JP2005522238A - 心臓の動きをモニタするためのセンサの使用およびシステム - Google Patents

Abstract

心臓の状態をモニタリングするためのシステムが開示される。システムは、心筋に留められるように配され、動きの関数としてシグナルを生成する少なくとも一つのセンサ（２）と、シグナルを増幅し計算するように配されておりシグナルの周波数分布を決定するための計算ユニットと、周波数分布を予め設定された標準分布と比較するコンパレータと、上記分布の間の差が一定の値を超えるときにはシグナルを出すように設計されたアラームトランスミッタとを含む。

Description

心臓血管の血液供給が妨害される（たとえば、虚血によって、すなわち、心筋が十分な酸素を受け取らない）ときには、この動脈によって供給される筋は、嫌気的代謝を開始し、収縮性を徐々に失い、これは今度は結果として心臓活動（ポンプ効果）の減少になる。血液の供給がこのように妨害される患者には、外科的処置が必要であることが多い。手術前、手術中および手術後に、患者の心臓の状態は、数種類のやり方で測定しモニタすることができる。虚血性心疾患および減少した心臓活動のもっとも一般的な測定は、ＥＣＧ、収縮期血圧（低感度）、スワンガンツカテーテルによる中心静脈血酸素飽和度（高感度）、および、スワンガンツカテーテルによる心臓活動の測定である。

心臓手術に続いて、たとえば、グラフトすなわち新しい静脈が冠動脈の閉塞点を過ぎて置かれる狭心症の手術（「バイパス手術」）では、手術後の最初の数日の間はその活動がモニタされることが非常に重要である。術後の最初のフェーズ中に、小さな心臓血管内に外科的に挿入されたグラフトの閉塞は患者には危険である。そのような閉塞は、必ずしも即座の血行動態的兆候を呈さない。しかし、ターゲット動脈によって供給される筋の動きを直接測定することが、機能障害に関する情報をより高い感度でより早く提供する。
心臓手術後に、特に心臓の血管再生術後に、心筋の動きを容易に測定することができるセンサシステムが、再治療のための早期警告および指示のための優良なモニタリングツールとなるであろう。

心筋の動きを測定するのに使用されてもよい数種類の測定装置がある。心臓の動きを評価するのに使用される一つの方法は、超音波画像形成である。しかし、これは、そのようなモニタリングが超音波トランデューサーを手動ガイドする必要があるということのため、比較的不適切である。ＣＴおよびＭＲは、一定の期間にわたって患者を術後モニタリングするにはふさわしくないが、それは、とりわけ、そのような機器の使用が非常に高価であるからである。

術後に患者の心臓の状態をモニタリングする効果的な方法は、心筋の表面にまたは外側表面のすぐ下に装着しうる光センサシステムを使用することであり、これは、心臓の動きを反映するシグナルを発する。これは、心臓表面をモニタするための一つのセンサ、または、おそらくはパターンに配列された複数のセンサであってもよく、下記の種類の一つであってもよい。

１．下記に基づく加速度計およびジャイロスコープ等の慣性系要素：容量センサ 圧抵抗センサ 圧電センサ
２．共振加速度計
３．熱加速度計
４．電気機械センサ（ポジションセンサ、ジャイロスコープ、ポテンショメータ）
５．磁気センサ要素
６．音響センサ要素
７．光センサ要素
８．バイオセンサ（動きの代わりに たとえばｐＣＯ_２を記録する）
９．上記の組み合わせ。たとえば、バイオセンサは加速度計と一緒に電極内に一体化されてもよい。

さらに、加速度計を有して、心臓内に恒久的に埋め込んで心臓のリズムの不規則性を検出するため、及びそのような不規則性が生じた時に開始するペースメーカー電極は公知であり、米国特許第４，４２８，３７８号、第４，１４０，１３２号および第５，８３３，７１３号を参照できる。しかし、そのようなペースメーカー装置は、上述のような使用には適切ではないが、それは、これが、右または左の心室内部の尖（ａｐｅｘ）に置かれるからである。先行技術は不整脈を検出するが、血液供給の機能として特定区域における心筋の収縮の変化を測定することはできない。

したがって、本発明の目的の一つは、今日では心臓のいずれのバイパス手術中においても、通常、埋め込まれる暫定的なペースメーカーと同一のやり方で、患者の心臓表面の膜（心外膜）の下に置くことが可能であるように十分に小さいセンサ要素を作ることである。センサのパターンは、回復期の間に心臓の表面運動をモニタすることを可能にし、その後、外科的処置を必要とせずに引き抜くことができる。任意に、動きの測定と必要に応じて心臓のペーシングとの両方のために同一の電極を使用することを可能にするために、センサはペースメーカー電極内に一体化されてもよい。

圧縮のリスクは手術を受けた血管で最大であるため、センサは、血管再生された血管によって供給される区域の表面に、たとえば、ＬＡＤ（左前下降）の血管再生術の場合には尖に、置かれる。今日、暫定的なペースメーカー電極を留めるのに使用されるのと同様に心外膜と心筋との間に置くことによって、センサを留めることが好ましい。

好適な概念は、大きな振幅で０Ｈｚまでの低い周波数を測定することができる容量性加速度計に基づいている。しかし、これは、圧電性および圧抵抗型のユニットよりも大きく重いが、非常に低いエネルギの輸送に基づいている。これは、上記の用途にはきわめて重大である。ワイヤ内の浮遊容量からのノイズが有意な程度までシグナルに影響に与えるのを防止するために電子機器をセンサ内に配置することと、たとえばシリコーン基板の頂部に薄い構造物を置くことによって（表面マイクロマシニング）、減少のマイクロ／ナノエレクトロメカニカルシステムズ（ＭＥＭＳ／ＮＥＭＳ）を使用することとは、これらを、サイズおよび特徴の両方によって上記のものに匹敵させることが可能である。

別の好適な概念は、圧電性加速度計の使用に基づいている。そのような加速度計は、支持構造物上に置かれた圧電性材料の薄膜に基づくならば、非常に小型で軽量であることが可能である。そのようなセンサは、二本の線（ワイヤ）のみで取り扱うことができ、これは利点である。

別の好適な概念は、圧抵抗型加速度計に基づいており、これもまた、たとえばシリコーン基板の表面微小機器に基づくことができる。圧抵抗型の原理は、ワイヤを経由してセンサへ且つセンサから誘発されるような周囲の電気的ノイズに対してあまり感応しないため、これは、外部に置かれた電子機器を備えた、非常に小さなセンサの構築を容易に許容する。
バルク微小機器に基づいた方法もまた、縮小（小型化）と共に、これの良好な代替となる。

対流に基づいた熱加速度計は、感度と過負荷防止との良好な組み合わせを有する。
共振センサ、加速度計およびジャイロセンサの両方は、比較的複雑であり、ジャイロセンサの場合には、コリオリの加速度に基づいている。これらは、高精密センサである。
上記には、導入部に述べられた種類の装置が設けられており、その特徴は、独立請求項から明らかである。本発明のさらなる特徴は、残りの従属請求項から明らかである。
下記において、本発明は、図面を参照してより詳細に説明される。

図１は、本発明の好適な実施の形態を例示するものであり、本発明の使用のために暫定的に一般的なペースメーカー電極と一緒に例示するものである。
参照符号２は、伝導性ペースメーカー電極３のすぐ上に配列された加速度計センサを示す。特にこの１−３−軸センサ２は、そのような特別な目的のために十分に小さくするために、マイクロエレクトロメカニカル方法、またはナノエレクトロメカニカル方法（ＭＥＭＳ／ＮＥＭＳ）で開発されていることが認識（ｅｎｖｉｓａｇｅｄ）される。参照符号４は、患者の外部にあるペースメーカー機械にペースメーカーを接続するためのペースメーカーへの絶縁導体となる。ワイヤ５は接続ワイヤである。ワイヤ５の端にはペースメーカーを心筋に配置するためのフック形状針６がある。ワイヤ４の端にはまっすぐな針が設けられており、ワイヤが患者の胸部を通ってペースメーカー機械へ届くことを可能にする。

加速度計センサ２は、図１に示す如く、心筋に良好に接触し、同時に、組織等を傷つけることなく心筋から引き抜くことが可能な形状である。ワイヤ５は、ばねの形態が与えられており、これは、挿入時に、加速度計センサ２と心筋との間に良好な接触を与えるように伸張される。挿入に続いて、フック形状針６は切られ、そのため、その後の除去時に、ワイヤを加速度計センサとともに胸部から引き抜くことができる。

しかしながら、センサの構造は、暫定的なペースメーカーセンサが装備されているセンサに限るものではない。センサの他の類似構造も可能である。概して、そのような構造は、異なる暫定的な（仮の又は間に合わせの）ペースメーカー電極に使用されるものとほぼ同一である。本発明に使用されるセンサは、下記の要件に合致しなければならない。
１．小型。暫定的なペースメーカー電極の伝導性ニップルのサイズと同様のサイズを意味する。
２．心臓の適切な動作に干渉しないような軽量（小圧力）。
３．低周波数に対しての感度、たとえば、０＜ｆ＜２００Ｈｚの区域の周波数であり、すなわち、心臓の動きが構成される様々な周波数構成要素を記録する周波数範囲である。
４．電圧が０＜Ｖ＜２．５Ｖの範囲における振幅に対して感度、６００ｍＶ／ｇ以上の感度を有する。
５．センサ素子内の低エネルギ交換。これは、心臓の機能に干渉するような電気パルスをセンサ素子が放出しないことを確実にするために、必須である。

センサからのシグナルの読取は、位置、速度および加速の状態から遂行できる。読取方法は、選択されるセンサの種類に依存する。例として、磁気センサ素子は磁気計で容易に読み取られる。加速度計からのシグナルは、通常、センサに接続されたワイヤを通して記録される電気シグナルとして読み取られる。
加速度計からのシグナルを読み取るときには、電圧が加速度として読み取られる。このシグナルのフーリエ変換が、シグナルの変化をモニタするのに使用される好適な手順である。これを行う方法のさらなる説明が、下記の実施例に与えられる。

（実施例１）
加速データの三軸収集を形成するために互いに対して９０度で装着される二つの二軸加速度計（アメリカ合衆国マサチューセッツ州ノーウッドのアナログデバイセズ（Ａｎａｌｏｇｕｅ Ｄｅｖｉｃｅｓ）が扱っているＡＤＸＬ−２０２）で、実験が行われている。これらのセンサは、加速に対して比例するデジタルまたはアナログの出力シグナルを与えることができる。実験において、より高い割合でのサンプル採取（１ｋＨｚ）は、センサからのアナログ出力を使用することによって提供された。周囲のノイズ、特に中心から５０Ｈｚまでにおけるノイズにより抗力があるようにするために、操作用増幅器がシグナルを干渉するのに使用された。電子機器および二つの加速度計が、小さなポリマーボックス内に置かれ、封止された。基部プレートに小さな孔が開けられ、この孔は心臓へ取り付け（縫合）のために使用された。シグナルは、後述されるように処理された。

上記センサは、四本の縫合糸で豚の心臓の尖の心筋に留置された。短期間（五分）後に、動脈圧が心臓の左前下降動脈へ集中的に加えられた。虚血形成のためのＬＡＤ（左前下降）の閉塞（およそ四分後）。およそ六分後、心臓は虚血性になり細動する。
原則として、センサの速度および位置は、加速度シグナルの単一および二重の積分化によって再構築されてもよい。しかしながら、センサのローリング（回動又は転がり）が測定されないため完全に正しくはなく、またブラウン運動でのノイズ発生が積算化するとき、主な問題はノイズの存在である。これは、おそらく、できるだけ多くの積分化ノイズを除去するか、または、心臓の加速のパラメータ化されたモデルを構築するか、のいずれかによって解決されると思われ、これは次いで測定データに適合される。そのようなモデルは、たとえば、打切りフーリエ級数に基づいてもよい。しかし、異常な心臓活動のみを検出するために、直接加速シグナルに基づいてさらなる分析を行うことはより有利である。そのような分析は、下記により詳細に説明される。

加速度計は、規則的な間隔でサンプル採取される。各サンプルは、三つの構成要素から構成され、すなわち、ｘ、ｙおよびｚ方向における加速（実際の加速度計に連結された座標の系に対する）である。ｉが時間間隔を示す（ｉ＝１、２、・・・・）場合には、これは、たとえば、ｘｉ、ｙｉおよびｚｉと呼ばれる三つの時間系列を与える。重量のため、これらの時間系列はかなりのずれを含み、すなわち、平均は時間に対して０にはならない。この加速の構成要素が心臓活動との関係を持たないのは望ましくない。したがって、スライディング（順応）平均は、各時間系列から除去され、新しい時間系列ｕｉ、ｖｉおよびｗｉを与える（数１〜３）。

より正確には、

であり、対応して、

ここでｎはウィンドウの長さを示し、これは、ｎサンプルの間に心臓が数回鼓動することができるように十分な大きさがなければならない。
今、ａｉは、構成要素ｕｉ、ｖｉまたはｗｉを備えたベクトルの長さを示す。次いでこの量は、加速の方向を考慮に入れずに心臓壁の加速を測定する。加速の方向は、ほぼ一定であり心臓壁に対して直角であると予想され、そのため長さのみを調査することによって失われた情報はなかった（ａｉ用に適切なサインが規定される場合）。これはそういうケースではないことがわかった。逆に、加速の方向がほぼ全方向で変動した。下記においての分析は、それにも拘わらず時間系列ａｉに限定されている。一方向時間系列はより容易に処理されるため、異常な心臓活動を初期の段階で検出することができるように、十分な情報を保っていることがわかった。

例として、図２ａおよび図２ｂは、前述の実験における閉塞の前後の加速ａｉを示す。シグナルに差があるのを見ることができるが、さらにシグナルの処理せずに変化の特性を定めることは困難である。
ａｉの分析は、シグナルの周波数分布を評価する高速フーリエ変換（ＦＦＴ）に基づいている。したがって、加速は一定の回数で、たとえばｋ回、サンプル採取され、有限の時間系列ａ１、・・・・・・、ａｋを与える。次いで、ＦＦＴは、新しい系列Ｘｉを与えるようにこの系列に適用される。各要素Ｘｉは、時間系列ａｉの周波数ｆｉのエネルギを示す。もしＴが各サンプルの間の時間を示すと、

であることがわかった。

周波数画像Ｘｉを調べたとき、心臓の脈拍数に対応する周波数に大きなピークがあること、及びこれの第１の倍数でもあることが判るだろう。Ｆがパルスを示す場合には周波数ピークは次の周波数Ｆ、２Ｆ、３Ｆ……で見出されるだろう。これらとは異なる周波数に対応するＸｉは、およそ０である。したがって、さらなる分析において、これらの周波数に対応するＸｉを考慮することで十分である。そのため、Ａ１は、パルスＦに対応するＸｉを示し、Ａ２は、２Ｆに対応するＸｉを示す等である。比較的小さな数のＡｉ、たとえば最初の１０を見ることで十分である（ｉが増加するとＡｉは０に近づく）。数Ａｉは、健康な心臓ではほぼ一定のままであることが観察されうる。

心臓に障害がある場合には、Ａｉは変化するが、正常な心臓活動が再開すると元のパターンに戻る。ＬＡＤが阻止された実験において、短時間後に、細動が発生する随分前に、顕著な変化がＡｉに観察される。これに基づいて、Ａｉの一つセットを決定することができ、これは、正常な健康な心臓に適用され、次の系列Ａ’ｉをこの標準と比較することができ、たとえば差Ａｉ−Ａ’ｉの二乗和を計算することによって認識される。これによって、正常な活動からの逸脱を評価する単一の数が得られる。

興味深い課題は、健康な心臓用にＡｉの普遍的なセットがあるか否か、または、これは、加速度計の位置に対して感度がよいか否か、個別の差はあるか否か、等である。新たな実験を行って、これを決定することが可能である。
上述の原則の例示ように、図３を参照すると、これは、スペクトログラムの形状で、シグナルａｉの周波数分布の時間に対する展開を示す。各垂直線は、所与の時間点での周波数分布の近似である。スペクトログラムを明確にするために、たとえば、青から黄色を経由して最強としての赤への段階で示される周波数分布を持った色で表してもよい。パルスＡ１、Ａ２・・・・・・の調和は、次いで水平の黄色い線として現れる。実験の開始後約５３０から５７０秒で起こる閉塞時に、調和の強度が変化するのを見ることができる。これは、図４ａから４ｃによって明瞭に示され、時間２００、４５０および６５０秒の前後の周波数分布を示す。したがって最初の二つは閉塞前からのものであり、ほぼ同一である。他方、図４ｃは、閉塞後からのものであり、他の二つからの顕著な逸脱を示す。さらに、図５は、例として、時間に対する図３の特定の周波数（約５Ｈｚ）用のパルスの第四の調和に対応するエネルギＸｉを示し、曲線のエネルギピークは色の上述の段階の赤に対応する。

閉塞準備のために、外科医が縫合糸を留めることによって約３００秒の発散帯が形成される。図４ａおよび４ｂはこの障害によって変わらない周波数を示すのに注意する価値がある。これは、周波数分布の変化が異常な心臓活動を示すという仮説を強化する。
実験中に、閉塞準備するために、実験の開始後３００から４５０秒に、閉塞縫合糸はＬＡＤ（左前下降）のまわりの心筋に置かれ、５３０から５７０秒にＬＡＤは完全に閉塞され、心臓が細動するまで加速度のログ取りが続く。図３は、これが実験の開始後およそ７００秒で発生することを示し、１．７Ｈｚで心拍が減少する（より弱い曲線）。最初の１５０秒もまたぼやけた曲線を示し、これもおそらく、センサを留める間に心臓にストレスがかかることによって発生する。

周波数分布は閉塞の前後に、加速の差を検出する機会を提供する。１．７Ｈｚに調和する心拍の強度は、閉塞後に変化する。たとえば、６から７Ｈｚの第四の調和は閉塞後にかなり強くなり、一方、およそ１０Ｈｚの第六の調和はより弱くなる。この状況は、図４ａから４ｃによって明瞭にされ、これは、高速フーリエ変換（ＦＦＴ）によって計算されたエネルギを示す。図４ａは２００から２１０秒の間隔用の計算を示し、図４ｂは４５０から４６０秒の間隔用であり、図４ｃは６５０から６６０秒の間隔用である。センサの埋め込みが乱された区域でなされない限り、図４ａおよび４ｂはほぼ同一であり、閉塞前に取られた他の間隔に類似していることに注意すべきである。しかしながら閉塞後に、画像は完全に変化する（図４ｃ参照）。上述のように、図４ｃは、間隔６５０から６６０秒用に示されているが、閉塞後の他の間隔は閉塞前と全く同一でないものの、類似曲線を示す。

周波数分布の変化は、次いで、差し迫った虚血の測定として見ることができ、この変化は、必要な措置を取るようアラームを起動することができる。すなわち、周波数分布が所定値を下回るときにはアラームが起動される。この値は、たとえば、加速度計を備えたペースメーカーの挿入直後に測定された周波数分布に対して、設定されてもよい。

結論として、上述の分析の要約は下記の通りである。
１．多数回、加速度計をサンプル採取し、スライディング平均によってずれを取り除き、加速ベクトルの長さａｉを計算する。
２．ＦＦＴによって時間系列ａｉの周波数分布を計算する。
３．見い出された周波数分布に基づいて、パルスを決定し、Ａ１、Ａ２・・・・・をパルス周波数の第一の倍数エネルギにする。
４．Ａｉと標準セットとの間の差の二乗和を計算することによって、セットＡｉを健康な心臓用の標準セットに比較する。大きな二乗和は、異常な心臓活動を示す。

（実施例２）
本調査の目的は、冠状脈手術中に虚血の場合に早期に警告を発するために圧電性加速度計によって心臓の表面の動きを検出することであった。冠状バイパス手術用の正規手順後に、ＣＡＢＧ（冠動脈バイパス術）、開胸を伴うＬＩＭＡ−ＬＡＤが行われた。加速度計は、虚血（心筋への血液の不良供給）中の活動の変化を測定するために、それぞれＬＩＭＡおよびＬＡＤの閉塞に関する加速度計測定用に尖（左心室）に留められた。

・ＬＡＤの閉塞時に、活動のパターンの変化を見ることによって、接合の結果を検査することができる。
・ＬＩＭＡの同時閉塞時に、虚血中の活動の変化を検査することができる。
調査されるべきことの詳細は下記の通りであった。
・周波数スペクトルの変化を連続して計算して加速度計によって測定され高速フーリエ変換（ＦＦＴ）によって分析された、ＬＡＤの１００％閉塞時における活動のパターンの変化によって、いかに早く虚血を検出することができるか。
・センサの配置に対してこの検出は、どれほど感度がよいか。
・測定されている軸方向に対して検出は、どれほど感度がよいか。
・ｘ、ｙ、ｚ方向の結果
・一の軸のみ
・システムの特性は何か。
・システムの感度はどうか。

実施例１に記載された加速度計は、外科的処置によってＬＩＭＡがＬＡＤへグラフトされる豚の尖（左心室）に留められた。ＬＩＭＡおよびＬＡＤは閉じられ、後述されるように、虚血（心臓への血液の不良供給）中に運動の変化を測定するために、加速度計からのシグナルに対する効果が検出された。ＬＡＤの閉塞時に、活動のパターンの変化を見ることによって接合の機能性が検査される。ＬＩＭＡの同時閉塞時に、虚血中の活動の変化が検査される。
下記は、データのログ取り用の手順である。

１．加速度計を尖にグルー接着した。
２．設置された加速度計での測定をａ秒後に開始した。
３．ｂ秒後に虚血状態を誘発するようにＬＡＤを閉塞した。
４．ｃ秒後に、心臓を回復するために閉塞を開放した。
５．加速度計データのログ取りを停止した。

測定：三本の直交する軸に沿った加速は、今後は、ｘ、ｙおよびｚ方向と称され、新規に開発された３Ｄ加速度計を使用して測定された。類似測定は、ＤＡＱ１２００データアキションカード（ＤＡＱ １２００ Ｄａｔａ Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ Ｃａｒｄ）を備えたラブビュー（Ｌａｂｖｉｅｗ）を経由して２５０サンプル／秒で記録された。
ログファイルは、下記表３に挙げられる。
下記に、動物検査１用のログからのログデータのシグナル分析用の手順が続く。

５１２点における高速フーリエ変換（ＦＦＴ）は生データ分析に使用され、図６に示すように、これはｘ方向の未処理加速データを示す。
・ログファイルから加速測定を読み取る。
・カラムの入力、例えば、ログ長さに等しい長さを備えたベクトルとして、分析が必要なカラムすなわち軸方向を入力する。
・これ（サンプル）から５１２点サブベクトルを取る。
・ベクトル要素からｄｃずれを引く。
・５１２サンプル幅を備えたＦＦＴ分析を行い、これは結果として新しいベクトルになるが、複雑な要素を備える。
・ＦＦＴベクトルにその共役をかけ、次いでベクトルの長さで割ることによって、「エフェクトスペクトル」を計算する。これは、シグナルの周波数の関数としてのエネルギの測定を提供する。
・第一のエネルギベクトルを格納する（図７参照）。このベクトルは、その後の計算用に参照エフェクトスペクトルを形成することができる。
・次いで、計算速度と正確度／感度の要件との間でバランスの取れたインクリメントでフローティングウインドウで同一エネルギベクトルを計算する。図８ａおよび８ｂ参照。これらは、それぞれ、６０秒後および１００秒後のエネルギスペクトルを示す。
・新しいベクトルの各々と第一のエネルギベクトルとの間のユークリッド距離が、二乗された各ｘ値のエネルギの平方根を通して、計算される。

・下記のときに虚血の兆候としてアラームが起動される。
・ユークリッド距離の上限（経験的に求められた最高正常値よりも高い）を超えたとき
・同一ユークリッド距離の逸脱が、求められた上限を超えたとき
・ユークリッド距離がリアルタイムにプロットされ、訓練を受けたオペレータがグラフ画像からの異常な変化も見ることができる。図９は、フローティングエフェクトスペクトルから参照スペクトル（図６参照）へのユークリッド距離の展開を示している。すなわち、フローティングウインドウからのデータを用いて測定することの開始点により、第一のサンプル採取に対するシグナルの変化を見ることを可能にするようにし、これは次いで参照として作用する。図９は、８０から１７０秒の範囲のこの差動値の増加をはっきり示す。

図９は、ｘ軸と呼ばれる第一の軸に沿ったスペクトルの差動値も示す。検査において、測定は、三本の軸に沿った動きに対して感度がよい加速度計を使用して行われた。図１０ａおよび１０ｂは、図９用のものと同一の時間軸に沿ってｙ軸およびｚ軸に沿って行われた対応する測定を示す。
図１１は、一番最近に測定されたスペクトルと以前のものとの間のシグナル差を示し、シグナルの変化を登録するのを可能にするようにする。図９との比較から明らかなように、図１１の分析方法は、図９においてシグナルの増加を示すものと同一の点で強力なシグナルを提供する。

実験は、二つのプロトタイプで行われ、第一のプロトタイプからのシグナルからのシグナル処理は、下記表１のようにＭａｔＬａｂ内で実施された。

図１２は、別のプロトタイプでの別の実験のための、図９の結果に類似した結果を示し、第二のプロトタイプからのシグナル処理は、下記表２のようにＭａｔＬａｂ内で実施される。

見られるように、実験は、ＬＡＤ内の血液の流れ（左心室−尖への血液の供給）と加速度計測定の変化との間に驚くべきほど良好な相関を示す。尖における虚血の証拠はそれによって、高速フーリエ変換（ＦＦＴ）によってリアルタイムで分析されている加速度計測定、および、ＦＦＴスペクトルと第一のＦＦＴスペクトルとの間のユークリッド距離の計算によって、非常に早期に検出することができる。ユークリッド距離の顕著な変化は、ＬＡＤの、それぞれほぼ閉塞時におよびほぼ開口時に検出された（図９の「動物検査１」下のＡｃｃＸ方向、８０秒で閉塞、１６０秒で再開を参照）。

図１３から１６は、いわゆるバイパス操作によっている心臓に使用される動作センサを示す。見られるように、センサは、活動している心臓の表面上の選択された位置に取り付けられ、この位置で心臓の動きを記録するためのものである。本発明の好適な実施の形態によると、複数のたとえば二つまたは三つのセンサが、心臓の異なる場所に取り付けられてもよい。このようにして、バイパス手術後の心臓の術後モニタリングを達成することができる。これを達成するために、動作センサは、外科的処置を必要とせずに位置から取り外されるように設計された容積および留め具を有することが好ましく、たとえば、暫時的なペースメーカー電極の容積（容量）等の寸法である。

図面において、バイパスは、血液を特定の区域へ供給するために血管１４を再接続することによって、減少した血流の区域を過ぎて実行され、センサ２は、血液供給がないことによって生じる筋の運動の変化を検出することができる区域に置かれる。図１４から明らかなように、センサは三方向に対して感度がよいことが好ましい。
図１５は、本発明の好適な実施の形態にしたがって使用される上記加速センサＡＤＸＬ−２０２用の回路図の例を示す。
図１６は、測定を行うために心臓に置かれるセンサを示す。センサはデータ獲得ユニット１０、シグナル処理用のユニット１１、さらに、処理されたデータをスクリーンに表示し且つ／または逸脱の場合に音響警告を与える装置１２に接続される。次いで、表示された変化または予測される変化は、さらなる外科的処置が必要か否かまたは患者が健康であると告げることができるか否かを決定するための基礎１３を形成することができる。

好ましくは、選択された位置は、手術後に、血管再生された冠動脈から血液が供給される心筋のその部分の中心点である。
好ましくは、動作センサは、少なくとも一方向の加速に対して感度がよい加速度計を具備するが、代替または追加として、センサの位置決め点における回転運動を測定するためのジャイロスコープを具備してもよい。ジャイロスコープは、他の種類の変化を登録することができ、たとえば、選択された位置自体は停止しているが隣接する位置は動いている場合には、その位置でねじれを引き起こす。

記録された動きは、患者の外部に位置する計算ユニットに、たとえば、センサからの生データをフーリエ分析するために、伝達される。
好ましくは、心臓の動きの記録のための本発明による動作センサは、２．５Ｖの最大振幅で２００Ｈｚの周波数範囲（帯域幅）内で少なくとも６００ｍＶ／ｇの感度を有する。これを術後用途に使用するのを可能にするために、その容積は、１．５×１．５×４ｍｍよりは小さくなければならず、好ましくは、１×１×２ｍｍの大きさであり、また、生体物質に反応しない外側材料と、心臓の表面上の選択された位置に取り付けるための装置とが設けられなければならず、このセンサはさらに、記録された情報を患者の外部にある計算ユニットへ送るためのシグナル線を具備する。

上述のように、動作センサは、少なくとも一つの方向に対して感度がよい加速度計を具備することが好ましい。動きの方向を記録するために、三方向に対して感度がよい加速度計が有利である。
本発明は、図１７に示されるように、心筋の活動の変化をモニタするためのシステムをさらに具備し、センサは、心臓の機能を反映するシグナルを計算ユニットへ発するように設計される。これは、心臓の機能に特徴的なシグナルを放出するために、加速度計内に一体化されているかまたはペースメーカー電極に固定されているさらなるバイオセンサにつながれてもよい。

システムは、シグナルを増幅し計算するように設計された増幅器および計算ユニットと、たとえば周波数分布を決定するために高速フーリエ変換を使用することによって比較時に逸脱を示すための装置と、をさらに含む。計算ユニットは、シグナルの周波数分布を決定し、これを標準分布、たとえば上記実施例２のようなセンサの挿入直後に測定された第一の分布、に対して比較する。システムは、所定の値からの逸脱を示すための装置をさらに具備してもよく、これは、上記標準分布からの逸脱が一定のレベルを超えるときにはアラームシグナルを発するように設計されたアラームトランスミッタを具備する。

市販の暫定的なペースメーカー電極に三軸加速度計等のセンサを具備させた電極の詳細部分の図である。 図１ａのペースメーカー電極全体図である。 閉塞前の加速を時間系に対して示した図である。 閉塞後の加速を時間系に対して示した図である。 人工的に誘発した閉塞および虚血中の成り行きにわたる加速シグナルのスペクトログラムを示す図である。 高速フーリエ変換（ＦＦＴ）によって計算された周波数分布を示す図である。 高速フーリエ変換（ＦＦＴ）によって計算された周波数分布を示す図である。 高速フーリエ変換（ＦＦＴ）によって計算された周波数分布を示す図である。 図３に示す特定の周波数の時間に対するエネルギ（Ｘｉ）を示す曲線の特性線図である。 実施例２におけるシグナル処理を例示する図である。 実施例２におけるシグナル処理を例示する図である。 実施例２におけるシグナル処理を例示する図である。 実施例２におけるシグナル処理を例示する図である。 実施例２におけるシグナル処理を例示する図である。 実施例２におけるシグナル処理を例示する図である。 実施例２におけるシグナル処理を例示する図である。 実施例２におけるシグナル処理を例示する図である。 実施例２におけるシグナル処理を例示する図である。 活動的な心臓におけるセンサの配置を例示する図である。 活動的な心臓におけるセンサの配置を例示する図である。 より大きなシステムへセンサを接続するのを例示する図である。 より大きなシステムへセンサを接続するのを例示する図である。

Claims (20)

1. 動作センサの使用であって、前記センサは活動する心臓の表面上の選択された位置に留置されてこの位置の心臓の動きを記録する動作センサの使用。
2. 前記使用がバイパス手術に関連した術後にすることを特徴とする請求項１記載の使用。
3. 前記位置が術後に、血管再生された冠動脈から血液を受け取る心筋のその部分の中心点として選択されることを特徴とする請求項１記載の使用。
4. 前記動作センサが外科的処置を必要とせずにそれ自身の容積と留置具とによって前記位置から取り外し可能であるように設計されることを特徴とする請求項１記載の使用。
5. 前記動作センサは、少なくとも一つの方向における加速に対して感度がよい加速度計を具備することを特徴とする請求項１記載の使用。
6. 前記動作センサは、前記取付位置での回転運動を測定するためのジャイロスコープを具備することを特徴とする請求項１記載の使用。
7. 前記記録された動きは、患者の外部に位置する計算ユニットへ伝達されることを特徴とする請求項１記載の使用。
8. 前記動作センサが暫定的なペースメーカー電極内に組み込まれることを特徴とする請求項１記載の使用。
9. 心臓の動きを記録するための動作センサであって、このセンサは、２．５Ｖの最大振幅で２００Ｈｚの周波数範囲（帯域幅）内で少なくとも６００ｍＶ／ｇの感度を備えた動作センサであり、１．５×１．５×４ｍｍ未満の容積を有し、生体物質に反応しない外側材料と、心臓の表面上の選択された位置に留めるための留置具とが設けられており、記録された情報を患者の外部に位置する計算ユニットへ伝達するためのシグナル線をさらに具備する動作センサ。
10. 前記センサの容積が１×１×２ｍｍ未満であることを特徴とする請求項９記載の動作センサ。
11. 少なくとも一つの方向に対して感度がよい加速度計を具備することを特徴とする請求項９または１０に記載の動作センサ。
12. 前記選択された位置で少なくとも一つの軸を中心にした回転運動を測定するためのジャイロスコープを具備することを特徴とする請求項９〜１１の何れかに記載の動作センサ。
13. 請求項９〜１２の何れかに記載の少なくとも一つの動作センサを具備する、心筋の運動の変化をモニタリングするシステムであって、前記センサは心臓の表面に留められるように設計され、前記センサは前記心臓の活動を反映するシグナルを計算ユニットへ発するように設計されるシステム。
14. 心臓の活動に特徴的なシグナルを発信するために、加速度計に一体化されたか、又はペースメーカー電極に固定されたバイオセンサをさらに含むことを特徴とする請求項１３記載のシステム。
15. シグナルを増幅し計算するように設計された増幅器および計算ユニットと、比較時に逸脱を示すための装置と、をさらに含むことを特徴とする請求項１３または１４に記載のシステム。
16. 前記計算ユニットが周波数分布を決定するために、高速フーリエ変換を用いることが予定されることを特徴とする請求項１５記載のシステム。
17. 前記計算ユニットは前記シグナルの周波数分布を決定し、これらは予め設定された標準分布と比較されることを特徴とする請求項１５記載のシステム。
18. 使用される前記予め設定された標準分布は、前記センサの挿入直後に計算された周波数分布であることを特徴とする請求項１５記載のシステム。
19. 所定の値からの逸脱を示すための装置を具備し、前記標準分布からの逸脱が一定のレベルを超えるときにはアラームシグナルを発するように設計されたアラームトランスミッタを具備することを特徴とする請求項１８記載のシステム。
20. 前記動作センサが暫定的なペースメーカー電極内に組み込まれることを特徴とする請求項１３記載のシステム。

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