JPH07367A

JPH07367A - 心機能解析装置

Info

Publication number: JPH07367A
Application number: JP5319986A
Authority: JP
Inventors: Kjell Noren; ノーレンキェル; Kurt Hoegnelid; ヘグネリドクート
Original assignee: Siemens Elema AB
Current assignee: Siemens Elema AB
Priority date: 1992-12-18
Filing date: 1993-12-20
Publication date: 1995-01-06
Also published as: EP0607511A3; EP0607511B1; DE69330820T2; DE69330820D1; EP0607511A2; SE9203822D0; US5427112A

Abstract

(57)【要約】【目的】心機能を安全に効率良く、しかも十分に簡単に
解析することのできる装置を提供する。【構成】装置はさらに心臓パラメータに関連するパラ
メータ信号を発生するための手段（１３；５５；８４；
１２３；１４７；１８７；２５４）を有し、前記評価ユ
ニット（６；５４；８８；１１０；１４９；１８７；２
５４）は測定信号およびパラメータ信号に対する関連値
を解析する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、第１の電気的心臓パラ
メータまたは第１の機械的心臓パラメータに関連する第
１の測定信号を発生するための測定ユニットと、該測定
信号を評価するための評価ユニットとを有する心機能解
析装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】心臓疾患またはその他の心臓の変化を監
視、診断および治療する場合には、心臓血流状態の正確
な検出を、間違った解釈の危険性を最小にして行うこと
が重要である。心臓の自動監視は、治療測定を必要な場
合に遅滞なく開始することができるので価値がある。

【０００３】例えば心電信号（ＥＣＧ）、心臓インピー
ダンス、血圧、血流量、血流、心音および心臓壁の運動
のように、心機能を反映する多数の電気的および機械的
心臓パラメータがある。これらパラメータのいくつか
を、心臓状態の確定の際に評価することのできる測定信
号を得るために検出することは従来の技術である。

【０００４】記録された心電図の電圧を電圧の時間微分
に対してプロットすることにより心電図をグラフィック
に解明するための１つの手段が、“ＰｈａｓｅＰｌａ
ｎｅＰｌｏｔｏｆＥｌｅｃｔｒｏｇｒａｍｓａｓ
ａＭａｒｋｅｒｏｆＶｅｎｔｒｉｃｕｌａｒＥ
ｌｅｃｔｒｉｃａｌＩｎｓｔａｂｉｌｉｔｙＤｕｒｉ
ｎｇＡｃｕｔｅＩｓｃｈｅｍｉａ：Ｉｎｉｔｉａｌ
ＥｘｐｅｒｉｍｅｎｔａｌＲｅｓｕｌｔｓａｎｄ
ＰｏｔｅｎｔｉａｌＣｌｉｎｉｃａｌＡｐｐｌｉ
ｃａｔｉｏｎｓ”のタイトルの下に、刊行物ＰＡＣＥ、
Ｖｏｌ．１５，第ＩＩ部、１９９２年１１月、２１８８
〜２１９３頁に記載されている。この手続きは記録され
たＥＣＧ信号と等価の曲線を形成する。ここには、急性
虚血中および心室細動発生中には曲線部分における変化
間に相関のあることが示されている。この著者は、心電
図のグラフィック表示は従来のリアルタイム表示に対す
る非常に優れた補助手段であると考えている。

【０００５】米国特許第４４１７３０６号明細書には、
心信号を監視および記録する装置が記載されている。こ
の装置はＥＣＧを検出し、ＥＣＧ信号は心拍として受容
されるためには所定の勾配、振幅、デュレーションおよ
び経過を有しなければならない。ＱＲＳ複合波は検出さ
れる主要部分である。すなわち、心室心拍（心室収縮）
が存在するときに心臓で発生する電気信号である。

【０００６】米国特許第４４５３５５１号明細書には、
心室細動（ＶＦ）を検出するよう構成された装置が記載
されている。この装置は心臓からＥＣＧ信号を検出し、
これをデジタル化し、これを所定のピーク振幅まで増幅
する。増幅された信号は種々の手法で、ＶＦが存在する
か否かを確定するため解析することができる。例えば、
勾配の統計的分布または最大負勾配の周波数を解析する
ことができる。

【０００７】欧州特許第０２２０９１６号明細書には、
心室頻脈（ＶＴ）とＶＦを検出し、これらの状態を終了
させる処置を供給するように構成された装置が記載され
ている。この装置は、心臓ＥＣＧを心臓の複数の箇所で
検出し、異なる測定点で検出された信号のシーケンスを
求める。ＶＴおよびＶＦの場合は、検出されたシーケン
スが通常のシーケンスとは種々の形態で異なる。

【０００８】

【発明が解決しようとする課題】本発明の課題は、心機
能を安全に効率良く、しかし十分に簡単に解析すること
のできる装置を提供することである。

【０００９】本発明の別の課題は、心臓欠陥を診断し、
心機能を監視し、できるだけ安全かつ効率良く治療に適
用することできる装置を提供することである。

【００１０】

【課題を解決するための手段】上記課題は本発明によ
り、装置はさらに心臓パラメータに関連するパラメータ
信号を発生するための手段を有し、評価ユニットは測定
信号およびパラメータ信号に対する関連値を解析するこ
とにより解決される。

【００１１】測定信号をその特性（振幅、勾配、デュレ
ーション）について解析するのではなく、本発明の装置
は２つの信号の関連値を解析する。すなわち、測定値と
パラメータ値が同じ箇所について心臓パラメータの時間
経過で解析される。基本的に関連値は２つの信号によっ
て定められる平面の座標に相応する。この２つの信号の
時間に関する変化を心臓の状態についての情報を得るた
めに解析することができる。正常に活動する心臓は血流
力学的に安定しており、関連値は原則的に１心サイクル
ごとに繰り返される。２つの状態が同時に満たされなけ
れば場合（測定値とパラメータ値とは両方とも、心機能
が正常な場合、同じように反復されなければならない）
に、正常な心機能と正常な機能からの偏差の両方を正確
に検出する確率が増大する。種々の偏差は信号に特徴的
変化を生ぜしめ、従って非常に正確に識別することがで
きる。測定信号とパラメータ信号は同じ心臓パラメータ
に関連し得る。例えばペースメーカーの場合、単極ＥＣ
Ｇ信号を測定パラメータとして用い、双極ＥＣＧ信号を
パラメータ信号として用いることができる。

【００１２】本発明の装置の改善実施例は、評価ユニッ
トが第１の測定信号をパラメータ信号に対してプロット
し、曲線の形態的および／または経時的経過を解析する
ことにより得られる。

【００１３】測定信号がパラメータ信号に対してプロッ
トされるように解析を行う場合に曲線が得られる。上に
述べたように心臓は正常に活動する場合、血流力学的に
安定しているから、実質的に識別曲線は各心サイクルご
とに、選択された測定信号およびパラメータ信号に依存
して生成される。病理学的変化およびその他の異常と心
臓状態は曲線形状に明確に影響し、従って簡単に識別で
きる。

【００１４】この場合、パラメータ信号発生手段が微分
器を有し、この微分器が測定信号を微分し、微分された
測定信号がパラメータ信号として使用されると有利であ
る。

【００１５】これにより測定された１つの心臓パラメー
タにのみ関連する曲線が形成される。例えば心臓インピ
ーダンスはインピーダンスの導関数に対してプロットす
ることができ、血圧は血圧の導関数に対してプロットす
ることができ、また心臓ＥＣＧ信号はＥＣＧ信号の導関
数に対してプロットすることができる。最初の２つの例
では、大きな周期形状曲線が得られ、その大きさは例え
ば心拍数に依存する。後者の例では、正常な心拍数では
心サイクルごとに閉じた２つのループからなる曲線が得
られる。

【００１６】択一的に本発明の装置を、パラメータ信号
発生手段が第２の心臓パラメータを検出し、第２の測定
信号をパラメータ信号として用いるように構成すること
ができる。

【００１７】異なる測定心臓パラメータに関連する２つ
の信号を相互にプロットすることにより組合せ可能な数
が上昇し、特定の疾患、特定の病理学的状態またはその
他の変化を識別するのに最も適した曲線を選択すること
ができる。例えば血圧はインピーダンスに対してプロッ
トすることができ、心活動に相応する単純で大きな閉じ
た曲線が各心サイクルで形成される。心筋梗塞をこの曲
線から実証することができる。というのは心筋梗塞は心
活動の容量に影響するからである。

【００１８】心臓の異なるフェーズを識別するための付
加的手段は本発明によれば、装置がさらに、少なくとも
１つの別の心臓パラメータに関連する少なくとも１つの
別の測定信号を発生するための別の測定ユニットを有
し、これにより評価ユニットが第１の測定信号、パラメ
ータ信号および別の測定信号に対する関連値を解析する
のである。

【００１９】これにより多次元曲線が形成される。原則
的に心臓パラメータおよび心臓パラメータの導関数はい
くつでも相互にプロットし解析することができる。イン
ピーダンスを血圧およびＥＣＧに対してプロットすれば
３次元曲線が得られる。各心サイクルごとにこの曲線は
単純な閉じた曲線を形成し、この曲線は健常な心臓では
１心サイクルごとに繰り返される。心室期外収縮または
早発性心室収縮はこの曲線において大きな偏差を示すこ
ととなる。血流力学的に不安定な不整頻脈も簡単に識別
できる。なぜならその場合この曲線が各心サイクルごと
に繰り返されないからである。

【００２０】本発明の装置の改善実施例では、比較ユニ
ットが関連値による信号ドリフトを検出するため関連値
を連続的に検出し、補償ユニットが現在の関連値を現在
の信号ドリフトすべてに対して補償する。

【００２１】心信号は一般的に周期的経過を示すから、
種々の信号ドリフトを補償することができる。例えば信
号に重畳された低周波はこれにより実際の測定信号から
除去することができる。装置は簡単に信号を正規化する
ことができる。というのは、これらの信号は高い反復性
を示すからである。

【００２２】関連値をろ波する別の手段は本発明によれ
ば、第１の測定信号と第２の測定信号が発生された後
に、フィルタユニットがそれぞれの関連値における変化
を以前に記憶された関連値と比較し、１つの関連値にお
いてノイズ変化が識別され、第２の関連値においては等
価の変化が検出されなければ、このノイズ関連値を固有
ノイズに対して補償するのである。

【００２３】例えばＥＣＧ信号とインピーダンス信号は
例えば患者の呼吸による所定のタイプのノイズによって
影響を受ける。しかし血圧のような心臓パラメータは、
純粋な電気的心臓信号のようにはノイズによっては影響
を受けない。従ってこのパラメータを電気信号における
ノイズの識別に使用することができ、逆もまたあてはま
る。

【００２４】本発明による装置を使用した信号ろ波の別
の実施例では、移動平均値形成器が連続的に平均値を所
定の先行する期間にわたってそれぞれの関連値に対して
計算する。

【００２５】本発明による関連値を解析するための装置
の有利な実施例を以下説明する。

【００２６】第１の実施例では、評価ユニットが弧長計
算器を有し、この計算器が曲線の弧の長さを、有利には
１心サイクルについて計算し、計算された弧の長さ値が
心機能の状態を表わす。

【００２７】測定信号−パラメータ信号ペア（例えばイ
ンピーダンスとインピーダンスの導関数）の所定の測定
に対して、各心サイクルについての曲線の弧の長さは一
般に血流力学的安定性に相応する。これにより弧の長さ
から心拍数が無害な程度であるか否か、または心臓が不
安定な徐脈を示している否かまた不整頻脈を示している
か否かが簡単に確定される。１心サイクルごとの弧長の
変化が記録されれば、血流力学的安定性を識別すること
ができ、不適切な不整脈が存在しているか否かの決定に
心拍数のサブ条件として用いることができる。急速な変
化は心臓の異常イベントの指標である。

【００２８】第１の実施例では、測定ユニットが心臓の
インピーダンスを測定し、パラメータ信号発生手段がイ
ンピーダンス信号を導出し、Ａ／Ｄ変換器がインピーダ
ンス信号およびインピーダンス微分信号をデジタル化
し、弧長計算器が各心サイクルごとに曲線の弧の長さを
計算し、この曲線にはインピーダンス信号およびインピ
ーダンス微分信号が相応し、複数の比較器がそれぞれ計
算された弧長を所定の弧長と比較し、計算された弧長が
それぞれの所定の弧長を上回る場合にそれぞれの比較器
が出力信号を発生し、マイクロプロセッサが比較器から
の出力信号を使用して心臓が血流力学的に安定している
か否かを決定するのである。

【００２９】異なる心臓は高心拍数に抗するその能力の
点で異なる。最も重要なことは実際に心臓が血流力学的
に安定しているか否かである。すなわち、心臓が血液を
正常に搏出しているか否かである。従って、心拍数は必
ずしも常に心臓状態の最良の指標ではない。例えばある
患者では１５０拍／分の心拍数で問題が生じるかもしれ
ず、別の患者は２００拍／分以上の心拍数にもその心臓
の搏出能力に何の損傷もなしに抗することができるかも
しれない。心サイクル中インピーダンスは、血液が心臓
から吐出される収縮期で上昇し、心臓に血液が充満され
る拡張期で低下するように変化する。インピーダンスの
変化は、収縮期の開始時において拡張期の開始時よりも
比較的に急速である。これはそれらの微分信号に反映さ
れる。座標系において、インピーダンスとインピーダン
ス微分信号は各心サイクルごとに閉じた曲線を形成す
る。弧長だけが、心臓が血流力学的に安定しているかぎ
り所定の範囲内で変化する。心臓が血流力学的に安定し
て活動することができなくなると、弧長が減少し、これ
は比較器により簡単に検出できる。従って、比較器から
の種々の出力信号に依存して、心臓の血流力学的状態を
連続的に監視することができる。このことは、例えば心
拍数またはインピーダンスに対するピークピーク値だけ
を考慮したのでは不可能である。これらの値は血流力学
的不安定性が存在するときに弧長のようには規則正しく
変化しない。

【００３０】第２の実施例は、評価ユニットが面積計算
器を有し、この計算器が各心サイクルごとに曲線により
閉じた大きな範囲の面積を計算する。計算された面積は
心機能の状態を表わす。

【００３１】面積は、所定の測定信号−パラメータ信号
ペアに対して弧長と同じように血流力学的安定性に関連
しており、弧長と同じように不安定な不整脈の識別に使
用することができる。他の測定信号−パラメータ信号ペ
ア（血圧とインピーダンスまたは容積と血圧）に対して
は、面積は各心サイクルでの心臓による活動を表わし、
ダブルチャンバーペースメーカーにおいて、心臓に対す
る理想機能を得るため房室間隔の制御に使用することが
できる。また、心臓活動を最適化するように刺激パルス
の送出制御に使用することができる。

【００３２】第３の実施例では、評価ユニットが実質的
に単純で閉じた曲線をプロットし、距離計算器が曲線の
所定点間、有利には最大点と最小点との距離を計算し、
計算された距離が心機能の状態を表わす。

【００３３】弧長および面積と同じように、所定の測定
信号およびパラメータ信号に対する曲線の点間の距離は
心臓の安定性を表わす。所定の距離間の比、例えばそれ
ぞれの座標軸に対する曲線の最大点と最小点との距離を
確定することができる。距離の変動は計算することがで
き、例えば心臓活動の検出に使用することができる。例
えば心臓の血圧をパラメータとして使用し、心臓のポン
ピング能力が低下する状態を簡単に識別することができ
る。なぜならこの場合、心サイクル中の血圧変化が減少
するからである。

【００３４】第４の実施例では、評価ユニットが各心サ
イクルごとに得られた曲線を記憶するためのメモリと、
得られた曲線を少なくとも１つの所定の曲線と比較する
ための比較器とを有し、この所定の曲線は前もって記憶
された曲線であるかまたはプログラミングされた曲線で
ある。

【００３５】このようにして各心サイクルの形態を直
接、健康な心臓での形態および病理学的状態または他の
異常と比較することができる。例えば、心臓、期外収縮
および退行性状態により持続される穏やかな心筋梗塞を
検出することができる。

【００３６】第５の実施例では、評価ユニットが関連値
の経過を記憶するためのメモリと、記憶された経過を少
なくとも１つの所定の経過と比較するための比較器とを
有し、所定の経過は前もって記憶された経過であるかま
たはプログラミングされた経過である。

【００３７】前に述べたように、関連値は１心サイクル
ごとに実質的に繰り返される経過をたどる。この経過を
監視すれば、異なる状態を識別することができる。経過
は例えば、時間に関する変化が曲線を形成する関連値を
座標としてみなすことにより、関連値から導出されたベ
クトルを計算することにより、または関連値の変化の勾
配を計算することにより監視することができる。これに
より例えば、心臓組織の異なる焦点から発生する不整脈
の異なる形態を区別することができ、患者のこうむる古
い状態と新しい状態の両方を検出することができる。種
々の不整脈に対して有効であることが前もって発見され
た治療法に依存して異なる治療法を適用することができ
る。

【００３８】この関連から本発明の装置が、関連値の経
過が所定数のエリアを通過したシーケンスを識別するた
めの要素と、このシーケンスを所定のシーケンスと比較
するための比較器とを有し、所定のシーケンスは前もっ
て識別されたシーケンスであるかまたはプログラミング
されたシーケンスである。

【００３９】関連値は反復するから、値と交差し、シー
ケンスを識別する所定のエリアのだけの検出で十分であ
る。異なる不整脈は異なる経路をたどり、相応にして識
別することができる。

【００４０】

【実施例】図１は患者１を示し、患者はＥＣＧレコーダ
２に第１電極３、第２電極４および第３電極５を介して
接続されている。患者１のＥＣＧ信号は患者の健康の通
常検査で、予測される心臓状態の診断のため、または患
者１の心臓の監視のために検出される。信号解析装置６
がＥＣＧレコーダ２に、電極３、４、５によりピックア
ップされたＥＣＧ信号を解析するために設けられてい
る。

【００４１】図２は信号解析装置６の実施例を示す。Ｅ
ＣＧ信号は増幅器１０に供給され、バンドパスフィルタ
１１でろ波され、微分のための微分器１３とバッファ１
２に供給される。バッファ１２ではＥＣＧ信号が経時的
に微分信号と同期される。バッファ１２の信号と微分信
号は、第１Ａ／Ｄ変換器１４および第２Ａ／Ｄ変換器１
５をそれぞれ介してＲＡＭ１６に供給される。２つの入
力信号に対する関連値は並列にＲＡＭ１６に記憶され
る。関連値は経時的な同時信号である。デジタル化され
た信号はＲＡＭ１６からデータバス１７を介して第１減
算器１８に供給される。第１減算器では、電流測定値が
ベース信号から減算される。ベース信号は同じ患者から
の以前に記録され記憶されたＥＣＧ信号とすることがで
きる。差は心サイクル全体に対してまたは心サイクルの
一部に対して計算することができる。これは主に心拍数
およびノイズ周波数に依存する。差の値は平均値形成器
１９に供給される。平均値形成器は差に対する平均値を
計算する。差はまた信号バッファ２０にも供給される。
これは後の診断目的に使用される。平均信号は第２減算
器２１に送出され、この第２減算器には記録されたＥＣ
Ｇ信号のノイズを補償するためオリジナル信号も供給さ
れる。第２減算器２１からの信号は第１Ｄ／Ａ変換器２
２に供給され、差信号は信号バッファ２０から第２Ｄ／
Ａ変換器２３に供給される。次に両方の信号とも記録ユ
ニット２４に供給される。この記録ユニットはレコー
ダ、モニタ等からなることができる。

【００４２】信号処理前と信号処理後のＥＣＧ信号が図
３に示されている。ここで記録されたＥＣＧ信号は３０
により示されている。記録されたＥＣＧ信号３０には低
周波のノイズ信号が重畳されており、心臓信号の解釈を
さらに困難にする。図２に示された信号解析装置６にお
いて、ＥＣＧ記録信号３０は以前に記憶された正しいＥ
ＣＧ信号に関連して正規化され、さらにＥＣＧ信号は信
号ノイズに起因するひずみに対してノイズをＥＣＧ信号
３０から減算することにより補償される。処理されたＥ
ＣＧ信号は３１により示されている。この信号は格段に
明瞭であり、医師にとって格段に容易に解釈することが
できる。原則的に、信号解析器で形成される差信号３２
はノイズを反映する。ノイズは例えば患者１の呼吸によ
り発生し得る。従って差信号３２を患者１の呼吸を記録
するために使用することができる。記録ＥＣＧ信号３０
の、記憶されたベース信号に対するふれは差信号にも現
れる。これらの変化は、例えば心梗塞、虚血または後期
電位のような心臓の変化に起因するものである。

【００４３】心信号の波形が図４に示されており、一般
的に３３により示されている。心信号は心房脱分極（こ
れが心房収縮を開始させる）に起因するＰ波、心室脱分
極（これが心室収縮を開始させる）に起因するＱＲＳ波
および心室再分極に起因するＴ波からなる。心臓の病理
学的変化およびその他の変化は心信号３３を特徴的に影
響する。Ｓ波およびＴ波での信号の上昇は一般的に、心
梗塞により引き起こされる。この心梗塞は心臓活動の能
力を阻害する。一方、Ｓ波とＴ波の間での信号の低下３
５は一般的に虚血により引き起こされる。なぜなら心臓
の局所エリアでの不適切な血液灌流は心臓の低酸素症を
引き起こすからである。心梗塞の最も共通の原因の１つ
は動脈硬化である。Ｔ波端部での変化（ここでは心信号
３３の３６ａ，３６ｂにより示されている）は他の心臓
と比較して一般的に、頻脈または細動の危険性を増大さ
せる変化として解釈される。従ってこのような変化は、
患者が薬物または埋込型デフィブリレータによる治療を
必要としていることの印である。

【００４４】図５は埋込型ダブルチャンバーペースメー
カー４０を示す。このペースメーカーは心臓ＥＣＧを検
出し、必要な場合は処置を送出するために心臓４１に接
続されている。ペースメーカー４０は心臓４１に第１チ
ップ電極４２と第１リング電極４３により接続されてい
る。第１チップ電極４２と第１リング電極４３は、第１
電極導体４４および第２電極導体４５を介して心房パル
ス発生器４６に接続されている。心房検出器４７がパル
ス発生器４６に対し並列に心臓４１のＥＣＧ信号検出す
るため接続されている。

【００４５】相応して、第２チップ電極４８と第２リン
グ電極４９が、第３電極導体５０と第４電極導体５１を
介して心室パルス発生器５２に接続されている。心室検
出器５３が心室パルス発生器５２に並列に心臓４１のＥ
ＣＧ信号を検出するため接続されている。パルス発生器
４６、５２と検出器４７、５３は制御装置５４により制
御される。

【００４６】検出器４７、５３によりピックアップされ
たＥＣＧ信号は制御装置５４の信号処理ユニット５５に
供給される。入力信号は信号処理ユニット５５で、図２
に示すのと同じように処理される。すなわち、増幅、ろ
波、バッファおよびそれぞれの微分とＡ／Ｄ変換とによ
り処理される。デジタル化された信号はＲＡＭ５６に供
給される。ＲＡＭ５６はシーケンシャルに関連値を記憶
する。原則的に記憶された値は座標系の座標に相応す
る。この座標系はＥＣＧ信号を一方の軸とし、微分され
たＥＣＧ信号を他方の軸とする。記憶された関連値はこ
の座標系で曲線を形成する。関連値はＲＡＭ５６からエ
リア解析器５７に供給される。エリア解析器５７は関連
値が座標系の所定エリアを通過するか否かを検出する。
エリア通過に関する情報とそれらが通過されるシーケン
スはシーケンス識別器５８に供給される。シーケンス識
別器５８はシーケンスを以前に記憶されたシーケンスま
たはプログラミングされたシーケンスと比較する。シー
ケンス情報はシーケンス識別器５８から制御ユニット５
９に供給される。この供給された情報に基づいて、制御
ユニット５９は治療を開始すべきか否かを決定する。検
出された関連値のシーケンスがシーケンス識別器５８に
記憶されていないシーケンスであれば、このシーケンス
はＲＡＭ５６から特別メモリ６０に供給される。そこか
らこのシーケンスを引き出して医師によって研究するこ
とができる。

【００４７】ペースメーカー４０に新たなシーケンスに
関する情報を伝送し、またプログラミングできるように
するため、ペースメーカー４０にはテレメータユニット
６１が設けられており、このテレメータユニットは制御
ユニット５９に接続されている。テレメータユニット６
１は情報を、制御ユニット５９と体外プログラミングユ
ニット６２との間で遠隔伝送することができる。

【００４８】ペースメーカー４０で行われるＥＣＧ信号
の解析が図６から図８に詳細に示されている。これらの
図は異なる心信号を、ＥＣＧ信号とＥＣＧ信号の導関数
を軸とする座標系に示す。５つの解析エリア７０ａ〜ｅ
が図６から図８の３つの図に示されている。図６は通常
の心拍に対する曲線７１を示す。この曲線は５つの解析
エリア７０ａ〜ｅのすべてと所定のシーケンスで交差
し、従って簡単に自然のイベントとしてペースメーカー
４０により識別することができる。図７は約１５０拍／
分での不整頻脈曲線を示す。不整頻脈曲線７２は３つの
解析エリア７０ｂ，７０ｄ，７０ｃのみを通過し、従っ
て非常に簡単に識別できる。不整頻脈は心臓組織の種々
の焦点で発生し得る。しかし不整頻脈の固有形態すべて
をこのようにして、曲線が解析エリア７０ａ〜ｅを通過
するシーケンスに従って識別することができる。これは
特に重要である。なぜなら、種々の不整頻脈を終結させ
るために最も有効な手段は異なる治療刺激シーケンスを
必要とし得るからである。さらに所定の不整頻脈は血流
力学的に安定している。すなわち、治療的介入を必要と
しない。また時間とともに自然に鎮静化する不整頻脈も
治療を必要としない。不安定な不整頻脈の場合、制御ユ
ニット５９は複数の異なる治療的パルス率によりプログ
ラミングすることができ、検出された不整頻脈に依存し
て治療的処置を送出する。この治療的処置は不整頻脈に
対して最も有効であることが立証されているものであ
る。図８は心臓細動７３を示す。心臓細動では小さく単
純な閉じたリングしか発生しない。このリングはこの例
では２つの解析エリア７０ｃ，７０ｄを通過する。細動
が発生すると心臓４１の除細動が必要となり得る。その
場合、埋込型デフィブリレータはペースメーカーの機能
を有することができる。

【００４９】図９は本発明の装置の択一的実施例を示
す。信号解析器８０ではＥＣＧ信号が増幅器８１で増幅
され、これがバンドパスフィルタ８２でろ波され、バッ
ファ８３と微分器８４に供給される。微分器では供給さ
れた信号が微分される。

【００５０】中間記憶された信号と微分された信号は第
１Ａ／Ｄ変換器８５と第２Ａ／Ｄ変換器８６でそれぞれ
デジタル化され、サイクリックＲＡＭ８７に供給され
る。ＥＣＧ信号とその導関数の両方が使用されるので、
単純な信号正規化をサイクリックＲＡＭ８７で行うこと
ができる。

【００５１】信号は複数の検出器８８に供給される。こ
の検出器は微分された信号が正か負かを検出する。各心
サイクルごとに、心サイクル中の導関数の変化のシーケ
ンスが形態比較器８９に送出される。形態比較器８９は
このシーケンスを前に発生されたシーケンスと比較し、
心臓の現在の状態を識別する。すなわち、心臓の機能が
正常であるか否か、心臓が刺激パルスに応答しているか
否か、心臓が不整脈の状態にあるか否か等である。

【００５２】２つの異なる心臓リズムが図１０と図１１
に示されている。第１のＥＣＧ−ＥＣＧ微分軌跡９５が
図１０に示されている。この第１の軌跡９５は容易に識
別可能な、正と負の交互の典型的な導関数シーケンスを
有している。正と負の導関数のシーケンスの弧長はそれ
ぞれ例えば、正または負の導関数を備えたサンプリング
値の数として得ることができる。図１１に示された第２
のＥＣＧ−ＥＣＧ微分軌跡９６は、正および負のセグメ
ントでそれぞれ別の弧長を備えた異なる正および負の導
関数シーケンスを有する。個々の患者で、すべての心臓
状態（正常機能、安定した不整頻脈、不安定な不整頻
脈、細動等）は特徴的で反復される、固有の弧長を備え
た正と負の導関数シーケンスを有する。信号解析器８０
は患者に発生する異なるシーケンスを学習し、これを記
憶して医師によって再生することができるようプログラ
ミングすることができる。このようにすれば医師は心臓
状態および機能の良好な画像を得ることができる。

【００５３】所定の状態の識別において信頼性を改善す
るために使用し得る他の基準はＥＣＧ信号自体である
（正、負、弧長）。

【００５４】上に述べたように信号解析器８０にとって
信号を正規化することは容易であり（微分信号を検査す
るだけの解析器とは異なり）、これにより導関数に対す
るゼロレベルを簡単に安定レベルにすることができる。
すなわち、ＥＣＧ微分信号の処理は簡単に信号ドリフト
を補償し、解析を一層信頼性のあるものにする。

【００５５】図１２はシングルチャンバーペースメーカ
ー１００を示す。このペースメーカーは心臓１０１に接
続されている。チップ電極１０２とリング電極１０３が
心臓１０１の心室に配置されており、第１電極導体１０
４と第２電極導体１０５を介して、ペースメーカー１０
０内のパルス発生器１０６に接続されている。検出電極
１０７がチップ電極１０２の近傍で、心臓の外壁に接続
されており、第３電極導体１０９を介してペースメーカ
ー１００の検出器１０９に接続されている。検出器１０
９はまた第１電極導体１０４に接続されている。検出器
１０９はチップ電極１０２と検出電極１０７との間の心
臓壁のインピーダンスを測定し、この信号を信号解析装
置１１０に送出する。信号解析装置は図１３に詳細に示
されている。信号分性の結果は制御装置１１に送出され
る。制御装置１１１は、信号解析装置１１０により解析
されたインピーダンス信号に従ってパルス発生器１０６
を制御する。

【００５６】前に説明したペースメーカーと同じよう
に、このペースメーカーもテレメータユニット１１２を
有しており、テレメータユニットは情報を制御装置と体
外プログラミングユニット１１３との間で伝送する。

【００５７】図１３に示す信号解析装置では、インピー
ダンス信号がまず増幅器１２０に、次にバンドパスフィ
ルタ１２１に供給され、ここから出力された信号は２つ
の部分に分配される。第１の部分ではバッファ１２２
へ、第２の部分では微分器１２３へ供給される。バッフ
ァ１２２と微分器１２３からの信号はそれぞれマルチプ
レクサ１２４で多重化され、Ａ／Ｄ変換器１２５に供給
され、次いでＲＡＭ１２６に記憶される。ＲＡＭ１２６
からは関連値が弧長計算器１２７に送出され、この弧長
計算器は、インピーダンスとインピーダンスの導関数が
座標系（インピーダンスとインピーダンスの導関数を座
標軸とする）で形成する曲線の弧の長さを計算する。弧
長計算器１２７は適切に、各個別の心サイクルごとに弧
長を計算する。次に測定された弧長は第１の比較器１２
８、第２の比較器１２９、第３の比較器１３０および第
４の比較器１３１に、前もって記憶された弧長またはプ
ログラミングされた弧長との比較のために供給される。
現在の弧長と比較すべき値は制御装置１１１から第１信
号導体１３２、第２信号導体１３３、第３信号導体１３
４および第４信号導体１３５を介して供給される。比較
器１２８、１２９、１３０、１３１は、測定された現在
の弧長が比較されるべき弧長を越えたときにのみ信号を
送出するように構成されている。制御装置１１１も比較
器１２８〜１３１からの信号間の時間間隔を解析のサブ
条件として使用する。すなわち、制御装置１１１に供給
される４つの比較器１２８、１２９、１３０、１３１か
らの出力信号は５つの異なる弧長間隔を表わし得ること
を意味する。この５つの異なる弧長間隔は、時間間隔と
ともに、制御装置１１１により解析することができる。
第１の状況は現在の弧長が比較すべきすべての弧長より
も短い場合に生じる。この状況では比較器１２８〜１３
１からの出力信号はゼロであり、このことは、時間間隔
が短い場合には心臓は血流力学的に不安定な不整頻脈で
あり、時間間隔が長い場合には血流力学的に不安定な徐
脈であることを意味する。第２の状況は現在の弧長が比
較すべき弧長のうちの１つ（例えば比較器１３１から信
号導体１３５を介して送出される）だけより長い場合に
生じる。このことは時間間隔が同時に短い場合、例えば
血流力学的不安定寸前の速い心拍数であることを表わ
す。第３の状況は、現在の弧長が比較すべき弧長のうち
の２つよりも長い場合（すなわち、比較器１３０と１３
１が出力信号１を送出する）に生じる。このことは例え
ば８０〜１２０拍／分の通常の安定した心拍数に相応し
得る。第４の状況は、現在の弧長が比較すべき弧長のう
ちの３つよりも長い場合（例えば比較器１２９、１３
０、１３１が出力信号１を送出する）に生じる。このこ
とは同時に時間間隔も長い場合、安定寸前の遅い心拍数
に相応する。最後の第５の状況は、現在の弧長が比較す
べき弧長のすべてよりも長い場合（すなわち、すべての
比較器１２８、１２９、１３０、１３１が出力信号１を
送出する）に生じる。このことは心臓の徐脈を表わし、
心臓のポンピング能力が大きく低下している、すなわち
血流力学的に不安定な心臓であることを意味する。従っ
て制御装置１１１は比較器１２８、１２９、１３０、１
３１からの信号に基づいて信号が安定しているか否かを
検出することができる。

【００５８】信号の導関数は明白に検出する必要はな
く、信号値のサンプリングおよび導関数に相応する２つ
のサンプリング値間の差を得ることにより評価すること
ができると言える。適切なサンプリング周波数と相対的
に特性の良好な曲線により、導関数に対して評価された
値は解析するのに十分である。

【００５９】図１４は心臓１４１に接続された単極信号
シングルチャンバーペースメーカー１４０を示す。チッ
プ電極１４２は心臓１４１の右心室に配置されており、
電極導体１４３を介してパルス発生器１４４に接続され
ている。パルス発生器１４４からの刺激パルスは電極導
体１４３とチップ電極１４２を介して心臓に供給され、
心臓１４１から生体組織を介してペースメーカー容器１
４５およびパルス発生器１４４に戻る。インピーダンス
メータ１４６もペースメーカー容器１４５に接続されて
おり、さらに胸のインピーダンスと心臓のインピーダン
ス（そこからろ波により導出することができる）を測定
するために電極導体１４３とも接続されている。

【００６０】測定されたインピーダンスは信号処理ユニ
ット１４７に送出される。信号処理ユニットでは信号が
増幅され、ろ波され、一時記憶され、前に説明したのと
同じように微分され、デジタル化される。デジタル化さ
れた信号はシーケンシャルにＲＡＭ１４８に供給され、
さらに解析器１４９に供給される。解析器の機能は後で
図１６に関連して詳細に説明する。制御装置１５０はパ
ルス発生器１４４とインピーダンスメータ１４６を制御
する。

【００６１】プログラミングユニット１５２を用い、テ
レメータユニット１５１を介して、医師はペースメーカ
ー１４０と交信することができる。

【００６２】インピーダンス信号１６１は図１５にＥＣ
Ｇ軌跡１６０とともに示されており、インピーダンスは
図示のように心サイクル中に変化する。

【００６３】図１６ではインピーダンス信号とその微分
信号が座標系（インピーダンスＺを一方の軸、導関数ｄ
Ｚ／ｄｔを他方の軸とする）にプロットされている。プ
ロットされたインピーダンス信号とインピーダンス微分
信号１６２は単純で閉じた曲線を各心サイクルごとに形
成する。ゼロインピーダンスレベルはインピーダンス信
号１６１最小値に置かれている。微分軸の上側部分、す
なわち正の導関数は収縮期、すなわち心サイクルの収縮
フェーズに相応し、負の導関数は拡張期、すなわち血液
の充満フェーズに相応する。原則的にこのインピーダン
ス信号とインピーダンス微分信号１６２は図１４のＲＡ
Ｍ１４８に記憶されたものである。

【００６４】インピーダンス信号とインピーダンス微分
信号１６２は解析器１４９により、刺激パルスの心臓へ
の送出の監視および制御に使用される。ここでは異なる
形の閾値があり、これを解析器は刺激パルスの送出時間
を確定するために検出することができる。例えば閾値１
６３はインピーダンスに対して設定することができる。
これにより刺激パルスは、インピーダンス信号が収縮期
中に閾値１６３を越えた場合に送出される。別の手段
は、閾値を所定の微分値１６４に設定することである。
この閾値を負の導関数は拡張期の終了の際その上昇中に
越えなければならない。択一的に両方の条件を使用する
ことができる。すなわちベクトル（Ｚ，ｄＺ／ｄｔ）を
検出し、このベクトルが所定値よりも短い場合に刺激パ
ルスを送出するのである。

【００６５】刺激パルスの送出を制御する別の手段は、
各心サイクルでインピーダンスおよびインピーダンス微
分信号１６２によりカバーされるエリアを最適化するこ
とに基づく。これは例えば次式を最大にすることにより
達成される。

【００６６】｜Ｚ_max−Ｚ_min｜・｜［ｄＺ／ｄｔ］_max
−［ｄＺ／ｄｔ］_min｜図１７は、心臓１７１に接続されたペースメーカー１７
０の形態の本発明の付加的実施例を示す。前に説明した
ダブルチャンバーペースメーカーと同じようにこのペー
スメーカーも第１チップ電極１７２と第１リング電極１
７３により心臓に接続されている。第１リング電極は第
１電極導体１７４と第２電極導体１７５を介して心房パ
ルス発生器１７６に接続されている。心房検出器１７７
は心房パルス発生器１７６に対して並列に接続されてい
る。心房検出器１７７は例えばＥＣＧ信号、または第１
チップ電極１７２と第１リング電極１７３との間のイン
ピーダンスを測定することができる。

【００６７】第２チップ電極１７８と第２リング電極１
７９は心臓１７１の心室に配置されており、第３電極導
体１８０と第４電極導体１８１を介してペースメーカー
１７０の心室パルス発生器１８２に接続されている。心
室検出器は１８３は心室パルス発生器１８２に対して並
列に接続されている。

【００６８】この実施例では、圧力センサ１８４も心室
の血圧を測定するため心室内に導入されている。圧力セ
ンサ１８４は信号導体１８５を介して圧力検出器１８６
に接続されている。検出器１７７、１８３、１８６によ
り測定された測定値は信号解析装置１８７に処理および
評価のため送出される。制御装置１８８は信号解析装置
１８７と交信し、パルス発生器１７６、１８２および検
出器１７７、１８３、１８６を制御する。テレメータユ
ニットを介しプログラミングユニット１９０によって医
師は、ペースメーカーへ情報をプログラムし、ペースメ
ーカーから情報を引き出すことができる。

【００６９】例えばインピーダンスが血圧に加えて測定
される場合、インピーダンス−血圧曲線１９５が得られ
る。これは図１８にインピーダンス−血圧座標系に示さ
れている。ここでは曲線１９５のインピーダンス成分に
対するゼロレベルは、図１６のインピーダンス信号とは
異なるレベルに置かれている。閉じた単純なインピーダ
ンス−血圧曲線１９５は１心サイクルに相応する。イン
ピーダンスは一般的に心拡張期の終了時には変化しな
い。一方血圧は上昇する。なぜなら、心室がそれ以上の
血液を収容することができないからである。心収縮期
中、心臓と血管系との間の弁が開くまで初期血圧は急速
に上昇し、次に血圧はほぼ一定に留まる。これに対しイ
ンピーダンスは、血液の排出のため上昇する。ピーク圧
力は心収縮期中に発生し、同時にインピーダンスもピー
クまで上昇する。心筋は一般的に心収縮期の終了時に弛
緩し、血液は再び心臓に流入するから、血圧は急速に低
下し、一方インピーダンスは再び下降を開始する。

【００７０】インピーダンス−血圧曲線１９５により閉
じられた面積を最大にすることにより、ペースメーカー
は図１４のペースメーカーと同じように制御することが
できる。インピーダンス−血圧信号１９５はまた不整頻
脈または細動を検出または確認するために使用すること
ができる。なぜならこの場合、ＥＣＧ信号が依然として
通常のように見られても、心臓のポンピング能力が実質
的に消失するからである。この場合インピーダンス−血
圧信号１９５が圧縮され、血圧軸上で実質的にインピー
ダンス軸Ｚに平行な直線になる。インピーダンス−血圧
信号１９５はまた心臓信号における種々の期間のデュレ
ーションを検出するのに使用できる。これは例えば心臓
の等容積弛緩フェーズまたは等容積収縮フェーズであ
る。後者はペースメーカーのレート制御でパラメータと
して使用される予駆出期間（ＰＥＰ）に相当する。駆出
時間はまた右心室（ＲＶＥＴ）に対して検出することも
できる。これはＰＥＰとともに心不全を示す指標を形成
する。

【００７１】ノイズフィルタを、図１９および図１７の
ペースメーカーに基づいて、例えばＥＣＧ信号を入力信
号として第１の増幅器２００に接続することができる。
ＥＣＧ信号はまず第１フィルタ２０１でろ波され、第１
バッファ２０２に供給され、次に第１微分器２０３に供
給される。一時記憶された信号と微分された信号はそれ
ぞれ第１Ａ／Ｄ変換器２０４と第２Ａ／Ｄ変換器２０５
を通過し、次にＲＡＭ２０６に送出される。血圧信号は
同時に第２増幅器２０７に対する入力信号として使用さ
れ、第２フィルタ２０８を通過して第２バッファ２０９
と第２微分器２１０に供給される。それぞれ第３Ａ／Ｄ
変換器２１１と第４Ａ／Ｄ変換器２１２を通過した後、
これらの値もＲＡＭ２０６に供給される。次に４つの関
連値すべては比較ユニット２１３に送出され、この比較
ユニットでこれらの関連値は以前に記憶されたシーケン
スと比較される。２つの入力信号は異なる起源（１つは
電気的心臓パラメータであり、１つの機械的心臓パラメ
ータである）を有するから、これらは異なるノイズによ
って影響を受ける。このようにして信号を並列に比較す
れば、一方の信号が影響を受け、他方が影響を受けてい
ないときノイズを識別することができる。種々のノイズ
は分離して補正ユニット２１４に送出することができ
る。この補正ユニットには関連値もＲＡＭ２０６から補
正のために供給される。補正された値は第２のＲＡＭ２
１５に送出され、引き続き上に述べたように解析され
る。

【００７２】本発明により得ることのできる他の形式の
フィルタが図２０に示されている。前と同じように入力
信号が増幅器２２０とフィルタ２２１に供給され、次に
バッファ２２２と微分器２２３に供給される。信号は第
１Ａ／Ｄ変換器２２４と第２Ａ／Ｄ変換器２２５でそれ
ぞれデジタル化され、次に移動平均値形成器２２６に供
給される。この平均値形成器は所定の期間にわたり、２
つの信号により形成された曲線に対して平均値を計算す
る。平均値は次にシーケンシャルＲＡＭ２２７に付加的
信号処理のために送出される。このろ波は２つの別個に
受信された測定信号で実行することもできる。

【００７３】図２１はインピーダンス軸Ｚ、血圧軸Ｐ、
およびＥＣＧ軸による３次元座標系を示す。信号は例え
ば図１７のペースメーカー１７０により供給することが
できる。得られたインピーダンス−血圧−ＥＣＧ曲線２
３０は次にペースメーカーを制御するため、または心臓
疾患またはその他の心臓の異常の診断のために解析する
ことができる。インピーダンス−血圧−ＥＣＧ信号の所
定の特徴的部分、例えばＰ波２３１、ＱＲＳ複合波２３
２およびＴ波２３３は簡単に識別される。原則的に、図
１８のインピーダンス−血圧曲線１９５インピーダンス
−血圧平面Ｚ−Ｐ内へのインピーダンス−血圧−ＥＣＧ
曲線２３０の射影に相当する。そして血圧軸に沿ったこ
の平面内でのいずれの低減も、たとえＥＣＧ信号がそれ
自体実質的に変化していなくても問題の心臓がもはや血
液をポンピングしていないことを表わす。異なるエリア
（または容積）をこのＺ−Ｐ−ＥＣＧ座標系に組み込む
こともできる。この場合解析は次のようにして行う。す
なわち、曲線が通過するエリアおよびエリアを通過する
シーケンスを記録し、以前に記録されたシーケンスと比
較するのである。

【００７４】図２２は、心臓から発する信号を有効に解
析するための別の実施例を示す。ペースメーカー２４０
は前に説明したように、接続されたチップ電極２４２と
リング電極２４３により心臓２４１に接続されており、
第１電極導体２４４と第２電極導体２４５を介してパル
ス発生器２４６に接続されている。検出器２４７はパル
ス発生器２４６に対し並列に接続されている。圧力セン
サ２４８も心臓２４１の心室に配置されており、第１信
号導体２４９を介して圧力検出器２５０に信号を送出す
る。音響センサ２５１が心音、例えば弁ノイズを検出
し、これを信号導体２５２を介して音響検出器２５３に
送出する。検出器２４７、２５０、２５３によりピック
アップされた測定信号は信号解析装置２５４に解析のた
め送出される。信号解析装置は制御装置２５５と交信
し、制御装置はパルス発生器２４６と検出器２４７、２
５０、２５３を制御する。

【００７５】テレメータユニット２５６を介して、前に
説明したように医師は情報をペースメーカーとプログラ
ミングユニット２５７によって交換することができる。

【００７６】この実施例では記録された心音は、インピ
ーダンスおよび血圧信号が使用される信号解析に対する
サブ条件として使用される。例えば信号のエリア解析で
は機能が正常であるとみなすための１つの条件は、イン
ピーダンス−血圧曲線が第２心音のときに所定のエリア
にあることである。心音はまたタイミングのスタートお
よびストップに使用することができる。

【００７７】上記の実施例では、ＥＣＧ、インピーダン
ス、血圧および心音による心機能の解析をＥＣＧ装置お
よび種々の埋込型ペースメーカーと関連して説明した。
前記の実施例を種々に、例えば血流および心壁運動のよ
うな他の心信号を使用して組み合わせることも十分可能
である。本発明はさらに、カルデイオバータ、デフィブ
リレータおよび埋込型心検出器のような他の装置に適す
ることもできる。

【００７８】

【発明の効果】本発明により、心機能を安全に効率良
く、しかし十分に簡単に解析することのできる装置が得
られる。

【図面の簡単な説明】

【図１】ＥＣＧ装置に使用される本発明の装置の第１実
施例の概略図である。

【図２】第１実施例のブロック回路図である。

【図３】第１実施例の機能を説明するための線図であ
る。

【図４】１心サイクルのＥＣＧを示す線図である。

【図５】ペースメーカーに使用される本発明の第２実施
例のブロック回路図である。

【図６】第２実施例の機能を説明するための線図であ
る。

【図７】第２実施例の機能を説明するための線図であ
る。

【図８】第２実施例の機能を説明するための線図であ
る。

【図９】ペースメーカーに使用される第３実施例のブロ
ック回路図である。

【図１０】第３実施例の機能を説明するための線図であ
る。

【図１１】第３実施例の機能を説明するための線図であ
る。

【図１２】ペースメーカーに使用される第４実施例のブ
ロック回路図である。

【図１３】第４実施例の詳細なブロック回路図である。

【図１４】レート適応型ペースメーカーに使用される本
発明の装置の第５実施例のブロック回路図である。

【図１５】心サイクル中にどのように心臓のインピーダ
ンスを変化するかを示す線図である。

【図１６】第５実施例の機能を説明するための線図であ
る。

【図１７】レート適応型ペースメーカーに使用される本
発明の装置の第６実施例のブロック回路図である。

【図１８】第６実施例の機能を説明するための線図であ
る。

【図１９】ノイズフィルタとして使用される本発明の装
置の第７実施例のブロック回路図である。

【図２０】ノイズフィルタとして使用される本発明の装
置の第８実施例のブロック回路図である。

【図２１】本発明の第９実施例の機能を説明するための
線図である。

【図２２】ペースメーカーに使用される本発明の装置の
第１０実施例のブロック回路図である。

【符号の説明】

１患者２ＥＣＧ記録機６解析装置１０増幅器１１バンドパスフィルタ１２バッファ１３微分器１４、１５Ａ／Ｄ変換器１６ＲＡＭ１７データバス１８減算器１９平均値形成器２４記録ユニット

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】第１の電気的心臓パラメータまたは第１
の機械的心臓パラメータに関連する第１の測定信号を発
生するための測定ユニット（４７、５３；１０９；１４
６；１７７、１８２、１８３；２５０、２５３）と、該
測定信号を評価するための評価ユニット（６；５４；８
８；１１０；１４９；１８７；２５４）とを有する心機
能解析装置において、該装置はさらに心臓パラメータに関連するパラメータ信
号を発生するための手段（１３；５５；８４；１２３；
１４７；１８７；２５４）を有し、前記評価ユニット（６；５４；８８；１１０；１４９；
１８７；２５４）は測定信号およびパラメータ信号に対
する関連値を解析することを特徴とする心機能解析装
置。
【請求項２】前記評価ユニットは第１測定信号をパラ
メータ信号に対してプロットし、得られた曲線の形態お
よび／または経時的経過を解析する請求項１記載の装
置。
【請求項３】前記パラメータ信号発生手段は微分器を
有し、該微分器は測定信号を微分し、当該微分された測
定信号はパラメータ信号として使用される請求項１また
は２記載の装置。
【請求項４】前記パラメータ発生手段は第２の心臓パ
ラメータを測定し、パラメータ信号として使用される第
２の測定信号を発生する請求項１または２記載の装置。
【請求項５】別の測定ユニットが、少なくとも１つの
別の心臓パラメータに関連する少なくとも１つの測定信
号を発生し、前記評価ユニットは第１の測定信号、パラ
メータ信号および別の測定信号に対する関連値を解析す
る請求項１から４までのいずれか１項記載の装置。
【請求項６】比較ユニット（１８）が、関連値による
信号ドリフトを検出するため連続的に該関連値を検出
し、補償ユニット（２１）が現在の関連値を現在の信号
ドリフトすべてに対して補償する請求項１から５までの
いずれか１項記載の装置。
【請求項７】フィルタユニット（２１３、２１４）が
それぞれの関連値の変化を以前に記憶した関連値と比較
し、第１の関連値にノイズ変化が検出され、かつ第２の関連
値に等価の変化が検出されない場合にノイズが識別さ
れ、ノイズのある関連値を固有ノイズに対して補償する請求
項１から６までのいずれか１項記載の装置。
【請求項８】移動平均値形成器（２２６）が、それぞ
れの関連値に対する平均値を所定の先行する期間にわた
って連続的に計算する請求項１から７までのいずれか１
項記載の装置。
【請求項９】前記評価ユニットは弧長計算器を有し、
該弧長計算器は曲線の弧の長さを有利には１心サイクル
ごとに計算し、当該計算された弧長値は心機能の状態を
表わす請求項３から５までのいずれか１項記載の装置。
【請求項１０】前記測定ユニット（１０９）は心臓の
インピーダンスを測定し、パラメータ信号（１２３）を発生するための手段はイン
ピーダンス信号を微分し、Ａ／Ｄ変換器（１２５）がインピーダンス信号とインピ
ーダンス微分信号とをデジタル化し、弧長計算器（１２７）は各心サイクルごとに、インピー
ダンス信号とインピーダンス微分信号の相応する曲線の
弧の長さを計算し、複数の比較器（１２８、１２９、１３０、１３１）がそ
れぞれ計算された弧長を所定の弧長と比較し、計算された弧長がそれぞれ所定の弧長を越えた場合に、
それぞれの比較器（１２８、１２９、１３０、１３１）
は出力信号を発生し、マイクロプロセッサ（１１１）が当該比較器からの出力
信号を使用して、心臓が血流力学的に安定しているか否
かを検出する請求項９記載の装置。
【請求項１１】評価ユニットは面積計算器を有し、該
面積計算器は曲線により閉じた大きなエリアの面積を各
心サイクルごとに計算し、当該計算された面積は心機能
の状態を表わす請求項３から５までのいずれか１項記載
の装置。
【請求項１２】評価ユニットは実質的に単純な閉じた
曲線をプロットし、距離計算器が該曲線上の所定点間、有利には最大点と最
小点間の距離を計算し、当該計算された距離は心機能の状態を表わす請求項３か
ら５までのいずれか１項記載の装置。
【請求項１３】評価ユニットは、各心サイクルごとに
得られた曲線を記憶するためのメモリと、得られた曲線を少なくも１つの所定の曲線と比較するた
めの比較器を有し、該所定の曲線は前に記憶された曲線であるか、またはプ
ログラミングされた曲線である請求項２から５までのい
ずれか１項記載の装置。
【請求項１４】評価ユニットは、関連値の経過を記憶
するためのメモリを有し、比較器が記憶された経過を少なくとの１つの所定の経過
と比較し、該所定の経過は以前に記憶された経過であるか、または
プログラミングされた経過である請求項１から５までの
いずれか１項記載の装置。
【請求項１５】装置は、関連値の経過が所定数のエリ
アを通過するシーケンスを識別するための要素と、該シーケンスを所定のシーケンスと比較するための比較
器を有し、該所定のシーケンスは以前に識別されたシーケンスであ
るか、またはプログラミングされたシーケンスである請
求項１４記載の装置。