JPH0866376A - 医療装置 - Google Patents

医療装置

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JPH0866376A
JPH0866376A JP7108896A JP10889695A JPH0866376A JP H0866376 A JPH0866376 A JP H0866376A JP 7108896 A JP7108896 A JP 7108896A JP 10889695 A JP10889695 A JP 10889695A JP H0866376 A JPH0866376 A JP H0866376A
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signal
unit
medical device
threshold
variability measure
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JP7108896A
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Pia Hagel
ハーゲル ピア
Kjell Noren
ノーレン キェル
Kurt Hoegnelid
ヘグネリド クート
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Pacesetter AB
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    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
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    • A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
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  • Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)

Abstract

(57)【要約】 【目的】 血流動態を検出する簡単でかつ改善された装
置を提供する。 【構成】 検出ユニットと計算ユニットと比較器とを有
し、計算ユニットは平均血圧に対応する変量性尺度を計
算し、比較器は２つの閾値と比較し、結果から血流動態
を示す指示信号を得る。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、心内の血流動態、たと
えば危険な不整脈に相応する状態を検出する医療装置に
関する。
【０００２】
【従来の技術】危険な不整脈の心臓の電気治療のための
電気医療用植え込み装置により、これらの状態の有無を
識別できなければならない。しかし、たとえば心室細動
（ＶＦ）の検出は、従来技術では困難なものである。１
つのそのような難点は米国特許第５０５８５９９号明細
書に示されるように、たとえばＥＣＧ信号（心臓の分極
信号）からのＶＦの検出にはＥＣＧ信号の形状の知識を
必要とすることである。
【０００３】この特許明細書から明らかなように、危険
な心臓状態を検出する方法および装置は従来技術であ
る。ここで一連の異常なイベントは、電気信号、たとえ
ば心臓の分極信号の複数の正常なイベントの中から検出
される。前記方法によると、複数の信号パラメータ（検
出すべきイベントで典型的なものである）が識別され
る。１つのそのようなパラメータを、たとえば所定のト
レース区間に対する信号の導関数にすることができる。
正常なイベントおよび異常なイベントが信号から抽出さ
れた後に、一連の識別された信号パラメータに対して記
憶された全てのイベントに基づいて統計的計算が実行さ
れる。たとえば、標準偏差が計算され、この値は所定の
閾値と比較される。標準偏差に対する値が閾値を上回る
場合は、異常な状態が存することを示す。
【０００４】この難点に対処し、各信号のトレーシング
での信頼できるトリガー時期を選択する機能を達成し、
たとえば所定の間隔中にトレーシングの勾配を識別する
ために、米国特許第４４５３５５１号明細書に記載の方
法によるＥＣＧ信号の利用方を解決策にすることができ
る。
【０００５】危険な細動状態を解析し、他の心臓状態た
とえば心室性頻拍からと同様に、心臓の正常な洞リズム
から区別するための装置および方法も、米国特許第４４
５３５５１号明細書から公知である。このことは、体外
で記録されたＥＣＧ信号に関して実施される多数の検査
結果を調べることにより達成される。信号をサンプリン
グし、フィルタ処理し、標準化した後に、これらの検査
を実施することができる。標準化では、患者ごとに大き
く変化する信号振幅を標準化する。これらの検査の中の
１つによると、零レベルを上回るＥＣＧ信号のエネルギ
と、零レベルを下回るＥＣＧ信号のエネルギとの比が時
間窓内で計算される。細動と対照的に規則的なＥＣＧ信
号を表示する心室性頻拍または洞リズムでは、計算され
たエネルギ比は一連の連続的な時間窓内でほとんど一定
であり、頻拍を細動から区別することができる。この検
査に対する別の計算方法は、一連の連続的な時間窓に対
してエネルギ比の分散を計算し調べることである。
【０００６】ＥＣＧ信号が心室細動および心室性頻拍を
検出するのに利用される別の装置は、米国特許第４８７
０９７４号明細書から公知である。ここで心臓の血流動
態は、ＥＣＧ信号のトレースの形状を調べることのほか
に、血圧信号を用いて調べられる。血圧信号に対して、
血圧が所定のレベルを下回る時間が測定され、異なる閾
値が、たとえばこの細動および頻拍に対応する時間に対
して示されている。米国特許第５０５８５９９号明細書
による装置と同様に、米国特許第４８７０９７４号明細
書でも所定のパラメータを各信号のトレーシングから識
別しなければならない。たとえば血圧信号に対し基準レ
ベルを、検出のために信号のトレーシングから識別しな
ければならない。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】本発明の課題は、血流
動態を検出する簡単でかつ改善された装置を提供するこ
とである。
【０００８】より詳細には本発明の課題は、危険でかつ
血流動態学的に不安定な状態、たとえば頻拍および細動
の信頼性のある検出を達成することである。以下に説明
するように、心内の血圧の平均レベルの変化は間接的に
調べられる。
【０００９】たとえば心室性頻拍または心室細動の結果
として心内の平均血圧が降下した場合は、心拍出容量が
低下し、心臓がもはや生命の維持に必要な器官、たとえ
ば脳に酸素飽和した血液を供給できないことを示してお
り、その結果損傷がかなり急激に発生することがある。
【００１０】
【課題を解決するための手段】本発明の課題は、検出ユ
ニットは血圧を検出するように構成され、計算ユニット
は前記信号の平均値と関連する変量性尺度を計算するよ
うに構成され、前記変量性尺度は平均血圧に対応してお
り、比較器で所定の血流動態に対応する調整可能な閾値
と比較され、比較器は、変量性尺度が閾値を下回る場合
に指示信号を送出することにより達成される。本発明の
多くの利点は、実施態様から明らかである。
【００１１】（以下の説明で）明らかになるように本発
明は、生理的変量に依存する信号形状のいかなる解析も
必要としない。
【００１２】本発明は、検出された生理的変量に応じて
生成される信号の平均値と関連する変量性尺度（たとえ
ば整流された平均値、標準偏差、または実効値（ＲＭ
Ｓ））と、心臓の平均血圧との関係を見出したことに基
づいている。
【００１３】変量性尺度の降下は、平均血圧レベルの降
下に相応することが分かっている。変量性尺度が所定の
レベルを下回る場合は危険な状態であることを示してい
る。
【００１４】一定振幅で連続して一様に変化する信号に
対して、一般の統計理論による信号の変量性尺度（たと
えば標準偏差、整流された平均値、またはＲＭＳ）は、
信号周波数と独立して一定でなければならない。たとえ
ば標準偏差は、周波数ｆの洞信号と周波数５ｆの洞信号
とに対して同じである。振幅に関しては、たとえば振幅
を２分することにより変量性尺度も２分される。これら
により得られる帰結となるものは、通常その形状を変化
させないが様々な周波数を表す信号振幅を、変量性尺度
を求めることにより計算することができるということで
ある。信号の振幅が変化すると、変量性尺度は同様の変
化を表すのでこれらの変化を求めることができる。
【００１５】この認識を平均血圧を求める本発明による
装置に適用する場合、このことが意味するのは装置が主
な心拍数と独立に動作し、１５０心拍数／分未満の心拍
数でも生じることのある危険な早い不整脈を検出するこ
とができるということである。これは心拍数だけがこの
早い不整脈の尺度でないからである。
【００１６】検出された生理的変量に基づいて生成され
た信号は、前述の論証に従って動作させる方法に対して
その形状を保持されなければならない。本発明による装
置により、この条件を満たす場合の危険な心室性の早い
不整脈を検出する方法を説明する。
【００１７】心拍数が４００心拍数／分を超えることの
ある細動の場合でも、信号は形状を変えずに保持するこ
とができるので、本発明を細動の検出にも適用すること
ができる。
【００１８】驚いたことに動物実験では、検出された生
理的変量により生成された信号に対する平均値と関連す
る変量性尺度（形状変化を表す）は、心内の平均血圧に
相応することが分かった。
【００１９】このことは、変動性尺度（検出された生理
的変量に基づいて生成された信号に対する平均値）の変
化を調べることにより、安定な信号形状と不安定な信号
形状との両方を用いて、より確実にそして従来可能であ
った以上に簡単な装置を使って、危険な心室性の早い不
整脈および心室細動を検出することができることを意味
する。
【００２０】好適な実施例によると変動性尺度は、所定
の持続時間の時間窓の所定の時間間隔に対して計算され
る。変動性尺度に対するこの値は、危険な頻拍を検出す
る閾値を表す調整可能な第１閾値、および細動を検出す
る閾値を表す調整可能な第２閾値と比較され、ここで第
１閾値は第２閾値より大きい。値がこれらの値のいずれ
かを下回る場合に指示信号は送出され、適切な治療を行
うことができる。
【００２１】
【実施例】次に本発明を２つの添付図面を参照して詳細
に説明する。図の同一または類似の構成部材には同一の
参照番号が用いられている。
【００２２】本発明は、たとえば頻拍を終了させるペー
スメーカの形式の医療装置に用いられる。当業者に明ら
かなように、本明細書に対し不利な点を見出すことはで
きない。本発明による装置を、たとえば除細動器、また
は診断目的のために心内の血流動態を検出する装置に用
いることもできる。本装置を、植え込み式医療装置と体
外式医療装置との両方に適用することができる。
【００２３】図１に、心臓２に接続された医療装置１を
示す。医療装置１は、生理的変量を検出し、その変量に
依存する信号１０を処理して評価する検出装置３と、装
置１のパーツを制御して調整するプログラマブル制御装
置４と、心臓２に対して適切な治療を開始する治療手段
５とを有する。これらは全て当該分野の従来技術による
ものである。前述のように医療装置１は、頻拍を終了さ
せるペースメーカとして例示されており、治療手段５は
制御装置４により制御されるパルスジェネレータであ
り、刺激パルスを用いて心臓２を刺激する。治療手段５
は従来の構成であり、本発明による検出装置の理解に寄
与しないのでここでは詳細に説明しない。
【００２４】図２は、検出装置３のブロック図である。
本発明によるとその検出装置３は、検出ユニット６と、
信号調整ユニット７と、計算ユニット８と、比較器９と
を有する。生理的変量に対する検出ユニット６は、変量
に依存する信号１０を信号調整ユニット７に送出し、前
記信号調整ユニット７において信号をフィルタ部１１で
フィルタ処理することができる。信号調整ユニット７か
ら送出された信号１２は計算ユニット８に送られ、前記
計算ユニット８で変動性尺度１４が、信号１２に対して
付加ユニット１５により計算される。信号１２を計算ユ
ニット８の整流器１３で整流した後に、付加ユニット１
５に送出することもできる。変動性尺度１４は、比較器
９で閾値１６、１７と比較され、変動性尺度１４が閾値
１６、１７を下回る場合に、比較器は指示信号１８、１
９を送出する。
【００２５】好適な実施例によると、信号調整ユニット
７はさらにフィルタ部１１のほかに、信号を標準化する
ための標準化部２０（増幅器から構成される）を有す
る。この好適な実施例によると、ウインドウジェネレー
タ２１がさらに付加ユニット１５に接続され、前記ウイ
ンドウジェネレータ２１は、所定の持続時間の時間窓を
生成し、その時間中に変動性尺度１４が計算される。
【００２６】検出ユニット６を圧力センサまたはインピ
ーダンスセンサにすることができる。また圧力センサと
インピーダンスセンサとの両方を同時に用いることがで
きる。
【００２７】圧力センサは右心室に取り付けられ、たと
えば圧電性結晶から構成することができる。圧電性結晶
を用いた圧力測定は、定着しておりかつ十分な検討がな
された測定方法であり、検出した測定値を容易に供給で
きる。別の利点は、圧力の絶対レベルを求めることもで
きることである。圧力を測定する際の欠点は、センサの
出力信号が非常に弱く、かつ測定を実施するのに特別な
電極を必要とすることである。インピーダンス測定は、
標準の電極を用いて右心室の２点間で実施され、電極チ
ップと電極チップから隔てられた電極ケーブルのリング
との間で測定される。測定は交流電流方（ＡＣ法）によ
り実施され、直流電流（ＤＣ法）の放出の際に生じる分
極作用を防止する。測定電流を、たとえば振幅１０μＡ
で周波数４ＫＨｚの連続方形波にすることができる。イ
ンピーダンスを表す信号は、検出ユニット６から信号調
整ユニット７に送出される。心臓のインピーダンス測定
は、当業者に公知の方法であり、ここでの詳細な説明は
省略する。
【００２８】検出ユニット６からの信号１０は、信号調
整ユニット７に送出され、その信号をフィルタ部１１で
フィルタ処理することができる。その信号１０をフィル
タ処理すべきか否かは、計算のために選択される変量性
尺度による。用いられる各種の変量性尺度は、整流され
た平均値、標準偏差、およびＲＭＳ値である。整流され
た平均値またはＲＭＳ値を計算する場合、信号１０に対
する平均値を零にしなければならず、つまり信号１０に
対するどのような直流レベルもフィルタで除去される。
このことは、フィルタ部１１によりたとえば０．２Ｈｚ
未満の信号成分をフィルタで除去することにより達成さ
れる。その信号に対する平均値を標準偏差の計算のため
に零にする必要はなく、ＤＣレベルをフィルタにより除
去する必要はない。
【００２９】信号の高い周波数のノイズ信号をフィルタ
で除去することが望ましい場合もある。このことはフィ
ルタ部１１がたとえば１５Ｈｚより高い信号をフィルタ
により除去することにより達成される。
【００３０】フィルタ処理は、圧力信号またはインピー
ダンス信号の形状にほとんど作用しない。本発明の好適
な実施例によると、信号はフィルタ処理の後で標準化部
２０で標準化される。この標準化部は、適切なゲインで
信号を増幅する増幅器から構成されるので、信号振幅の
変動は所定の制限範囲内に保持される。フィルタ処理さ
れて標準化された信号は計算ユニット８に送出され、変
動性尺度１４は、整流信号に対して付加ユニット１５で
計算される。
【００３１】連続信号または離散信号のいずれかに対し
計算することができる。計算は、連続信号の場合に信号
の積分を、離散信号の場合に離散値の加算をともなう。
付加ユニット１５での計算はさらに、選択された計算方
法に応じて除算、二乗、および平方根による抽出を含ん
でいる。離散信号から計算する場合、連続信号は信号調
整ユニット７でサンプリングされた後に付加ユニット１
５に送出される。サンプリングは信号周波数と比べて十
分に高い周波数、たとえば１０Ｈｚから１００Ｈｚで実
行され、全ての関連する技術は当業者に公知であり、こ
こでの説明は省略する。好適な実施例によると、変動性
尺度１４は、所定の持続時間の時間窓内で計算される。
適切な時間は約６秒であることが確かめられた。時間窓
の持続時間は、正常な心臓のリズムの複数の心周期にわ
たって計算されるように選択される。約６秒の持続時間
を選択する場合、少なくとも１つの完全な呼吸周期もカ
バーされる。
【００３２】時間窓を多くの異なる方法で配列すること
ができる。時間窓を後続の窓との長い間隔を用いて分離
することも、連続する時間窓間の間隔を時間窓の持続時
間と同一の持続時間のものにすることもできる。後続の
時間窓を、窓間の間隔を省いて先行する窓にすぐさま後
続させることができ、新規の計算は各窓に対してなされ
る。時間窓の半分の窓ごとにその後で新規の計算をする
ことができ、時間窓を浮動にすることもできる。離散信
号に対してこのことは、新規の計算をサンプリングごと
にその後で行うことを意味する。別の手段は、各時間窓
で行われる新規の計算を複数の時間窓にわたって計算す
ることである。
【００３３】次のテーブルは、連続信号およびサンプリ
ングされた離散信号に対してどのように異なる変動性尺
度が計算されるかを示す。
【００３４】
【表１】
【００３５】ここでＴW は、時間ｔ＝０で開始される時
間窓の持続時間であり、Ｓ(t) は、連続信号であり、Ｓ
i は、時間ｔi で得られる連続信号でのｉ番目のサンプ
ル値（ｉ＝１、２、・・・Ｎ）であり、Ｎは、時間窓の
サンプルの数であり、テーブルは、信号の平均値をＳ
mean＝０とおいたものである。
【００３６】前述のとおり、標準偏差の計算に対して平
均値を零にする必要はない。離散信号の標準偏差に対す
る完全な等式は
【００３７】
【数１】
【００３８】であり、ここでＳmeanはテーブル、つまり
離散信号の
【００３９】
【数２】
【００４０】から得られる。
【００４１】平均値が零でない場合、類似の方法で連続
信号の標準偏差を計算することができる。
【００４２】整流された平均値の場合、信号を整流した
後に付加ユニット１５で計算される。代わって標準偏差
またはＲＭＳ値を計算する場合、信号の整流を実行する
必要はない。
【００４３】付加ユニット１５で計算された変動性尺度
は、比較器９で血流動態に対する閾値１６、１７と比較
される。好適な実施例によると、変動性尺度１４は、調
整可能な第１閾値１６および調整可能な第２閾値１７と
比較され、変動性尺度１４が第１閾値１６を下回るとき
比較器は、心室性頻拍の存在を示す第１指示信号１８を
送出する。変動性尺度１４が第２閾値１７を下回るとき
比較器９は、心室細動の存在を示す第２指示信号１９を
送出する。ここで第１閾値１６は、第２閾値１７より大
きい。
【００４４】比較器９により送出された指示信号１８、
１９は、指示信号に関連する処理を行うように配設され
た制御装置４に送出される。
【００４５】連続信号に対する計算を、適切に選択され
た構成値の抵抗およびコンデンサから構成される簡単な
平均化回路（基準レベルに接続されている）を用いて実
行することもでき、信号の平均値は抵抗とコンデンサの
間で求められる。ウインドウジェネレータはこの簡単な
平均化処理では必要ない。
【００４６】信号の標準化を信号調整ユニットの標準化
部２０で実行する必要はない。代わりに標準化を、変動
性尺度の大きさに適切ないくつかの方法で、比較器９に
おいて閾値１６、１７を適用することにより実行するこ
とができる。
【００４７】
【発明の効果】本発明により、血流動態を検出する簡単
でかつ改善された装置を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明による検出装置を有する医療装置の構成
図である。
【図２】本発明による検出装置の構成図である。
【符号の説明】
６ 検出ユニット ７ 信号調整ユニット ８ 計算ユニット ９ 比較器 １１ フィルタ部 １３ 整流器 １５ 付加ユニット ２０ 標準化部 ２１ ウインドウジェネレータ

Claims (7)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 生理的変量に対する検出ユニット（６）
    と、検出ユニット（６）に接続された信号調整ユニット
    （７）と、信号調整ユニット（７）に接続された計算ユ
    ニット（８）と、計算ユニット（８）に後置された比較
    器（９）とを有し、前記検出ユニット（６）は、平均値
    に関連付けて生理的変量に基づく信号（１０）を送出す
    る心内の血流動態を検出する医療装置において、検出ユ
    ニット（６）は血圧を検出するように構成され、計算ユ
    ニット（８）は前記信号の平均値と関連する変量性尺度
    （１４）を計算するように構成され、前記変量性尺度
    （１４）は平均血圧に対応しており、比較器（９）で所
    定の血流動態に対応する調整可能な閾値（１６、１７）
    と比較され、比較器（９）は、変量性尺度（１４）が閾
    値（１６、１７）を下回る場合に指示信号（１８、１
    ９）を送出することを特徴とする医療装置。
  2. 【請求項２】 前記信号調整ユニット（７）は、信号
    （１０）をフィルタ処理するフィルタ部（１１）と、信
    号（１０）を標準化する標準化部（２０）とから構成さ
    れ、所定の持続時間を有する時間窓を生成するウインド
    ウジェネレータ（２１）が計算ユニット（８）に接続さ
    れ、前記時間窓中に変量性尺度（１４）は計算されるこ
    とを特徴とする請求項１記載の医療装置。
  3. 【請求項３】 前記計算ユニット（８）は、信号調整ユ
    ニットでフィルタ処理された信号（１２）を整流する整
    流器（１３）と、整流された信号に対して変量性尺度
    （１４）を計算する後続の付加ユニット（１５）とから
    構成されることを特徴とする請求項１または２記載の医
    療装置。
  4. 【請求項４】 前記比較器（９）は、調整可能な第１閾
    値（１６）と調整可能な第２閾値（１７）とを有し、変
    量性尺度（１４）が第１閾値（１６）を下回る場合に心
    室性頻拍の存在を示す第１指示信号（１８）を送出し、
    変量性尺度（１４）が第２閾値（１７）を下回る場合に
    心室細動の存在を示す第２指示信号（１９）を送出し、
    第１閾値（１６）は第２閾値（１７）より大きいことを
    特徴とする請求項１から３までのいずれか１項記載の医
    療装置。
  5. 【請求項５】 前記検出ユニット（６）はインピーダン
    スセンサであることをお特徴とする請求項１から４まで
    のいずれか１項記載の医療装置。
  6. 【請求項６】 前記検出ユニット（６）は圧力センサで
    あることを特徴とする請求項１から４までのいずれか１
    項記載の医療装置。
  7. 【請求項７】 前記検出ユニット（６）は圧力センサと
    インピーダンスセンサとから構成されることを特徴とす
    る請求項１から４までのいずれか１項記載の医療装置。
JP7108896A 1994-05-06 1995-05-02 医療装置 Pending JPH0866376A (ja)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
SE9401578-1 1994-05-06
SE9401578A SE9401578D0 (sv) 1994-05-06 1994-05-06 Medicinsk anordning

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