別の重要な利点は、自己照合型であること及び固定パラメータ上限を被験者間変動に無関係に前もって定め得ることである。例えば、心周期の６５％をこえてからインピーダンスのピークが生じたことをＰＨＡが示す場合に、上限のレートが用いられるように定めることができる。
【００１８】
ＭＥＰ位相、ＭＥＰ時間及びＭＥＰ振幅は“一次の生理学的”パラメータと考えることができる。特に中程度及び高心拍レートにおいて、心内インピーダンス信号は（雑音のある）正弦波に似ている。理想正弦波からの偏差は、特にレート及び姿勢が変化するときに、被験者でまたは被験者間でロバストではない。やはり本発明のＭＥＰ手法の副生成値である、ゼロ次情報の平均インピーダンス以上に最も基本的な一次情報は正弦波の周波数、位相及び振幅である。周波数は電位図のタイミングから最も精度よく得られる。位相及び振幅はそれぞれＰＨＡ及びＭＡＧに含まれ、ＴＩＭは信号周波数及びＰＨＡから導出される。ＰＨＡも一次であると見なされて、調歩レートが７０から１４０ｂｐｍ（拍動／分）まで変わるときに全範囲（例えば１００°〜２８０°）の５０％だけ変化し得るが、一方ＰＥＰはレートが７０から１４０ｂｐｍまで変わるときに１０％以下だけしか変化し得ない。
【００１９】
時間的に非局在化された計算のため、インピーダンス信号のローパスフィルタリングはほとんど必要とされない。実際、ほとんどの場合にフィルタリングが必要であることはほとんどまたは全くない。リードインピーダンス信号が心周期毎に変動して現れる場合、本明細書に開示される（様々な時間の心周期へのＦＩＲまたはＩＩＲ平均化を“巧みに”応用する）同期平均化により、極めて有用でＭＥＰプロセスと完全に適合する信号が結果として得られる。フィルタリングがほとんど必要ではないことの結果には、媒介フィルタにより導入される時間遅延がほとんどなくなること、パラメータ求値がよりすばやくなること、患者の生理学的変化により迅速に応答することがある。また、その他のいかなるフィルタリングもなしに、ＰＶＣまたは姿勢変化に誘起される突然のインピーダンスシフトのような“異常周期挙動”イベントから次の１つまたは２つの拍動で回復することも挙げられる。この迅速な応答により、孤立値除去機構が容易になる。
【００２０】
ＭＥＰ法を用いて、高サンプリングレートによるものと等価な非常に微細な時間分解能を、サンプリング周波数を下げて得られる。計算の統合性のため、ＭＥＰ法はサンプリングレートの時間分解能以上にＭＥＰ位相及びＭＥＰ時間におけるシフトを弁別する。これにより、測定及び処理にともなう電流消費を少なくできる。さらに、基線オフセットインピーダンスが除去されていれば、比較的粗い４ないし８ビットでインピーダンスをＡ／Ｄ変換するだけで十分であることが、 わかっている。
【００２１】
本明細書に説明されるＭＥＰ法は、少数の簡単な論理−演算操作による実時間計算により実行される。そのような手法は、簡単なレジスタレベルのインターフェースをもつ状態マシンにより構成される低電力ＣＭＯＳＩＣに適合する。
【００２２】
最後に、ＭＥＰ振幅によりＰＨＡ及びＴＩＭについての内部信頼度評価が得られる。センサの基底雑音に近い振幅値は、位相または位相から導出された時間変数が正確には推定されないことを意味する。このため、雑音が多いかまたは小振幅波形の下では質が緩やかに低下するカルマンまたはベイズ的な最適制御法だけでなく、それほど巧緻ではない、どちらを調歩レート限界のあるいは細動除去を今するか後にするかの決定の要因とするかの信頼する−しない二者択一決定法も実行できる。
【００２３】
また、本パラメータ抽出法は心内インピーダンスに限定されず、より広汎に、基本周波数の振幅及び位相のような一次信号特性が古典的な振幅または時間ベースのパラメータ求値よりも信頼できる情報を伝える、いかなるセンサ信号にも適用できる。
【００２４】
別の態様において、本開示はセンサ信号から生理学的情報を導出する上記の新方法及びこれらのパラメータの適用の価値を例示する。重要な寄与及び従来のインピーダンス信号技術との相違には：
（ａ）　生理学的パラメータ推定における信頼度に関する有意で、固有の信号対雑音比評価；
（ｂ）　非生理学的な姿勢及び身体運動アーチファクトを許容できる抽出パラメータ；
（ｃ）　低められたセンササンプリングレートを許容できる方法；
（ｄ）　低い信号振幅分解能を許容できる方法；
（ｅ）　前拍出期（ＰＥＰ）あるいは自律神経系（ＡＮＳ）代用信号ではなく、生理学的レート制限及び制御アルゴリズムに直接有用な“位相”パラメータ；
（ｆ）　重大な低血圧状態に至る前に調歩レートに高信頼度で応答するレート制限／制御パラメータ；
（ｇ）　上記抽出パラメータに応答して調歩レートを調節する適用例；
（ｈ）　ＩＣＤ（埋込可能な心臓装置）及び調歩モード切換用途に対して頻拍が生理学的に許容されるか否かを評定するための値をもつパラメータ；及び
（ｉ）　その時そのときの調歩が予定された固有時とは実質的に異なる場合に、調歩による機械的捕捉を高信頼度で確認するために有用なパラメータ；
がある。
【００２５】
調歩及びＩＣＤリード電極から有意な生理学的情報を導出することは困難な課題であるが、この仕事は特別に努力する価値がある。埋込可能な電極に対するテブナン等価回路は、時間で変化するインピーダンス素子に直列接続された、時間で変化する電位図源電圧を含む。基本的な情報源は標準の調歩及び細動除去リードから入手できる。“開路”電位図電圧はほぼ全面的に心筋脱分極及び再分極の結果であるが、インピーダンスは電極並びに隣接する組織の形状寸法及び導電度に依存する。本発明のＭＥＰ導出パラメータはレート制限及び制御に対する生理学的重要性だけでなく、姿勢及び身体運動への優れたロバスト性も示す。
【００２６】
実用的な、埋込可能な装置は、選ばれた場合及び条件だけに限らずに、うまくはたらくセンサ及び抽出パラメータに依存しなければならない。それどころか、パラメータはほとんど全ての被験者に、また時間的に事実上１００％で、使用が可能でなければならない。これは、救命装置は数年間にわたり一日２４時間使用されるという前提条件による。このレベルに耐えられない装置は、その装置を実質的に役に立たなくする問題をもつと考えてよい。ＭＥＰ導出パラメータは、それらの評価の範囲を心周期のほとんどまたは全てにまで広げることにより、非生理学的なセンサ波形変化とは無関係となる。さらに、ＭＥＰ位相は生理学的に適切な頻拍と不適切な頻拍との弁別及び調歩レート上限の生理学的調節に特によく適合すると思われる。
【００２７】
要約すれば、ＭＥＰは、時間的に分布し、ほぼ完全に一連の簡単な整数演算及び論理操作からなる処理方法である。ＭＥＰ計算は任意の心周期長に適合し、センサ信号の基本周波数、振幅、及び別のタイミング信号に対する位相として入手できる一次情報から情報を導出する。以下で説明される３つのＭＥＰパラメータは、ＭＥＰ位相（ＰＨＡ），ＭＥＰ振幅（ＭＡＧ）及びＭＥＰ時間（ＴＩＭ）である。
【００２８】
本発明の上記及びその他の特徴は、以下の詳細な説明を添付図面とともに吟味することにより、当業者には明らかであろう。
【００２９】
好ましい実施形態の詳細な説明
図１はヒトの心臓１２に接続されているペースメーカ１０を簡略な形態で示す。本発明は心房または心室あるいは両者で検知されるデータから情報を抽出するために用いることができ、心房及び心室あるいはこれらのいずれかを調歩することができる。
【００３０】
ペースメーカ１０は、ペースメーカ１０の動作をつかさどるための様々な制御プログラムを実行するマイクロプロセッサ１４を含む。マイクロプロセッサ１４は必要なプログラム及びデータを格納するためのメモリ１６に接続される。
【００３１】
様々なイベントを計時できるように１つ以上の内部クロックを備えることができる。例えば、Ａ−Ｖインターバルタイマ１８及びＶ−Ａインターバルタイマ２０を備えることができる。マイクロプロセッサには、外部プログラム器（図示せず）とアンテナ２４を介して交信できるように、遠隔測定回路２４も与えられる。遠隔測定により、主治医は、ペースメーカからデータ及び情報を入手し、また種々の選択可能なパラメータ及び技術上知られているその他の機能を設定するためにペースメーカを制御することができる。
【００３２】
ペースメーカ１０は心房２８内の電極２７への第１のリード２６及び心室３２内の電極３１への第２のリード３０を介して心臓１２に接続される。肉体を通して電気回路を完成させるために、ペースメーカ容器４９のような基準電極が与えられる。図１に示されるように、ペースメーカの容器４９すなわち外部ケースは基準電極としてはたらく。図示される単極リードだけでなく、双極リードも本発明に用いることができる。
【００３３】
心房検知回路３４による心房検知及び心室検知回路３６により心室検知が心臓の状態及び反応性に関する情報をマイクロプロセッサに供給する。また、調歩パルスが心室刺激発生器３８から心室に与えられる。あるいは心房または２室調歩を与えることもできる。心臓刺激は従来通りに結合コンデンサ４０を通過する。
【００３４】
心室刺激発生器３８のパルスレートを制御するため、マイクロプロセッサはインピーダンス回路４２を介して心臓の状態に関する情報を収集する。インピーダンス回路４２は、主として、心臓が拍動して血液をポンピングしているときの心臓の形状変化によるインピーダンス変化を検出する。インピーダンス波形の形状は、以下でさらに十分に説明されるように、インピーダンス回路４２によりＭＥＰ抽出器４４に与えられる。本発明が時間で変化するその他の心臓の特性にも同じく適用できることは当然である。
【００３５】
米国特許第５，５０７，７８５号に開示され、本明細書に参照として含まれるように、生理学的要求の徴候を得て、調歩レートを調整するためのセンサ４５を備えることもできる。
【００３６】
インピーダンス回路４２は、二相信号インジェクタ４６及び信号検出器４８を含む。二相信号インジェクタ４６は、心臓の変動インピーダンスを検出するための、短く、本質的に対称的な二相定電流パルスをつくる。各パルスの持続時間は１〜５０マイクロ秒程度であり、振幅は０．１〜２ｍＡである。 結果として検出器で見られる電圧は５０〜１０００ｍＶ程度であろう。
【００３７】
信号検出器４８はリード３０に接続され、心室検知回路３６に与えられるものと同じ信号を変動インピーダンス信号、すなわちＺ生として検知する。次いで、この生インピーダンス信号は図２に論理流れ図で示されるＭＥＰ抽出回路４４に供給される。
【００３８】
図１に示されるシステムは、心室電極から、この場合は容器である基準電極までのインピーダンスを測定する２端子センサで本発明を示している。本発明が同様にその他の２端子、３端子及び４端子センサにも等しく適用できることは当然であり、３端子センサが好ましいであろうが、平明さのために２端子センサが示されていることは理解されるべきである。
【００３９】
図２は、ＭＥＰ抽出器回路４４内で本発明を実行する信号処理ステップの要点をまとめた論理流れ図５０を示す。図３〜７は図２の様々な処理ステップを経た信号を示す。
【００４０】
まず図２及び３〜７の一番上に、心室インピーダンスセンサの生信号，Ｚ生（図２及び３）が２室調歩による能動放電アーチファクトとともに示される。能動放電アーチファクトは、残留分極が消散されるときの短時間のインピーダンス低下である。次の信号，Ｚｌｐｆ（図４）は、ステップ５２において、アーチファクトのブランキング、ブランキングされた部分へのパディング、及びローパスフィルタリングによりＺ生から導出される。ステップ５４で信号のアンサンブルまたは同期平均化が用いられ、Ｚ同期で表される信号（図５）が得られる。最後に、ＭＥＰ処理５６により、図３６に示されるように心周期毎に１回更新される、パラメータＰＨＡ（位相）の形態にある生理学的情報が得られる。図２でＰＨＡとして示されるＭＥＰパラメータは次いでマイクロプロセッサ１４に与えられる。心周期の境界が、全心室調歩または検知イベントに一致する、Ｖイベントパルス（図７）で示される。
【００４１】
様々な、ＰＨＡ（位相），ＴＩＭ（時間）及びＭＡＧ（振幅）のようなＭＥＰ導出情報を生成できる手法がある。これらの手法の全てに共通して、プロセスは時間的に分布し、ほとんど全てが一連の簡単な整数演算及び論理操作からなる。さらに、計算は任意の心周期長に適合し、センサ信号の基本周波数、振幅及びペースメーカに利用できるタイミング信号（例：ペースメーカまたは電位図のクロック）に対する位相として入手できる一次情報から情報を導出する。
【００４２】
基底関数射影
図２０〜２３に示される本発明を実行する好ましい実施形態に戻る前に、本発明が基礎としている背景知識を以下の説明で提供する。
【００４３】
周期信号のフーリエ表示と同様の態様で、インピーダンス信号の基本周波数、振幅及び位相は、図８〜１１にグラフで示されるように、インピーダンス信号の内積すなわち直交正弦及び余弦成分への射影から得ることができる。概念上の理想ではあるが、重みつきフーリエ和は三角関数の正弦関数（図１１）または余弦関数（図１０）に依存し、これらの正弦及び余弦関数はさらに一心周期持続時間に依存する。Ｖイベントマーカー（図９）間で、４つの心周期のそれぞれについて得られた値が、ＭＥＰ振幅（約３Ω）及びＭＥＰ位相（約２８０°）について図８に示される。この機構を用いる計算負荷は重すぎて、埋込可能な装置内の集積回路に直接インプリメントすることはできない。
【００４４】
代わりに、心周期変動に適合する正弦及び余弦関数の区分定値近似が本開示の実際的手法として用いられる。このような近似の最も単純な方法では、正弦波の代わりに、位相が９０°ずれ、したがって直交する２つの方形波が用いられる。この結果、図１２〜１５に示されるように、図８〜１１に示される振幅及び位相と非常に近い結果が得られる。
【００４５】
本明細書で用いられるｚｉは、長さがＮの一心周期におけるｉ番目のインピーダンス信号サンプルを表す。正弦−方形という表記は、値が前半のＮ／２サンプルについては＋１、後半のＮ／２サンプルについては−１の、 正弦波様の基底関数（図１５）を指す。以下に説明する実施形態について、前記の正弦様方形波は、心周期後半にわたる和から差し引かれる、心周期前半にわたる和，Ａが必要である。同様に、アキュムレータＢは中間の１／２周期における和として定義される。数学的には、アキュムレータ値Ａ，Ｂ及びＴは（式１）：
【数１】
2004506451.tif 000003
【数２】
2004506451.tif 000004
【数３】
2004506451.tif 000005
と定義される。ただし厳密には、これらの式はＮが４の倍数であるときにのみ、正しい。
【００４６】
次いで、正弦様及び余弦様関数によるセンサ信号の射影、すなわち内積は（式２）：
【数４】
2004506451.tif 000006
及び（式３）：
【数５】
2004506451.tif 000007
と定義される。
【００４７】
したがって式２及び３から、ＭＥＰ値を導出することができる射影Ｘ及びＹの値が得られる。さらにパラメータＡ，Ｂ及びＴのそれぞれは、回路にインプリメントされた、図２０，２１または２７のいずれかに示されるような簡単なアルゴリズムによりインピーダンスサンプル毎に実時間で計算することができる。
【００４８】
心周期の終りにあたって、平均インピーダンス（ＡＶＧ），ＭＥＰ振幅（ＭＡＧ），ＭＥＰ位相（ＰＨＡ）及びＭＥＰ時間（ＴＩＭ）を三角関数の関係式から得ることができ、（式４）：
【数６】
2004506451.tif 000008
【数７】
2004506451.tif 000009
【数８】
2004506451.tif 000010
【数９】
2004506451.tif 000011
で与えられる。ここでＰは心周期であり、ＰＨＡは度（°）で表されるとする。
【００４９】
あるＭＥＰパラメータについての関係が、図１６及び１７に示される。座標点（Ｘ，Ｙ）を取り囲む半径δρの領域は、ＭＡＧが比較的大きい（長さρ＞＞δρである）限り、ＭＥＰパラメータにはなはだしくは影響しない、各成分にともなう誤差すなわち不確定性の領域を表す。
【００５０】
他方で、ＭＡＧが非生理学的雑音及び測定誤差と同等（ρ≒δρ）であれば、ＭＡＧ及び特にＰＨＡとＴＩＭ情報は信頼性よく決定することができない。これは図１９に示すように、インピーダンス信号のピーク対ピークレベル（ＺＰＰ）が図１７のレベルと同等の十分なレベルであったとしてもおこり得る。
【００５１】
得られるＭＧＡ，ＰＨＡ及びＴＩＭの値は、緩やかに変動するインピーダンスオフセットには関係しない。このことは、生理学的なインピーダンスの揺らぎはインピーダンス測定値の小部分であることが多く、 Ａ／Ｄコンバータのダイナミックレンジをより十分に活用するためには、オフセット補正を用いなければならないので、有益である。図２０に示される本発明の実行においては、過去の（８ビットの）インピーダンスサンプル列を利用しなければならない。このようなサンプル列はＦＩＲフィルタリングにも用いることができ、及び／または、以下の式５及び６並びに図２２で説明されるような、同期平均化機構の一部とすることもできる。
【００５２】
上式１〜３で定義されたＴＩＭを用いる場合、式４は心周期の始まりに対するセンサ信号ピークの時間の分散計算と等価である。これは、上述した様々な理由により、センサ信号最大値の時間の直接決定に比べて優れている。さらに、座標系に依存して、この時間はセンサ信号最小値、ＰＥＰ５０％のような閾値交差時間あるいはその他の様々な時間を全く同様に表すことができる。例えば、ＭＥＰパラメータを、ＭＥＰ−ＰＥＰ５０％＝ＴＩＭ−（Ｐ／４）と定義することができる。
【００５３】
繰り返して言うと、ＭＥＰ導出パラメータは、それらの全心周期のセンサ信号への依存性のため、対応する直接決定より優れている。
【００５４】
ＭＥＰ抽出器
上記の背景知識をふまえて、ＭＥＰ抽出器４４の好ましい実施形態についての図２０を次に参照する。生インピーダンスセンサ信号６１，ｚ生が固定レートで絶えずサンプリングされ、レジスタ６４に供給される。ユニット６４は、調歩パルス及び能動放電区間アーチファクトがインピーダンス波形を大きく歪ませることを防ぐために、非同期的に収集された信号のブランキング及びパディングも行う。これには、ブランキング区間にかけて出力を最終有効レベルに保持することでパディングを行うという簡単な手法を用いる。心房及び／または心室の調歩能動放電区間によるインピーダンスアーチファクトは、点ｉにおける出力ｚがその時点のｚ生であるか、レジスタ６４に格納されている過去の値ｚｐａｄであるかを管理するための調歩インジケータ６３を用いることにより、除去される。パディング区間の長さは放電区間より若干長くとるべきである。このようにして、ユニット６４は出力信号ｚｉを引き出す。
【００５５】
図２０に示される実施形態において、演算論理ユニット６２にはＡ，Ｂ及びＴについての一組のアキュムレータレジスタがある。演算論理ユニット６２はサンプリングされたインピーダンス信号ｚｉ，Ｖイベント，及びｖｅ１とｖｅ２との論理和入力を受け取る。ｖｅ１は心室刺激発生器３８へのマイクロプロセッサ信号であり、ｖｅ２は心室検知回路３６からの信号である（図１参照）。
【００５６】
演算論理ユニット６２はＭＥＰ処理のための手段を備える。ブランキングされたセンサ信号ｚは、一心周期の終了及び次の心周期の開始の信号を発するためのＶイベントインジケータとともに、 ＡＬＵ（演算論理ユニット）６４に入力される。センサ信号サンプル列は、ＡＬＵ６４内のＡ，Ｂ及びＴの値を絶えず更新するために、アドレスｐａ，ｐｂ，ｐｃ及びｉを用いて書き込まれ、また読み出される。一心周期の終了の信号が出されると、Ａ，Ｂ及びＴの値は、マイクロプロセッサ１４がレート制御またはレート制限アルゴリズムに用いられる平均，ＭＡＧ，ＴＩＭ及びＰＨＡに変換するために一組のレジスタ６６に転送されて保持される。
【００５７】
説明したばかりの計算のためのコンピュータプログラムコードの実例の一部が図２７に示される。センサ信号の各サンプルはシリアルに読み込まれ、様々なレジスタについての値が実時間で計算される。Ｎが４の倍数でないときの様々なＮの値に対する補正に用いられる手法に特に注目されたい。
【００５８】
図２１は、格納用メモリが簡単に得られる場合の、図２０に示されるＭＥＰ抽出器の代替ＭＥＰ抽出器を示す。ＭＥＰ抽出器４４はいかなる部分和，Ｚｉ：
【数１０】
2004506451.tif 000012
の列もメモリアレー７４に格納できる。しかし部分和列要素Ｚｉは、図２０の実施形態の格納容量の少なくとも２倍の容量が必要である、少なくとも１６ビットでなければならない。図２１の場合には、 前半についての和Ａ＝ＺＮ／２及び総計Ｔ＝ＺＮがアレー７４から直接読み出される（ただしＮが奇数の場合には、Ａを計算するために内挿が必要である）。同様に、中間半周期についての和はＢ＝Ｚ３Ｎ／４−ＺＮ／４である（Ｎが４の倍数ではない場合には、やはり内挿が必要である）。図２１のシステムは、２区分定値基底関数が望ましく、またこれらの基底関数をソフトウエアによりフレキシブルに定めることができる場合に、図２０のシステムより好ましい。
【００５９】
図２１を再び参照し、図２０でユニット６４により与えられる方法と同様にして引き出すことができる左下のブランキングされた信号ｚｉから始めれば、 簡単なボクスカー型ＦＩＲフィルタ７６によりローパスフィルタリングされた信号，ｚｆｉｒがつくられる。サンプル毎に、アキュムレータＡに（Ａが正しく初期化された後に）ｚｉが加えられ、ｚｉ−Ｇが減じられて、ｚｆｉｒ＝Ａ／Ｇである。必要がなければ、このローパスフィルタリングステップは省略できる。
【００６０】
Ａ，Ｂ及びＴのＭＥＰ計算は、ＡＬＵ７２で行われる。新しい信号サンプル，ｚｆｉｒ毎に累積和変数Ｚは大きくなり、アレー７４に格納される。Ｎ個のイベントからなる心周期がちょうど終了したことをＶイベントインジケータが示すと、 ６個までの値がアレー７４から読み出される。Ｎ／４，Ｎ／２及び３Ｎ／４における累積和を得るために内挿が行われ、次いでＭＥＰ抽出パラメータを引き出すためにＡ，Ｂ及びＴの値がマイクロプロセッサに与えられる。
【００６１】
同期平均化
図２２は、同期平均化として知られる、専用ローパスフィルタリング及び肺換気アーチファクト抑制のための回路８０を示す。この回路の出力は上述したＭＥＰ抽出にそのまま適合する。同期平均化回路８０は、特定の心周期に固有の乱れを抑制することにより心周期揺らぎの調整及び除去を行うに有用である。すなわち、このような信号から導出されるパラメータは本質的にローパスフィルタリングされ、この結果向上したパラメータ安定性が得られることにより、よりロバストなレート制限及び制御を行うことができた。図２４の最上部の信号のような、ある種の極めて“雑音の多い”信号については、同期平均化信号で劇的な改善が得られる。
【００６２】
ＡＬＵ８２に与えられるＶイベントインジケータは、 各心周期の開始時にアレーインデックスｉを初期化する。心周期ｋ内の新しい信号サンプル毎に、（心周期ｋ−１からの）インデックスｉにおける先に同期平均化された出力は、単極ＩＩＲフィルタ（式５）：
【数１１】
2004506451.tif 000013
あるいは等価的に（式６）：
【数１２】
2004506451.tif 000014
をなすように、凸結合でｚｉと混合される。あるいは、ＦＩＲローパスフィルタ混合を用いることができるが、過去の心周期についての格納メモリが余分に必要となる。
【００６３】
このようにして導出された値はアレー８４に格納される。その時点のインデックスｉが最終心周期の終点，Ｎｋ−１を行き過ぎていれば、回路８０はその時点の拍動におけるその時点のセンサ信号，ｚｉｋにのみ依存する。項：
【数１３】
2004506451.tif 000015
及び
【数１４】
2004506451.tif 000016
は、同期平均化信号をきれいにつなぎあわせるためのオフセット補正である。実際上は、α＝ｐ／ｍとし、 ｍが２のベキ乗であるように選ぶべきである。ｍ＝８及び４から６の範囲のｐを選択することが、フレキシビリティ及び機能の上で望ましい。
【００６４】
肺換気及び基線ドリフト除去へのＭＥＰ計算の拡張
単心周期にわたるインピーダンス基線の肺換気に関わる変動は、ＭＥＰパラメータに小さな誤差を誘起する。先に説明したＭＥＰ抽出法及びその構成の両者により、簡単な“脱傾向化”補正が可能である。例えば、Ｎ個のセンササンプルからなる一心周期がｄ＝ＺＮ−Ｚｉだけ離れて終了していれば、（式７）：
【数１５】
2004506451.tif 000017
【数１６】
2004506451.tif 000018
【数１７】
2004506451.tif 000019
により、Ａ，Ｂ及びＴアキュムレータを補正できる。
【００６５】
ローパスフィルタ及びコンパレータ
図２３は、センサ信号を基本周波数の正弦波に変形する、センサ信号のＩＩＲまたはＦＩＲローパスフィルタリングに依存する、本発明の好ましくはないが、別の実施形態を示す。この変換がなされてしまえば、得られた正弦波の（最大値またはよりよい値までの時間、あるいは最大値から最小値に下がる途中の５０％までの時間のような）いかなる基準点も、前述したようにＭＥＰ位相または時間に容易に変換される。しかし、この手法にはある種の欠点：
（ａ）　原信号の大きさが強レベルローパスフィルタリングの減衰により心拍に依存して変動する程度まで減少すること；
（ｂ）　この実施形態は、十分な精度を得るに必要な強レベルローパスフィルタリングを達成するための高精度内部状態をもつ、マルチレートまたは高次ＦＩＲフィルタまたはＩＩＲフィルタを必要とすること；
（ｃ）　上の式７に示したような、肺換気及び基線ドリフト補償が不可能であること；
（ｄ）　信号振幅の低下が時間及び位相角の決定の精度を下げること；
（ｅ）　媒介ローパスフィルタにより導入される時間遅延が、特に高レートで好ましくなく、補正が必要となる、ＰＨＡ及びＴＩＭへの心拍レートの人工的な結合を生じさせること；
（ｆ）　この実施形態では、式５及び６で与えられるようなコヒーレントまたは同期信号平均化の利点を利用することができないこと；及び
（ｇ）　この実施形態では、時間の直接決定に必要な分解能よりサンプリングレートを下げることができないこと；
がある。
【００６６】
図２３は、この方法の強レベルローパスフィルタリング及び傾き／レベルトリガリングを実行するための図を示す。この結果は、（例えば）ｚｌｐｆｉｋ＞Ｔｈｋ−１及びｚｌｐｆｉ−１ｋ≦Ｔｈｋ−１である、心周期長ｋの最終時，ｉ＊である。ここで閾値Ｔｈｋ−１は心周期ｋ−１にわたるｚｌｐｆｉの平均値である。ローパスフィルタにともなう、心拍周波数に対する位相遅れがｃサンプルであれば、上記仮定の下でＰＨＡ＝３６０°×（（ｉ＊−ｃ）／Ｎｋ＋１／４）である。
【００６７】
定常的にサンプリングされ、ブランキングされ、パディングされたインピーダンス信号を、それぞれがＡＬＵ９２におけるサンプリングレートと遮断周波数との間の不均衡のために拡張精度で乗算及びアキュムレーションを行う、２つの４極ＩＩＲフィルタのカスケード接続によりフィルタリングすることができる。あるいは、マルチレートＦＩＲフィルタをカスケード接続してもよい。心拍基本周波数成分に還元された、ローパスフィルタリング後の信号は、傾き及びレベルコンパレータ９４への入力として用いられる。得られたｉ＊は、マイクロプロセッサへの転送のためにレジスタ９６に格納される。
【００６８】
媒介フィルタ時間遅延補償のための拡張
センサ信号に関して媒介フィルタリングが行われる場合には、クロックまたは電位図タイミング基準に対するセンサ信号の遅延が生じる。フィルタの時間遅延はΔ秒またはｃサンプルとして定義することができる。この遅延により心周期ＫのＭＥＰ位相，ＰＨＡｋに余分の、 ただし非生理学的な位相が与えられる。この増加量は、そこでの心周期の持続時間，Ｄｋ秒またはＮｋサンプルに依存する。ＭＥＰ位相のレートに対する人工的な関係は、（式８）：
【数１８】
2004506451.tif 000020
により除去することができる。位相への相対的寄与が小さければ、例えば高心拍レートにおいて２０°より小さければ、この補正は無視できる。しかし、経験的に、心臓インピーダンス信号にかなりのレベルのローパスフィルタリングを施す場合にはこの補正が必要であることがわかっている。
【００６９】
ＭＥＰ導出パラメータ抽出における計算の分散性により、必要な最小センササンプリングレート及びサンプリング分解能における重要な利点が生じる。経験的に、インピーダンスサンプリングレートを低めても本発明の性能は劣化しないことがわかっている。むしろ、低められたサンプリング周波数で得られるＭＥＰ抽出パラメータは、高サンプリング周波数で得られるパラメータと本質的に同じである。低められた信号レベル分解能に対しても同じ結果が得られている。サンプリング周波数あるいはアナログ−デジタル変換分解能が下がることはいずれも、いい換えれば、それぞれのセンサ信号を生じさせて処理するに必要な電流が小さくなることである。この利点により、埋込可能な装置をより小さく、より長寿命にすることができる。
【００７０】
以上の議論ではＭＥＰの分散計算を定義し、導出されたパラメータが図１に示したような埋込可能な心臓装置にどのように用い得るかを示した。前拍出期（ＰＥＰ）のような特定の時間パラメータとは異なり、ＭＥＰパラメータは等容性収縮のような心周期の特定の成分と排他的に結び付けられることはない。それどころか、ＭＥＰパラメータは一心周期にわたる解剖学的及び生理学的活動の総合特性である。
【００７１】
心周期にわたって計算を分散する結果として、ＭＥＰは収縮期及び拡張期イベントの全シーケンスがおこるに十分な時間があるかあるいは心周期時間が短すぎるかの評価に非常によく適している。身体運動及び自律神経系刺激のレベルが固定されれば、収縮期に必要な時間（例：ＴＩＭ）はかなり一定となることが観測される。心拍レートを不適切に高めると、拡張期が次の収縮に向けて心臓を十分に満たすにはあまりにも短くなる結果が生じる。拡張期が不十分となる限界の心周期持続時間は、スピネッリにより総活動時間またはＴＡＴと称されている。
【００７２】
適切な生理学的頻拍である、身体運動中の心周期の短縮には、自律神経系の交感神経部分による、収縮期，ＴＩＭ及び拡張期のそれぞれの同様の短縮がともなう。他方で、調歩されているかあるいは内因性の原因による異常頻拍には、収縮期またはＴＩＭのＡＮＳによる短縮がともなわずに、心周期の後半で短縮された拡張期を生じさせる。すなわち、収縮期収縮及び排出にともなう機械的、弾性的、慣性的、心内容積及び心壁張力の変化は、心周期の比較的後の方に現れる。この結果、上記の全てに依存する、インピーダンス信号のＭＥＰ位相は増大する。
【００７３】
センサ信号処理への同期平均化の強力な寄与の例が図２４に示される。調歩アーチファクトに対するブランキング及びパディング後の実インピーダンス信号が図最上部の区画，Ｚ処理後に見られる。８０ｂｐｍという低い方の調歩レートにおいて、Ｚ処理後はかなり古典的な形状を示すが、１００ｂｐｍにレートを高めた後はフラットな頂部をもつ信号に変わる。第２の区画の同期平均化信号，Ｚ同期は上式５により導出され、センサ波形を一貫した変化をもつ応答図形にする。ＭＥＰ位相には、雑音のない、レートに依存したパラメータ変化が見られるが、Ｚ処理後（ＰＨＡ処理後）の代わりにＺ同期（ＰＨＡ同期）から導出した場合の方が、より優れて定められる。ＰＨＡ同期と表示された区画の１３５°から１７５°へのほとんど階段状の上昇に注目されたい。安定なレート制限及び制御アルゴリズムにはこれだけの質をもつパラメータが必要である。
【００７４】
一対の形象図（図２５及び２６）は、ＭＥＰ位相の生理学的応答と、より一般的な時間ベースのパラメータであるＰＥＰとの間の本質的な差を示す。上述したように、ＰＨＡは適切なレートと不適切なレートとの間の相違を直接示す。比較すると、ＰＥＰ及びＴＩＭは自律神経系の活動及び生理学的要求を表している。
【００７５】
図２５は、心拍レートを高め得る２つの仮説的条件へのＭＥＰ位相（ＰＨＡ）の応答のグラフである。身体運動条件及び自律神経系（ＡＮＳ）の交感神経部分の刺激の下で、収縮期及び拡張期はともに、通常は同程度に、短縮される。この結果、周波数が高くなってはいるが、信号の位相は正常な基線レベルでほぼ一定のままである。対照的に、代謝的要求がない状態での調歩は（異常頻拍と同じく）拡張期が主として短縮されるのでＰＨＡが大きくなる状況をつくる。ＰＨＡの利点の１つは、様々な状況において適切なレートと不適切なレートとの間の相違をＰＨＡが直接示すことである。すなわち、例えばＰＨＡが閾値レベルをこえた場合に、治療のための刺激を直接変えるためのレート制限及び制御アルゴリズムでＰＨＡを直接用いることができる。
【００７６】
図２６においては、ＰＥＰのような従来の自律神経系応答変数が図２５のＰＨＡとの比較に役立てるために示される。ＰＥＰは（ロバストに分解された場合であっても）ＡＮＳ活動及び要求を反映する。したがって、活動センサ代用またはチェックとしてのアルゴリズムには有用であるが、身体運動が固定され調歩レートが変化するような場合には、ＰＥＰの応答は大きくは変化しないから、瞬間毎の調歩レート決定にすぐには役立たない。ＰＥＰがある閾値より大きいか小さいという事実は、調歩レートが不適切に早いか遅いかを必ずしも意味していない。
【００７７】
座標系問題
ＭＥＰ位相座標系には式４のａｔａｎ２（）関数の引数の次数及び符号に関する任意性がある。好ましい座標系では、正常な洞調律及び正常な低いレートの下で９０°から１２０°の正の角度値が通常は指定される。これは、心周期の途中の約１／４から１／３にあるインピーダンス信号ピークに一致する。過剰な高調歩レートあるいは異常頻拍の下では、この値が３００°をこえ得る。これと同じ状況下で、インピーダンスピークが次の心室調歩または検知イベントより後で生じる場合には、ＰＨＡ値が３６０°をこえ得ることも時にはある。位相は循環的であり、３６０°で一回りするから、過去の履歴またはレート基準のような様々な方法のいずれかにより、位相が一回りして３６０°より大きな値にならないようにすることができる。
【００７８】
ＭＥＰ位相に基づく比較または計算では、極端に異なる応答を避けるため、一回りしていない、すなわち２πまたは３６０°を法として解される値で実行される必要がある。一例として、レートアルゴリズムの閾値すなわち設定点が３２０°であり、測定された位相が３５８°から２°であるとする。この場合には、３８〜４２°だけ高い差異に適切な応答でその心周期におけるいかなる位相にも応答がなされなければならず、約３１８°〜３２０°だけ低い差異に合わせた応答がなされてはならない。
【００７９】
上記をふまえて、次に図２８を参照する。図２８は、８０ｂｐｍの基準洞調律から１５０ｂｐｍの調歩刺激された心室頻拍の突然の発生に対する、一連のトレースを示す。この場合には、心房血圧，ＡＢＰ及び肺動脈圧，ＰＡＰから判断して、レートが中程度の頻拍は生理学的に許容される。図２８はまた、 ＭＥＰ−ＴＩＭ，ＭＥＰ−ＭＡＧ及びＭＥＰ−ＰＨＡも示す。ＰＨＡは約１２５°から約２２０°まで劇的に大きくなる。対照的に、ＰＥＰは理屈に合わない上昇を示すが、ＴＩＭにはＡＮＳ応答によると考えられる方向への小さな減少が現れている。ＰＨＡが２００°をちょうどこえたままであるという事実は、圧力または流量に無関係に、心周期の拡張期に対する時間的余裕がわずかしかないことを示唆している。この情報は、少なくとも初めの内は、治療が差し控えられるべきであることの決定に有用であり、したがって許容できる頻拍の弁別に役立つ。
【００８０】
上記の情報はまた、許容できない頻拍のイベントにおいても有用である。ＭＥＰパラメータ、 特にＭＥＰ−ＰＨＡに対する既定のレベルの設定及びインピーダンス信号の位相と既定の位相との比較により、本発明のシステムはバースト調歩または細動除去ショックを含む対頻拍治療を開始することができる。本システムはまた、内因性レートまたは安全調歩パルスとは異なるレートまたはタイミングで調歩しながら、調歩捕捉を評価し、その評価にしたがって調歩パルス振幅を調節するために、インピーダンス信号またはその他のセンサ信号の位相と既定の位相とを比較するように適合させることもできる。
【００８１】
図２９は本発明の利点となるまた別の特徴を示す。この場合、被験者が座位から横臥に姿勢を変えても、ＭＥＰ位相はこの姿勢の変化に不感のままであった。ピーク対ピークインピーダンス信号，ＺＰＰ及びＭＥＰ−ＭＡＧパラメータは値がほぼ２倍になり、ＰＥＰは信頼できないが、ＰＨＡパラメータは３００°でほぼ一定であることに注目されたい。
【００８２】
最後に本発明はまた、図３０に示すように上限調歩レートを調節するにも有用である。この図はＭＥＰ位相による上限調歩レート調節の一例を示す。固定された作業負荷または自律神経系活動において、ＰＨＡは実調歩レート（調歩レートを図３０のセンサ信号と比較されたい）に密に結び付けられている。この場合、１００から３００ｂｐｍまで広がっている所望の調歩レート曲線が、限界位相を２４８°及び３０１°に設定した結果として、それぞれ約１３０ｂｐｍ及び１８０ｂｐｍに動的に制限されている。心房血圧はＭＥＰ位相が２８０°をこえるまでは重大な影響を受けていない。３０１°に設定された限界ＭＥＰ位相による血圧への約１８０秒における影響に注目されたい。すなわち、本パラメータの質により、被験者が順応するように上限を動的に再調節し得る簡単なレート制限アルゴリズムを用いることができる。
【００８３】
基底関数の拡張
正弦及び余弦関数のより優れた区分定値近似への拡張は、正弦または余弦関数曲線のピーク近傍の領域をちょうど捕捉するための論理が付加された余分のアキュムレータによるか、あるいは、やはり減算をもつ部分和列により行うことができる。センサ信号が高調波及びはっきりした段差を含む場合には、より理想的な正弦または余弦関数の近似が望ましい。しかし、 方形波正弦及び余弦は１／ｆで重みつけられた奇数次高調波のみからなるので、近似レベルを１つ上げるだけの拡張では利点がほとんどないと考えられる。図２１に関して上述した手法は基底関数のインプリメントに関して最もフレキシブルである。基本波以外の高調波も心周期で繰り返される基底関数を用いることによりセンサ信号から図２１の手法で求めることができる。さらに、ある特定のセンサ信号にある情報を利用するために、非正弦的基底関数を用いることができる。
【００８４】
本発明の原理、好ましい実施形態及び動作態様を本明細書で上に説明した。説明したこれらの原理、実施形態及び動作態様は制限のためのものではなく説明のためのものと見なされるから、本発明が開示した特定の形態に限定されると解釈してはならない。さらに、当業者であれば、本発明の精神から逸脱することなく変形及び変更を成し得る。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明が用いられるペースメーカの全体的な略図である
【図２】心内インピーダンス信号からＭＥＰ位相のようなＭＥＰパラメータ信号を引き出すステップの論理流れ図である
【図３】図２のステップで見られるＺ生信号波形を示す
【図４】図２のステップで見られるＺｌｐｆ信号波形を示す
【図５】図２のステップで見られるＺ同期信号波形を示す
【図６】図２のステップで見られるＰＨＡ信号波形を示す
【図７】図２のステップで見られるＶイベント信号波形を示す
【図８】フーリエ形式でＭＥＰ解析される、処理後インピーダンス，Ｚ処理後の一区分を、それぞれの心周期についてのＭＥＰ振幅及びＭＥＰ位相の値とともに示す
【図９】図８に対するＶイベントマーカーを示す
【図１０】図８のフーリエ形式解析に用いられる余弦関数を示す
【図１１】図８のフーリエ形式解析に用いられる正弦関数を示す
【図１２】図８のセンサ信号を、本発明にしたがい、方形基底関数を用いて得たＭＥＰ振幅及びＭＥＰ位相の値とともに示す
【図１３】図１２に対するＶイベントマーカーを示す
【図１４】図１２の解析に用いた余弦−方形関数を示す
【図１５】図１２の解析に用いた正弦−方形関数を示す
【図１６】ＭＡＧパラメータが非生理学的雑音（δρ）より十分大きい場合のＭＥＰパラメータの信頼性を示すベクトル図である
【図１７】図１６のようなイベントにおけるインピーダンス波形のプロットである
【図１８】ＭＡＧパラメータが非生理学的雑音の振幅と同程度の大きさである場合の非信頼性を示すベクトル図である
【図１９】図１８のようなイベントにおけるインピーダンス波形のプロットである
【図２０】ＭＥＰパラメータ抽出回路の簡略なブロック図である
【図２１】別のＭＥＰパラメータ抽出回路の簡略なブロック図である
【図２２】専用ローパスフィルタリングによる肺換気及びその他のアーチファクトの抑制のための同期平均化回路を示す
【図２３】センサ信号がＭＥＰ時間，ＴＩＭに容易に変換されるように、センサ信号を基本周波数の正弦波に変換するためのセンサ信号のローパスフィルタリング回路図を示す
【図２４】調歩レートにおけるステップ応答並びに本発明にしたがう同期平均化及びＭＥＰ処理の利点をしめす実験的に導出された応答を例示する一連のプロットである
【図２５】ＭＥＰ位相の生理学的応答の形象図を示す
【図２６】自律神経系活動を示す、より一般的な時間ベースパラメータであるＰＥＰの形象図であり、図２５のＭＥＰ位相との本質的な相違を示す
【図２７】明示アキュムレータＡ，Ｂ及びＴからＰＨＡ，ＴＩＭ及びＭＡＧを導出する、図２０に示されたＭＥＰ導出法を実行するためのコンピュータプログラムコードの一部である
【図２８】おそらくは重大な頻拍の発生の検出及び応答における本発明の適用を例示する一連のプロットである
【図２９】既知のシステムでは処理が困難なイベントの例である、一定心拍レートにおける心内インピーダンス信号の姿勢変化へのＭＥＰ位相不感性を示す一連のプロットである
【図３０】調歩レートに生理学的上限を与える上での本発明の有用性を例示する一連のプロットである
【符号の説明】
１０　　ペースメーカ
１２　　心臓
１４　　マイクロプロセッサ
１６　　メモリ
１８　　Ａ−Ｖインターバルタイマ
２０　　Ｖ−Ａインターバルタイマ
２２　　遠隔測定
２４　　アンテナ
２６，３０　　リード
２７，３１　　電極
２８　　心房
３２　　心室
３４　　心室検知回路
３６　　心房検知回路
３８　　心室刺激発生器
４０　　結合コンデンサ
４２　　インピーダンス回路
４４　　ＭＥＰ抽出器
４５　　センサ
４６　　二相信号インジェクタ
４８　　信号検出器
４９　　ペースメーカ容器
【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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【図１０】
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【図１１】
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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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【図２２】
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【図２３】
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【図２４】
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【図２５】
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【図２６】
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【図２７】
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【図２８】
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【図２９】
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【図３０】
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【国際公開パンフレット】
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【国際調査報告】
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