JP2019509784A - 生体心筋組織に電気パルスを適用するための装置 - Google Patents

Abstract

生体心筋組織に少なくとも１つの電気パルスを適用するための装置であって、心筋組識の現在の電気活動を表している電気信号を受信する入力部；状態空間における電気信号の現在の複雑性の測定値を決定し、複雑性の測定値が所定の複雑性の閾値より低い場合に制御信号（１３）を出力するために電気信号を処理する信号処理器（１１）；制御信号に応答して少なくとも１つの電気パルスを生成するパルス発生器；及び、心筋組識に少なくとも１つの電気パルスを出力するように構成された出力部；を含む装置。【選択図】図２

Description

本発明は、生体心筋組織に少なくとも１つの電気パルスを適用するための装置に関する。特に、本発明は、生体心筋組織に少なくとも１つの電気パルスを適用するための装置であって、心筋組識の現在の電気活動を表している電気信号を受信する入力部；電気信号の現在の複雑性の測定値を決定し、複雑性の測定値が所定の複雑性の閾値より低い場合に制御信号を出力するために電気信号を処理する信号処理器；制御信号に応答して少なくとも１つの電気パルスを生成するパルス発生器；及び、心筋組識に少なくとも１つの電気パルスを出力する出力部；を含む装置に関する。詳細には、心筋組識は、生体の動物又はヒトの心筋であってもよい。

国際公開第２０１２／１２７２０２７号は、生物組織の高周波の不規則な電気状態を終了させる装置を開示する。周知の装置は、生物組織の現在の電気状態を表す電気信号から少なくとも１つの優位周波数を決定する決定ユニットを含む。その少なくとも１つの優位周波数から決定ユニットは、生物組織の現在の電気状態が高周波の不規則な電気状態であるかどうかを決定する。更に、決定ユニットは、電気信号から、少なくとも１つの優位周波数が高周波の不規則な電気状態でどれくらい支配的かを示す支配レベルを決定する。支配レベルが所定の閾値を上回った時点で、決定ユニットは、電気パルス発生器を起動させて、少なくとも１つの優位周波数に従った区間で、少なくとも１つの一連の電気パルスを生成する。これらの電気パルスは、パルス発生器に連結された少なくとも１つの電極を経て生物組織に適用される。支配レベルが比較される閾値は、支配レベルの以前に記録された最大値の百分率として定義されてもよい。支配レベルを決定するために、決定ユニットは、優位周波数の電気信号の強度を少なくとも１つの隣接した周波数の電気信号の強度と比較する。電気パルス発生器は、ＬＥＡＰ（低エネルギ抗心房細動ペーシング）の概念に従って、電気ショックを提供する単一パルスによって細動除去のために用いられる標準の細動除去エネルギに比べて比較的低い電力量で電気パルスを生成する。国際公開第２０１２／１２７２０２７号^２はまた、スペクトル複雑性又は心電図（ＥＣＧ）のスペクトルエントロピーのモニタに基づいて、生物組織に電気パルスを適用するのに最適の開始点を決定する概念を開示する。

クリストフバンド及びバーンドポンペ：順列エントロピー−時系列における自然の複雑性の測定。２００２年２月１８日。
www.math.uni-bremen.de/zetem/DFG-Schwerpunkt/preprints/orig/bandt_pompe_permutation.pdfを参照のこと。ここで、隣接値の比較に基づく時系列における複雑性パラメータとして順列エントロピーが開示される。順列エントロピーは、秩序を示すパターンの確率のシャノンエントロピーとして定められる。クリストフバンド及びバーンドポンペは、順列エントロピー概念を音声信号及び無秩序な時系列に適用した結果を報告している。

インヘカオ他：順列エントロピーを用いた時系列における動的変化の検出。Physical Review E, 2004, Vol.70, 04621で、癲癇患者からの脳波データを臨床的に特徴付けるための順列エントロピーの適用が報告されている。

Ｅ.オロフソン他：脳波の順列エントロピー：麻酔薬の影響の測定、British Journal of Anesthesia, 2008年10月12日, Vol.101, No.6, p.810-821。ここでは、麻酔薬の影響をモニタするために脳波（ＥＥＧ）における順列エントロピーの概念の適用が報告されている。

Ｕ.パーリッツ他：秩序を示すパターン統計及び記号力学を用いた心臓生体信号の分類、Computers in Biology and Medicine, 2012, Vol.42, p.319-327。ここでは、脈動間隔に適用された確立した心拍変動性パラメータと比較して、秩序を示すパターン統計及び記号力学、すなわち順列エントロピーの原理の判別力の評価が報告されている。両方のパラメータの集合は、鬱血性心不全の患者及び健康な対照群からのＥＣＧ記録で決定されたものである。

Ｒ. Ｋ.トリパシー他：変分モード分解法を用いたショック適用可能な心室不整脈の発見、Journal of Medical Systems, 2016年1月21日, Vol.40, No.4, p.1-13。ここでは、ＥＣＧ信号を、心室性頻拍（ＶＴ）及び心室細動（ＶＦ）を含むショック適用可能な心室不整脈と、正常洞調律、心室性二段脈、心室性期外収縮及び心室補充律動を含むショック適用不可能な心室不整脈症状の発現の検出及び分類のための多くのモード又はサブ信号に分解する変分モード分解法（ＶＭＤ）が開示されている。エネルギの最初の３つのモードのレニーのエントロピ及び順列エントロピーが評価され、これらの値が診断的特徴として用いられる。診断的特徴の最適の集合を選択するために、相互情報ベースの特徴のスコアリングが採用されている。

米国特許第６７７５５７１号明細書は、心拍数における無秩序の程度に基づいた高頻度駆動ペーシングの動的制御を開示する。患者の心拍数と関連した無秩序の程度は、電気的な心臓信号の分析に基づいて決定される。無秩序の程度は、エントロピーの程度又は心拍数と関連した無秩序な次元数に基づいて決定される。無秩序の程度が閾値を下回る場合、心拍数があまりに干渉的である可能性を示し、不整頻拍の発症の重大な危険性を示す警告信号が生成される。不整頻拍の発生を防ぐために、高頻度駆動ペーシングが開始される、あるいは、すでに開始している場合、高頻度駆動ペーシングがより積極的になされる。十分な心拍変動性を確実にするために無秩序なペーシングが実行されてもよい。エントロピーの度合いは、別途、Ｐ−Ｐ間隔Ｒ−Ｒ間隔に適用された従来のエントロピー計算技術又は他の適切な心拍数の指示を用いて決定される。

米国特許第５８１７１３２号明細書は、細動の存在を検出して、適時にその時の心臓の細動を示す一連のデータのおおよそのエントロピーを繰り返し自動的に計算するために、患者の心臓を連続的にモニタする移植された細動除去器を開示する。所定の閾値に関して所定の関係を満たす第１のおおよそのエントロピースコアは、低レベルのショックで心臓を除細動するためのエネルギ送達システムを起動させる。データ処理装置は心臓のデータを受信し、適時に等間隔に設置される離散的データポイントを含むスカラー倍の連続を繰り返し計算する。そして、そのスカラー倍の連続からおおよそのエントロピースコアが導かれる。おおよそのエントロピースコアＡｐＥｎは以下の式によって定められる。

Φ^ｍ（r）は、典型的なエントロピーであり、ｒはノイズフィルタを表している所定のパラメータである。

国際公開第２０１２／１２７２０２７号明細書 米国特許第６７７５５７１号明細書 米国特許第５８１７１３２号明細書 米国特許第４５５８３０２号明細書 米国特許第４４６４６５０号明細書 米国特許第４８１４７４６号明細書

クリストフバンド及びバーンドポンペ，"順列エントロピー−時系列における自然の複雑性の測定"，［online］，２００２年２月１８日，インターネット＜URL：www.math.uni-bremen.de/zetem/DFG-Schwerpunkt/preprints/orig/bandt_pompe_permutation.pdf＞ Physical Review E, 2004, Vol.70, 04621 British Journal of Anesthesia, 2008年10月12日, Vol.101, No.6, p.810-821 Computers in Biology and Medicine, 2012, Vol.42, p.319-327 Journal of Medical Systems, 2016年1月21日, Vol.40, No.4, p.1-13

本発明の目的は、少なくとも１つの電気パルスの所望のリセットの影響ができる限り低い電力量で達成される時に、最適条件で少なくとも１つの電気パルスを起動させるような方法で、心筋組識の現在の電気活動を表している電気信号が評価されるような、少なくとも１つの電気パルスを生体心筋組織に適用する装置を提供することである。

問題は、独立請求項１の特徴を含む装置によって解決される。本発明の装置の好ましい実施態様は、従属請求項２から２０において定められる。

本発明の生体心筋組織に少なくとも１つの電気パルスを適用するための装置は、心筋組識の現在の電気活動を表している電気信号を受信する入力部；状態空間における電気信号の現在の複雑性の測定値を決定し、複雑性の測定値が所定の複雑性の閾値より低い場合に制御信号を出力するために電気信号を処理する信号処理器；制御信号に応答して少なくとも１つの電気パルスを生成するパルス発生器；及び、心筋組識に少なくとも１つの電気パルスを出力する出力部；を含む。

本発明において、少なくとも１つの電気パルスを起動させるために用いられる複雑性の測定値は、周波数空間において決定されず、状態空間で決定される。たとえ、本発明による装置において、電気信号の優位周波数が追加的に決定されかつ評価されるとしても、複雑性の測定値は、周波数空間ではなく状態空間で決定される。その結果、周波数空間において決定される複雑性の測定値に基づくものよりも、低い複雑性の期間がその期間の開始後により正確かつより迅速に示されるという点で、本発明の複雑性の測定値は、心筋組識の電気活動の関連した複雑性に対してより感度が高くなる。

少なくとも１つの電気パルスが所望の結果を達成するためにとりわけ低い電力量で適用されてもよい複雑性が低い期間の迅速な決定は、これらの複雑性の低い期間がとても短いので、複雑性の低い測定値をなお有している心筋組識に効果的に少なくとも１つのパルスを適用するのにそのような期間を使用するための前提条件である。更に、心筋組識の電気活動の複雑性が低い期間で感度が高いことにより、多くの場合、高感度でない複雑性の測定の場合に比べて、非常に早くから少なくとも１つの電気パルスを適用することができるようになる。非常に早くから電気パルスを適用するということは、細動のような心筋組識の致命的な電気活動を終えることが非常に早くできることを意味する。その上、複雑性の測定値が低い場合、その心筋組識の電気活動の複雑性が実際には低いので、電気パルスの所望の効果が比較的低い電力量によって達成される確率は、より高感度な複雑性の測定においてはより高くなる。

状態空間において決定される本発明の複雑性の測定の感度がより高い１つの理由は、複雑性の測定値を決定するために評価されなければならない電気信号の長さ又は期間が周波数空間において決定されている複雑性の測定値の場合よりも非常に短くてもよいというものである。

心筋組識で電位又は電圧を記録する少なくとも１つの電極は、本発明の装置の入力部に連結されてもよい、あるいは、入力部は他の手段によって記録されたＥＣＧを受信してもよい。

本発明の装置のパルス発生器は、信号処理器によって制御信号が提供される前に少なくとも１つの電気パルスを生成するために準備されてもよい。例えば、少なくとも１つの電気パルスは制御信号が存在するとすぐにコンデンサを放電することによって生成されるように、パルス発生器のコンデンサは、心筋組識の不規則な電気状態が通知されるとすぐに充電されてもよい。

本発明の装置の出力部は、少なくとも１つの電気パルスを心筋組識に適用するために少なくとも１つの電極を連結するように構成されてもよい。この電極は、実際には、心筋組識の電気活動を表している電気信号を得るために装置の入力部に連結されるものと同じ電極であってもよい。

心筋組識が生体の動物又はヒトの心筋である場合、電気信号を得て、少なくとも１つの電気パルスを適用するための電極は、体内及び／又は体外の電極であってもよい。

本発明による装置において、信号処理器は、現在の複雑性の測定値が複雑性の閾値のより低いことを決定し、電気信号の算出された現在の順列エントロピーＳ_Ｐが所定のエントロピー閾値より低い期間で、少なくとも８０％、好ましくは少なくとも９０％、及び、最も好ましくは少なくとも９５％の一致の時に制御信号を出力するように、現在の複雑性の測定値を決定するように構成される。

電気信号の現在の順列エントロピーは、少なくとも１つの電気パルスがその所望の効果を有するように心筋組識に適用されるべきできる限り低い電力量でそれらの期間を決定するのにかなり適していて、かつ、高感度な複雑性の測定であることが判明した。しかしながら、その複雑性の測定値が電気信号の現在の順列エントロピーとして、実際に算出されるかどうかは、同じ期間の電気信号が本質的に状態空間において心筋組識の電気活動の複雑性の低い指示値として検知される限り、決定的なものではない。これは、そのように算出された順列エントロピーに当てはまるだけではなく、以下のように算出され、以下のパラメータ設定を用いる順列エントロピーにも当てはまることである。

特に、電気信号の現在の順列エントロピーＳ_Ｐは以下の式で算出されてもよい。

ここで、合計はｍ＝１,．．．Ｄ！で算出され、モチーフの確率Ｐ_ｍは区間ΔＴでサンプルをとられた電気信号の一連のＮ値で決定される。確率Ｐ_ｍは、（Ｎ−（Ｄ−１）×Ｌ）である全ての異なるモチーフの発生の全体数によって割られた一連のＮ値においてＬ値によって分離されたＤの連続した値のＤ！の異なるモチーフのそれぞれの発生の数である。換言すれば、上記の公式により順列エントロピーを算出するためには、電気信号のＮ値の範囲内でＬ値によって分離されたＤの連続した値の各々の群は、Ｄ！の異なるモチーフの１つに割り当てられる。それから、異なるモチーフの発生の数が決定され、確率Ｐ_ｍを生じるように標準化される。Ｄ！の異なるモチーフは、値の相対的な高さを見て、それらの高さの相対的な順序でこれらの値を整数１からＤに割り当てることにより、電気信号のＬ値で分離されたそれぞれのＤの連続した値に割り当てられる。この概念によると、整数１からＤがＤ！の異なる秩序又はパターンにおいて配置されてもよいので、Ｄの連続した値は、Ｄ！の異なるモチーフを表示してもよい。

本発明による装置において、電気信号の現在の順列エントロピーは、特にパラメータΔＴ、Ｌ×ΔＴ、Ｄ、及び、Ｎ×ΔＴの設定を用いて算出される。典型的に、ΔＴは、１,０００ Ｈｚのサンプルレートに対応して約１ｍｓを超えず、Ｌ×ΔＴは、一般的に０.１ｍｓから２５０ｍｓの範囲であり、Ｎ×ΔΤは、一般的に１００ｍｓから１０sの範囲である。好ましくは、Ｌ×ΔＴは、０.５ｍｓから２００ｍｓの範囲であり、Ｎ×ΔＴは、１２５ｍｓから２sの範囲であり、より好ましくは、Ｌ×ΔＴは、１ｍｓから１００ｍｓまでの範囲であり、Ｎ×ΔＴは、２５０ｍｓから１sの範囲である。最も好ましくは、Ｌ×ΔＴは、２０ｍｓから５０ｍｓまでの範囲であり、及び、Ｎ×ΔＴは、３００ｍｓから１sまでの範囲である。Ｄは、２から６までの範囲である。好ましくは、Ｄは３から５までの範囲である。より好ましくは、それは３から４までの範囲であり、最も好ましくは、Ｄは４である。

これらのパラメータ設定を用いることで、現在の順列エントロピーは、少なくとも１つの電気パルスが比較的低い電力量を有する時であっても少なくとも１つの電気パルスが適用される場合に、心筋組識が所望の方法でその電気活動を非常に変えやすい期間を決定するのに適した心筋組識の電気活動の複雑性の非常に高感度な測定値となる。

すでに示されたように、本発明による装置の信号処理器は、電気信号の優位周波数を追加的に決定するように構成されてもよい。この優位周波数は、頻脈又は細動を終了させる場合に少なくとも１つの電気パルスを心筋組識に適用するのみで心筋組識が頻脈又は細動を示すかどうかを決定するために、所定の周波数の閾値と比較されてもよい。特に、信号処理器は、電気信号の現在の複雑性の測定値を決定するのみ、及び／又は、電気信号の優位周波数が所定の周波数の閾値より低い場合、制御信号を出力するのみである。この周波数閾値は例えば、頻脈では約３Ｈｚ、及び、心筋組識の細動では約５Ｈｚに設定されてもよい。

更に、本発明による装置の信号処理器は、電気信号の優位周波数を有する正弦波信号の順列エントロピーＳ_Ｐとして複雑性の閾値を前もって決めるように構成されてもよい。

本発明による装置の信号処理器によって決定される優位周波数はまた、現在の順列エントロピーを算出する際にパラメータＬ×ΔＴを設定するために用いられてもよい。例えば、Ｌ×ΔＴは、優位周波数の相互の値の２０から３０％又は約四分の一の範囲であってもよい。あるいは、信号処理器は、電気信号の自己相関関数を決定するために構成されてもよい。そして、Ｌ×ΔＴは、第１のゼロ交差の時点又はこの自己相関関数の第１の局所的最小値の８０から１２０％の範囲で設定されてもよい。

しかしながら、例えば約３０ｍｓといった固定値にパラメータＬ×ΔＴを設定することも可能である。この値はまたしかしながら、電気信号の優位周波数又は自己相関関数に基づいて決定されたＬ×ΔＴの上記の示された範囲である。

すでに示されたように、信号処理器は、現在の順列エントロピーＳ_Ｐ自体として、電気信号の現在の複雑性の測定値を決定するように構成されてもよい。他の実施態様では、信号処理器は、秩序を示すパターン及びシンボルのモチーフの対応する確率Ｐ_ｍから得られた記号的なシーケンスに基づいた、適切な全般的な現在のエントロピー、電気信号の複雑性又は情報の測定値として、電気信号の現在の複雑性の測定値を決定するように構成される。これらの測定値は、秩序ｑのレニーのエントロピを含み、ここでエントロピーは、Ｓ_Ｐ（q）＝（１−ｑ）^−１ｌｏｇ（Σ（Pm）^q）として算出される。オーダパラメータｑの有用な範囲は、−１２から１２までであり、好ましくは−８から８までであり、より好ましくは−４から４までである。qが１に近付いている場合には、レニーのエントロピは、上記に記載した通り、順列エントロピーＳ_Ｐに収束する。

更に、これらの測定値は、異なるモチーフの長さＤのレニーのエントロピの合計、差分及び他の機能的表現を含み；レンペル‐ジヴアルゴリズム及びその変形のような圧縮アルゴリズムに基づく測定は、米国特許第４５５８３０２号明細書、米国特許第４４６４６５０号明細書及び米国特許第４８１４７４６号明細書を参照のこと。ここで、シンボルのシーケンスＳは、各々のサブシーケンス
が、第１のｋ-１サブシーケンスＳ_１Ｓ_２Ｓ_３Ｓ_４..．Ｓ_ｋ−１の連鎖で構成されるシンボルシーケンスから複製されないように、非オーバーラップ・サブシーケンスＳ＝Ｓ_１Ｓ_２Ｓ_３Ｓ_４..．Ｓ_ｌに分解される。レンペル-ジヴ複雑性は、全てのシンボルシーケンス：／ｌｏｇ（/Ｖ）／Ｎを表すために必要である正規化された数のサブシーケンス「／」として定められる。レンペル-ジヴ複雑性が、いわゆるシャノンエントロピーである順列エントロピーＳ_Ｐと同等であることは、当業者に公知である。

更に、信号処理器は、電気信号から履歴行列を生成し、その履歴行列の特異値分解を計算し、それらの合計が等しいものであるようにその特異値を正規化し、その正規化された特異値からシャノンエントロピーを計算することで算出されるＰＣＡ−エントロピーとして電気信号の現在の複雑性の測定値を決定するように構成されてもよい。

適用可能な複雑性の測定はまた、以下のように、電気信号e（t_ｋ）（t_ｋ＝ｋΔＴである）のシンボルシーケンスs（ｔ_ｋ）への他の変換に適用された上記のエントロピー測定を含む。
‐静的区画に基づく変換：これらの記号的な記載は、電気信号
のすべての値を含む区間の区画に基づく。区間の境界は、ａ<ｅ（ｔ_ｋ） < ｂであって
であるような２つの数字ａ及びｂにより定められる。区画は、
で、ｍの数がｃ_１、ｃ_２、ｃ_３、...ｃ_ｍによって定められる。ｍ＋１の距離c_１-a,ｃ_２-ｃ_１,ｃ_３-ｃ_２．．．，ｂ-ｃ_ｍは、同一あるいは同一ではない可能性がある。シンボルは、各々の部分区間（すなわち、各々の区間［ａ,c_１）,［ｃ_１,ｃ_２）,［ｃ_２,ｃ_３）,...［ｃ_ｍ, b））に割り当てられ、電気信号e（ｔ_ｋ）の各々の要素はその部分区間を含むシンボルに変形される。
‐動的区画：ここでは、シンボルは、電気信号の続いている値、すなわち、
の差分に割り当てられる。それから、
を含む区間は、同一あるいは同一でないサイズの部分区間に仕切られる。
‐電気信号をシンボルシーケンスへ変形させるのための静的及び動的な区画の組合せ。
‐再建された状態空間における区画に基づく変換：電気信号
は、Ｄ次元遅延再建空間における点を指定するＤ次元遅延ベクトル［e（ｔ_ｋ）,e（ｔｋ−ＬΔＴ）,...,e（ｔ_ｋ-（Ｄ-１）ＬΔＴ）]を構成するために用いられる。シンボルは、Ｄ次元再建空間を分割することによって各々の点及び各々の信号の値e（ｔ_ｋ）に関連付けられる。

適用可能な複雑性の測定はまた、ＡＲＭＡタイプの線形予測モデルを含んでいる、適した低次元（予測）モデルの残差の分散の低値、あるいは、（再建された状態空間において定められた）低次元の非線形の決定論的システム；及び、高い割合の（少なくとも９５％）先行する窓の埋め込み式ＥＣＧ−信号の分散を説明する主成分の低い数を含む。（ＰＣＡ＝主成分分析）。

上記した電気信号の前処理の代わりに又はそれに加えて、信号発生器は、電気信号の現在の複雑性の測定値を決定する前に、状態空間内で電気信号にフィルタをかける、圧縮する、あるいは変形させてもよい。例えば、信号処理器は、それを特定の周波数の範囲に下げるために電気信号にフィルタをかけてもよい。そのような方法でフィルタをかけられた電気信号はそれでもやはり状態相にあり、フィルタされた後に状態相において評価される。他の例は、ΔＴ区間でとられた電気信号のサンプルがこれらのΔＴ区間にわたる本来の信号の平均値であるような方法で電気信号にローパスフィルタをかけることである。更に他の特徴は、電気信号を線形のものから対数に、又はその逆に変形させることである。

所定の複雑性の閾値又はエントロピー閾値は、固定値に設定されてもよい。しかしながら、より好ましくは、信号処理器は、現在の複雑性又はエントロピー測定の最小値を一定期間で決定し、複雑性又はエントロピー閾値を最小値の所定の割合に設定することによって、複雑性又はエントロピー閾値を決定する。特に、所定の複雑性又はエントロピー値が設定される最小値の所定の割合は、１０３から１２０％までの範囲である。好ましくは、それは、１０５から１１０％までの範囲である。

本発明による装置の信号処理器は、区間ΔＴで電気信号のサンプルをとるためのデジタル／アナログ変換器を含んでもよい。実際の信号処理は、それからデジタル化される、すなわち、ハードウェア又はソフトウェアで実行されるコンピュータプログラムによって実行されてもよい。

電気信号は、特にＥＣＧ信号又は他のいかなる電圧信号であってもよい。

電気信号は、本発明による装置の入力部を経て信号処理器に提供される時に、すでにデジタル信号であってもよい。そうであったとしても、それは心筋組識の電気活動を表しているので、ここでは電気信号であるものとみなされる。

本発明による装置の一実施態様において、信号処理器は、心筋組識の複数の領域における心筋組識の現在の電気活動を検知する複数のセンサによって提供された複数の電気信号の現在の複雑性の測定値を決定する。信号処理器はそれから、複数の電気信号の少なくとも所定の割合の現在の複雑性の測定値が、所定の複雑性の閾値よりも低い場合、制御信号を出力してもよい。

複数の電気信号は、一般に４から２０の電気信号で構成されてもよい。多くの場合、６から１０の電気信号が評価される。信号処理器は例えば、すべてであるが、最大３つの電気信号又は２つの電気信号、又は、複数の電気信号の１つのみの電気信号の現在の複雑性の測定値が所定の複雑性の閾値より低い場合、制御信号を出力してもよい。少なくとも、制御信号が出力された場合、現在の複雑性の測定値の半分が所定の複雑性の閾値より低くなければならない。

好ましくは、複数のセンサは、複数の等間隔の心筋組識の領域における心筋組識の現在の電気活動を検知する。特に、複数のセンサは、典型的に患者の心臓である心筋組識を囲んでいるバーチャルリング上に配置されてもよい。

本発明による装置は、電気パルスの電力量が細動の所望の終了を妨げないように比較的低くてもよいように、最も適切な時における電気ショックによって心筋組識の細動を終了させる１つの単一の電気パルスを供給するために用いられてもよい。

代わりに又は加えて、本発明による装置は、できる限り低い全体的な電力量で、細動を終了させるのに最も適切な時に低エネルギ抗心房細動ペーシングによって再度心筋組識の細動を終了させるように一群の電気パルスを適用するために用いられてもよい。本発明による装置のこの実施態様において、電気パルスの群の少なくとも第１の電気パルスは、状態空間において決定された複雑性の測定の低い値によって示された心筋組識の活動の低い複雑性の期間の間に適用される。

なお更に又は代わりに、本発明による装置は、抗頻脈ペーシングによって心筋組識の頻脈を終了させるように一連の電気パルスを適用するために用いられてもよい。ここでまた、電気パルスの連続における第１の電気パルスは、状態空間で算出された現在の複雑性の測定値によって示されるように心筋組識の電気活動の複雑性が低い場合に適用される。

本発明の好都合な展開は、請求項、説明及び図面に起因するものである。この明細書の冒頭で言及された特徴及び複数の特徴の組合せの利点は、一例として役立つのみであり、本発明の実施態様がこれらの利点を得なければならないという必要性なしで代わりに又は累積的に用いられてもよい。添付の請求項に記載の保護範囲を変えることなく、以下のことは本来の用途及び特許の開示に関連して適用されるものである：更なる特徴は図面から、特にイラスト入りの図から、それらの相対的な配置及び有効な連結と同様に互いに関する複数の構成要素の寸法が得られてもよい。請求項の選ばれた基準とは無関係の本発明の異なる実施態様の特徴又は異なる請求項の特徴の組合せもまた可能であり、これにより動機付けが与えられる。これは、別個の図面に示される、あるいは、記載されている場合に言及される特徴にも関連する。これらの特徴はまた、異なる請求項の特徴と結合されてもよい。更に、本発明の別の実施態様が請求項において言及される特徴を有しないことも可能である。

請求項及び説明において言及される特徴の数は、この正確な数、及び、明確に「少なくとも」という副詞を用いる必要なく言及された数よりも大きな数を含むものである理解される。例えば、電極が言及される場合、正確に１つの電極がある、あるいは、２つの電極又はそれ以上の電極があると理解されるべきである。追加的な特徴はこれらの特徴に加えられてもよい、あるいは、これらの特徴はそれぞれの製品の唯一の特徴であってもよい。

請求項に含まれる参照番号は、請求項によって保護されている主題の範囲を制限するものではない。それらの唯一の機能は、請求項の理解を容易にすることである。

以下では、本発明が更に説明されて、図面に示す好適で例示的な実施態様に関して記載される。図面の説明は以下の通りである：

図１は、本発明による装置の概略図である。 図２は、図１による装置の信号処理器のブロック線図である。 図３は、長さ（ａ）Ｄ＝３、（ｂ）Ｄ＝４、及び、（ｃ）Ｄ＝５の異なるモチーフを示す。 図４は、（ａ）心筋組識の電気活動を表している電気信号、（ｂ）電気信号の現在の順列エントロピーＳ_Ｐ；及び、（ｃ）順列エントロピーＳ_Ｐがエントロピー閾値より低い期間を示す。

図１において概略的に表される装置１は、入力部２を含む。入力部２に連結された電極３は、心筋組識４、すなわち心臓５の心筋の電気活動を検知する。電極３を経て、入力部２は心筋組識４の電気活動を表している電気信号を受信する。電気信号６は、信号処理器によって処理される。信号処理器は、心筋組識４の電気活動が例えば細動又は頻脈といった異常を示すかどうかを決定する電気信号を処理する。そのような異常が検出された場合、信号処理器は、開始信号７を装置１のパルス発生器１２に送信する。開始信号７を受信すると、パルス発生器１２は、装置１の出力部１０を経て、心筋組識４に更なる電極９により適用される少なくとも１つの電気パルス８を生成する準備をする。信号処理器１１は更に、心筋組識４が特にその電気活動の現在の異常を終了させるために電気パルス８に影響されやすい期間を決定する。これらの期間において、電気活動は特に低い複雑性を有する。これらの期間は、制御信号１３により信号発生器１２へ信号プロセッサ１ １によって示される。開始されて、制御信号１３を受信する場合、パルス発生器１２は少なくとも１つの電気パルス８を生成する。

図２のブロック線図は、信号処理器１１がどのように作用するかを示すものである。処理モジュール１４において、信号処理器１１は電気信号の優位周波数ｆ_ｄを決定する。決定モジュール１５において、信号処理器１１は優位周波数ｆ_ｄが５Ｈｚを超えるか否かを決定する。それが５Ｈｚを超えない場合、信号処理は処理モジュール１４に戻る。一方で、５Ｈｚを超える優位周波数は心筋組識の細動を示すものであるので、開始信号７が信号送信モジュール１９によりパルス発生器へ出力される。処理モジュール１６において、信号処理器１１は電気信号の順列エントロピーＳ_Ｐを決定する。続く決定モジュール１７において、信号処理器は、順列エントロピーがエントロピー閾値より低いかを決定する。そうでない場合には、信号処理は処理モジュール１６に戻る。一方で、制御信号１２は、信号送信モジュール１８により出力され、そして、信号処理は開始に戻る。

図２による処理モジュール１６は以下のように機能する。電気信号が、区間ΔＴでサンプルをとられる。現在の順列エントロピーを算出するために、電気信号の連続的なサンプル値Ｎが評価される。その評価は、一連のＮ値内で電気信号のＤの連続値の各々の数によって表示されるモチーフを決定することを含む。特定のモチーフがＤの連続値によって表示されるかどうかは、これらの値の相対的な高さのシーケンスに依存する。

図３（ａ）は、高さの値が連続的に増加して始まる長さＤ＝３における６つの異なるモチーフを示すものである。モチーフの全体の数は、Ｄ！＝６である。図３（ｂ）は、長さＤ＝４におけるＤ！＝２４モチーフを示し、図３（ｃ）は、長さＤ＝５におけるＤ！＝１２０モチーフを示すものである。どのＤ！モチーフが電気信号の連続値によって表示されるかは、電気信号の一連のＮ値の範囲内の各々のＮ−（Ｄ−１）×Ｌの起点で決定される。順列エントロピーは、個々のモチーフの発生の数から、以下のように算出される。

ここで、Ｐ_ｍは、（Ｎ−（Ｄ−１）×Ｌ）で割られるそれぞれのモチーフの発生の数である。順列エントロピーは、エントロピー閾値と比較される。このエントロピー閾値は、過去の期間にわたる現在の順列エントロピーの最小値に従って設定されてもよい。例えば、エントロピー閾値は、最小値の１１０％であってもよい。

図４（ａ）は、例示的な電気信号６を示す。図４（ｂ）は、上記の通りに算出され、エントロピー閾値２０と比較された対応する順列エントロピーＳ_Ｐを呈することを示す。図４（ｃ）は、現在の順列エントロピーＳ_Ｐがエントロピー閾値２０より低い時に、制御信号１３が、図１に従って信号処理器１１により出力される期間を示す。制御信号１３の一番右側の期間が、電気信号６において示される図１に従ってパルス発生器１２から電気パルス８のシーケンスを起動させるためにここで用いられる。

１ 装置
２ 入力部
３ 電極
４ 心筋組識
５ 心臓
６ 電気信号
７ 開始信号
８ 電気パルス
９ 電極
１０ 出力部
１１ 信号処理器
１２ パルス発生器
１３ 制御信号
１４ 処理モジュール
１５ 決定モジュール
１６ 処理モジュール
１７ 決定モジュール
１８ 信号送信モジュール
１９ 信号送信モジュール
２０ エントロピー閾値

Claims (20)

1. 生体心筋組織（４）に少なくとも１つの電気パルス（８）を適用するための装置（１）であって、該装置（１）は：
   ‐前記心筋組識（４）の現在の電気活動を表している電気信号（６）を受信するように構成された入力部（２）；
   ‐前記電気信号（６）の現在の複雑性の測定値を決定し、該複雑性の測定値が所定の複雑性の閾値より低い場合に制御信号（１３）を出力するために該電気信号（６）を処理するように構成された信号処理器（１１）；
   ‐前記制御信号（１３）に応答して前記少なくとも１つの電気パルスを生成するように構成されたパルス発生器（１２）；及び、
   ‐前記心筋組識（４）に前記少なくとも１つの電気パルス（８）を出力するように構成された出力部（１０）；を含み、前記信号処理器（１１）が、状態空間で前記電気信号（６）の現在の複雑性の測定値として、該現在の複雑性の測定値を決定するように構成される装置において、
   前記信号処理器（１１）は、少なくとも８０％又は少なくとも９０％又は少なくとも９５％の時間の一致で前記制御信号（１３）を出力するように、前記電気信号の算出された現在の順列エントロピーＳ_Ｐが所定のエントロピー閾値（２０）より低い期間で、前記現在の複雑性の測定値を決定するために構成されることにおいて特徴付けられる、装置。
2. 前記信号処理器（１１）が、前記電気信号の前記算出された現在の順列エントロピーＳ_Ｐとして、前記現在の複雑性の測定値を決定するように構成されることにおいて特徴付けられる、請求項１に記載の装置（１）。
3. 前記現在の順列エントロピーＳ_Ｐが、区間ΔＴでサンプルをとられた前記電気信号の一連のＮ値で、以下の式で算出され、
   ‐そこにおいて、Ｐ_ｍは、（Ｎ−（Ｄ−１）×Ｌ）である全ての異なるモチーフの発生の全体数によって割られた一連のＮ値においてＬ値によって分離されたＤの連続した値のＤ！の異なるモチーフのそれぞれの発生の数であり、
   ‐Ｌ×ΔＴが０．１ｍｓから２５０ｍｓの範囲であり、Ｎ×ΔＴが１００ｍｓから１０sの範囲であり、
   ‐Ｄが２から６までの範囲であることにおいて特徴付けられる、請求項１又は請求項２に記載の装置（１）。
4. Ｌ×ΔＴが０.５ｍｓから２００ｍｓの範囲であり、Ｎ×ΔＴが１２５ｍｓから２sの範囲である、又は、Ｌ×ΔＴが１ｍｓから１００ｍｓまでの範囲であり、Ｎ×ΔＴが２５０ｍｓから１sの範囲である、又は、Ｌ×ΔＴが２ｍｓから５０ｍｓまでの範囲であり、Ｎ×ΔＴが３００ｍｓから１．０ｓまでの範囲であることにおいて特徴付けられる、請求項３に記載の装置（１）。
5. Ｄが３から５までの範囲である、又は、Ｄが３から４までの範囲である、あるいは、Ｄは４であることにおいて特徴付けられる、請求項３又は請求項４に記載の装置（１）。
6. 前記信号処理器（１１）が前記電気信号の優位周波数を決定するように構成されることにおいて特徴付けられる、請求項１から請求項５のいずれかに記載の装置（１）。
7. 前記信号処理器（１１）が、前記電気信号（６）の前記現在の複雑性の測定値を決定するのみである、及び／又は、前記電気信号の前記優位周波数ｆ_ｄが所定の周波数閾値より低い場合、前記制御信号（１３）を出力するのみであるように構成されることにおいて特徴付けられる、請求項６に記載の装置（１）。
8. 前記信号処理器（１１）が、前記電気信号の前記優位周波数を有する正弦波信号の前記順列エントロピーＳ_Ｐとして、前記複雑性の閾値を前もって決めるように構成されることにおいて特徴付けられる、請求項６又は請求項７に記載の装置（１）。
9. Ｌ×ΔＴが１／ｆの２０から３０％の範囲であり、そこにおいて、ｆ_ｄは前記優位周波数であることにおいて特徴付けられる、前記請求項３から請求項５のいずれかに従属している請求項６又は請求項８に記載の装置（１）。
10. 前記信号処理器（１１）が前記電気信号の自己相関関数を決定するように構成され、Ｌ×ΔＴが、第１のゼロ交差、又は、該自己相関関数の第１の局所的最小値の８０から１２０％の範囲であることにおいて特徴付けられる、請求項３から請求項５、あるいは、請求項３から請求項５のいずれかに従属している請求項６又は請求項８に記載の装置（１）。
11. 前記信号処理器（１１）が、‐前記現在の順列エントロピーＳ_Ｐとして、又は、
    ‐現在のレニーのエントロピ、又は、
    ‐レンペル-ジヴ複雑性として、
    ‐前記電気信号から履歴行列を生成し、該履歴行列の特異値分解を計算し、それらの合計が等しいものであるように該の特異値を正規化し、該正規化された特異値からシャノンエントロピーを計算することで算出されるＰＣＡ−エントロピーとして、
    前記電気信号の前記現在の複雑性の測定値を決定するように構成されることにおいて特徴付けられる、請求項３から請求項５、あるいは、請求項３から請求項５のいずれかに従属している請求項６から請求項９に記載の装置（１）。
12. 前記信号処理器（１１）が、前記電気信号の前記現在の複雑性の測定値を決定する前に、前記状態空間内で前記電気信号にフィルタをかける、圧縮する、あるいは変形するように構成されることにおいて特徴付けられる、請求項１から請求項１１のいずれかに記載の装置（１）。
13. 前記信号処理器（１１）が、前の期間内で前記現在の複雑性の測定の最小値を決定し、該最小値の所定の割合で複雑性の閾値を設定することによって、該複雑性の閾値を決定するように構成され、そこにおいて、該所定の割合は、１０３から１２０％まで、又は、１０５から１１０％までの範囲であることにおいて特徴付けられる、請求項１から請求項１２のいずれかに記の装置（１）。
14. 前記信号処理器（１１）が、前記区間ΔＴで前記電気信号のサンプルをとるためのデジタル／アナログ変換器を含むことにおいて特徴付けられる、請求項１から請求項１３のいずれかに記載の装置（１）。
15. 前記電気信号（６）が電圧信号又はＥＣＧ信号であることにおいて特徴付けられる、請求項１から請求項１４のいずれかに記載の装置（１）。
16. 前記信号処理器（１１）が、前記心筋組識の複数の領域において該心筋組識の前記現在の電気活動を検知するために構成される複数のセンサによって提供される複数の電気信号の前記現在の複雑性の測定値を決定するように構成され；
    前記信号処理器（１１）が、前記複数の電気信号の少なくとも所定の割合の前記現在の複雑性の測定値が前記所定の複雑性の閾値よりも低い場合、前記制御信号（１３）を出力するように構成されることにおいて特徴付けられる、請求項１から請求項１５のいずれかに記載の装置（１）。
17. 前記複数の電気信号が、４から２０、又は、６から１０の電気信号で構成され、前記信号処理器（１１）が、すべてであるが、最大３つの電気信号又は２つの電気信号、又は、複数の電気信号の１つのみの電気信号の前記現在の複雑性の測定値が前記所定の複雑性の閾値より低い場合、前記制御信号（１３）を出力するように構成されることにおいて特徴付けられる、請求項１６に記載の装置（１）。
18. 前記複数のセンサが、前記心筋組識の複数の等間隔の領域において該記心筋組識の前記現在の電気活動を検知するように構成されることにおいて特徴付けられる、請求項１６又は請求項１７に記載の装置（１）。
19. 前記複数のセンサが、前記心筋組識を囲んでいるバーチャルリングに配置されるように構成されることにおいて特徴付けられる、請求項１６から請求項１８に記載の装置（１）。
20. 前記パルス発生器（１２）が：
    ‐電気ショックによって前記心筋組識の細動を終了させるための単一の電気パルス、‐及び／又は
    ‐低エネルギ抗心房細動ペーシングによって、前記心筋組識の細動を終了させるための電気パルスの群、及び／又は、
    ‐抗頻脈ペーシングによって前記心筋組識の頻脈を終了させるための一連の電気パルスを生成するように構成されることにおいて特徴付けられる、請求項１から請求項１９のいずれかに記載の装置（１）。