JP4959678B2 - ベクトルを自動的に選択する胸部または心臓内インピーダンス - Google Patents

Description

関連出願

（優先権主張）
本明細書では、参照により本明細書に組み込まれる、２００５年４月２０日に出願された米国特許出願１１／１１０，４１８号の優先権の利益が主張される。

本明細書は、一般に、埋め込み型医療機器に関するものであり、より具体的には、限定はしないが、自動ベクトル選択による胸部また心臓内インピーダンス検出に関する。

埋め込み型医療機器は、とりわけ、ペースメーカー、心臓除細動器、除細動器、心臓再同期療法（ＣＲＴ）機器、さらには、これらの治療法のうちの複数を被験者に実施する併用治療機器などの心臓機能管理（ＣＦＭ）機器を含む。このような機器は、１つまたは複数の診断機能を備えることが多い。さらに、このような診断機能は、被験者に治療を自動的に施す、または診断情報を医師または被験者に伝達するための基盤として使用することができる。

診断機能の一例は、固有の電気的心信号を感知する機能である。これらの固有の心信号は、心臓組織を通して伝播する脱分極を含む。脱分極は、心収縮を引き起こし、血液を循環系を通して送る。固有の心信号は、典型的には、埋め込み型電極において埋め込み型医療機器により感知される。埋め込み型医療機器は、典型的には、固有の心信号から有用な診断情報を抽出するセンス増幅器回路や他の信号処理回路を備える。

診断機能の異なる例は、電極間インピーダンスを感知する、つまり、電極と電極との間のインピーダンスを検出する機能である。このような電極は、典型的には、典型的には、被験者の胸部内に埋め込まれた電極を含む。被験者の胸部に埋め込まれた電極は、なかでも、被験者の心臓内に配置された「心臓内」電極を含む。胸部電極の他の例は、被験者の脈管系内に配置された脈管内電極を含む。胸部電極の他の例は、被験者の心臓の外面上に配置された心外膜電極を含む。胸部電極のさらに他の例は、胸部または腹部に埋め込まれたＣＲＭ機器電子ユニットの典型的には気密封止型の「缶」に、またはこのような電子ユニットの絶縁「ヘッダ」に配置されたハウジング電極を含む。

電極間の組織インピーダンスは、典型的には、試験電流を組織に流し込み、２つの電極の間の応答電圧を感知すること（またはその逆に）により得られる。試験電流または試験電圧の流し込みに使用される電極は、応答電圧または応答電流をそれぞれ測定するために使用される電極と同じである必要はない。

２つの心臓内電極の間に得られるインピーダンス信号は、とりわけ、被験者の心収縮と被験者の呼吸による影響を受け、また変調される。これら２つのインピーダンス誘導信号は、心拍信号や呼吸信号とそれぞれ呼ばれることもある。それぞれの信号から、有用な診断情報が得られる。例えば、心拍信号を入力変数として使用し、ペーシング・レートまたは他の「１回拍出量」もしくは他の心臓ペーシング治療アルゴリズムの他のパラメータを応答可能なように調節することができる。同様に、呼吸信号（例えば、振幅、周波数など）を入力変数として使用し、ペーシング・レートまたは「換気量」もしくは他の心臓ペーシング治療アルゴリズムの他のパラメータを応答可能なように調節することができる。つまり、インピーダンス誘導心拍信号と呼吸信号は、心臓リズム管理機器に有用な診断情報を与えることができる。

図面において、ただし図面は必ずしも縮尺通りに描かれていないが、複数の図面全体を通して類似の番号は実質的に類似しているコンポーネントを示す。異なる英字添え字を持つ類似の番号は、実質的に類似しているコンポーネントの異なる形態を表す。これらの図面は、一般に、限定はしないが、例証として本明細書で説明されているさまざまな実施形態を例示している。

以下の詳細な説明は、詳細な説明の一部をなす、付属の図面への参照を含む。図面は、実例として、本発明を実施できる特定の実施形態を示している。本明細書で「実施例」とも呼ばれる、これらの実施形態は、当業者であれば本発明を実施できるように十分に詳しく説明されている。これらの実施形態を組み合わせるか、または他の実施形態を利用するか、または本発明の範囲から逸脱することなく構造的、論理的、および電気的変更を加えることができる。したがって、以下の詳細な説明は、限定的な意味で解釈すべきではなく、本発明の範囲は、付属の請求項により定められる。

本明細書において、「１つの（英語原文では、“ａ”または“ａｎ”）」という表現は、特許文書においてよくあるように、１つまたは複数であることを含むものとして使用される。本明細書では、「または」という表現は、断りのない限り、非排他的な「または」を意味するために使用される。さらに、本明細書で参照されるすべての刊行物、特許、および特許文書は、参照により個別に組み込まれるとしても、参照により全体として本明細書に組み込まれる。本明細書と参照によりこうして組み込まれたこれらの文書とで用語の使い方が食い違っている場合、組み込まれている参照文献の用語の使い方は、本明細書の用語の使い方を補足するものとみなすべきであり、相容れない食い違いについては、本明細書の用語の使い方が優先される。

調査研究の概要
レート応答型ペースメーカーでは、インピーダンス・センサを使用して経胸腔インピーダンスを測定することができる。一実施例では、このような胸部インピーダンスは、ペースメーカーのリード（「リード電極」）上の心臓内電極と電子回路や電源を収納した胸部配置ペースメーカーの「缶」上の他の電極との間で測定される。この測定された胸部インピーダンスは、とりわけ、呼吸成分と心収縮量（「心拍量」）成分の両方を含む。本発明の発明者の少なくとも何人かは、異なるリード電極位置（心室対心房）とペースメーカー缶埋め込み部位（左胸部埋め込み対右胸部埋め込み）の間の胸部インピーダンス信号を比較した調査研究の実施に参加している。

この研究調査では、胸部インピーダンス・センサ信号は、Ｇｕｉｄａｎｔ Ｃｏｒｐ．社のＰＵＬＳＡＲ ＭＡＸ Ｉ／ＩＩまたはＩＮＳＩＧＮＩＡ＋ペースメーカーを使用して３０人の患者から取り出し記録された。これらの患者は、４つの群に分けられた。第１の群（「ＡＲ」群と指定する）では、胸部インピーダンスは、（１）右心房に関連付けられたリード電極と（２）右胸部缶電極との間で測定された。第２の群（「ＡＬ」群と指定する）では、胸部インピーダンスは、（１）右心房に関連付けられたリード電極と（２）左胸部缶電極との間で測定された。第３の群（「ＶＲ」群と指定する）では、胸部インピーダンスは、（１）右心室に関連付けられたリード電極と（２）右胸部缶電極との間で測定された。第４の群（「ＶＬ」群と指定する）では、胸部インピーダンスは、（１）右心室に関連付けられたリード電極と（２）左胸部缶電極との間で測定された。

患者のこれら４つの群のそれぞれについて、胸部インピーダンス信号は、患者が仰臥姿勢をとっている間に正常呼吸の３０秒の時間範囲内で分析された。胸部インピーダンス信号の最大振幅の呼吸と心収縮量（「心拍量」）成分が、抽出され、平均された。患者の４つの群の間で、呼吸／心拍振幅比の値が比較された。統計的有意性は、対応のない両側ｔ−テストにより決定された。これらの結果は平均±標準偏差として以下に示されている。

心房リード電極胸部インピーダンス信号（ＡＲとＡＬ群からの）は、典型的には、心室−電極胸部インピーダンス信号（ＶＲとＶＬ群からの）よりも大きな呼吸／心拍振幅比を示した。呼吸／心拍振幅比は、ＡＲ患者（ｎ＝１０）の間では１．６８±０．９３であり、ＡＬ患者（ｎ＝２）の間では０．８０±０．２３であり、ＶＲ患者（ｎ＝３）間では０．７１±０．６９であり、ＶＬ患者（ｎ＝１５）間では０．７４±０．３５であった。

缶が右または左胸部領域付近に埋め込まれるかどうかに関係なく、心房リード電極胸部インピーダンス信号に対する呼吸／心拍振幅比は、１．５３±０．９１であった。対照的に、缶が右または左胸部領域付近に埋め込まれるかどうかに関係なく、心室リード電極胸部インピーダンス信号に対する呼吸／心拍振幅は、０．７４±０．３９であった。この違いは、高い有意性を有するとみなされた（ｐ＜０．００５）。胸部インピーダンスの呼吸成分は、他の試験された電極構成のすべてと比べて、ＡＲ患者においては大きいと判明した。これらの他の電極構成については呼吸信号よりも心拍信号が優勢であると判明した。

一般に、胸部インピーダンス信号の異なる呼吸振幅と心拍振幅は、リード電極位置（心房対心室）と缶電極が配置されているポケット位置（左胸部領域対右胸部領域）に依存する。例えば、図１は、心房リード電極を使用して第１の患者から得られる胸部インピーダンス・データの一実施例を示している。図２は、心室リード電極を使用して第２の患者から得られる胸部インピーダンス・データの一実施例を示している。図１と図２を比較すると、図１の心房リード電極が発生した胸部インピーダンスの呼吸成分はより強いことがわかる。

したがって、異なる電極位置は、心拍情報と呼吸情報の異なる組み合わせを示す。この観察結果を用いて、望まれている情報成分（例えば、心拍または呼吸）に対する最良の信号対雑音比（ＳＮＲ）を有する電極構成を選択することができる。

システムおよび方法の実施例
図３は、診断モードで心臓内または経胸腔インピーダンスを測定するためのシステム３００とその環境の一実施例を一般に示し、後から診断モードでインピーダンス・データの収集に使用するため自動的に選択すべき電極構成を決定するための試験モードを含む、ブロック図である。この実施例では、システム３００は、心臓機能管理（ＣＦＭ）または他の埋め込み型医療機器（ＩＭＤ）３０２、インピーダンス・データを集めるための電極３０４、ＩＭＤ ３０２と通信するための外部機器３０６を備える。

図３の実施例では、電極３０４は、遠位端電極３０４Ａとその少し近位にあるリング電極３０４Ｂを含み、それぞれ右心室脈管内リード３０８の一部に配置されている。この実施例は、遠位端電極３０４Ｃとその少し近位にあるリング電極３０４Ｄも含み、それぞれ右心房脈管内リード３１０の一部に配置されている。この実施例は、ＩＭＤ ３０２の電子ユニット部分の外部ハウジング３１２上に配置されている「缶」または「ハウジング」電極３０４Ｅをさらに備える。「ヘッダ」電極３０４Ｆは、ＩＭＤ ３０２の電子ユニット部分の絶縁ヘッダ３１４上に配置され、ヘッダ３１４は、典型的には、ハウジング３１２から外側に伸びる。以下で説明されるように、システム３００は、これらの電極３０４すべてを備えることも、また使用することも必要ない。システム３００は、さらに、例えば、除細動電極などの追加の、または異なる電極を備えることもできる。さらに、例示されている電極は、これに加えて、固有の電気的心臓信号を感知する、またはペーシング治療を行うなどの他の目的に使用することができる。図３は、単に、インピーダンス測定を行うための電極の１つの例示的な例を示すものである。

図３は、さらに、ＩＭＤ ３０２のハウジング３１２内に含まれるいくつかのコンポーネントのブロック図の一実施例を示している。この実施例において、このようなコンポーネントは、電極接続スイッチング回路３１６を備える。電極接続スイッチング回路３１６では、コントローラ回路３１８から受け取った１つまたは複数の選択制御信号に応答するなどして、電極３０４のさまざまな組み合わせに対する適切な電気的接続を行う。所望の電極３０４へのこれらの電気的接続は、インピーダンス測定や信号処理回路（「インピーダンス回路」）３１９へ引き回される。いくつかの電極構成の実施例と胸部インピーダンス測定の実行やさらなる信号処理に適している回路の実施例は、Ｈａｒｔｌｅｙらの「ＲＡＴＥ ＡＤＡＰＴＩＶＥ ＣＡＲＤＩＡＣ ＲＨＹＴＨＭ ＭＡＮＡＧＥＭＥＮＴ ＤＥＶＩＣＥ ＵＳＩＮＧ ＴＲＡＮＳＴＨＯＲＡＣＩＣ ＩＭＰＥＤＡＮＣＥ」という表題の米国特許第６，０７６，０１５号およびＨａｕｃｋらの「ＲＡＴＥ ＡＤＡＰＴＩＶＥ ＣＡＲＤＩＡＣ ＲＨＹＴＨＭ ＭＡＮＡＧＥＭＥＮＴ ＤＥＶＩＣＥ ＣＯＮＴＲＯＬ ＡＬＧＯＲＩＴＨＭ ＵＳＩＮＧ ＴＲＡＮＳ−ＴＨＯＲＡＣＩＣ ＶＥＮＴＩＬＡＴＩＯＮ」という表題の米国特許第５，３１８，５９７号で説明されており、これらの特許のそれぞれは、Ｃａｒｄｉａｃ Ｐａｃｅｍａｋｅｒｓ，Ｉｎｃ．社に譲渡されており、またそれぞれ、参照によりその全体が本明細書に組み込まれ、電極構成、インピーダンス測定、インピーダンス信号のさらなる信号処理の説明を含む。インピーダンス回路３１９は、結果として得られたインピーダンス情報をコントローラ３１８に送り、さらに処理を行う。

コントローラ３１８は、典型的には、マイクロプロセッサ、または例えば、実行可能命令を関連する命令記憶回路内に格納するデジタル・マイクロプロセッサ、マイクロシーケンサ、または状態機械を使用することなどによりさまざまな制御状態を順序正しく取ることができる任意の他の回路である。一実施例では、コントローラ３１８は、デジタル・シグナル・プロセッサ（ＤＳＰ）回路を備える。デジタル・シグナル・プロセッサ回路は、インピーダンス回路３１９において実行されるそのような処理の代わりに、またはそれに加えて、インピーダンス信号のデジタル・フィルタ処理または他の信号処理を実行することができる。したがって、デジタル・シグナル・プロセッサ回路は、１つまたは複数のフィルタ回路を実装することができ、このようなフィルタ回路は、専用のフィルタ処理用ハードウェアではなく、一連の実行可能命令として実装することができる。

コントローラ３１８は、典型的には、受け取ったインピーダンス情報が診断情報として使用される診断モードを備える。一実施例では、インピーダンスに基づく診断情報は、無線で、または他の何らかの手段により、通信回路３２０を介して、ＩＭＤ ３０２から、遠隔地または地元の医師または介護士によって使用されるような他の外部機器３０６に伝達される。他の実施例では、インピーダンスに基づく診断情報は、適切なペーシング・レート、房室（ＡＶ）、または他の電極間遅延、または他の調節可能な治療パラメータを確定するなどのために、ペーシングまたは他の治療アルゴリズムにより使用される。

一実施例では、コントローラ３１８は、試験モードも備える。試験モードは、さまざまな電極構成を循環的に繰り返すアルゴリズムまたは他の試験論理回路３２２をアクティブ化する。このよう循環実行により、インピーダンス回路３１９は、それぞれのそのような電極構成からインピーダンス信号を取得することができる。その結果得られる試験モード・インピーダンス・データは、試験された電極構成のそれぞれに対応しており、コントローラ３１８のメモリ回路部分または他の部分などの試験結果データ記憶回路３２４内に格納される。コントローラ３１８は、典型的には、さまざまな試験された電極構成から結果として得られたインピーダンス・データを分析することにより特定の電極構成を選択する結果処理アルゴリズム３２６を備える。特定の選択された電極構成を定める情報は、メモリ・ロケーション３２８に格納される。一実施例では、試験モード・データが収集され、特定の電極構成が選択された後、機器３０２は、試験モードを終了し診断モードに入る。試験モード時に選択された電極構成は、診断を目的としてインピーダンス・データを取得するために診断モードで使用される。一実施例では、試験モードは、外部機器３０６により、例えば自動的に、または医師もしくは他の介護士の手動制御の下で開始される。他の実施例では、試験モードは、時々または定期的にコントローラ３１８のクロック回路３３０またはＩＭＤ ３０２内のどこかから生じる割り込みによりトリガされることなどにより、ＩＭＤ ３０２によって自動的に内部的に開始される。さらに他の実施例では、試験モードは、ＩＭＤ ３０２内に装備され、試験論理回路３２２の入力に結合されている姿勢検出器または心拍数検出器によりそれぞれ検出される姿勢または心拍数の変化により自動的にトリガされることなどにより、ＩＭＤ ３０２によって自動的に内部的に開始される。

図３の例示的な実施例は、インピーダンス・データが取り出される複数の電極構成を含む。例えば、第１の電極構成は、試験電流を右心房端電極３０４Ｃからハウジング電極３０４Ｅに送ること、および右心房リング電極３０４Ｄとヘッダ電極３０４Ｆとの間の結果として得られる電圧を測定することによりインピーダンスを決定することを含む。第２の電極構成は、試験電流を右心室端電極３０４Ａからハウジング電極３０４Ｅに送ること、および右心室リング電極３０４Ｂとヘッダ電極３０４Ｆとの間の結果として得られる電圧を測定することによりインピーダンスを決定することを含む。これらは、インピーダンス測定を実行するための異なる電極構成を示す単なる例示的な実施例である。他の実施例も存在する。さらに、このようなインピーダンス測定は、上述のように、４つの異なる電極を使用することを要求しなくてすむが、２つの電極、３つの電極、または４つよりも多い電極を使用することもできる。さらに、電極の１つまたは複数は、インピーダンス測定を実行するため１つまたは複数の他の電極と共通に電気的に接続することができる。

図４は、図３のシステム３００、または類似のシステムを使用する方法の一実施例の流れ図である。この実施例では、４００において、クロック回路３２０または他の手段から受け取ったスケジュールされた割り込みなどが生じた後、外部機器３０６を使用する医師もしくは他の介護士による手動開始後など、または自動的に、試験モードに入る。４０２で、インピーダンス信号の性能指数は、例えば、インピーダンスを測定する利用可能な電極構成の定義済みリストに含まれるそれぞれの電極構成について計算される。これは、典型的には、それぞれのこのような利用可能な電極構成を使用して、インピーダンス信号を測定し、インピーダンス信号に対し信号処理を実行してインピーダンス信号の望ましい成分（例えば、呼吸変調成分、心拍信号変調成分、超低周波浮腫／低血圧成分、姿勢成分など）を抽出することと、望ましい特性（例えば、振幅変調）、望ましくない特性（例えば、雑音）、または組み合わせ特性（例えば、信号対雑音比）を測定することとを構成する。この背景状況において、雑音は、筋電位雑音、電磁妨害を含む、１つまたは複数の発生源に由来するか、またはさらにはインピーダンス信号の望ましくない周波数成分のうちの１つまたは複数に由来する。例えば、呼吸がインピーダンス信号の望ましい成分であれば、一実施例において、心収縮によるインピーダンス信号（つまり、心拍信号）の変調は、雑音とみなされる。同様に、胸部体液移動（例えば、浮腫、低血圧症、姿勢変化、血液抵抗変化など）による胸部インピーダンス信号の変調は、一実施例では、インピーダンス信号の望ましい成分が呼吸または心拍成分である場合に雑音とみなされる。心拍信号がインピーダンス信号の望ましいの成分であれば、一実施例において、呼吸によるインピーダンス信号の変調は、雑音とみなされる。一実施例では、性能指数は、単一の測定結果に基づいて計算される。他の実施例では、性能指数が複数の測定結果の平均をとることで得られるか、または性能指数の中心傾向が他の何らかの方法で計算され、性能指数として使用される。

４０４において、性能指数の相対値が互いに比較され、これにより、その後の診断データ収集に最も適した電極構成が選択される。例えば、呼吸がインピーダンス信号からの注目する所望のデータである場合、最大の呼吸信号振幅（または呼吸信号振幅のバラツキまたはダイナミック・レンジ）、最小の雑音、または最大の信号対雑音比を有する電極構成が選択される。一実施例では、これらの性能指数のうちの複数が集められ、適宜重み付けされ、組み合わされて、複合性能指数が形成され、複合性能指数の相対値（または複合性能指数の計算された中心傾向）が比較され、最も適している電極構成が選択される。一実施例では、選択プロセスは、決定的な（複数の）性能指数の等価な相対値から得られる「結び」を破る少なくとも１つの技術を含む。利用可能な電極構成が順序付きリストに載っている一実施例では、決定的な性能指数の同じ値を生じる２つまたはそれ以上の電極構成間の結びは、リストの先頭に最も近い電極構成を選択することによりこれらの結ばれた候補電極構成のうちから選択することにより破られる。

電極構成が４０４で選択された後、４０６で、試験モードが終了し診断モードに入る。４０８で、選択された電極構成を使用して、診断データが集められる。上述のように、このような診断データは、心臓リズム管理または他の治療を調節するための入力変数として使用されるか、または単純に、ＩＭＤ ３０２から、医師または他の介護士などに伝達することができる。

図５は、インピーダンス回路３１９の一部のより詳細な例示的な一実施例のブロック図である。この実施例では、インピーダンス回路３１９は、電極接続スイッチング回路３１６を介して電極３０４のさまざまな構成に結合されるインピーダンス測定回路５００を含む。インピーダンス測定回路５００は、典型的には、心臓または胸部の他の場所の２つの電極の間の組織に試験電流を供給する励振器回路を含む。インピーダンス測定回路５００は、さらに、典型的には、プリアンプ、復調器、帯域通過フィルタ、インピーダンスを決定するために同じまたは異なる２つの電極の間の応答電圧を測定するために使用されるアナログ−デジタル変換器回路も備える。インピーダンス測定回路５００のそのような好適な部分回路の実施例は、Ｃａｒｄｉａｃ Ｐａｃｅｍａｋｅｒｓ， Ｉｎｃ．社に譲渡され、そのような部分回路およびその動作の説明を含み、参照によりその全体が本明細書に組み込まれている、Ｈａｒｔｌｅｙらの「ＲＡＴＥ ＡＤＡＰＴＩＶＥ ＣＡＲＤＩＡＣ ＲＨＹＴＨＭ ＭＡＮＡＧＥＭＥＮＴ ＤＥＶＩＣＥ ＵＳＩＮＧ ＴＲＡＮＳＴＨＯＲＡＣＩＣ ＩＭＰＥＤＡＮＣＥ」という表題の米国特許第６，０７６，０１５号で説明されている。

図５の実施例では、インピーダンス回路３１９は、さらに、心拍フィルタ回路５０２と呼吸フィルタ回路５０４も含み、それぞれ、インピーダンス信号の心拍成分と呼吸成分を抽出する。このようなフィルタ回路は、専用のアナログまたはデジタル・ハードウェアで実装されるか、または上記の組み込まれているＨａｒｔｌｅｙらの米国特許第６，０７６，０１５号で説明されているようなコントローラ３１８の汎用デジタル信号処理回路またはさらに汎用のプロセッサ上で実行される命令のシーケンスとして実装することができる。さらに、このようなフィルタ処理では、上記の組み込まれているＨａｒｔｌｅｙらの米国特許第６，０７６，０１５号で説明されているような、心拍数依存または他の可変カットオフ周波数フィルタを使用することができる。この実施例では、インピーダンス回路３１９は、さらに、心拍振幅測定回路５０６と呼吸振幅測定回路５０８も含み、それぞれ、抽出された心拍振幅信号と呼吸振幅信号の振幅を測定する。この例示的な実施例では、これらの測定された振幅は、次いで比較測定回路５１０に供給される。一実施例では、比較測定回路５１０は、呼吸／心拍振幅比、心拍／呼吸振幅比、呼吸−心拍振幅差、または心拍−呼吸振幅差などの心拍と呼吸振幅の相対値の少なくとも１つの指標を計算する。一実施例では、心拍と呼吸振幅の相対値の計算された指標は、試験結果データ記憶装置３２４に格納され、図４に関して説明されているプロセスの電極構成性能指数として使用される。例えば、呼吸がインピーダンスの望ましい診断成分であり、比較測定が呼吸／心拍比である場合、診断モードで後からデータ収集を行うため試験モードで呼吸／心拍比の最大相対値を有する電極構成が選択される。

図６は、図４のプロセスに類似しているプロセスの他の実施例の流れ図である。図６の実施例では、４００で試験モードに入り、４０２で、少なくとも１つのインピーダンス信号の性能指数が、上述のように電極構成毎に計算される。しかし、次いで、図６のプロセスは、少なくとも１つのインピーダンス信号性能指数と閾値を比較して、電極構成のサブセットを選択し、この電極構成のサブセットから同じまたは異なる性能指数の相対値を使用して６０４で特定の電極構成が次に選択される、６００でのスクリーニングを含む。例えば、６００のスクリーニングでは、呼吸振幅と最小閾値とを比較し、最小呼吸振幅を生じる電極構成のみが特定の電極構成が６０４で選択される電極構成のサブセットの一部となるようにする。他の実施例として、６００のスクリーニングでは、インピーダンス信号の呼吸成分の雑音指数と閾値とを比較し、インピーダンス信号の十分に雑音のない呼吸成分を生じる電極構成のみが特定の電極構成が６０４で選択される電極構成のサブセットの一部となるようにする。サブセットは、空であってもよく、この場合、一実施例において、特定のインピーダンス・ベースの診断機能が無効にされる。それとは別に、このサブセットは、利用可能な電極構成の一部またはさらにはすべてを形成することもできる。図６に例示されているプロセスでは、６０４で特定の電極構成が選択された後、試験モードが終了する。次いで、４０６で、診断モードに入る。４０８で、選択された電極構成を使用して、診断データが集められる。

図７は、図４のプロセスに類似しているプロセスの他の実施例の流れ図である。図７の実施例では、４００で試験モードに入り、４０２で、少なくとも１つのインピーダンス信号の性能指数が、上述のように電極構成毎に計算される。しかし、次いで図７のプロセスは、７００で、（複数の）性能指数を、（複数の）性能指数のすでに格納されている履歴値とともにメモリに格納することを含む。一実施例では、それぞれの特定の性能指数のそのような格納は、バッファに対し行われ、バッファが満杯であれば、バッファからその性能指数の最も古い履歴値を削除する。例えば、インピーダンス信号の呼吸成分の振幅が性能指数として使用される場合、バッファには、適切な一定期間にわたり一番最近の値と他のすでに取得されている値が入る。７０２で、格納されている性能指数データを使用して電極構成が選択される。例示的な一実施例では、呼吸が注目されており、呼吸振幅のダイナミック・レンジまたはバラツキが特に注目されているとする。次いで、一実施例では、呼吸振幅の二次性能指数（例えば、分散、標準偏差など）が、一次性能指数（呼吸振幅）の格納されている履歴値から計算される。二次性能指数の相対値は、診断データを集めるために使用される特定の電極構成を選択するために、７０２で使用される。次いで、４０６で、試験モードが終了し、診断モードに入る。４０８で、選択された電極構成を使用して、一定期間の診断データが集められる。次いで、プロセスの流れは、４００に戻り、試験モードに再び入り、性能指数データを再び集めて格納する。

特定の電極構成の実施例
上述のシステムおよび方法は、異なる現在の、または今後の電極構成を選択して、求められている情報の望ましいＳＮＲを得るために使用できる（例えば、排他的に心拍情報または呼吸情報）。

例示的な一実施例として（ただし、限定はしないが）、図８のシステム８００は、埋め込み型電子ユニット８０２、リード８０４Ａ〜Ｃ（右心房、右心室、および冠状静脈洞内にそれぞれ伸びている）を備え、利用可能な電極は、８０６などのヘッダ電極、８０８などの缶電極、右心室ショック・コイル電極８１０、右心房ショック・コイル電極８１２、右心房端電極８１４、右心房リング電極８１６、右心室端電極８１８、右心室リング電極８２０、左心室遠位電極８２２、左心室近位電極８２４を含む。

この実施例では、可能な電圧感知または試験励磁電流ベクトルのいくつかは、対毎に、缶電極８０８から右心室ショック・コイル電極８１０まで、缶電極８０８から右心房ショック・コイル電極８１２まで、缶電極８０８から右心房端電極８１４まで、缶電極８０８から右心房リング電極８１６まで、缶電極８０８から右心室端電極８１８まで、缶電極８０８から右心室リング電極８２０まで、缶電極８０８から左心室遠位電極８２２まで、缶電極８０８から左心室近位電極８２４まで、ヘッダ電極８０６から右心室ショック・コイル電極８１０まで、ヘッダ電極８０６から右心房ショック・コイル電極８１２まで、ヘッダ電極８０６から右心房端電極８１４まで、ヘッダ電極８０６から右心房リング電極８１６まで、ヘッダ電極８０６から右心室端電極８１８まで、ヘッダ電極８０６から右心室リング電極８２０まで、ヘッダ電極８０６から左心室遠位電極８２２、ヘッダ電極８０６から左心室近位電極８２４まで、右心室ショック・コイル電極８１０から右心房ショック・コイル電極８１２まで、右心室ショック・コイル電極８１０から右心房端電極８１４まで、右心室ショック・コイル電極８１０から右心房リング電極８１６まで、右心室ショック・コイル電極８１０から右心室端電極８１８まで、右心室ショック・コイル電極８１０から右心室リング電極８２０まで、右心室ショック・コイル電極８１０から左心室遠位電極８２２まで、右心室ショック・コイル電極８１０から左心室近位電極８２４まで、右心房ショック・コイル電極８１２から右心房端電極８１４まで、右心房ショック・コイル電極８１２から右心房リング電極８１６まで、右心房ショック・コイル電極８１２から右心室端電極８１８まで、右心房ショック・コイル電極８１２から右心室リング電極８２０まで、右心房ショック・コイル電極８１２から左心室遠位電極８２２まで、右心房ショック・コイル電極８１２から左心室近位電極８２４まで、右心房端電極８１４から右心房リング電極８１６まで、右心房端電極８１４から右心室端電極８１８まで、右心房端電極８１４から右心室リング電極８２０まで、右心房端電極８１４から左心室遠位電極８２２まで、右心房端電極８１４から左心室近位電極８２４まで、右心房端電極８１６から右心室端電極８１８まで、右心房リング電極８１６から右心室リング電極８２０まで、右心房リング電極８１６から左心室遠位電極８２２まで、右心房リング電極８１６から左心室近位電極８２４まで、右心室端電極８１８から左心室遠位電極８２２まで、右心室端電極８１８から左心室近位電極８２４まで、右心室リング電極８２０から左心室遠位電極８２２まで、右心室リング電極８２０から左心室近位電極８２４まで、左心室遠位電極８２２から左心室近位電極８２４までを含む。他のベクトルも、例えば、１つまたは他の電極をその対の電極の一方または他方の電極と共通になるように結ぶことにより形成される。さらに、上述のように、同じ電極を両方とも使用して、試験励磁電流を注入し、応答電圧を測定する（例えば、２点測定）ことができる。それとは別に、試験電流導入では、３点測定などで、１つの電極を共通となるように応答電圧測定と共有することができる。さらに他の代替え手段では、試験電流導入で、４点測定などにおいて応答電圧測定と異なる電極を使用することができる。

追加または他のインピーダンス・コンポーネント
上記の説明では、インピーダンス誘導心拍と呼吸信号を特に重視しているが、上記の技術は、肺浮腫もしくは胸水などによる過剰な胸部体液、または起立性もしくは他の低血圧症などによる胸部体液の欠乏を含む、被験者の胸部体液状態を表す近ＤＣ信号などの、注目する他のインピーダンス信号に関して電極を選択するために使用することができる。本明細書では、胸部インピーダンス信号の近ＤＣ成分の周波数は、呼吸と心収縮が胸部インピーダンス信号に著しい影響を及ぼす上限周波数を意味する（例えば、呼吸成分よりも少なくとも１桁低い）。一実施例では、胸部インピーダンス信号の近ＤＣ成分は、胸部インピーダンス信号の心拍と呼吸成分がより高い周波数にあるため、約５×１０^-7Ｈｚから０．０５Ｈｚまでの信号周波数などの、約０．０５Ｈｚの値を有するカットオフ周波数よりも低い信号周波数を意味する。

図９は、図５のインピーダンス測定と信号処理回路３１９の代わりに使用できるインピーダンス測定と信号処理回路９００の一実施例を示している。図９の実施例において、インピーダンス測定と信号処理回路９００は、胸部体液移動を測定する近ＤＣ体液状態フィルタ回路９０１、およびそのような胸部体液移動の振幅を測定する体液状態振幅測定回路９０２を備える。この実施例では、比較測定９０４は、３つの入力チャネルの少なくとも１つの対の間にある（例えば、心拍、呼吸、体液状態）。したがって、インピーダンス測定と信号処理回路９００は、このようなチャネルのうち２つのみを含むだけでよいが、３つすべてを含んでいてもよい。

他の実施例では、図５または図９の心拍フィルタ回路５０２と心拍振幅測定回路５０６との間、および図５または図９の呼吸フィルタ回路５０４と呼吸振幅測定回路５０８との間などの、少なくとも１つの積分、二乗平均平方根（ＲＭＳ）、または他の信号総和回路が含まれる。これにより、単一点振幅測定ではなく総和信号値（例えば、一定期間にわたる）を表すために処理された後に、心拍または呼吸信号に対し心拍または呼吸振幅測定を実行することができる。この総和は、単一の心臓周期（例えば、ＲＭＳ心拍信号）、単一呼吸周期（例えば、ＲＭＳ呼吸周期）、または複数のそのような心臓または呼吸周期について、それぞれ、実行することができる。この総和は、単一時点に得られた心拍または呼吸振幅測定結果の平均をとる、中央値をとる、または他の何らかの形で中心傾向を計算する代わりに、心拍または呼吸信号の中心傾向を求める他の技術を表す。

図１０は、心拍および呼吸振幅が正常洞調律（ＮＳＲ）の特徴を示す心拍からのみ得られるように動作を制御するためにインピーダンス測定と信号処理回路３１９またはコントローラ３１８に結合されている不整脈検出器１０００をＩＭＤ ３０２が備える一実施例のブロック図である。この実施例では、不整脈（例えば、心室性期外収縮（ＰＶＣ）など）は、上述の比、差、または他の性能指数を計算するために基礎として除外される。不整脈の除外は、とりわけ、そのような脈拍においてはインピーダンス測定回路５００を禁止すること、または、より典型的には、そのようなＰＶＣまたは不整脈とみなされる他の脈拍で測定される、心拍または呼吸振幅などを無視することを伴う場合がある。

ＮＳＲを不整脈から弁別する方法は多数ある。例えば、タイマー法では、基礎となるＮＳＲを使用して予想される以前に検出される心室収縮をＰＶＣであるとみなす。一実施例では、カウンターは、ＰＶＣが検出されるごとに増分され、そのようなカウンター増分に対応するインピーダンス測定結果は、無効にされる。他の実施例における形態学による方法では、脱分極アーチファクトの形状を使用してＮＳＲと不整脈とを弁別する。このような弁別を行う形態学に基づく技術の実施例は、Ｈｓｕの米国特許第６，４４９，５０３号、Ｈｓｕらの米国特許第６，３０８，０９５号、Ｈｓｕらの米国特許第６，２６６，５５４号、およびＨｓｕらの米国特許第６，４３８，４１０号で説明されており、それぞれ、ＮＳＲと不整脈とを弁別するための技術の説明を含み、参照によりその全体が本明細書に組み込まれている。一実施例では、上述のインピーダンスに基づく呼吸または心拍測定は、そのような形態学的または他の弁別技術を使用して不整脈とみなされる脈拍について無効にされる。

結論
上の説明は、例示することを目的としており、制限することを目的としていないことは理解されるであろう。例えば、上述の実施形態（および／またはその態様）は、互いに組み合わせて使用することができる。上記の説明を読んだ後、当業者には他の多くの実施形態が明白なものとなるであろう。したがって、本発明の範囲は、付属の請求項を参照して決定されるべきである。付属の請求項における英文中の「ｉｎｃｌｕｄｉｎｇ（含む、備える）」および「ｉｎ ｗｈｉｃｈ」という言葉は、「ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ（含む、備える）」および「ｗｈｅｒｅｉｎ」のそれぞれの言葉と等価であるものとして使用される。また、請求項では、「ｉｎｃｌｕｄｉｎｇ（含む、備える）」および「ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ（備える、含む）」という言葉は、制約がない、つまり、請求項中のそのような言葉の後に列挙されているものに加えて複数の要素を含むシステム、機器、物品、またはプロセスは、その請求項の範囲内にあるとみなされる。さらに、本明細書および請求項では、「ｆｉｒｓｔ（第１の）」、「ｓｅｃｏｎｄ（第２の）」、および「ｔｈｉｒｄ（第３の）」などの言葉は、単にラベルとして使用され、その対象に対する数値的要件を課すことを意図していない。

心房リード電極を使用して得られる胸部インピーダンス・データの一実施例の図である。 心室リード電極を使用して得られる胸部インピーダンス・データの一実施例の図である。 診断モードで心臓内または経胸腔インピーダンスを測定するためのシステムおよび環境の一実施例を一般に示し、診断モードにおけるインピーダンス・データの収集に使用するため自動的に選択すべき電極構成を決定するための試験モードを含む、ブロック図である。 図３のシステム、または類似のシステムを使用する方法の一実施例の流れ図である。 インピーダンス回路の一部のより詳細な例示的な一実施例のブロック図である。 図４のプロセスに類似しているプロセスの他の実施例の流れ図である。 図４のプロセスに類似しているプロセスの他の実施例の流れ図である。 埋め込み型電子ユニット、およびそれぞれ右心房、右心室、および冠状静脈洞内に伸びるリードを備えるシステムの一実施例の図である。 図５のインピーダンス測定と信号処理回路の代わりに使用できるインピーダンス測定と信号処理回路の一実施例の図である。 心拍および呼吸振幅が正常洞調律（ＮＳＲ）の特徴を示す心拍からのみ得られるように動作を制御するためにインピーダンス測定と信号処理回路３１９またはコントローラ３１８に結合されている不整脈検出器１０００をＩＭＤ ３０２が備える一実施例のブロック図である。

Claims (11)

1. 被験者の胸部内の異なる電極構成からインピーダンス信号を受け取るように構成された入力を備える、インピーダンス検出器回路と、
   前記インピーダンス検出器回路に結合され、前記インピーダンス信号を受け取り、そこから対応する心拍信号を抽出する、心拍信号フィルタ回路と、
   前記インピーダンス検出器回路に結合され、前記インピーダンス信号を受け取り、そこから対応する呼吸信号を抽出する、呼吸信号フィルタ回路と、
   前記心拍信号フィルタ回路に結合され、前記心拍信号を受け取り、そこから対応する心拍振幅を抽出する、心拍振幅測定回路と、
   前記呼吸信号フィルタ回路に結合され、前記呼吸信号を受け取り、そこから対応する呼吸振幅を抽出する、呼吸振幅測定回路と、
   同じ電極構成からの心拍振幅と対応する呼吸振幅との間の、各電極構成についての比較測定を計算し、それぞれの電極構成に関連付けられている前記比較測定の相対値に基づき、心拍信号と呼吸信号のうちの少なくとも１つを取得する際に使用する特定の電極構成を選択するように実行可能な命令を備えるプロセッサ回路と、
   を備える埋め込み型医療デバイス（ＩＭＤ）を備えるシステム。
2. 前記比較測定結果は、前記心拍振幅と前記心拍振幅と同じ電極構成に関連付けられている前記呼吸振幅との比である請求項１に記載のシステム。
3. 前記心拍信号と前記呼吸信号のうちの少なくとも１つは、心拍信号であり、前記比は、前記心拍振幅を前記呼吸振幅で割った値であり、前記プロセッサ回路は、他の少なくとも１つの電極構成に対応する比の値に対して前記対応する比の最大値を含む前記特定の電極構成を選択するように動作する請求項２に記載のシステム。
4. 前記心拍信号と前記呼吸信号のうちの少なくとも１つは、呼吸信号であり、前記比は、前記呼吸振幅を前記心拍振幅で割った値であり、前記プロセッサ回路は、他の１つまたは複数の電極構成に対応する他の１つまたは複数の比の値に対して前記対応する比の最大値を含む前記特定の電極構成を選択するように動作する請求項２に記載のシステム。
5. 前記プロセッサは、電極構成に関連付けられている少なくとも１つの比の値と予め決めた閾値とを比較し、少なくとも１つの比の値が前記閾値以下である場合に心拍信号と呼吸信号のうちの少なくとも１つを前記取得することを無効にするように構成される請求項２に記載のシステム。
6. 被験者の胸部において、第１の電極構成を定める、少なくとも第１と第２の電極の間の第１のインピーダンス信号を測定することと、
   被験者の胸部において、第２の電極構成を定める、少なくとも第３と第４の電極の間の第２のインピーダンス信号を測定することであって、前記第３と第４の電極のうちの少なくとも１つが前記第１と第２の電極のうちの少なくとも１つと異なる電極である、第２のインピーダンス信号を測定することと、
   前記第１のインピーダンス信号から第１の心拍信号を抽出することと、
   前記第１のインピーダンス信号から第１の呼吸信号を抽出することと、
   前記第１の心拍信号から第１の心臓振幅測定結果を抽出することと、
   前記第１の心拍信号から第１の呼吸振幅測定結果を抽出することと、
   前記第１の心臓振幅測定結果と前記第１の呼吸振幅測定結果との間の第１の比較測定結果を計算することと、
   前記第２のインピーダンス信号から第２の心拍信号を抽出することと、
   前記第２のインピーダンス信号から第２の呼吸信号を抽出することと、
   前記第２の心拍信号から第２の心臓振幅測定結果を抽出することと、
   前記第２の心拍信号から第２の呼吸振幅測定結果を抽出することと、
   前記第２の心臓振幅測定結果と前記第２の呼吸振幅測定結果との間の第２の比較測定結果を計算することと、
   前記呼吸と心拍信号のうちの少なくとも１つをその後抽出するために前記第１と第２の電極構成のうちの１つを自動的に選択するために前記第１と第２の比較測定結果を比較することとを含む方法。
7. 前記第１の比較測定結果を前記計算することは、前記第１の心臓振幅測定結果と前記第１の呼吸振幅測定結果との比を計算することを含み、
   前記第２の比較測定結果を前記計算することは、前記第２の心臓振幅測定結果と前記第２の呼吸振幅測定結果との比を計算することを含む請求項６に記載の方法。
8. 前記第１と第２の比較測定結果を前記第１と第２の電極構成のうちの１つを自動的に選択するために前記比較することは、第１の比較測定結果が前記第２の比較測定結果を超える場合に前記第１の電極構成を選択することを含む請求項６に記載の方法。
9. 前記呼吸信号が注目され、前記第１の比較測定結果は、（１）前記第１の呼吸信号と前記第１の心臓信号との比、および（２）前記第１の呼吸信号と前記第１の心臓信号との差のうちの１つであり、前記第２の比較測定結果は、（１）前記第２の呼吸信号と前記第２の心臓信号との比、および（２）前記第２の呼吸信号と前記第２の心臓信号との差のうちの相当する１つである請求項８に記載の方法。
10. さらに、
    前記第１と第２の比較測定結果と閾値とを比較することと、
    前記第１と第２の比較測定結果が両方とも前記閾値よりも小さい場合、前記呼吸と心拍信号のうちの少なくとも１つをその後抽出することを無効にすることとを含む請求項６に記載の方法。
11. 前記第１の心臓振幅測定結果を前記抽出することは、複数の心臓周期にわたって前記第１の心臓振幅測定結果の中心傾向を決定することを含むこと、
    前記第２の心臓振幅測定結果を前記抽出することは、複数の心臓周期にわたって前記第２の心臓振幅測定結果の中心傾向を決定することを含むこと、
    前記第１の呼吸振幅測定結果を前記抽出することは、複数の呼吸周期にわたって前記第１の呼吸振幅測定結果の中心傾向を決定することを含むこと、
    前記第２の呼吸振幅測定結果を前記抽出することは、複数の呼吸周期にわたって前記第２の呼吸振幅測定結果の中心傾向を決定することを含むこと
    のうちの少なくとも１つが行われる請求項６に記載の方法。

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