JP4249017B2 - 遠方場ｒ波をフィルタリングするための複数のテンプレート - Google Patents

Description

本発明は、心臓事象の自動識別に関し、より詳細には、心房電位図（Ａ−ＥＧＭ）により検出される心臓事象に関する。

心臓学および電気生理学の医療分野では、心周期に伴うＰＱＲＳＴ群の観察された周波数、極性および振幅から患者の心臓の状態および機能を評価するために多くのツールが用いられている。このようなツールの１つに、埋め込み可能心臓モニタの形態の電位図（ＥＧＭ）がある。ＥＧＭは、心臓ペースメーカ、ペースメーカ／カーディオバータ／ディフィブリレータ（ＰＣＤ）や埋め込み可能カーディオバータ／ディフィブリレータ（ＩＣＤ）などのデバイスに内蔵可能である。

心臓の心房の活動を記録するＥＧＭは、心房ＥＧＭすなわちＡ−ＥＧＭと呼ばれる。Ａ−ＥＧＭは、心房の不整脈、たとえば徐脈および頻脈性不整脈を検出することができる。Ａ−ＥＧＭによって検出された事象は、電気信号に変換し、様々な方法で用いることができる。信号は、たとえば解析や診断のために医療関係者へテレメトリによって中継することができる。信号は、特定の不整脈を検出して、これに応答するようにプログラムされている埋め込み可能デバイスによる治療のために用いることができる。

Ａ−ＥＧＭはまた、心室ＥＧＭすなわちＶ−ＥＧＭとともに用いることもできる。医療関係者および埋め込み可能デバイスは、診断および治療のためにＡ−ＥＧＭ信号とＶ−ＥＧＭ信号の両方を用いる場合がある。

診断および治療では、Ａ−ＥＧＭが心房電気活動の正確な表現を提供することが重要である。しかしながら、Ａ−ＥＧＭは、いくらかの心室電気活動を検出する場合がある。特に、Ａ−ＥＧＭは、心室脱分極に関連するＲ波を検出する場合がある。心房で検知した心室脱分極を遠方場（far field）Ｒ波と呼ぶ。

通常、Ａ−ＥＧＭの検知しきい値は、Ｖ−ＥＧＭの検知しきい値よりも低く設定されてもよい。これは、心房脱分極を表すＰ波の振幅が、心室脱分極を表すＲ波の振幅よりも極めて低いためである。Ａ−ＥＧＭはＶ−ＥＧＭよりも感度が高いため、Ｒ波が（内因性のものであれ心室ペースにより引き起こされたものであれ）しばしばＡ−ＥＧＭにより検出され得る。Ａ−ＥＧＭにより検出されたＲ波は、Ｐ波検知しきい値を超えた振幅を有し得る。

Ａ−ＥＧＭ信号中で検出された遠方場Ｒ波は、心房調律の誤解釈をもたらす可能性がある。特に、遠方場Ｒ波は、実際は心室事象により生じたものであっても、心房の事象を示す可能性がある。Ａ−ＥＧＭ信号においてＲ波を検知し、その検知信号を心房事象と取り違えることは、「オーバーセンシング」と呼ばれる。この心房調律の誤解釈は、誤診および／または不適切な治療につながる可能性がある。

遠方場Ｒ波を排除し、かつ／またはＰ波を遠方場Ｒ波と識別するための技法がいくつか提案されている。たとえば、DuFaultに対する米国特許第４，７９９，４８６号は、心房検知リード線により検出される信号の心室成分を、Ｗｉｄｒｏｗ−Ｈｏｆｆ最小二乗平均アルゴリズムを使用した適応フィルタを用いて抑制する方法および装置を記載している。DeFaultに対する米国特許第４，７９９，４９３号は、Ｗｉｄｒｏｗ−Ｈｏｆｆ最小二乗平均アルゴリズムを使用して伝達関数を推定する頻脈性不整脈／細動検出器を記載している。

Mann他に対する米国特許第４，８２５，８７０号は、「クロストーク」を検出して補償する回路部を記載している。クロストークとは、一方の心腔で発生した信号が、他方の心腔の信号を検知するように設計された回路で検出されることとして定義される。クロストークが発生すると、短い房室（ＡＶ）遅延がトリガーされる。

Sun他に対する米国特許第５，７５５，７３９号は、心房Ｐ波を遠方場Ｒ波などの心室事象と識別する方法および装置を例示する。Ａ−ＥＧＭ信号は、適応フィルタによりフィルタリングされ、「Ｐ波テンプレート」と呼ばれるＰ波の形態学的（morphological）モデルに関して形態学的解析を受ける。

Hess他に対する米国特許第５，７５９，１９６号は、遠方場Ｒ波を検知し、検知した遠方場Ｒ波を用いて心房性頻脈性不整脈があることを判定する技法を記載している。
Sun他に対する米国特許第５，７７８，８８１号およびSun他に対する米国特許第５，７８２，８８８号は、隠れマルコフモデル法をウェーブレット変換とともに使用して、ＥＧＭ信号中の関心の心臓事象を識別することを記載している。これらの技法は、Ａ−ＥＧＭ信号中の遠方場Ｒ波に関して使用することもできる。

Hess他に対する米国特許第５，８１４，０８３号は、検知した遠方場Ｒ波を用いて阻止（blocked）２：１検知の探索を行うべきかどうかを判定するアルゴリズムの実施態様を記載している。

Houbenに対する米国特許第５，８１７，１３３号は、Ａ−ＥＧＭ信号から遠方場Ｒ波を形態学的にフィルタリングして除去する技法を提示する。形態学的フィルタリングは、膨張／収縮操作やオープン／クローズ操作などの形態学的操作を使用する。

上記特許はそれぞれ、その全体が参照により本明細書中に援用される。
［発明の概要］
本発明は、Ａ−ＥＧＭ信号から遠方場Ｒ波をフィルタリングする技法を対象とし、その結果、心房調律を正確に解釈し適切な治療を送出する。房室事象の性質、レートおよびタイミングに基づき、推定遠方場Ｒ波の形態学的モデルすなわち「テンプレート」を複数のテンプレートから選択する。次に、この推定遠方場Ｒ波を、望ましくない遠方場Ｒ波を含むＡ−ＥＧＭ信号から減算する。

この差は、遠方場Ｒ波を減衰させたフィルタリングされたＡ−ＥＧＭ信号である。このフィルタリングされた信号は、心房活動を示すものであり、Ｐ波検知しきい値と比較され得る。遠方場Ｒ波をＰ波と取り違える危険性は著しく減少する。

一実施形態において、本発明は、Ａ−ＥＧＭ信号を受け取ること、ある心周期について推定遠方場Ｒ波を複数の推定遠方場Ｒ波から選択すること、および選択した推定遠方場Ｒ波を心周期のＡ−ＥＧＭ信号から減算することを含む方法を提供する。選択した推定遠方場Ｒ波は心臓事象によってよい。本方法はたとえば、心室期外収縮が検知された場合に心室期外収縮に関連する推定遠方場Ｒ波を選択すること、または患者が心室ペースを受けた場合に心室ペースに関連する推定遠方場Ｒ波を選択することを含んでよい。

別の実施形態において、本発明は、心房リード線と、複数の推定遠方場Ｒ波から推定遠方場Ｒ波を選択し、選択した推定遠方場Ｒ波を、心房リード線から受け取った心房電位図信号から減算するフィルタとを備える装置を提供する。複数の推定遠方場Ｒ波は、装置内のメモリに記憶することができる。本装置はさらに、フィルタリングされた心房電位図信号を事前に選択された心房検知しきい値と比較し、フィルタリングされた心房電位図信号が心房検知しきい値を超えた場合に心房検知信号を生成する比較器を備えてよい。

本発明の上記概要は、本発明の全ての実施形態を説明しようとするものではない。本発明の一または複数の実施形態の詳細を添付図面および以下の説明に記載する。本発明の他の特徴、目的、および利点は、明細書および図面、ならびに特許請求の範囲から明らかとなる。

図１は、本発明を実施することができる埋め込み可能ディフィブリレータおよびリード線システム２を示す。システム２は人間の心臓１と連結して示される。本発明は、図１に示す例示的な装置またはシステムに限定されず、多様なデバイス実施態様（ペースメーカやＩＣＤなど）で実施することができる。Ａ−ＥＧＭ信号に対応する他の技法または治療、たとえば心房性頻脈性不整脈に対応して薬剤を投与する治療も、本発明を実施することができる。

システム２は、管状の絶縁シースにより互いに分離された３つの同軸コイル導体を保持する細長い絶縁リード線本体１６を含む心室リード線を備える。心室リード線の遠位端に隣接して、リング電極２４、絶縁電極ヘッド２８内に伸縮自在に取り付けられた伸長式螺旋電極２６、および細長い（約５ｃｍの）除細動（ディフィブリレーション）コイル電極２０が設置される。除細動電極２０は、白金や白金合金など、多くの材料から作製することができる。電極の各々は、リード線本体１６内のコイル導体のうちの１つに結合される。

電極２４および２６は、心臓ペーシングと心室脱分極検知のために使用される。したがって、電極２４および２６はＶ−ＥＧＭ用センサとして働く。心室リード線の近位端には、それぞれがコイル導体のうちの１つに結合された３つの電気コネクタを保持する分岐式コネクタ１４がある。

心房／上大静脈（ＳＶＣ）リード線は、心室リード線の構造に対応する、管状の絶縁シースにより互いに分離された３つの同軸コイル導体を保持する細長い絶縁リード線本体１５を含む。心房／ＳＶＣリード線の遠位端に隣接して、リング電極２１、および絶縁電極ヘッド１９内に伸縮自在に取り付けられた伸長式螺旋電極１７が設置される。電極の各々は、リード線本体１５内のコイル導体のうちの１つに結合される。電極１７および２１は、心房ペーシングと心房脱分極検知のために使用される。したがって、電極１７および２１は、Ａ−ＥＧＭ用センサとして働く。

電極１７および２１は、心房活動の検出の他に、心室活動により生じる遠方場Ｒ波を検出する場合がある。心室事象が心房電極１７および２１によって検出される度合は、心臓１内の電極の配置を含むいくつかの要因による。ある患者では、心房電極１７および２１は心室事象を全く検出しない。他の患者では、Ａ−ＥＧＭ信号が顕著な遠方場Ｒ波を含む場合がある。

電極２１に近接して細長いコイル電極２３が設けられ、リード線本体１５内の第３導体に結合される。電極２３は、好ましくは長さが１０ｃｍ以上であり、ＳＶＣから三尖弁に向かって延びるように構成されている。リード線の近位端には、それぞれがコイル導体のうちの１つに結合された３つの電気コネクタを保持する分岐式コネクタ１３がある。

冠状静脈洞リード線は、細長い（約５ｃｍの）除細動コイル電極８に結合された１つのコイル導体を保持する細長い絶縁リード線本体６を含む。破線の輪郭で示す電極８は、心臓１の冠状静脈洞および大静脈の内部に設置される。冠状静脈洞リード線の近位端には、コイル導体に結合された電気コネクタを保持するコネクタプラグ４がある。

埋め込み可能ＰＣＤ１０がリード線と組み合わせて示され、リード線コネクタ組立品４、１３、および１４は、コネクタブロック１２に挿入されている。任意選択で、ＰＣＤ１０のハウジング１１の外側部分の絶縁は、一部の単極心臓ペースメーカで使用されているようなプラスチック被覆（たとえば、パリレンやシリコーンゴム）を用いて行ってもよい。しかしながら、外側部分はその代わりに非絶縁のままとするか、あるいは絶縁部分と非絶縁部分の間に他の何らかの区切りを使用してもよい。ハウジング１１の非絶縁部分は任意選択で、心房または心室細動を除去するために用いられる皮下除細動電極として働く。

埋め込み可能デバイスが不整脈を検出すると電気刺激を指示することができる。したがって、患者が不整脈を起こした時にこれを認識することが重要である。Ａ−ＥＧＭ信号がＰ波および遠方場Ｒ波の存在を示す場合、オーバーセンシングが起こる可能性がある。遠方場Ｒ波はＰ波と取り違えられ、不整脈と誤診されて不適切な刺激が行われる可能性がある。

図２は、埋め込み可能ＰＣＤの機能略図である。この図は特に、不整脈の診断と不整脈の治療がどのように関連しているかを示す。
図２に示す埋め込み可能ＰＣＤは、本発明を実施することができる装置である。図２は、本発明を組み込むことができる１つのタイプの装置の例示として解釈されるべきである。本発明は、図２に示す例示的な装置に限定されず、多様なデバイス実施態様（ペースメーカやＩＣＤなど）で実施することができる。

図２は、図１に示したシステム２の１つの可能な機能図である。しかしながら、図２に示す図は図１に示したシステム２に限定されず、本発明は図２に示す図に限定されない。本発明は、図２に示すよりも多いかまたは少ない特徴を含むシステムにおいて実施してもよい。

図２に示す装置には、図１に示すような電極を含む電極システムが設けられている。図示の電極との対応関係は以下の通りである。任意選択の電極３１０は電極１１に対応するもので、埋め込み可能ＰＣＤのハウジングの非絶縁部分である。電極３２０は電極２０に対応するもので、右心室に設置される除細動電極である。電極３１１は電極２３に対応するもので、右心房およびＳＶＣに設置される。電極３１８は電極８に対応するもので、冠状静脈洞および大静脈に設置される除細動電極である。電極３２４および３２６は電極２４および２６に対応するもので、心室における検知およびペーシングに用いられる。電極３１７および３２１は電極１７および２１に対応するもので、心房におけるペーシングおよび検知に用いられる。

電極３１０、３１１、３１８および３２０は高電圧出力回路２３４に結合される。高電圧出力回路２３４は、制御バス２３８を介してＣＶ（カーディオバージョン）／ＤＥＦＩＢ（ディフィブリレーション）制御ロジック２３０により制御される高電圧スイッチを含む。回路２３４内のスイッチは、どの電極を使用するか、また、ディフィブリレーション（除細動）パルスの送出中、コンデンサ２４６および２４８を含むコンデンサバンクの正および負の端子にどの電極を結合させるかを制御する。

電極３２４および３２６は、心室の表面または内部に設置され、Ｒ波検知増幅器２００に結合されている。増幅器（ＡＭＰ）２００の動作は、制御ライン２０１を介してペーシング回路部２１２により制御される。増幅器２００は増幅の他に複数の機能を行う。増幅器２００は、入力信号を事前に選択された心室検知しきい値と比較する比較器を含む。電極３２４および３２６間で検知された信号が心室検知しきい値を超えた時はいつでもＲ−ｏｕｔライン２０２上に信号が生成される。

電極３１７および３２１は、心房の表面または内部に設置され、Ｐ波検知増幅器２０４に結合されている。増幅器（ＡＭＰ）２０４の動作は、制御ライン２０５を介してペーシング回路部２１２によって制御される。増幅器２０４は、入力信号を事前に選択された、通常は心室検知しきい値より低い心房検知しきい値と比較する比較器を含む。電極３１７および３２１間で検知された信号が心房検知しきい値を超えた時はいつでもＰ ＯＵＴライン２０６上に信号が生成される。

増幅器２０４は、遠方場Ｒ波を排除し、かつ／または減衰させる適応フィルタを含んでもよい。後述するように、Ｐ ＯＵＴライン２０６上に信号を生成する前に電極３１７および／または３２１から受け取った信号をアナログ適応フィルタにより処理することができる。遠方場Ｒ波は、排除および／または減衰されるため、Ｐ ＯＵＴライン２０６上に信号が生成される原因とならない。適応フィルタは、Ｒ ＯＵＴライン２０２からの入力を受け取ってもよい。

スイッチマトリクス２０８を用いて、利用可能な電極のどれを、信号解析に使用するために広帯域（２．５〜１００Ｈｚ）増幅器（ＡＭＰ）２１０に結合させるかが選択される。信号解析は、アナログ回路部、デジタル回路部またはその両方の組み合わせを用いて行うことができる。本発明を説明する目的でデジタル解析を説明するが、本発明はデジタル解析に限定されない。

電極の選択は、データ／アドレスバス２１８を介してマイクロプロセッサ（μＰ）２２４により制御される。電極の選択は所望に応じて変更することができる。バンドパス増幅器２１０に結合するように選択された電極からの信号は、マルチプレクサ（ＭＵＸ）２２０に供給され、その後アナログ−デジタル変換器（Ａ／Ｄ）２２２によってマルチビットデジタル信号に変換され、ダイレクトメモリアクセス回路（ＤＭＡ）２２８の制御下でランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）２２６に記憶される。

以下でより詳細に説明するように、マイクロプロセッサ２２４は、デジタル信号解析法を使用して、ランダムアクセスメモリ２２６に記憶されたデジタル化した信号を特徴付けることができる。マイクロプロセッサ２２４は、デジタル化したＡ−ＥＧＭおよびＶ−ＥＧＭ信号も処理することができる。処理は、心房から受け取った信号から望ましくないアーチファクトをフィルタリングすること、特にデジタル適応フィルタを用いてＡ−ＥＧＭ信号から遠方場Ｒ波をフィルタリングすることを含んでもよい。さらにマイクロプロセッサ２２４は、信号を解析して、患者の心調律を認識し区別することができる。

回路部の残りは、心臓ペーシング、カディオバージョンおよびディフィブリレーションの供給に専用に用いられる。例示的な装置は、ＤＤＤ、ＶＶＩ、ＤＶＩ、ＶＤＤ、ＡＡＩ、ＤＤＩおよび他の単腔および二腔ペーシングモードに関連する基本的な時間間隔を制御するプログラム可能なデジタルカウンタを含むペーサタイミング／制御回路部２１２を備える。回路部２１２はまた、いくつかの抗頻脈性不整脈ペーシング治療のいずれかを使用して、心房と心室の両方における抗頻脈性不整脈ペーシングに関連する補充間隔も制御する。

ペーシング回路部２１２によって定義される間隔としては、心房および心室ペーシングの補充間隔、検知されたＰ波およびＲ波が補充間隔の計時の再開に効果を持たない不応期、ならびにペーシングパルスのパルス幅が挙げられる。これらの間隔の持続期間は、メモリ２２６に記憶されているデータに応答してマイクロプロセッサ２２４によって決められ、アドレス／データバス２１８を介してペーサ回路部２１２に伝えられる。ペーサ回路部２１２は、マイクロプロセッサ２２４の制御下で心臓ペーシングパルスの振幅も決める。

ペーシングの間、ペーサタイミング／制御回路部２１２内の補充間隔カウンタは、ライン２０２および２０６上の信号によりＲ波およびＰ波の検知が示されるとすぐに、また、選択されたペーシングモードに従って、電極３１７、３２１、３２４および３２６に結合しているペーサ出力回路部２１４および２１６によってペーシングパルスのタイムアウトトリガーが生成されるとすぐリセットされる。補充間隔カウンタは、ペーシングパルスの発生時にもリセットされるため、抗頻脈性不整脈ペーシングを含む心臓ペーシング機能の基本的なタイミングを制御する。補充間隔タイマによって規定される間隔の持続期間は、データ／アドレスバス２１８を介してマイクロプロセッサ２２４によって決められる。Ｒ波およびＰ波の検知によるリセット時に補充間隔カウンタにあるカウント値を用いて、Ｒ−Ｒ間隔、Ｐ−Ｐ間隔、Ｐ−Ｒ間隔およびＲ−Ｐ間隔の持続期間を測定することができ、これらの測定値はメモリ２２６に記憶されて、頻脈性不整脈があることを検出するために使用される。

場合によっては、検知された遠方場Ｒ波は、電極３１７および３２１（図１の電極１７および２１）によって検知される心房脱分極のＰ波と取り違えられる可能性がある。遠方場Ｒ波をＰ波と取り違えることは、心房性頻脈性不整脈を正確に検出する能力に影響を及ぼす可能性がある。たとえば、マイクロプロセッサ２２４がＰ−Ｒ間隔をＰ−Ｐ間隔として解釈した場合、存在しない頻脈性不整脈が検出される可能性がある。検出されたＰ−Ｒ間隔は、Ｐ−Ｐ間隔よりも短いため、実際に生じているよりも高頻度の心房脱分極として誤解釈される可能性がある。本発明は、遠方場Ｒ波を排除し、かつ／または減衰させ、Ｐ−Ｒ間隔をＰ−Ｐ間隔として解釈する危険性を減少させる。

マイクロプロセッサ２２４は通常、読み出し専用メモリ内に記憶されているプログラムの制御下で割り込み駆動デバイスとして動作し、検知されるＰ波およびＲ波の発生ならびに心臓ペーシングパルスの生成に対応するペーサタイミング／制御回路部２１２からの割り込みに応答する。これらの割り込みは、データ／アドレスバス２１８を介して供給される。マイクロプロセッサ２２４が行う必要な数学的計算ならびにペーサタイミング／制御回路部２１２により制御される値または間隔の更新はいずれも、そうした割り込みの後に行われる。

心房性または心室性頻脈性不整脈が検出され、抗頻脈性不整脈ペーシング法（regimen）が望まれる場合、抗頻脈性不整脈ペーシング治療の生成を制御するのに適切なタイミング間隔が、マイクロプロセッサ２２４からペーサタイミングおよび制御回路部２１２にロードされる。またはパルスの発生が必要である場合、マイクロプロセッサ２２４は、補充間隔カウンタを使用して、そのようなカーディオバジョンおよびディフィブリレーションパルスのタイミングならびに関連する不応期を制御する。

マイクロプロセッサ２２４は、カーディオバジョンパルスを必要とする心房または心室細動あるいは頻脈性不整脈の検出に応答して、ＣＶ／ＤＥＦＩＢ動制御回路部２３０を作動させ、このＣＶ／ＤＥＦＩＢ動制御回路部２３０が、高電圧充電制御ライン（ＣＨＡＲＧＥ）２４０および２４２の制御下で充電回路２３６を介した高電圧コンデンサ２４６および２４８の充電を開始する。高電圧コンデンサにかかる電圧は、Ｖ ＣＡＰライン２４４を介して監視され、マルチプレクサ２２０を通過し、マイクロプロセッサ２２４により設定された所定値に達したことに応答して、Ｃａｐ Ｆｕｌｌ（ＣＦ）ライン２５４上に充電を終了させる論理信号を生成する。その後、ディフィブリレーションまたはカーディオバージョンパルスの送出タイミングは、ペーサタイミング／制御回路部２１２によって制御される。細動または頻脈性不整脈治療の送出に続いて、マイクロプロセッサは次に、デバイスを心臓ペーシングに戻し、ペーシングあるいは検知される心房または心室脱分極の発生による次に続く割り込みを待つ。

カーディオバージョンまたはディフィブリレーションパルスの送出は、制御バス２３８を介した制御回路部２３０の制御下で、出力回路２３４によって達成される。出力回路２３４は、単相または二相パルスのどちらを送出するか、電極の極性、および、どの電極がパルスの送出に関与するかを確定する。出力回路２３４は、パルスの送出中に電極を結合するかどうかを制御する高電圧スイッチも含む。あるいは一部の埋め込み可能ディフィブリレータのように、パルスの送出中に連結させる電極は単に、デバイスハウジングの外部または内部で互いに永久的に結合させてもよく、極性も同様に事前設定してよい。

遠方場Ｒ波をＰ波と取り違えることにより、マイクロプロセッサ２２４は、存在しない頻脈性不整脈を検出する可能性がある。特に、遠方場Ｒ波をＰ波と取り違えることにより、マイクロプロセッサ２２４は、心房レートをオーバーセンシングする可能性がある。Ｐ波と遠方場Ｒ波からなる二段脈信号は、２つの連続するＰ波として解釈される可能性がある。その結果、検知される心房レートは、実際のレートの２倍であるように解釈される可能性がある。結果として、不必要かつ患者に有害であり得る治療が施される可能性がある。たとえば、上述のようなショック治療が、実際には存在しない症状を治すために患者の心臓に施される可能性がある。

ほとんどの場合、遠方場Ｒ波を無視することによって遠方場Ｒ波に対処することは軽率である。たとえば、アナログまたはデジタル信号処理要素は、Ａ−ＥＧＭ信号の一部（たとえばＰ波に続く最初の数マイクロ秒間）を無視するように構成される場合がある。この技法は、遠方場Ｒ波の検出をしなくするものの、同時に生じている可能性がある潜在的な不整脈を示す信号の検出もしないことになる。不整脈が検出されなければ、患者に適切な治療を行うことはできない。

本発明は、遠方場Ｒ波を無視するのではなく、推定遠方場Ｒ波をＡ−ＥＧＭ信号から減算することによって遠方場Ｒ波を排除し、かつ／または減衰させる。図３は、本技法の概要を示すフロー図である。Ａ−ＥＧＭ信号を心周期毎に捕捉する（３３０）。信号は、アナログまたはデジタル技法による信号処理のために残しておくという意味で捕捉される。

遠方場Ｒ波が現れるのは心周期の短い間隔中であるため、Ａ−ＥＧＭ信号の大部分はフィルタリングする必要がない。むしろ、Ａ−ＥＧＭ信号の一部、特に遠方場Ｒ波が現れる可能性が高い部分をフィルタリングするほうが効率的かつ経済的である。したがって、Ａ−ＥＧＭ信号中で遠方場Ｒ波が現れる可能性の高い間隔を推定するタイミングウインドウを開始する（３３２）。

通常のタイミングウインドウは、Ｐ波の約１５０ミリ秒後に開始し、約２００ミリ秒持続する。これらのパラメータは患者により変化し得る。タイミングウインドウは、Ｐ波または他の房室事象によりトリガーすることもできるが、多くの患者では、Ｖ−ＥＧＭにより検出されるＲ波によりトリガーすることができる。

このタイミングウインドウについて、遠方場Ｒ波テンプレート、すなわち遠方場Ｒ波の推定を選択する（３３４）。遠方場Ｒ波は拍動毎に変化する可能性があり、その結果、１組の状況下で遠方場Ｒ波を正確に推定するテンプレートが別の組の状況下で遠方場Ｒ波を正確に推定するとは限らない。たとえば、推定遠方場Ｒ波は、正常洞調律（ＮＳＲ）状態で形態を有し、心室期外収縮（ＰＶＣ）の場合に第２形態を有し、ペーシングされた心室拍動の場合に第３形態を有する可能性がある。

異なる状態には異なる遠方場Ｒ波テンプレートを選択することができる。この選択は複数の要因によってよい。たとえば、ＮＳＲ状態で遠方場Ｒ波を反映するテンプレートを「デフォルト」テンプレートとし、別のテンプレートを選択する理由がない限りは、これを選択する。他のテンプレートの選択は、ＰＶＣ、二段脈性調律、心房粗動またはペーシングされた拍動などの心臓活動によってよい。ＰＶＣが検知されると、ＮＳＲ遠方場Ｒ波テンプレートに代わってたとえばＰＶＣテンプレートが選択されてよい。

テンプレートの選択は、Ｒ−Ｒ間隔を反映するＶ−ＥＧＭレート、またはＶ−ＥＧＭの振幅などの要因によってもよい。Ａ−ＥＧＭ信号、Ｖ−ＥＧＭ信号またはその両方の信号のタイミングおよびパターンをテンプレート選択の基準とすることができる。テンプレート選択は、実際のＡ−ＥＧＭ信号と様々な遠方場Ｒ波を反映する例示的なＡ−ＥＧＭ信号との間の相関解析の結果を基準としてもよい。

選択した推定遠方場Ｒ波を、捕捉したＡ−ＥＧＭ信号から減算し（３３６）、タイミングウインドウを終了する（３３８）。元の捕捉したＡ−ＥＧＭ信号と推定遠方場Ｒ波との間の差は、遠方場Ｒ波が減衰したＡ−ＥＧＭ信号、すなわちフィルタリングされたＡ−ＥＧＭ信号である。このフィルタリングされたＡ−ＥＧＭ信号では、遠方場Ｒ波は通常著しく減っているため、遠方場Ｒ波をＰ波と取り違えることがなくなる。

結果として得られるフィルタリングされたＡ−ＥＧＭ信号は、減衰効果について評価することができる。この減衰効果に基づいて、選択した遠方場Ｒ波テンプレートを次の心周期のために調整して結果を改善することができる（３４０）。監視と調整のサイクルにより、遠方場Ｒ波テンプレートを遠方場Ｒ波の形態の変化に適応させることが可能となる。調整（３４０）は、タイミングウインドウを終了する（３３８）前に行ってもよい。

患者の遠方場Ｒ波の変化に対する対処法は二通りある。遠方場Ｒ波の劇的な変化はテンプレートの選択（３３４）により対処することができる。調整（３４０）により、患者の状態に合わせてテンプレートをさらに改良することができる。

図３に示す技法は、多くの異なるアナログまたはデジタル処理操作を用いて実施することができる。このような処理操作には、たとえば、サンプリング、加算、減算、乗算、選択、平均、加重およびフィルタリングが含まれてよい。これらの処理操作は、アナログ回路部、デジタル回路部、またはアナログおよびデジタル回路部の組み合わせを用いて実施することができる。以下の説明上、デジタル処理を詳述し、ほとんどのデジタル処理操作は、マイクロプロセッサ２２４により行われるものと仮定する。

図４は、遠方場Ｒ波の影響を低減する一方で、起こり得る不整脈について心房信号を監視することもできる、フィルタリングシステム３５０のブロック図である。このフィルタリングシステム３５０は、図２の増幅器２０４の一部として、あるいはマイクロプロセッサ２２４で、あるいは図２には示していない別個の専用サブシステムで実施することができる。

フィルタリングシステム３５０への一入力は、Ａ−ＥＧＭ信号３５２である。Ａ−ＥＧＭ信号３５２は、たとえば、一心周期のサンプリングされたＡ−ＥＧＭ信号をＡ／Ｄ変換器２２２によりデジタル化したものであってよい。Ａ−ＥＧＭ信号３５２は、所望の信号（すなわち心房活動を表す信号）と、望ましくない信号（すなわち心室活動による遠方場Ｒ波）とを含む。

フィルタリングシステム３５０への別の入力は、Ｖ−ＥＧＭ信号により検出されたＲ波３５８である。適応フィルタ３６０がこの入力を受け取る。多くの患者において、検出されたＲ波３５８は、遠方場Ｒ波に先行するため、タイミングウインドウを開始するためのトリガーとして用いることができる。検出されたＲ波３５８は、Ａ−ＥＧＭ信号３５２中に存在する遠方場Ｒ波と関係付けられ、遠方場Ｒ波のタイミングのため、および望ましくない遠方場Ｒ波信号３６６の波形を推定するための根拠を与える。

フィルタリングシステム３５０は、図４に示されない他の入力を含んでもよい。たとえば、適応フィルタ３６０は、患者が心室ペーシング電極による刺激を受けたときにこれを示す信号を受け取ってもよい。適応フィルタ３６０はまた、別の心臓事象（ＰＶＣなど）を示す信号を受け取ってもよい。

タイミングウインドウが開始されるまで、フィルタリングシステム３５０は停止している。しかしながら、タイミングウインドウが一旦開始されると、適応フィルタ３６０は、遠方場Ｒ波３６６を推定するテンプレートを選択する。推定遠方場Ｒ波３６６がＡ−ＥＧＭ信号３５２から減算される。

Ａ−ＥＧＭ信号３５２と推定遠方場Ｒ波３６６との間の差は、フィルタリングされたＡ−ＥＧＭ信号３７０である。減算段３６８は、Ａ−ＥＧＭ信号３５２または推定遠方場Ｒ波３６６に対する遅延などのタイミング調整も含んでよい。このタイミング調整は、Ａ−ＥＧＭ信号３５２と検出されるＲ波信号３５８とが別々の検知電極により検出される場合があるために導入され得る。Ａ−ＥＧＭ信号３５２は、通常、検出されたＲ波３５８の約５０ミリ秒前から検出されたＲ波３５８の約１５０ミリ秒後まで、遠方場Ｒ波を示す可能性がある。タイミング調整により、Ａ−ＥＧＭ信号中の正確な点で推定遠方場Ｒ波３６６を減算する（３６８）ことが可能になる。

通常の実施態様では、Ａ−ＥＧＭ信号３５２を５〜２０ミリ秒遅延させることができる。Ａ−ＥＧＭ信号３５２を遅延させることにより、フィルタリングされた信号３７０および出力信号３７４に５〜２０ミリ秒の遅延が生じる。このような持続期間の短い遅延は通常、重要でない。

減算３６８後の結果として、遠方場Ｒ波が減衰されたフィルタリングされたＡ−ＥＧＭ信号３７０が得られる。フィルタリングされたＡ−ＥＧＭ信号３７０は、さらなる信号処理を受けてもよい。たとえば、フィルタリングされた信号３７０が検知しきい値３７２を超えた場合、出力信号３７４は、電位図中にＰ波が存在することを示すパルス信号とすることができる。

フィルタリングされた信号３７０は再び適応フィルタ３６０に供給される。適応フィルタ３６０は、フィルタの重みとも呼ばれるフィルタ係数３６４を含む。フィルタ係数３６４は、Ｒ波テンプレートメモリ３７６に記憶することができる。Ｒ波テンプレートメモリ３７６は、メモリ２２６または別のメモリ要素に含まれるか、あるいは別個の特別な専用メモリ要素であってよい。フィルタ係数３６４は、遠方場Ｒ波テンプレート、すなわち推定遠方場Ｒ波３６６の形状を定め、Ｒ波テンプレートメモリ３７６は、複数のテンプレートのフィルタ係数を記憶することができる。

適応フィルタ３６０は適応要素３６２を含み、この適応要素３６２は、マイクロプロセッサ２２４内に組み入れられるか、あるいはフィールドプログラマブルゲートアレイなどの専用プロセッサであり得る。適応要素３６２は、遠方場Ｒ波テンプレートに大きな変化をもたらすか、遠方場Ｒ波テンプレートに小さな変化をもたらすか、あるいはその両方を行うことができる。

大幅な変化が確認される場合、適応要素３６２は、Ｒ波テンプレートメモリ３７６からテンプレートを選択し、それによって以前のフィルタ係数３６４を取り替えることができる。患者が心室ペーシング電極から刺激を受けている場合、たとえば、ＮＳＲ遠方場Ｒ波を反映するテンプレートは、心室ペーシングの結果生じた遠方場Ｒ波の推定を正確に反映するフィルタ係数３６４を含んでいない可能性がある。したがって、適応要素３６２は、心室ペーシングに適した遠方場Ｒ波テンプレートを選択し、その結果、実際の遠方場Ｒ波をより細かく反映するフィルタ係数３６４を得ることができる。

小さな変化が確認される場合、適応要素３６２は、前の心周期に用いられていたテンプレートを選択して、変化を反映するようにそのテンプレートのフィルタ係数３６４を調整することができる。通常の実施態様において、適応要素３６２は、最小二乗平均の計算を適用して、フィルタリングされたＡ−ＥＧＭ信号３７０と推定遠方場Ｒ波信号３６６との間の二乗平均誤差を最小にすることによって、遠方場Ｒ波テンプレートに小さな変化をもたらす。換言すれば、適応要素３６２は、最小平均二乗の計算を適用して、Ａ−ＥＧＭ信号３５２のタイミングウインドウ中の遠方場Ｒ波を最小にする。

フィルタ係数３６４は、適応要素３６２により心周期毎に調整することができる。こうして適応要素３６２は、Ａ−ＥＧＭ信号３５２中の遠方場Ｒ波の変化に合わせて適応フィルタ３６０を継続的に変化させる。

遠方場Ｒ波の形態は、時間とともに変化する可能性がある。フィードバックを用いることにより、適応要素３６２は、遠方場Ｒ波の形態の変化に対してフィルタ係数３６４を徐々に調整する。さらに、適応フィルタ３６０は、通常、検出されたＲ波３５８によってトリガーされ、心周期毎に狭いタイムウインドウの間動作する。したがって、推定遠方場Ｒ波信号３６６の持続期間は心周期よりも著しく短い。

波形をＮ回サンプリングするものと仮定し、ｋは任意のサンプル時間を表すものとする。ｒは、Ｒ波が検出された時間からサンプリング時間ｋまでにとったサンプルの数を表すものとする。Ｘ_ｋは、Ｒ波が検出された時間に対応するサンプルが１であることを除き、ゼロのみからなるＮ×１ベクトルとする。Ｗ_ｋは、サンプリング時間ｋにおける係数である重みベクトルとし、Ｗ_ｋ（ｉ）は、サンプリング時間ｋにおけるベクトルＷ_ｋのｉ番目の要素とする。任意のサンプリング時間ｋにおける適応フィルタ３６０の出力は、次のようになる。
サンプリング時間ｋにおける推定遠方場Ｒ波＝Ｗ_ｋ（ｒ）
したがって、サンプリング時間ｋにおけるフィルタリングされた信号３７０（ｅ_ｋで示す）は、サンプリング時間ｋにおけるＡ−ＥＧＭ信号３５２全体からＷ_ｋ（ｒ）を引いたものとなる。係数である重みは、次式のように更新される。
Ｗ_ｋ＋１＝Ｗ_ｋ＋（μ×Ｘ_ｋ×ｅ_ｋ）
ここでμは、収束速度を表す適応係数である。通常の適応係数は、１／２、１／４、１／８、または１／１６であり得る。これらの適応係数の各々は２の累乗であるので、サンプリング時間ｋにおけるフィルタリングされた信号３７０をビットシフトすることによって実現することができる。

適応係数が大きいほど、適応および収束は速くなるが、雑音の影響および遠方場Ｒ波の形態の不規則で間欠的な変化の影響を受け易くなる。適応係数が小さいほど、雑音の影響は受け難いが、遠方場Ｒ波の形態の変化への適応は遅くなる。

係数である重みはさらに、ｉ＝０〜Ｎ−１である場合に次のように更新される。
ｉ＜ｒである場合に、Ｗ_ｋ＋１（ｉ）＝Ｗ_ｋ（ｉ）＋（μ×Ｘ_ｋ−１×ｅ_ｋ−ｉ）
ｉ＝ｒである場合に、Ｗ_ｋ＋１（ｉ）＝Ｗ_ｋ（ｉ）＋（μ×ｅ_ｋ−ｉ）
ｉがそれ以外である場合は全て、Ｗ_ｋ＋１（ｉ）＝Ｗ_ｋ（ｉ）
フィルタの重みの更新は、いずれのサンプル時間においても更新される係数が１つであるように行われる。Ｎ個全ての重みを更新すると、適応フィルタ３６０は、次のタイミングウインドウまで停止したままとすることができる。適応フィルタ３６０は停止している間、低電力構成をとる。

図５は、これらの適応技法をいくつかの心周期にわたって適用した結果を示す。図５は、顕著なＲ波４１０に、あまり顕著でないＰ波４１２が先行している標準的な心電図の波形４００を含む。Ｖ−ＥＧＭ波形４０２から明らかであるように、Ｒ波４１４は、顕著な振幅の大きい波として現れる。Ａ−ＥＧＭ波形４０４では、Ｐ波４１６が顕著であるものの、遠方場Ｒ波４１８も存在する。遠方場Ｒ波４１８は検知しきい値を超えて、Ｐ波の誤読をもたらす可能性がある。

推定遠方場Ｒ波の波形４０６は、図４の適応フィルタ３６０からの出力を表す。Ａ−ＥＧＭ波形４０４と推定遠方場Ｒ波の波形４０６との差は、フィルタリングされたＡ−ＥＧＭ信号４０８である。

図５に示すように、１回目の心周期における推定遠方場Ｒ波４２０は比較的小さく、その結果、フィルタリングされたＡ−ＥＧＭ信号４０８における遠方場Ｒ波４２２の減衰は顕著でない。しかしながら、これに続く心周期において、推定遠方場Ｒ波の大きさは適応を受ける。５回目の心周期までに、推定遠方場Ｒ波４２６は、減算後に、遠方場Ｒ波４２８が著しく減衰されて、検知しきい値を超える可能性が低くなるように適応されている。

注目すべきこととして、推定遠方場Ｒ波の持続期間は心周期よりも短い。図５に示すように、推定遠方場Ｒ波の持続期間はほぼ、典型的なウインドウ４２４である。ウインドウ４２４は、Ｖ−ＥＧＭ波形４０２中でＲ波４３０が検知されると開始され、定められた間隔後に終了し得る。結果としてフィルタリングは、心周期全体ではなく、Ａ−ＥＧＭ波形４０４の心周期のある間隔に影響を与える。

対照的に、図６は、患者の遠方場Ｒ波が劇的な変化を遂げる場合を示す。したがって、フィルタ係数３６４の緩やかな変化は指示されず、適応要素３６２がＲ波テンプレートメモリ３７６から新しいテンプレートを選択することによって係数を取り替える。

図６は、心電信号４５０、Ａ−ＥＧＭ信号４５２およびフィルタリングされたＡ−ＥＧＭ信号４５８の４回の心周期を示す。図６はまた、２つの遠方場Ｒ波テンプレート４５４および４５６も含む。遠方場Ｒ波テンプレート４５４は、患者の通常の遠方場Ｒ波を反映する。しかしながら、遠方場Ｒ波テンプレート４５６は、患者がＰＶＣを起こしている場合に予想される遠方場Ｒ波を反映する。

患者は４回目の心周期でＰＶＣを起こす。ＰＶＣは、心室が早期に脱分極していることを示す心電図４６０から明らかである。結果として、Ａ−ＥＧＭ信号４６２は、ＰＶＣによる形状の変化を示す。詳細には、遠方場Ｒ波が通常よりも早く検出され、ＰＶＣが生じる遠方場Ｒ波の形態は通常の遠方場Ｒ波の形態と異なる。

適応フィルタ３６０は、最初の３回の心周期には通常の遠方場Ｒ波テンプレート４５４を選択し、テンプレート４５４をＡ−ＥＧＭ信号４５２から減算する。しかしながら、４回目の心周期では、適応フィルタ３６０はＰＶＣを検知し、ＰＶＣにより生じる遠方場Ｒ波の形態を反映するように設計されたテンプレート４５６を選択する。適切なテンプレートを選択することによって、患者の遠方場Ｒ波が劇的な変化を遂げた場合に、遠方場Ｒ波を抑制することができる。患者が次の心周期で正常洞調律に戻った場合、適応フィルタ３６０は再び、通常の遠方場Ｒ波テンプレート４５４を選択することができる。

遠方場Ｒ波テンプレートの選択には利点がある。注目すべきこととして、テンプレートの選択は、遠方場Ｒ波の変化に対して適応フィルタリングのみの場合よりも素早い応答を生じる。さらに、テンプレートの選択は散発性の事象、すなわち規則的な間隔では現れないＰＶＣなどの事象をフィルタリングするために有用である。対照的に、適応フィルタリングは、定期的に発生する事象をフィルタリングするのに適している傾向がある。

本発明の様々な実施形態を記載してきた。これらの実施形態は、本発明の実施を例示するものである。特許請求項の範囲から逸脱することなく様々な変更を行うことができる。
Ａ−ＥＧＭ信号およびＶ−ＥＧＭ信号は、遠方場Ｒ波のフィルタリングの一部または他の信号解析の一部として、さらなる処理を受けてもよい。たとえば、Ａ−ＥＧＭ信号およびＶ−ＥＧＭ信号を処理前に整流することにより、結果として推定遠方場Ｒ波およびフィルタリングされたＡ−ＥＧＭも整流することができる。

さらに、上述したフィルタリングは他の信号処理法を除外するものではなく、他の遠方場Ｒ波対処法に加えて、またはそれに代えて使用することができる。
上記および他の実施形態は添付の特許請求項の範囲内にある。

埋め込み可能ディフィブリレータおよびリード線システムを示す図である。 埋め込み可能ＰＣＤの機能略図である。 Ａ−ＥＧＭ信号の処理を示すフロー図である。 フィルタシステムを示すブロック図である。 心電図、Ｖ−ＥＧＭ波形、Ａ−ＥＧＭ波形、推定遠方場Ｒ波および処理されたＡ−ＥＧＭ信号を含む一連の心臓波形の図である。 心電図、Ａ−ＥＧＭ波形、遠方場Ｒ波を推定する２つのテンプレートおよび処理されたＡ−ＥＧＭ信号を含む一連の心臓波形の図である。

Claims (5)

1. 心房リード線と、
   複数の推定遠方場Ｒ波から推定遠方場Ｒ波を選択し、該選択した推定遠方場Ｒ波を、前記心房リード線から受け取った心房電位図信号から減算するフィルタと、
   を備える装置。
2. 前記心房電位図信号と前記選択した遠方場Ｒ波との間の差は、フィルタリングされた心房電位図信号を成すこと、および前記フィルタリングされた心房電位図信号を事前に選択された心房検知しきい値と比較し、前記フィルタリングされた心房電位図信号が前記心房検知しきい値を超えた場合に心房検知信号を生成する比較器をさらに備える請求項１に記載の装置。
3. 前記フィルタは、前記心房電位図信号と前記選択した推定遠方場Ｒ波との間の差を受け取り、該差に応じて第２推定遠方場Ｒ波を生成する請求項１に記載の装置。
4. 複数の推定遠方場Ｒ波を記憶するメモリをさらに備える請求項１に記載の装置。
5. 心室リード線と、
   該心室リード線から受け取った心室信号を事前に選択された心室検知しきい値と比較し、前記心室信号が前記心室検知しきい値を超えた場合に心室検知信号を生成する比較器と、
   をさらに備える請求項１に記載の装置。

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