JP2018510682A - 埋込型心臓モニタリング装置において洞不全症候群を識別するための方法および装置 - Google Patents

埋込型心臓モニタリング装置において洞不全症候群を識別するための方法および装置 Download PDF

Info

Publication number
JP2018510682A
JP2018510682A JP2017543917A JP2017543917A JP2018510682A JP 2018510682 A JP2018510682 A JP 2018510682A JP 2017543917 A JP2017543917 A JP 2017543917A JP 2017543917 A JP2017543917 A JP 2017543917A JP 2018510682 A JP2018510682 A JP 2018510682A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
interval
sinus
monitoring device
threshold
failure
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
JP2017543917A
Other languages
English (en)
Other versions
JP6603324B2 (ja
Inventor
サーカー，シャンタヌ
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Medtronic Inc
Original Assignee
Medtronic Inc
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Medtronic Inc filed Critical Medtronic Inc
Publication of JP2018510682A publication Critical patent/JP2018510682A/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP6603324B2 publication Critical patent/JP6603324B2/ja
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
    • A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
    • A61B5/346—Analysis of electrocardiograms
    • A61B5/349—Detecting specific parameters of the electrocardiograph cycle
    • A61B5/361—Detecting fibrillation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/25—Bioelectric electrodes therefor
    • A61B5/279—Bioelectric electrodes therefor specially adapted for particular uses
    • A61B5/28—Bioelectric electrodes therefor specially adapted for particular uses for electrocardiography [ECG]
    • A61B5/283—Invasive
    • A61B5/287—Holders for multiple electrodes, e.g. electrode catheters for electrophysiological study [EPS]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
    • A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
    • A61B5/346—Analysis of electrocardiograms
    • A61B5/349—Detecting specific parameters of the electrocardiograph cycle
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
    • A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
    • A61B5/346—Analysis of electrocardiograms
    • A61B5/349—Detecting specific parameters of the electrocardiograph cycle
    • A61B5/352—Detecting R peaks, e.g. for synchronising diagnostic apparatus; Estimating R-R interval
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
    • A61B5/6846—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be brought in contact with an internal body part, i.e. invasive
    • A61B5/6847—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be brought in contact with an internal body part, i.e. invasive mounted on an invasive device
    • A61B5/686—Permanently implanted devices, e.g. pacemakers, other stimulators, biochips
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/3621—Heart stimulators for treating or preventing abnormally high heart rate
    • A61N1/3624—Heart stimulators for treating or preventing abnormally high heart rate occurring in the atrium, i.e. atrial tachycardia
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
    • A61N1/36507—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by gradient or slope of the heart potential
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
    • A61N1/36592—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by the heart rate variability
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/38—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for producing shock effects
    • A61N1/39—Heart defibrillators
    • A61N1/395—Heart defibrillators for treating atrial fibrillation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/38—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for producing shock effects
    • A61N1/39—Heart defibrillators
    • A61N1/3987—Heart defibrillators characterised by the timing or triggering of the shock
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
    • A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
    • A61B5/346—Analysis of electrocardiograms
    • A61B5/349—Detecting specific parameters of the electrocardiograph cycle
    • A61B5/363—Detecting tachycardia or bradycardia

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Physiology (AREA)
  • Electrotherapy Devices (AREA)
  • Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)

Abstract

患者の洞不全症候群状態の発生を判定するための心臓モニタリング装置であって、心臓信号を感知する電極と、感知された心臓信号を受信するための回路機構を内蔵する電極に電気的に連結された感知モジュールと、感知モジュールに連結され、感知された心臓信号に応じてＲＲ間隔変動セッション中にＲＲ間隔変動性を判定し、ＲＲ間隔変動セッション中のＰ波の発生の有無を判定し、Ｐ波の発生に応じて洞不全指標に該当するか否かを判定し、洞不全指標に該当することに応じて洞不全カウントをインクリメントし、洞不全カウントのインクリメントに応じて洞不全負担に該当するか否かを判定し、洞不全負担に該当することに応じて洞不全症候群の発生を判定するように構成されたプロセッサーとを含む装置。【選択図】図９

Description

本開示は全般的に埋込型医療装置、特に埋込型心臓モニタリング装置において洞不全症候群を識別するための方法および装置に関する。
正常洞調律（ＮＳＲ）である間、心拍は、右心房壁に位置する洞房（ＳＡ）結節によって生成される電気信号によって調整される。ＳＡ結節によって心房脱分極信号が生成される都度、この信号が心房全体にわたり拡散し、心房の脱分極と収縮を引き起こし、房室（Ａ−Ｖ）結節に到達する。Ａ−Ｖ結節は心室脱分極信号を、心室中隔のヒス束を通じ、その後、索枝を経て、右心室および左心室のプルキンエ筋繊維へと伝搬させる。
心房頻脈性不整脈には不規則な形の心房細動と、様々な度合いの、心房粗動を含む規則的な心房頻脈が含まれる。心房細動（ＡＦ）は心房内での複数の巣状トリガーが原因で発生するか、または心房の基質の変化が原因で発生し、心房の様々な領域を通る伝導の不均一性を引き起こす。局所性トリガーは、左心房または右心房または肺静脈において、場所を問わず発生し得る。ＡＶ結節は頻繁かつ不規則な心房興奮に襲われることになるが、ＡＶ結節が難治性でなければ脱分極信号を伝導するのみである。心室周期の長さは不規則となり、ＡＶ結節の難治性の様々な状態次第で決まる。
洞不全症候群は、洞結節病または洞結節不全としても知られ、洞結節が適切に働かないという一群の心調律不整脈を指す名称である。通常、洞結節は一定したペースの規則的な電気刺激を生成する。洞不全症候群では、これらの信号のペースが異常になる結果、洞不全症候群患者は心調律が過剰に速い、過剰に遅い、長い停止によって時々中断される状態となるか、またはこれらの調律問題すべてが交互に組み合わされる状態となり得る。多数の洞不全症候群患者が最終的に、規則的な心調律を維持するためにペースメーカーが必要となる。したがって、心臓モニタリング装置における患者の洞不全症候群発生を判定するための方法と装置が必要とされる。
一実施形態において、本出願に記載の発明は、患者の洞不全症候群状態の発生を判定するための心臓モニタリング装置であって、心臓信号を感知する電極と、感知された心臓信号を受信するための回路機構を内蔵する電極に電気的に連結された感知モジュールと、感知モジュールに連結され、感知された心臓信号に応じてＲＲ間隔変動セッション中にＲＲ間隔変動性を判定し、ＲＲ間隔変動セッション中のＰ波の発生の有無を判定し、Ｐ波の発生に応じて洞不全指標に該当するか否かを判定し、洞不全指標に該当することに応じて洞不全カウントをインクリメントし、洞不全カウントのインクリメントに応じて洞不全負担に該当するか否かを判定し、洞不全負担に該当することに応じて洞不全症候群の発生を判定するように構成されたプロセッサーとを含む装置である。
他の実施形態において、本発明は前述の心臓モニタリング装置であって、プロセッサーが、洞不全カウントに関連する所定の期間の割合を判定し、所定の期間の割合を洞不全負担閾値と比較し、比較に応じて洞不全閾値に該当するか否かを判定するように構成される。
別の実施形態において、本発明は前述の心臓モニタリング装置であって、所定の期間が１日を含み、洞不全負担閾値は、洞不全カウントが１日当たり５０パーセントであることを含む。
別の実施形態において、本発明は前述の心臓モニタリング装置であって、プロセッサーが、ＲＲ間隔変動性がＲＲ変動性閾値を超えるか否かを判定し、ＲＲ間隔変動性がＲＲ変動性閾値を超えていないことに応じて正常洞カウントをインクリメントし、洞不全カウントと正常洞カウントとの比率に応じて洞不全負担に該当するか否かを判定する。
別の実施形態において、本発明は前述の心臓モニタリング装置であって、プロセッサーが、洞不全カウントに関連する所定の期間の割合を判定し、所定の期間の割合を洞不全負担閾値と比較し、比較と洞不全指標に該当することに応じて洞不全閾値に該当するか否かを判定するように構成される。
別の実施形態において、本発明は前述の心臓モニタリング装置であって、所定の期間が１日を含み、患者の洞不全指標が該当しない場合は洞不全負担閾値が第１の１日当たり割合値を含み、患者の洞不全指標が該当する場合は洞不全負担閾値が第２の１日当たり割合値を含み、第２の割合値が第１の割合値よりも小さい。
別の実施形態において、本発明は前述の心臓モニタリング装置であって、プロセッサーが、ＲＲ間隔変動性セッションにおける１つのＲＲ間隔に関連する間隔率が間隔率閾値よりも小さいか否かを判定し、ＲＲ間隔変動性セッションにおける１つのＲＲ間隔に関連する間隔率が間隔率閾値よりも小さいことに応じて洞不全指標に該当すると判定するように構成される。
別の実施形態において、本発明は前述の心臓モニタリング装置であって、プロセッサーが、ＲＲ間隔変動性セッションにおける所定の数のＲＲ間隔に関連する間隔率が間隔率閾値よりも小さいか否かを判定し、ＲＲ間隔変動性セッションにおける所定の数のＲＲ間隔に関連する間隔率が間隔率閾値よりも小さいことに応じて洞不全指標に該当すると判定するように構成される。
９．請求項１から８のいずれか一項に記載の心臓モニタリング装置において、プロセッサーが、患者指標が既に有効化されているか否かを判定し、ＲＲ間隔変動性セッションにおける１つのＲＲ間隔に関連する間隔率が間隔率閾値よりも小さいか否かを判定し、ＲＲ間隔変動性セッションにおける所定の数のＲＲ間隔に関連する間隔率が間隔率閾値よりも小さいか否かを判定し、有効化されている患者指標と、ＲＲ間隔変動性セッションにおける１つのＲＲ間隔に関連する間隔率およびＲＲ間隔変動性セッションにおける所定の数のＲＲ間隔に関連する間隔率の片方または両方が間隔率閾値よりも小さいことに応じて洞不全指標に該当すると判定するように構成される。
別の実施形態において、本発明は前述の心臓モニタリング装置であって、プロセッサーが、ＲＲ間隔変動性がＲＲ変動性閾値を超えるか否かを判定し、ＲＲ間隔変動性がＲＲ変動性閾値を超えていないことに応じて正常洞カウントをインクリメントし、洞不全カウントと正常洞カウントとの比率に応じて洞不全負担に該当するか否かを判定する。
別の実施形態において、本発明は前述の心臓モニタリング装置であって、心臓モニタリング装置が皮下電極を備える。
別の実施形態において、本発明は前述の心臓モニタリング装置であって、皮下電極が心臓モニタリング装置の頂部側に配置される。
別の実施形態において、本発明は前述の心臓モニタリング装置であって、皮下電極が第１の皮下電極と第２の皮下電極とを含む。
別の実施形態において、本発明は前述の心臓モニタリング装置であって、第１および第２の皮下電極が心臓モニタリング装置の頂部の近位側と遠位側に配置される。
別の実施形態において、本発明は前述の心臓モニタリング装置であって、この心臓モニタリング装置は少なくとも２つの電極を備える。
本開示の一実施形態に従って患者の洞不全負担を判定するための模範的な埋込型医療装置の概念図である。 本開示の一実施形態による図１に記載の医療装置の機能概略図である。 本開示の一実施形態に従って心房不整脈を検出する方法の模範的なフローチャートである。 本開示の一実施形態による心房不整脈の検出を増補する方法のフローチャートである。 本開示の一実施形態による心房不整脈の検出の概略図である。 本開示の一実施形態による医療装置における心房不整脈検出方法のフローチャートである。 本開示の一実施形態による医療装置における心房不整脈の検出の概略図である。 本開示の一実施形態に従って、埋込型医療装置において洞不全負担を判定する方法を示すフローチャートである。 本開示の別の一実施形態に従って、埋込型医療装置において洞不全負担を判定する方法を示すフローチャートである。
以下の説明では、本明細書に記載の方法を実施するための例示的実施形態に言及する。他の実施形態も本開示の範囲から逸脱することなく活用され得ることが理解される。
本明細書に記載の方法は、埋込型医療装置または外部医療装置におけるソフトウェア、ハードウェアまたはファームウェアにおいて具現化され得る。そのような装置の例として心臓ＥＧＭ／ＥＣＧモニタリング能力および関連するＥＧＭ／ＥＣＧ感知電極を有する埋込型モニタリング装置が挙げられ、電極は心臓内電極、心外膜電極、または皮下電極であってもよい。そのような装置は、少なくとも２つの電極、複数の電極、少なくとも複数の電極もしくは２つの電極を有してよい。
本明細書に記載の方法は、心室内でＲ波を感知し、電気刺激療法を心室に提供する、単腔のまたは両心室のペーシングシステムまたはＩＣＤなど、治療提供能力を有する埋込型医療装置に組み込まれ得る。本開示に記載の心房不整脈検出方法は、Ｒ波を検出するよう患者の皮膚に連結されるＥＣＧ電極を有する外部モニター、例えばホルターモニターなどに、あるいはＥＣＧまたはＥＧＭの事前記録データを分析するコンピューター制御システム内にも組み込まれ得る。実施形態はさらに、ループ記録装置を有する皮下装置を含め、埋込型または着用型のモニタリング装置から送られてきたデータを処理する集中型コンピューターシステムなど、患者モニタリングシステムに実装され得る。
図１は、本開示の一実施形態に従って患者の洞不全負担を判定するための模範的な埋込型医療装置の概念図である。図１に例示されるとおり、本開示の一実施形態によれば、例えば米国特許公開第２０１５／００７３２９５号において開示されるとおり、洞不全負担を判定するための埋込型医療装置を、モニタリング装置１０のハウジング３０に沿って配置される近位電極３２および遠位電極３４を有するモニタリング装置１０として具現化することができる。ハウジング３０は埋込型医療装置１０の内部の電子回路機構を包囲し、埋込型医療装置の内蔵回路機構（図２に記載）を体液から保護する。電気的貫通は、電極３２および３４がハウジング３０の外部表面に沿って配置される場合、電極３２および３４からハウジング３０を経て内蔵回路機構に至る電気接続を提供する。
電極３２および３４は、以下にて詳述するとおり、心房不整脈事象および洞不全負担を判定するための心臓信号、例えばＥＣＧ信号を胸腔内または胸腔外で感知するために使用され、これらは筋肉下または皮下に配置されてもよい。ＥＣＧ信号をモニタリング装置１０のメモリ４２（図２に記載）に保存することができ、またＥＣＧデータをモニタリング装置１０によって通信モジュール４６（図２に記載）経由で別の医療装置へ送信することができ、別の医療装置は別の埋込型装置または例えばプログラマーなど外部装置であってもよい。代替的応用例において、電極３２および３４を、例えば任意の埋め込み位置からのＥＧＭ，ＥＥＧ、ＥＭＧまたは神経信号など、関心の的となり得る任意の生体電位信号の感知に使用することができる。
電極３２および３４は、生体適合性のある導電性材料、例えばチタン、白金、イリジウムまたはこれらの合金で形成され得る。電極は、窒化チタンまたはフラクタル窒化チタンなどで被覆されてもよい。図１に例示される構成は、電極構成の一例に過ぎない。他の例では、感知電極３２および３４を、図１に記載の位置以外の、ハウジング３０に沿った他の位置に配置してもよい。例えば、電極３２および３４はいずれもモニタリング装置１０の頂部側に沿った配置で記載されるが、他の例では電極３２および３４を埋込型医療装置１０の底側または側方、あるいはモニタリング装置１０の相対する側面、あるいはモニタリング装置１０の片側端部または両端に配置することができる。加えて、ハウジング３０の全部または一部が電極のうち１つの役割を果たすことができ、これをハウジング３０に沿って配置された他のどの電極からも絶縁することができる。そのような構成に関する模範的説明が、「Ｓｕｐｐｌｙ Ｎｏｉｓｅ Ｒｅｊｅｃｔｉｏｎ Ｉｎ Ｉｍｐｌａｎｔａｂｌｅ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｄｅｖｉｃｅｓ」（Ｒｅｉｎｋｅ他）と題する、本発明の譲受人に譲渡された同時係属の米国特許出願第１４／０６０，６４９号において開示される。
一実施形態において、電極の間隔は６０ｍｍから２５ｍｍの範囲であってもよい。他の実施形態において、電極間隔は５５ｍｍから３０ｍｍ、５５ｍｍから３５ｍｍ、および５５ｍｍから３５ｍｍの範囲であってもよい。埋込型医療装置の容積は３立方センチメートル以下、１．５立方センチメートル以下、または３立方センチメートルから１．５立方センチメートルの範囲の任意の容積であってもよい。埋込型医療装置の長さは３０から７０ｍｍ、４０から６０ｍｍまたは４５から６０ｍｍの範囲であってもよく、３０から７０ｍｍの範囲の任意の長さであってもよい。埋込型医療装置の主要表面の幅は３から１０ｍｍの範囲であってもよく、厚さは３から１０ｍｍの任意の厚さであってもよい。埋込型医療装置の厚さは２から９ｍｍまたは２から５ｍｍの範囲であってもよく、２から９ｍｍの範囲の任意の厚さであってもよい。
さらに他の実施形態において、埋込型医療装置は、埋込型医療装置から離れて延び、電気的貫通および導体経由で埋込型医療装置内蔵回路機構に連結される電気導線または電気テザーによって運ばれる、複数の、あるいは１つまたは複数の電極を含み得る。さらに他の例では、モニタリング装置１０は様々なモニタリングまたは治療提供を目的に３つ以上の電極を含み得る。
本開示全体を通じて心臓モニターとして例示および記載されるが、埋込型医療装置１０は任意の数の他の埋込型装置であってもよく、例として埋込型血流力学モニター、血液化学モニター、圧力モニター、神経モニター、筋肉モニター、脳モニターなどが挙げられる。これらの例のいずれにおいても、埋込型医療装置１０は電極３２および３４に加え、所望の生理学的信号を監視するための付加的センサーを含み得る。
図２は、図１に記載の埋込型医療装置の機能ブロック図である。図２に例示されるようにモニタリング装置１０は、後述するとおり、１人の患者における心臓信号の感知および心房細動または心房頻脈など心房不整脈事象のモニタリング向けに、電極３２および３４に連結される心臓信号感知モジュール３６を含む。
モニタリング装置１０は、治療提供能力のないモニタリング専用装置として具現化されてもよい。他の例では、モニタリング装置１０は治療提供モジュール３８を含んでいてもよく、これは心臓ペーシング、神経刺激、深部脳刺激、または他の神経刺激など、治療用電気刺激を提供するための電気パルスを生成するよう構成され得る。そのような例において、治療提供モジュール３８は、患者の生体電位および生体インピーダンス信号のモニタリングに加え、患者にとっての治療上の便益を達成するための電気パルスを提供するために、電極３２および３４に連結される。治療刺激パルス提供中に心臓信号感知を一時的に無効化または中断することにより、刺激パルス提供中の感知増幅器の飽和を防ぐことができる。他に治療提供モジュール３８に含まれ得る治療提供能力の例として、薬剤、生体液または他の治療用流体を提供するための流体提供ポンプが挙げられる。
感知モジュール３０は、電極３２および３４からアナログ電圧信号を受信するためのアナログ増幅器および／またはフィルターを含み得る。電極３２および３４から受信されたアナログ電圧信号は、感知モジュール３０または処理／制御モジュール４０に含まれるアナログ／デジタル（Ａ／Ｄ）変換器へ渡される。Ａ／Ｄ変換器は、感知モジュール３０が受信した心臓信号の抽出デジタル信号を、特定の臨床用途に応じたさらなる分析および／またはメモリ４２への保存向けに処理／制御モジュール４０へ提供する。
処理／制御モジュール４０および関連するメモリ４２は、プログラムされた信号分析ルーチンまたはアルゴリズムに応じて、埋込型医療装置の諸機能を制御すると共に、電極３２および３４から受信した信号を処理する。モニタリング装置１０は他にも、活動センサー、圧力センサー、酸素センサー、加速度計または他の、患者のモニタリングに使用されるセンサーなど、生理学的信号モニタリング用の任意のセンサー（不記載）を含み得る。
処理／制御モジュール４０は特定の臨床用途に応じて、モニタリング時間間隔およびサンプリングレートを制御し得る。処理／制御モジュール４０は、装置の諸機能を制御するための状態機械または他のシーケンス論理回路機構を含み得るが、専用マイクロプロセッサーとして実装される必要はない。処理／制御モジュール４０および感知モジュール２０は、信号データを取得し、処理済みまたは生の信号データをメモリ４２に保存するよう動作し得る。
通信モジュール４６は、メモリ４２に保存された、または処理／制御モジュール４０からリアルタイムに受信された、ＥＣＧ信号データなどの電気信号データを送信するアンテナおよび無線送信機を含む。通信モジュール４６は、誘導結合、電磁結合、組織コンダクタンス、近距離通信（ＮＦＣ）、無線自動識別（ＲＦＩＤ）、ＢＬＵＥＴＯＯＴＨ（登録商標）、ＷｉＦｉ、あるいは他の専有または非専有の無線テレメトリ通信方式を介して信号を送受信するよう、構成され得る。通信モジュールは、モニタリング装置１０の外部に配置されるプログラマー（不記載）とモニタリング装置１０が通信を行うことを可能にすると共に、使用者に情報を提示したり使用者から入力を受信したりするユーザーインターフェースを含む。注意すべき点として、使用者はネットワーク型コンピューティング装置経由で遠隔操作によってプログラマーと相互作用することもできる。
使用者、例えば医師、技師、外科医、電気生理学者、他の臨床医、または患者などは、プログラマーと相互作用してモニタリング装置１０と通信する。例えば、使用者はプログラマーと相互作用して、モニタリング装置１０から生理学的情報または診断情報を読み出すことができる。使用者はプログラマーを使用して、モニタリング装置１０の操作パラメーター向けの値の選択など、モニタリング装置１０のプログラムを組むこともできる。例えば、使用者はプログラマーを使用して、患者の心調律、患者の体内における経時的傾向、または不整脈症状発現に関する情報をモニタリング装置１０から読み出すことができる。モニタリング装置１０およびプログラマーは、当該技術分野において既知の任意の技法を使用して無線通信経由で通信を行うことができる。
電源４４はモジュール３６、３８、４０，４６およびメモリ４２それぞれに必要に応じて電力を提供する。電源４４は１つまたは複数の充電式または非充電式の電池など、１つまたは複数のエネルギー貯蔵装置を含み得る。
モジュール３６、３８、４０，４６およびメモリ４２は、モニタリング装置１０に含まれる機能性を表す。本開示のモジュールは、本明細書に記載のモジュールに帰属される諸機能を生成する能力のあるアナログ回路および／またはデジタル回路を実装する離散型および／または一体型の電子回路構成要素を含み得る。例えば、モジュールは前置増幅回路、フィルタリング回路および／または他のアナログ信号条件付け回路など、アナログ回路を含み得る。モジュールはデジタルフィルター、組み合わせ論理回路または順序論理回路、状態機械、集積回路、プロセッサー（共有、専用、またはグループ）など、１つまたは複数のソフトウェアもしくはファームウェアプログラム、メモリ装置、または前述の機能性を提供するその他の適切な構成要素もしくはこれらの組み合わせなどの、デジタル回路をも含み得る。
メモリ４２はランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）、読み取り専用メモリ（ＲＯＭ）、不揮発性ＲＡＭ（ＮＶＲＡＭ）、電気的消去可能プログラム可能型ＲＯＭ（ＥＥＰＲＯＭ）、フラッシュメモリまたは他の任意の記憶装置など、揮発性、不揮発性、磁気型または電気的非持続性コンピューター可読保存媒体を含み得る。メモリ４２は、１つまたは複数の処理回路によって実行された場合に埋込型医療装置１０に帰属する様々な機能をモジュールに実行させる指示を保存する、非持続性コンピューター可読保存媒体を含み得る。保存媒体は、任意のコンピューター可読保存媒体を含み得るが、一時的な伝搬信号だけは例外である。
モジュールとしての様々な特徴の表現は、様々な機能的態様の明瞭化を意図するものであり、そのようなモジュールを別々のハードウェアまたはソフトウェア構成要素によって実現しなければならないことを必ずしも示唆するものではない。むしろ、１つまたは複数のモジュールに関連する機能性は、別々のハードウェア、ファームウェアおよび／またはソフトウェアの構成要素によって実施されるか、または共通のハードウェア、ファームウェアおよび／またはソフトウェアの構成要素内に統合され得る。
図３は、本開示の一実施形態に従って心房不整脈を検出する方法の模範的なフローチャートである。図３に例示されるフローチャート２００および本明細書に記載の他のフローチャートは、装置の機能的動作の例示を意図するものであり、本発明の実践に必要な特定の形態のソフトウェアまたはハードウェアを反映するものと解釈されるべきではない。特定の形態のソフトウェアは主として、装置において採用される特定のシステムアーキテクチャにより、また装置において採用される特定の検出方法論および治療提供方法論によって決定付けられることになると考えられる。本明細書における開示を踏まえ、如何なる最新の埋込型医療装置の文脈においても、本発明を完遂するためのソフトウェアの提供は、当業者の能力の範囲内にある。
本明細書に記載のフローチャートと併せて記載の方法は、前述の方法をプログラム可能型プロセッサーに実行させるための指示を含むコンピューター可読媒体において実施され得る。「コンピューター可読媒体」の例としてＲＡＭ、ＲＯＭ、ＣＤ−ＲＯＭ、ＮＶＲＡＭ、ＥＥＰＲＯＭ、フラッシュメモリなど、揮発性または不揮発性の媒体が挙げられるが、これらに限定されるわけではない。指示は、直接または他のソフトウェアと組み合わせて実行可能な、１つまたは複数のソフトウェアモジュールとして実施され得る。
フローチャート２００は心房細動（ＡＦ）検出が対象であるが、認識される点として、心房粗動または他の形態の心房頻脈など他の心房不整脈の検出に、該方法の他の態様を適用することができる。本開示の一実施形態によれば、装置は例えば心房細動または心房粗動など心房不整脈を検出する方法および装置を含む。図３に例示されるとおり、一実施形態によれば、心房不整脈の判定を、ローレンツ散乱図においてプロット化した場合に識別シグネチャを示すＲＲ間隔を有する心室周期の不規則性を基本とすることができ、これについては全般的にＲｉｔｓｃｈｅｒ他により、Ｓａｒｋａｒに交付された米国特許第７，０３１，７６５号または米国特許第８，６３９，３１６号において開示される。他の心房不整脈判定方法は全般的に、Ｓａｒｋａｒ他により米国特許第７，６２３，９１１号および米国特許第７，５３７，５６９号において、またＨｏｕｂｅｎにより米国特許第７，６２７，３６８号において開示される。
特に、ブロック２０１において、個々の座標軸毎のヒストグラムビン数および該当するビン範囲を定義することにより、ヒストグラムが初期化される。ヒストグラムビン毎に、カウンターがゼロに設定される。ブロック２０２では、ＶＣＬ情報を含有する生理学的信号が取得される。この信号はＥＧＭ信号の場合もあればＥＣＧ信号の場合もあるが、心臓電気信号に限定されるわけではない。
ブロック２０４では、ＶＣＬ間隔、例えばＲＲＩが所定の調律検出時間間隔、例えば２分間にわたり収集される。確立された検出時間間隔にわたり収集されたデータは、検出時間間隔終了時点での調律の分類に使用される。ブロック２０６では、感知されたＲ波信号または測定されたＲＲＩがノイズアーチファクトを含有するという証拠を検出するための、ノイズ検出分析が実施される。多数のノイズ検出方法が使用され得る。ノイズの証拠は周波数成分、増幅成分、またはＶＣＬ測定自体に基づいて検出され得る。
所定の時間間隔内でノイズの証拠が検出されない場合、ブロック２１６でのＶＣＬ測定結果から(δＲＲｉ，δＲＲｉ−１)データポイントが算出される。ノイズの証拠が検出された場合、ノイズの証拠に関連するＶＣＬはブロック２０８で不合格とされる。不合格とされたＲＲＩが関係する(δＲＲｉ，δＲＲｉ−１)データポイントはすべて、スキップされる。使用するノイズ検出方法に応じて、ノイズの証拠は感知されたＲ波間のＲＲＩ中に検出され得るか、または感知されたＲ波自体がノイズとして検出され得る。感知されたＲ波がノイズであると判定された場合、感知されたＲ波によって定義される先行または後続のＲＲＩはノイズ間隔として不合格扱いされ得る。
不合格とされたＶＣＬの数はブロック２１０で計数される。検出時間間隔内でノイズが原因で不合格とされたＶＣＬ（例：ＲＲＩ）の総数は、ブロック２１２でノイズ不合格閾値と比較される。ノイズ不合格閾値を超える場合、現在の調律検出状態がブロック２１４で保持される。現在の時間間隔は、ノイズが過剰であるため調律検出に使用できないと見なされ、また現在検出された調律の状態において、現在の時間間隔中に測定されたＶＣＬに基づく変更は行われない。例えば、埋込型医療装置が前回の検出時間間隔終了時点でヒストグラムカウント分析に基づいてＡＦを検出した場合、ＡＦ検出は現在の時間間隔終了時点で維持されることになる。埋込型医療装置が前回の検出時間間隔終了時点でＡＦを検出しない場合、埋込型医療装置は現在の時間間隔終了時点でＡＦ不検出の状態を維持する。現在の検出時間間隔全体が、調律の判定および分類について不合格とされる。プロセスはブロック２０４へと戻り、次の検出時間間隔にわたってＶＣＬを測定する。
不合格とされた周期長の数がノイズ不合格閾値に達しなかった場合（ブロック２１２）、現在の検出時間間隔データが引き続き、ローレンツプロット区域を定義するヒストグラムのデータ投入に使用される。ブロック２１６では、(δＲＲｉ，δＲＲｉ−１)データポイントが、ノイズ証拠検出が付随しないＲＲＩのみを使用して判定される。不合格ＲＲＩはＲＲＩ差の算出に使用されないか、または不合格ＲＲＩを使用して判定された(δＲＲｉ，δＲＲｉ−１)データポイントはヒストグラムのデータ投入時にスキップされる。このように、ノイズを伴うＲＲＩは、ローレンツプロットヒストグラムにおけるＶＣＬ分析に含まれない。検出時間間隔中に不合格とされなかったＶＣＬの残り分が、(δＲＲｉ，δＲＲｉ−１)データポイントの判定に使用される。不合格ＲＲＩが関係しない(δＲＲｉ，δＲＲｉ−１)データポイントはすべて、ヒストグラムのデータ投入に使用され得る。非不合格ＶＣＬが２つの不合格ＶＣＬに挟まれる場合、そのＶＣＬは使用されず、何故なら、有効な(δＲＲｉ，δＲＲｉ−１)データポイントを判定するための連続的なＲＲＩ差の算出に利用可能な隣接する非不合格ＶＣＬが存在しないからである。
前述のとおり、２Ｄ散乱図が生成され、各ポイントはＲＲＩと前回のＲＲＩとの間の差に相当するｘ座標と、前回のＲＲＩと前々回のＲＲＩとの間の差に相当するｙ軸によって定義される。ヒストグラムは、各(δＲＲｉ，δＲＲｉ−１)データポイントの座標値に相当するヒストグラムビンについて、カウンターをインクリメントすることによって埋められる。本明細書に記載の方法は一般的に２Ｄヒストグラムを使用して実施されるが、本発明の各態様を代替的に、ＶＣＬデータの１Ｄ散乱図または２Ｄ以上の散乱図を使用する方法において実施することができる。
ブロック２２０では、ＲＲＩ変動性基準（またはより全般的にＶＣＬ変動性基準）が、散乱図から判定される。一般的に、占有されるヒストグラムビンが多いほど、すなわち(δＲＲｉ，δＲＲｉ−１)ポイントの分布が希薄であるほど、データ取得期間中のＶＣＬがもっと不規則になる。相応に、ＲＲＩ変動性基準を使用して、不規則性が高いＶＣＬに関連する心房細動を検出することができる。一実施形態において、ＡＦ検出のためのＲＲＩ変動性基準はＡＦスコアと呼ばれ、全般的に前述の’９１ １特許に記載されるように計算される。簡潔に、ＡＦスコアは方程式
ＡＦ証拠＝不規則性証拠−原初カウント−ＰＡＣ証拠
によって定義され得、式中、「不規則性証拠」は、ローレンツプロット区域の原点を中心に定義されるゼロセグメント外での占有状態のヒストグラムビンの数を指す。正常洞調律または高度に規則的な心房頻脈の間、連続するＲＲＩ間での差が比較的小さく、一貫していることから、ほぼすべてのポイントがゼロセグメントに該当する。したがって、ゼロセグメント外での占有状態ヒストグラムビンの数が多いと、これはＡＦの肯定的証拠である。
原初カウントは、ローレンツプロットの原点を中心に定義される「ゼロセグメント」内のポイント数を指す。原初カウントが多いと規則的ＲＲＩ、負のＡＦ指標を意味し、したがってこれは不規則性証拠の項から減算される。加えて、規則的ＰＡＣ証拠のスコアを、前述の’９１ １特許において全般的に記載されるとおり、算出することができる。規則的ＰＡＣ証拠スコアは、規則的連結間隔および現在の規則的なＲＲＩのパターンで発生するＰＡＣに特に関連するデータポイント、例えば二段脈（短−短−長のＲＲＩ）または三段脈（短−短−短−長のＲＲＩ）に関連するデータポイントのクラスターシグネチャパターンに基づいて算出される。
他の実施形態において、ＡＦスコアまたは他の、心房調律を分類するためのＲＲＩ変動性スコアを、前述の下３桁が７６５号、９１１号、５６９号および３６８号の特許のいずれかに記載のとおり、算出することができる。
ＡＦスコアは、ＡＦを検出するための間隔変動閾値、またはＡＦ検出閾値と、ブロック２２４で比較される。基準が交差する場合、すなわちＡＦスコアが間隔変動閾値より大きい場合、ＡＦ検出がブロック２２６で為される。ＡＦ検出に対する応答がブロック２２８で為され、例として、後述するとおり、心室治療の留保、データの保存、または他の信号取得または分析の始動が挙げられる。ＡＦ応答は、患者アラームの生成、あるいは治療の提供または調節であってもよい。ＲＲＩ測定は、ＡＦ検出後も引き続き実施され、次回検出時間間隔の間、ブロック２０４へ戻ることによってヒストグラムを埋める。
毎回の検出時間間隔の後、ＲＲＩ変動性基準が判定され、ヒストグラムビンは次回の検出時間間隔向けにゼロへと再初期化される。毎回のデータ取得間隔の終了時点で判定される新たなＲＲＩ変動性基準は、ＡＦ症状発現の持続または終了の判定に使用され得る。
図４は、本発明の一実施形態による心房不整脈の検出を増補する方法のフローチャートである。図４に例示されるとおり、本出願の一実施形態に従って、感知された心臓信号が心房頻脈事象であるか否かを判定するため、ＡＦ事象の発生が一旦判定されると、装置は心臓信号がＰ波部分を含有するか否かを判定し、その結果は前述の心房頻脈判定プロセスの増補に活用される。図４に例示されるとおり、一実施形態によれば、心房頻脈検出を増補するための信号特性の判定中、装置は、例えば前述のＫｅｉｍｅｌ他による米国特許第５，１１７，８２４号において開示されるような既知の心臓信号感知／検出方式を使用して心臓信号を感知し、感知した心臓信号に応じてＲ波を識別する。後述するとおり、感知された心臓信号に関連するＲ波がブロック３００で検出された後、装置はＲ波がブロック３０２でＲ波が１つまたは複数のＲＲ間隔パラメーターを満たすか否かを判定する。１つまたは複数のＲＲ間隔パラメーターが満たされない場合、ブロック３０２においてＮｏの場合、装置は次のＲ波が感知されるまで待機し、ブロック３００およびプロセスブロック３００〜３０２が次のＲ波を使用して繰り返される。１つまたは複数のＲＲ間隔パラメーターが満たされる場合、ブロック３０２においてＹｅｓの場合、後述するとおり、装置はＲ波に関連するＰ波ウィンドウ、すなわちブロック３０４を判定する。
Ｐ波ウィンドウの判定後、装置は所定の数のＲ波の識別が済んでいるか否か、すなわちブロック３０６を判定する。ブロック３０６での判定を満たすために必要な所定のＲ波の数は１つまたは複数のＲ波として設定することができ、例えば一実施形態によれば、４つのＲ波として設定される。所定の数のＲ波の識別が済んでいないことから次のＲ波が必要である、すなわちブロック３０６においてＹｅｓの場合、装置は次のＲ波の感知を待機し、ブロック３００とプロセスブロック３００〜３０６が次のＲ波を使用して繰り返される。所定の数のＲ波の識別が済んだ結果、次のＲ波が必要でない、すなわちブロック３０６においてＮｏである場合、後述するとおり、装置はＰ波証拠、すなわちブロック３０８を判定し、判定されたＰ波証拠を活用して、例えば本発明の譲受人に譲渡された、Ｓａｒｋａｒ他に交付された米国特許出願第１４／６９５，１１１号に記載のとおり、心房不整脈検出、すなわちブロック３１０を増補する。
図５は、本開示の一実施形態による心房不整脈の検出の概略図である。図４および５に例示されるとおり、感知されたＲ波がブロック３０２においてＲＲ間隔パラメーターを満たすか否かを判定するため、装置は現在のＲ波３２０と前回感知されたＲ波３２４との間にわたるＲＲ間隔３２２が間隔閾値、例えば７８０ｍｓより長いか否かを判定する。ＲＲ間隔３２２が間隔閾値よりも長くない場合、ＲＲ間隔パラメーターは満たされず、ブロック３０２においてＮｏに該当し、プロセスは次のＲＲ間隔３２６を使用して繰り返される。ＲＲ間隔３２２が間隔閾値より長い場合、ＲＲ間隔パラメーターが満たされ、ブロック３０２においてＹｅｓに該当する。
別の実施形態によれば、付加的なＲＲ間隔パラメーターを、ＲＲ間隔パラメーターがブロック３０２において満たされるか否かの判定に含めてもよい。例えば、一例としてＲ波３２６を使用しつつ、関連するＲＲ間隔３４０がＲＲ間隔閾値を満たすか否かの判定に加え、装置は現在のＲ波３２６に関連するＲＲ間隔３４０を、１つまたは複数の以前判定されたＲＲ間隔、例えば間隔３２２と比較し、現在のＲＲ間隔３４０に関連する相対的変化が、例えば１００ｍｓなど変化閾値よりも大きいか否かを判定する。現在のＲＲ間隔に関連する相対的変化が変化閾値よりも大きくない場合、ＲＲ間隔パラメーターは、ブロック３０２において満たされない。現在のＲＲ間隔に関連する相対的変化が変化閾値よりも大きい場合、ＲＲ間隔パラメーターはブロック３０２において満たされる。
このように、ＲＲ間隔パラメーターのいずれか１つが満たされない場合、Ｐ波ウィンドウ判定は行われず、プロセスは次のＲ波を使用して繰り返される。ＲＲ間隔パラメーターまたは複数のＲＲ間隔パラメーターのうち１つが満たされる場合、ＲＲ間隔パラメーターはブロック３０２において満たされ、装置はＲ波３２０に関連するＰ波ウィンドウ３２８について、関連するＰ波をＲ波３２０が含むか否かを判定する。例えば、Ｐ波ウィンドウ３２８を判定するため、装置はＲ波より前の所定の距離３３２に位置するＰ波ウィンドウ開始点３３０、例えば６２０ｍｓを判定し、Ｐ波ウィンドウ終点３３４はＰ波開始点３３０より後の所定の距離３３６、例えば６００ｍｓに位置する結果、Ｐ波ウィンドウ３２８はＰ波開始点３３０とＰ波終点３３４との間にわたる。Ｐ波ウィンドウ３２８が判定される都度、Ｐ波カウンターが１ずつ、所定の数のＰ波ウィンドウ、例えば４つのＰ波ウィンドウの識別が済むまで更新される。
図６は、本開示の一実施形態による医療装置における心房不整脈検出方法のフローチャートである。所定の数のＰ波の識別が済み、図４のブロック３０６においてＮｏに該当する結果に応じて、装置はＰ波が検出される可能性の有無を判定するためのＰ波証拠、すなわちブロック３０８を判定し、判定されたＰ波証拠を活用して、例えば本発明の譲受人に譲渡された、Ｓａｒｋａｒ他に交付された米国特許出願第１４／６９５，１１１号に記載のとおり、心房不整脈検出、すなわちブロック３１０を増補する。図６に例示されるとおり、Ｐ波証拠の判定中、装置は現在のＰ波判定結果に応じて特徴的なＰ波、すなわちブロック３６０を判定する。例えば、一実施形態によれば、装置は特徴的なＰ波として識別された４つのＰ波判定結果を基に、平均Ｐ波を判定する。次いで関連するＰ波ウィンドウがベースライン部分、すなわちブロック３６２と、Ｐ波部分、すなわちブロック３６４に分けられ、Ｐ波ウィンドウはベースラインウィンドウおよびＰ波ウィンドウの片方または両方について信号特性、すなわちブロック３６６を判定する。次いで、判定された信号特性を基に、特徴的なＰ波がＰ波として確認されるか否か、すなわちブロック３６８の判定が行われる。
特徴的なＰ波がＰ波として確認されず、すなわちブロック３６８においてＮｏの場合、装置は次の所定の数のＰ波が識別されるまで、すなわち図６のブロック３０６においてＹｅｓとなるまで待機し、プロセス、すなわちブロック３６０〜３６８は次に識別されるＰ波を使用して繰り返される。特徴的なＰ波がＰ波として確認され、すなわちブロック３６８においてＹｅｓの場合、装置は存在するＰ波の判定を活用して、例えば本発明の譲受人に譲渡された、Ｓａｒｋａｒ他に交付された米国特許出願第１４／６９５，１１１号に記載のとおり、心房不整脈検出、すなわちブロック３７０を増補する。
図７は、本開示の一実施形態による医療装置における心房不整脈の検出の概略図である。図６および７に例示されるとおり、Ｐ波証拠（図４のブロック３０８）を判定するため、装置は、前述のとおり、判定された４つのＰ波ウィンドウの平均化によって判定される特徴的なＰ波ウィンドウ４０２を有する特徴的なＰ波４００を判定する。装置はＰ波ウィンドウ４０２を、Ｐ波ウィンドウ開始点４０６からウィンドウの中間点４０８にかけて延びるベースライン部分４０４と、ウィンドウの中間点４０８からＰ波ウィンドウ終点４１２にかけて延びるＰ波部分４１０に分ける。装置は、Ｐ波信号の第１微分信号４１４およびＰ波信号の第２微分信号４１６を判定し、第１微分信号ウィンドウ４０２のベースライン部分４０４内の第１微分信号４１４の正のゼロ交差４１８に関連する第２微分値４２０を判定する。一実施形態において、Ｐ波信号の第１微分は、８つのサンプルによって区切られるポイント間での差として算出することができ、また第２微分は第１微分における４つのサンプルによって区切られるポイント間の差として算出することができる。
装置は、正のゼロ交差４１８に関連する第２微分値４２０の最大振幅を判定し、次いで判定された最大振幅値が、第２微分ウィンドウ４０２のＰ波部分４１０内の第２微分Ｐ波信号４１６の評価向けに、第１閾値４２２の生成に使用される。一実施形態によれば、閾値４２２は、例えば、第２微分値４２０の最大値の２倍など、第２微分値４２０の最大値の倍数として設定される。
同様に、装置はウィンドウ４０２のベースライン部分４０４内の微分信号４１４の負のゼロ交差４２４それぞれについて、相当する第２微分値４２６を判定する。負の第１微分ゼロ交差４２４に関連する第２微分値４２６の最小振幅が判定され、判定された最小振幅値は、ウィンドウ４０２のＰ波部分４１０内の第２微分Ｐ波信号４１６の評価向けに、第２閾値４２８の生成に使用される。一実施形態によれば、閾値４２８は、例えば、第２微分値４２６の最小値の２倍など、第２微分値４２６の最小値の倍数として設定される。
第２微分値４２０の最大値の判定に応じて判定される第１閾値４２２を使用して、装置は第１微分ウィンドウのＰ波部分４１０内における第１微分信号の個々の正のゼロ交差４３０毎に、相当する第２微分信号４１６のＰ波部分４１０内の第２微分信号について、相当する振幅４３２を判定する。装置は、ウィンドウ４０２のＰ波部分４１０内における第２微分信号４１６の結果的な最大振幅４３２を、第１閾値４２２と比較する。同様に、第２微分値４２０の最小値の判定に応じて判定される第２閾値４２２を使用して、装置は第１微分信号４１４の１つまたは複数の負のゼロ交差４３４について、ウィンドウ４０２のＰ波部分４１０内において相当する第２微分信号４１６の最小振幅４３６を、第２閾値４２８と比較する。
第１閾値４２２以上と判定される最大振幅４３２の数が１であるか、または第２閾値４２８以下と判定される最小振幅４３２の数が１であると判定された場合、Ｐ波が発生すると判定され、図６のブロック３６８はＹｅｓに該当する。第１閾値４２２以上と判定される最大振幅４３２の数と、第２閾値４２８以下と判定される最小振幅４３２の数がいずれも１ではないと判定された場合、Ｐ波が未発生と判定され、図６のブロック３６８はＮｏに該当する。Ｐ波が識別されるか否かの判定結果はその後、例えば本発明の譲受人に譲渡された、Ｓａｒｋａｒ他に交付された米国特許出願第１４／６９５，１１１号に記載のとおり、心房不整脈事象の判定過程で使用される。
前述のとおり、不整脈検出スキームの過程で、装置は最初に、調律を心房不整脈事象として分類するか、または心房不整脈事象として分類しないかについて、例えばローレンツ散乱図を使用して、調律検出時間間隔にわたり収集されたＲＲ間隔の分散またはパターンの違いの判定によって判定する。この心房細動事象の初期判定過程での偽陽性発生回数を減らすため、前述のとおり、装置は心房細動の初期判定を、調律検出時間間隔中におけるＰ波発生の有無の判定によって増補する。Ｐ波が発生したと判定された場合、調律検出時間間隔中に感知された心臓信号にその調律検出時間間隔について心房細動事象が付随したという初期判定は、心房細動症状発現の誤判定と考えられる判定として識別される結果、前述のとおり、装置は調律検出時間間隔を、心房細動事象ではないものとして識別する。他方、Ｐ波は発生していないと判定された場合、調律検出時間間隔中に感知された心臓信号にその調律検出時間間隔について心房細動事象が付随したという初期判定は追認される。
図８は、本開示の一実施形態に従って、埋込型医療装置において洞不全症候群を識別する方法を示すフローチャートである。図８に例示されるとおり、ある患者を洞不全症候群患者として識別するため、モニタリング装置１０は心臓信号を感知し（ブロック７００）、初期心房不整脈検出を、前述のとおり、例えばＲＲ間隔の分散またはＲＲ間隔のパターンの違いの判定によって実施する。
特に、モニタリング装置１０は、前述のとおり、２分間の間隔について判定されるＡＦ証拠スコアによって定義されるＲＲ間隔変動がＡＦ検出閾値よりも大きいか否かを判定する（ブロック７０２）。ＲＲ間隔変動がＡＦ検出閾値以下であると判定された場合、すなわちブロック７０２においてＮｏに該当する場合、装置は正常洞カウントをインクリメントし（ブロック７０４）、プロセスは次の２分間の間隔セッションについて繰り返される（ブロック７００および７０２）。間隔変動がＡＦ検出閾値よりも大きい、すなわちブロック７０２においてＹｅｓに該当する場合、装置は、例えば前述のとおり、２分間の間隔中にＰ波の発生の証拠が判定された否かを判定する（ブロック７０６）。Ｐ波の発生の証拠が識別されない場合、すなわちブロック７０６でＮｏに該当する場合、２分間の間隔セッションは心房細動事象として識別され（ブロック７０８）、プロセスは次の２分間の間隔セッションについて繰り返される（ブロック７００および７０２）。
Ｐ波の発生の証拠が識別され、すなわちブロック７０６でＹｅｓに該当し、その間隔セッションについてＲＲ間隔の高い変動性とＰ波感知の双方を示す場合、２分間の間隔セッションは心房細動事象ではないと識別され（ブロック７１０）、洞不全カウントがインクリメントされる（ブロック７１２）。２分間の間隔セッションが心房細動事象ではないと識別され（ブロック７１０）、洞不全カウントがインクリメントされる（ブロック７１２）都度、モニタリング装置１０は洞不全負担を判定する（ブロック７１４）。例えば、ブロック７１４において洞不全負担を判定するため、モニタリング装置１０は洞不全症候群に関連すると判定された２分間の間隔の回数を判定する。例えば、一実施形態によれば、モニタリング装置１０は洞不全負担を、所定の期間中、例えば１日当たりまたは１時間当たりの期間中における、例えば洞不全として識別された２分間の間隔が占める割合、すなわち高いＲＲ間隔変動性とＰ波感知の双方を含む間隔として判定された２分間の間隔の割合として判定する。
モニタリング装置１０は洞不全負担を洞不全負担閾値と比較し（ブロック７１６）、洞不全負担が洞不全負担閾値を超えるか否かを判定する。例えば、一実施形態によれば、洞不全負担は所与の期間中における所定の割合、例えば１日の５０パーセントとして設定される結果、洞不全に関連するとして識別された２分間の間隔が１日に占める割合が５０パーセント以下である場合、すなわちブロック７１６においてＮｏに該当する場合、洞不全症候群は発生していないと判定され（ブロック７１８）、プロセスは次の２分間の間隔セッションについて繰り返される（ブロック７００および７０２）。洞不全に関連するとして識別された２分間の間隔が１日に占める割合が５０パーセントを超える、すなわちブロック７１６においてＹｅｓに該当する場合、洞不全症候群が発生していると判定される（ブロック７２０）。言い換えれば、所定の期間、例えば１日または１時間にわたる洞不全調律と正常洞調律との比率が所定の閾値、すなわち５０パーセントを超える場合、患者は洞不全症候群に見舞われていると判定される（ブロック７２０）。
モニタリング装置１０は、患者が洞不全症候群に見舞われているか否かの判定結果を保存し、これらの結果をその後、患者がペーシング装置埋め込み候補者であるか否か、あるいは患者の投薬の追加、あるいは患者の投薬また投薬量の変更が示唆されるか否か、などの判定に使用することができる。別の実施形態によれば、例えば、保存された洞不全情報に後でモニタリング装置１０からプログラマー経由でアクセスすることができ、あるいはさらに別の実施形態によれば、モニタリング装置１０は洞不全症候群の存在を示唆する警告信号を送信することができ、この信号は患者に医師の診察を受けるよう促すことになり、次いで医師はモニタリング装置１０に問い合わせ、患者が心臓ペーシング装置の埋め込みを示唆する状態であるか否かについて、保存された洞不全負担情報および／または心房細動、正常洞調律、洞不全調律として識別された間隔セッションの兆候に基づいて判定するか、あるいは患者が洞不全症候群に見舞われていると識別されるか否かを判定することになる。
図９は、本開示の別の実施形態に従って、埋込型医療装置において洞不全症候群を識別する方法を示すフローチャートである。図９に例示されるとおり、別の実施形態によれば、ある患者を洞不全症候群患者として識別するため、モニタリング装置１０は心臓信号を感知し（ブロック８００）、初期心房不整脈検出を、前述のとおり、例えばＲＲ間隔の分散またはＲＲ間隔のパターンの違いの判定によって実施する。
特に、モニタリング装置１０は、前述のとおり、２分間の間隔について判定されるＡＦ証拠スコアによって定義される間隔変動がＡＦ検出閾値よりも大きいか否かを判定する（ブロック８０２）。ＲＲ間隔変動がＡＦ検出閾値以下であると判定された場合、すなわちブロック８０２においてＮｏに該当する場合、装置は正常洞カウントをインクリメントし（ブロック８０４）、プロセスは次の２分間の間隔セッションについて繰り返される（ブロック８００および８０２）。間隔変動がＡＦ検出閾値よりも大きい、すなわちブロック８０２においてＹｅｓに該当する場合、装置は、例えば前述のとおり、２分間の間隔中にＰ波の発生の証拠が判定された否かを判定する（ブロック８０６）。Ｐ波の発生の証拠が識別されない場合、すなわちブロック８０６でＮｏに該当する場合、２分間の間隔セッションは心房細動事象として識別され（ブロック８０８）、プロセスは次の２分間の間隔セッションについて繰り返される（ブロック８００および８０２）。
Ｐ波の発生の証拠が識別された場合、すなわちブロック８０６でＹｅｓに該当する場合、２分間の間隔セッションは心房細動事象ではないとして識別され（ブロック８１０）、モニタリング装置１０は洞不全指標が該当するか否かを判定する（ブロック８１２）。例えば、一実施形態によれば、モニタリング装置は、ＲＲ間隔のうち２分間の間隔セッション中に感知されたＲＲ間隔に関連する間隔率が所定の間隔閾値、例えば１分当たり心拍数４０回などの閾値未満であるか否かを判定し得る。別の実施形態によれば、モニタリング装置１０は、２分間の間隔セッション中に感知された所定の数のＲＲ間隔における間隔率が所定の間隔率、例えば１分当たりＲＲ間隔が５回未満または心拍数４０回未満であるか否かを判定する。別の実施形態によれば、モニタリング装置１０は患者が最近のある期間、例えば３日間にわたり失神、目眩、動悸、息切れ、疲労感または情動不安などの症候群に見舞われた結果として、患者指標が有効化されたか否かを判定する。さらに別の実施形態によれば、モニタリング装置１０は、有効化された患者指標と、２分間の間隔セッション中に感知されたＲＲ間隔の１つのＲＲ間隔に関連する間隔率および２分間の間隔セッション中に感知された所定の数のＲＲ間隔に関連する間隔率の片方または両方が所定の間隔率よりも低いこととの組み合わせであるか否かを判定する。
洞不全指標が該当しない、すなわちブロック８１２においてＮｏに該当する場合、正常洞カウントがインクリメントされ（ブロック８０４）、プロセスは次の２分間の間隔セッションについて繰り返される（ブロック８００および８０２）。洞不全指標が該当する、すなわちブロック８１２においてＹｅｓに該当する場合、洞不全カウントがインクリメントされる（ブロック８１４）。２分間の間隔セッションが心房細動事象ではないと識別され（ブロック８１０）、洞不全指標が該当し、すなわちブロック８１２においてＹｅｓに該当し、洞不全カウントがインクリメントされる（ブロック８１２）都度、モニタリング装置１０は洞不全負担を判定する（ブロック８１６）。例えば、ブロック８１６において洞不全負担を判定するため、モニタリング装置１０は洞不全症候群に関連すると判定された２分間の間隔の回数を判定する。例えば、一実施形態によれば、モニタリング装置１０は洞不全負担を、所定の期間中、例えば１日当たりまたは１時間当たりの期間中における、例えば洞不全として識別された２分間の間隔が占める割合、すなわち高いＲＲ間隔変動性とＰ波感知、ならびに症候群および／または非常に低いＲＲ間隔など付加的な洞不全指標を有する間隔として判定された２分間の間隔の割合として判定する。
モニタリング装置１０は洞不全負担を洞不全負担閾値と比較し（ブロック８１８）、洞不全負担が洞不全負担を超えるか否かを判定する。例えば、一実施形態によれば、洞不全負担は１日の３０パーセントとして設定される結果、洞不全に関連するとして識別された２分間の間隔が占める割合が３０パーセント以下である場合、すなわちブロック８１８においてＮｏに該当する場合、洞不全症候群は発生していないと判定され（ブロック８２０）、正常洞カウントがインクリメントされ（ブロック８０４）、プロセスは次の２分間の間隔セッションについて繰り返される（ブロック８００および８０２）。洞不全に関連するとして識別された２分間の間隔が占める割合が３０パーセントを超える、すなわちブロック８１８においてＹｅｓに該当する場合、洞不全症候群が発生していると判定される（ブロック８２２）。言い換えれば、所定の期間、例えば１日または１時間にわたる洞不全調律と正常洞調律との比率が所定の閾値、すなわち８０パーセントを超える場合、患者は洞不全症候群に見舞われていると判定される（ブロック８２２）。
モニタリング装置１０は、患者が洞不全症候群に見舞われているか否かの判定結果を保存し、これらの結果をその後、患者がペーシング装置埋め込み候補者であるか否か、あるいは患者の投薬の追加、あるいは患者の投薬また投薬量の変更が示唆されるか否か、などの判定に使用することができる。別の実施形態によれば、例えば、保存された洞不全情報に後でモニタリング装置１０からプログラマー経由でアクセスすることができる。さらに別の実施形態によれば、モニタリング装置１０は洞不全症候群の存在を示唆する警告信号を送信することができ、この信号は患者に医師の診察を受けるよう促すことになり、次いで医師はモニタリング装置１０に問い合わせ、洞不全症候群が発生していると判定された場合は患者が心臓ペーシング装置の埋め込みを示唆する状態であるか否かを判定することになる。
別の実施形態によれば、洞不全負担が洞不全負担閾値を超えるか否かの判定中（ブロック８１８）、モニタリング装置１０は、使用される指標に応じて、洞不全が識別されるか否かの判定（ブロック８８２）過程で様々な洞不全負担閾値を活用することができる。例えば、患者指標が活用される場合の閾値は、洞不全として識別される必要のある２分間の間隔の回数が５０パーセント（患者指標が有効化されない場合）または３０パーセント（２分間の間隔中または所定の期間（例：３日間）にわたり患者指標も有効化される場合）のいずれかとなるように設定される閾値であってもよい。
患者の洞不全症候群発生を判定するための具体的方法を以下の項目に記載する。
項目１．患者の洞不全症候群状態の発生を判定する方法であって、
心臓信号を感知するステップと、
感知された心臓信号に応じてＲＲ間隔変動セッション中にＲＲ間隔変動性を判定するステップと、
ＲＲ間隔変動セッション中のＰ波の発生の有無を判定するステップと、
Ｐ波の発生に応じて洞不全指標に該当するか否かを判定するステップと、
洞不全指標に該当することに応じて洞不全カウントをインクリメントするステップと、
洞不全カウントのインクリメントに応じて洞不全負担に該当するか否かを判定するステップと、
洞不全負担に該当することに応じて洞不全症候群の発生を判定するステップと
を含む、方法。
項目２．項目１に記載の方法において、
洞不全カウントに関連する所定の期間の割合を判定するステップと、
所定の期間の割合を洞不全負担閾値と比較するステップと、
比較に応じて洞不全閾値に該当するか否かを判定するステップ
をさらに含む、方法。
項目３．上記いずれかの項目に記載の方法において、所定の期間が１日を含み、洞不全負担閾値は、洞不全カウントが１日当たり５０パーセントであることを含む、方法。
項目４．上記いずれかの項目に記載の方法において、
ＲＲ間隔変動性がＲＲ変動性閾値を超えるか否かを判定するステップと、
ＲＲ間隔変動性がＲＲ変動性閾値を超えていないことに応じて正常洞カウントをインクリメントするステップと、
洞不全カウントと正常洞カウントとの比率に応じて洞不全負担に該当するか否かを判定するステップ
をさらに含む、方法。
項目５．上記いずれかの項目に記載の方法において、
洞不全カウントに関連する所定の期間の割合を判定するステップと、
所定の期間の割合を洞不全負担閾値と比較するステップと、
比較と洞不全指標に該当することに応じて洞不全閾値に該当するか否かを判定するステップ
をさらに含む、方法。
項目６．項目５の方法において、所定の期間が１日を含み、患者の洞不全指標が該当しない場合は洞不全負担閾値が第１の１日当たり割合値を含み、患者の洞不全指標が該当する場合は洞不全負担閾値が第２の１日当たり割合値を含み、第２の割合値が第１の割合値よりも小さい、方法。
項目７．項目１のいずれか一項に記載の方法において、
ＲＲ間隔変動性セッションにおける１つのＲＲ間隔に関連する間隔率が間隔率閾値よりも小さいか否かを判定するステップと、
ＲＲ間隔変動性セッションにおける１つのＲＲ間隔に関連する間隔率が間隔率閾値よりも小さいことに応じて洞不全指標に該当すると判定するステップ
をさらに含む、方法。
項目８．上記いずれかの項目に記載の方法において、
ＲＲ間隔変動性セッションにおける所定の数のＲＲ間隔に関連する間隔率が間隔率閾値よりも小さいか否かを判定するステップと、
ＲＲ間隔変動性セッションにおける所定の数のＲＲ間隔に関連する間隔率が間隔率閾値よりも小さいことに応じて洞不全指標に該当すると判定するステップ
をさらに含む、方法。
項目９．項目１に記載の方法において、
患者指標が既に有効化されているか否かを判定するステップと、
ＲＲ間隔変動性セッションにおける１つのＲＲ間隔に関連する間隔率が間隔率閾値よりも小さいか否かを判定するステップと、
ＲＲ間隔変動性セッションにおける所定の数のＲＲ間隔に関連する間隔率が間隔率閾値よりも小さいか否かを判定するステップと、
有効化されている患者指標と、ＲＲ間隔変動性セッションにおける１つのＲＲ間隔に関連する間隔率およびＲＲ間隔変動性セッションにおける所定の数のＲＲ間隔に関連する間隔率の片方または両方が間隔率閾値よりも小さいことに応じて洞不全指標に該当すると判定するステップ
をさらに含む、方法。
項目１０．項目９に記載の方法において、
ＲＲ間隔変動性がＲＲ変動性閾値を超えるか否かを判定するステップと、
ＲＲ間隔変動性がＲＲ変動性閾値を超えていないことに応じて正常洞カウントをインクリメントするステップと、
洞不全カウントと正常洞カウントとの比率に応じて洞不全負担に該当するか否かを判定するステップ
をさらに含む、方法。
このように、洞不全負担を判定するための装置および方法が前述において、具体的な実施形態を参照しながら提示される。参照される実施形態に対する様々な修正を、以下の請求項に記載の本発明の範囲から逸脱することなく行うことができる旨、理解される。
このように、洞不全負担を判定するための装置および方法が前述において、具体的な実施形態を参照しながら提示される。参照される実施形態に対する様々な修正を、以下の請求項に記載の本発明の範囲から逸脱することなく行うことができる旨、理解される。
［形態１］
患者の洞不全症候群状態の発生を判定するための心臓モニタリング装置であって、
心臓信号を感知する電極と、
感知された心臓信号を受信するための回路機構を内蔵する前記電極に電気的に連結された感知モジュールと、
前記感知モジュールに連結され、前記感知された心臓信号に応じてＲＲ間隔変動セッション中にＲＲ間隔変動性を判定し、前記ＲＲ間隔変動セッション中のＰ波の発生の有無を判定し、Ｐ波の発生に応じて洞不全指標に該当するか否かを判定し、前記洞不全指標に該当することに応じて洞不全カウントをインクリメントし、前記洞不全カウントのインクリメントに応じて洞不全負担に該当するか否かを判定し、前記洞不全負担に該当することに応じて洞不全症候群の発生を判定するように構成されたプロセッサーと
を含む、装置。
［形態２］
形態１に記載の心臓モニタリング装置において、前記プロセッサーが、前記洞不全カウントに関連する所定の期間の割合を判定し、前記所定の期間の前記割合を洞不全負担閾値と比較し、前記比較に応じて洞不全閾値に該当するか否かを判定するように構成された、装置。
［形態３］
形態２に記載の心臓モニタリング装置において、前記所定の期間が１日を含み、前記洞不全負担閾値は、前記洞不全カウントが１日当たり５０パーセントであることを含む、装置。
［形態４］
形態１から３のいずれか一項に記載の心臓モニタリング装置において、前記プロセッサーが、前記ＲＲ間隔変動性がＲＲ変動性閾値を超えるか否かを判定し、前記ＲＲ間隔変動性が前記ＲＲ変動性閾値を超えていないことに応じて正常洞カウントをインクリメントし、前記洞不全カウントと前記正常洞カウントとの比率に応じて前記洞不全負担に該当するか否かを判定する、装置。
［形態５］
形態１から４のいずれか一項に記載の心臓モニタリング装置において、前記プロセッサーが、前記洞不全カウントに関連する所定の期間の割合を判定し、前記所定の期間の前記割合を洞不全負担閾値と比較し、前記比較と前記洞不全指標に該当することに応じて洞不全閾値に該当するか否かを判定するように構成された、装置。
［形態６］
形態５に記載の心臓モニタリング装置において、前記所定の期間が１日を含み、患者の洞不全指標が該当しない場合は前記洞不全負担閾値が第１の１日当たり割合値を含み、前記患者の洞不全指標が該当する場合は前記洞不全負担閾値が第２の１日当たり割合値を含み、前記第２の割合値が前記第１の割合値よりも小さい、装置。
［形態７］
形態１から６のいずれか一項に記載の心臓モニタリング装置において、前記プロセッサーが、前記ＲＲ間隔変動性セッションにおける１つのＲＲ間隔に関連する間隔率が間隔率閾値よりも小さいか否かを判定し、前記ＲＲ間隔変動性セッションにおける１つのＲＲ間隔に関連する間隔率が前記間隔率閾値よりも小さいことに応じて前記洞不全指標に該当すると判定するように構成された、装置。
［形態８］
形態１から７のいずれか一項に記載の心臓モニタリング装置において、前記プロセッサーが、前記ＲＲ間隔変動性セッションにおける所定の数のＲＲ間隔に関連する間隔率が間隔率閾値よりも小さいか否かを判定し、前記ＲＲ間隔変動性セッションにおける前記所定の数のＲＲ間隔に関連する間隔率が前記間隔率閾値よりも小さいことに応じて洞不全指標に該当すると判定するように構成された、装置。
［形態９］
形態１から８のいずれか一項に記載の心臓モニタリング装置において、前記プロセッサーが、患者指標が既に有効化されているか否かを判定し、前記ＲＲ間隔変動性セッションにおける１つのＲＲ間隔に関連する間隔率が間隔率閾値よりも小さいか否かを判定し、前記ＲＲ間隔変動性セッションにおける所定の数のＲＲ間隔に関連する間隔率が前記間隔率閾値よりも小さいか否かを判定し、前記有効化されている患者指標と、前記ＲＲ間隔変動性セッションにおける１つのＲＲ間隔に関連する前記間隔率および前記ＲＲ間隔変動性セッションにおける所定の数のＲＲ間隔に関連する間隔率の片方または両方が前記間隔率閾値よりも小さいことに応じて前記洞不全指標に該当すると判定するように構成された、装置。
［形態１０］
形態９に記載の心臓モニタリング装置において、前記プロセッサーが、前記ＲＲ間隔変動性がＲＲ変動性閾値を超えるか否かを判定し、前記ＲＲ間隔変動性が前記ＲＲ変動性閾値を超えていないことに応じて正常洞カウントをインクリメントし、前記洞不全カウントと前記正常洞カウントとの比率に応じて前記洞不全負担に該当するか否かを判定する、装置。
［形態１１］
形態１から１０のいずれか一項に記載の心臓モニタリング装置において、前記心臓モニタリング装置が皮下電極を備える、装置。
［形態１２］
形態１１に記載の心臓モニタリング装置において、前記皮下電極が前記心臓モニタリング装置の頂部側に配置される、装置。
［形態１３］
形態１２に記載の心臓モニタリング装置において、前記皮下電極が第１の皮下電極と第２の皮下電極とを含む、装置。
［形態１４］
形態１３に記載の心臓モニタリング装置において、前記第１および第２の皮下電極が前記心臓モニタリング装置の頂部の近位側と遠位側に配置される、装置。
［形態１５］
形態１１に記載の心臓モニタリング装置において、少なくとも２つの電極を備えた、装置。

Claims (15)

  1. 患者の洞不全症候群状態の発生を判定するための心臓モニタリング装置であって、
    心臓信号を感知する電極と、
    感知された心臓信号を受信するための回路機構を内蔵する前記電極に電気的に連結された感知モジュールと、
    前記感知モジュールに連結され、前記感知された心臓信号に応じてＲＲ間隔変動セッション中にＲＲ間隔変動性を判定し、前記ＲＲ間隔変動セッション中のＰ波の発生の有無を判定し、Ｐ波の発生に応じて洞不全指標に該当するか否かを判定し、前記洞不全指標に該当することに応じて洞不全カウントをインクリメントし、前記洞不全カウントのインクリメントに応じて洞不全負担に該当するか否かを判定し、前記洞不全負担に該当することに応じて洞不全症候群の発生を判定するように構成されたプロセッサーと
    を含む、装置。
  2. 請求項１に記載の心臓モニタリング装置において、前記プロセッサーが、前記洞不全カウントに関連する所定の期間の割合を判定し、前記所定の期間の前記割合を洞不全負担閾値と比較し、前記比較に応じて洞不全閾値に該当するか否かを判定するように構成された、装置。
  3. 請求項２に記載の心臓モニタリング装置において、前記所定の期間が１日を含み、前記洞不全負担閾値は、前記洞不全カウントが１日当たり５０パーセントであることを含む、装置。
  4. 請求項１から３のいずれか一項に記載の心臓モニタリング装置において、前記プロセッサーが、前記ＲＲ間隔変動性がＲＲ変動性閾値を超えるか否かを判定し、前記ＲＲ間隔変動性が前記ＲＲ変動性閾値を超えていないことに応じて正常洞カウントをインクリメントし、前記洞不全カウントと前記正常洞カウントとの比率に応じて前記洞不全負担に該当するか否かを判定する、装置。
  5. 請求項１から４のいずれか一項に記載の心臓モニタリング装置において、前記プロセッサーが、前記洞不全カウントに関連する所定の期間の割合を判定し、前記所定の期間の前記割合を洞不全負担閾値と比較し、前記比較と前記洞不全指標に該当することに応じて洞不全閾値に該当するか否かを判定するように構成された、装置。
  6. 請求項５に記載の心臓モニタリング装置において、前記所定の期間が１日を含み、患者の洞不全指標が該当しない場合は前記洞不全負担閾値が第１の１日当たり割合値を含み、前記患者の洞不全指標が該当する場合は前記洞不全負担閾値が第２の１日当たり割合値を含み、前記第２の割合値が前記第１の割合値よりも小さい、装置。
  7. 請求項１から６のいずれか一項に記載の心臓モニタリング装置において、前記プロセッサーが、前記ＲＲ間隔変動性セッションにおける１つのＲＲ間隔に関連する間隔率が間隔率閾値よりも小さいか否かを判定し、前記ＲＲ間隔変動性セッションにおける１つのＲＲ間隔に関連する間隔率が前記間隔率閾値よりも小さいことに応じて前記洞不全指標に該当すると判定するように構成された、装置。
  8. 請求項１から７のいずれか一項に記載の心臓モニタリング装置において、前記プロセッサーが、前記ＲＲ間隔変動性セッションにおける所定の数のＲＲ間隔に関連する間隔率が間隔率閾値よりも小さいか否かを判定し、前記ＲＲ間隔変動性セッションにおける前記所定の数のＲＲ間隔に関連する間隔率が前記間隔率閾値よりも小さいことに応じて洞不全指標に該当すると判定するように構成された、装置。
  9. 請求項１から８のいずれか一項に記載の心臓モニタリング装置において、前記プロセッサーが、患者指標が既に有効化されているか否かを判定し、前記ＲＲ間隔変動性セッションにおける１つのＲＲ間隔に関連する間隔率が間隔率閾値よりも小さいか否かを判定し、前記ＲＲ間隔変動性セッションにおける所定の数のＲＲ間隔に関連する間隔率が前記間隔率閾値よりも小さいか否かを判定し、前記有効化されている患者指標と、前記ＲＲ間隔変動性セッションにおける１つのＲＲ間隔に関連する前記間隔率および前記ＲＲ間隔変動性セッションにおける所定の数のＲＲ間隔に関連する間隔率の片方または両方が前記間隔率閾値よりも小さいことに応じて前記洞不全指標に該当すると判定するように構成された、装置。
  10. 請求項９に記載の心臓モニタリング装置において、前記プロセッサーが、前記ＲＲ間隔変動性がＲＲ変動性閾値を超えるか否かを判定し、前記ＲＲ間隔変動性が前記ＲＲ変動性閾値を超えていないことに応じて正常洞カウントをインクリメントし、前記洞不全カウントと前記正常洞カウントとの比率に応じて前記洞不全負担に該当するか否かを判定する、装置。
  11. 請求項１から１０のいずれか一項に記載の心臓モニタリング装置において、前記心臓モニタリング装置が皮下電極を備える、装置。
  12. 請求項１に記載の心臓モニタリング装置において、前記皮下電極が前記心臓モニタリング装置の頂部側に配置される、装置。
  13. 請求項１２に記載の心臓モニタリング装置において、前記皮下電極が第１の皮下電極と第２の皮下電極とを含む、装置。
  14. 請求項１３に記載の心臓モニタリング装置において、前記第１および第２の皮下電極が前記心臓モニタリング装置の頂部の近位側と遠位側に配置される、装置。
  15. 請求項１１に記載の心臓モニタリング装置において、少なくとも２つの電極を備えた、装置。
JP2017543917A 2015-02-18 2016-02-12 埋込型心臓モニタリング装置において洞不全症候群を識別するための装置 Active JP6603324B2 (ja)

Applications Claiming Priority (5)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US201562117785P 2015-02-18 2015-02-18
US62/117,785 2015-02-18
US14/926,455 2015-10-29
US14/926,455 US9901276B2 (en) 2015-02-18 2015-10-29 Method and apparatus for identifying sick sinus syndrome in an implantable cardiac monitoring device
PCT/US2016/017686 WO2016133801A1 (en) 2015-02-18 2016-02-12 Apparatus for identifying sick sinus syndrome in an implantable cardiac monitoring device

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JP2018510682A true JP2018510682A (ja) 2018-04-19
JP6603324B2 JP6603324B2 (ja) 2019-11-06

Family

ID=55404871

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2017543917A Active JP6603324B2 (ja) 2015-02-18 2016-02-12 埋込型心臓モニタリング装置において洞不全症候群を識別するための装置

Country Status (5)

Country Link
US (1) US9901276B2 (ja)
EP (1) EP3259022B1 (ja)
JP (1) JP6603324B2 (ja)
CN (1) CN107427215B (ja)
WO (1) WO2016133801A1 (ja)

Families Citing this family (31)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20190167139A1 (en) * 2017-12-05 2019-06-06 Gust H. Bardy Subcutaneous P-Wave Centric Insertable Cardiac Monitor For Long Term Electrocardiographic Monitoring
US10463269B2 (en) 2013-09-25 2019-11-05 Bardy Diagnostics, Inc. System and method for machine-learning-based atrial fibrillation detection
US10799137B2 (en) 2013-09-25 2020-10-13 Bardy Diagnostics, Inc. System and method for facilitating a cardiac rhythm disorder diagnosis with the aid of a digital computer
US10433748B2 (en) 2013-09-25 2019-10-08 Bardy Diagnostics, Inc. Extended wear electrocardiography and physiological sensor monitor
US9619660B1 (en) 2013-09-25 2017-04-11 Bardy Diagnostics, Inc. Computer-implemented system for secure physiological data collection and processing
US10667711B1 (en) 2013-09-25 2020-06-02 Bardy Diagnostics, Inc. Contact-activated extended wear electrocardiography and physiological sensor monitor recorder
US9345414B1 (en) 2013-09-25 2016-05-24 Bardy Diagnostics, Inc. Method for providing dynamic gain over electrocardiographic data with the aid of a digital computer
US10806360B2 (en) 2013-09-25 2020-10-20 Bardy Diagnostics, Inc. Extended wear ambulatory electrocardiography and physiological sensor monitor
US10736531B2 (en) 2013-09-25 2020-08-11 Bardy Diagnostics, Inc. Subcutaneous insertable cardiac monitor optimized for long term, low amplitude electrocardiographic data collection
US10624551B2 (en) 2013-09-25 2020-04-21 Bardy Diagnostics, Inc. Insertable cardiac monitor for use in performing long term electrocardiographic monitoring
US10736529B2 (en) 2013-09-25 2020-08-11 Bardy Diagnostics, Inc. Subcutaneous insertable electrocardiography monitor
US11213237B2 (en) 2013-09-25 2022-01-04 Bardy Diagnostics, Inc. System and method for secure cloud-based physiological data processing and delivery
US9408551B2 (en) 2013-11-14 2016-08-09 Bardy Diagnostics, Inc. System and method for facilitating diagnosis of cardiac rhythm disorders with the aid of a digital computer
US9504423B1 (en) 2015-10-05 2016-11-29 Bardy Diagnostics, Inc. Method for addressing medical conditions through a wearable health monitor with the aid of a digital computer
US10820801B2 (en) 2013-09-25 2020-11-03 Bardy Diagnostics, Inc. Electrocardiography monitor configured for self-optimizing ECG data compression
US10433751B2 (en) 2013-09-25 2019-10-08 Bardy Diagnostics, Inc. System and method for facilitating a cardiac rhythm disorder diagnosis based on subcutaneous cardiac monitoring data
US9655537B2 (en) 2013-09-25 2017-05-23 Bardy Diagnostics, Inc. Wearable electrocardiography and physiology monitoring ensemble
US10251576B2 (en) 2013-09-25 2019-04-09 Bardy Diagnostics, Inc. System and method for ECG data classification for use in facilitating diagnosis of cardiac rhythm disorders with the aid of a digital computer
US9486155B2 (en) 2015-02-18 2016-11-08 Medtronic, Inc. Method and apparatus for atrial arrhythmia episode detection
US10413207B2 (en) 2016-03-25 2019-09-17 Medtronic, Inc. Method and apparatus for verifying bradycardia/asystole episodes via detection of under-sensed events
US10039469B2 (en) 2016-03-30 2018-08-07 Medtronic, Inc. Atrial arrhythmia episode detection in a cardiac medical device
US10045710B2 (en) 2016-03-30 2018-08-14 Medtronic, Inc. Atrial arrhythmia episode detection in a cardiac medical device
US10987517B2 (en) 2017-03-15 2021-04-27 Medtronic, Inc. Detection of noise signals in cardiac signals
US10694967B2 (en) * 2017-10-18 2020-06-30 Medtronic, Inc. State-based atrial event detection
JP7091747B2 (ja) * 2018-03-19 2022-06-28 株式会社リコー 生体情報処理装置及び生体情報処理システム
CN109009073B (zh) * 2018-07-20 2021-07-20 广州视源电子科技股份有限公司 房颤检测装置及存储介质
CN111449649B (zh) * 2019-01-18 2023-07-11 深圳市理邦精密仪器股份有限公司 心电数据的处理方法、装置及计算机可读存储介质
US11071500B2 (en) 2019-05-02 2021-07-27 Medtronic, Inc. Identification of false asystole detection
US11696681B2 (en) 2019-07-03 2023-07-11 Bardy Diagnostics Inc. Configurable hardware platform for physiological monitoring of a living body
US11116451B2 (en) 2019-07-03 2021-09-14 Bardy Diagnostics, Inc. Subcutaneous P-wave centric insertable cardiac monitor with energy harvesting capabilities
US11096579B2 (en) 2019-07-03 2021-08-24 Bardy Diagnostics, Inc. System and method for remote ECG data streaming in real-time

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2005511166A (ja) * 2001-12-03 2005-04-28 メドトロニック・インコーポレーテッド 不整脈の診断および処置のための二腔の方法および装置
JP2008504073A (ja) * 2004-06-24 2008-02-14 カーディアック ペースメーカーズ，インコーポレイテッド 複数の電極を使用したｅｃｇ測定値のための自動的な方向決定
US20120238891A1 (en) * 2011-03-17 2012-09-20 Medtronic, Inc. Methods for ectopy rejection for atrial fibrillation detection based on ventricular cycle lengths
JP2013031571A (ja) * 2011-08-02 2013-02-14 Olympus Corp 神経刺激装置

Family Cites Families (102)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4226245A (en) 1978-11-06 1980-10-07 Medtronic, Inc. System for detecting heart pacemaker pulses
US4374382A (en) 1981-01-16 1983-02-15 Medtronic, Inc. Marker channel telemetry system for a medical device
US4721114A (en) 1986-02-21 1988-01-26 Cardiac Pacemakers, Inc. Method of detecting P-waves in ECG recordings
US5117824A (en) 1990-11-14 1992-06-02 Medtronic, Inc. Apparatus for monitoring electrical physiologic signals
US5193535A (en) 1991-08-27 1993-03-16 Medtronic, Inc. Method and apparatus for discrimination of ventricular tachycardia from ventricular fibrillation and for treatment thereof
US5312445A (en) 1992-02-03 1994-05-17 Telectronics Pacing Systems, Inc. Implantable cardiac stimulating apparatus and method employing detection of P-waves from signals sensed in the ventricle
EP0647151B1 (en) 1992-06-30 1997-01-15 Medtronic, Inc. Apparatus for treatment of angina
US5292338A (en) 1992-07-30 1994-03-08 Medtronic, Inc. Atrial defibrillator employing transvenous and subcutaneous electrodes and method of use
US5458623A (en) 1994-03-04 1995-10-17 Telectronics Pacing Systems, Inc. Automatic atrial pacing threshold determination utilizing an external programmer and a surface electrogram
US5466245A (en) 1994-11-15 1995-11-14 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus to continuously optimize the A-V delay in a dual chamber pacemaker
US5609157A (en) 1995-02-17 1997-03-11 Ep Technologies, Inc. Systems and methods for analyzing biopotential morphologies in body tissue using iterative techniques
US5545186A (en) 1995-03-30 1996-08-13 Medtronic, Inc. Prioritized rule based method and apparatus for diagnosis and treatment of arrhythmias
US5609158A (en) 1995-05-01 1997-03-11 Arrhythmia Research Technology, Inc. Apparatus and method for predicting cardiac arrhythmia by detection of micropotentials and analysis of all ECG segments and intervals
US5758654A (en) 1996-08-29 1998-06-02 Harley Street Software Ltd. ECG P QRS T onset and peak detection method
US5778881A (en) 1996-12-04 1998-07-14 Medtronic, Inc. Method and apparatus for discriminating P and R waves
US5755739A (en) 1996-12-04 1998-05-26 Medtronic, Inc. Adaptive and morphological system for discriminating P-waves and R-waves inside the human body
US5817134A (en) 1997-02-25 1998-10-06 Greenhut; Saul E. Apparatus and method for detecting atrial fibrillation by morphological analysis
US5891180A (en) 1998-04-29 1999-04-06 Medtronic Inc. Interrogation of an implantable medical device using audible sound communication
WO2000069517A1 (en) 1999-05-12 2000-11-23 Medtronic, Inc. Monitoring apparatus using wavelet transforms for the analysis of heart rhythms
DE60020514T2 (de) 1999-12-28 2006-05-04 Pacesetter, Inc., Sylmar Verfahren zur Unterscheidung von im Herzen erfassten elektrischen Ereignissen und entsprechendes System
US6516225B1 (en) 1999-12-28 2003-02-04 Pacesetter, Inc. System and method for distinguishing electrical events originating in the atria from far-field electrical events originating in the ventricles as detected by an implantable medical device
US6931273B2 (en) 2000-04-11 2005-08-16 University Of California San Francisco Database of body surface ECG P wave integral maps for localization of left-sided atrial arrhythmias
FR2807851A1 (fr) 2000-04-14 2001-10-19 Novacor Procede et dispositif de detection de la fibrillation auriculaire cardiaque par la methode des ondelettes
US6754528B2 (en) 2001-11-21 2004-06-22 Cameraon Health, Inc. Apparatus and method of arrhythmia detection in a subcutaneous implantable cardioverter/defibrillator
US7428436B2 (en) 2000-11-02 2008-09-23 Cardiac Pacemakers, Inc. Method for exclusion of ectopic events from heart rate variability metrics
US7062315B2 (en) 2000-11-28 2006-06-13 Medtronic, Inc. Automated template generation algorithm for implantable device
US6745068B2 (en) 2000-11-28 2004-06-01 Medtronic, Inc. Automated template generation algorithm for implantable device
EP1339453B1 (en) 2000-11-28 2004-04-14 Medtronic, Inc. Apparatus for discrimination of atrial fibrillation using ventricular rate detection
US6904315B2 (en) 2000-12-14 2005-06-07 Medtronic, Inc. Atrial aware VVI: a method for atrial synchronous ventricular (VDD/R) pacing using the subcutaneous electrode array and a standard pacing lead
US6490479B2 (en) * 2000-12-28 2002-12-03 Ge Medical Systems Information Technologies, Inc. Atrial fibrillation detection method and apparatus
US6470210B1 (en) 2001-04-06 2002-10-22 Cardiac Pacemakers, Inc. System and method for continuously monitoring classified atrial arrhythmias
US6895272B2 (en) 2001-04-06 2005-05-17 Cardiac Pacemakers, Inc. Atrial tachyarrhythmia detection system and method
US6904319B2 (en) 2001-04-06 2005-06-07 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for inhibiting atrial tachyarrhythmia therapy
US7640054B2 (en) 2001-04-25 2009-12-29 Medtronic, Inc. Automated template generation algorithm for implantable device
US7187965B2 (en) 2001-05-29 2007-03-06 Bischoff Edward T Cardiac rhythm monitoring device
US6865414B1 (en) 2001-09-20 2005-03-08 Pacesetter, Inc. Apparatus and method for automatically sensing threshold histogram with differentiation of sinus from ectopic beats
US7248921B2 (en) 2003-06-02 2007-07-24 Cameron Health, Inc. Method and devices for performing cardiac waveform appraisal
US7139604B1 (en) 2002-03-28 2006-11-21 Pacesetter, Inc. Cardiac stimulation system and method for discriminating sinus from non-sinus events
US7031765B2 (en) 2002-11-11 2006-04-18 Medtronic, Inc Algorithms for detecting atrial arrhythmias from discriminatory signatures of ventricular cycle lengths
US7245965B1 (en) 2003-06-18 2007-07-17 Pacesetter, Inc. Implantable cardiac device providing mode switching and automatic atrial sensitivity control and method
US7620446B2 (en) * 2003-07-31 2009-11-17 Medtronic, Inc. Monitoring P-waves to detect degradation of atrial myocardium
US7076290B2 (en) 2003-10-10 2006-07-11 Medtronic, Inc. Method and apparatus for detecting and discriminating arrhythmias
US7242978B2 (en) 2003-12-03 2007-07-10 Medtronic, Inc. Method and apparatus for generating a template for arrhythmia detection and electrogram morphology classification
US7184815B2 (en) 2004-02-26 2007-02-27 Cardiac Pacemakers, Inc. System and method for selection of morphology templates
US7561911B2 (en) 2004-04-16 2009-07-14 Medtronic, Inc. Automated template generation algorithm for implantable device
US7706869B2 (en) 2004-04-16 2010-04-27 Medtronic, Inc. Automated template generation algorithm for implantable device
US7515956B2 (en) 2004-05-12 2009-04-07 Cardiac Pacemakers, Inc. Template based AV/VA interval comparison for the discrimination of cardiac arrhythmias
US7308308B1 (en) 2004-09-16 2007-12-11 Pacesetter, Inc. Method to monitor progression of atrial fibrillation and to detect its susceptibility for termination
US7412282B2 (en) 2005-01-26 2008-08-12 Medtronic, Inc. Algorithms for detecting cardiac arrhythmia and methods and apparatuses utilizing the algorithms
US7596405B2 (en) 2005-03-07 2009-09-29 United Therapeutics Corporation Atrial fibrillation detection
US7537569B2 (en) 2005-04-29 2009-05-26 Medtronic, Inc. Method and apparatus for detection of tachyarrhythmia using cycle lengths
US7623911B2 (en) 2005-04-29 2009-11-24 Medtronic, Inc. Method and apparatus for detection of tachyarrhythmia using cycle lengths
DE102005047320A1 (de) 2005-09-30 2007-04-05 Biotronik Crm Patent Ag Detektor für atriales Flimmern und Flattern
US7657307B2 (en) 2005-10-31 2010-02-02 Medtronic, Inc. Method of and apparatus for classifying arrhythmias using scatter plot analysis
US7844331B2 (en) 2005-12-20 2010-11-30 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for controlling anti-tachyarrhythmia pacing using hemodynamic sensor
US7532928B2 (en) 2006-02-15 2009-05-12 Biotronik Crm Patent Ag Atrial defibrillator
US7983742B2 (en) 2006-02-27 2011-07-19 Vito Starc Multi-channel system for beat to beat QT interval variability
US7991471B2 (en) 2006-03-29 2011-08-02 Medtronic, Inc. Method and apparatus for detecting arrhythmias in a subcutaneous medical device
US7729754B2 (en) 2006-10-30 2010-06-01 Medtronic, Inc. System and method for arrhythmia discrimination with atrial-ventricular dissociation
US8265753B2 (en) 2006-11-09 2012-09-11 Paul Higham Data-driven pattern detection of implantable medical device data
US7657305B2 (en) 2006-11-27 2010-02-02 Biotronik Crm Patent Ag Implantable medical device for improved storage of intracardiac electrograms
US7580748B2 (en) 2006-12-07 2009-08-25 Biotronik Crm Patent Ag Heart stimulator
US20080147133A1 (en) 2006-12-15 2008-06-19 Garth Garner Implantable medical device
US20080154318A1 (en) 2006-12-21 2008-06-26 Marco Albus Implantable medical device
US7627368B2 (en) 2006-12-28 2009-12-01 Medtronic, Inc. Method and apparatus for atrial arrhythmia detection
US8064998B2 (en) 2007-09-28 2011-11-22 Biotronik Crm Patent Ag Heart stimulating system
WO2009090581A1 (en) 2008-01-14 2009-07-23 Koninklijke Philips Electronics N.V. Atrial fibrillation monitoring
US20090216144A1 (en) 2008-02-25 2009-08-27 Bruce Hopenfeld Hopping methods for the detection of QRS onset and offset
US7996070B2 (en) 2008-04-24 2011-08-09 Medtronic, Inc. Template matching method for monitoring of ECG morphology changes
US8233973B2 (en) 2008-05-02 2012-07-31 Spacelabs Healthcare, Llc Methods for detection of cardiac arrhythmias
US8233980B2 (en) 2008-05-07 2012-07-31 Pacesetter, Inc. System and method for detecting hidden atrial events for use with automatic mode switching within an implantable medical device
US9713701B2 (en) 2008-07-31 2017-07-25 Medtronic, Inc. Using multiple diagnostic parameters for predicting heart failure events
US20100114195A1 (en) 2008-10-31 2010-05-06 Medtronic, Inc. Implantable medical device including extravascular cardiac stimulation and neurostimulation capabilities
US20120123232A1 (en) 2008-12-16 2012-05-17 Kayvan Najarian Method and apparatus for determining heart rate variability using wavelet transformation
US8428697B2 (en) 2009-01-22 2013-04-23 Medtronic, Inc. “Blurred template” approach for arrhythmia detection
US8285377B2 (en) 2009-09-03 2012-10-09 Pacesetter, Inc. Pacing, sensing and other parameter maps based on localization system data
US20110125206A1 (en) 2009-11-24 2011-05-26 Pacesetter, Inc. Single chamber implantable medical device for confirming arrhythmia through retrospective cardiac signals
US8548573B2 (en) 2010-01-18 2013-10-01 Cameron Health, Inc. Dynamically filtered beat detection in an implantable cardiac device
US8831732B2 (en) 2010-04-29 2014-09-09 Cyberonics, Inc. Method, apparatus and system for validating and quantifying cardiac beat data quality
US8688469B2 (en) 2010-10-29 2014-04-01 Medtronic, Inc. System and method for identifying a prospective clinical therapy for a prospective patient having a medical device
US9480844B2 (en) 2010-10-29 2016-11-01 Medtronic, Inc. Method and apparatus for reducing noise in a medical device
US9242101B2 (en) * 2010-12-14 2016-01-26 Cornell University Method, device and program to differentiate pacemaker-mediated tachycardia (PMT) from tracking of sinus or atrial tachycardia (AT)
US8750976B2 (en) 2011-03-02 2014-06-10 Medtronic, Inc. Implanted multichamber cardiac device with selective use of reliable atrial information
US8639316B2 (en) 2011-03-17 2014-01-28 Medtronic, Inc. Method and apparatus for noise rejection in atrial arrhythmia detection
EP2510974B1 (fr) 2011-04-15 2013-12-25 Sorin CRM SAS Dispositif médical actif, notamment défibrillateur implantable, à détection des complexes QRS dans un signal fortement bruité
US8588895B2 (en) 2011-04-22 2013-11-19 Cameron Health, Inc. Robust rate calculation in an implantable cardiac stimulus or monitoring device
US8521268B2 (en) 2011-05-10 2013-08-27 Medtronic, Inc. Techniques for determining cardiac cycle morphology
US9433791B2 (en) 2011-05-11 2016-09-06 Medtronic, Inc. AV nodal stimulation during atrial tachyarrhythmia to prevent inappropriate therapy delivery
US8718750B2 (en) 2011-05-26 2014-05-06 Biotronik Se & Co. Kg Heart stimulator and method for A-V delay optimization
EP2572634A1 (en) 2011-09-23 2013-03-27 Ruprecht-Karls-Universität Heidelberg A system and computer program product for automatically distinguishing atrial flutter from atrial fibrillation
CN102697492B (zh) * 2012-05-25 2014-08-06 长春华讯信息科技有限公司 一种实时分析心电数据的方法
CN102988042A (zh) * 2012-08-30 2013-03-27 重庆电子工程职业学院 一种小波变换与支持向量机相融合的窦房结电图识别方法
US8923963B2 (en) 2012-10-31 2014-12-30 Medtronic, Inc. Leadless pacemaker system
WO2014074913A1 (en) 2012-11-08 2014-05-15 Alivecor, Inc. Electrocardiogram signal detection
US8655427B1 (en) 2012-11-29 2014-02-18 Albert Einstein Healthcare Network Catheter systems for measuring electrical properties of tissue and methods of use
US9314178B2 (en) 2013-03-14 2016-04-19 Greatbach, Ltd. Cardiac signal recording using dynamically generated detection thresholds
US9456763B2 (en) 2013-09-11 2016-10-04 Medtronic, Inc. Apparatus and method for simultaneous capture of biopotential and tissue impedance signals
US9456759B2 (en) 2013-09-16 2016-10-04 Biotronik Se & Co. Kg Device for automatic mapping of complex fractionated atrial electrogram
US10226197B2 (en) 2014-04-25 2019-03-12 Medtronic, Inc. Pace pulse detector for an implantable medical device
US20150306375A1 (en) 2014-04-25 2015-10-29 Medtronic, Inc. Implantable extravascular electrical stimulation lead having improved sensing and pacing capability
CN104055522A (zh) * 2014-07-01 2014-09-24 清华大学深圳研究生院 一种心律失常情况下心电信号身份识别方法
CN104173043B (zh) * 2014-09-04 2017-02-15 东莞理工学院 一种适合于移动平台的心电数据分析方法

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2005511166A (ja) * 2001-12-03 2005-04-28 メドトロニック・インコーポレーテッド 不整脈の診断および処置のための二腔の方法および装置
JP2008504073A (ja) * 2004-06-24 2008-02-14 カーディアック ペースメーカーズ，インコーポレイテッド 複数の電極を使用したｅｃｇ測定値のための自動的な方向決定
US20120238891A1 (en) * 2011-03-17 2012-09-20 Medtronic, Inc. Methods for ectopy rejection for atrial fibrillation detection based on ventricular cycle lengths
JP2013031571A (ja) * 2011-08-02 2013-02-14 Olympus Corp 神経刺激装置

Also Published As

Publication number Publication date
US20160235318A1 (en) 2016-08-18
JP6603324B2 (ja) 2019-11-06
US9901276B2 (en) 2018-02-27
EP3259022B1 (en) 2018-12-19
EP3259022A1 (en) 2017-12-27
WO2016133801A1 (en) 2016-08-25
CN107427215B (zh) 2020-09-22
CN107427215A (zh) 2017-12-01

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP6603324B2 (ja) 埋込型心臓モニタリング装置において洞不全症候群を識別するための装置
JP6580148B2 (ja) 埋込型医療装置における心房不整脈症状発現検出過程で閾値を調節するための機器
EP3367894B1 (en) Detecting atrial tachyarrhythmia using heart sounds
EP3413968B1 (en) Triggering storage of onset of physiologic condition
US8437851B2 (en) Diagnosis and therapy of bigeminy and frequent premature contractions
US8977350B2 (en) Methods for ectopy rejection for atrial fibrillation detection based on ventricular cycle lengths
US9247883B2 (en) Detecting worsening heart failure based on fluid accumulation with respiratory confirmatoin
US7328063B2 (en) Method and apparatus for arrhythmia classification using atrial signal mapping
EP3148442B1 (en) Apparatus for detecting atrial tachyarrhythmia using heart sounds
US9008760B2 (en) System and method for off-line analysis of cardiac data
US10201289B2 (en) Measuring atrial fibrillation burden using implantable device based sensors
WO2017079245A1 (en) System for enhanced atrial fibrillation detection
US9907962B2 (en) Arrhythmia prediction based on heart rate turbulence
US9295405B2 (en) SV/CO trending via intracardiac impedance
US8942791B2 (en) Off-line sensing method and its applications in detecting undersensing, oversensing, and noise
US9131865B2 (en) Method and apparatus for cardiac function monitoring
US9138157B2 (en) Method and apparatus for cardiac function monitoring

Legal Events

Date Code Title Description
A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20171019

A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20180813

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20190325

A977 Report on retrieval

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007

Effective date: 20190327

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20190522

TRDD Decision of grant or rejection written
A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 20191007

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20191010

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Ref document number: 6603324

Country of ref document: JP

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250