JP4521396B2 - Implantable subcutaneous device and cardiac stimulator - Google Patents

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Description

本発明は、一般的に、植え込み型の心臓モニタリング及び刺激装置に関し、より具体的には、心電図情報及び代替センサからの情報を用いた多パラメータ不整脈識別に関する。 The present invention relates generally to implantable cardiac monitoring and stimulation device, and more particularly, to a multi-parameter arrhythmia identified using information from the electrocardiographic information and the alternative sensor.

健康な心臓は、規則的な同期収縮を生じる。 Healthy heart, resulting in a regular synchronous contraction. 心臓の律動的な収縮は、通常、右心房上部に位置する特殊化した細胞群である洞房(SA)結節によって制御される。 Rhythmic contractions of the heart is usually controlled by a specialized cell population sinoatrial (SA) node located in the right atrium top. SA結節は心臓の通常のペースメーカーであり、1分間につき60〜100回の鼓動を起こさせるのが一般的である。 SA node is the normal pacemaker of the heart, to cause beating 60 to 100 times per minute are common. SA結節が心臓の速度を正常にペーシングしている場合には、心臓は正常洞調律にあると言わる。 If the SA node is pacing normally the speed of the heart, the heart to be in normal sinus rhythm Iwaru.

心臓の電気的活動が不調和又は不規則である場合には、心臓は不整脈であることが意味される。 When electrical activity of the heart is a discordant or irregular is meant heart is arrhythmia. 心臓不整脈は心臓効率を損ない、潜在的に生命を脅かす事象となり得る。 Cardiac arrhythmia may be an event that impairs cardiac efficiency, potentially life-threatening. 心臓不整脈には多くの病因源があり、それには、心筋梗塞による組織損傷、感染、又は、収縮を調整する電気的インパルスを発生又は同期させる心臓機能の低下が含まれる。 There are many etiologies source to cardiac arrhythmias, to, tissue damage due to myocardial infarction, infection, or include decreased cardiac function of generating or synchronize electrical impulses to adjust the shrinkage.

心臓の律動が過度に遅いと徐脈が生じる。 Rhythm of the heart is too slow and bradycardia occurs. この状態は、例えば、SA結節の機能が損なわれること(洞機能不全症候群を意味する)によって、又は、心房−心室間の電気的インパルスの伝播遅延又は遮断によって生じ得る。 This state, for example, by the function of the SA node is impaired (meaning sick sinus syndrome), or atrial - may be caused by the propagation delay or interruption of electrical impulses between the ventricles. 徐脈は、十分な血行を維持できない過度に遅い心拍数を生じる。 Bradycardia, resulting in excessively slow heart rate that can not maintain a sufficient blood circulation.

心拍数が過度に速い状態は、頻拍を意味する。 Excessively fast state heart rate refers to the tachycardia. 頻拍の原因は、心房又は心室にあり得る。 Cause tachycardia may be atrial or ventricular. 心臓の心房で生じる頻拍には、例えば、心房細動及び心房粗動が含まれる。 The tachycardia occurs in the atria of the heart, for example, it includes atrial fibrillation and atrial flutter. これらの状態は、心房の急激な収縮を特徴とする。 These conditions are characterized by rapid contractions of the atria. 心房の急激な収縮は、血流力学的に非効率であるのみならず、心室拍動数にも悪影響を与え得る。 Rapid contractions of the atria is not only a hemodynamically inefficient, it may also adversely affect the number of ventricular beats.

例えば、心室の心筋層において、正常洞調律より速い心拍数で電気的活動が起こると、心室性頻拍症が生じる。 For example, in the myocardium of the ventricles, the electrical activity occurs, ventricular tachycardia occurs at a faster heart rate than normal sinus rhythm. 心室性頻拍症は、急速に心室細動に変質し得る。 Ventricular tachycardia may be rapidly transformed into ventricular fibrillation. 心室細動は、心室組織内における極端に速く不調和な電気的活動によって意味される状態である。 Ventricular fibrillation is a condition is meant by extremely fast discordant electrical activity within the ventricular tissue. 心室組織の急速且つ不規則な興奮によって、同期収縮が阻害され、身体に効果的に血液を供給する心臓の機能が損なわれる。 By rapid and irregular excitable ventricular tissue, synchronization shrinkage is inhibited, the function of effectively heart supplies blood is impaired in the body. この状態は、心臓が2、3分以内に洞律動に戻されない限り致命的である。 This condition is fatal unless the heart is not returned to sinus rhythm within a few minutes.

重症不整脈患者に対する効果的な治療として、植え込み型心律動管理システムが用いられている。 As an effective treatment for severe arrhythmia patient, the implantable cardiac rhythm management system is used. これらのシステムは、一般的に、心臓の1つ以上の内面及び/又は外面から信号を感知するための、1つ以上のリード及び回路を含む。 These systems typically include one or more leads and circuitry for sensing signals from one or more interior and / or exterior surfaces of the heart. このようなシステムは、心臓の1つ以上の内面及び/又は外面において心組織に与えられる電気パルスを生成する回路も含む。 Such system also includes circuitry for generating electrical pulses applied to the heart tissue at one or more interior and / or exterior surfaces of the heart. 例えば、心臓の電気信号を感知し、不整脈を治療するための様々な治療法に従ってパルスを心臓に送るために、患者の心臓内に延びるリードが、心筋層と接触する電極に接続される。 For example, senses the electrical signal of the heart, to send a pulse according to various therapies to treat arrhythmias in the heart, the lead extending into the patient's heart is connected to the electrode in contact with the myocardium.

典型的な植え込み型除細動器(ICD)は、1つ以上の心内膜リードを含み、リードには少なくとも1つの除細動電極が接続される。 Typical implantable cardioverter defibrillator (ICD) may include one or more endocardial leads, at least one defibrillation electrode is connected to the lead. このようなICDは、心臓に高エネルギーのショックを送ることができ、心室の頻拍性不整脈や心室細動を止め、心臓が正常洞調律を再開できるようにする。 Such ICD can deliver higher energy shocks to the heart to stop the tachyarrhythmia and ventricular fibrillation ventricular heart to be able to resume normal sinus rhythm. ICDは、ペーシング機能を更に含んでもよい。 ICD may further include a pacing function.

ICDは突然心臓死(SCD)の防止に非常に効果的であるにもかかわらず、SCDの危険にさらされている大部分の人々には植え込み型除細動器が提供されていない。 ICD Despite is suddenly very effective in preventing cardiac death (SCD), the majority of people who are at risk of SCD has not been provided an implantable defibrillator. この残念な現実の主な理由としては、リード/電極の経静脈植え込み法を行う能力がある医師の数が限られていること、このような心手技に対応する十分な装備を有する外科施設の数が限られていること、及び、必要な心内膜又は心外膜リード/電極植え込み治療を安全に受けられる、危険な状態の患者数が限られていることが含まれる。 The main reason for this unfortunate reality, the number of physicians the ability to perform transvenous implantation method of the lead / electrode is limited, surgical facilities with sufficient equipment to deal with such a heart procedures that the number is limited, and is securely receive the endocardial or epicardial lead / electrode implant therapy required, the number of patients dangerous condition involves limited.

本発明は、一般的に、経胸腔モニタリング、除細動治療、ペーシング治療又はこれらの機能の組合せを提供する、心臓モニタリング及び/又は刺激方法及びシステムに関する。 The present invention generally transthoracic monitoring, defibrillation therapy to provide a combination of pacing therapy or these functions, related to cardiac monitoring and / or stimulation methods and systems. 本発明の複数の実施形態は、心臓活動又は不整脈を検出及び/又は治療する皮下心臓モニタリング及び/又は刺激の方法及びシステムに関する。 Embodiments of the present invention relates to a method and system for cardiac activity or arrhythmia detection and / or treating subcutaneous cardiac monitoring and / or stimulation.

本発明の複数の実施形態は、胸腔内ではない皮下位置で心電図信号を感知することを含む不整脈識別方法に関する。 Embodiments of the present invention relates to arrhythmia identification method comprises sensing the ECG signal will not subcutaneous position within the thoracic cavity. 心電図信号は、心臓信号と、雑音及び心電図上アーチファクトの一方又は両方とを含み得る。 ECG signals may include a cardiac signal, and one or both of noise and ECG on artifacts. 代替センサと関連付けられた信号も受け取られる。 Signals associated with the alternative sensor is also received.

代替センサは、非電気生理学的な心臓センサ、血液センサ、患者活動センサ、インピーダンスセンサ、脈波センサ、血中酸素センサ、経胸腔インピーダンスセンサ、血量センサ、音響センサ及び/又は圧力トランスデューサ、並びにアクセロメータを含むが、これに限定されるものではない。 Alternative sensors are non-electrophysiological cardiac sensors, blood sensors, patient activity sensor, an impedance sensor, a pulse wave sensor, blood oxygen sensor, transthoracic impedance sensors, blood volume sensors, acoustic sensors and / or pressure transducers, and accelerometer including, but not limited thereto. 感知された心電図信号は、代替信号を用いて、心臓信号であることが確認される。 Sensed electrocardiogram signals, using alternative signal, it is confirmed that the heart signal. 心臓不整脈は、感知された心電図信号及び確認された心臓信号の一方又は両方を用いて検出される。 Cardiac arrhythmia is detected using one or both of the sensed ECG signal and the confirmation cardiac signals. 感知された信号が心臓信号であることが確認されない場合には、心臓不整脈の治療は保留される。 If the sensed signal is not confirmed to be cardiac signal, treatment of cardiac arrhythmias is suspended.

心電図信号を用いて不整脈が検出されてもよく、代替信号を用いて不整脈の存在が確認又は否認されてもよい。 May be detected arrhythmia using an electrocardiogram signal, the presence of the arrhythmia may be confirmed or denied by using alternative signal. 心電図信号と代替信号との時間的関係が判定されてもよい。 Temporal relationship between the electrocardiogram signal and the alternate signal may be determined. 心電図信号の受け取りに応答して検出窓が開始されてもよく、代替信号が検出窓の範囲内の時間に受け取られたか否かを判定するために用いられてもよい。 May be the detection window is started in response to receipt of the electrocardiogram signal may be used to determine whether an alternative signal is received to a time within the range of the detection window.

一続きの心電図信号及び一続きの代替信号に基づいて、心拍数が計算されてもよい。 In accordance with an alternative signal of a series of electrocardiographic signals and a series, it may be calculated heart rate. 心拍数は、正常洞調律と不整脈とを識別するために用いられてもよい。 Heart rate may be used to identify normal sinus rhythm and the arrhythmia. 心拍数は、不整脈閾値と比較されてもよく、例えば、第1の不整脈閾値を越える第1の心拍数及び第2の不整脈閾値を越えない第2の心拍数に応答して、不整脈の不在を判定するために用いられてもよい。 Heart rate may be compared to arrhythmia threshold, for example, in response to a second heart rate does not exceed the first heart rate and the second arrhythmia threshold exceeds a first arrhythmia threshold, the absence of arrhythmia it may be used to determine. 不整脈の存在は、心電図信号のモルフォロジーを用いて判定されてもよく、次に、代替信号を用いて確認されてもよい。 The presence of the arrhythmia may be determined using the morphology of the electrocardiogram signal may then be confirmed using an alternate signal. 非電気生理学的な代替信号の例には、心音信号、心臓活動を示す亜音速音響信号、脈拍圧信号、心臓活動を示すインピーダンス信号、及びパルス酸素測定信号が含まれる。 Examples of non-electrophysiological alternative signal, the heart sound signal, subsonic acoustic signal indicative of cardiac activity, pulse pressure signal includes impedance signal indicative of cardiac activity, and pulse oximetry signals.

本発明の別の実施形態では、心電図信号を用いた不整脈の検出及び代替信号を用いた不整脈の非検出に応答して、除細動治療の送出が阻止されてもよい。 In another embodiment of the present invention, in response to non-detection of arrhythmias using detection and alternate signal arrhythmias using electrocardiogram signal, defibrillation therapy delivery may be prevented. 不整脈を検出しても治療を阻止する方法は、胸腔内ではない皮下位置で心電図信号を感知することを含んでもよい。 Method also detect arrhythmias blocking treatment may include sensing an electrocardiogram signal will not subcutaneous position within the thoracic cavity. 検出窓は、心電図信号から判定される開始時間によって定められてもよい。 The detection window may be defined by a start time which is determined from the electrocardiogram signal. 非電気生理学的な心臓ソースと関連付けられた信号が受け取られてもよく、検出窓内で評価されてもよい。 May be a signal associated with a non-electrophysiological cardiac source is received, it may be evaluated in the detection window.

心臓不整脈の存在又は不在は心電図信号を用いて判定されてもよく、非電気生理学的な心臓信号によって検出された心臓不整脈の存在によって確認されてもよい。 Presence or absence of cardiac arrhythmia may be determined using an electrocardiogram signal may be confirmed by the presence of a cardiac arrhythmia is detected by the non-electrophysiological cardiac signal. 確認に用いられる検出窓の開始時間は、心電図信号の変曲点(例えば極大値又は極小値)と関連付けられてもよい。 Start time of the detection window used for confirmation may be associated with the inflection point of the electrocardiogram signal (e.g. maximum or minimum value). 心電図信号と非電気生理学的な心臓信号との間の相関が行われてもよい。 It may be performed correlation between ECG signal and the non-electrophysiological cardiac signal.

本発明の一実施形態は、胸腔内ではない皮下に配置されるよう構成されたハウジング及び電極装置を含む植え込み型心臓装置に関する。 One embodiment of the present invention relates to implantable cardiac device including a housing and an electrode device which is configured to be positioned subcutaneously not within the thoracic cavity. ハウジング内には検出回路が設けられ、電極構成に接続される。 The detection circuit is provided in the housing, it is connected to the electrode configuration. 検出回路は、心臓信号と雑音及び心電図上アーチファクトの一方又は両方とを含む心電図信号を検出するよう構成される。 Detection circuit is configured to detect an electrocardiogram signal including a one or both of the cardiac signal and noise and ECG on artifacts.

検出回路には、非電気生理学的な心臓ソースと関連付けられた代替信号を感知するよう構成されたセンサが接続される。 The detection circuit is configured sensors to sense alternative signals associated with non-electrophysiological cardiac source connected. ハウジング内にはプロセッサが設けられ、検出回路、センサ及びエネルギー送出回路に接続され、心電図及び代替信号を用いて正常洞調律と不整脈とを識別する。 Processor is provided in the housing, the detection circuit, connected to the sensor and the energy delivery circuit, discriminates between normal sinus rhythm and arrhythmias using electrocardiogram and alternate signals. プロセッサは、非電気生理学的な信号を用いて、感知された心電図信号が心臓信号であることを確認する。 The processor uses the non-electrophysiological signals, sensed ECG signal to confirm that a cardiac signal. 感知された信号が心臓信号を含むことが確認されない場合には、プロセッサは心臓不整脈の治療を保留する。 If the sensed signal is not confirmed to contain cardiac signal, the processor suspends the treatment of cardiac arrhythmias.

エネルギー送出回路は、除細動治療回路及びペーシング治療回路の一方又は両方を含んでもよい。 Energy delivery circuit may include one or both of the defibrillation therapy circuit and pacing therapy circuitry. センサはハウジングの内部又は表面に設けられてもよく、ハウジングに接続されるリードの内部又は表面に設けられてもよい。 Sensor may be provided in or on the housing, may be provided inside or on the surface of the leads connected to the housing.

本発明の一実施形態によれば、医療システムはハウジングを含み、該ハウジング内にはエネルギー送出回路及び検出回路が設けられる。 According to an embodiment of the present invention, the medical system includes a housing, energy delivery circuit and the detection circuit is provided in the housing. エネルギー送出及び検出回路には1つ以上の電極が接続され、心臓及び筋肉活動を感知するために用いられる。 The energy delivery and detection circuit is connected to one or more electrodes used to sense the heart and muscle activity. ハウジング内にはプロセッサが設けられ、エネルギー送出及び検出回路に接続される。 In the housing the processor is provided and coupled to the energy delivery and detection circuit. プロセッサは、感知された心臓活動から生成される心臓信号を用いて心室性不整脈を検出してもよく、感知された筋肉活動から生成される活動信号を用いて患者の活動状態を検出してもよい。 The processor may detect a ventricular arrhythmia with cardiac signal generated from sensed cardiac activity, be detected the activity of the patient with an activity signal generated from the sensed muscle activity good. プロセッサは、筋活動信号に応答して、不整脈を治療するための治療の送出を変更してもよい。 The processor, in response to muscle activity signal, may change the therapy delivery to treat arrhythmias.

本発明の別の実施形態では、プロセッサは、患者の意識又は運動を示す活動閾値を越える活動信号に応答して、不整脈治療の送出を阻止する。 In another embodiment of the present invention, the processor, in response to the activity signal exceeds the activity threshold indicating an awareness or movement of the patient, preventing the delivery of an arrhythmia therapy. プロセッサは、活動閾値を越える活動信号に応答して、不整脈治療の送出を所定時間だけ阻止してもよく、所定時間が満了し且つ不整脈が停止した場合には、不整脈治療の送出を保留してもよい。 The processor, in response to the activity signal exceeds the activity threshold, if may be prevented delivery of an arrhythmia therapy for a predetermined time, which is and arrhythmia predetermined time has expired stopped, pending delivery of an arrhythmia therapy it may be. プロセッサは、生命を脅かす不整脈の検出に応答して、活動信号に関わりなく不整脈治療を直ちに送出してもよい。 The processor, in response to the detection of life-threatening arrhythmias may be immediately sent arrhythmia treatment regardless of the activity signal.

別の実施形態では、プロセッサは、検出回路から心電図を受け取ってもよく、筋肉信号を検出するよう構成された電極装置を用いて心電図から心臓信号と活動信号とを識別してもよい。 In another embodiment, the processor may receive an electrocardiogram from the detection circuit, the electrode device configured to detect a muscle signal may identify the cardiac signal and the activity signal from the electrocardiogram using.

本発明による方法は、1つ以上の電極を用いて信号を検出することと、検出された信号から心臓信号を識別することとを含む。 The method according to the invention includes a detecting a signal using one or more electrodes, and identifying the cardiac signal from the detected signal. 検出された信号からは、患者の活動と関連付けられた活動信号も識別される。 From the detected signal activity signals associated with patient activity also identified. 心臓信号を用いて不整脈を検出してもよく、活動信号を用いて患者の活動レベルを検出してもよい。 May be detected arrhythmia with cardiac signal, the activity signal may be detected activity level of a patient using. 活動信号に応じて不整脈を治療するために、不整脈治療が修正されてもよい。 To treat arrhythmias in response to the activity signal may be modified arrhythmia therapy. 患者の意識又は運動を示す信号を用いた、活動閾値を越える活動信号に応答して、不整脈治療の送出が阻止されてもよい。 Using a signal indicative of awareness or movement of the patient, in response to the activity signal exceeds the activity threshold, delivery of an arrhythmia therapy may be prevented. 活動閾値を越える活動信号に応答して、不整脈治療の送出が所定時間だけ阻止されてもよく、所定時間が満了し且つ不整脈が停止した場合には、不整脈治療の送出が保留されてもよい。 In response to the activity signal exceeds the activity threshold may be sent in the arrhythmia therapy is blocked for a predetermined time, when the predetermined time has and arrhythmia stops expired, the delivery of arrhythmia therapy may be pending.

本発明の一実施形態によれば、医療装置は、胸腔内ではない皮下に配置されるよう構成されたハウジングを含む。 According to an embodiment of the present invention, the medical device includes a housing configured to be positioned subcutaneously not within the thoracic cavity. ハウジング内には検出回路が設けられ、電気生理学的心臓信号を生成するよう構成される。 In the housing detection circuit is provided, configured to generate an electrophysiological cardiac signals. ハウジング内にはエネルギー送出回路も設けられる。 Also provided energy delivery circuit in the housing. 検出及びエネルギー送出回路には、胸腔内ではない皮下に配置されるよう構成された少なくとも1つの電極が接続される。 The detection and energy delivery circuit, at least one electrode configured to be placed subcutaneously not within the thoracic cavity is connected. この装置には、血液センサ信号を生成するよう構成された植え込み型血液センサも設けられ、ハウジング内に設けられたプロセッサに接続される。 The apparatus also implantable blood sensor configured to generate a blood sensor signal provided and coupled to processor provided within the housing. プロセッサは、検出及びエネルギー送出回路にも接続され、電気生理学的心臓信号及び血液センサ信号を用いて心律動を評価するために用いられる。 The processor is also connected to the detection and energy delivery circuitry is used to evaluate the cardiac rhythm using electrophysiological cardiac signal and the blood sensor signal. 1のアプローチでは、プロセッサは、電気生理学的心臓信号が心臓信号を含むことを確認するために血液センサ信号を用いるよう構成されると共に、血液センサ信号と心臓信号を含む電気生理学的心臓信号とを用いて心律動を評価するよう構成される。 In one approach, processors, along with electrophysiological cardiac signal configured to use blood sensor signals in order to confirm that it contains a cardiac signal, and electrophysiological cardiac signal including a blood sensor signal and the cardiac signal configured to evaluate the heart rhythm using.

血液センサは、胸腔内ではない皮下に配置されるよう構成されてもよく、ハウジングの内部又は表面に設けられてもよく、ハウジングに接続されたリード表面に設けられてもよく、ハウジングとは別個に設けられて有線又は無線リンクを介してプロセッサに接続されてもよい。 Blood sensor may be configured to be subcutaneously placed not within the thoracic cavity may be provided in or on the housing, may be provided in the lead connected surface in the housing, separate from the housing it may be connected to the processor via a wired or wireless link provided. 血液センサは、血中酸素飽和センサ又はパルス酸素濃度計等といった、光学信号感知を行うよう構成されたセンサを含んでもよい。 Blood sensor such blood oxygen saturation sensor or a pulse oximeter, etc., may include a sensor configured to perform optical signal sensing. 適切なパルス酸素濃度計は、2つの発光ダイオード及び1つの光検出器を含んでもよい。 Appropriate pulse oximeter may include two light emitting diodes and one light detector. 光検出器は、信号の変動を考慮するよう周期的に調整される検出閾値を有する回路を含んでもよい。 Light detector may comprise a circuit having a periodically adjusted by detection threshold to account for variations in the signal.

別の構成では、適切なパルス酸素濃度計は、約550ナノメートルと約750ナノメートルとの範囲内のピーク発光波長を有する第1の発光ダイオードと、約750ナノメートルと約1050ナノメートルとの範囲内のピーク発光波長を有する第2の発光ダイオードとを含んでもよい。 In another configuration, appropriate pulse oximeter, a first light emitting diode having a peak emission wavelength in the range between about 550 nanometers and about 750 nanometers, between about 750 nanometers and about 1050 nanometers and a second light emitting diode having a peak emission wavelength in the range may be. 血液センサとして、光電脈波法回路が含まれてもよく、プロセッサに接続されてもよい。 As a blood sensor, photoelectric pulse wave method circuits may be included, may be connected to the processor. プロセッサは、電気生理学的心臓信号及び血液センサ信号を用いて、頻拍性不整脈である心律動を識別してもよい。 The processor uses the electrophysiological cardiac signal and the blood sensor signal may identify the cardiac rhythm is a tachyarrhythmia.

プロセッサは、電気生理学的心臓信号と血液センサ信号の相対変化とを用いて、頻拍性不整脈である心律動を識別してもよく、頻拍性不整脈の検出に応答して、血液センサを選択的に起動及び停止させてもよい。 The processor uses the relative change of electrophysiological cardiac signal and the blood sensor signal may identify the cardiac rhythm is a tachyarrhythmia in response to the detection of a tachyarrhythmia, select blood sensor it may be to start and stop. プロセッサは、電気生理学的心臓信号を用いて血液センサを起動させてもよく、電気生理学的心臓信号及び血液センサ信号を用いて頻拍性不整脈を評価してもよい。 Processor may activate the blood sensor using electrophysiological cardiac signal, may evaluate the tachyarrhythmia using electrophysiological cardiac signal and the blood sensor signal. プロセッサは、電気生理学的心臓信号及び血液センサ信号を用いて、頻拍性不整脈の存在を更に確認又は否認してもよい。 The processor uses the electrophysiological cardiac signal and the blood sensor signal, the presence of a tachyarrhythmia may be further confirmed or denied.

装置は、頻拍性不整脈を治療するために治療を送出してもよく、プロセッサは、治療の送出前又は送出後に血液センサを停止させてもよい。 Device may send a therapy to treat tachyarrhythmias, the processor, the blood sensor may be stopped after treatment delivery before or delivery. プロセッサは、電気生理学的心臓信号及び血液センサ信号を用いて、血液動態を判定してもよい。 The processor uses the electrophysiological cardiac signal and the blood sensor signals, may determine the hemodynamic. プロセッサは、電気生理学的心臓信号を用いた識別不能な心律動の検出に応答して、血液センサ信号を用いて識別不能な心律動の識別を容易にするために血液センサを起動させてもよい。 The processor, in response to the detection of unidentifiable cardiac rhythm using electrophysiological cardiac signals may activate the blood sensor in order to facilitate identification of unidentifiable cardiac rhythm with blood sensor signal . プロセッサは、例えば血液センサ信号のモルフォロジーを解析することによって、心機能、酸素飽和及び酸素飽和の変化、及び/又は後負荷を評価するために、血液センサ信号を用いてもよい。 Processor, for example, by analyzing the morphology of blood sensor signals, cardiac function, changes in oxygen saturation and oxygen saturation, and / or to evaluate the afterload may be used blood sensor signal.

本発明による律動評価方法の実施形態は、胸腔内ではない皮下位置で心電図信号を感知することと、胸腔内ではない皮下の感知位置から血液感知信号を取得することとを含んでもよい。 Embodiments of the rhythm evaluation method according to the present invention includes sensing an electrocardiogram signal will not subcutaneous position within the thoracic cavity, may include and obtaining a blood sense signal from the sensing position of the subcutaneous non-intrathoracic. 心電図信号及び血液センサ信号を用いて心律動が評価されてもよい。 Heart rhythm may be evaluated using the electrocardiogram signal and the blood sensor signal. 1のアプローチは、心電図信号が心臓信号を含むことを確認することと、血液感知信号と心臓信号を含む心電図信号とを用いて心律動を評価することとを含む。 One approach includes a the ECG signal is found to contain a cardiac signal, and evaluating the cardiac rhythm by using the electrocardiogram signal including blood sense signal and the cardiac signal. 心電図信号及び血液感知信号の一方又は両方を用いて、例えば、心拍数に基づく解析やモルフォロジーに基づく解析を行うことによって、頻拍性不整脈が検出されてもよい。 Using one or both of the electrocardiogram signal and the blood sense signal, for example, by performing analysis based on the analysis and morphology based on the heart rate, tachyarrhythmia may be detected.

複数の電極を用いて心電図信号の活性化パターンが解析されてもよく、血液感知信号を用いて頻拍性不整脈の存在を確認した後に、検出された頻拍性不整脈が治療されてもよい。 May be activation patterns of the electrocardiogram signal with a plurality of electrodes are analyzed, after confirming the presence of a tachyarrhythmia using blood sense signal, detected tachyarrhythmia may be treated. 血液感知信号を用いて、頻拍性不整脈と雑音とが識別されてもよい。 Using blood sense signal, and tachyarrhythmia and noise may be identified. 心律動を評価することは、心電図信号と血液感知信号との間の相関を行うこと(又は伝達関数を計算すること)によって心臓不整脈を検出することを含んでもよい。 Evaluating the cardiac rhythm may include detecting cardiac arrhythmias by performing a correlation between the ECG signal and the blood sense signal (or calculating the transfer function). 血液感知信号を取得することは、血液感知信号を生成する血液センサを選択的に電源投入及び電源切断することを含んでもよい。 Obtaining a blood sense signal may include selectively power on and power off the blood sensor for generating a blood sense signal.

心律動を評価することは、心電図信号を用いて頻拍性不整脈を検出することと、血液感知信号を生成する血液センサに電源投入することと、血液感知信号を用いて頻拍性不整脈の存在を確認することと、血液センサを電源切断することとを含んでもよい。 Evaluating the heart rhythm, and detecting tachyarrhythmia using electrocardiogram signal, the method comprising: power on blood sensor to generate a blood sense signal, the presence of a tachyarrhythmia with blood sense signal ascertaining a may include a to power down the blood sensor. 血液感知信号は、例えば、血液灌流情報、血中酸素飽和情報、光電脈波情報、パルス酸素測定情報、及び/又は血液センサからの他の情報を含んでもよい。 Blood sensing signal, for example, blood perfusion information, blood oxygen saturation information, the photoelectric pulse wave information may include pulse oximetry information, and / or other information from the blood sensor.

上記の本発明の要約は、本発明の各実施形態やすべての実装例を記載することを意図したものではない。 The above summary of the present invention is not intended to describe each embodiment or every implementation of the present invention. 本発明の長所及び達成事項、並びに、本発明のより完全な理解は、添付の図面とともに考慮される以下の詳細説明及び特許請求の範囲を参照することにより、明らかになると共に認識されよう。 Advantages and attainments of the present invention, as well as a more complete understanding of the present invention, by referring to the following detailed description and claims taken in conjunction with the accompanying drawings, it will be recognized with clear.

本発明は、様々な変形及び代替形態をとり得るものであり、その詳細を図面に例示すると共に以下に詳細に説明する。 The present invention may take various modifications and alternative forms, are described in detail below with exemplifying in detail in the drawings. しかしながら、記載される特定の実施形態に本発明を限定する意図はないことを理解されたい。 However, it should be understood that it is not intended to limit the invention to the particular embodiments described. 逆に、本発明は、添付の特許請求の範囲に定義される、本発明の範囲内に含まれる全ての変形物、均等物及び代替物を包含することが意図される。 On the contrary, the invention is defined in the appended claims, the scope all variations included within the present invention, it is intended to encompass equivalents and alternatives.

以下の例示的な実施形態の説明において、本明細書の一部を構成し、本発明が実施され得る様々な実施形態を例示する、添付の図面を参照する。 In the following description of exemplary embodiments, and constitute a part of this specification, illustrate various embodiments in which the invention may be practiced, reference is made to the accompanying drawings. なお、他の実施形態が用いられてもよく、本発明の範囲を逸脱することなく構造的及び機能的な変更が行われ得ることを理解されたい。 It should be understood that may other embodiments may be utilized, the structural and functional changes may be made without departing from the scope of the present invention may be made.

本発明による植え込み型装置は、以下に記載する1つ以上の特徴、構成、方法、又はそれらの組合せを含んでよい。 Implantable device according to the invention, one or more of the features described below, structure, method, or a combination thereof. 例えば、心臓モニタ又は心臓刺激器は、以下に記載する1つ以上の有利な特徴及び/又はプロセスを含むよう実装されてもよい。 For example, heart monitor or a cardiac stimulator may be implemented to include one or more of the advantageous features and / or processes described below. そのようなモニタ、刺激器、又は他の植え込み型若しくは部分植え込み型装置は、本願明細書に記載される特徴の全てを含む必要はなく、独特の構造及び/又は機能性に備えるよう選択された特徴を含むよう実装されてもよいことが意図される。 Such a monitor, stimulator, or other implantable or partially implantable device need not include all of the features described herein, it is selected to provide for unique structures and / or functionality it is intended to be implemented to include the features. このような装置は、様々な治療機能又は診断機能を提供するよう実装されてもよい。 Such a device may be implemented to provide a variety of therapeutic functions or diagnostic functions.

本発明の複数の実施形態は、胸腔内ではない皮下位置で心電図信号を感知することを含む不整脈識別方法に関する。 Embodiments of the present invention relates to arrhythmia identification method comprises sensing the ECG signal will not subcutaneous position within the thoracic cavity. 心電図信号は、心臓信号と、雑音及び心電図上アーチファクトの一方又は両方とを含み得る。 ECG signals may include a cardiac signal, and one or both of noise and ECG on artifacts. 代替センサと関連付けられた信号も受け取られる。 Signals associated with the alternative sensor is also received. 代替センサには、非電気生理学的な心臓センサ、血液センサ、患者活動センサ、インピーダンスセンサ、脈波センサ、血中酸素センサ、経胸腔インピーダンスセンサ、血液量センサ、音響センサ及び/又は圧力トランスデューサ、並びにアクセロメータが含まれるが、これらに限定されない。 The alternative sensor is non-electrophysiological cardiac sensors, blood sensors, patient activity sensor, an impedance sensor, a pulse wave sensor, blood oxygen sensor, transthoracic impedance sensors, blood volume sensors, acoustic sensors and / or pressure transducers, and including but accelerometer, but are not limited to. 代替信号を用いて、感知された心電図信号が心臓信号であることを確認してもよい。 Using alternative signal may confirm that the sensed ECG signal is a cardiac signal. 更に、感知された心電図信号及び確認された心臓信号の一方又は両方を用いて、心臓不整脈を検出してもよい。 Furthermore, using one or both of the sensed ECG signal and the confirmation cardiac signals may be detected cardiac arrhythmia. 感知された信号が心臓信号であることが確認されない場合には、心臓不整脈の治療が保留されてもよい。 If the sensed signal is not confirmed to be cardiac signal, treatment of cardiac arrhythmia may be pending.

一般に、心臓信号識別構成及び方法は、心臓モニタリング及び/又は刺激皮下装置と共に用いられ得る。 Generally, the cardiac signal discrimination arrangement and method may be used in conjunction with cardiac monitoring and / or stimulation subcutaneous device. そのような装置は、患者の胸部領域の皮下に植え込まれ得る植え込み型経胸腔心臓感知及び/又は刺激(ITCS)装置である。 Such devices are implantable transthoracic cardiac sensing and / or stimulation (ITCS) device may be implanted subcutaneously in the chest region of a patient. ITCS装置は、例えば、この装置の全ての又は選択された要素が、心臓活動の感知及び心臓刺激治療の送出に適した患者の前部、後部、側部又は他の身体位置に配置されるように、皮下に植え込まれてもよい。 ITCS device, for example, so that all or selected elements of the device is placed in the sensing and the front of the patient suitable for the delivery of cardiac stimulation therapy, rear, side or other body location of the cardiac activity to be implanted subcutaneously. なお、ITCS装置の要素は、胸部領域、腹部領域、又は鎖骨下領域等の複数の異なる身体位置に配置されてよく、各電極要素は、心臓近傍、心臓周囲、心臓内又は心臓上の異なる領域にそれぞれ配置されてよい。 Incidentally, elements of the ITCS device, thoracic region, abdominal region, or may be disposed in a plurality of different body positions such as the subclavian area, the electrode elements, heart vicinity, pericardial, endocardial or different regions on the heart it may be respectively arranged.

ITCS装置の主ハウジング(例えば、活性(active)又は非活性(non-active)の缶)は、例えば、胸郭外の肋間又は肋骨下、腹部内、胸部の上部領域(例えば、第3肋骨の上方等といった鎖骨下位置)等に配置されるよう構成されてもよい。 The main housing (e.g., active (active) or inactive (non-active) cans) of ITCS device, for example, under intercostal or ribs outside the rib cage, the abdomen, the upper region of the thorax (e.g., above the third rib it may be configured to be placed in the subclavian position), etc. such like. 1つの実装例では、1つ以上の電極が、主ハウジング上、及び/又は、心臓、大血管又は冠状脈管構造の周囲であって直に接触しない他の位置に配置されてもよい。 In one implementation, one or more electrodes, on the main housing, and / or the heart, may be located in other positions that do not come into direct contact with a periphery of the large vessels or coronary vasculature.

別の実装例においては、例えば、従来の経静脈送出手法を用いて植え込まれた1つ以上のリードを介して、電極が組み込まれた1つ以上のリードが、心臓、大血管又は冠状脈管構造と直に接触するよう配置されてもよい。 In another implementation, for example, via one or more leads implanted using conventional transvenous delivery method, one or more leads having electrodes incorporated, heart, great vessels or coronary artery it may be arranged to direct contact with the tubular structure. 更に別の実装例では、例えば、活性缶を用いるITCS装置構成又は非活性缶を用いる構成において、心臓活動を感知して心臓刺激エネルギーを送るために、1つ以上の皮下電極サブシステム又は皮下電極アレイを用いてもよい。 In yet another implementation, for example, the ITCS device configuration or the configuration using a non-active can use activity can, for sensing the cardiac activity Send cardiac stimulation energy, one or more subcutaneous electrode subsystems or subcutaneous electrodes it may be used in the array. 電極は、心臓に対して前方及び/又は後方の位置に配置されてもよい。 Electrodes may be disposed in front and / or rear position relative to the heart. 有用な皮下電極、電極アレイ及びその配向の例は、2003年12月17日に出願された「雑音消去心臓電極("Noise Canceling Cardiac Electrodes")」という名称の共有の米国特許出願第10/738,608号、及び、2003年6月19日に出願された「心臓に対する皮下電極の配置を含む方法及びシステム("Methods And Systems Involving Subcutaneous Electrode Positioning Relative To A Heart")」という名称の米国特許出願第10/465,520号に記載されており、ここに参照することによりこれらを本願明細書に組み込む。 Examples of useful subcutaneous electrode, the electrode array and its orientation, December 17, 2003 "noise cancellation cardiac electrodes (" Noise Canceling Cardiac Electrodes ")" filed in the name commonly owned US patent of Application No. 10/738 , 608 items, and, "method and system (" methods and systems Involving subcutaneous electrode Positioning relative to a heart ") comprising an arrangement of subcutaneous electrodes relative to the heart," the name of the U.S. patent referred to application filed on June 19, 2003 are described in No. 10 / 465,520, incorporated hereby made by reference herein.

本願明細書に示される特定の構成は、植え込み型除細動器(ICD)が従来行っている様々な機能を実装可能なものとして一般的に記載され、当該技術分野で周知の多くの電気的除細動(cardioversion)/除細動(defibrillation)モードで動作し得る。 Particular arrangement shown herein, the implantable cardioverter defibrillator (ICD) is generally described as being capable of implementing various functions conventionally performed, electrical of many well known in the art may operate at defibrillation (cardioversion) / defibrillation (defibrillation) mode. 本発明によるITCS装置に組み込まれ得る態様である、ICD回路、構造及び機能性の例は、共有の米国特許第5,133,353号、第5,179,945号、第5,314,459号、第5,318,597号、第5,620,466号、及び第5,662,688号に開示されており、ここに参照することによってそれぞれの全体を本願明細書に組み込む。 Is an aspect that may be incorporated into ITCS device according to the present invention, examples of ICD circuits, structures and functionality, commonly owned US Patent No. 5,133,353, No. 5,179,945, No. 5,314,459 No., No. 5,318,597, No. 5,620,466, and are disclosed in No. 5,662,688, incorporated in its entirety for each herein by reference.

特定の構成において、システム及び方法は、電気的除細動/除細動治療に加えて、当該技術分野で周知の様々なペーシング治療の提供等といった、ペースメーカーが従来行っている機能を実行してもよい。 In certain configurations, the system and method, in addition to the cardioversion / defibrillation therapy, such as provision of various pacing therapy known in the art, to perform the functions pacemaker is conventionally performed it may be. 本発明によるITCS装置に組み込まれ得る態様である、ペースメーカー回路、構造及び機能性の例は、共有の米国特許第4,562,841号、第5,284,136号、第5,376,106号、第5,036,849号、第5,540,727号、第5,836,987号、第6,044,298号、及び第6,055,454号に開示されており、ここに参照することによってそれぞれの全体を本願明細書に組み込む。 Is an aspect that may be incorporated into ITCS device according to the present invention, examples of the pacemaker circuits, structures and functionality, commonly owned US Patent No. 4,562,841, No. 5,284,136, No. 5,376,106 No., No. 5,036,849, No. 5,540,727, No. 5,836,987, are disclosed. No. 6,044,298, and No. 6,055,454, herein It incorporated in its entirety for each herein by reference. なお、ITCS装置構成は、徐脈及び/又は抗頻拍ペーシング治療に加えて、又はそれとは別に、非生理学的なペーシング支援を提供してもよい。 Incidentally, ITCS device configuration, bradycardia and / or in addition to an anti-tachycardia pacing therapy, or alternatively may provide a non-physiological pacing support.

本発明によるITCS装置は、診断及び/又は、モニタリング機能を実装してもよく、心臓刺激治療を提供してもよい。 ITCS device according to the invention, diagnostic and / or may implement a monitoring function may provide cardiac stimulation therapy. 本発明のITCS装置に組み込まれ得る態様である、心臓モニタリング回路、構造及び機能性の例は、共有の米国特許第5,313,953号、第5,388,578号、及び第5,411,031号に開示されており、ここに参照することによってそれぞれの全体を本願明細書に組み込む。 Examples are embodiments which may incorporated into the ITCS device, cardiac monitoring circuit, the structure and functionality of the present invention, commonly owned US Patent No. 5,313,953, No. 5,388,578, and No. 5,411 It is disclosed in EP 031, incorporated in its entirety for each herein by reference.

ITCS装置は、心拍数に基づく、パターン及び心拍数に基づく、及び/又はモルフォロジーによる頻拍性不整脈識別解析を含み得る様々な診断機能を実装するために用いられてよい。 ITCS device is based on the heart rate, based on the pattern and heart rate, and / or may be used to implement various diagnostic functions, which may include a tachyarrhythmia identification analysis by morphology. 頻拍性不整脈の検出及び終止を強化するために、生理学的及び非生理学的な情報を得るために、皮下、皮膚、及び/又は、外部センサを用いてもよい。 To enhance the detection and termination of tachyarrhythmia, to obtain a physiological and non-physiological information, subcutaneous, dermal, and / or may be an external sensor. なお、本開示に記載される構成、特徴、及び特徴の組合せは、広範囲の植え込み型医療装置において実装されてよく、そのような実施形態及び特徴は、本願明細書に記載する特定の装置に限定されない。 Note that the structure described in this disclosure, features and combinations of features, may be implemented in a wide variety of implantable medical devices, such embodiments and features are limited to the particular devices described herein not.

次に、図1A及び図1Bを参照すると、患者の胸部領域の異なる位置に植え込まれた構成要素を有する経胸腔心臓感知及び/又は刺激(ITCS)装置の構成が示されている。 Referring now to FIGS. 1A and 1B, construction of transthoracic cardiac sensing and / or stimulation (ITCS) device having components implanted at different locations of the patient's thoracic region is shown. 図1A及び図1Bに示される特定の構成では、ITCS装置はハウジング102を含み、ハウジング102内には、様々な心臓感知、検出、処理及びエネルギー送出回路が収容され得る。 Are in the particular configuration shown in FIGS. 1A and 1B, ITCS device includes a housing 102, a housing 102, a variety of cardiac sensing, detection, processing and energy delivery circuitry may be housed. なお、図示されると共に本願明細書に記載される構成要素及び機能性は、ハードウェア、ソフトウェア、又はハードウェアとソフトウェアとの組合せで実装されてよい。 Incidentally, components and functionality described herein with the illustrated, hardware, may be implemented in a combination of software or hardware and software. 更に、分かれた又は別個のブロック/要素として図示される構成要素及び機能性は、他の構成要素及び機能性と組み合わせて実装されてもよく、このような構成要素及び機能性を個別の形態又は統合された形態で示すのは、説明を明確にするためであり、このように限定するものではない。 Furthermore, the components and functionalities shown as separate or discrete blocks / elements may be implemented in combination with other components and functionality, such components and functionality a separate form or shown in an integrated form is for clarity of illustration and are not intended to limit in this manner.

ハウジング102内には、ITCS装置と外部の通信装置(例えば、可搬型又は臨床型通信ステーション、患者携帯型/着用型通信ステーション、又は外部プログラマ等)との間の通信を容易にするための通信回路が配置される。 The housing 102, ITCS device and an external communication device (e.g., portable or clinical communication station, patient portable / wearable communication station, or external programmer, etc.) communication for facilitating communication between the circuits are arranged. 通信回路は、生理学的又は非生理学的な1つ以上の外部センサ、皮膚センサ、又は、皮下センサとの一方向又は双方向通信を容易にしてもよい。 Communications circuitry, physiological or non-physiological one or more external sensors, skin sensor, or may facilitate one-way or two-way communication with the subcutaneous sensor. ハウジング102は、一般的に、1つ以上の電極(例えば缶電極(can electrode)及び/又は不関電極)を含むように構成される。 The housing 102 is generally configured to include one or more electrodes (e.g., can electrode (CAN Electrode) and / or indifferent electrode). なお、ハウジング102は活性缶として構成されるのが一般的であるが、非活性缶構成が実装されてもよく、その場合には、ハウジング102から離間された少なくとも2つの電極が用いられる。 Note that the housing 102 is to be configured as an active can is generally, may be inactivated can configuration is implemented, in which case, at least two electrodes spaced from the housing 102 is used.

図1A及び図1Bに示される構成において、皮下電極104は、胸部領域の皮下に配置されてもよく、ハウジング102から遠位に位置してもよい。 In the configuration shown in FIGS. 1A and 1B, the subcutaneous electrode 104 may be placed subcutaneously in the thoracic region, may be located distally from the housing 102. 皮下電極及び、適用可能であればハウジング電極を、心臓の周囲の様々な位置及び向き(例えば心臓に対して前方及び/又は後方の様々な位置)に配置してもよい。 Subcutaneous electrode and the if applicable housing electrodes may be arranged in (front and / or different positions of the rear relative to for example the heart) various positions and orientations around the heart. 皮下電極104は、リードアセンブリ106を介してハウジング102内の回路に接続される。 Subcutaneous electrode 104 is connected to the circuitry within the housing 102 via a lead assembly 106. リードアセンブリ106内には1つ以上の導体(例えばコイル又はケーブル)が設けられ、皮下電極104をハウジング102内の回路に電気的に結合させる。 One or more conductors (e.g., coils or cables) are provided in the lead assembly 106, a subcutaneous electrode 104 is electrically coupled to circuitry in the housing 102. 電極支持体の細長い構造体、ハウジング102及び/又は遠位電極アセンブリ(図1A及び1B図に示される構成では皮下電極104として示す)上には、1つ以上の感知電極、感知/ペーシング電極、又は除細動電極が配置されてよい。 Elongated structure of the electrode support, on the housing 102 and / or the distal electrode assembly (in the configuration shown in FIGS. 1A and 1B view illustrating a subcutaneous electrode 104) may include one or more sensing electrodes, the sensing / pacing electrode, or defibrillation electrodes may be disposed.

1つの構成では、リードアセンブリ106は一般的に柔軟であり、従来の植え込み型医療用電気リード(例えば除細動リードや除細動/ペーシング複合リード)に類似の構造を有する。 In one configuration, the lead assembly 106 is generally flexible and has a structure similar to a conventional implantable medical electrical lead (e.g. defibrillation leads and defibrillation / pacing composite lead). 別の構成では、リードアセンブリ106は、やや柔軟に構成されるが、臨床医による形付け又は操作後の所望の構成を保持する弾性、ばね式又は機械的な(形状)記憶を有する。 In another configuration, the lead assembly 106 has a slightly flexibly configured, elastic that holds the desired configuration after shaping or manipulation by the clinician, the spring or mechanical (shape) memory. 例えば、リードアセンブリ106に、手の力で歪めて所望の形をとらせることができるグースネック又はブレード(組紐)システムを組み込んでもよい。 For example, the lead assembly 106 may incorporate a gooseneck or braid (braided) system that can assume a desired shape distorted by manual force. このように、リードアセンブリ106は、所与の患者の固有の解剖学的構成に対応するための形状適応性を有してよく、植え込み後に、カスタマイズされた形状を概ね保持する。 Thus, the lead assembly 106 may have a shape adaptive to accommodate the unique anatomical configuration of a given patient, after implantation, roughly hold the customized shapes. この構成によるリードアセンブリ106の形付けは、ITCS装置の植え込み前及び植え込み中に行われ得る。 Shaping the lead assembly 106 according to this arrangement may be carried out during the previous implantation of ITCS device and implantation.

更に別の構成によれば、リードアセンブリ106は、ハウジング102に対して皮下電極104を位置的に安定させる剛性の細長い構造体等といった、剛性の電極支持アセンブリを含む。 According to yet another configuration, the lead assembly 106, a subcutaneous electrode 104 positionally like elongate structure such as a stabilize rigidity to the housing 102 includes an electrode support assembly rigid. この構成では、細長い構造体の剛性により、皮下電極104とハウジング102との所望の間隔、及び、患者の心臓に対する皮下電極104/ハウジング102の所望の向きが保たれる。 In this configuration, the rigidity of the elongated structure, a desired spacing between the subcutaneous electrode 104 and the housing 102, and is maintained is desired orientation of the subcutaneous electrode 104 / housing 102 relative to the patient's heart. 細長い構造体は、構造プラスチック材料、複合材料、又は金属材料から形成されてよく、生体適合材料を含むか又は生体適合材料で覆われる。 Elongated structures, structural plastic materials, composite materials, or may be formed from a metallic material, covered with or biocompatible material comprises a biocompatible material. 細長い構造体が金属等の導電性材料で形成される場合には、ハウジング102と皮下電極104との間に適切な電気的アイソレーションが設けられる。 When the elongated structure is formed of a conductive material such as metal, proper electrical isolation is provided between the housing 102 and subcutaneous electrode 104.

1つの構成では、剛性の電極支持アセンブリ及びハウジング102は、単一構造(例えば単一のハウジング/ユニット)を定める。 In one configuration, the electrode support assembly and housing 102 of rigid, defining a single structure (e.g., a single housing / unit). 電子部品及び電極導体/コネクタは、一体的なITCS装置ハウジング/電極支持アセンブリ内又はその表面に配置される。 Electronic components and electrode conductors / connectors are disposed in unitary ITCS device housing / electrode support assembly or on its surface. 単一構造上の、ハウジング/電極支持体アセンブリの両端部付近に、少なくとも2つの電極が支持される。 On a single structure, in the vicinity of both ends of the housing / electrode support assembly, at least two electrodes are supported. 単一構造は、例えば、弓形又は角度のついた形状を有してもよい。 Unitary structure, for example, may have a marked shape of arcuate or angle.

別の構成によれば、剛性の電極支持アセンブリは、ハウジング102に対して物理的に分離可能なユニットを定める。 According to another configuration, the electrode support assembly rigid defines a physically separable unit relative to the housing 102. 剛性の電極支持アセンブリは機械的及び電気的カップリングを含み、それらは、ハウジング102の対応する機械的及び電気的カップリングとの嵌合係合を容易にする。 Electrode support assembly rigid includes mechanical and electrical couplings, they facilitate mating engagement with corresponding mechanical and electrical couplings of the housing 102. 例えば、ヘッダブロック構成は、剛性の電極支持アセンブリとハウジング102との機械的且つ電気的接続に備えた電気的及び機械的カップリングを含むよう構成されてもよい。 For example, header block arrangement may be configured to include electrical and mechanical coupling with the mechanical and electrical connection between the electrode support assembly and housing 102 of stiffness. ヘッダブロック構成は、ハウジング102上又は剛性の電極支持アセンブリ上に設けられてもよい。 Header block arrangement may be provided on the electrode support assembly of the housing 102 above or rigid. 或いは、剛性の電極支持アセンブリとハウジング102との機械的且つ電気的接続を確立するために、機械的/電気的カップラを用いてもよい。 Alternatively, in order to establish a mechanical and electrical connection between the electrode support assembly and housing 102 of rigid, it may use a mechanical / electrical coupler. このような構成では、標準的なITCS装置ハウジング102への物理的及び電気的接続のために、様々な形状、サイズ及び電極構成を有する様々な異なる電極支持アセンブリを利用可能にしてもよい。 In such a configuration, due to physical and electrical connection to a standard ITCS device housing 102, it may be made available to a variety of different electrode support assemblies having a variety of shapes, sizes and electrode configuration.

なお、電極及びリードアセンブリ106は、様々な形状を取るよう構成されてよい。 The electrode and the lead assembly 106 may be configured to take a variety of shapes. 例えば、リードアセンブリ106は、楔形、V形、平坦な楕円形又はリボン形の形状を有してもよく、皮下電極104は、電極のアレイ又はバンド等といった複数の離間した電極を含んでもよい。 For example, the lead assembly 106 is wedge-shaped, V-shaped, may have a flat oval or ribbon shape, subcutaneous electrode 104 may include a plurality of spaced electrodes such array or band of the electrode. さらに、2つ以上の皮下電極104を複数の電極支持アセンブリに取り付けて、皮下電極104間の所望の離間関係を達成してもよい。 Furthermore, two or more subcutaneous electrodes 104 attached to a plurality of electrode support assembly may achieve a desired spaced relationship between the subcutaneous electrode 104.

ITCS装置は、共有の米国特許第5,203,348号、第5,230,337号、第5,360,442号、第5,366,496号、第5,397,342号、第5,391,200号、第5,545,202号、第5,603,732号及び第5,916,243号(ここに参照することによってそれぞれの全体を本願明細書に組み込む)に開示されている植え込み型皮下医療装置の回路、構造及び機能性を組み込んでもよい。 ITCS device, commonly owned US Patent No. 5,203,348, No. 5,230,337, No. 5,360,442, No. 5,366,496, No. 5,397,342, No. 5 , No. 391,200, No. 5,545,202, No. 5,603,732 and No. 5,916,243 (the entire respective by reference herein incorporated herein) is disclosed in circuitry of an implantable subcutaneous medical devices are, may incorporate structural and functional.

図1Cは、1つの構成によるITCS装置の様々な構成要素を示すブロック図である。 Figure 1C is a block diagram showing the various components of the ITCS device according to one configuration. この構成によれば、ITCS装置には、プロセッサに基づく制御システム205が組み込まれており、制御システム205は、適切な(揮発性及び不揮発性)メモリ209に接続されたマイクロプロセッサ206を含む。 According to this configuration, the ITCS device, the control system 205 based on the processor is incorporated, the control system 205 includes a suitable microprocessor 206 which is connected to the (volatile and non-volatile) memory 209. なお、任意のロジックに基づく制御アーキテクチャが用いられてよい。 Incidentally, may control architecture is used based on any logic. 制御システム205は、回路及び構成要素に接続され、心臓が生じる電気信号の感知、検出及び解析を行い、所定の条件下で、心臓不整脈を治療するために、心臓に電気刺激エネルギーを送る。 The control system 205 is connected to the circuit and components, sensing the electrical signals of the heart occurs, performs detection and analysis, under a predetermined condition, to treat cardiac arrhythmias, and sends an electrical stimulation energy to the heart. 特定の構成では、制御システム205及びそれに関連する構成要素は、心臓にペーシング治療も提供する。 In certain configurations, components the control system 205 and its associated, pacing therapy may be provided to the heart. ITCS装置によって送られる電気エネルギーは、低エネルギーのペーシングパルス、又は電気的除細動若しくは除細動のための高エネルギーパルスの形態であってもよい。 Electrical energy delivered by the ITCS device may be in the form of a high energy pulse for low energy pacing pulses, or cardioversion or defibrillation.

心臓信号は、皮下電極214及びITCS装置のハウジング上に設けられた缶電極又は不関電極207を用いて感知される。 Cardiac signals are sensed using a can or indifferent electrode 207 provided on the housing of the subcutaneous electrode 214 and the ITCS device. 例えば、非活性缶構成では、心臓信号は、皮下電極214のみを用いて感知されてもよい。 For example, in the inactive cans configuration, cardiac signal may be sensed using only the subcutaneous electrodes 214. このように、単極、双極、又は単極/双極複合電極構成、並びに、多素子電極、及び雑音消去電極と標準電極との組合せを用いてもよい。 Thus, monopolar, bipolar, or unipolar / bipolar composite electrode structure, and may be used a combination of a multi-element electrode, and the noise erasing electrode and the standard electrode. 感知された心臓信号は、感知回路204によって受け取られる。 Sensed cardiac signals are received by sensing circuitry 204. 感知回路204は感知増幅回路を含み、更に、フィルタリング回路及びアナログ−デジタル(A/D)変換器を含んでもよい。 Sensing circuit 204 includes a sense amplifier circuit further filtering circuit and an analog - may include a digital (A / D) converter. 感知回路204によって処理された、感知された心臓信号は、信号が検出回路202に送信される前に雑音を更に低減してもよい雑音低減回路203によって受け取られてもよい。 Processed by the sensing circuit 204, the sensed cardiac signals may be received by further noise reduction circuit 203 may be reduced noise before the signal is transmitted to the detection circuit 202.

高電力又は計算集約的な雑音低減アルゴリズムが必要な場合には、雑音低減回路203は、感知回路202の後に組み込まれてもよい。 When high power or computationally intensive noise reduction algorithms are required, noise reduction circuit 203 may be incorporated after sensing circuitry 202. 雑音低減回路203は、電極信号を用いた操作を行うために用いられる増幅器を用いて、感知回路204の機能を実行してもよい。 Noise reduction circuit 203, by using the amplifier used to perform an operation using the electrode signals, may perform the functions of sensing circuitry 204. 感知回路204及び雑音低減回路203の機能を組み合わせることは、必要な構成要素を最小限にすると共にシステムの所要電力を低減するために有用であり得る。 Combining the functions of sensing circuitry 204 and noise reduction circuitry 203 may be useful for reducing the power requirements of the system while minimizing the necessary components.

図1Cに示される例示的な構成において、検出回路202は、雑音低減回路203に接続されるか又は別様で雑音低減回路203を組み込む。 In the exemplary configuration shown in FIG. 1C, the detection circuit 202 incorporates a noise reduction circuit 203 or otherwise connected to the noise reduction circuit 203. 雑音低減回路203は、感知された心臓信号に含まれる、様々なソースから持ち込まれた雑音を除去することによって、感知された心臓信号のSN比(SNR)を向上させるよう動作する。 Noise reduction circuit 203 is included in the sensed cardiac signals by removing noise that is brought in from a variety of sources, it operates to improve the SN ratio of the sensed cardiac signal (SNR). 典型的なタイプの経胸腔心臓信号雑音は、例えば、電気雑音及び骨格筋から生じる雑音を含む。 Typical types of transthoracic cardiac signal noise includes, for example, noise resulting from electrical noise and skeletal muscle.

検出回路202は、一般的に、特に頻拍性不整脈等といった心臓不整脈を検出するために、感知された心臓信号及び/又は他のセンサ入力の解析を調整する、信号プロセッサを含む。 Detection circuit 202 is generally in order to detect cardiac arrhythmias, such as in particular tachyarrhythmia, etc., to adjust the sensed analysis of cardiac signals and / or other sensor inputs, including a signal processor. 検出回路202の信号プロセッサは、不整脈症状の存在及び重症度を検出及び確認するための心拍数に基づく及び/又はモルフォロジーによる識別アルゴリズムを実装してもよい。 Signal processor of the detection circuit 202, by based on the heart rate and / or morphology to detect and confirm the presence and severity of arrhythmia episode may implement an identification algorithm. 本発明によるITCS装置が実装し得る態様である、不整脈検出及び識別回路、構成及び技術の例は、共有の米国特許第5,301,677号及び第6,438,410号に開示されており、ここに参照することによってそれぞれの全体を本願明細書に組み込む。 Is an aspect of ITCS device according to the invention may implement, arrhythmia detection and identification circuit, examples of configurations and techniques are disclosed in U.S. Patent No. 5,301,677 and No. 6,438,410 shared , incorporated in its entirety for each herein by reference.

検出回路202は、心臓信号情報を制御システム205に送信する。 Detection circuit 202 sends a cardiac signal information to the control system 205. 制御システム205のメモリ回路209は、感知、除細動、及び適用可能であればペーシングの各種モードで動作するためのパラメータを含むと共に、検出回路202が受け取った心臓信号を表すデータを格納する。 Memory circuit 209 of the control system 205, sensing, defibrillation, and with contains parameters for operating in various modes, if applicable pacing, stores data representing the cardiac signal detecting circuit 202 has received. メモリ回路209は、履歴ECG(心電図)データ及び治療データを格納するよう構成されてもよい。 Memory circuit 209 may be configured to store historical ECG (electrocardiogram) data and treatment data. 履歴ECGデータ及び治療データは様々な目的で用いられてよく、必要又は所望により外部の受信装置に送信されてもよい。 Historical ECG data and the treatment data may be used for various purposes, if necessary or desired it may be transmitted to the external receiving device.

特定の構成において、ITCS装置は診断回路210を含んでもよい。 In certain configurations, ITCS device may include a diagnostic circuit 210. 診断回路210は、一般的に、検出回路202及び感知回路204から入力信号を受け取る。 Diagnostic circuit 210 generally receives an input signal from the detection circuit 202 and sensing circuit 204. 診断回路210は、制御システム205に診断データを提供する。 Diagnostic circuitry 210 provides diagnostics data to the control system 205. なお、制御システム205には、診断回路210又はその機能性の全部又は一部が組み込まれてもよい。 Incidentally, the control system 205, diagnostic circuit 210 or the whole or part of its functionality may be incorporated. 制御システム205は、様々な診断目的のために診断回路210によって供給される情報を格納して用いてもよい。 The control system 205 may be used to store the information supplied by the diagnostic circuit 210 for various diagnostic purposes. この診断情報は、例えば、トリガーイベントに続いて又は所定の間隔で格納されてもよく、システム診断(例えば、電源ステータス、治療送出履歴、及び/又は患者診断)を含んでもよい。 This diagnostic information, for example, may be stored in a subsequently or predetermined interval triggering event, system diagnostics (e.g., power status, therapy delivery history, and / or patient diagnostics) may contain. 診断情報は、治療送出の直前に取得される電気信号又は他のセンサデータの形態をとってもよい。 Diagnostic information may take the form of electrical signals or other sensor data acquired immediately prior to therapy delivery.

電気的除細動及び除細動治療を提供する構成によれば、制御システム205は、検出回路202から受け取った心臓信号データを処理し、心臓不整脈症状を終止させて心臓を正常洞調律に復帰させるために、適切な頻拍性不整脈治療を開始する。 According to the configuration that provides cardioversion and defibrillation therapy, the control system 205 processes cardiac signal data received from the detection circuit 202, by terminating cardiac arrhythmia symptoms return the heart to normal sinus rhythm to initiates appropriate tachyarrhythmia therapy. 制御システム205は、ショック治療回路216に接続される。 The control system 205 is coupled to shock therapy circuitry 216. ショック治療回路216は、皮下電極214及びITCS装置ハウジングの缶電極又は不関電極207に接続される。 Shock therapy circuitry 216 is coupled to a subcutaneous electrode 214 and the ITCS device can or indifferent electrode 207 of the housing. ショック治療回路216は、命令に応じて、選択された電気的除細動又は除細動治療に従い、心臓に電気的除細動及び除細動刺激エネルギーを送る。 Shock therapy circuitry 216, in accordance with the instruction, in accordance with cardioversion or defibrillation therapy is selected, send a cardioversion and defibrillation stimulation energy to the heart. これより簡単な構成では、電気的除細動及び除細動治療の両方の送出を提供する構成とは対照的に、ショック治療回路216は、除細動治療を送るよう制御される。 In this simpler structure, in contrast to the configuration that provides cardioversion and defibrillation therapy both delivery, shock therapy circuitry 216 is controlled to send the defibrillation therapy. 本発明の態様を利用可能なタイプのITCS装置に組み込まれ得る態様である、ICD高エネルギー送出回路、構造及び機能性の例は、共有の米国特許第5,372,606号、第5,411,525号、第5,468,254号、及び第5,634,938号に開示されており、ここに参照することによってそれぞれの全体を本願明細書に組み込む。 Examples of embodiments which is a type of aspects that can be incorporated into the ITCS device available, ICD high energy delivery circuit, the structure and functionality of the present invention, commonly owned US Patent No. 5,372,606, the 5,411 , 525 No., No. 5,468,254, and are disclosed in No. 5,634,938, incorporated in its entirety for each herein by reference.

別の構成によれば、ITCS装置には、電気的除細動及び/又は除細動機能に加えて、心臓ペーシング機能が組み込まれてもよい。 According to another configuration, the ITCS device, in addition to cardioversion and / or defibrillation capabilities, cardiac pacing functions may be incorporated. 図1Cの点線で示されるように、ITCS装置はペーシング治療回路230を含んでもよい。 As indicated by the dotted line in FIG. 1C, ITCS device may include pacing therapy circuitry 230. ペーシング治療回路230は、制御システム205、皮下電極214、及び缶/不関電極207に接続される。 Pacing therapy circuitry 230 is connected to the control system 205, the subcutaneous electrode 214 and the can / indifferent electrodes 207,. ペーシング治療回路は、命令に応じて、選択されたペーシング治療に従い、ペーシングパルスを心臓に送る。 Pacing therapy circuit in accordance with the instruction, in accordance with pacing therapy is selected, send pacing pulses to the heart. ペーシング療法に従って、制御システム205内のペースメーカー回路によって生成される制御信号は、開始されて(initiated)ペーシング治療回路230に送られ、そこでペーシングパルスが生成される。 According pacing therapy, control signals generated by the pacemaker circuitry within the control system 205 is initiated is sent to (initiated The) pacing therapy circuitry 230 where pacing pulses are generated. ペーシング療法は、制御システム205によって修正されてもよい。 Pacing therapy may be modified by the control system 205.

経胸腔心臓モニタリング及び/又は刺激装置では、多くの心臓ペーシング治療が有用であり得る。 In transthoracic cardiac monitoring and / or stimulation device, many cardiac pacing therapies may be useful. 図1Cに示すように、このような心臓ペーシング治療は、ペーシング治療回路230を介して送られてもよい。 As shown in FIG. 1C, such cardiac pacing therapy may be delivered via the pacing therapy circuitry 230. 或いは、心臓ペーシング治療は、ショック治療回路216を介して送られてもよく、これによって別個のペースメーカー回路の必要がなくなり効果的である。 Alternatively, cardiac pacing therapies may be delivered via the shock therapy circuitry 216, thereby it is effective eliminates the need for separate pacemaker circuitry.

図1Cに示されるITCS装置は、本発明の実施形態による1つ以上の生理学的及び/又は非生理学的な代替センサから、信号を受け取るよう構成される。 ITCS device shown in Figure 1C, the one or more physiological and / or non-physiological alternative sensor according to an embodiment of the present invention, configured to receive a signal. 代替センサによって生成される信号は、用いられるセンサのタイプに応じて、検出回路202に直接接続された又は感知回路204を介して間接的に接続されたトランスデューサ回路に送られてもよい。 Signal generated by alternative sensor, depending on the type of sensors used may be sent to the transducer circuit connected indirectly via or sensing circuit 204 is directly connected to the detection circuit 202. なお、特定の代替センサは、感知データを、検出回路202による処理を経ずに制御システム205に送信してもよい。 Incidentally, specific alternative sensor, the sensing data may be transmitted to the control system 205 without passing through the processing by the detection circuit 202.

代替の非電気生理学的な心臓センサは、検出回路202に直接接続されてもよく、又は感知回路204を介して間接的に接続されてもよい。 Non electrophysiological cardiac sensors alternatives may be connected directly to the detection circuit 202, or may be indirectly connected via a sensing circuit 204. 非電気生理学的な心臓センサは、非電気生理学的な性質の心臓活動を感知する。 Non electrophysiological cardiac sensor senses cardiac activity of non-electrophysiological properties. 非電気生理学的な心臓センサである代替センサの例には、血中酸素センサ、経胸腔インピーダンスセンサ、血量センサ、音響センサ、及び/又は圧力トランスデューサ、及びアクセロメータが含まれる。 Examples of alternative sensors are non-electrophysiological cardiac sensors, blood oxygen sensors, transthoracic impedance sensors, blood volume sensors, acoustic sensors, and / or pressure transducers, and a accelerometer. これらのセンサからの信号は、心臓活動に基づいて生成されるが、電気生理的ソース(例えばR波やP波)からは直接得られない。 Signals from these sensors are generated based on the cardiac activity is not obtained directly from electrophysiological sources (e.g., R-wave and P-wave). 図1Cに示すように、代替センサ261は、感知回路204、検出回路202(明瞭にするため接続は図示しない)、及び制御システム205の1つ以上に接続されてよい。 As shown in FIG. 1C, alternative sensor 261, sensing circuit 204, (not shown connection for clarity) detection circuit 202, and may be connected to one or more of the control system 205.

通信回路218は、制御システム205のマイクロプロセッサ206に接続される。 Communication circuitry 218 is connected to the microprocessor 206 of the control system 205. 通信回路218は、ITCS装置が1つ以上の受信装置又はITCS装置の外部に位置するシステムと通信することを可能にする。 Communication circuitry 218 allows to communicate with systems ITCS device is located outside the one or more receiving devices or ITCS device. 例えば、ITCS装置は、通信回路218を介して患者着用型、携帯型又は、臨床型の通信システムと通信してもよい。 For example, ITCS device, the patient-worn through the communication circuit 218, a portable or may communicate with the clinical type communication system. 1つの構成では、1つ以上の生理学的又は非生理学的な(皮下、皮膚、又は、患者の外部の)代替センサは、周知の通信標準(ブルートゥースやIEEE802標準等)に準拠したインターフェイス等といった短距離無線通信インターフェイスを備えてもよい。 In one configuration, one or more physiological or non-physiological (subcutaneous, cutaneous, or external to the patient) the alternative sensor is short such compliant interface such as a well-known communication standards (Bluetooth or IEEE802 standards, etc.) distance may be a wireless communication interface. このようなセンサが取得したデータは、通信回路218を介してITCS装置に通信されてもよい。 Such data sensor is acquired may be communicated to the ITCS device via the communication circuit 218. なお、無線送信機又はトランシーバを備えた生理学的又は非生理学的な代替センサは、患者の外部の受信システムと通信してもよい。 Incidentally, physiological or non-physiological alternative sensors equipped with wireless transmitters or transceivers may communicate with a patient's external receiving system.

通信回路218は、ITCS装置が外部プログラマと通信することを可能にしてもよい。 Communication circuitry 218 may allow the ITCS device to communicate with an external programmer. 1つの構成では、通信回路218及びプログラマユニット(図示せず)は、当該技術分野で周知のように、ワイヤループアンテナ及び無線周波遠隔測定リンクを用いて、プログラマユニットと通信回路218との間で信号及びデータの送受信を行う。 In one configuration, the communications circuitry 218 and the programmer unit (not shown), as is well known in the art, using a wire loop antenna and a radio frequency telemetric link, between the programmer unit and communications circuitry 218 to transmit and receive signals and data. このようにして、植え込み中及び植え込み後に、ITCS装置とプログラマユニットとの間でプログラム命令及びデータが転送される。 Thus, during and after implantation and implantation, program instructions and data between the ITCS device and the programmer unit is transferred. 医師は、プログラマを用いて、ITCS装置が用いる様々なパラメータを設定又は修正できる。 Physician, using the programmer can set or modify various parameters used by the ITCS device. 例えば、医師は、ペーシング及び電気的除細動/除細動治療モードを含むITCS装置の感知、検出、ペーシング及び除細動機能に影響するパラメータを設定又は修正してもよい。 For example, the physician, sensing the ITCS device including pacing and cardioversion / defibrillation therapy modes, detection may be set or modify parameters affecting pacing and defibrillation functions.

一般的に、ITCS装置は、当該技術分野で周知のように、人体への植え込みに適したハウジングに収容されて気密密閉される。 Generally, ITCS device, as is well known in the art, is housed in a housing that is suitable for implantation in a human body is hermetically sealed. ITCS装置への電力は、ITCS装置内に収容された電気化学的電源220によって供給される。 Power to the ITCS device, supplied by an electrochemical power source 220 housed within the ITCS device. 1つの構成では、電源220は充電式電池を含む。 In one configuration, the power supply 220 includes a rechargeable battery. この構成によれば、何度も繰り返される電源220の非侵襲性の充電を容易にするために、電源220には充電回路が接続される。 According to this configuration, in order to facilitate non-invasive charging of the power supply 220 that is repeated many times, the power supply 220 is charging circuit is connected. 通信回路218、又は別個の受信器回路は、外部の無線周波エネルギー伝達器によって伝達される無線周波エネルギーを受け取るよう構成される。 Communication circuitry 218 or separate receiver circuitry, is configured to receive radio frequency energy transmitted by an external radio frequency energy transmitter. ITCS装置は、充電式電源に加えて非充電式電池を含んでもよい。 ITCS device may include a non-rechargeable battery in addition to the rechargeable power source. なお、充電式電源を用いる必要はなく、その場合には、長寿命の非充電式電池を用いる。 It is not necessary to use a rechargeable power source, in this case, using a non-rechargeable battery life.

図1Dは、ITCS装置の検出回路302の構成を示す。 1D shows a configuration of the detection circuit 302 of the ITCS device. 検出回路302は、心拍数検出回路310及びモルフォロジー解析回路312の一方又は両方を含む。 Detection circuit 302 includes one or both of the heart rate detection circuit 310 and the morphology analyzing circuit 312. 不整脈の検出及び確認は、心拍数検出回路310によって実装される、当該技術分野で周知の心拍数に基づく識別アルゴリズムを用いて達成されてもよい。 Detection and confirmation of an arrhythmia is implemented by the heart rate detection circuit 310, it may be accomplished using an identification algorithm based on the known heart rate in the art. 不整脈の症状は、当該技術分野で周知のように、感知された心臓信号のモルフォロジーに基づく解析によって検出及び確認されてもよい。 Symptoms of arrhythmia, as is well known in the art, may be detected and confirmed by analysis based on morphology of sensed cardiac signals. 心拍数に基づく手法及びモルフォロジーに基づく手法の両方を用いて、層構造又は並列構造の不整脈識別アルゴリズムを実装してもよい。 Using both methods based on the approach and morphology based on the heart rate, it may be implemented arrhythmia identification algorithm of the layer structure or a parallel structure. 更に、例えば、ここに参照することにより本願明細書に組み込む米国特許第6,487,443号、第6,259,947号、第6,141,581号、第5,855,593号、及び第5,545,186号に開示されるアプローチを用いることにより、不整脈の症状を検出及び/又は確認するために、心拍数及びパターンに基づく不整脈検出及び識別手法を用いてもよい。 Furthermore, for example, U.S. Pat. No. 6,487,443 incorporated herein by reference herein, No. 6,259,947, No. 6,141,581, No. 5,855,593, and by using the approach disclosed in No. 5,545,186, to detect and / or confirm a symptom of arrhythmia, it may be used arrhythmia detection and identification method based on heart rate and pattern.

マイクロプロセッサ306に接続された検出回路302は、感知された心臓信号を、経胸腔心臓感知及び/又は刺激装置において特に有用な方法で処理するための専用回路を組み込むよう、又は専用回路と通信するよう構成されてもよい。 Detection circuit connected to the microprocessor 306 302, the sensed cardiac signals, to incorporate dedicated circuit for processing a particularly useful method in transthoracic cardiac sensing and / or stimulation device, or to communicate with the dedicated circuit it may be configured. 図1Dに例示されるように、検出回路302は、複数の生理学的及び非生理学的な代替センサから情報を受け取ってもよい。 As illustrated in FIG. 1D, the detection circuit 302 may receive information from a plurality of physiological and non-physiological alternative sensor. 例えば、適切な音響センサを用いて経胸腔音響をモニタリングしてもよい。 For example, it may be monitored transthoracic acoustic using a suitable acoustic sensor. 例えば、心音を検出し、代替センサ処理回路318によって様々な目的に合わせて処理してもよい。 For example, to detect heart sounds may be processed for a variety of purposes by alternative sensor processing circuit 318. 音響データは、有線又は無線リンクを介して検出回路302に送られ、心臓信号検出及び/又は不整脈検出を強化するために用いられる。 Acoustic data is sent to a detection circuit 302 via a wired or wireless link, used to enhance the cardiac signal detection and / or arrhythmia detection. 例えば、音響情報は、本発明に従って、ECG心拍数に基づく不整脈の識別を確証するために用いられてもよい。 For example, audio information, in accordance with the present invention may be used to confirm the identity of the arrhythmia based on the ECG heart rate.

検出回路302は、骨格筋活動をモニタリングする1つ以上の代替センサから情報を受け取ってもよい。 Detection circuit 302 may receive information from one or more alternative sensor to monitor skeletal muscle activity. 経胸腔電極は、心臓活動信号に加えて、骨格筋信号を容易に検出する。 Transthoracic electrode, in addition to the cardiac activity signal, easily detect skeletal muscle signals. このような骨格筋信号は、患者の活動レベルを判定するために用いられてもよい。 Such skeletal muscle signals may be used to determine the activity level of the patient. 心臓信号検出の脈絡においては、このような骨格筋信号は、心臓活動信号のアーチファクトと考えられ、雑音と見なされ得る。 In the context of cardiac signal detection, such skeletal muscle signals are considered artifacts of heart activity signals may be considered as noise. 処理回路316は、1つ以上の骨格筋センサからの信号を受け取り、処理した骨格筋信号データを検出回路302に送る。 Processing circuitry 316 receives signals from one or more skeletal muscle sensors, and sends the processed skeletal muscle signal data to the detection circuit 302. 骨格筋雑音を伴う正常な心臓洞律動を、心臓不整脈と区別するために、このデータを用いてもよい。 The normal heart sinus rhythm with skeletal muscle noise, in order to distinguish it from cardiac arrhythmia, may use this data.

既に述べたように、検出回路302は、雑音処理回路314に接続されるか又は別様で雑音処理回路314を組み込む。 As already mentioned, the detection circuit 302 incorporates a noise reduction circuit 314 or otherwise connected to the noise processing circuit 314. 雑音処理回路314は感知された心臓信号を処理し、感知された心臓信号に含まれる雑音を低減することによって心臓信号のSNRを改善する。 Noise processing circuit 314 processes the sensed cardiac signals, to improve the SNR of the cardiac signal by reducing noise included in the sensed cardiac signal.

次に図1Eを参照すると、1つの構成によるITCS装置の様々な構成要素のブロック図が示されている。 Referring now to FIG. 1E, a block diagram of various components of the ITCS device is shown, according to one configuration. 図1Eは、様々な生理学的及び非生理学的パラメータの検出に関連する複数の構成要素を示す。 Figure 1E shows a plurality of components associated with the detection of various physiological and non-physiological parameters. 図示されるように、ITCS装置はマイクロプロセッサ406を含み、マイクロプロセッサ406は、一般的にITCS装置の制御システムに組み込まれ、検出回路402に接続される。 As shown, the ITCS device includes a microprocessor 406, microprocessor 406 is generally incorporated into the control system of the ITCS device, is connected to the detection circuit 402. センサ信号処理回路要素410は、複数の異なる心電図センサ及び/又は代替センサからのセンサデータを受け取ることができる。 The sensor signal processing circuitry 410 may receive sensor data from the electrocardiogram sensor different and / or alternative sensors.

例えば、ITCS装置は、様々なタイプの非生理学的なセンサ421、生理学的な外部/皮膚センサ422及び/又は生理学的な内部センサ424と協同するか又は別様でそれらを組み込んでよい。 For example, ITCS device may incorporate them in various types of non-physiological sensor 421, physiological external / skin sensor 422 and / or physiological internal sensor 424 and the cooperating or otherwise. このようなセンサには、例えば、音響センサ、インピーダンスセンサ、酸素飽和センサ、血量センサ、及び血圧センサが含まれ得る。 Such sensors, for example, an acoustic sensor, impedance sensor, an oxygen saturation sensor may include blood volume sensor, and a blood pressure sensor. これらの各センサ421、422、424は、短距離無線通信リンク420を介して、センサ信号処理回路要素410に通信可能に接続されてもよい。 Each of these sensors 421,422,424, via a short-range wireless communication link 420, may be communicatively coupled to the sensor signal processing circuitry 410. 或いは、生理学的内部センサ424等の特定のセンサは、配線接続(例えば電気的又は光学的な接続)を介して、センサ信号処理回路要素410に通信可能に接続されてもよい。 Alternatively, certain sensors, such as physiologic internal sensors 424, via a wired connection (e.g., electrical or optical connections) may be communicatively coupled to the sensor signal processing circuitry 410. 本発明のITCS装置において実装され得る有用な光電脈波センサ及びそれを用いる技術は、ここに参照することにより本願明細書に組み込む米国特許第6,491,639号に開示されている。 Techniques using that may be useful photoelectric pulse wave sensor and it is implemented in the ITCS device of the present invention are disclosed in U.S. Pat. No. 6,491,639 incorporated herein by reference.

図1A〜図1Eに示される構成要素、機能性及び構造的構成は、ITCS装置に組み込まれ得る様々な特徴及び特徴の組合せの理解を提供することを意図したものである。 Components shown in FIG 1A~ Figure 1E, the functional and structural configuration are intended to provide an understanding of the combinations of the various features and features may be incorporated in the ITCS device. 比較的複雑な設計から比較的簡単な設計まで、広範囲のITCSやその他の植え込み型心臓モニタリング及び/又は刺激装置構成が考えられることを理解されたい。 Until relatively simple design from a relatively complex designs, it is to be understood that a wide range of ITCS and other implantable cardiac monitoring and / or stimulation device configurations are contemplated. このように、特定のITCS又は心臓モニタリング及び/又は刺激装置構成は、本願明細書に記載される特定の特徴を含んでよく、他のそのような装置構成は、本願明細書に記載される特定の特徴を含まなくてもよい。 Thus particular, certain ITCS or cardiac monitoring and / or stimulation device configurations may include particular features as described herein, other such device configurations, as described herein features may not include the.

本発明の実施形態によれば、ITCS装置は、心臓感知及び不整脈治療送出の一方又は両方を提供する皮下電極システムを含むよう実装されてもよい。 According to an embodiment of the present invention, ITCS device may be implemented to include a subcutaneous electrode system that provides one or both of cardiac sensing and arrhythmia therapy delivery. 1つのアプローチによれば、ITCS装置は、モニタリング、診断及び/又は治療の機能を実行する、長期にわたって植え込み可能なシステムとして実装されてもよい。 According to one approach, ITCS device monitoring, performing diagnostic and / or therapeutic functions may be implemented as an implantable system over time. ITCS装置は、心臓不整脈を自動的に検出して治療してもよい。 ITCS device may be used to treat cardiac arrhythmia automatically detect and.

1つの構成において、ITCS装置は、身体の前胸郭領域等といった身体の胸部領域の皮下に植え込まれるパルス発生器及び1つ以上の電極を含む。 In one configuration, ITCS device includes a pulse generator and one or more electrodes to be implanted subcutaneously in the body of the thoracic region, such prior thoracic region or the like of the body. ITCS装置は、徐脈及び頻拍性不整脈に対する心房及び/又は心室治療を提供するために用いられてもよい。 ITCS device may be used to provide atrial and / or ventricular therapy for bradycardia and tachycardia arrhythmias. 頻拍性不整脈治療は、例えば、心房性又は心室性の頻拍又は細動を治療するための、電気的除細動、除細動及び抗頻拍ペーシング(ATP)を含んでもよい。 Tachyarrhythmia therapy, for example, to treat atrial or ventricular tachycardia or fibrillation, cardioversion may include defibrillation and anti-tachycardia pacing (ATP). 徐脈治療は、徐脈や心停止に対する一時的なポストショック(post-shock)ペーシングを含んでもよい。 Bradycardia therapy, temporary post shock to bradycardia and cardiac arrest (post-shock) may include pacing. 徐脈や心停止のためのポストショックペーシングを実装するための方法及びシステムは、2003年2月28日に出願された「心停止を防止するポストショック経胸腔ペーシングを用いる皮下心臓刺激("Subcutaneous Cardiac Stimulator Employing Post-Shock Transthoracic Asystole Prevention Pacing")」という名称の共有の米国特許出願第10/377,274号に記載されている(ここに参照することによりその全体を本願明細書に組み込む)。 Method and system for implementing the post-shock pacing for bradycardia or cardiac arrest, subcutaneous cardiac stimulation using the post shock transthoracic pacing to prevent "cardiac arrest, filed February 28, 2003 (" subcutaneous Cardiac Stimulator Employing Post-Shock Transthoracic Asystole Prevention Pacing ")" incorporated herein by reference in its entirety which is (here described in U.S. Patent application No. 10 / 377,274 share named).

1つの構成において、1つのアプローチによるITCS装置は、従来のパルス発生器及び皮下電極植え込み技術を用いてもよい。 In one configuration, ITCS device according to one approach may be used a conventional pulse generator and subcutaneous electrode implant techniques. パルス発生装置及び電極は、長期にわたって皮下に植え込まれてもよい。 Pulse generator and the electrodes may be implanted subcutaneously over time. このようなITCSは、従来の植え込み型システムと同様に、自動的に不整脈を検出して治療するために用いられてもよい。 Such ITCS, like a conventional implantable systems may be automatically used to treat detects an arrhythmia. 別の構成では、ITCS装置は、単一構造(例えば、単一のハウジング/ユニット)を含んでもよい。 In another configuration, ITCS device may comprise a unitary structure (e.g., a single housing / unit). 電子部品及び電極導体/コネクタは、一体的ITCS装置ハウジング/電極支持アセンブリ内又はその表面に配置される。 Electronic components and electrode conductors / connectors are disposed integrally ITCS device housing / electrode support assembly or on its surface.

ITCS装置は電子部品を含み、従来の植え込み型細動除去器と類似していてもよい。 ITCS device comprises electronic components, it may be similar to conventional implantable defibrillator. 身体の胸郭領域の皮下に配置された、一方がパルス発生器ハウジング(例えば缶)であり得る2つ以上の電極間で、高電圧ショック治療を行ってもよい。 Was placed subcutaneously in the body of the thoracic region, one possible between two or more electrodes at the pulse generator housing (e.g. cans), it may be carried out a high-voltage shock therapy.

それに加えて、又はそれとは別に、ITCS装置は、徐脈治療のために低エネルギー電気刺激を提供してもよい。 In addition, or alternatively, ITCS device and it may provide a low energy electrical stimulation for bradycardia therapy. ITCS装置は、従来のペースメーカーと同様の徐脈ペーシングを提供してもよい。 ITCS device may provide similar bradycardia pacing and conventional pacemakers. ITCS装置は、徐脈又は心停止に対する一時的なポストショックペーシングを提供してもよい。 ITCS device may provide temporary post-shock pacing for bradycardia or cardiac arrest. 感知及び/又はペーシングは、ショック電極も組み込んだ電極サブシステム上に配置される感知/ペース電極を用いて、又は皮下に植え込まれるそれぞれ別個の電極によって、達成されてよい。 Sensing and / or pacing, using the sensing / pacing electrode arranged on the shock electrode also incorporating electrode subsystem, or by respective separate electrodes implanted subcutaneously, it may be achieved.

ITCS装置は、本発明による様々な診断、治療、又はモニタリングの実装と関連して用いられ得る様々な代替信号を検出してもよい。 ITCS device, various diagnostics according to the present invention, the treatment, or a variety of alternative signals may be used in connection with monitoring the implementation may detect. 例えば、ITCS装置は、脈拍圧信号、血中酸素レベル、心音、心臓加速、及び他の心臓の活動に関連した非電気生理学的な信号を検出するためのセンサ又は回路を含んでよい。 For example, ITCS device, pulse pressure signal, blood oxygen level, heart sounds, cardiac acceleration, and may include sensors or circuitry for detecting the non-electrophysiological signals related to the activity of another heart. 一実施形態において、ITCS装置は、例えば、呼吸の1回換気量及び毎分換気量を含む様々な呼吸パラメータが導出され得る、胸腔内インピーダンスを感知する。 In one embodiment, ITCS device, for example, various respiratory parameters, including tidal volume and minute ventilation breath can be derived, senses intrathoracic impedance. 1つ以上の身体運動又は体位に関する信号を検出するためのセンサ及びそれと関連付けられた回路が、ITCS装置と関連して組み込まれてもよい。 Sensors and circuitry associated therewith for detecting a signal relating to one or more body movement or body position, may be incorporated in conjunction with the ITCS device. 例えば、患者の活動、患者の位置、身体の向き又は胴の位置を検出するために、アクセロメータ及びGPS装置を用いてもよい。 For example, patient activity, patient position, in order to detect the position of the body orientation or cylinder may be used accelerometer and GPS devices.

ITCS装置は、高度患者管理(APM)システムの構成において用いられてもよい。 ITCS device may be used in the construction of advanced patient management (APM) system. 高度患者管理システムは、医師が、遠隔から自動的に、患者の心機能及び呼吸機能、並びに他の状態をモニタリングすることを可能にし得るものである。 Advanced patient management system, physicians, automatically remotely, it is capable of allowing the monitoring patient cardiac function and respiratory function, as well as other conditions. 1つの例では、心臓ペースメーカー、除細動器、及び再同期装置等といった植え込み型心律動管理システムは、患者のリアルタイムデータ収集、診断及び治療を可能にする様々な電気通信技術及び情報技術を備えてもよい。 In one example, cardiac pacemakers, implantable cardiac rhythm management systems such as defibrillators, and resynchronization devices, etc., provided with real-time data acquisition of the patient, a variety of telecommunications and information technologies that enable the diagnosis and treatment it may be. 本願明細書に記載される様々な実施形態は、高度患者管理と関連して用いられ得る。 Various embodiments described herein may be used in conjunction with advanced patient management. 遠隔からの患者/装置のモニタリング、診断、治療又は他のAPM関連の方法論を提供するよう構成され得る本願明細書に記載される方法、構成及び/又は技術は、ここに参照することにより本願明細書に組み込む米国特許第6,221,011号、第6,270,457号、第6,277,072号、第6,280,380号、第6,312,378号、第6,336,903号、第6,358,203号、第6,368,284号、第6,398,728号、及び第6,440,066号の1つ以上の特徴を組み込んでもよい。 Monitoring of patient / device from the remote diagnosis, the methods described herein that may be configured to provide a treatment or other APM related methodologies, structure and / or technology, hereby by reference herein incorporated in the book US Pat. No. 6,221,011, No. 6,270,457, No. 6,277,072, No. 6,280,380, No. 6,312,378, No. 6,336, 903 No., No. 6,358,203, No. 6,368,284, No. 6,398,728, and may incorporate one or more features of No. 6,440,066.

1つのアプローチによるITCS装置は、容易に植え込み可能な治療、診断又は、モニタリングシステムを提供する。 ITCS device according to one approach, easily implantable therapeutic, diagnostic or to provide a monitoring system. このITCSシステムは、静脈内又は胸腔内へのアクセスを要さずに植え込まれ得るものであり、より簡単で侵襲性が低い植え込み手順を提供し、リード及び外科手術の複雑さを最小限にし得る。 The ITCS system, which may be implanted without requiring access to the intravenous or intrathoracic, provides a simpler and less invasive implantation procedure, to minimize the complexity of the leads and surgery obtain. 更に、このシステムは、経静脈リードシステムによって併発症を生じる患者に対する使用に有益であろう。 Furthermore, this system may be beneficial to use for patients resulting in complications by transvenous lead systems. このような併発症には、特に、外科的な併発症、感染、不十分な血管開通、人工弁の存在に関連する併発症、及び小児科患者の成長に起因する限界が含まれるが、これらに限定されない。 Such complications, in particular, surgical complications, infection, insufficient vessel patency, complications associated with the presence of a prosthetic valve, and includes a limit due to the growth of pediatric patients, these but it is not limited. このアプローチによるITCSシステムは、前胸部の皮下に植え込まれる2つ以上の電極サブシステムの組合せを含むよう構成され得る点で、従来のアプローチとは異なる。 ITCS system according to this approach, in that it can be configured to include a combination of two or more electrodes subsystem to be implanted subcutaneously in the anterior chest, different from the conventional approach.

図2に示すように、1つの構成では、ITCSシステムの電極サブシステムは、患者の心臓510の周囲に配置される。 As shown in FIG. 2, in one configuration, the electrode subsystems of ITCS system is placed around the patient's heart 510. ITCSシステムは、缶電極502を含む第1の電極サブシステムと、1つ以上の電極及び/又は1つ以上の多素子電極を含む第2の電極サブシステム504とを含む。 ITCS system includes a first electrode subsystem, including a can electrode 502, and a second electrode subsystem 504 that includes one or more electrodes and / or one or more multi-element electrodes. 第2の電極サブシステム504は、感知及び/又は電気刺激に用いられる複数の電極を含んでよく、代替センサを更に含んでもよい。 The second electrode subsystem 504 may include a plurality of electrodes used for sensing and / or electrical stimulation may further include a substitute sensor.

様々な構成において、第2の電極サブシステム504は、電極の組合せを含んでもよい。 In various configurations, the second electrode subsystem 504 may include a combination of electrodes. 第2の電極サブシステム504の電極の組合せは、コイル電極、先端電極、リング電極、多素子コイル、渦巻コイル、非導電性支持体に取り付けられた渦巻コイル、スクリーンパッチ電極、及び他の電極構成を含み得る。 The combination of the electrodes of the second electrode subsystem 504, a coil electrode, the tip electrode, ring electrode, multi-element coils, spiral coils, spiral coils mounted on non-conductive support, a screen patch electrodes, and other electrode configurations It may include. 適切な非導電性支持体材料は、例えばシリコーンゴムである。 Suitable non-conductive support material, for example silicone rubber.

缶電極502は、ITCS装置の電子部品を収容するハウジング501上に配置される。 It can electrode 502 is disposed on the housing 501 for housing the electronic components of the ITCS device. 一実施形態では、缶電極502は、ハウジング501の外面全体を含む。 In one embodiment, the can electrode 502 includes the entire outer surface of the housing 501. 別の実施形態では、ハウジング501の様々な部分は、缶電極502から、又は組織から、電気的に絶縁されてもよい。 In another embodiment, various portions of the housing 501, the can electrode 502 or from tissue, may be electrically insulated. 例えば、缶電極502の活性領域は、心臓の感知及び/又は刺激に有利なように電流の流れを案内するように、ハウジング501の前面又は後面の全て又は一部を含んでよい。 For example, the active region of the can electrode 502, so as to guide the flow of current in favor of sensing and / or stimulation of the heart may include all or part of the front or rear surface of the housing 501.

一実施形態によれば、ハウジング501は、従来の植え込み型ICDのハウジングに類似していてもよく、ハウジング501の容積は約20〜100cc、厚さは0.4〜2cm、各面の表面積は約30〜100cm 2である。 According to one embodiment, the housing 501 may be similar to the housing of a conventional implantable ICD, the volume of the housing 501 is about 20~100Cc, thickness 0.4~2Cm, the surface area of ​​each surface it is about 30~100cm 2. 上述のように、電流の流れを最適に案内するために、ハウジングの一部は組織から電気的に絶縁されてもよい。 As described above, in order to optimally guide the flow of the current, part of the housing may be electrically insulated from the tissue. 例えば、電流の流れを案内するために、ハウジング501の一部が非導電性又は別様で電気抵抗を有する材料で覆われてもよい。 For example, in order to guide the flow of current, may be covered with a material having an electrical resistance part of the housing 501 is a non-conductive or otherwise. 適切な非導電性材料コーティングには、例えば、シリコーンゴム、ポリウレタン又はパリレンから形成されるものが含まれる。 Suitable non-conductive material coating, for example, include those formed from silicone rubber, polyurethane or parylene.

それに加えて、又はそれとは別に、電流の流れを最適に案内するために、ハウジング501の全体又は一部が、導電率特性が変わるよう処理されてもよい。 In addition, or alternatively, in order to optimally guide the flow of current, all or a portion of the housing 501, may be treated to conductivity characteristics vary. 電流の流れを最適化するために、ハウジング501の表面の導電率特性を、表面の導電率を増減する等によって変更するために、様々な公知の技術を用いてよい。 To optimize the flow of current, the conductivity properties of the surface of the housing 501, in order to change, such as by increasing or decreasing the conductivity of the surface may be using a variety of known techniques. このような技術としては、所望の導電率特性を達成するためにハウジング501の表面を機械的又は化学的に変える技術が含まれ得る。 Such techniques may include mechanically or chemically altering technology the surface of the housing 501 to achieve the desired conductivity characteristics.

上述のように、皮下に植え込まれた電極から収集される心臓信号には、雑音が混ざっている場合がある。 As described above, the cardiac signals collected from electrodes implanted subcutaneously may noise is mixed. 更に、特定の雑音源は、心臓信号に類似した周波数特性を有する。 Furthermore, the particular source of noise, has similar frequency characteristics to the heart signal. このような雑音は、過剰な感知や不要なショック送出につながり得る。 Such noise can lead to excessive sensing or unnecessary shock delivery. 雑音信号の振幅が比較的高く、重複する周波数を含む可能性があるため、フィルタリングのみでは雑音の完全な抑制には至らない。 Relatively high amplitude of the noise signal, because that may contain overlapping frequency, does not lead to complete suppression of the noise than filtering only. 更に、フィルタの性能は、遭遇する全種類の雑音に対して十分にロバストではないのが一般的である。 Furthermore, the performance of the filter is not a sufficiently robust to all types of noise encountered is common. 更に、公知の適応的フィルタリング手法では、患者にVF(心室細動)がある状況又は高振幅雑音がある状況に対する、しばしば未知の基準信号が必要である。 Furthermore, the known adaptive filtering techniques, for the situation where there is a situation or high amplitude noise is VF (ventricular fibrillation) in patients, it is often necessary unknown reference signal.

皮下植え込み電極から収集される心臓信号には、雑音が混ざっている場合がある。 Heart signals collected from subcutaneous implantation electrode may noise is mixed. 更に、特定の雑音源は、心臓信号に類似した周波数特性を有する。 Furthermore, the particular source of noise, has similar frequency characteristics to the heart signal. このような雑音は、過剰な感知や不要なショック送出につながり得る。 Such noise can lead to excessive sensing or unnecessary shock delivery. 雑音信号の振幅が比較的高く、重複する周波数を含む可能性があるため、フィルタリングのみでは雑音の完全な抑制には至らない場合がある。 Relatively high amplitude of the noise signal, because that may contain overlapping frequency, than filtering only may not lead to complete inhibition of the noise. 更に、フィルタの性能は、遭遇する全種類の雑音に対して十分にロバストではない場合がある。 Furthermore, the performance of the filter may not be sufficiently robust for all kinds of noise encountered. 更に、公知の適応的フィルタリング手法では、患者にVF(心室細動)がある状況又は高振幅雑音がある状況に対する、しばしば未知の基準信号が必要である。 Furthermore, the known adaptive filtering techniques, for the situation where there is a situation or high amplitude noise is VF (ventricular fibrillation) in patients, it is often necessary unknown reference signal.

本発明の1つのアプローチによれば、ITCS装置は、一群の分離された信号(例えばブラインドソース分離(BSS)技術で得られる分離信号)の中から心臓信号を識別するために、代替信号を用いてもよい。 According to one approach of the present invention, ITCS device, in order to identify a cardiac signal from a group of separated signals (e.g. a blind source separation (BSS) separated signal obtained by the technique), using an alternative signal it may be. なお、後述する信号識別技術の全て又は特定の態様は、ITCS装置以外の(植え込み型又は非植え込み型の)装置又はシステムで実装されてもよく、ITCS装置で実装される分離方法としてのBSS技術の記載は説明を目的とするものであり、これに限定するものではないことを理解されたい。 Note that all or certain aspects of the later signal identification techniques may be implemented in ITCS other devices (implantable or non-implantable) device or system, BSS technique as a separation method to be implemented by the ITCS device the described are intended for purposes of illustration, it will be understood that it is not limited thereto.

信号分離技術は、複合信号から多くの個々の信号を分離するものである。 Signal separation technique is to separate many of the individual signals from the composite signal. 例えば、患者の表面又は患者の内部で検出される複合信号は、様々な信号ソースから生じる複数の信号成分(このような信号成分は、心臓信号、骨格筋運動関連信号、電磁干渉信号、及び発生源が未知の信号を含む)を含み得る。 For example, the composite signal detected at the inner surface or the patient's patient, a plurality of signal components (such signal components originating from different signal sources, cardiac signal, skeletal muscle motion-related signal, electromagnetic interference signals, and generating sources may include containing an unknown signal). 信号分離技術は、複合信号を個々の信号に分離するが、このような信号のソースは必ずしも示さない。 Signal separation technique is to separate the composite signal into individual signals, the source of such signals are not necessarily shown.

複合信号マトリックスに対する主成分解析を行って生じる最大固有値を用いることは、ITCS装置が対象とする心臓信号である可能性が最も高い分離信号を識別する1つの方法を提供する。 Using the maximum eigenvalue resulting performing principal component analysis for the composite signal matrix provides one method for identifying a highest separation signal could be a cardiac signal ITCS device is intended. しかしながら、分離された全ての信号を解析することは、計算集約的なオペレーションである。 However, it is computationally intensive operations to analyze all of the signals separated. 本発明は、雑音信号と心臓信号との区別の補助となる代替信号を用いることにより、対象の心臓信号である可能性が最も高い信号の指標を効率的な方法で提供し、これにより、可能性がある多くの分離信号から対象の心臓信号を識別するのに必要な時間を大きく低減する。 The present invention, by using alternative signal serving as aid in distinguishing between the noise signal and the cardiac signal, and provides an indication of the highest signal could be a cardiac signal of interest in an efficient manner, thereby, possible sex time significantly reduces required from a certain number of separate signals to identify the cardiac signal of interest.

本発明の1つのアプローチによれば、ITCS装置は、例えばブラインドソース分離(BSS)技術で得られるような一群の分離信号の中から、心臓信号を識別するよう実装されてもよい。 According to one approach of the present invention, ITCS device, for example, from the group of separated signals as obtained in a blind source separation (BSS) techniques may be implemented to identify the cardiac signal. ブラインドソース分離のための装置及び方法は、2003年12月19日に出願された共有の米国特許出願番号第10/741,814号(ここに参照することにより本願明細書に組み込む)で更に説明されている。 Apparatus and method for blind source separation is further described in the December 2003 share filed 19 U.S. Patent Application Serial No. 10 / 741,814 (incorporated herein by reference herein) It is. 雑音消去電極を用いた別の有用な信号分離手法に関連する装置及び方法は、2003年12月17日に出願された共有の米国特許出願番号第10/738,608号(ここに参照することにより本願明細書に組み込む)で更に説明されている。 Apparatus and method related to another useful signal separation method using the noise cancellation electrode, reference to which was filed commonly owned US Patent Application No. 10 / 738,608 (herein on December 17, 2003 It is further described incorporated herein) by.

上述のような代替センサ503からの情報は、例えばECGや他の心拍数に基づく不整脈識別等といった不整脈識別の精度を高めるために用いられてもよい。 Information from the alternative sensor 503 as described above, may be used to enhance the accuracy of arrhythmia identification, eg arrhythmia identification or the like based on ECG or other heart rate. 雑音の存在下における正常洞調律(NSR)からの不整脈の検出及び識別を改善するために、例えば、心音の音響信号、アクセロメータ、血液センサ又は他の非電気生理学的ソースのセンサ等といった、心臓の電気的活動に依存しない信号を用いてもよい。 To improve the detection and identification of arrhythmias from normal sinus rhythm in the presence of noise (NSR), for example, the acoustic signals of heart sounds, accelerometer, such as sensors or the like of the blood sensor or other non-electrophysiological source of heart it may be used a signal that is independent of the electrical activity. 図2に示すように、代替センサ503は、ハウジング501内若しくはハウジング501上に設けられてもよく、又は、上述したように、第2の電極サブシステム504の一部として設けられてもよい。 As shown in FIG. 2, the alternative sensor 503 may be provided on the housing 501 in or housing 501, or, as described above, may be provided as part of the second electrode subsystem 504. また、代替センサ503は、追加のリードを用いてハウジング501に直接接続されてもよく、又は、図1C及び図1Dを参照して説明したように、無線接続されてもよい。 Moreover, alternative sensor 503 may be connected directly to the housing 501 with additional leads, or, as described with reference to FIG. 1C and FIG. 1D, may be connected wirelessly.

本発明の一実施形態では、電気雑音及び/又は心電図上アーチファクトの存在下で様々な心律動を検出する際の信号識別を補助するために、心音を用いる。 In one embodiment of the present invention, in order to assist the signal identification in detecting various cardiac rhythm in the presence of electrical noise and / or electrocardiographic on artifacts using heart sounds. この付加的な代替識別信号は、電気生理的心臓信号と時間相関しているので、代替信号は、たとえ電気雑音及び/又は心電図上アーチファクトの存在下でも、患者の律動の状態に関する情報を提供し得る。 This additional alternative identification signal, since the correlation electrophysiological cardiac signals and time, alternative signal, even in the presence of electrical noise and / or electrocardiographic on artifacts provide information about the state of the patient's rhythm obtain. 例えば、ECG信号がQRSコンプレックスを有する心臓信号を含むことを確認するために、この代替信号を用いてもよく、この場合、QRSコンプレックスを有するECG信号のみが、確認されたECG信号である。 For example, in order to ECG signal is found to contain a cardiac signal having a QRS complex may be used with this alternative signal, in this case, only the ECG signal with QRS complex is a validated ECG signal. それに続く解析では、例えば心拍数の計算に、確認されたECG信号のみが用いられることを要求してもよい。 In subsequent analysis, for example, the heart rate calculation, only confirmed ECG signal may request to be used. これにより、電気的干渉及び雑音の混入の影響を受けにくい、よりロバストなアルゴリズムが提供される。 Thus, less susceptible to electrical interference and noise contamination, a more robust algorithm is provided.

一実施形態では、心音を検出するために、例えばアクセロメータや音響トランスデューサ等の皮下センサを用いてもよい。 In one embodiment, in order to detect heart sounds may be used, for example subcutaneous sensor such as accelerometer or an acoustic transducer. 電気雑音を伴う正常洞調律を、潜在的に致命的な不整脈(例えば心室性頻拍症及び心室細動)から識別するために、心拍数、曲率及び他のECG情報と共に心音を用いてもよい。 The normal sinus rhythm with electrical noise, in order to identify the potentially fatal arrhythmias (e.g. ventricular tachycardia and ventricular fibrillation), heart rate, may be used heart with curvature and other ECG information . ITCS装置は、信号又は律動識別を行う際に、心音の存在、特性及び発生頻度の1つ以上をECG情報と組み合わせて用いてもよい。 ITCS device, when performing signal or rhythm discrimination, the presence of heart sounds, one or more of the characteristics and frequency of occurrence may be used in combination with ECG information.

ECG信号から判定される心拍数を、例えば、診断目的で心音情報と共に解析してもよい。 The heart rate is determined from the ECG signal, for example, may be analyzed in conjunction with heart sound information for diagnostic purposes. 高いECG心拍数が、正常な心拍数の心音と共に検出された場合には、そのECG信号には雑音が存在することが示されよう。 High ECG heart rate, when it is detected with a normal heart rate heart sounds, and its ECG signal will be shown that the presence of noise. 高いECG心拍数が、変性した心音と共に検出された場合には、潜在的に致命的な不整脈が示されよう。 High ECG heart rate, when it is detected with modified heart sounds will be potentially lethal arrhythmia shown. なお、上述の例の心拍数を、ECGのモルフォロジー又は他の技術で置き換えることもできよう。 Note that the heart rate in the example above could be replaced with ECG morphology or other techniques. また、心音を他のセンサから得た信号で置き換えることもできよう。 Also, could be replaced by a signal obtained heart sounds from other sensors. 例えば、インピーダンス、脈拍圧、血液量/流量又は心臓加速を用いることができよう。 For example, impedance, pulse pressure could be used blood volume / flow or cardiac acceleration.

心音の検出には、様々なタイプの音響センサが用いられてよい。 The detection of heart sounds, may be used various types acoustic sensors. このような音響センサの例としては、ダイアフラムに基づく音響センサ、MEMSに基づく音響センサ(MEMSに基づく音響トランスデューサ等)、光ファイバ音響センサ、圧電センサ、アクセロメータに基づく音響センサ及びアレイが含まれる。 Examples of such an acoustic sensor, an acoustic sensor based on the diaphragm, (acoustic transducer or the like based on MEMS) acoustic sensors based on MEMS, optical fiber acoustic sensor, a piezoelectric sensor, include acoustic sensors and arrays based on accelerometer. これらのセンサは、心音と関連する音声周波数圧力波を検出するために用いられてもよく、また、他の非電気生理学的な心臓関連信号を検出するために用いられてもよい。 These sensors may be used to detect the audio frequency pressure waves associated with heart sounds, may also be used to detect other non-electrophysiological cardiac related signals.

患者の心臓パルス又は鼓動の存在は、患者の首を触診すること、及び、患者の心臓から供給される血液による患者の頸動脈の体積変化を感知することによって検出されるのが一般的である。 The presence of cardiac pulse, or heartbeat of the patient is to palpate the patient's neck, and they are generally detected by sensing the change in volume of the carotid artery of the patient with the blood supplied from the patient's heart . 図3の一番上には、連続した2つのパルス、即ち鼓動間の、患者の頸動脈の物理的な伸縮を表す頸動脈波信号810のグラフが示されている。 Top the of FIG 3, two consecutive pulses, i.e. between heartbeats, the graph of the carotid pulse wave signal 810 representative of the physical expansion and contraction of the patient's carotid artery is shown. 鼓動において心臓心室が収縮すると、患者の末梢循環系の隅々まで圧力波が送られる。 When cardiac ventricle contracts in beating, the pressure wave is sent throughout the patient's peripheral circulation system. 図3に示される頸動脈波信号810は、心収縮期における心室からの血液の拍出と共に上昇し、心臓からの圧力波が最大に達するときにピークに達する。 Carotid pulse signal 810 shown in Figure 3, increases with beats and out of blood from the ventricle in systole and peaks when the pressure wave from the heart reaches a maximum. 各脈拍の終わりに向かって圧力が弱まると、頸動脈波信号810は再び低下する。 When the pressure weakened towards the end of each pulse, carotid pulse signal 810 decreases again.

鼓動の間の患者の心臓弁の開閉により、隣接した心臓壁及び血管に高周波振動が生じる。 The opening and closing of the patient's heart valves during beating frequency vibration occurs in the adjacent heart wall and blood vessels. これらの振動は、患者の身体において心音として聞くことができ、上述したように、センサによって検出され得る。 These vibrations can be heard as a heart in a patient's body, as described above, may be detected by the sensor. 患者の表面に配置される従来の心音図(PCG)トランスデューサは、心音の音響のエネルギーを電気エネルギーに変換し、図3の中間部上寄りのグラフに示すように記録及び表示され得るPCG波形820を生じる。 Conventional phonocardiogram disposed on the surface of the patient (PCG) transducer converts the acoustic energy of the heart sounds to electrical energy, PCG waveform 820 may be recorded and displayed as shown in the graph of the middle portion upper side of the FIG. 3 cause.

図3に示すPCG波形820で示されるように、典型的な鼓動は2つの主要な心音を生じる。 As indicated by the PCG waveform 820 shown in FIG. 3, a typical heartbeat produces two main heart sounds. S1で示される第1の心音830は、一般的に、心収縮期の最初の三尖弁及び僧帽弁の閉止と関連付けられる振動によって生じる。 The first heart sound 830 shown in S1 are generally caused by the vibration associated with the closure of the first tricuspid and mitral systolic. 一般的に、心音830は約14ミリ秒の長さであり、最高約500Hzまでの周波数を含む。 Typically, the heart sound 830 is a length of about 14 ms, including frequencies up to about 500 Hz. S2で示される第2の心音840は、一般的に、心収縮期の最後の大動脈弁及び肺弁の閉止から生じる振動と関連付けられる。 The second heart sound 840 represented by S2 is generally associated with vibrations resulting from the closure of the last of the aortic valve and Haiben systolic. 第2の心音840の持続時間は、一般的に第1の心音830より短く、第2の心音840のスペクトルバンド幅は、一般的に第1の心音830のスペクトルバンド幅より大きい。 The duration of the second heart sound 840 is generally shorter than the first heart sound 830, the spectral bandwidth of the second heart sound 840 is greater than the spectral bandwidth of typically the first heart sound 830.

心電図(ECG)波形850は、患者の心臓の電気的活動を記述するものである。 Electrocardiogram (ECG) waveform 850 is for describing the electrical activity of the patient's heart. 図3の中間部下寄りのグラフは、2つの鼓動に対するECG波形850の例を示し、同じく図3に示される頸動脈波信号810及びPCG波形820と時間的に対応している。 Graph of the intermediate part near the 3 shows an example of ECG waveforms 850 for two heartbeats, and also temporally corresponding to the carotid pulse signal 810 and the PCG waveform 820 time shown in FIG. 1番目に示されている鼓動を参照すると、心房筋線維の脱分極を表すECG波形850の部分は「P」波と呼ばれる。 Referring to the beating shown in the first, the portion of the ECG waveform 850 representing the depolarization of the atrial muscle fibers is called a "P" wave. 心室筋線維の脱分極は、ECG波形の「Q」「R」及び「S」波で集合的に表され、QRSコンプレックスと呼ばれる。 Depolarization of ventricular muscle fibers is collectively represented by "Q", "R" and "S" wave of the ECG waveform, called a QRS complex. 最後に、心室筋線維の再分極を表す波形の部分は「T」波として知られている。 Finally, the portion of the waveform representing repolarization of the ventricular muscle fibers is known as "T" waves. 鼓動間では、ECG波形850は等電位レベルに戻る。 Between beating, ECG waveform 850 returns to equipotential level.

患者の経胸腔インピーダンス信号860の変動は、心臓の各脈波と共に生じる血流量と相関する。 Variations in the patient's transthoracic impedance signal 860 is correlated with blood flow occurs with each pulse wave of the heart. 図3の一番下のグラフは、患者のフィルタ処理された経胸腔インピーダンス信号860の例を示しており、インピーダンスの変動は、同じく図3に示される頸動脈信号810、PCG波形820及びECG波形850と時間的に対応している。 The bottom graph of Figure 3 shows an example of a transthoracic impedance signal 860 is filtered in the patient, variations in impedance, carotid signal 810 also shown in FIG. 3, PCG waveform 820 and the ECG waveform 850 to be temporally corresponding.

次に図4を参照すると、心音が関与する本発明の別の実施形態では、正常洞調律から不整脈を識別するために、このような音を用いてもよい。 Referring now to FIG. 4, in another embodiment of the present invention that heart sounds are involved, in order to identify the arrhythmia from normal sinus rhythm may be used such sounds. 図4は、ECG信号850における連続した2つのPQRSコンプレックスと、それらと関連する、アクセロメータ信号835から生じた非電気生理学的な成分とを表すグラフである。 Figure 4 is a graph representing two PQRS complex continuous in the ECG signal 850, associated therewith, a non-electrophysiological components generated from accelerometer signal 835. 本発明の一実施形態による、信号間の相関を評価するために用いられる検出窓870も示されている。 According to an embodiment of the present invention, the detection window 870 to be used to assess the correlation between the signals is also shown. 図4に示すように、S1心音832及びS1心音834と、QRSコンプレックス852及びQRSコンプレックス854とは、それぞれ概ね密接に時間相関している。 As shown in FIG. 4, and S1 heart sound 832 and S1 heart sound 834, the QRS complex 852 and the QRS complex 854, are generally closely time correlation, respectively. S1心音832、S2心音833、及びS1心音834は、体内に植え込まれたアクセロメータから検出されたものとして示されている。 S1 heart sound 832, S2 heart sound 833, and S1 heart sound 834 is shown as being detected by accelerometer implanted in the body. S1心音は心臓信号と密接に時間相関し得るが、雑音及びアーチファクト信号とは時間相関しない。 S1 heart sound can closely time-correlated with the cardiac signal, but the noise and artifact signal and does not correlate time. このように、NSRから不整脈を識別するために、心音を用いてもよい。 Thus, in order to identify the arrhythmia from NSR, it may be used heart sounds.

本発明による方法の一実施形態において、不整脈検出方法は、ECG信号を用いて検出窓を定める。 In one embodiment of the method according to the invention, the arrhythmia detection method defines a detection window using a ECG signal. 次に、検出窓内の代替ソース信号を、心臓情報について評価する。 Next, the alternate source signal within the detection window is evaluated for cardiac information. 代替ソース信号が、窓内に心臓イベントを含む場合には、その心臓イベントに対応するECG信号が確証される。 Alternative source signals, when including the heart events in the window, ECG signal corresponding to the cardiac event is confirmed. これは、例えば、心拍数に基づく不整脈検出アルゴリズムにおいて、ECG情報のみを用いて計算された心拍数よりもロバストな心拍数を提供するために用いられ得る。 This, for example, in the arrhythmia detection algorithm based on the heart rate, than the heart rate calculated using only the ECG information may be used to provide a robust heart rate. このアルゴリズムは、例えば、関連付けられた代替(センサによって)感知された心拍動によってその心拍動が確証された場合に、その識別されたECGの心拍動のみを考慮してもよい。 The algorithm, for example, (by the sensor) associated with alternative if the heart beat is confirmed by sensed heart beat may be considered only heartbeat of the identified ECG.

図1C及び1D図に示されるように、ITCS装置は、信号処理回路及び/又は信号処理ソフトウェアを含むよう実装されてもよい。 As shown in FIGS. 1C and 1D view, ITCS device may be implemented to include a signal processing circuit and / or signal processing software. 引続き図4を参照すると、雑音の存在下におけるNSRからの不整脈の識別を提供するために、信号処理を用いて、S1心音等の心音を、R波のピーク又は他のQRSコンプレックスの特徴と相関させてもよい。 Continuing to refer to FIG. 4, in order to provide identification of the arrhythmia from NSR in the presence of noise, by using the signal processing, the heart sounds, such as S1 heart sound, the correlation with the features of the peak or other QRS complex of the R-wave it may be.

図4に示す手法において、検査又は検出窓870は、QRSコンプレックス852のQ位置に基づく開始時間875に開始するよう定められる。 In the method shown in FIG. 4, the inspection or detection window 870 is defined to start at the start time 875 based on the Q position of QRS complex 852. 次に、ITCSアルゴリズムは、S1心音832を求めて、検出窓870内のアクセロメータ信号835をサーチする。 Next, ITCS algorithm seeking S1 heart sound 832, searches for the accelerometer signal 835 within the detection window 870. このアルゴリズムは、S1心音832のピーク振幅とQRSコンプレックス852のピークRとの時間相関を探してもよい。 This algorithm may search a time correlation between the peak R peak amplitude and QRS complex 852 of the S1 heart sound 832. 例えば、ECG信号850は、検査窓870の範囲内のR波ピーク856と、検査窓872の範囲内のR波ピーク858とを有する。 For example, ECG signals 850 includes an R-wave peak 856 in the range of inspection windows 870, and R-wave peak 858 in the range of the inspection window 872. 検査窓870の範囲内のR波ピーク856は、検査窓870内においてECG信号850がS1心音信号832と時間相関していることを示す大きな相関値を生じる。 R-wave peaks 856 within the inspection window 870, results in a large correlation value indicates that the ECG signal 850 is correlated time and S1 heart sound signal 832 in the inspection window 870. 同様に、検査窓872の範囲内のR波ピーク858は、検査窓872内においてECG信号850がS1心音信号834と時間相関していることを示す大きな相関値を生じる。 Similarly, R-wave peak 858 in the range of the inspection window 872, results in a large correlation value indicates that the ECG signal 850 is correlated time S1 heart sound signal 834 in the inspection window 872. 心拍数は、例えば、QRSコンプレックス852、854と、それらと関連するS1心音832、834との大きな相関値を有する連続した心拍動の間で判定されてもよい。 Heart rate, for example, the QRS complex 852, may be determined between successive heartbeats having a large correlation value as S1 heart sound 832, 834 associated with them.

次に図5を参照すると、本発明による信号識別方法がフローチャート900に示されている。 Referring now to FIG. 5, the signal identifying method according to the present invention is illustrated in the flow chart 900. 心電図信号902は、胸腔内ではない皮下位置で受け取られる。 ECG signal 902 is received at no subcutaneous position within the thoracic cavity. 心電図信号902は、心臓信号と、雑音及び心電図上アーチファクトの一方又は両方とを含み得る。 ECG signal 902 may include a cardiac signal, and one or both of noise and ECG on artifacts. 非電気生理学的心臓ソースと関連付けられた非電気生理学的信号904等の代替信号も受け取られる。 Alternative signal such as a non-electrophysiological signals 904 associated with the non-electrophysiological cardiac source also received. 代替信号は、非電気生理学的な性質の心機能情報(例えば心音情報、血流量情報、血中酸素情報、及び上述の他の代替センサからの情報)を提供する。 Alternative signal provides a non-electrophysiological cardiac function information (e.g. heart sound information, blood flow information, blood oxygen information, and information from other alternative sensor described above) the nature of the. 心電図信号902及び非電気生理学的信号904の両方を用いて、図5のフローチャート900に示される幾つかの任意の経路を介して、正常洞調律と不整脈とを識別する。 Using both the electrocardiogram signal 902 and non-electrophysiological signals 904, via any of several routes shown in the flowchart 900 of FIG. 5, identifying a and arrhythmia normal sinus rhythm.

心電図信号902を用いて不整脈を検出してもよく、心電図信号902と非電気生理学的信号904との比較903を用いて不整脈の存在を確認してもよい。 May be detected arrhythmia using an electrocardiogram signal 902 may confirm the presence of arrhythmias using a comparison 903 of the electrocardiogram signal 902 and the non-electrophysiological signals 904. 心電図信号902と非電気生理学的信号904との時間的関係は、例えば、心電図信号902のモルフォロジー907と非電気生理学的信号904のモルフォロジー909との比較905を用いて判定されてもよい。 Temporal relationship between the electrocardiogram signal 902 and the non-electrophysiological signals 904, for example, a comparison 905 of the morphology 909 Morphology 907 and non-electrophysiological signals 904 of the electrocardiogram signal 902 may be determined using.

検出窓906は、心電図信号902の受け取りに応答して開始されてもよく、例えば相関911を用いて、非電気生理学的信号904が検出窓906の範囲内の時間に受信されたか否かを判定するために用いられてもよい。 Detection window 906 may be initiated in response to receipt of electrocardiogram signal 902, for example by using the correlation 911, determines whether or not a received non-electrophysiological signals 904 to the time within the detection window 906 it may be used to. 確認に用いられる検出窓906の開始時間は、心電図信号の変曲点(例えば、極大値、極小値、又は他の任意の適切なモルフォロジー属性)と関連付けられてもよい。 Start time of the detection window 906 to be used to verify the inflection point of the electrocardiogram signal (e.g., maximum value, minimum value, or any other suitable morphology attributes) may be associated with.

心拍数は、一続きの心電図信号902及び一続きの非電気生理学的信号904の両方に基づいて計算されてもよい。 Heart rate may be calculated based on both a series of electrocardiogram signal 902 and a series of non-electrophysiological signals 904. 正常洞調律と不整脈とを識別するために、ECG心拍数908及び信号速度916を用いてもよい。 To identify the normal sinus rhythm and arrhythmias, it may be used ECG heart rate 908 and the signal rate 916. ECG心拍数908が不整脈閾値910と比較されてもよく、例えば、第1の心拍数は第1の不整脈閾値を越えるが、第2の心拍数の信号速度916は第2の不整脈閾値918を越えないことに応答して、不整脈の存在/不在を判定するために用いられてもよい。 ECG heart rate 908 may be compared to arrhythmia threshold 910, for example, the first heart rate is greater than the first arrhythmia threshold, the second heart rate signal rate 916 exceeds the second arrhythmia threshold 918 in response to the absence, it may be used to determine the presence / absence of the arrhythmia.

フローチャート900の任意の経路による、心電図信号902を用いた不整脈の検出と、例えば比較903、比較941及び/又は相関911を用いた不整脈の確認又は否認とに応答して、除細動治療の送出が阻止される場合(920)又は治療が行われる場合(921)がある。 By any route of flowchart 900, the detection of the arrhythmia with electrocardiogram signal 902, for example comparison 903, in response to the confirmation or denial of arrhythmia using the comparative 941 and / or correlation 911, the delivery of defibrillation therapy in some cases (921) which but if (920) or treatment to be prevented takes place.

図6は、本発明の別の実施形態による、多パラメータ不整脈識別方法を示すフローチャートである。 6, according to another embodiment of the present invention, is a flowchart illustrating a multi-parameter arrhythmia identification method. 胸腔内ではない皮下位置で心電図信号を感知すること(951)を含む不整脈識別方法950が示されている。 Arrhythmia identification method 950 comprising sensing an electrocardiogram signal will not subcutaneous position within the thoracic cavity the (951) are shown. 非電気生理学的な心臓ソースと関連付けられた代替信号が受け取られ(952)、感知された心電図信号が心臓信号を含むか否かを判定するために確認される(953)。 Alternate signals associated with non-electrophysiological cardiac source is received (952), the sensed ECG signal is checked to determine whether including cardiac signal (953). 心臓不整脈は、感知された心電図信号及び確認された心臓信号の一方を用いて検出される(954)。 Cardiac arrhythmia is detected using one of the sensed ECG signal and the confirmation cardiac signal (954). 感知された信号が心臓信号でない場合には、心臓不整脈の治療は保留される(955)。 If the sensed signal is not cardiac signal, treatment of cardiac arrhythmias is suspended (955). 本実施形態及び他の実施形態による確認方法は、不整脈検出、確認及び治療法の決定の基礎となる感知された信号が確かに心臓信号であることを確実にすることにより、不必要な心臓ショックの送出を都合よく低減又は解消する。 Check method according to the present embodiment and other embodiments, by ensuring that the arrhythmia detection, the sensed signal is the basis of the determination of the check and therapeutic methods certainly cardiac signals, unnecessary cardiac shock reduce or eliminate the delivery conveniently.

図7は、心電図1410及び代替信号を示すグラフであり、この代替信号は患者活動信号1420である。 Figure 7 is a graph showing an electrocardiogram 1410 and the alternative signal, this alternative signal is a patient activity signal 1420. 図7に示されるグラフは、本発明の一実施形態による閾値1450を含む。 The graph shown in Figure 7, includes a threshold 1450 according to an embodiment of the present invention. このグラフは、横軸として時間、縦軸として信号電圧レベルを含む。 This graph, the time on the horizontal axis, a signal voltage level as the vertical axis. 図7に示されるECG信号1410及び患者活動信号1420は、増幅されてフィルタリングされたものである。 ECG signal 1410 and the patient activity signal 1420 shown in FIG. 7 is an amplified was filtered. この例では、ECG信号1410及び患者活動信号1420は両方とも心臓電極から得られる。 In this example, ECG signal 1410 and the patient activity signal 1420 is derived from both cardiac electrodes. この場合、患者活動信号1420は、骨格筋活動を示す信号を提供するよう優先して配置された心臓電極構成から得られる。 In this case, the patient activity signal 1420 is obtained from the heart electrode configuration disposed in preference to provide a signal indicative of a skeletal muscle activity. なお、患者活動信号1420はかなりのECG成分を含むが、筋運動は、少なくとも筋雑音検出窓1440内で明瞭に識別可能である。 Although the patient activity signal 1420 contain significant ECG components, muscle movement is clearly identifiable at least streak noise detection window within 1440.

例えば、患者活動信号1420が閾値1450を越える場合の筋運動を、意識があって活発な患者を示すものと定義してもよい。 For example, muscle movement when the patient activity signal 1420 exceeds the threshold value 1450 may be defined as there conscious indicates active patients. 閾値1450は、適応的であっても、動的であっても、又は固定されていてもよく、絶対値として、基線のパーセンテージとして、又は他の公知の信号モルフォロジーの方法論若しくは統計的な方法論を用いて定められてもよい。 Threshold 1450 may be adaptively, be dynamic, or be fixed, as an absolute value, as a percentage of baseline, or other methodologies or statistical methodologies known signal morphology it may be defined using. 例えば、ECG信号1410は患者へのショックが必要な不整脈の発生を示しているが、患者活動信号1420は患者が移動可能で活発であることを示している場合には、ITCS装置のアルゴリズムは、患者の心臓へのショックを遅延1460のような所定時間だけ遅延させてもよい。 For example, when the ECG signal 1410 is shown the occurrence of shock is required arrhythmia to patients, showing that the patient activity signal 1420 is active and the patient can be moved, the algorithm of the ITCS device, predetermined time only may be delayed, such as delays 1460 the shock to the patient's heart.

遅延1460は、ECG信号1410に擬似信号が存在するか否か、又は患者にショックを与える必要が実際にあるか否かをITCS装置が評価する時間を提供する。 Delay 1460 provides a time whether the pseudo signal is present in the ECG signal 1410, or ITCS device whether it is necessary to provide a shock actually in the patient evaluation. 遅延1460の持続時間は、最初の不整脈検出に続いて、検出された不整脈の存在を1つ以上の非心臓信号(例えば骨格筋信号や患者の運動の信号)を用いて確認するための更なる時間を、ITCS装置に提供するよう選択される。 The duration of the delay 1460, following the first arrhythmia detection, comprising further to confirm using the detected presence of one or more non-cardiac signal arrhythmia (e.g. signal skeletal muscle signals and patient movement) the time is selected to provide the ITCS device. 遅延期間1460は、検出された不整脈の再評価を可能にするよう、患者の健康を損なわない範囲で充分に持続すべきである。 Delay period 1460, to allow re-evaluation of the detected arrhythmia, it should be sustained sufficiently within a range that does not impair the health of the patient. 遅延1460の持続時間は、例えば2秒から60秒まで変動し得る。 The duration of the delay 1460 can vary for example from 2 seconds to 60 seconds. 装置は、遅延時間が呼び出された際に通知を与えてもよい。 Device may provide a notification when a delay time has been called.

遅延1460の経過後、ITCS装置は、患者へのショック送出の準備として除細動コンデンサへの充電を開始してもよく、ショック送出前に患者活動信号1420を再評価してもよい。 After a delay 1460, ITCS device may initiate the charging of the defibrillation capacitor in preparation for shock delivery to the patient, prior to shock delivery may re-evaluate the patient activity signal 1420. ショック時間1470におけるショック送出前に患者の活動ステータスを判定するために、患者活動信号1420が再評価される。 To determine the patient's activity status before shock delivery in shock time 1470, the patient activity signal 1420 is re-evaluated.

図7のグラフに示されているショック時間1470では、患者活動信号1420は閾値1450を下回っており、患者がもはや活発でないことを示している。 In the shock time 1470 are shown in the graph of FIG. 7, the patient activity signal 1420 is below the threshold value 1450, indicating that the patient is no longer active. これは、患者が不十分な血液供給に屈したためであるかもしれず、意識不明である可能性がある。 This is, there is a potential patient Shirezu be there in order to have succumbed to insufficient blood supply, is unconscious. 明らかにショック1470が示唆され、この場合には、患者を蘇生させるためにショック1470が送られる。 Clearly shock 1470 is suggested, in this case, the shock 1470 is sent to resuscitate the patient. しかし、ショック時間1470におけるECG信号1410が、不整脈が終わったことを示す場合には、患者活動信号1420のステータスに関わりなく、患者へのショックは送られない。 However, ECG signals 1410 at the shock time 1470, to indicate that the arrhythmia is over, regardless of the status of the patient activity signal 1420, a shock to the patient is not sent.

遅延1460は、検出された不整脈の重症度に応じて選択的に用いられるような、階層的な方法で用いられてもよい。 Delay 1460, as used selectively depending on the severity of the detected arrhythmia, it may be used in a hierarchical manner. 例えば、ECG信号1410が危険又は生命を脅かす不整脈の存在を明らかに示す場合には、遅延1460をバイパスして、患者に直ちにショックを与えてもよい。 For example, in the case where clearly indicate the presence of arrhythmia ECG signal 1410 threatening danger or life bypasses the delay 1460 may provide immediate shock to the patient. しかし、ECG信号1410が、確定的でないが、不整脈の可能性を示す場合には、患者活動信号1420を評価できるように、不整脈治療の送出が遅延される。 However, ECG signals 1410, but inconclusive, to indicate the likelihood of arrhythmia, so that it can evaluate the patient activity signal 1420, delivery of an arrhythmia therapy is delayed.

図8は、皮下の骨格筋信号検出をECG又はEGMに基づく律動検出と組み合わせて用いる1つの方法に関連する様々な処理を示す。 Figure 8 illustrates various processes associated with one method of use in combination with rhythm-based detection skeletal muscle signal detection subcutaneously ECG or EGM. 心電図に基づくアルゴリズム等といった他の不整脈検出手段を用いた後に、骨格筋信号検出回路を使用可能にしてもよい。 After using other arrhythmia detection means such algorithm or the like based on the electrocardiogram, it may be enabled skeletal muscle signal detection circuit. エネルギーを節約するために、例えば、骨格筋信号検出は、心臓信号検出回路を用いて不整脈を検出した後に起動されてもよく、不整脈治療の送出後又は不整脈が止まった後で、停止させてもよい。 To save energy, for example, skeletal muscle signal detection may be started after detecting an arrhythmia using the cardiac signal detection circuit, after stopped sending or after arrhythmia arrhythmia treatment, be stopped good. このように、骨格筋信号検出を用いて雑音から不整脈イベントを識別することにより、不適切なショック送出の発生を低減でき、患者の快適さを大きく改善する可能性が提供される。 Thus, by identifying an arrhythmia event from noise using skeletal muscle signal detection, it is possible to reduce the occurrence of incorrect shock delivery, the possibility of greatly improving the comfort of the patient.

引続き図8を参照すると、本発明の一実施形態に従って心臓不整脈を検出するために、ECGに基づく検出アルゴリズム600が用いられる。 Continuing to refer to FIG. 8, in order to detect cardiac arrhythmia in accordance with an embodiment of the present invention, the detection algorithm 600 based on the ECG is used. ECGに基づく検出601を用いて、心室性不整脈が検出された(602)場合には、骨格筋信号の状態を判定するためにチェック604が行われる。 Using detection 601 based on ECG, if ventricular arrhythmia is detected (602), a check 604 is made to determine the status of the skeletal muscle signals. 骨格筋信号の現在状態が未知であるか又は利用できない場合には、骨格筋信号が取得される(606)。 If the current state of the skeletal muscle signals is not or use is unknown, skeletal muscle signal is obtained (606). これには、骨格筋センサ又は検出回路を作動させる(すなわち電源投入する)ことが含まれてもよい。 This activates the skeletal muscle sensor or detector (i.e. power on) that may be included.

閾値に対する骨格筋信号の比較607が患者の無活動を示す場合には、除細動コンデンサが充電され(608)、不整脈を治療するためにショックが送られる(610)。 If the comparison 607 of the skeletal muscle signals for threshold indicates inactivity of the patient, the defibrillation capacitors are charged (608), a shock is delivered to treat arrhythmias (610). しかし、閾値に対する骨格筋信号の比較607が患者の活動又は意識を示す場合には、遅延期間が開始され、遅延期間の満了後に心電図信号の再確認614が行われる。 However, comparison 607 of the skeletal muscle signals for threshold to indicate activity or consciousness of the patient, the delay period is initiated, reconfirmed 614 of the electrocardiogram signal is performed after expiration of the delay period. 前にブロック606で骨格筋信号をチェックした後に、心電図信号が心室性不整脈の継続的な存在を示唆又は確認する場合には、除細動コンデンサが充電され(608)、ショックが送られる(610)。 After checking the skeletal muscle signals at block 606 before, ECG signals when to suggest or confirm the continued presence of ventricular arrhythmia, a defibrillation capacitor is charged (608), the shock is transmitted (610 ).

この例示的な手法では、確認された心室性不整脈の治療が過度に遅れないように、骨格筋信号を用いた、検出された心室性不整脈の再評価は、一回だけ行われる。 In this exemplary approach, so that treatment was confirmed ventricular arrhythmia not unduly delayed, with skeletal muscle signals, re-evaluation of the detected ventricular arrhythmia is performed only once. なお、ショック送出前にコンデンサを充電する間に、心室性不整脈再確認ルーチンが実行されてもよい。 Incidentally, while charging the capacitor before shock delivery, ventricular arrhythmia reconfirmation routine may be executed.

本発明の別の実施形態では、不整脈の識別及び確認のための代替信号を提供するために、血液センサが用いられる。 In another embodiment of the present invention, in order to provide an alternative signal for identification and confirmation of arrhythmia, blood sensor is used. 心電図信号は、しばしば、真の心臓信号及び様々な不整脈に似た雑音信号及びアーチファクトを含む。 ECG signals are often noisy signal and artifacts similar to the true cardiac signals and various arrhythmias. 本発明に従い、代替センサとして血液センサを用いることにより、様々な雑音を含む状態から真の不整脈状態を識別する能力が提供される。 In accordance with the present invention, by using the blood sensor as alternative sensor, the ability to identify the true arrhythmic state from conditions including various noise is provided. さらに、本発明による代替センサとして血液センサを用いることにより、不整脈検出及び治療送出判定の基礎になる信号が、真の心臓信号の特徴に類似した特徴を有し得る擬似信号ではなく、心臓信号(例えばQRSコンプレックス)を含むことを確認する能力が提供される。 Further, by using the blood sensor as an alternative sensor according to the invention, the signal underlying the determination arrhythmia detection and therapy delivery is not a spurious signals that may have similar features to the features of the true cardiac signal, the cardiac signal ( for example the ability to verify that it contains the QRS complex) is provided.

ITCS装置は、皮下電極によって感知される心臓のECG信号の雑音除去を改善するための、多パラメータ心臓信号確認能力及び/又は不整脈識別能力を含むよう実装されてもよい。 ITCS device, for improving the noise removal of the ECG signals of the heart sensed by the subcutaneous electrode may be implemented to include a multi-parameter cardiac signal confirmation capability and / or arrhythmia discrimination capability. この雑音除去/低減手法は、多パラメータ不整脈識別を提供することにより、検出アルゴリズムで偽陽性が生じるリスクを都合よく低減する。 This noise removal / reduction techniques, by providing a multi-parameter arrhythmia discrimination, reduces conveniently the risk of false positive results in the detection algorithm.

例えば、代替信号を用いて、ECG信号がQRSコンプレックスを有する心臓信号を含むことと、QRSコンプレックスを有するECG信号のみが確認されたECG信号であると見なされることとを確認してもよい。 For example, using alternative signal, and include cardiac signals having the ECG signal is the QRS complex may be confirmed and that only ECG signal with QRS complex is considered to be ECG signal was confirmed. それに続く心律動解析(特に不整脈解析を含む)は、例えば、このような解析に用いられる心拍数の計算に、確認されたECG信号のみが用いられることを要求してもよい。 Cardiac rhythm analysis followed by (especially including arrhythmia analysis), for example, the heart rate calculation used in such an analysis, only validated ECG signal may request to be used. この心臓信号確認技術は、電気的干渉及び雑音が混入しにくい、よりロバストなアルゴリズムを提供することにより、頻拍性不整脈治療の不適切な送出の発生を低減する。 The cardiac signal confirmation technology, electrical interference and noise is hardly mixed, by providing a more robust algorithm, to reduce the occurrence of incorrect delivery of tachyarrhythmia therapy.

心臓信号確認の1つの手法は、心電図信号と代替信号との時間的な関係を判定することを含む。 One approach cardiac signal confirmation includes determining a temporal relationship between the electrocardiogram signal and the alternate signal. 検出窓は、例えば、心電図信号の検出に応答して開始されてもよく、代替信号が検出窓の範囲内の時間に受け取られたか否かを判定するために用いられてもよい。 Detection window, for example, may be initiated in response to detection of the ECG signal, the alternative signal may be used to determine whether received in time within the detection window. 例えば、1つの不整脈検出手法では、ECG信号を用いて検出窓を定める。 For example, in one arrhythmia detection technique, defining a detection window using a ECG signal. 次に、検出窓内の血液センサ信号等といった非電気生理学的ソース信号を、心臓情報について評価する。 Then, the non-electrophysiological source signal such blood sensor signal or the like in the detection window, to evaluate cardiac information. 非電気生理学的ソース信号が窓内の心臓イベントを含む場合には、その心臓イベントに対応するものとしてECG信号が確証される。 If the non-electrophysiological source signal comprises a cardiac event in the window, ECG signal is confirmed as corresponding to the cardiac events. これは、例えば、心拍数に基づく不整脈検出アルゴリズムにおいて、ECG情報のみを用いて計算した心拍数よりロバストな心拍数を提供するために用いられてもよい。 This, for example, in the arrhythmia detection algorithm based on the heart rate, may be used to provide a robust heart rate than heart rate calculated using only the ECG information. 心拍動が、それと関連付けられた非電気生理学的に感知された心拍動によって確証される場合には、このアルゴリズムは、例えば、この識別されたECG心拍動のみを考慮してもよい。 When the heart beat is confirmed by a non-electrically physiologically sensed heart beat associated with it, this algorithm is, for example, only the identified ECG heart beat may be considered.

心拍数は、例えば、一続きの心電図信号及び一続きの代替信号に基づいて計算されてもよい。 Heart rate, for example, may be computed based on the alternative signal of a series of electrocardiographic signals and a series. これらの心拍数は、正常洞調律と不整脈とを識別するために用いられてもよい。 These heart rate may be used to identify and the arrhythmia normal sinus rhythm. これらの心拍数は不整脈閾値と比較されてもよく、例えば、第1の不整脈閾値を越える第1の心拍数及び第2の不整脈閾値を越えない第2の心拍数に応答して、不整脈の不在を判定するために用いられてもよい。 These heart rate may be compared to arrhythmia threshold, for example, in response to a second heart rate does not exceed the first heart rate and the second arrhythmia threshold exceeds a first arrhythmia threshold, the absence of arrhythmia it may be used to determine. 不整脈の存在は、心電図信号のモルフォロジーを用いて判定されてもよく、次に、代替信号を用いて確認されてもよい。 The presence of the arrhythmia may be determined using the morphology of the electrocardiogram signal may then be confirmed using an alternate signal.

本発明の別の実施形態では、心電図信号を用いて不整脈を検出したが、代替信号(例えば血液センサ信号)を用いると不整脈が検出されないことに応答して、除細動治療の送出が阻止又は保留されてもよい。 In another embodiment of the present invention have been detected arrhythmia using an electrocardiogram signal, in response to the arrhythmia when using alternative signal (for example, blood sensor signal) is not detected, defibrillation therapy delivery is blocking or it may be pending. 不整脈の感知及び治療の阻止を行う方法は、胸腔内ではない皮下位置において心電図信号を感知することを含んでよい。 Method of performing sensing and treatment of prevention of arrhythmia may include sensing an electrocardiogram signal in the not subcutaneous position within the thoracic cavity. 検出窓は、心電図信号から決定される開始時間によって定められてもよい。 The detection window may be defined by a start time determined from the electrocardiogram signal. 検出窓内において、非電気生理学的な心臓ソースと関連付けられた信号を受け取って評価してもよい。 In the detection window may be evaluated receives a signal associated with the non-electrophysiological cardiac source. 心臓不整脈の存在又は不在は心電図信号を用いて判定されてもよく、非電気生理学的な心臓信号によって検出された心臓不整脈の存在によって確認されてもよい。 Presence or absence of cardiac arrhythmia may be determined using an electrocardiogram signal may be confirmed by the presence of a cardiac arrhythmia is detected by the non-electrophysiological cardiac signal. 確認に用いられる検出窓の開始時間は、心電図信号の変曲点(例えば極大値又は極小値)と関連付けられてもよい。 Start time of the detection window used for confirmation may be associated with the inflection point of the electrocardiogram signal (e.g. maximum or minimum value). 心電図信号と非電気生理学的な心臓信号との間の相関を行ってもよい。 Correlation may be performed between the ECG signal and the non-electrophysiological cardiac signal.

一実施形態によれば、電気雑音又はアーチファクトの存在下で様々な心律動を検出する際の雑音識別を補助する代替信号を提供するために、光電脈波法が用いられる。 According to one embodiment, in order to provide an alternative signal to assist the noise identification in the detection of various cardiac rhythm in the presence of electrical noise or artifacts, the photoelectric pulse wave method is used. この付加的な識別信号は血中酸素レベル又は拍動血液量レベルに基づくものであり、電気的心臓信号には基づかないので、この信号は、たとえ電気雑音の存在下でも、患者の律動状態又は血流動態に関する情報を提供し得る。 This additional identification signal is based on the blood oxygen level or pulsatile blood volume level, since not based on an electrical cardiac signal, this signal even in the presence of electrical noise, rhythm state of the patient or It can provide information about the blood flow dynamics.

血中酸素測定の検出のために皮下センサを用いてもよい。 It may be used subcutaneously sensor for the detection of blood oxygen measurement. このようなセンサの1つは、例えばパルス酸素測定センサである。 One such sensor is, for example, a pulse oximetry sensor. 心室性頻拍症や心室細動等の潜在的に致命的な不整脈から、電気雑音を伴う正常洞調律を識別するために、心拍数、曲率及び他のECG情報と共に、血中酸素レベル情報を用いてもよい。 From potentially lethal arrhythmias such as ventricular tachycardia and ventricular fibrillation, to identify normal sinus rhythm with electrical noise, heart rate, with curvature and other ECG information, a blood oxygen level information it may be used. ITCS装置は、識別のために、典型的なECG情報と組み合わせた血中酸素情報の特性を利用してもよい。 ITCS device, for identification, the characteristics of a typical blood oxygen information combined with ECG information may be used.

本発明の一実施形態によれば、心律動の検出及び/又は確認のための代替信号として、非電気生理学的な心臓信号を生成するために、皮下光電脈波法を用いてもよい。 According to an embodiment of the present invention, as an alternative signal for detection and / or confirmation of cardiac rhythm, in order to generate a non-electrophysiological cardiac signal, it may be used subcutaneously photoelectric pulse wave method. この特徴は、特に電気雑音の存在下で心律動又は血液動態を検出するための、皮下ICDシステム(例えばITCS装置)の一部として、心電図に対する代替又は付加的な信号として、皮下光電脈波を用いる。 This feature is especially for the detection of cardiac rhythm or blood kinetics in the presence of electrical noise, as part of a subcutaneous ICD system (e.g. ITCS device), as an alternative or additional signal for ECG, subcutaneous photoelectric pulse wave used.

植え込み型電気除細動器/細動除去器によって検出された患者の心臓不整脈を確認するために、皮下で光電脈波法を用いてもよい。 To confirm the cardiac arrhythmia of the patient detected by the implantable defibrillator / defibrillator may be used photoelectric pulse wave method subcutaneously. 植え込み型電気除細動器/細動除去器用に患者の血流動態を特徴づけるために、皮下光電脈波法を用いてもよい。 To characterize the hemodynamic implantable cardioverter defibrillator / defibrillator patient may be used subcutaneously photoelectric pulse wave method. 例えば、皮下光電脈波法を用いて、後負荷を評価してもよい。 For example, using a hypodermic photoelectric pulse wave method may evaluate the afterload. 後負荷とは、左心室の収縮開始後に左心室にかかる収縮期負荷である。 The afterload, systolic load on the left ventricle after the start of the contraction left ventricle. 後負荷に関連する抵抗は、各心拍動の間に血管系に血液の塊を押し込む際の、血管系の抵抗力から生じる。 Resistance associated with afterload, when pushing the mass of blood in the vascular system during each heart beat, resulting from resistance of the vascular system. 高血圧や大動脈弁狭窄症は、後負荷の慢性的な増加を生じる場合があり、これは、左心室肥大や、それに続く心不全に至る場合がある。 Hypertension or aortic stenosis may cause chronic increase in afterload, which may lead to left ventricular hypertrophy and heart failure subsequent.

更に、植え込み型電気除細動器/細動除去器用の患者の酸素飽和の変化に関連する特性を測定するためのパルス酸素測定のために、皮下の光電脈波法を用いてもよい。 Furthermore, for pulse oximetry to measure characteristics associated with changes in the implantable cardioverter defibrillator / defibrillator of the patient's oxygen saturation, it may be used a photoelectric pulse wave method subcutaneously. 一般的には、他の検出アルゴリズムを用いた後の不整脈の確認にのみ光電脈波法を用いる等というように、光電脈波法の全体的なエネルギーを低減することが望ましい。 In general, only so that such use of the photoelectric pulse wave method to verify the arrhythmia after using other detection algorithms, it is desirable to reduce the overall energy of the photoelectric pulse wave method.

1つの特定の手法では、心律動解析に用いられる心臓信号が、骨格雑音信号等の擬似信号ではなく、本当に心臓信号であることを確認又は証明するために、皮下光電脈波を用いる。 In one particular approach, the cardiac signal used in cardiac rhythm analysis, rather than a pseudo signal such as skeletal noise signal, indeed in order to confirm or prove cardiac signals, using subcutaneous photoelectric pulse wave. 例えば、皮下光電脈波を用いて、頻拍性不整脈治療の送出の決定を行うために用いられる心臓信号が患者の実際の心律動を示す心電図であることを確認してもよい。 For example, using a hypodermic photoelectric pulse wave, it may confirm that the cardiac signal used for the determination of delivery of tachyarrhythmia therapy is ECG showing the actual heart rhythm of the patient. この手法によれば、皮下光電脈波は、主として、不整脈解析及び治療送出判定に用いられる信号が本当に心臓信号であることを確認するために用いられる。 According to this approach, subcutaneous photoelectric pulse wave is mainly used in order to confirm that the signal used for the determination arrhythmia analysis and therapy delivery is truly cardiac signal. これは、不整脈の有無を別途確認するためにこの信号を用いることとは別である。 This is distinct from the use of this signal in order to confirm the presence or absence of arrhythmia separately. しかし、皮下光電脈波が、この信号を心臓信号の確認のために用いることとは別に、又はそれに加えて、不整脈の有無を別途確認するための信号として用いられてもよいことを理解されたい。 However, it should subcutaneous photoelectric pulse wave, apart from the use of this signal for confirmation of the cardiac signal, or in addition to, it is understood that may be used as a signal for confirming the presence or absence of arrhythmia separately .

例えば、制御システムプロセッサは、不整脈の存在の検出に用いられるECG信号が心臓信号(例えばQRSコンプレックス)を含むことが、光電脈波信号を用いて確認されるまで、頻拍性不整脈治療の送出を阻止してもよい。 For example, the control system processor, the ECG signal used to detect the presence of arrhythmias including cardiac signal (e.g. the QRS complex) is, until it is confirmed using a photoelectric pulse wave signal, the delivery of tachyarrhythmia therapy it may be blocked. プロセッサは、例えば、頻拍性不整脈治療の送出を所定時間だけ阻止してもよく、その間、検証プロセスを実行し、このような検証プロセスが不成功だった場合、又は不整脈の停止に応答して、所定時間の満了時に頻拍性不整脈治療の送出を保留する。 The processor may, for example, to prevent the delivery of tachyarrhythmia therapy for a predetermined time, during which run the verification process, if such verification process is unsuccessful, or in response to the stop of arrhythmia , to withhold delivery of tachyarrhythmia therapy at the expiration of the predetermined time. プロセッサは、検証プロセスの良好な結果に応答して、頻拍性不整脈治療を送ってもよい。 The processor, in response to a good result of the verification process may send a tachyarrhythmia therapy. また、プロセッサは、検証プロセスに関わりなく、生命を脅かす不整脈の検出に応答して、頻拍性不整脈治療を直ちに送ってもよい。 In addition, the processor, regardless of the verification process, in response to the detection of life-threatening arrhythmias, may be immediately sent a tachyarrhythmia therapy.

皮下光電脈波法の使用により、幾つかの利点が達成され得る。 The use of subcutaneous photoelectric pulse wave method, several advantages may be achieved. 例えば、ショックの特異度を向上させることによって不適切なショックの回数を低減するために、皮下光電脈波法を用いてもよい。 For example, in order to reduce the number of incorrect shock by improving the specificity of the shock may be used subcutaneously photoelectric pulse wave method. 血液灌流のレベル又は血液灌流の相対変化に基づく心室性不整脈の確認に備えるために、皮下光電脈波法を用いてもよい。 To provide for confirmation of ventricular arrhythmias based on the relative change in the level or blood perfusion of the blood perfusion may be used subcutaneously photoelectric pulse wave method. 更に、非電気的な光に基づく(non-electric photo-based)検出法を用いることによって、心電図に基づくアルゴリズムを補うために、皮下光電脈波法を用いてもよい。 Furthermore, by using the based on the non-electrical optical (non-electric photo-based) detection method, in order to compensate for the algorithm based on the electrocardiogram may be used subcutaneously photoelectric pulse wave method. また、不整脈の再検出及び再確認のために、皮下光電脈波法を用いてもよい。 Also, for re-detection and reconfirmation of arrhythmias may be used subcutaneously photoelectric pulse wave method.

図9〜図14は、心律動の検出及び/又は確認のために用いられる代替信号を提供する皮下の血液感知の使用と関連する、様々な実施形態及びプロセスを示す。 9 to 14 are associated with the use of blood sensing subcutaneous to provide an alternative signal used for the detection and / or confirmation of cardiac rhythm, illustrate various embodiments and processes. 図9は、皮下心臓刺激器511(例えばITCS装置)での使用に適した光電脈波感知システム500の1つの実装例を示す。 Figure 9 illustrates one implementation of the photoelectric pulse wave sensing system 500 suitable for use with hypodermic cardiac stimulator 511 (e.g. ITCS device).

図9は、皮膚530の層と筋組織540の層との間で配向された皮下光電脈波のセンサ520の配備を示す。 Figure 9 illustrates the deployment of a sensor 520 of the subcutaneous photoelectric pulse wave oriented between the layers of the layer and muscle tissue 540 of the skin 530. 図9の説明的な例は、光源550(すなわちLED)と、筋組織540に面した検出器560とを示している。 Illustrative examples of FIG. 9 shows a light source 550 (i.e. LED), and a detector 560 facing the muscle tissue 540. この配向は、周囲光源からの干渉を都合よく低減し、特に、検出器560に光を案内するための不透明バリア570を用いた場合には、脈波上の雑音アーチファクトが低減される。 This orientation reduces conveniently interference from ambient light sources, in particular, in the case of using an opaque barrier 570 for guiding light to the detector 560, the noise artifacts on the pulse wave can be reduced. 他の構成は、光源550と、皮膚の側又は皮膚に面した検出器560とを有してもよい。 Other configurations, the light source 550 may include a detector 560 that faces the side or the skin of the skin.

心臓刺激器511が解釈不能な心電図に遭遇した場合に、又は、血流力学的に不安定な不整脈の検出を確認するために、光源550が起動され、光検出器560の出力が同期測定される。 If the heart stimulator 511 encounters an uninterpretable ECG, or, in order to confirm the detection of hemodynamically unstable arrhythmia, the light source 550 is activated, the output of the photodetector 560 is measured synchronized that. 次に、光電脈波から脈拍数を判定し、治療判定を知らせるために、心臓刺激器511のアルゴリズムが呼び出される。 Next, it is determined pulse rate from the photoelectric pulse wave, in order to inform the treatment decision is called algorithm cardiac stimulator 511. この信号からの測定値を、心電図雑音識別及び/又は不整脈検出アルゴリズムに知らせる、又はこのアルゴリズムを適応させるために用いてもよい。 The measurements from the signal, informs the electrocardiogram noise identification and / or arrhythmia detection algorithm, or may be used to adapt the algorithm.

この実施形態による皮下光電脈波法の使用は、電気雑音又はアーチファクトの存在下における心律動の検出を都合よく提供する。 The use of subcutaneous photoelectric pulse wave method according to the embodiment provides advantageously the detection of cardiac rhythm in the presence of electrical noise or artifacts. 光電脈波は光学信号であるので、ECGと同じ雑音源の影響を受けにくいという点で、このアルゴリズムはロバストである。 Since the photoelectric pulse wave is an optical signal, in that hardly affected by the same noise source as ECG, the algorithm is robust.

分解図580は、光源550から検出器560に至る光路570を示す。 Exploded view 580 shows the optical path 570 leading to the detector 560 from the light source 550. 筋組織540内の血液の灌流は、光路570に沿って組織540から検出器560へと反射される光の特性に影響を及ぼし、血中酸素飽和レベル、血液量、脈拍、及び他の血液特性等といった血液情報を提供する。 Perfusion of the blood in the muscle tissue 540 affects the optical characteristics that are reflected from the tissue 540 along an optical path 570 to the detector 560, blood oxygen saturation level, blood volume, pulse, and other blood characteristics to provide a blood information such as equal.

図10に示される実装例は光源回路515を含み、光源回路515は、赤色LED535及び赤外線(IR)LED545のそれぞれに接続されたLED制御525を含む。 Implementation example shown in Figure 10 includes a light source circuit 515, the light source circuit 515 includes an LED control 525 connected to each of the red LED535 and infrared (IR) LED545. 2つの光源及び1つの検出器を用いて、組織542内の酸素飽和レベルの変化を測定してもよい。 Using two light sources and one detector may measure changes in oxygen saturation level in the tissue 542. 一般的に、一方の光源(例えば960nmまでの波長で発光するIR LED545)は血液の色の変化に概ね影響を受けない吸収特性を有し、他方の光源(例えば660nmまでの波長で発光する赤色LED535)は血液の色の変化に影響される吸収特性を有する。 Generally, one light source (e.g., IR LED545 emits light at wavelengths up to 960 nm) has absorption characteristics free from the substantially affected by changes in the color of blood, emitting at wavelengths up to the other light source (e.g., 660nm red LED535) has an absorption characteristic that is affected by changes in the color of blood. 灌流が低い領域では、反射率を用いて酸素飽和度の絶対値を計算する際に誤差が生じ得るので、図10〜13図に示される実施形態は、酸素飽和の絶対レベルではなく、変化のみをモニタリングする。 Perfusion is low region, since the error may occur when calculating the absolute value of oxygen saturation using the reflection factor, the embodiment shown in FIGS. 10-13 figures are not absolute level of oxygen saturation, change only the monitoring. 血液の酸素飽和の変化からの情報は、潜在的に致命的な不整脈と雑音アーチファクトとを識別するのに十分である(この雑音アーチファクトは、識別を行わない場合には患者の不必要なショック治療につながり得る)。 Information from the changes in blood oxygen saturation, potentially sufficient to identify and deadly arrhythmia and noise artifacts (This noise artifacts, if not performed identification unnecessary shock treatment of the patient It can lead to).

引き続き図10を参照すると、光検出回路555は、フォトダイオード576に接続される検出器565を含む。 With continued reference to FIG. 10, the light detection circuit 555 includes a detector 565 which is connected to the photodiode 576. この構成では、処理回路575は、光源回路515及び光検出回路555に接続される。 In this configuration, the processing circuit 575 is connected to the light source circuit 515 and the photodetector circuit 555. 処理回路575は、LED制御525及び検出回路555に接続されたマルチプレクサ585を含む。 Processing circuit 575 includes a multiplexer 585 which is connected to the LED control 525 and the detection circuit 555. マルチプレクサ585と信号処理回路要素575との間には、赤色信号チャネル586及びIR信号チャネル587がそれぞれ接続される。 Between the multiplexer 585 and the signal processing circuitry 575, the red signal channel 586 and the IR signal channel 587 are connected, respectively. 信号処理回路575は、赤色信号チャネル586及びIR信号チャネル587から受け取った信号を操作し、不整脈検出及び確認を含む心律動検出及び/又は確認のために、様々なアルゴリズムを用いてこのような信号を評価する。 The signal processing circuit 575 operates the signal received from the red signal channel 586 and the IR signal channel 587, for cardiac rhythm detection and / or confirmation including arrhythmia detection and confirmation, such signals using various algorithms to evaluate the.

拡大図582は、検出器562に至る第1の光源552からの光路572及び第2の光源554からの光路574を示す。 Expanded view 582 shows the optical path 574 from the optical path 572 and the second light source 554 from the first light source 552 reaches the detector 562. 筋組織542内の血液の灌流は、組織542から検出器562まで光路572及び光路574に沿って反射される光の特性に影響を及ぼし、血中酸素飽和レベル、血液量、脈拍、又は他の血液特性等といった血液情報を提供する。 Perfusion of the blood in the muscle tissue 542 affects the optical properties that are reflected along the detector 562 optical path 572 and optical path 574 to the tissue 542, blood oxygen saturation level, blood volume, pulse, or other providing blood information such blood characteristics.

図11及び図12は、生きた豚の被検体から得たデータのグラフであり、本発明の一実施形態に従い、正常洞調律と不整脈とを区別するために心電図法と光電脈波法とを組み合わせた一例を示す。 11 and FIG. 12 is a graph of data obtained from the subject of live pigs, in accordance with an embodiment of the present invention, the electrocardiography and a photoelectric pulse wave method to distinguish between the arrhythmia normal sinus rhythm It combined an example. 図11は、正常洞調律状態730及び心室細動状態740に対する、2秒間にわたって示された心電図700及び光電脈波710を示す。 Figure 11 shows to normal sinus rhythm state 730 and ventricular fibrillation 740, the ECG 700 and the photoelectric pulse wave 710 shown for 2 seconds. 図12は、正常洞調律762の後に心室細動事象764が続く38秒間の期間780における、心電図760及び時間相関した光電脈波770を示す。 Figure 12 shows a photoelectric pulse wave 770 in the period 780 of ventricular fibrillation event 764 is followed 38 seconds, correlated electrocardiogram 760 and time after normal sinus rhythm 762. 図11及び図12は、正常洞調律730、762が心室細動740、764状態に移ると、心電図700、760及び光電脈波710、770の特性が大きく変化することを示している。 11 and 12 show that the normal sinus rhythm 730,762 are turning to ventricular fibrillation 740,764 states, characteristic of the electrocardiogram 700,760 and the photoelectric pulse wave 710,770 is greatly changed.

再び図11を参照すると、正常洞調律730のグラフと心室細動740のグラフとはスケールが異なることを留意されたい。 Referring again to FIG. 11, it is noted that the scale is different from the graph of the graph and ventricular fibrillation 740 of normal sinus rhythm 730. 心室細動740の光電脈波710は、正常洞調律730の光電脈波710と同等に見えるが、心室細動740のグラフの光電脈波710のピーク間振幅は、正常洞調律730のグラフの光電脈波710のピーク間振幅よりかなり小さい。 Photoplethysmogram 710 ventricular fibrillation 740 looks same as the photoelectric pulse wave 710 of normal sinus rhythm 730, peak-to-peak amplitude of the photoelectric pulse wave 710 of the graph of ventricular fibrillation 740, the graph of the normal sinus rhythm 730 considerably smaller than the peak-to-peak amplitude of the photoelectric pulse wave 710. 心室細動740のグラフの縦軸スケールは、正常洞調律730のグラフの縦軸スケールと等しい。 Vertical scale of the graph of ventricular fibrillation 740 is equal to the vertical scale of the graph of a normal sinus rhythm 730.

次に図12を参照すると、RMS血中酸素レベル772は正常洞調律762に対応し、RMS血中酸素レベル774は心室細動事象764に対応する。 Referring now to FIG. 12, RMS blood oxygen level 772 corresponds to a normal sinus rhythm 762, RMS blood oxygen level 774 corresponds to ventricular fibrillation event 764. 閾値776は予め決められてもよく、又は、正常洞調律762と心室細動事象764との区別を補助するために適応的に調整されてもよい。 Threshold 776 may be predetermined, or may be adaptively adjusted to assist in distinguishing between normal sinus rhythm 762 and ventricular fibrillation event 764. 正常洞調律762と心室細動事象764との間の時間は、心室細動764を意図的に誘発する間の心電図データの損失760を示す。 Time between normal sinus rhythm 762 and ventricular fibrillation event 764 indicates a loss 760 of the electrocardiogram data during intentionally induce ventricular fibrillation 764.

図13Aは、本発明の一実施形態による光電脈波回路のLED電流源部1810の概略図である。 Figure 13A is a schematic view of a LED current source 1810 of the photoelectric pulse-wave circuit in accordance with an embodiment of the present invention. 図13Aに示すように、電流源部1810は定電流源として構成されており、ソースLED回路1811を用い、例えば、1msの周期及び0.1msのパルス幅を有する駆動パルス1813を生じ得る発振器1812によって駆動される。 As shown in FIG. 13A, the current source unit 1810 is configured as a constant current source, with the source LED circuit 1811, for example, the oscillator may generate drive pulses 1813 having a period and a pulse width of 0.1ms of 1 ms 1812 It is driven by.

図13Bは、本発明の一実施形態による光電脈波回路の光検出器部1820の概略図である。 Figure 13B is a schematic diagram of a photodetector unit 1820 of the photoelectric pulse-wave circuit in accordance with an embodiment of the present invention. 図13Bに示される検出器部は、フォトダイオード1821と、光電流−電圧増幅器1822と、高域フィルタ1823と、電圧積分器1824と、低域フィルタ1825とを含む。 Detector unit shown in FIG. 13B, a photodiode 1821, a photocurrent - includes a voltage amplifier 1822, a high-pass filter 1823, a voltage integrator 1824, and a low-pass filter 1825. 図13A及び図13Bに示される回路は、図12に示される信号770のような光電脈波信号を提供するために有用である。 The circuit shown in FIGS. 13A and 13B is useful for providing a photoelectric pulse wave signal such as signal 770 shown in FIG. 12.

図14は、心電図に基づく律動検出と組み合わせて皮下光電脈波を利用する1つの方法と関連する、様々な処理を示す。 Figure 14 is associated with one method in combination with rhythm detection based on electrocardiogram utilizing subcutaneous photoelectric pulse wave, indicating the various processes. 図14に示される方法は、エネルギー利用に関する詳細を提示する。 The method shown in FIG. 14 presents details on energy use. 光電脈波回路は、心電図に基づくアルゴリズム等の他の不整脈検出法が用いられた後にのみ、使用可能にされてもよい。 The photoelectric pulse-wave circuit, only after the other arrhythmia detection methods such as algorithms based on ECG is used, may be enabled. エネルギーを節約するために、潜在的なショック送出の前にのみ光電脈波法を用いてもよい。 To conserve energy, it may be used a photoelectric pulse wave method only prior to potential shock delivery. 光電脈波の使用が終わったら、回路を使用不能にしてもよい。 When you are finished using the photoelectric pulse wave may be disabling the circuit. 1つの実装例によれば、光電脈波法を10秒間用いる場合に必要な更なるエネルギーは約0.5ジュールである。 According to one implementation, additional energy required when using photoplethysmography method for 10 seconds is about 0.5 Joules. このエネルギーは、除細動に用いられるエネルギー(>5ジュール)と比較して非常に低い。 This energy is very low compared with the energy (> 5 joules) used for defibrillation. 従って、光電脈波法を用いて、心電図で識別された1つの不整脈事象を雑音として識別することにより、4.5ジュール以上の節約となる可能性がある。 Thus, by using the photoelectric pulse wave method, by identifying one of arrhythmic events identified by electrocardiogram as noise, there can be a savings of more than 4.5 joules. なお、不必要なショックをなくすことにより、ITCSの使用寿命が延長されると同時に、患者の快適さが改善される。 Note that by eliminating unnecessary shocks, while at the same time the service life of the ITCS is extended, which improves patient comfort.

図14を参照すると共に、図11及び図12を更に参照すると、心臓不整脈を検出するために、ECGに基づく検出アルゴリズム1600が用いられる。 With reference to FIG. 14, with further reference to FIGS. 11 and 12, in order to detect cardiac arrhythmia, detection algorithm 1600 based on ECG is used. ECGに基づく検出1601を用いて、心室性不整脈が検出される(1602)と、光電脈波がチェックされたか否かを確かめるために判定1604が行われる。 Using detection 1601 based on ECG, ventricular arrhythmia is detected (1602), determination 1604 to the photoelectric pulse wave ascertain whether the check is made. 取得した光電脈波のチェック1606が行われる。 Check 1606 acquired photoelectric pulse wave is performed.

例えば閾値1607を用いる等して、光電脈波が心室性不整脈の存在を示唆又は確認した場合には、除細動コンデンサが充電され(1608)、ショックが送られる(1610)。 For example, such as using a threshold 1607, when the photoelectric pulse wave has been suggested or confirm the presence of ventricular arrhythmia, a defibrillation capacitor is charged (1608), the shock is transmitted (1610). なお、コンデンサ充電の間、ショック送出前に、心室性不整脈再確認ルーチンが実行されてもよい。 Incidentally, during the capacitor charging, prior to shock delivery, ventricular arrhythmia reconfirmation routine may be executed. 光電脈波信号が、例えば図12に示される閾値のような所定の閾値1607を越えている場合には(なお、この比較には光電脈波のRMSレベルを用いてもよい)、所定時間後にECG信号の再チェック1614が行われる。 Photoelectric pulse wave signal, for example, when it exceeds a predetermined threshold value 1607 such as threshold shown in FIG. 12 (It is also possible to use the RMS level of the photoelectric pulse wave in this comparison), after a predetermined time re-check 1614 is made of the ECG signal.

図14に示される方法では、光電脈波信号を生成する光電脈波センサは、選択的に電源投入及び電源切断されてもよい。 In the method shown in FIG. 14, the photoelectric pulse wave sensor for generating a photoelectric pulse wave signal may be selectively power on and power off. 例えば、光電脈波センサは、図14のブロック1601及び1602等においてECG信号を用いて頻拍性不整脈が検出されるまでは、電源切断状態であってもよい。 For example, a photoelectric pulse wave sensor in block 1601 and 1602, etc. FIG. 14 until tachyarrhythmia using ECG signal is detected may be a power-off state. 光電脈波センサは、心臓信号及び/又は不整脈検出検証プロセスが完成するまでは、電源投入されたままであってもよい。 Photoelectric pulse wave sensor, to the heart signal and / or arrhythmia detection verification process is completed, may remain powered up. 例えば、光電脈波センサは、ブロック1606及び1607と関連付けられた処理の完了後、ブロック1608で除細動コンデンサが充電される前(コンデンサを完全に充電するには約20秒間かかり得る)に、電源切断されてもよい。 For example, a photoelectric pulse wave sensor after completion of the process associated with block 1606 and 1607, before the defibrillation capacitor at block 1608 is charged (to fully charge the capacitor gain takes about 20 seconds), the power supply may be cut.

本願明細書に記載した心臓信号識別へのアプローチは、心臓信号の存在確認、不整脈及びそれに関連するECG信号の識別及び/又は確認を含む様々な目的のための代替信号の使用を含む。 Approach to the heart signal identification described herein include the use of alternative signals for a variety of purposes, including the existence confirmation of the cardiac signal, arrhythmia and ECG signals related thereto identification and / or confirmation. 本発明の態様を用いたITCS装置は、バッチモードで、又は適応的に動作してもよく、オンライン又はオフラインの実装を可能にする。 ITCS device using the embodiment of the present invention, in batch mode, or adaptively may operate to allow a line or off-line implementation. 電力を節約するために、このシステムは、収集された信号中の不整脈の存在又は雑音を識別して、本発明に従って心臓信号識別法を賢明にオン/オフするために、当該技術分野で周知のアルゴリズムを用いる階層的決定ルーチンのためのオプションを含んでもよい。 To conserve power, the system may identify the presence or noise arrhythmia in collected signal, to wisely on / off cardiac signal identification method in accordance with the present invention, well known in the art options may include for hierarchical determination routine using an algorithm.

上述した好ましい実施形態には、本発明の範囲を逸脱することなく、様々な変更及び追加が行われ得る。 To the preferred embodiments described above without departing from the scope of the present invention can be made various modifications and additions. 従って、本発明の範囲は、上述した特定の実施形態によって限定されるべきではなく、添付の特許請求の範囲及びその均等物のみによって定義されるべきである。 Accordingly, the scope of the present invention should not be limited by the specific embodiments described above, but should be defined only by the scope and equivalents of the appended claims.

本発明の一実施形態による、患者に植え込まれた経胸腔心臓感知及び/又は刺激装置を示す図である。 According to an embodiment of the present invention, showing a transthoracic cardiac sensing implanted in a patient and / or stimulation device. 本発明の一実施形態による、患者に植え込まれた経胸腔心臓感知及び/又は刺激装置を示す図である。 According to an embodiment of the present invention, showing a transthoracic cardiac sensing implanted in a patient and / or stimulation device. 本発明の一実施形態による、経胸腔心臓感知及び/又は刺激装置の様々な構成要素を示すブロック図である。 According to an embodiment of the present invention, it is a block diagram illustrating various components of a transthoracic cardiac sensing and / or stimulation device. 本発明の一実施形態による、経胸腔心臓感知及び/又は刺激装置の様々な処理及び検出要素を示すブロック図である、 According to an embodiment of the present invention, it is a block diagram showing the various processing and detection elements of transthoracic cardiac sensing and / or stimulation device, 本発明の一実施形態による、ITCS装置の様々な構成要素の1つの構成を示すブロック図である。 According to an embodiment of the present invention, it is a block diagram illustrating one configuration of the various components of the ITCS device. 本発明の一実施形態による、電極アレイを含む経胸腔心臓感知及び/又は刺激装置の構成要素を示す図である。 According to an embodiment of the present invention, showing the components of a transthoracic cardiac sensing and / or stimulation device comprising an electrode array. 連続した2つの鼓動に対する、頸動脈脈拍波形、心音図(PCG)波形、心電図(ECG)波形、及び、フィルタリングされた経胸腔インピーダンス信号を示す図である。 For two consecutive heartbeats, carotid pulse waveform, a phonocardiogram (PCG) waveform, electrocardiogram (ECG) waveform, and is a diagram showing a filtered transthoracic impedance signal. 連続した2つのPQRSコンプレックスと、それらに関連する疑似アクセロメータ信号と、本発明の一実施形態による信号相関のための検出窓とを示すグラフである。 And two consecutive PQRS complex, and a pseudo accelerometer signal associated therewith is a graph showing the detection window for the signal correlation according to one embodiment of the present invention. 本発明による多パラメータ不整脈識別方法を示すフローチャートである。 It is a flowchart illustrating a multi-parameter arrhythmia identification method according to the invention. 本発明による多パラメータ不整脈識別方法を示すフローチャートである。 It is a flowchart illustrating a multi-parameter arrhythmia identification method according to the invention. 本発明の一実施形態による、閾値を含む心電図信号及び骨格筋信号のグラフである。 According to an embodiment of the present invention, it is a graph of the ECG signal and skeletal muscle signal including a threshold. 本発明の一実施形態による不整脈識別方法のフローチャートである。 It is a flowchart of the arrhythmia identification method according to an embodiment of the present invention. 本発明の一実施形態による、皮下に植え込まれた光電脈波法機能を有するICDの平面図である。 According to an embodiment of the present invention, it is a plan view of the ICD having photoelectric pulse wave method functions implanted subcutaneously. 本発明の一実施形態による2色光電脈波システムを示すブロック図である。 Is a block diagram showing a 2-color photoelectric pulse wave system according to an embodiment of the present invention. 正常洞調律の信号対心室性細動の信号を示すグラフである。 It is a graph showing the signal of the signal-to-ventricular fibrillation normal sinus rhythm. 正常洞調律におけるRMS光電脈波レベル対心室細動におけるRMS光電脈波レベルを示すグラフである。 Is a graph showing the RMS photoelectric pulse wave level in RMS photoelectric pulse wave level pair ventricular fibrillation in normal sinus rhythm. 本発明の一実施形態によるLED伝達回路及びLED検出回路の回路図である。 It is a circuit diagram of an LED transmitting circuit and LED detection circuit according to an embodiment of the present invention. 本発明の一実施形態によるLED伝達回路及びLED検出回路の回路図である。 It is a circuit diagram of an LED transmitting circuit and LED detection circuit according to an embodiment of the present invention. 本発明の一実施形態による不整脈識別方法のフローチャートである。 It is a flowchart of the arrhythmia identification method according to an embodiment of the present invention.

Claims (10)

  1. 胸腔内ではない皮下に配置されるように構成されたハウジングと、 A housing configured to be positioned subcutaneously not within the thoracic cavity,
    前記ハウジング内に設けられ、雑音及び心電図上アーチファクトのうち少なくともいずれか一方と、心臓活動から発生する電気信号である心臓信号とを含む心電図信号を生成するように構成された検出回路と、 Provided in the housing, one at least one of noise and ECG on artifacts, a detection circuit configured to generate an electrocardiogram signal including a cardiac signal is an electrical signal generated from the cardiac activity,
    前記ハウジング内に設けられるエネルギー送出回路と、 And energy delivery circuit provided in said housing,
    胸腔内ではない皮下に配置されるように構成され、前記検出回路及び前記エネルギー送出回路に接続される少なくとも1つの電極と、 Is configured to be placed subcutaneously not within the thoracic cavity, and at least one electrode connected to the detecting circuit and the energy delivery circuit,
    胸腔内ではない皮下に配置されるように構成され、心電図信号以外のセンサ信号を生成するように構成された植え込み型センサと、 Is configured to be placed subcutaneously not within the thoracic cavity, the implantable sensor configured to generate a sensor signal other than electrocardiogram signal,
    前記ハウジング内に設けられ、前記センサ、前記検出回路及び前記エネルギー送出回路に接続されるプロセッサであって、前記センサ信号を用いて前記心電図信号が心臓信号を含むことを確認するように構成され、かつ前記センサ信号と前記心電図信号とを用いて心律動を評価するように構成されるプロセッサと、 Wherein provided in the housing, the sensor, a processor coupled to the detection circuit and the energy delivery circuit, the ECG signal using the sensor signal is configured to verify that includes a cardiac signal, and a processor configured to evaluate the cardiac rhythm using said sensor signal and the electrocardiogram signal,
    を含む植え込み型皮下装置。 Implantable subcutaneous device comprising a.
  2. 前記プロセッサが、前記心電図信号及び前記センサ信号を用いて血液動態を判定するように構成される、請求項1記載の装置。 Wherein the processor, the ECG signal and configured to determine hemodynamic using the sensor signal, apparatus according to claim 1.
  3. 前記センサが、心臓活動を示し、心電図信号のためのソース以外のソースと関連付けられた信号を感知するように構成され、前記プロセッサが、前記検出された心電図信号が前記心臓信号を含むことを確認するために前記感知された信号を用いるように構成される、 Ensure that the sensor indicates the cardiac activity, which is configured to sense the source signal associated other than the source for the electrocardiogram signal, wherein the processor is the detected electrocardiographic signals comprise said cardiac signal configured to use the pre-Symbol feeling known signals to,
    請求項1記載の装置。 The apparatus of claim 1, wherein.
  4. 雑音及び心電図上アーチファクトのうち少なくともいずれか一方と、心臓活動から発生する電気信号である心臓信号とを含む心電図信号を胸腔内ではない皮下位置で感知する手段と、 One at least one of noise and ECG on artifacts, and means for sensing an electrocardiogram signal will not subcutaneous position within the thoracic cavity, including a cardiac signal is an electrical signal generated from the cardiac activity,
    胸腔内ではない皮下の感知位置に設けられたセンサから心電図信号以外の感知信号を取得する手段と、 It means for obtaining a sensing signal other than electrocardiogram signal from the sensor provided to the sensing position of the subcutaneous non-intrathoracic,
    前記心電図信号が心臓信号を含むことを確認する手段と、 It means for confirming that said electrocardiogram signal including cardiac signal,
    前記感知信号と前記心臓信号を含む前記心電図信号とを用いて心律動を評価する手段と、 It means for evaluating the cardiac rhythm using said electrocardiogram signal including the sensing signal and the cardiac signal,
    を含む植え込み型皮下装置。 Implantable subcutaneous device comprising a.
  5. 前記センサが血液センサを含み、前記感知信号が、血液灌流情報、血中酸素飽和情報、光電脈波情報、及びパルス酸素測定情報の1つ以上を含む、請求項4記載の装置。 Wherein the sensor comprises a blood sensor, said sensing signal, blood perfusion information, blood oxygen saturation information, the photoelectric pulse wave information, and one or more pulse oximetry information apparatus according to claim 4.
  6. 前記心律動を評価する手段が、心電図信号及び感知信号を使用して正常洞律動と心臓不整脈とを識別する手段を含むことと、同識別する手段が、前記心電図信号を用いて不整脈の存在を判定する手段と、前記感知信号を用いて不整脈の存在を確認する手段を含む、請求項4記載の装置。 Means for evaluating the cardiac rhythm, and that it includes means for identifying a normal sinus rhythm and heart arrhythmia using an electrocardiogram signal and the sensing signal, the identifying means, the existence of arrhythmia using the electrocardiogram signal It means for determining includes means for confirming the presence of an arrhythmia using the sensing signal, apparatus according to claim 4.
  7. 患者の胸腔内ではない皮下に配置されるように構成されたハウジングと、 A housing configured to be positioned subcutaneously not intrathoracic the patient,
    前記ハウジング内に設けられるエネルギー送出回路と、 And energy delivery circuit provided in said housing,
    前記ハウジング内に設けられる検出回路と、 A detection circuit provided in the housing,
    前記エネルギー送出及び検出回路に接続され、患者の胸腔内ではない皮下に配置されるように構成された1つ以上の電極であって、心臓及び筋活動を感知する1つ以上の電極と、 Connected to said energy delivery and detection circuit, and one or more electrodes configured to be positioned subcutaneously not intrathoracic the patient, and one or more electrodes for sensing cardiac and muscle activity,
    前記ハウジング内に設けられ、前記エネルギー送出及び検出回路に接続されるプロセッサであって、前記感知された心臓活動から発生された心臓信号を用いて不整脈を検出し、前記感知された筋活動から発生された活動信号を用いて患者の活動状態を検出するように構成され、前記活動信号に応じて前記不整脈を治療する治療の送出を修正するように構成されたプロセッサと、 It provided in the housing, a processor coupled to the energy delivery and detection circuit, using a cardiac signal generated from the sensed cardiac activity detected an arrhythmia, generated from the sensed muscle activity is configured to detect the activity of the patient using been activity signal, a processor configured to modify the delivery of therapeutic to treat said arrhythmia in response to said activity signal,
    含む、植え込み型心臓刺激装置。 Including, implantable cardiac stimulation device.
  8. 前記プロセッサが、前記検出回路を用いて心電図を受け取り、その心電図から心臓信号と活動信号とを識別する、請求項7記載の装置。 Wherein the processor, said receiving an electrocardiogram by using the detection circuit identifies the cardiac signal and the activity signal from the electrocardiogram apparatus of claim 7, wherein.
  9. 前記プロセッサが、信号分離技術を用いて前記心臓信号と前記活動信号とを識別するように構成される、請求項8記載の装置。 Wherein the processor, the signal separation technique configured to identify said activity signal and the cardiac signal using a device according to claim 8.
  10. 前記1つ以上の電極が、 It said one or more electrodes,
    前記心臓活動と関連付けられた心臓信号を優先して感知するよう構成された第1の電極の組合せと、 A combination of a first electrode configured to sense preferentially the cardiac signal associated with the cardiac activity,
    前記筋活動と関連付けられた雑音信号を優先して感知するように構成された第2の電極の組合せと、 A combination of second electrodes configured to sense preferentially the noise signal associated with the muscle activity,
    を含む、請求項8記載の装置。 Including apparatus according to claim 8.
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