JP2019180798A

JP2019180798A - Wearable cardioverter defibrillator (wcd) system to calculate patient's heart rate by multiplying ecg signals from different channels

Info

Publication number: JP2019180798A
Application number: JP2018074998A
Authority: JP
Inventors: ジェホ・キム; Jaeho Kim
Original assignee: West Affum Holdings Corp
Current assignee: West Affum Holdings Corp
Priority date: 2018-04-09
Filing date: 2018-04-09
Publication date: 2019-10-24
Anticipated expiration: 2038-04-09
Also published as: JP6762334B2

Abstract

To provide a wearable cardioverter defibrillator system, a storage medium for storing a program, and a method.SOLUTION: The wearable cardioverter defibrillator system comprises a support structure 170 configured to be worn by a patient 82. When so worn, the support structure 170 may attach electrodes 104 and 108 at different places of the patient's body to define different vectors. A measurement circuit may sense ECG signals substantially simultaneously from the different vectors. A processor may multiply substantially simultaneous ECG signals to derive a product waveform. The processor may then detect peaks in the product waveform, measure the durations of time intervals between successive peaks, and determine a patient's heart rate from the durations. It may be advantageous that a heart rate may be calculated regardless of the noise in the individual ECG signals.SELECTED DRAWING: Figure 1

Description

関連特許出願の相互参照
この特許出願は、２０１７年４月１０日に出願された米国仮特許出願第６２／４８３，７６１号の優先権を主張する。 This patent application claims priority to US Provisional Patent Application No. 62 / 483,761, filed Apr. 10, 2017.

人々が何らかのタイプの心臓不整脈に苦しむ場合、その結果は、身体の異なる部分への血流が低下するということになり得る。不整脈には、突然の心臓停止（ＳＣＡ：ＳｕｄｄｅｎＣａｒｄｉａｃＡｒｒｅｓｔ）をもたらすものさえある。ＳＣＡは、極めて迅速に、例えば１０分以内の間に一時的に処置されなければ、死につながることがある。 If people suffer from some type of cardiac arrhythmia, the result can be reduced blood flow to different parts of the body. Some arrhythmias can even result in sudden cardiac arrest (SCA). SCA can lead to death if not treated very quickly, for example, temporarily within 10 minutes.

ＳＣＡのリスクが高い人々もいる。より高いリスクを有する人々は、心臓発作、または過去にＳＣＡの発症を経験した患者を含む。よく行われる勧告は、これらの人々が植込み型心臓除細動器（ＩＣＤ：ＩｍｐｌａｎｔａｂｌｅＣａｒｄｉｏｖｅｒｔｅｒＤｅｆｉｂｒｉｌｌａｔｏｒ）を受け入れることである。ＩＣＤは、胸部に外科的に植え込まれ、その患者の心電図（ＥＣＧ：ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｍ）を継続的に監視する。一定のタイプの心臓不整脈が検出された場合、ＩＣＤは、心臓全体に電気ショックを伝える。 Some people are at high risk for SCA. People at higher risk include patients who have experienced a heart attack or a previous development of SCA. A common recommendation is that these people accept an implantable cardioverter defibrillator (ICD). The ICD is surgically implanted in the chest and continuously monitors the patient's electrocardiogram (ECG). If a certain type of cardiac arrhythmia is detected, the ICD delivers an electrical shock throughout the heart.

ＳＣＡのリスクが高いと識別された後であって、かつ、ＩＣＤを受け入れる前に、これらの人々は、着用型自動除細動器（ＷＣＤ：ＷｅａｒａｂｌｅＣａｒｄｉｏｖｅｒｔｅｒＤｅｆｉｂｒｉｌｌａｔｏｒ）システムを与えられることがある。（そのようなシステムの初期のバージョンは、着用型細動除去器（ｗｅａｒａｂｌｅｃａｒｄｉａｃｄｅｆｉｂｒｉｌｌａｔｏｒ）システムと呼ばれていた。）ＷＣＤシステムは、典型的には、患者が着用すべきハーネス、ベストまたは他の衣服を含む。ＷＣＤシステムは、ハーネス、ベストまたは他の衣服に結合される、除細動器および電極などの電子部品をさらに含む。患者がＷＣＤシステムを着用する場合、外部電極は、その際に患者の皮膚と良好な電気接触を行うことができ、したがって、患者のＥＣＧを感知することに役立ち得る。ショック可能な心臓不整脈が検出された場合、除細動器は、患者の身体全体に、および、したがって心臓全体に、適当な電気ショックを伝える。 After being identified as being at high risk for SCA and before accepting an ICD, these people may be given a wearable cardioverter defibrillator (WCD) system. (Early versions of such systems were referred to as wearable cardiac defibrillator systems.) WCD systems are typically harnesses, vests or other items to be worn by the patient. Including clothes. The WCD system further includes electronic components such as defibrillators and electrodes that are coupled to a harness, vest or other garment. If the patient wears a WCD system, the external electrodes can then make good electrical contact with the patient's skin and thus can help sense the patient's ECG. If a shockable cardiac arrhythmia is detected, the defibrillator delivers an appropriate electrical shock throughout the patient's body and thus throughout the heart.

先行技術における課題は、患者のＥＣＧ信号が電気雑音によって劣化することがあるということである。そのため、ＥＣＧ信号を解釈することが困難となり得る。 A problem in the prior art is that the patient's ECG signal can be degraded by electrical noise. Therefore, it can be difficult to interpret the ECG signal.

この文書のこの背景部分において論じられるすべての主題は、必ずしも先行技術とは限らず、その主題がこの背景部分において提示されているというだけの理由で、先行技術であると推定されるわけではない。さらに、この説明における任意の先行技術に対するいかなる言及も、そのような先行技術が任意の国家において任意の技術おける共通の一般知識の一部を形成するという承認または任意の形態の示唆ではなく、そのようなものとして把握されるべきではない。これらの方針に沿って、この背景部分において論じられ、またはそのような主題に関連付けられる、先行技術における問題のいかなる認識も、先行技術であると明示的に述べられない限り、先行技術として扱われるべきではない。むしろ、この背景部分における任意の主題の論考は、発明者によって特定の問題へ向けて取られるアプローチの一部として扱われるべきである。このアプローチそれ自体も発明となり得る。 All subject matter discussed in this background portion of this document is not necessarily prior art and is not presumed to be prior art simply because the subject matter is presented in this background portion. . Further, any reference to any prior art in this description is not an admission or any form of suggestion that such prior art forms part of common general knowledge in any technology in any country. It should not be understood as such. In line with these policies, any recognition of problems in the prior art discussed or associated with such subject matter is treated as prior art unless expressly stated to be prior art. Should not. Rather, any subject matter discussion in this context should be treated as part of an approach taken by the inventor to a specific problem. This approach itself can be an invention.

米国特許出願公開第２０１４／００４３１４９号US Patent Application Publication No. 2014/0043149 米国特許第８，０２４，０３７号US Pat. No. 8,024,037 米国特許出願公開第２０１７／００５６６８２号US Patent Application Publication No. 2017/0056682 米国特許第８，１３５，４６２号U.S. Pat. No. 8,135,462

本説明は、着用型自動除細動器（ＷＣＤ）システム、プログラムを記憶する記憶媒体、および方法の実例を与えるものであり、これらの使用は、先行技術の問題および制限を克服するために役立ち得る。 This description provides examples of wearable automatic defibrillator (WCD) systems, storage media for storing programs, and methods, and their use helps to overcome the problems and limitations of the prior art. obtain.

実施形態において、着用型自動除細動器システムは、患者によって着用されるように構成された支持構造を含む。そのように着用された場合、支持構造は、異なるベクトルを定義するために、患者の身体の異なる場所に電極を取り付け得る。測定回路は、異なるベクトルからのＥＣＧ信号を実質的に同時に感知し得る。プロセッサは、これらの実質的に同時のＥＣＧ信号を掛け合わせて、積波形を導出し得る。次いで、プロセッサは、積波形においてピークを検出し、連続するピーク間の時間間隔の持続時間を測定し、これらの持続時間から患者の心拍数を決定し得る。利点は、個々のＥＣＧ信号における雑音にかかわらず、心拍数が計算され得るということであり得る。 In an embodiment, a wearable automatic defibrillator system includes a support structure configured to be worn by a patient. When so worn, the support structure may attach electrodes to different locations on the patient's body to define different vectors. The measurement circuit can sense ECG signals from different vectors substantially simultaneously. The processor may multiply these substantially simultaneous ECG signals to derive a product waveform. The processor may then detect peaks in the product waveform, measure the duration of the time interval between successive peaks, and determine the patient's heart rate from these durations. An advantage may be that the heart rate can be calculated regardless of the noise in the individual ECG signals.

特許請求される発明のこれらの特徴および利点ならびに他の特徴および利点は、この明細書において、すなわち、この記載済みの明細書および関連付けられた図面において、説明され、図示されている実施形態を考慮すれば、より容易に明らかになるであろう。 These features and advantages of the claimed invention, as well as other features and advantages, are considered in this specification, i.e., in the written description and the associated drawings, in view of the embodiments described and illustrated. It will be easier to clarify.

実施形態に従って作製された、サンプル着用型自動除細動器（ＷＣＤ）システムの構成要素の図である。1 is a diagram of components of a sample wearable automatic defibrillator (WCD) system made according to an embodiment. FIG. 実施形態に従って作製された、図１のシステムに属する体外除細動器などの、体外除細動器のサンプル構成要素を示す図である。FIG. 2 illustrates sample components of an external defibrillator, such as an external defibrillator belonging to the system of FIG. 1, made according to an embodiment. 実施形態に従って、異なる電極が異なるベクトルに沿って患者のＥＣＧ信号をどのように感知し得るかを示すための概念図である。FIG. 6 is a conceptual diagram illustrating how different electrodes can sense a patient's ECG signal along different vectors, according to an embodiment. 雑音を含む一般化されたサンプルＥＣＧ信号、それらの積波形、および、実施形態に従って、患者の心拍数を決定するために、その積波形がどのように使用され得るかを示す時間ダイアグラムである。FIG. 4 is a time diagram illustrating the generalized sample ECG signals including noise, their product waveforms, and how the product waveforms can be used to determine a patient's heart rate according to an embodiment. 実施形態に従って重畳された、異なるベクトルからの雑音なしの２つのサンプルＥＣＧ信号の時間ダイアグラムである。FIG. 4 is a time diagram of two sample ECG signals without noise from different vectors superimposed according to an embodiment. 図５ＡのＥＣＧ信号の雑音を含むバージョンの時間ダイアグラムである。5B is a time diagram of a noisy version of the ECG signal of FIG. 5A. 実施形態に係る、図５ＢのＥＣＧ信号の積波形の時間ダイアグラムである。6 is a time diagram of the product waveform of the ECG signal of FIG. 5B, according to an embodiment. 実施形態に従って重畳された、異なるベクトルからの雑音なしの２つのサンプルＥＣＧ信号の時間ダイアグラムである。FIG. 4 is a time diagram of two sample ECG signals without noise from different vectors superimposed according to an embodiment. 図６ＡのＥＣＧ信号の雑音を含むバージョンの時間ダイアグラムである。6B is a time diagram of a noisy version of the ECG signal of FIG. 6A. 実施形態に係る、図６ＢのＥＣＧ信号の積波形の時間ダイアグラムである。6B is a time diagram of the product waveform of the ECG signal of FIG. 6B, according to an embodiment. 実施形態に従って、図５Ｃの積波形に図６Ｃの積波形を乗算することによって導出され得る積波形の時間ダイアグラムである。7 is a time diagram of a product waveform that may be derived by multiplying the product waveform of FIG. 5C by the product waveform of FIG. 6C, according to an embodiment. 固定された検知閾値を用いて、実施形態に従ってサンプル積波形においてピークがどのように検出され得るかを示すための時間ダイアグラムである。FIG. 6 is a time diagram for showing how peaks can be detected in a sample product waveform according to an embodiment using a fixed detection threshold. FIG. 可変の検知閾値を用いて、実施形態に従ってサンプル積波形においてピークがどのように検出され得るかを示すための時間ダイアグラムである。FIG. 6 is a time diagram for showing how a peak can be detected in a sample product waveform according to an embodiment using a variable sensing threshold. FIG. 実施形態に従って、異なるベクトルに沿って感知された患者のＥＣＧ信号が、なぜ最初は同期されないことがあるのかという例を示すための図である。FIG. 4 is a diagram illustrating an example of why patient ECG signals sensed along different vectors may not be synchronized initially, according to an embodiment. 実施形態に従って、異なるチャネルからのＥＣＧ信号がどのようにして同期された状態になり得るかを示すための時間ダイアグラムである。FIG. 6 is a time diagram illustrating how ECG signals from different channels can be synchronized according to an embodiment. 実施形態に係る方法を示すためのフローチャートである。It is a flowchart for showing the method concerning an embodiment. 実施形態に係る、サンプルの不測の事態における様々なチャネルからの様々なＥＣＧ信号間の時間関係を示すための時間ダイアグラムである。FIG. 6 is a time diagram for illustrating the time relationship between various ECG signals from various channels in an unexpected sample situation, according to an embodiment.

前述されたように、本説明は、着用型自動除細動器（ＷＣＤ）システム、関連する記憶媒体、プログラムおよび方法に関する。ここで、実施形態がより詳細に説明される。 As described above, the present description relates to a wearable automatic defibrillator (WCD) system, associated storage media, programs and methods. The embodiment will now be described in more detail.

実施形態に従って作製された着用型自動除細動器（ＷＣＤ）システムは、複数の構成要素を有する。これらの構成要素は、相互接続され得るモジュールとして、または他の構成要素等と組み合わされ得るモジュールとして、別個に提供され得る。 A wearable automatic defibrillator (WCD) system made in accordance with an embodiment has a plurality of components. These components can be provided separately as modules that can be interconnected or as modules that can be combined with other components and the like.

図１は、患者８２を図示する。患者８２は、この患者がＷＣＤシステムの構成要素を着用しているので、人物および／または着用者とも称されてもよい。患者８２は歩行可能であり、これは、患者８２が歩き回ることができ、必ずしも寝たきりとは限らないことを意味する。 FIG. 1 illustrates a patient 82. Patient 82 may also be referred to as a person and / or wearer because the patient is wearing a component of the WCD system. The patient 82 can walk, which means that the patient 82 can walk around and is not necessarily bedridden.

図１は、実施形態に従って作製されたＷＣＤシステムの構成要素も図示する。１つのそのような構成要素は、患者８２によって着用型自動支持構造１７０である。支持構造１７０は、図１において一般的に示されているに過ぎないこと、および、実際に、部分的に概念的に示されていることが理解されるであろう。図１は、単に支持構造１７０に関する概念を例示するために提供されており、どのように支持構造１７０が実装されるか、または、どのように支持構造１７０が着用されるかを限定するものとして解釈されるべきではない。 FIG. 1 also illustrates the components of a WCD system made according to an embodiment. One such component is a wearable automatic support structure 170 by the patient 82. It will be appreciated that the support structure 170 is only shown generally in FIG. 1 and, in fact, is partially conceptually shown. FIG. 1 is provided merely to illustrate the concepts relating to the support structure 170 as limiting how the support structure 170 is implemented or how the support structure 170 is worn. Should not be interpreted.

支持構造１７０は、多くの異なる手法で実装され得る。例えば、支持構造１７０は、単一の構成要素または複数の構成要素の組み合わせにおいて実装され得る。実施形態において、支持構造１７０は、ベスト、ハーフ・ベスト、衣服等を含んでもよい。そのような実施形態において、そのようなアイテムは、衣類と同等の物と同様に着用され得る。実施形態において、支持構造１７０は、ハーネス、１つまたは複数のベルトまたはストラップ等を含んでもよい。そのような実施形態において、そのようなアイテムは、患者によって、胴の周り、腰、肩の上等で着用され得る。実施形態において、支持構造１７０は、容器または筐体を含むことができ、それは防水とすることさえできる。そのような実施形態において、支持構造は、例えば、米国特許第８，０２４，０３７号において示されるように、接着材料によって患者へ取り付けられることによって着用され得る。支持構造１７０は、米国特許出願公開第２０１７／００５６６８２号の支持構造について説明されているように実装されることさえ可能であり、この米国特許出願は、参照によって本明細書に組み込まれる。当然ながら、そのような実施形態において、当業者は、例えば、米国特許出願公開第２０１７／００５６６８２号の文書において説明されるように、ＷＣＤシステムの付加的な構成要素が、支持構造へ外部的に取り付けられている代わりに、支持構造の筐体内に存在してもよいことを認識するであろう。他の例が存在してもよい。 The support structure 170 can be implemented in many different ways. For example, the support structure 170 can be implemented in a single component or a combination of components. In embodiments, the support structure 170 may include a vest, a half vest, a garment, and the like. In such embodiments, such items may be worn as well as clothing equivalents. In embodiments, the support structure 170 may include a harness, one or more belts or straps, and the like. In such embodiments, such items can be worn by the patient around the torso, waist, shoulders, etc. In embodiments, the support structure 170 can include a container or housing, which can even be waterproof. In such embodiments, the support structure can be worn by being attached to the patient with an adhesive material, for example, as shown in US Pat. No. 8,024,037. The support structure 170 can even be implemented as described for the support structure of US Patent Application Publication No. 2017/0056682, which is hereby incorporated by reference. Of course, in such embodiments, those skilled in the art will recognize that additional components of the WCD system may be external to the support structure, as described, for example, in US 2017/0056682. It will be appreciated that instead of being attached, it may be present within the housing of the support structure. Other examples may exist.

実施形態に係るＷＣＤシステムは、１つまたは複数のパルスで伝えられる電気ショックの形式で電荷を患者の身体に伝えることにより、ＷＣＤシステムを着用している患者を除細動するように構成される。図１は、サンプル体外除細動器１００と、サンプル除細動電極１０４、１０８とを示し、サンプル除細動電極１０４、１０８は、電極リード１０５を介して体外除細動器１００に結合される。除細動器１００および除細動電極１０４、１０８は、支持構造１７０に結合され得る。したがって、このように、除細動器１００の構成要素のうちの多くが、支持構造１７０に結合されてもよい。除細動電極１０４、１０８が、患者８２の身体と良好に電気接触を行う場合、除細動器１００は、電極１０４、１０８を介して、身体全体に短く強い電気パルス１１１を与えることができる。パルス１１１は、ショック、除細動ショック、治療および治療ショックとしても知られている。パルス１１１は、患者８２の命を救うために、心臓８５を通過し、心臓８５を再始動させることを意図される。パルス１１１は、１つまたは複数のペーシングパルスなどをさらに含むことができる。 Embodiments of the WCD system are configured to defibrillate a patient wearing the WCD system by delivering charge to the patient's body in the form of an electric shock delivered in one or more pulses. . FIG. 1 shows a sample external defibrillator 100 and sample defibrillation electrodes 104, 108, which are coupled to the external defibrillator 100 via electrode leads 105. The The defibrillator 100 and the defibrillation electrodes 104, 108 can be coupled to the support structure 170. Accordingly, in this manner, many of the components of defibrillator 100 may be coupled to support structure 170. If the defibrillation electrodes 104, 108 make good electrical contact with the body of the patient 82, the defibrillator 100 can provide a short and strong electrical pulse 111 across the body via the electrodes 104, 108. . Pulse 111 is also known as shock, defibrillation shock, therapy and therapy shock. Pulse 111 is intended to pass through heart 85 and restart heart 85 to save patient 82's life. The pulse 111 can further include one or more pacing pulses and the like.

先行技術の除細動器は、典型的には、患者のＥＣＧ信号に基づいて、除細動するべきか否かを決定する。しかしながら、体外除細動器１００は、多種多様な入力に基づいて除細動を開始する（または除細動を控える）ことができ、ＥＣＧは、それらのうちの１つに過ぎない。 Prior art defibrillators typically determine whether to defibrillate based on the patient's ECG signal. However, the external defibrillator 100 can initiate defibrillation (or refrain from defibrillation) based on a wide variety of inputs, and the ECG is just one of them.

したがって、生理的データを含有する生理的信号などの信号は、患者８２から取得され得ることが認識されるであろう。患者は、ＷＣＤシステムの「ユーザ」としても考慮され得るが、これは必須要件ではない。つまり、例えば、着用型自動除細動器（ＷＣＤ）のユーザは、臨床医、例えば医師、看護士、救急救命士（ＥＭＴ：ｅｍｅｒｇｅｎｃｙｍｅｄｉｃａｌｔｅｃｈｎｉｃｉａｎ）、または他の同様の立場の個人（もしくは個人のグループ）を含んでもよい。この説明内でのこれら用語および他の関連する用語の特定の文脈は、適宜解釈されるべきである。 Accordingly, it will be appreciated that a signal, such as a physiological signal containing physiological data, can be obtained from the patient 82. The patient may also be considered as a “user” of the WCD system, but this is not a requirement. Thus, for example, a wearable automatic defibrillator (WCD) user may be a clinician, such as a doctor, nurse, emergency medical technician (EMT), or other similar individual (or personal Group). The specific context of these terms and other related terms within this description should be construed accordingly.

ＷＣＤシステムは、外部監視デバイス１８０を任意で含んでもよい。デバイス１８０は、例えば、除細動器１００の筐体内ではない、スタンドアロンのデバイスとして提供され得ることが理由で、「外部」デバイスと呼ばれる。デバイス１８０は、少なくとも１つのローカル・パラメータを感知し、または監視するように構成されることができる。ローカル・パラメータは、この文書において後述されるように、患者８２のパラメータ、またはＷＣＤシステムのパラメータ、または環境のパラメータとすることができる。デバイス１８０は、それらが感知する１つまたは複数の患者パラメータからの１つまたは複数の生理的入力または信号をレンダリングするように構成される、１つまたは複数のトランスデューサまたはセンサを含んでもよい。 The WCD system may optionally include an external monitoring device 180. Device 180 is referred to as an “external” device, for example because it can be provided as a stand-alone device that is not within the housing of defibrillator 100. Device 180 may be configured to sense or monitor at least one local parameter. The local parameters may be patient 82 parameters, WCD system parameters, or environmental parameters, as described later in this document. Device 180 may include one or more transducers or sensors configured to render one or more physiological inputs or signals from one or more patient parameters that they sense.

任意で、デバイス１８０は、支持構造１７０に対して物理的に結合される。また、デバイス１８０は、他の構成要素と通信可能に結合されることができ、他の構成要素は、支持構造１７０に対して結合される。そのような通信は、この説明を考慮して当業者によって適用可能であると考えられるように、通信モジュールによって実装されることができる。 Optionally, device 180 is physically coupled to support structure 170. Device 180 can also be communicatively coupled to other components, which are coupled to support structure 170. Such communication can be implemented by a communication module as considered by those skilled in the art in view of this description.

図２は、実施形態に従って作製された体外除細動器２００の構成要素を示す図である。これらの構成要素は、例えば、図１の体外除細動器１００に含まれることができる。図２に示される構成要素は、筐体２０１において提供されることができ、筐体２０１は、ケーシング２０１とも称され得る。 FIG. 2 is a diagram illustrating components of an external defibrillator 200 made in accordance with an embodiment. These components can be included, for example, in the external defibrillator 100 of FIG. The components shown in FIG. 2 can be provided in a housing 201, which can also be referred to as a casing 201.

体外除細動器２００は、図１の患者８２などの、体外除細動器２００を着用しているであろう患者を対象とする。除細動器２００は、ユーザ２８２のためのユーザ・インターフェース２８０をさらに含み得る。ユーザ２８２は、着用者８２としても知られている患者８２とすることができる。または、ユーザ２８２は、現場における近くの救助者、例えば、援助を申し出る可能性がある居合わせた人など、または訓練された人物とすることができる。または、ユーザ２８２は、ＷＣＤシステムと通信する遠隔に位置する訓練された介護者であってもよい。 Extracorporeal defibrillator 200 is intended for patients who will be wearing extracorporeal defibrillator 200, such as patient 82 of FIG. The defibrillator 200 may further include a user interface 280 for the user 282. User 282 may be a patient 82, also known as a wearer 82. Alternatively, user 282 may be a nearby rescuer at the scene, such as a person who may offer assistance, or a trained person. Alternatively, user 282 may be a remotely trained caregiver that communicates with the WCD system.

ユーザ・インターフェース２８０は、多くの手法で作製されることができる。ユーザ・インターフェース２８０は、画像、音声または振動を出力することによってユーザと通信するための出力デバイスを含むことができ、出力デバイスは、視覚式、可聴式、または触覚式とすることができる。画像、音声、振動、およびユーザ２８２によって知覚されることができるいかなるものも、人間が知覚可能な標識と呼ばれ得る。出力デバイスの多くの例が存在する。例えば、出力デバイスは、光とすることができ、または感知され、検出され、および／もしくは測定されたものを表示する画面とすることができ、救助者２８２に対して彼らの蘇生の試みのための視覚的フィードバックなどを提供することができる。別の出力デバイスは、スピーカとすることができ、スピーカは、居合わせた人等に警告するための音声プロンプト、ビープ音、大きなアラーム音声および／または言葉を出すように構成されることができる。 User interface 280 can be created in a number of ways. The user interface 280 can include an output device for communicating with the user by outputting images, sounds, or vibrations, and the output device can be visual, audible, or haptic. Images, sounds, vibrations, and anything that can be perceived by the user 282 can be referred to as human perceptible signs. There are many examples of output devices. For example, the output device can be light, or can be a screen that displays what is sensed, detected, and / or measured, for rescuers 282 for their resuscitation attempts. Visual feedback, etc. can be provided. Another output device can be a speaker, and the speaker can be configured to emit voice prompts, beeps, loud alarm sounds and / or words to alert a living person or the like.

ユーザ・インターフェース２８０は、ユーザからの入力を受け取るための入力デバイスをさらに含んでもよい。そのような入力デバイスは、様々な制御部、例えば、プッシュボタン、キーボード、タッチスクリーン、１つまたは複数のマイクロフォン等などを付加的に含んでもよい。入力デバイスは、キャンセル・スイッチとすることができ、キャンセル・スイッチは、「私は生きています」スイッチまたは「生存者」スイッチと呼ばれることもある。いくつかの実施形態において、キャンセル・スイッチを作動させることは、ショックの切迫した伝達を防止することができる。 User interface 280 may further include an input device for receiving input from the user. Such input devices may additionally include various controls, such as push buttons, keyboards, touch screens, one or more microphones, and the like. The input device can be a cancel switch, which is sometimes referred to as an “I am alive” switch or a “survivor” switch. In some embodiments, actuating a cancel switch can prevent an imminent transmission of a shock.

除細動器２００は、内部監視デバイス２８１を含み得る。デバイス２８１は、筐体２０１内に組み込まれるので、「内部」デバイスと呼ばれる。監視デバイス２８１は、患者パラメータ、例えば、患者の生理的パラメータ、システム・パラメータおよび／または環境パラメータなどを感知し、または監視することができ、これらのすべてが、患者データと呼ばれ得る。言い換えれば、内部監視デバイス２８１は、図１の外部監視デバイス１８０を補完し、またはその代わりになり得る。パラメータのうちのどれが、どの監視デバイス１８０、２８１によって監視されるべきかを割り当てることは、設計上の検討事項に従って行われることができる。デバイス２８１は、デバイス２８１が感知する１つまたは複数の患者パラメータからの１つまたは複数の生理的入力をレンダリングするように構成される、１つまたは複数のトランスデューサまたはセンサを含んでもよい。 The defibrillator 200 can include an internal monitoring device 281. Device 281 is referred to as an “internal” device because it is incorporated within housing 201. The monitoring device 281 can sense or monitor patient parameters, such as patient physiological parameters, system parameters and / or environmental parameters, all of which can be referred to as patient data. In other words, the internal monitoring device 281 may complement or replace the external monitoring device 180 of FIG. Assigning which of the parameters should be monitored by which monitoring device 180, 281 can be done according to design considerations. Device 281 may include one or more transducers or sensors configured to render one or more physiological inputs from one or more patient parameters sensed by device 281.

患者パラメータは、患者の生理的パラメータを含んでもよい。患者の生理的パラメータは、例えば、着用型自動除細動システムによって、患者がショックを必要としているかどうかと、加えて、任意で、患者の病歴および／またはイベント履歴とを検出する際に助けとなり得るような生理的パラメータを含んでもよく、これらに限定されない。そのようなパラメータの例は、患者のＥＣＧ、血液酸素レベル、血流、血圧、血液灌流、灌流組織の光透過特性または光反射特性における脈動変化、心音、心臓壁運動、呼吸音および脈拍を含む。したがって、監視デバイス１８０、２８１は、患者の生理的信号を獲得するように構成された、１つまたは複数のセンサを含んでもよい。そのようなセンサまたはトランスデューサの例は、ＥＣＧデータを検出するための電極、灌流センサ、パルスオキシメータ、血流を検出するためのデバイス（例えば、ドップラー・デバイス）、血圧を検出するためのセンサ（例えば、カフ）、光センサ、組織における色変化を検出するためにおそらく光源と共に作動する照明検出器およびセンサ、運動センサ、心臓壁の動きを検出することができるデバイス、音センサ、マイクロフォンを有するデバイス、ＳｐＯ２センサ等を含む。本開示を考慮すれば、そのようなセンサは、患者の脈拍を検出するのに役立つことができ、したがって、脈拍検出センサ、パルスセンサ、および脈拍数センサとも呼ばれ得ることが認識されるであろう。脈拍検出は、少なくともＰｈｙｓｉｏ−Ｃｏｎｔｒｏｌの米国特許第８，１３５，４６２号においても教示されており、この米国特許は、その全体が参照によって本明細書に組み込まれる。また、当業者は、脈拍検出を行う他の手法を実装してもよい。そのような場合には、トランスデューサが適当なセンサを含み、生理的入力は、その患者パラメータのセンサによる測定値である。例えば、心音用の適当なセンサは、マイクロフォン等を含んでもよい。 Patient parameters may include patient physiological parameters. The patient's physiological parameters can help in detecting whether the patient is in need of a shock and, optionally, the patient's medical history and / or event history, for example, by a wearable automatic defibrillation system. Such physiological parameters may be included, but are not limited thereto. Examples of such parameters include the patient's ECG, blood oxygen level, blood flow, blood pressure, blood perfusion, pulsatile changes in the light transmission or light reflection characteristics of the perfused tissue, heart sounds, heart wall motion, breath sounds and pulses. . Accordingly, the monitoring devices 180, 281 may include one or more sensors configured to acquire a physiological signal of the patient. Examples of such sensors or transducers include electrodes for detecting ECG data, perfusion sensors, pulse oximeters, devices for detecting blood flow (eg, Doppler devices), sensors for detecting blood pressure ( For example, cuffs, light sensors, illumination detectors and sensors that probably work with light sources to detect color changes in tissue, motion sensors, devices that can detect heart wall motion, sound sensors, devices with microphones , SpO2 sensor and the like. In view of the present disclosure, it will be appreciated that such a sensor can be useful for detecting a patient's pulse and thus can also be referred to as a pulse detection sensor, a pulse sensor, and a pulse rate sensor. Let's go. Pulse detection is also taught at least in Physio-Control US Pat. No. 8,135,462, which is hereby incorporated by reference in its entirety. Also, those skilled in the art may implement other techniques for performing pulse detection. In such a case, the transducer includes a suitable sensor and the physiological input is a sensor measurement of the patient parameter. For example, a suitable sensor for heart sounds may include a microphone or the like.

いくつかの実施形態において、ローカル・パラメータは、患者２８２の監視された生理的パラメータにおいて検出されることができる傾向である。傾向は、異なる時におけるパラメータの値を比較することによって検出されることができる。その検出された傾向が心臓リハビリテーション・プログラムに特に役立つパラメータは、ａ）心臓機能（例えば、駆出率、１回拍出量、心拍出量等）、ｂ）休息時または運動中の心拍変動、ｃ）加速度計信号のプロフィールから得られ、適応レート・ペースメーカ技術から通知されるような、運動中の心拍数プロフィールおよび活動の激しさの測定値、ｄ）心拍数の傾向、ｅ）ＳｐＯ２またはＣＯ２などからの灌流、ｆ）呼吸機能、呼吸数等、ｇ）運動、活動水準等を含む。いったん傾向が検出されると、その傾向は、記憶され、および／または、おそらくは警告と共に、通信リンクを介して報告されることができる。この報告から、患者２８２の経過を監視している医師は、改善していない状態または悪化している状態について知るであろう。 In some embodiments, the local parameters tend to be detectable in the monitored physiological parameters of the patient 282. Trends can be detected by comparing the values of parameters at different times. Parameters whose detected trends are particularly useful for cardiac rehabilitation programs are: a) cardiac function (eg ejection fraction, stroke volume, cardiac output, etc.), b) heart rate variability at rest or during exercise C) Heart rate profile during exercise and intensity of activity, as obtained from the profile of the accelerometer signal and communicated from adaptive rate and pacemaker technology, d) Heart rate trend, e) SpO2 or Includes perfusion from CO2, etc., f) respiratory function, respiratory rate, etc. g) exercise, activity level, etc. Once a trend is detected, the trend can be stored and / or reported over a communication link, possibly with a warning. From this report, a physician monitoring the progress of patient 282 will know about an unimproved condition or a worsening condition.

患者状態パラメータは、患者２８２の記録された態様、例えば、運動、姿勢、患者が最近話したかどうか、加えて、おそらくは、患者が何を言ったか等も、加えて、任意で、これらのパラメータの履歴などを含む。または、これらの監視デバイスのうちの１つは、位置センサ、例えば、全地球測位システム（ＧＰＳ：ＧｌｏｂａｌＰｏｓｉｔｉｏｎｉｎｇＳｙｓｔｅｍ）位置センサなどを含んでもよい。そのようなセンサは、位置を検出することができ、加えて、速度が、経時的な位置の変化率として検出されることができる。多くの運動検出器は、検出器の運動、したがって、患者の身体の運動を示す運動信号を出力する。患者状態パラメータは、ＳＣＡが実際に起きているかどうかの決定を絞り込む際に非常に役立ち得る。 Patient status parameters may include, for example, recorded aspects of patient 282, such as exercise, posture, whether the patient has recently spoken, and possibly what the patient said, etc. Includes history. Alternatively, one of these monitoring devices may include a position sensor, such as a Global Positioning System (GPS) position sensor. Such sensors can detect position, and in addition, velocity can be detected as the rate of change of position over time. Many motion detectors output a motion signal indicative of the motion of the detector and thus the motion of the patient's body. Patient condition parameters can be very helpful in narrowing down the determination of whether SCA is actually occurring.

実施形態に従って作製されたＷＣＤシステムは、運動検出器を含んでもよい。実施形態において、運動検出器は、監視デバイス１８０内または監視デバイス２８１内に実装されることができる。そのような運動検出器は、本技術において知られているように多くの手法で作製されることができ、例えば、加速度計を使用することによって作製されることができる。この例において、運動検出器２８７は、監視デバイス２８１内に実装される。 A WCD system made in accordance with an embodiment may include a motion detector. In embodiments, the motion detector can be implemented in the monitoring device 180 or in the monitoring device 281. Such motion detectors can be made in many ways as is known in the art, for example, by using an accelerometer. In this example, the motion detector 287 is implemented in the monitoring device 281.

実施形態に係るＷＣＤシステムの運動検出器は、運動イベントを検出するように構成され得る。これに応じて、運動検出器は、検出された運動イベントまたは運動から、後続のデバイスまたは機能性によって受け取られ得る運動検出入力をレンダリングし、または生成してもよい。運動イベントは、都合よく定義されることができ、例えば、基準運動または休息からの運動における変化等として定義されることができる。そのような場合には、感知される患者パラメータは運動である。 The motion detector of the WCD system according to the embodiment may be configured to detect a motion event. In response, the motion detector may render or generate a motion detection input that may be received by subsequent devices or functionality from the detected motion event or motion. An exercise event can be conveniently defined, for example, as a change in exercise from a reference exercise or rest, etc. In such cases, the sensed patient parameter is exercise.

ＷＣＤシステムのシステム・パラメータは、システム識別、バッテリ・ステータス、システム日付および時刻、セルフテストの報告、入力されたデータの記録、発症の記録および治療介入等を含むことができる。 System parameters for the WCD system can include system identification, battery status, system date and time, self-test reporting, recording of entered data, recording of onset and therapeutic intervention, and the like.

環境パラメータは、周囲温度と圧力とを含むことができる。さらに、湿度センサは、雨が降りそうかどうかに関する情報を提供し得る。推定された患者位置も、環境パラメータと考慮されてもよい。監視デバイス１８０または２８１が、上記のようなＧＰＳ位置センサを含み、かつ、患者がＷＣＤシステムを着用していると推定される場合、患者位置が推定され得る。 Environmental parameters can include ambient temperature and pressure. In addition, the humidity sensor may provide information regarding whether it is likely to rain. The estimated patient position may also be considered an environmental parameter. If the monitoring device 180 or 281 includes a GPS position sensor as described above and it is estimated that the patient is wearing a WCD system, the patient position can be estimated.

除細動器２００は、典型的には、除細動ポート２１０、例えば、筐体２０１内のソケットなどを含む。除細動ポート２１０は、電気ノード２１４、２１８を含む。除細動電極２０４、２０８のリード、例えば、図１のリード１０５などは、ノード２１４、２１８とそれぞれ電気接触を行うように除細動ポート２１０へ差し込まれることができる。代わりに、除細動電極２０４、２０８が、除細動ポート２１０へ連続的に接続されることも可能である。いずれにしても、除細動ポート２１０は、この文書において後でより完全に説明されるエネルギー蓄積モジュール２５０に蓄積された電荷を、電極を介して、着用者へ案内するために使用されることができる。電荷は、除細動、ペーシング等のためのショックとなるであろう。 The defibrillator 200 typically includes a defibrillation port 210, such as a socket in the housing 201. Defibrillation port 210 includes electrical nodes 214, 218. The leads of defibrillation electrodes 204, 208, such as lead 105 of FIG. 1, can be inserted into defibrillation port 210 to make electrical contact with nodes 214, 218, respectively. Alternatively, the defibrillation electrodes 204, 208 can be continuously connected to the defibrillation port 210. In any case, the defibrillation port 210 is used to guide the charge stored in the energy storage module 250, more fully described later in this document, through the electrodes to the wearer. Can do. The charge will be a shock for defibrillation, pacing, etc.

除細動器２００は、任意で、センサ・ポート２１９も筐体２０１において有してもよく、センサ・ポート２１９は、ＥＣＧポートとしても知られていることがある。センサ・ポート２１９は、感知電極２０９を差し込むために適合されることができ、感知電極２０９は、ＥＣＧ電極およびＥＣＧリードとしても知られている。代わりに、感知電極２０９がセンサ・ポート２１９へ連続的に接続され得ることも可能である。感知電極２０９は、特に、感知電極２０９が患者の身体と、具体的には患者の皮膚と良好な電気接触を行う場合に、ＥＣＧ信号、例えば１２リード信号、または異なる数のリードからの信号を感知するのに役立つことができるタイプのトランスデューサである。感知電極２０９は、除細動電極２０４、２０８と同様に、患者と良好な電気接触を行うために支持構造１７０の内部へ取り付けられることができる。 The defibrillator 200 may optionally have a sensor port 219 in the housing 201, which may also be known as an ECG port. Sensor port 219 can be adapted to plug in sensing electrode 209, which is also known as an ECG electrode and ECG lead. Alternatively, it is possible that the sensing electrode 209 can be continuously connected to the sensor port 219. The sensing electrode 209 receives an ECG signal, eg, a 12 lead signal, or a signal from a different number of leads, particularly when the sensing electrode 209 makes good electrical contact with the patient's body, specifically the patient's skin. A type of transducer that can serve to sense. The sensing electrode 209, like the defibrillation electrodes 204, 208, can be attached to the interior of the support structure 170 for good electrical contact with the patient.

任意で、実施形態に係るＷＣＤシステムは、電極と患者の皮膚との間にＷＣＤシステムが自動的に配置することができる流体も含む。この流体は、電極と皮膚との間のより良好な電気接触を確立するために、電解質を含むことなどによって、導電性とすることができる。電気的な観点からは、流体が配置された場合、電極と皮膚との間の電気インピーダンスが低減される。機械的な観点からは、流体は、この流体が配置された後に流体が電極から流出しないように、低粘度ゲルの形態であってもよい。流体は、除細動電極２０４、２０８と感知電極２０９との両方に対して使用されることができる。 Optionally, the WCD system according to embodiments also includes a fluid that the WCD system can automatically place between the electrode and the patient's skin. This fluid can be made conductive, such as by including an electrolyte, to establish a better electrical contact between the electrode and the skin. From an electrical point of view, when fluid is placed, the electrical impedance between the electrode and the skin is reduced. From a mechanical point of view, the fluid may be in the form of a low viscosity gel so that the fluid does not flow out of the electrode after it has been placed. Fluid can be used for both defibrillation electrodes 204, 208 and sensing electrode 209.

流体は、図２に図示されない流体容器に最初に蓄積されてもよく、流体容器は、支持構造に対して結合されることができる。また、実施形態に係るＷＣＤシステムは、流体配置機構２７４をさらに含む。流体配置機構２７４は、流体の少なくとも一部が容器から放出され、電極が患者に対して取り付けられるように構成される、患者の位置の一方または両方の近くに配置されるように構成されることができる。いくつかの実施形態において、流体配置機構２７４は、この文書において後でより完全に説明されるプロセッサ２３０からの起動信号ＡＳを受け取ることに応じた放電に先立って、起動される。 The fluid may be initially stored in a fluid container not shown in FIG. 2, and the fluid container can be coupled to a support structure. The WCD system according to the embodiment further includes a fluid arrangement mechanism 274. The fluid placement mechanism 274 is configured to be positioned near one or both of the patient locations, wherein at least a portion of the fluid is released from the container and the electrodes are configured to be attached to the patient. Can do. In some embodiments, the fluid placement mechanism 274 is activated prior to discharge in response to receiving an activation signal AS from the processor 230, which is more fully described later in this document.

図３は、実施形態に従って、ＷＣＤシステムの電極が、異なるベクトルに沿ってＥＣＧ信号をどのように感知し、またはキャプチャし得るかを示すための概念図である。心臓３８５を有する患者３８２の一部が示されている。患者３８２の胴の異なる場所へ取り付けられた、４つの電極３０４、３０６、３０７、３０８が存在しており、各々がリード線３０５を有する。これらの電極のうちの任意のペアがベクトルを定義し、このベクトルにわたって、ＥＣＧ信号が測定され得る。これらのベクトルは、チャネルおよびＥＣＧチャネルとしても知られている。したがって、４つの電極３０４、３０６、３０７、３０８は、６つのベクトルを定義することができ、これらのベクトルにわたって、６つそれぞれのＥＣＧ信号３１１、３１２、３１３、３１４、３１５、３１６が感知され得る。したがって、図３は多重ベクトル状況を示す。図３において、電極３０４、３０６、３０７、３０８は、単純さのために同じ平面上に図示されているが、これは必ずしも当てはまるとは限らないことが理解されるであろう。したがって、ＥＣＧ信号３１１〜３１６のベクトルも、必ずしも同じ平面上に存在するとは限らない。 FIG. 3 is a conceptual diagram illustrating how electrodes of a WCD system may sense or capture ECG signals along different vectors, according to an embodiment. A portion of a patient 382 having a heart 385 is shown. There are four electrodes 304, 306, 307, 308 attached to different locations on the torso of the patient 382, each having a lead 305. Any pair of these electrodes defines a vector over which the ECG signal can be measured. These vectors are also known as channels and ECG channels. Thus, the four electrodes 304, 306, 307, 308 can define six vectors across which six ECG signals 311, 312, 313, 314, 315, 316 can be sensed. . Accordingly, FIG. 3 shows a multi-vector situation. In FIG. 3, the electrodes 304, 306, 307, 308 are shown on the same plane for simplicity, but it will be understood that this is not necessarily the case. Therefore, the vectors of the ECG signals 311 to 316 are not necessarily on the same plane.

ＥＣＧ信号３１１〜３１６のうちのいずれか１つは、ショック／非ショックの決定を行うための十分なデータを提供し得る。取り組みは、必要な場合にショックを与え、必要でない場合にはショックを与えないことである。問題は、任意の所与の時点において、これらのＥＣＧ信号には雑音を含むものもあれば、含まないものもあり得ることである。雑音は、患者の動き、または電極が皮膚とどのくらい十分に接触するかに起因し得る。ＷＣＤについての雑音問題は、乾燥した、非接着性の監視電極を使用したいという望みによってさらに悪化することがある。乾燥した、非接着性の電極は、患者が長期にわたり着用するのにより快適であると考えられるが、電極を適所に保持するための接着剤と、電極／皮膚インターフェースのインピーダンスを低減するための電解質ゲルとを含む従来のＥＣＧ監視電極よりも、多くの雑音を生み出し得る。 Any one of the ECG signals 311-316 may provide sufficient data to make a shock / non-shock decision. The effort is to shock when necessary and not shock when not necessary. The problem is that at any given time, these ECG signals may or may not contain noise. The noise can be due to patient movement or how well the electrodes are in contact with the skin. The noise problem for WCD can be exacerbated by the desire to use dry, non-adhesive monitoring electrodes. A dry, non-adhesive electrode may be more comfortable for the patient to wear for a long time, but an adhesive to hold the electrode in place and an electrolyte to reduce the impedance of the electrode / skin interface It can produce more noise than conventional ECG monitoring electrodes including gels.

図３は、測定回路３２０およびプロセッサ３３０も示しており、これらは、この文書において後で測定回路２２０およびプロセッサ２３０について説明されるように作製されることができる。プロセッサ３３０は、この文書においてさらにより詳細に説明されるように、実施形態に従って心拍数３３３をさらに計算し得る。 FIG. 3 also shows measurement circuit 320 and processor 330, which can be made as described later for measurement circuit 220 and processor 230 in this document. The processor 330 may further calculate a heart rate 333 according to embodiments, as described in further detail in this document.

図２に戻ると、除細動器２００は、そのセンサまたはトランスデューサの１つまたは複数として、測定回路２２０も含む。測定回路２２０は、もし提供される場合には、センサ・ポート２１９から患者の１つまたは複数の電気生理的信号を感知するように構成され得る。例えば、測定回路３２０は、異なるベクトルからのＥＣＧ信号を感知するように構成されることができるので、測定回路２２０は、心電図（ＥＣＧ：Ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｍ）信号を感知するように構成されることができる。たとえ除細動器２００がセンサ・ポート２１９を欠くとしても、除細動電極２０４、２０８が患者に対して取り付けられている場合、測定回路２２０は、任意で、代わりにノード２１４、２１８を通じて生理的信号を取得し得る。これらのケースにおいて、生理的入力は、ＥＣＧ測定値を反映する。患者パラメータはＥＣＧであってもよく、ＥＣＧは、電極２０４と電極２０８と間の電圧差として感知され得る。また、患者パラメータはインピーダンスであってもよく、インピーダンスは、電極２０４と電極２０８との間および／またはセンサ・ポート２１９の接続部間で感知され得る。インピーダンスを感知することは、とりわけ、これらの電極２０４、２０８および／または感知電極２０９が患者の身体と良好な電気接触を行っているかどうかを検出するために有益となり得る。これらの患者の生理的信号は、利用可能な場合には、感知され得る。次いで、測定回路２２０は、生理的信号についての情報を生理的入力、データ、他の信号等としてレンダリングし、または生成することができる。例えば、電圧として感知された信号は、アナログ／デジタル変換器（ＡＤＣ：ＡｎａｌｏｇｔｏＤｉｇｉｔａｌＣｏｎｖｅｒｔｅｒ）によって数字になるようにデジタル化され得る。実施形態において、信号は、高い周波数でサンプリングされ、その結果は、単純に、経過した時間に応じた値（電圧またはインピーダンス）のグループである。 Returning to FIG. 2, the defibrillator 200 also includes a measurement circuit 220 as one or more of its sensors or transducers. Measurement circuit 220, if provided, may be configured to sense one or more electrophysiological signals of the patient from sensor port 219. For example, measurement circuit 320 can be configured to sense ECG signals from different vectors, so measurement circuit 220 can be configured to sense electrocardiogram (ECG) signals. Even if the defibrillator 200 lacks the sensor port 219, if the defibrillation electrodes 204, 208 are attached to the patient, the measurement circuit 220 may optionally pass the physiology through the nodes 214, 218 instead. A dynamic signal can be obtained. In these cases, the physiological input reflects the ECG measurement. The patient parameter may be ECG, which can be sensed as a voltage difference between electrode 204 and electrode 208. The patient parameter may also be an impedance, which may be sensed between electrode 204 and electrode 208 and / or between connections of sensor port 219. Sensing impedance can be beneficial, among other things, to detect whether these electrodes 204, 208 and / or sensing electrodes 209 are in good electrical contact with the patient's body. These patient physiological signals may be sensed if available. The measurement circuit 220 can then render or generate information about the physiological signal as a physiological input, data, other signal, or the like. For example, a signal sensed as a voltage can be digitized to a number by an analog to digital converter (ADC). In an embodiment, the signal is sampled at a high frequency, and the result is simply a group of values (voltage or impedance) as a function of time elapsed.

除細動器２００は、プロセッサ２３０も含む。プロセッサ２３０は、多くの手法で実装され得る。そのような手法は、限定ではなく、例として、デジタル・プロセッサおよび／またはアナログ・プロセッサ、例えば、マイクロプロセッサおよびデジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）など、コントローラ、例えば、マイクロコントローラなど、マシンにおいて実行されるソフトウェア、プログラマブル回路、例えば、フィールド・プログラマブル・ゲート・アレイ（ＦＰＧＡ）、フィールド・プログラマブル・アナログ・アレイ（ＦＰＡＡ）、プログラマブル論理デバイス（ＰＬＤ：ＰｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅＬｏｇｉｃＤｅｖｉｃｅ）など、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、これらのうちの１つまたは複数の任意の組み合わせ等を含む。 The defibrillator 200 also includes a processor 230. The processor 230 can be implemented in many ways. Such techniques include, but are not limited to, software running on a machine, such as, for example, a digital processor and / or an analog processor, eg, a microprocessor and digital signal processor (DSP), a controller, eg, a microcontroller, etc. Programmable circuits, such as field programmable gate arrays (FPGA), field programmable analog arrays (FPAA), programmable logic devices (PLDs), application specific integrated circuits (ASICs), etc. Any combination of one or more of the above.

プロセッサ２３０は、この文書において後でより完全に説明されるメモリ２３８などの非一時的な記憶媒体を含んでもよく、または非一時的な記憶媒体にアクセスすることができてもよい。そのようなメモリは、機械読取可能な命令および機械実行可能な命令の記憶のための不揮発性構成要素を有することができる。そのような命令のセットも、プログラムと呼ばれ得る。「ソフトウェア」とも称される命令は、一般に、本明細書において開示され得るような方法、または開示される実施形態を考慮して当業者によって理解され得るような方法を行うことによって、機能性を提供する。いくつかの実施形態において、および本明細書において使用される慣例事項として、ソフトウェアのインスタンスは、「モジュール」および他の同様の用語で称されることがある。一般に、モジュールは、特定の機能性を提示し、または実現するように、命令のセットを含む。モジュールおよび供給される機能性の実施形態は、この文書において説明される実施形態によって限定されない。 The processor 230 may include or be capable of accessing non-transitory storage media, such as memory 238, which is more fully described later in this document. Such memory can have non-volatile components for storage of machine-readable instructions and machine-executable instructions. Such a set of instructions can also be called a program. The instructions, also referred to as “software”, generally provide functionality by performing methods that may be disclosed herein or that may be understood by one of ordinary skill in the art in view of the disclosed embodiments. provide. In some embodiments, and as a convention used herein, instances of software may be referred to as “modules” and other similar terms. In general, a module includes a set of instructions to present or implement a particular functionality. The embodiments of the module and the functionality provided are not limited by the embodiments described in this document.

プロセッサ２３０は、多くのモジュールを有すると考慮されることができる。１つのそのようなモジュールは、検出モジュール２３２とすることができる。検出モジュール２３２は、心室細動（ＶＦ：ＶｅｎｔｒｉｃｕｌａｒＦｉｂｒｉｌｌａｔｉｏｎ）検出器を含むことができる。生理的入力、データ、または他の信号として利用可能となり得る、測定回路２２０からの患者の感知されたＥＣＧは、患者がＶＦを起こしているかどうかを決定するためにＶＦ検出器によって使用され得る。ＶＦは、典型的には、ＳＣＡをもたらすので、ＶＦを検出することは有益である。検出モジュール２３２は、心室性頻脈（ＶＴ）検出器等も含むことができる。 The processor 230 can be considered to have many modules. One such module can be the detection module 232. The detection module 232 can include a ventricular fibrillation (VF) detector. The patient's sensed ECG from the measurement circuit 220, which may be available as a physiological input, data, or other signal, may be used by the VF detector to determine whether the patient is experiencing VF. Since VF typically results in SCA, it is beneficial to detect VF. The detection module 232 can also include a ventricular tachycardia (VT) detector or the like.

プロセッサ２３０内の別のそのようなモジュールは、助言モジュール２３４であってもよく、助言モジュール２３４は、何を行うべきかについての助言を生成する。助言は、検出モジュール２３２の出力に基づき得る。実施形態に係る、多くのタイプの助言が存在し得る。いくつかの実施形態において、助言は、例えば、助言モジュール２３４を介してプロセッサ２３０が行うことができるショック／非ショックの決定である。ショック／非ショックの決定は、記憶されたショック勧告アルゴリズムを実行することによって行われることができる。ショック勧告アルゴリズムは、実施形態に従って感知され、またはキャプチャされる１つまたは複数のＥＣＧ信号からショック／非ショックの決定を行い、ショック基準が満たされたかどうかを決定することができる。この決定は、感知され、またはキャプチャされたＥＣＧ信号のリズム分析またはその他のものから行われることができる。 Another such module in processor 230 may be advisory module 234, which generates advice on what to do. The advice may be based on the output of the detection module 232. There can be many types of advice, according to embodiments. In some embodiments, the advice is a shock / non-shock decision that can be made by the processor 230 via the advice module 234, for example. The shock / non-shock decision can be made by executing a stored shock advisory algorithm. The shock advisory algorithm can make a shock / non-shock determination from one or more ECG signals that are sensed or captured according to an embodiment to determine if the shock criteria are met. This determination can be made from a rhythm analysis of the sensed or captured ECG signal or otherwise.

いくつかの実施形態において、決定がショックを与えることである場合、電荷が患者へ伝えられる。電荷を伝えることは、放電としても知られている。ショックを与えることは、除細動、ペーシング等のためであり得る。 In some embodiments, if the decision is to shock, a charge is delivered to the patient. Conducting a charge is also known as discharging. Giving a shock can be for defibrillation, pacing, and the like.

プロセッサ２３０は、他の機能のための追加モジュール、例えば、他のモジュール２３６などを含むことができる。また、内部監視デバイス２８１が実際に提供される場合、内部監視デバイス２８１は、プロセッサ２３０等によって部分的に動作させられ得る。 The processor 230 may include additional modules for other functions, such as other modules 236 and the like. Further, when the internal monitoring device 281 is actually provided, the internal monitoring device 281 may be partially operated by the processor 230 or the like.

除細動器２００は、任意で、メモリ２３８をさらに含み、メモリ２３８は、プロセッサ２３０と共に機能することができる。メモリ２３８は、多くの手法で実装され得る。そのような手法は、限定ではなく、例として、揮発性メモリ、不揮発性メモリ（ＮＶＭ：ＮｏｎｖｏｌａｔｉｌｅＭｅｍｏｒｙ）、読み出し専用メモリ（ＲＯＭ）、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）、磁気ディスク記憶媒体、光記憶媒体、スマート・カード、フラッシュ・メモリ・デバイス、これらの任意の組み合わせ等を含む。したがって、メモリ２３８は、非一時的な記憶媒体である。メモリ２３８は、もし提供される場合には、プロセッサ２３０が読み出し、実行することが可能であり得る、プロセッサ２３０のためのプログラムを含むことができる。より詳細には、プログラムは、プロセッサ２３０が読み出した際に実行することが可能であり得るコードの形態で、命令のセットを含むことができる。実行は、物理量の物理的な操作によって行われ、機能、動作、プロセス、アクションおよび／もしくは方法が行われることをもたらし、ならびに／またはプロセッサが他のデバイスもしくは構成要素もしくはブロックに、そのような機能、動作、プロセス、アクション、および／もしくは方法を実行させることをもたらし得る。プログラムは、プロセッサ２３０の固有の必要のために動作可能であってもよく、助言モジュール２３４によって決定が行われ得るプロトコルおよび手法も含むことができる。また、ユーザが近くの救助者である場合、メモリ２３８は、このユーザ２８２のためのプロンプトを記憶することができる。さらに、メモリ２３８は、データを記憶することができる。このデータは、例えば、内部監視デバイス２８１および外部監視デバイス１８０によって学習されるような、患者データ、システム・データおよび環境データを含むことができる。データは、除細動器２００から送信される前にメモリ２３８に記憶されることができ、または除細動器２００によって受け取られた後に除細動器２００に記憶されることができる。 The defibrillator 200 optionally further includes a memory 238 that can function with the processor 230. Memory 238 can be implemented in many ways. Such techniques are not limited and include, for example, volatile memory, non-volatile memory (NVM), read only memory (ROM), random access memory (RAM), magnetic disk storage media, optical storage media, Including smart cards, flash memory devices, any combination thereof, and the like. Therefore, the memory 238 is a non-transitory storage medium. Memory 238 can include a program for processor 230 that, if provided, can be read and executed by processor 230. More particularly, the program may include a set of instructions in the form of code that may be executable when the processor 230 reads. Execution is performed by physical manipulation of physical quantities, resulting in functions, operations, processes, actions and / or methods being performed and / or such functions by the processor on other devices or components or blocks , Operation, process, action, and / or method may be performed. The program may be operable for the specific needs of the processor 230 and may also include protocols and techniques by which decisions can be made by the advisory module 234. Also, if the user is a nearby rescuer, the memory 238 can store a prompt for this user 282. Further, the memory 238 can store data. This data can include, for example, patient data, system data, and environmental data as learned by internal monitoring device 281 and external monitoring device 180. The data can be stored in the memory 238 before being transmitted from the defibrillator 200 or can be stored in the defibrillator 200 after being received by the defibrillator 200.

除細動器２００は、電源２４０も含み得る。除細動器２００の可搬性を可能にするために、電源２４０は、典型的には、バッテリを含む。そのようなバッテリは、典型的には、バッテリ・パックとして実装され、バッテリ・パックは、再充電可能であっても、または再充電可能でなくてもよい。再充電可能なバッテリ・パックと再充電不可能なバッテリ・パックとの組み合わせが使用されることもある。電源２４０の他の実施形態は、ＡＣ電力が利用可能である場合にはＡＣ電力オーバーライド、エネルギー蓄積コンデンサ等を含むことができる。いくつかの実施形態において、電源２４０は、プロセッサ２３０によって制御される。電源２４０の充電または置換を提供するために、適当な構成要素が含まれてもよい。 The defibrillator 200 can also include a power supply 240. To enable portability of the defibrillator 200, the power source 240 typically includes a battery. Such a battery is typically implemented as a battery pack, which may or may not be rechargeable. A combination of rechargeable and non-rechargeable battery packs may be used. Other embodiments of the power supply 240 can include an AC power override, an energy storage capacitor, etc. when AC power is available. In some embodiments, power supply 240 is controlled by processor 230. Appropriate components may be included to provide charging or replacement of the power supply 240.

除細動器２００は、エネルギー蓄積モジュール２５０を付加的に含んでもよい。エネルギー蓄積モジュール２５０は、ＷＣＤシステムの支持構造に対して、例えば、直接結合され、または電極およびそれらのリードを介して結合されることができる。モジュール２５０は、ショックを与えるための電荷の放電に向けて準備する場合に、いくらかの電気エネルギーが電荷の形態で一時的に蓄積され得る場所である。実施形態において、モジュール２５０は、プロセッサ２３０によって制御されながら、電源２４０から所望量のエネルギーまで充電されることができる。典型的な実装例において、モジュール２５０は、コンデンサ２５２を含み、コンデンサ２５２は、単一のコンデンサであっても、またはコンデンサのシステム等であってもよい。いくつかの実施形態において、エネルギー蓄積モジュール２５０は、ウルトラコンデンサなどの、高出力密度を示すデバイスを含む。上記で説明したように、コンデンサ２５２は、患者へ伝えるためのエネルギーを電荷の形態で蓄積することができる。 The defibrillator 200 may additionally include an energy storage module 250. The energy storage module 250 can be directly coupled to the support structure of the WCD system, for example, or via electrodes and their leads. Module 250 is a place where some electrical energy can be temporarily stored in the form of a charge when preparing for the discharge of the charge to shock. In an embodiment, the module 250 can be charged to a desired amount of energy from the power supply 240 while being controlled by the processor 230. In a typical implementation, the module 250 includes a capacitor 252, which may be a single capacitor, a system of capacitors, or the like. In some embodiments, the energy storage module 250 includes a device that exhibits high power density, such as an ultracapacitor. As explained above, the capacitor 252 can store energy in the form of a charge for delivery to the patient.

除細動器２００は、放電回路２５５をさらに含む。決定がショックを与えることである場合、プロセッサ２３０は、エネルギー蓄積モジュール２５０に蓄積された電荷を患者を通じて放電するように放電回路２５５を制御するように構成されることができる。そのように制御される場合、回路２５５は、モジュール２５０に蓄積されたエネルギーがノード２１４、２１８へ、およびそこから除細動電極２０４、２０８へ放電されることを許容して、患者へ伝えられるべきショックを発生させることができる。回路２５５は、１つまたは複数のスイッチ２５７を含むことができる。スイッチ２５７は、多くの手法で、例えばＨブリッジ等などによって、作製されることができる。回路２５５は、ユーザ・インターフェース２８０を介して制御されることもできる。 Defibrillator 200 further includes a discharge circuit 255. If the determination is to shock, the processor 230 can be configured to control the discharge circuit 255 to discharge the charge stored in the energy storage module 250 through the patient. If so controlled, the circuit 255 is communicated to the patient, allowing energy stored in the module 250 to be discharged to the nodes 214, 218 and from there to the defibrillation electrodes 204, 208. A shock should be generated. The circuit 255 can include one or more switches 257. The switch 257 can be manufactured in many ways, for example, by an H-bridge or the like. The circuit 255 can also be controlled via the user interface 280.

除細動器２００は、任意で、他のエンティティ、例えば、遠隔支援センター、救急医療サービス（ＥＭＳ：ＥｍｅｒｇｅｎｃｙＭｅｄｉｃａｌＳｅｒｖｉｃｅ）等の他のデバイスとの１つまたは複数の有線通信リンクまたは無線通信リンクを確立するための通信モジュール２９０を含むことができる。データは、患者データ、イベント情報、試みられた治療、ＣＰＲの実行、システム・データ、環境データ等を含むことができる。例えば、米国特許第２０１４００４３１４９号において説明されているように、例えば、通信モジュール２９０は、例えば日常的に、心拍数、呼吸数、および他の生命徴候データを、インターネット上でアクセス可能なサーバへ無線で送信してもよい。このデータは、患者の医師によって直接分析されることができ、進行中の病気を検出し、次いで、テキスト、電子メール、電話等を介して医療関係者に通知するように設計されたアルゴリズムによって自動的に分析されることもできる。モジュール２９０は、当業者によって必要であると考えられ得るようなそのような相互接続されたサブ構成要素、例えば、アンテナ、プロセッサの一部、サポート電子機器、電話用アウトレットまたはネットワーク・ケーブル等も含んでもよい。このようにして、データ、コマンド等が通信されることができる。 The defibrillator 200 optionally includes one or more wired or wireless communication links with other entities such as remote support centers, emergency medical services (EMS), and other devices. A communication module 290 for establishing may be included. Data may include patient data, event information, attempted treatments, CPR performance, system data, environmental data, and the like. For example, as described in U.S. Pat. No. 20140043149, for example, the communication module 290 wirelessly transmits heart rate, respiratory rate, and other vital signs data to a server accessible on the Internet, for example on a daily basis. You may send it with This data can be analyzed directly by the patient's physician, automatically detected by algorithms designed to detect ongoing illnesses and then notify medical personnel via text, email, phone, etc. Can also be analyzed. Module 290 also includes such interconnected sub-components as may be deemed necessary by those skilled in the art, such as an antenna, a portion of a processor, support electronics, a telephone outlet or network cable, etc. But you can. In this way, data, commands, etc. can be communicated.

除細動器２００は、任意で、他の構成要素を含むことができる。 The defibrillator 200 can optionally include other components.

図１に戻ると、実施形態において、図示されるＷＣＤシステムの構成要素のうちの１つまたは複数は、患者８２のためにカスタマイズされている。このカスタマイゼーションは、多くの態様を含んでもよい。例えば、支持構造１７０は、患者８２の身体に対して装着されることができる。別の例では、患者８２の基準生理的パラメータ、例えば、休息中、歩行中の患者８２の心拍数、歩行中の運動検出器出力等などが測定されることができる。そのような基準生理的パラメータは、患者の身体が互いに異なるので、ＷＣＤシステムの診断をより正確にするために、ＷＣＤシステムをカスタマイズするために使用されることができる。当然ながら、そのようなパラメータは、ＷＣＤシステムのメモリ等に記憶されることができる。 Returning to FIG. 1, in an embodiment, one or more of the components of the illustrated WCD system are customized for the patient 82. This customization may include many aspects. For example, the support structure 170 can be attached to the body of the patient 82. In another example, reference physiological parameters of the patient 82, such as the heart rate of the patient 82 while resting, walking, the motion detector output during walking, etc. can be measured. Such reference physiological parameters can be used to customize the WCD system to make the diagnosis of the WCD system more accurate because the patient's bodies are different from each other. Of course, such parameters can be stored in a memory or the like of the WCD system.

プログラミング・インターフェースは、実施形態に従って作製されることができ、プログラミング・インターフェースは、そのような測定された基準生理的パラメータを受け取る。そのようなプログラミング・インターフェースは、ＷＣＤシステムに、基準生理的パラメータを他のデータと共に、自動的に入力してもよい。 The programming interface can be made according to embodiments, and the programming interface receives such measured reference physiological parameters. Such a programming interface may automatically enter reference physiological parameters along with other data into the WCD system.

実施形態において、積波形を導出するために、第１のＥＣＧ信号の値に、第２のＥＣＧ信号の値が乗算される。そのような乗算および他の演算の処理は、プロセッサ２３０またはプロセッサ３３０によって行われ得る。ここで、例が説明される。 In an embodiment, the value of the first ECG signal is multiplied by the value of the second ECG signal to derive a product waveform. Processing of such multiplication and other operations may be performed by processor 230 or processor 330. An example will now be described.

図４は、単一の時刻軸４４８を使用する時間ダイアグラムを示す。ダイアグラム４１９は、第１のベクトルからの第１のＥＣＧ信号Ａの振幅を垂直半軸４１７上に示す。信号は、デジタル化されることができ、その値は、図示される信号波形が図４において実線として現れるのに十分な速さでサンプリングされ、これは、図４の説明の目的のために十分に良好である。第１のＥＣＧ信号Ａは、一般化されたものとして、この実例では、基準値のゼロから上方へ行くピークを有するものとして示される。ここでも、この一般化は、図４の説明の目的のために十分に良好である。理由は、これらのピークがＱＲＳ複合などのＥＣＧの特徴から、または雑音からであり得るからである。 FIG. 4 shows a time diagram using a single time axis 448. Diagram 419 shows the amplitude of the first ECG signal A from the first vector on the vertical half axis 417. The signal can be digitized and its value is sampled fast enough for the signal waveform shown to appear as a solid line in FIG. 4, which is sufficient for the purposes of explanation of FIG. Is good. The first ECG signal A is shown as being generalized, in this example as having a peak going upward from a reference value of zero. Again, this generalization is good enough for the purposes of the explanation of FIG. The reason is that these peaks can be from ECG features such as QRS complex or from noise.

図４は、第２のベクトルからの第２のＥＣＧ信号Ｂのダイアグラム４２９も示しており、その振幅は、垂直半軸４２７に対して示されている。同じ検討事項は、ダイアグラム４１９と同様に当てはまる。共有される時間軸４４８から、第２のＥＣＧ信号Ｂが、第１のＥＣＧ信号が感知された時と実質的に同時に感知されることが認識されるであろう。 FIG. 4 also shows a diagram 429 of the second ECG signal B from the second vector, the amplitude of which is shown relative to the vertical half-axis 427. The same considerations apply as in diagram 419. It will be appreciated from the shared time axis 448 that the second ECG signal B is sensed at substantially the same time as the first ECG signal is sensed.

ダイアグラム４１９および４２９の各々において、単独で考慮されると、プロセッサ３３０は、個々のピークが真のＥＣＧの特徴から生成されているのか、または雑音から生成されているのかを判別することができないことがある。例えば、ダイアグラム４１９において、ピーク４６１および４６６の各々は、第１のＥＣＧ信号Ａの真のＥＣＧの特徴から、または第１のＥＣＧ信号Ａを伝えた第１のチャネルにおける雑音からのいずれかであり得る。同じことは、第２のＥＣＧ信号Ｂ、および第２のＥＣＧ信号Ｂを伝えた第２のチャネルに関して、ダイアグラム４２９におけるピーク４７１および４７６にも当てはまる。 In each of diagrams 419 and 429, when considered alone, processor 330 is unable to determine whether individual peaks are generated from true ECG features or noise. There is. For example, in diagram 419, each of peaks 461 and 466 is either from a true ECG feature of first ECG signal A or from noise in the first channel that carried first ECG signal A. obtain. The same is true for the second ECG signal B and the peaks 471 and 476 in the diagram 429 for the second channel carrying the second ECG signal B.

実施形態において、プロセッサ２３０および３３０は、ダイアグラム４１９および４２９の個々のピークを生成したものにおける差を判別する。また、雑音から生成されたピークを無視することで、プロセッサ２３０および３３０は、真のＥＣＧの特徴によって生成されたピークを使用して、心拍数３３３の値を決定し得る。また、その値は単独で、これらのピークを生成したＥＣＧの特徴が、より遅くなり、より低い心拍数におけるＱＲＳ複合であるか、またはより速く、より速い心拍数における、ＶＴ波形もしくはＶＦ波形のジグザグの部分であるかにかかわらず、リズムがショック可能であるか否かを決定し得る。ここで、例が説明される。 In an embodiment, processors 230 and 330 determine the difference in what produced the individual peaks in diagrams 419 and 429. Also, by ignoring the peaks generated from the noise, the processors 230 and 330 may use the peaks generated by the true ECG features to determine the heart rate 333 value. Also, the value alone, the characteristics of the ECG that generated these peaks are slower and QRS complex at lower heart rates, or the VT or VF waveforms at faster and faster heart rates. Whether it is a zigzag part, it can be determined whether the rhythm is shockable. An example will now be described.

図４は、時間軸４４８に対する垂直半軸４３７と共に、ダイアグラム４３９をさらに示す。ダイアグラム４３９は、第１のＥＣＧ信号Ａの値に第２のＥＣＧ信号Ｂの値を乗算することによって、実施形態に従って生成された積波形を示す。そのため、垂直半軸４３７の単位は、電圧×電圧、すなわち（ボルト）２である。言い換えれば、ダイアグラム４３９の積波形は、ＥＣＧ信号の描写ではなく、または電圧信号の描写ですらない。むしろ、ダイアグラム４３９の積波形は、実施形態に係る有用な構成概念の描写である。 FIG. 4 further shows a diagram 439 with a vertical semi-axis 437 relative to the time axis 448. Diagram 439 shows the product waveform generated according to the embodiment by multiplying the value of the first ECG signal A by the value of the second ECG signal B. Therefore, the unit of the vertical half axis 437 is voltage × voltage, that is, (volt) 2. In other words, the product waveform of diagram 439 is not a representation of an ECG signal or a representation of a voltage signal. Rather, the product waveform of diagram 439 is a depiction of a useful construct according to an embodiment.

ダイアグラム４３９の積波形は、第１のＥＣＧ信号Ａまたは第２のＥＣＧ信号Ｂがゼロ値を有する場合には、ゼロ値を有する。また、積波形は、それ以外の場所では、非ゼロ値を有する。また、積波形は、高いピーク４３１、４３２、４３３、４３４、４３５を有しており、これは、第１のＥＣＧ信号Ａの高いピークが第２のＥＣＧ信号Ｂの高いピークと実質的に一致する場所である。さらに、積波形は、第１のＥＣＧ信号Ａのピークが第２のＥＣＧ信号Ｂのピークとほんのわずかに一致する、または、これらの一致するピークのうちの１つが高くない、短いピーク４３６を有する。 The product waveform of diagram 439 has a zero value if the first ECG signal A or the second ECG signal B has a zero value. Also, the product waveform has a non-zero value elsewhere. The product waveform also has high peaks 431, 432, 433, 434, 435, which means that the high peak of the first ECG signal A substantially coincides with the high peak of the second ECG signal B. It is a place to do. Further, the product waveform has a short peak 436 where the peak of the first ECG signal A is only slightly coincident with the peak of the second ECG signal B, or one of these coincident peaks is not high. .

実施形態において、検出閾値を越える、ダイアグラム４３９内のピークが、積波形において検出される。そのような検出は、プロセッサ２３０、３３０によって実行され得る。例えば、ダイアグラム４３９において、検出閾値は、固定値４９７を有する線４９８によって示されている。高いピーク４３１、４３２、４３３、４３４、４３５は、検出閾値４９８を越えており、したがって、検出される。短いピーク４３６は、検出閾値４９８を越えず、したがって、検出されず、無視される。検出された高いピーク４３１、４３２、４３３、４３４、４３５は、両方のチャネルから送信された、患者の真のＥＣＧ信号の特徴から生成されたと考えられ得る。なぜならば、ＥＣＧ信号は各チャネルにおいて同じであったからである。短いピーク４３６は無視されてもよい。なぜならば、それらは、チャネル内の雑音から生成されたと考えられるからである。なぜならば、雑音は、各チャネルにおいて独立して生成され得るからである。これは、チャネルごとに異なる瞬間に、およびチャネルごとに異なる振幅で、を意味する。ダイアグラム４１９、４２９を振り返って見ることが興味深い限度で、ここでは、ピーク４６１、４７１は真のＥＣＧの特徴から来たものであり、一方で、ピーク４６６、４７６は雑音から来たものであることが分かっている。 In an embodiment, peaks in the diagram 439 that exceed the detection threshold are detected in the product waveform. Such detection may be performed by the processors 230, 330. For example, in diagram 439, the detection threshold is indicated by line 498 having a fixed value 497. High peaks 431, 432, 433, 434, 435 exceed the detection threshold 498 and are therefore detected. The short peak 436 does not exceed the detection threshold 498 and is therefore not detected and ignored. The detected high peaks 431, 432, 433, 434, 435 can be considered to have been generated from the characteristics of the patient's true ECG signal transmitted from both channels. This is because the ECG signal was the same in each channel. The short peak 436 may be ignored. Because they are considered to have been generated from noise in the channel. This is because noise can be generated independently in each channel. This means at different moments for each channel and with different amplitudes for each channel. It is interesting to look back at diagrams 419 and 429, where peaks 461 and 471 are from true ECG features, while peaks 466 and 476 are from noise. I know.

時間軸４４８において見られるように、検出されたピーク４３１、４３２、４３３、４３４、４３５は、時刻４４１、４４２、４４３、４４４、４４５において発生する。実施形態において、時間間隔は、検出されたピークのうちの連続するピークのペアの間で定義される。そのため、時間間隔４５１は、ピーク４３１と４３２との間で定義され、時間間隔４５２は、ピーク４３２と４３３との間で定義され、時間間隔４５３は、ピーク４３３と４３４との間で定義され、時間間隔４５４は、ピーク４３４と４３５との間で定義される。 As seen on the time axis 448, the detected peaks 431, 432, 433, 434, 435 occur at times 441, 442, 443, 444, 445. In an embodiment, the time interval is defined between consecutive peak pairs of detected peaks. Thus, time interval 451 is defined between peaks 431 and 432, time interval 452 is defined between peaks 432 and 433, time interval 453 is defined between peaks 433 and 434, and A time interval 454 is defined between peaks 434 and 435.

実施形態において、これらの時間間隔４５１、４５２、４５３、４５４の持続時間が測定され、患者の心拍数３３３は、これらの測定された持続時間から計算される。そのような計算は、プロセッサ２３０またはプロセッサ３３０によって行われ得る。検出されたピーク４３１、４３２、４３３、４３４、４３５は、時間的に実質的に均等に離間されているので、心拍数３３３の計算は、かなり確実なものとなるであろう。 In an embodiment, the duration of these time intervals 451, 452, 453, 454 is measured, and the patient's heart rate 333 is calculated from these measured durations. Such a calculation may be performed by processor 230 or processor 330. Since the detected peaks 431, 432, 433, 434, 435 are spaced substantially evenly in time, the calculation of the heart rate 333 will be fairly reliable.

実施形態において、計算された心拍数から、または後続のＥＣＧ信号から、ショック基準が満たされるか否かが決定されることができる。例えば、速い心拍数は、ＶＦまたはＶＴなどを示し得る。満たされる場合、ショック基準が満たされたことに応じて、患者８２にショック１１１を伝えるように、支持構造１７０が患者８２によって着用されている間に、放電回路２５５は、蓄積された電荷を患者８２を通じて放電するようにプロセッサ２３０または３３０によって制御されることができる。 In an embodiment, it can be determined from the calculated heart rate or from the subsequent ECG signal whether the shock criteria are met. For example, a fast heart rate may indicate VF or VT. If so, the discharge circuit 255 transfers the accumulated charge to the patient while the support structure 170 is worn by the patient 82 to deliver the shock 111 to the patient 82 in response to the shock criteria being met. It can be controlled by processor 230 or 330 to discharge through 82.

高いピーク４３１、４３２、４３３、４３４、４３５から心拍数３３３を決定することは、一連のＱＲＳピークから心拍数を決定することに類似していることが観察され得る。しかしながら、時間ダイアグラムの積波形はＥＣＧ信号でないこと、振幅の単位すら異なることが思い出されるべきである。 It can be observed that determining heart rate 333 from high peaks 431, 432, 433, 434, 435 is similar to determining heart rate from a series of QRS peaks. However, it should be recalled that the product waveform of the time diagram is not an ECG signal, even the unit of amplitude is different.

図４の動作は、リアルタイムで起こり得ることが認識されるであろう。例えば、ダイアグラム４１９および４２９のＥＣＧ信号は獲得され、任意で、ハイパス・フィルタリングおよびおそらくは付加的な演算などにより処理されてもよく、積波形は、リアルタイムで再び計算されてもよい。または、信号が記憶され、次いで、処理されてもよい。 It will be appreciated that the operation of FIG. 4 can occur in real time. For example, the ECG signals of diagrams 419 and 429 may be acquired and optionally processed, such as by high pass filtering and possibly additional operations, and the product waveform may be recalculated in real time. Alternatively, the signal may be stored and then processed.

図４の例において、ダイアグラム４１９および４２９の基準値はゼロである。しかしながら、それは本発明を実装するために必要ではない。実際には、たとえ基準値がゼロでなかったとしても、同様の現象が生じ得る。特に、積波形において、患者のＥＣＧ信号がすべてのチャネルにおいて同時に感知されることは、心拍数を決定するのに役立ち得る、より高いピークを生成し得る一方で、各チャネルにおいて独立して生成された雑音は、無視されることができる比較的より短いピークを生成し得る。 In the example of FIG. 4, the reference value of diagrams 419 and 429 is zero. However, it is not necessary to implement the present invention. In practice, a similar phenomenon can occur even if the reference value is not zero. In particular, in the product waveform, the simultaneous sensing of the patient's ECG signal in all channels can generate higher peaks that can help determine heart rate, while being generated independently in each channel. Such noise can produce relatively shorter peaks that can be ignored.

必要ではないが、ダイアグラム４１９および４２９の基準値はゼロであることが好ましい。なぜならば、このことは計算を短縮し得るからである。実際に、ゼロで乗算することは、ゼロという結果になり、これは、より少ない処理を必要とする。そのため、いくつかの実施形態において、プロセッサ２３０、３３０は、第１のＥＣＧ信号Ａおよび第２のＥＣＧ信号Ｂのうちの少なくとも一方または両方をハイパス・フィルタリングして、ハイパス・フィルタリングされた第１のＥＣＧ信号、およびハイパス・フィルタリングされた第２のＥＣＧ信号を導出するようにさらに構成される。そのような実施形態において、積波形は、第１のＥＣＧ信号の値を乗算する代わりに、ハイパス・フィルタリングされた第１のＥＣＧ信号の値を乗算することによって導出されてもよく、第２の信号についても同様である。ハイパス・フィルタリングのための良好な値は８Ｈｚである。それらの実例において、ダイアグラム４１９、４２９に示されているものは、ＥＣＧ信号自体の代わりに、ＥＣＧ信号のハイパス・フィルタリングされたバージョンということになる。 Although not required, the reference value of diagrams 419 and 429 is preferably zero. This is because this can shorten the calculation. In fact, multiplying by zero results in zero, which requires less processing. Thus, in some embodiments, the processors 230, 330 may perform high-pass filtering on at least one or both of the first ECG signal A and the second ECG signal B to obtain a high-pass filtered first Further configured to derive an ECG signal and a high-pass filtered second ECG signal. In such an embodiment, the product waveform may be derived by multiplying the value of the high-pass filtered first ECG signal instead of multiplying the value of the first ECG signal, The same applies to the signal. A good value for high-pass filtering is 8 Hz. In those instances, what is shown in diagrams 419, 429 would be a high-pass filtered version of the ECG signal instead of the ECG signal itself.

図４の例は、一般化されたＥＣＧ信号を用いて示されていた。ここで、一般化されていないＥＣＧ信号を用いた例が与えられる。 The example of FIG. 4 was shown using a generalized ECG signal. Here, an example using an ungeneralized ECG signal is given.

図５Ａは、実施形態に従って重ね合わされた、２つの異なるベクトルからの雑音なしの２つのサンプルＥＣＧ信号５０１、５０２の時間ダイアグラムである。図５Ｂは、測定回路２２０または３２０によって感知され得るような、ＥＣＧ信号５０１、５０２の雑音を含むバージョン５１９、５２９の時間ダイアグラムである。雑音を含むＥＣＧ信号５１９、５２９は、同じ軸上に示されており、これは、これらの信号を別個のダイアグラム４１９、４２９において示す図４とは異なる。 FIG. 5A is a time diagram of two sample ECG signals 501, 502 without noise from two different vectors superimposed according to an embodiment. FIG. 5B is a time diagram of versions 519, 529 including the noise of the ECG signals 501, 502 as may be sensed by the measurement circuit 220 or 320. The noisy ECG signals 519, 529 are shown on the same axis, which is different from FIG. 4 where these signals are shown in separate diagrams 419, 429.

図５Ｃは、実施形態に係る、図５ＢのＥＣＧ信号の積波形の時間ダイアグラム５３９である。この積波形は、時間的に実質的に均等に離間された少なくとも３つの高いピーク５３１、５３２、５３３を有することが認識されるであろう。さらに、この積波形は、無視されることができる、短いピーク５３６を有する。また、この積波形は、均等に離間されたパターンの一部ではない、高い疑似ピーク５３０を有する。検査によって、ピーク５３０は、プロセッサによる心拍数３３３の計算を複雑にし得る雑音であることが分かる。高い疑似ピーク５３０は、複数の経緯で発生していることがある。１つのそのような経緯は、２つのチャネルにおけるＥＣＧ信号に同様に影響を及ぼした単一の電極における雑音イベントから疑似ピークが発生するものである（これは、これらの２つのＥＣＧ信号が、この積波形を得るために乗算されているＥＣＧ信号である場合である）。 FIG. 5C is a time diagram 539 of the product waveform of the ECG signal of FIG. 5B, according to an embodiment. It will be appreciated that this product waveform has at least three high peaks 531, 532, 533 that are substantially evenly spaced in time. Furthermore, this product waveform has a short peak 536 that can be ignored. The product waveform also has high pseudo peaks 530 that are not part of an evenly spaced pattern. Examination shows that peak 530 is noise that can complicate the calculation of heart rate 333 by the processor. High pseudo peak 530 may occur in multiple ways. One such process is that spurious peaks arise from noise events at a single electrode that also affected ECG signals in the two channels (this is because these two ECG signals are The ECG signal being multiplied to obtain a product waveform).

図６Ａは、実施形態に従って重ね合わされた、別の２つの異なるベクトルからの雑音なしの２つのサンプルＥＣＧ信号６０１、６０２の時間ダイアグラムである。図６Ｂは、測定回路２２０または３２０によって感知されるような、同じ軸上に示された、ＥＣＧ信号６０１、６０２の雑音を含むバージョン６１９、６２９の時間ダイアグラムである。図６Ｃは、実施形態に係る、図６ＢのＥＣＧ信号の積波形の時間ダイアグラム６３９である。この積波形が、実質的に均等に離間される少なくとも３つの高いピーク６３１、６３２、６３３を有することが認識されるであろう。さらに、この積波形は、無視されることができる、短いピーク６３６を有する。 FIG. 6A is a time diagram of two sample ECG signals 601, 602 without noise from two different vectors superimposed according to an embodiment. FIG. 6B is a time diagram of versions 619, 629 including the noise of the ECG signals 601, 602 shown on the same axis as sensed by the measurement circuit 220 or 320. 6C is a time diagram 639 of the product waveform of the ECG signal of FIG. 6B, according to an embodiment. It will be appreciated that this product waveform has at least three high peaks 631, 632, 633 that are substantially evenly spaced. Furthermore, this product waveform has a short peak 636 that can be ignored.

いくつかの実施形態において、積波形は、増幅された効果のために、３つ以上のベクトルまたはチャネルのＥＣＧ信号から構成されてもよい。例えば、電極は、付加的なベクトル、例えば、第３のベクトル、第４のベクトルなどをさらに定義してもよい。そのような実施形態において、測定回路２２０、３２０は、第３のベクトルからの第３のＥＣＧ信号、第４のベクトルからの第４のＥＣＧ信号などを感知するようにさらに構成されることができる。さらに、プロセッサ２３０、３３０は、第３のＥＣＧ信号の値に第１のＥＣＧ信号の値および第２のＥＣＧ信号の値を乗算して、積波形を導出するようにさらに構成されることができる。そのようなケースにおいて、積波形は、２つだけではなく、３つのＥＣＧ信号から構成されてもよい。 In some embodiments, the product waveform may be composed of ECG signals of more than two vectors or channels for amplified effects. For example, the electrode may further define additional vectors, such as a third vector, a fourth vector, and the like. In such an embodiment, the measurement circuits 220, 320 can be further configured to sense a third ECG signal from a third vector, a fourth ECG signal from a fourth vector, etc. . Further, the processors 230, 330 may be further configured to multiply the value of the third ECG signal by the value of the first ECG signal and the value of the second ECG signal to derive a product waveform. . In such a case, the product waveform may consist of three ECG signals instead of just two.

さらに、プロセッサ２３０、３３０は、第４のＥＣＧ信号の値に、第１のＥＣＧ信号の値、第２のＥＣＧ信号の値、および第３のＥＣＧ信号の値を乗算して、積波形を導出するようにさらに構成されることができる。そのようなケースにおいて、積波形は、３つだけではなく、４つのＥＣＧ信号から構成されてもよい。 Furthermore, the processors 230 and 330 multiply the value of the fourth ECG signal by the value of the first ECG signal, the value of the second ECG signal, and the value of the third ECG signal to derive a product waveform. Can be further configured to. In such a case, the product waveform may be composed of four ECG signals instead of only three.

ここで、積波形を導出するために３つ以上のＥＣＧ信号を使用する例が説明される。図１３は、時間軸１３４８に対する様々なＥＣＧ信号の振幅の図であり、これは、２つの時間ドメイン１３４１、１３４２においてイベントを有する。４つのチャネルからのＥＣＧ信号１３２１、１３２２、１３２３、１３２４が示されており、これらは、信号４１９、４２９、５１９、５２９、６１９、６２９から得られ得る。第１の時間ドメイン１３４１において、これらのＥＣＧ信号１３２１、１３２２、１３２３、１３２４は、実質的に同時であり、掛け合わされて、積波形１３３９を生成する。 Here, an example of using three or more ECG signals to derive a product waveform is described. FIG. 13 is a diagram of the amplitude of various ECG signals with respect to the time axis 1348, which has events in the two time domains 1341, 1342. ECG signals 1321, 1322, 1323, 1324 from four channels are shown and can be derived from signals 419, 429, 519, 529, 619, 629. In the first time domain 1341, these ECG signals 1321, 1322, 1323, 1324 are substantially simultaneous and are multiplied to produce a product waveform 1339.

図１３において、不測の事態は、患者が第２の時間ドメイン１３４２の期間中にＳＣＡに苦しむということである。その時において、後続のＥＣＧ信号１３５２が感知され、診断が行われる。当業者は、除細動を必要とするＶＦまたはＶＴをＥＣＧ信号１３５２がおそらく表すことを認識するであろう。ＥＣＧ信号１３５２は、これらのＥＣＧ信号１３２１、１３２２、１３２３、１３２４、または別のＥＣＧ信号を生成したチャネルのうちのいずれかから感知され得る。ここで、ＥＣＧ信号１３５２は、ＥＣＧ信号１３２２と同じチャネルからのものとして示されているが、それは例に過ぎない。また、人為的に、図１３は、後続の時間ドメイン１３４２の期間中に他のチャネルによって感知されたＥＣＧ信号を示していない。これらのＥＣＧ信号も示されていたとすれば、それらは、ＥＣＧ信号１３５２のパターンに類似したパターンを示すであろう。さらに、第２の時間ドメイン１３４２のＶＴまたはＶＦも、２つ以上のチャネルからのＥＣＧ信号の積波形によって感知されることができる。しかしながら、時間ドメイン１３４２の期間中に、単一のＥＣＧチャネルからのＥＣＧ信号１３５２を感知することは十分であり得る。なぜならば、患者は静止していることがあり、ＥＣＧ雑音の源のほとんどがもはや存在しないことがあるからである。 In FIG. 13, the contingency is that the patient suffers from SCA during the second time domain 1342. At that time, the subsequent ECG signal 1352 is sensed and a diagnosis is made. One skilled in the art will recognize that the ECG signal 1352 likely represents a VF or VT that requires defibrillation. ECG signal 1352 may be sensed from either of these ECG signals 1321, 1322, 1323, 1324, or the channel that generated another ECG signal. Here, ECG signal 1352 is shown as being from the same channel as ECG signal 1322, but that is merely an example. Also, artificially, FIG. 13 does not show ECG signals sensed by other channels during the subsequent time domain 1342. If these ECG signals were also shown, they would show a pattern similar to that of ECG signal 1352. Furthermore, the VT or VF of the second time domain 1342 can also be sensed by the product waveform of ECG signals from two or more channels. However, it may be sufficient to sense an ECG signal 1352 from a single ECG channel during the time domain 1342. This is because the patient may be stationary and most of the source of ECG noise may no longer exist.

ここで、３つ以上のＥＣＧ信号を使用して積波形を導出する、増幅された効果の例が、説明される。図７は、図５Ｃの積波形に図６Ｃの積波形を乗算することによって導出され得る積波形の時間ダイアグラム７３９である。そのため、時間ダイアグラム７３９の積波形は、４つの別個のチャネルの、４つの同時のＥＣＧ信号５１９、５２９、６１９、６２９からのものである。これらは、例えば、上述された第１、第２、第３および第４のＥＣＧ信号となり得る。 An example of an amplified effect that derives a product waveform using three or more ECG signals will now be described. FIG. 7 is a time diagram 739 of a product waveform that may be derived by multiplying the product waveform of FIG. 5C by the product waveform of FIG. 6C. Therefore, the product waveform of the time diagram 739 is from four simultaneous ECG signals 519, 529, 619, 629 in four separate channels. These can be, for example, the first, second, third and fourth ECG signals described above.

時間ダイアグラム７３９が、実質的に均等に離間された少なくとも３つの高いピーク７３１、７３２、７３３と、心拍数３３３の計算において無視することができる短いピーク７３６とを有することが観察されるであろう。この態様は、図５Ｃの積波形および図６Ｃの積波形と類似しており、これらの各々は、２つのＥＣＧ信号のみから構成された。 It will be observed that the time diagram 739 has at least three high peaks 731, 732, 733 that are substantially evenly spaced and a short peak 736 that can be ignored in the calculation of the heart rate 333. . This aspect is similar to the product waveform of FIG. 5C and the product waveform of FIG. 6C, each of which consisted of only two ECG signals.

図７の積波形は、図５Ｃおよび図６Ｃの積波形よりも改善されることが認識されるであろう。これらの改善点は、心拍数３３３を計算するために、有効なピークと無視するべきピークとを区別することをより簡単にする。 It will be appreciated that the product waveform of FIG. 7 is improved over the product waveforms of FIGS. 5C and 6C. These improvements make it easier to distinguish between valid peaks and peaks that should be ignored in order to calculate heart rate 333.

１つの改善点は、ダイアグラム７３９の積波形が、図５Ｃにおけるピーク５３０のタイプの、高い疑似ピークを有しないという点である。 One improvement is that the product waveform of diagram 739 does not have a high pseudo peak of the type of peak 530 in FIG. 5C.

別の改善点は、短いピーク７３６に対する、高いピーク７３１、７３２、７３３の振幅の割合である。この割合は、図５Ｃおよび図６Ｃにおけるよりも図７において大きい。言い換えれば、図７において、使用可能な高いピークはより高くなった一方で、短いピークはより短くなっており、これは、それらを互いから区別し、最終的に短いピークを破棄することをさらに簡単にする現象である。 Another improvement is the ratio of the amplitude of the high peaks 731, 732, 733 to the short peak 736. This ratio is greater in FIG. 7 than in FIGS. 5C and 6C. In other words, in FIG. 7, the available high peaks are higher while the short peaks are shorter, which further distinguishes them from each other and eventually discards the short peaks. It is a phenomenon that simplifies.

もう１つの改善点は、高いピーク７３１、７３２、７３３がより狭いという点である。非常に高いピークの直前および直後に、より少ない中間の高さのピークが存在する。そのような中間の高さのピークは、高いピークが発生したときの検出において、曖昧さを導入し得る。中間の高さのピークが少ないほど、そのような検出において曖昧さが少なくなるであろう。なぜならば、検出閾値を設定することがより簡単になるからである。 Another improvement is that the high peaks 731, 732, 733 are narrower. There are fewer intermediate height peaks just before and after very high peaks. Such intermediate height peaks can introduce ambiguity in detection when high peaks occur. The fewer intermediate height peaks, the less ambiguity will be in such detection. This is because it becomes easier to set the detection threshold.

ここで、検出がより詳細に説明される。いくつかの実施形態において、ピークが、特定の瞬間において検出される場合、その特定の瞬間後の非アクティブな期間については、他のピークが検出されない。ここで、例が説明される。 Here, detection is described in more detail. In some embodiments, if a peak is detected at a particular moment, no other peak is detected for the inactive period after that particular moment. An example will now be described.

図８は、時刻軸８４８と垂直半軸８３７とを使用する時間ダイアグラム８３９である。時間ダイアグラム８３９は、実施形態に係る別の積波形の振幅を図示する。ただし、図４を参照して、信号の波形が実線として現れ、それが図４の場合には十分に良好であると言及されたが、図８の検出の場合には、細かいサンプリングに起因して、粒度が現れ始め得る。たとえ粒度が現れ始めた場合でも、この認識は問題ではない。したがって、時間ダイアグラム８３９における積波形は、３つの高いピーク群８３１、８３２、８３３と、複数の小さなピーク８３６とを有する。粒度とは、細かいサンプリングに起因して、ピーク群８３１、８３２、８３３の各々が実際に複数の高いピークを有するということである。 FIG. 8 is a time diagram 839 that uses a time axis 848 and a vertical half-axis 837. Time diagram 839 illustrates the amplitude of another product waveform according to an embodiment. However, referring to FIG. 4, the signal waveform appeared as a solid line, and it was mentioned that it was good enough in the case of FIG. 4, but in the case of the detection of FIG. Particle size may begin to appear. This recognition is not a problem even if granularity begins to appear. Thus, the product waveform in the time diagram 839 has three high peak groups 831, 832, 833 and a plurality of small peaks 836. The granularity means that each of the peak groups 831, 832, and 833 actually has a plurality of high peaks due to fine sampling.

ダイアグラム８３９において、検出閾値は、固定値８９７を有する線８９８によって示されている。短いピーク８３６は検出閾値８９８を越えず、したがって、検出されず、無視される。より高いピークについては、ピーク群８３１の最初の高いピークが値８９７を越えたときに、検出イベントが検出地点８５１において起こる。検出地点８５１の後、検出は、非アクティブな期間８９９の間は無効になり、この期間中に、他のピークは検出されない。そのため、ピーク群８３１のその他のピークは検出されず、ピーク群８３１全体が１回だけ検出される。同様に、ピーク群８３２の最初の高いピークが値８９７を越えたときに、別の検出イベントが検出地点８５２において起こる。検出地点８５２の後には、別の非アクティブな期間８９９が続く。また、ピーク群８３３の最初の高いピークが値８９７を越えたときに、もう１つの検出イベントが検出地点８５３において起こる。検出地点８５３の後には、別の非アクティブな期間８９９が続く。 In diagram 839, the detection threshold is indicated by line 898 having a fixed value 897. The short peak 836 does not exceed the detection threshold 898 and is therefore not detected and ignored. For higher peaks, a detection event occurs at detection point 851 when the first high peak of peak group 831 exceeds the value 897. After detection point 851, the detection is disabled during inactive period 899, during which no other peaks are detected. Therefore, the other peaks of the peak group 831 are not detected, and the entire peak group 831 is detected only once. Similarly, another detection event occurs at detection point 852 when the first high peak of peak group 832 exceeds value 897. The detection point 852 is followed by another inactive period 899. Also, another detection event occurs at the detection point 853 when the first high peak of the peak group 833 exceeds the value 897. The detection point 853 is followed by another inactive period 899.

図８において、検出地点８５１、８５２、８５３は、それぞれの瞬間８４１、８４２、８４３において起こる。その結果、心拍数３３３は、瞬間８４１、８４２、８４３間の持続時間から計算されることができる。非アクティブな期間８９９の持続時間は、心拍数の期待値に干渉しないように十分に短く設定することが好ましい。 In FIG. 8, detection points 851, 852, 853 occur at respective instants 841, 842, 843. As a result, the heart rate 333 can be calculated from the duration between the instants 841, 842, 843. The duration of the inactive period 899 is preferably set sufficiently short so as not to interfere with the expected value of the heart rate.

図８において、検出閾値８９８は定数であった。実際には、それは、検出される必要のあるもの、および破棄される必要のあるものを前提とした、良好な値８９７にあった。そのような良好な値は、時間と共に学習され得る。しかしながら、いくつかの実施形態において、検出閾値は、検出されるべき次のピークの振幅およびタイミングを予想して、時間と共に動的に変化してもよい。いくつかの実施形態において、そのように検出されているピークのうちの特定の１つに応じて、特定の検出されたピークの特定の振幅は、プロセッサへ、例えば、メモリ・レジスタになどへ入力される。そのような実施形態においては、その結果、入力された特定の振幅に応じて、検出閾値が後の使用のために確立されることができる。ここで、そのような実施形態の例が説明される。 In FIG. 8, the detection threshold value 898 is a constant. In fact, it was at a good value 897, assuming what needs to be detected and what needs to be discarded. Such good values can be learned over time. However, in some embodiments, the detection threshold may change dynamically over time in anticipation of the amplitude and timing of the next peak to be detected. In some embodiments, depending on the particular one of the peaks so detected, the particular amplitude of the particular detected peak is input to the processor, eg, to a memory register, etc. Is done. In such embodiments, as a result, depending on the particular amplitude input, a detection threshold can be established for later use. An example of such an embodiment will now be described.

図９は、時間軸９４８と垂直半軸９３７とを使用する時間ダイアグラム９３９である。時間ダイアグラム９３９は、もう１つの積波形を図示しており、この積波形は、３つの高いピーク群９３１、９３２、９３３と、無視される複数の小さなピークとを有する。 FIG. 9 is a time diagram 939 that uses a time axis 948 and a vertical half-axis 937. The time diagram 939 illustrates another product waveform, which has three high peak groups 931, 932, 933 and a plurality of small peaks that are ignored.

ダイアグラム９３９において、検出閾値は、線９９８によって示されており、線９９８の値は、時間と共に変化する。この値は、検出イベントが検出地点９５１において起こるまで、固定値９９７から始まり、検出地点９５１は、ピーク群９３１の最初の高いピークからである。その時に、特定の検出されたピークの特定の振幅が入力される。その特定の振幅は、非常に短い水平線により、高さ９３５における値として示される。次いで、非アクティブな期間９９９が続く。この非アクティブな期間の終わりにおいて、次いで、入力された特定の振幅に応じて、検出閾値９９８が確立される。そのため、それは、高さ９３５における値から決定される値９９６において当初は確立されるようになる。次いで、検出閾値９９８は、より低い値に到達するまで指数関数的に低下することができ、そのより低い値にとどまる。より低い値は、例えば、値９９６の数分の１であり得る。そのより低い値にある間、検出イベントが検出地点９５２において起こり、この後に、別の非アクティブな期間９９９が続き、その結果、検出閾値９９８をより高い値に再設定するなどし得る。もう１つの検出イベントが、検出地点９５３において起こる。検出地点９５１、９５２、９５３は、それぞれの瞬間９４１、９４２、９４３において起こる。その結果、上記のように、心拍数３３３は、瞬間９４１、９４２、９４３間の持続時間から計算されることができる。 In diagram 939, the detection threshold is indicated by line 998, and the value of line 998 changes over time. This value starts at a fixed value 997 until a detection event occurs at the detection point 951, which is from the first high peak of the peak group 931. At that time, a specific amplitude of a specific detected peak is input. That particular amplitude is indicated as a value at height 935 by a very short horizontal line. Then follows an inactive period 999. At the end of this inactive period, a detection threshold 998 is then established depending on the particular amplitude entered. Thus, it will be initially established at a value 996 determined from the value at height 935. The detection threshold 998 can then drop exponentially until it reaches a lower value and stays at that lower value. The lower value may be a fraction of the value 996, for example. While at that lower value, a detection event occurs at the detection point 952, followed by another inactive period 999, which may result in resetting the detection threshold 998 to a higher value, etc. Another detection event occurs at detection point 953. Detection points 951, 952, 953 occur at the respective instants 941, 942, 943. As a result, as described above, the heart rate 333 can be calculated from the duration between the instants 941, 942, 943.

ここで、さらなる精緻化が説明される。図１０は、心臓１０８５を有する患者１０８２の断面を示す。図１０において、患者１０８２は、頭から見られており、下向きになっている。この向きを前提として、心臓１０８５は、胴内の右側にある。測定回路１０２０およびプロセッサ１０３０は、測定回路２２０、３２０について、およびプロセッサ２３０、３３０について説明されたように構成され得る。プロセッサ１０３０は、実施形態に従って心拍数３３３をさらに計算し得る。 Here, further refinement is explained. FIG. 10 shows a cross section of a patient 1082 having a heart 1085. In FIG. 10, patient 1082 is seen from the head and is facing down. Given this orientation, the heart 1085 is on the right side in the torso. Measurement circuit 1020 and processor 1030 may be configured as described for measurement circuits 220, 320 and for processors 230, 330. The processor 1030 may further calculate a heart rate 333 according to an embodiment.

患者１０８２は支持構造を着用しており、支持構造は、単純さのため図１０に示されていない。支持構造は、患者１０８２の胴の異なる場所に、４つの電極１０９１、１０９２、１０９３、１０９４を取り付け、または適用する。各電極は、測定回路１０２０につながるリード線を有し得る。これらのリード線のうちの１つが、リード線１００５として示されている。電極１０９１、１０９２、１０９３、１０９４のうちの任意のペアがベクトルを定義し、このベクトルにわたって、ＥＣＧ信号が感知され、または測定され得る。図１０についての考察は、ベクトル１０１１、１０１２、１０１５、１０１６のみについてのものである。 Patient 1082 wears a support structure, which is not shown in FIG. 10 for simplicity. The support structure attaches or applies four electrodes 1091, 1092, 1093, 1094 to different locations on the patient's 1082 torso. Each electrode may have a lead that leads to the measurement circuit 1020. One of these leads is shown as lead 1005. Any pair of electrodes 1091, 1092, 1093, 1094 defines a vector, over which ECG signals can be sensed or measured. The considerations for FIG. 10 are for vectors 1011, 1012, 1015, 1016 only.

心臓１０８５は、ＥＣＧ信号の源である。電極１０９２および１０９３はＥＣＧ信号の源の近くに存在し、電極１０９１および１０９４は心臓から離れているので、ベクトル１０１１、１０１２、１０１５、１０１６間で感知され、または測定されるＥＣＧ信号のＱＲＳ形態は、類似しており、かつ、同期もされ得る。これらの態様、すなわち、形態および同期における類似性は、積波形における高いピークの振幅を増加させ得る。 The heart 1085 is the source of the ECG signal. Since electrodes 1092 and 1093 are near the source of the ECG signal and electrodes 1091 and 1094 are away from the heart, the QRS form of the ECG signal sensed or measured between the vectors 1011, 1012, 1015, 1016 is Are similar and can also be synchronized. These aspects, ie similarities in morphology and synchronization, can increase the amplitude of high peaks in the product waveform.

いくつかの実施形態において、ＥＣＧ信号は、同期された状態で開始しないことがある。そのような実施形態においては、信号のうちの一方が、他方に関して時間シフトされて、時間シフトされたＥＣＧ信号が導出され、積波形は、時間シフトされる前のＥＣＧ信号の値を乗算させる代わりに、時間シフトされたＥＣＧ信号の値を乗算させることによって導出される。ここで、例が説明される。 In some embodiments, the ECG signal may not start in a synchronized state. In such an embodiment, one of the signals is time shifted with respect to the other to derive a time shifted ECG signal and the product waveform is an alternative to multiplying the value of the ECG signal before time shifting. Is multiplied by the value of the time shifted ECG signal. An example will now be described.

図１１は、時間軸１１４８にわたる時間ダイアグラムを示す。ダイアグラム１１１９は、垂直振幅半軸１１１７を有しており、理想化された、雑音なしの第１のＥＣＧ信号Ａの振幅波形を示す。ＥＣＧ信号Ａは、基準値ＢＬを中心としており、３つのＱＲＳ複合１１６１、１１６２、１１６３を有する。 FIG. 11 shows a time diagram over the time axis 1148. Diagram 1119 has a vertical amplitude half-axis 1117 and shows an idealized amplitude waveform of the first ECG signal A without noise. The ECG signal A is centered on the reference value BL and has three QRS composites 1161, 1162, and 1163.

また、ダイアグラム１１２６は、垂直振幅半軸１１２７を有しており、理想化された、雑音なしの第２のＥＣＧ信号Ｂの振幅波形を示す。ＥＣＧ信号Ｂは、基準値ＢＬを中心としており、３つのＱＲＳ複合１１７１、１１７２、１１７３を有する。第２のＥＣＧ信号Ｂが、第１のＥＣＧ信号Ａに関してタイム・ラグ１１７０だけ遅れていることが観察されるであろう。タイム・ラグは、ベクトルが心臓から異なる距離を有することなどに起因して生じ得る。 The diagram 1126 also has a vertical amplitude half-axis 1127 and shows an idealized amplitude waveform of the second ECG signal B without noise. The ECG signal B is centered on the reference value BL and has three QRS composites 1171, 1172, and 1173. It will be observed that the second ECG signal B is delayed by a time lag 1170 with respect to the first ECG signal A. Time lag can occur, for example, because the vectors have different distances from the heart.

上述したように、プロセッサ２３０、３３０、１０３０は、時間シフトされた第２のＥＣＧ信号を導出するように、第１のＥＣＧ信号Ａに関して第２のＥＣＧ信号Ｂを時間シフトするように構成され得る。例えば、図１１内のもう１つのダイアグラム１１２９は、半軸１１２７を繰り返す。また、それは、ＱＲＳコンプレックス１１７１、１１７２、１１７３を含むダイアグラム１１２６の信号の部分を繰り返すボックス１１７８を示す。また、ダイアグラム１１２９において、ボックス１１７８は、タイム・ラグ１１７０と等しい量１１７７だけシフトされている。そのため、ダイアグラム１１２９において、タイム・ラグ１１７０は修正されている。ここでは、積波形は、感知された第２のＥＣＧ信号１１２６の値を乗算する代わりに、ダイアグラム１１２９の時間シフトされた第２のＥＣＧ信号の値を乗算することによって導出されることができる。 As described above, the processors 230, 330, 1030 may be configured to time shift the second ECG signal B with respect to the first ECG signal A to derive a time shifted second ECG signal. . For example, another diagram 1129 in FIG. It also shows a box 1178 that repeats the portion of the signal of diagram 1126 that includes QRS complexes 1171, 1172, 1173. Also in diagram 1129, box 1178 has been shifted by an amount 1177 equal to time lag 1170. Therefore, in diagram 1129, time lag 1170 has been modified. Here, the product waveform can be derived by multiplying the value of the time shifted second ECG signal of diagram 1129 instead of multiplying the value of the sensed second ECG signal 1126.

タイム・シフトすることは、患者が適合される時に、プロセッサ２３０または３３０または１０３０のプログラミングに埋め込まれてもよい。その時に、ＥＣＧ信号には雑音がないようにできる。特に、いくつかの実施形態において、プロセッサ２３０または３３０または１０３０は、第１のＥＣＧ信号Ａにおいて発生する第１のテスト・ピーク１１６１を検出し、第２のＥＣＧ信号Ｂにおいて発生する第２のテスト・ピーク１１７１を検出し、第１のテスト・ピーク１１６１と第２のテスト・ピーク１１７１との間のタイム・ラグ１１７０を検出するようにさらに構成されることができる。そのような実施形態において、第２のＥＣＧ信号Ｂは、このようにして学習されたタイム・ラグ１１７０に従って、時間シフトされることができる。 Time shifting may be embedded in the programming of the processor 230 or 330 or 1030 when the patient is adapted. At that time, the ECG signal can be free from noise. In particular, in some embodiments, the processor 230 or 330 or 1030 detects a first test peak 1161 that occurs in the first ECG signal A and a second test that occurs in the second ECG signal B. The peak 1171 can be detected and further configured to detect a time lag 1170 between the first test peak 1161 and the second test peak 1171. In such an embodiment, the second ECG signal B can be time shifted according to the time lag 1170 learned in this way.

この文書において言及されたデバイスおよび／またはシステムは、機能、プロセスおよび／または方法を実行する。これらの機能、プロセスおよび／または方法は、論理回路を含む１つまたは複数のデバイスによって実装されてもよい。そのようなデバイスは、コンピュータなどと代替的に呼ばれ得る。それは、スタンド・アロンのデバイスもしくはコンピュータ、例えば、汎用コンピュータなど、または１つもしくは複数の付加的な機能を有するデバイスの一部であってもよい。論理回路は、この文書内のどこかで説明されたタイプの、プロセッサおよび非一時的なコンピュータ読取可能な記憶媒体、例えばメモリなどを含んでもよい。多くの場合、便宜のためにのみ、プログラムを様々な相互接続された別個のソフトウェア・モジュールまたは特徴として実装し、説明することが好ましい。これらは、データと共に、個々におよび集合的にもソフトウェアとして知られている。いくつかの実例において、ソフトウェアは、ファームウェアと呼ばれる混合物において、ハードウェアと組み合わされる。 The devices and / or systems mentioned in this document perform functions, processes and / or methods. These functions, processes, and / or methods may be implemented by one or more devices that include logic circuitry. Such a device may alternatively be referred to as a computer or the like. It may be part of a stand alone device or computer, such as a general purpose computer, or a device with one or more additional functions. The logic circuitry may include a processor and a non-transitory computer readable storage medium, such as a memory, of the type described elsewhere in this document. In many cases, for convenience only, it is preferable to implement and describe the program as various interconnected separate software modules or features. These are known as software, together with the data, individually and collectively. In some instances, software is combined with hardware in a mixture called firmware.

さらに、方法およびアルゴリズムが、下記に説明される。これらの方法およびアルゴリズムは、必ずしも任意の特定の論理デバイスまたは他の装置と本質的に関連付けられるとは限らない。むしろ、それらは、計算機械、例えば、汎用コンピュータ、専用コンピュータ、マイクロプロセッサ、この文書内のどこかで説明されたようなプロセッサなどによる使用のためにプログラムによって有利に実装される。 Further methods and algorithms are described below. These methods and algorithms are not necessarily inherently associated with any particular logical device or other apparatus. Rather, they are advantageously implemented by programs for use by computing machines, such as general purpose computers, special purpose computers, microprocessors, processors as described elsewhere in this document, and the like.

この詳細な説明は、少なくとも１つのコンピュータ読取可能な媒体内のプログラム動作のフローチャート、表示画像、アルゴリズムおよび象徴的表象を含む。プログラムと方法との両方を説明するために、単一のセットのフローチャートが使用されるという点において、簡潔さが達成される。したがって、フローチャートは、ボックスの観点から方法を説明したが、それらは、プログラムも同時に説明する。 This detailed description includes flowcharts of program operations, display images, algorithms and symbolic representations in at least one computer readable medium. Conciseness is achieved in that a single set of flowcharts is used to describe both the program and the method. Thus, although the flowchart describes the method from a box perspective, they also describe the program at the same time.

ここで、方法が説明される。 Here, the method is described.

図１２は、実施形態に係る方法を説明するためのフローチャート１２００を示す。動作１２１０によれば、第１のベクトルからの第１のＥＣＧ信号および第２のベクトルからの第２のＥＣＧ信号が、感知され、または測定され得る。動作１２１０は、「第１および第２のＥＣＧ信号を感知する」とラベリングされ得る。第２のＥＣＧ信号は、第１のＥＣＧ信号の感知と実質的に同時に感知され得る。感知は、電極等によって実行され得る。 FIG. 12 shows a flowchart 1200 for explaining the method according to the embodiment. According to operation 1210, a first ECG signal from a first vector and a second ECG signal from a second vector may be sensed or measured. Act 1210 may be labeled as “sense first and second ECG signals”. The second ECG signal can be sensed substantially simultaneously with the sensing of the first ECG signal. Sensing can be performed by electrodes or the like.

別の任意の動作１２２０によれば、第１のＥＣＧ信号および／または第２のＥＣＧ信号は、ハイパス・フィルタリングされて、ハイパス・フィルタリングされた第１のＥＣＧ信号および／またはハイパス・フィルタリングされた第２のＥＣＧ信号が導出される。動作１２２０は、「第１および第２のＥＣＧ信号をハイパス・フィルタリングする」とラベリングされ得る。 According to another optional operation 1220, the first ECG signal and / or the second ECG signal is high pass filtered to provide a high pass filtered first ECG signal and / or a high pass filtered first ECG signal. Two ECG signals are derived. Act 1220 may be labeled “High Pass Filtering First and Second ECG Signals”.

別の動作１２３０によれば、第１のＥＣＧ信号の値に第２のＥＣＧ信号の値が乗算されて、積波形が導出される。動作１２３０は、「第１のＥＣＧ信号に第２のＥＣＧ信号を乗算して積波形を導出する」とラベリングされ得る。任意の動作１２２０が実行された場合、積波形は、第１のＥＣＧ信号の値を乗算する代わりに、ハイパス・フィルタリングされた第１のＥＣＧ信号の値を乗算することによって導出されてもよく、第２のＥＣＧ信号についても同様である。 According to another operation 1230, the value of the first ECG signal is multiplied by the value of the second ECG signal to derive a product waveform. Act 1230 may be labeled as “multiplying the first ECG signal by the second ECG signal to derive a product waveform”. If optional operation 1220 is performed, the product waveform may be derived by multiplying the value of the first ECG signal that is high-pass filtered instead of multiplying the value of the first ECG signal, The same applies to the second ECG signal.

別の動作１２４０によれば、検出閾値を越えるピークが、積波形において検出され得る。動作１２４０は、「検出閾値を越えるピークを積波形において検出する」とラベリングされ得る。検出閾値は、上述したようなものであってよい。 According to another operation 1240, peaks that exceed a detection threshold may be detected in the product waveform. Operation 1240 may be labeled as “Detect peaks in product waveform that exceed detection threshold”. The detection threshold may be as described above.

別の動作１２５０によれば、持続時間は、検出されたピークのうちの連続するピークのペアの間の時間間隔から測定され得る。動作１２５０は、「連続するピークのペアの間の時間間隔の持続時間を測定する」とラベリングされ得る。そのようなサンプル持続時間は、図４の持続時間４５１〜４５４である。 According to another operation 1250, the duration can be measured from the time interval between consecutive pairs of detected peaks. Operation 1250 may be labeled “Measure the duration of a time interval between successive pairs of peaks”. Such sample durations are durations 451-454 in FIG.

別の動作１２６０によれば、患者の心拍数が計算され得る。動作１２６０は、「測定された時間間隔の持続時間から心拍数を計算する」とラベリングされ得る。計算は、上述したように、測定された時間間隔の持続時間からのものであり得る。計算された心拍数は、メモリ２３８に記憶され得る。 According to another operation 1260, the heart rate of the patient can be calculated. Act 1260 may be labeled “Calculate heart rate from duration of measured time interval”. The calculation can be from the duration of the measured time interval, as described above. The calculated heart rate can be stored in memory 238.

別の任意の動作１２６２によれば、動作１２６０において計算された心拍数は、無線で送信され得る。動作１２６２は、「計算された心拍数を送信する」とラベリングされ得る。送信は、例えば、通信モジュール２９０によって実行されてもよい。 According to another optional operation 1262, the heart rate calculated in operation 1260 may be transmitted wirelessly. Act 1262 may be labeled “Send calculated heart rate”. The transmission may be performed by the communication module 290, for example.

別の任意の動作１２６４によれば、動作１２６０において計算された心拍数が表示され得る。動作１２６４は、「計算された心拍数を表示する」とラベリングされ得る。表示は、例えば、ユーザ・インターフェース２８０の画面によって実行されてもよい。 According to another optional operation 1264, the heart rate calculated in operation 1260 may be displayed. Act 1264 may be labeled “Display Calculated Heart Rate”. The display may be executed by a screen of the user interface 280, for example.

別の動作１２７０によれば、後続のＥＣＧ信号は、第１のＥＣＧ信号を感知した後に感知され得る。動作１２７０は、「後続のＥＣＧ信号を感知する」とラベリングされ得る。後続のＥＣＧ信号は、任意のベクトルから感知され得る。感知は、電極等によって実行されてもよい。当然ながら、第１のベクトルまたは第２のベクトルのいずれかからのＥＣＧ信号は、ａ）動作１２３０のための第１または第２のＥＣＧ信号であると考慮される早期の部分と、ｂ）後続のＥＣＧ信号であると考慮される後続の部分とを有すると考慮されてもよい。後続の信号は、より少ない雑音を有することがあり、例えば、ダイアグラム４１９の信号よりも信号５０１に類似していることがある。 According to another operation 1270, a subsequent ECG signal may be sensed after sensing the first ECG signal. Act 1270 may be labeled as “sense subsequent ECG signal”. Subsequent ECG signals can be sensed from any vector. Sensing may be performed by electrodes or the like. Of course, the ECG signal from either the first vector or the second vector is a) an early part that is considered to be the first or second ECG signal for operation 1230, and b) subsequent. And a subsequent portion that is considered to be an ECG signal. Subsequent signals may have less noise and may be more similar to signal 501 than the signal in diagram 419, for example.

別の動作１２８０によれば、ショック基準が満たされたか否かが決定され得る。動作１２８０は、「ショック基準は満たされたか？」とラベリングされ得る。決定は、後続のＥＣＧ信号から、または計算された心拍数からであってもよい。決定は、動作１２６０において計算された心拍数の値に応じて実行されてもよい。動作１２８０において、答えが、×印によって示される「いいえ」である場合、実行は、動作１２１０などの先行する動作へ戻り得る。 According to another operation 1280, it can be determined whether a shock criterion has been met. Operation 1280 may be labeled “Is the shock criteria met?”. The determination may be from a subsequent ECG signal or from a calculated heart rate. The determination may be performed in response to the heart rate value calculated in operation 1260. If in operation 1280 the answer is “no” as indicated by a cross, execution may return to a previous operation, such as operation 1210.

動作１２８０において、答えが、チェックマークによって示される「はい」である場合、別の動作１２９０に従って、ショック基準が満たされていることに応じて、放電回路は、蓄積された電荷を患者を通じて放電するように制御され得る。動作１２９０は、「患者にショックを伝える」とラベリングされ得る。放電は、患者にショックを伝えるように、支持構造が患者によって着用されている間であり得る。 In operation 1280, if the answer is “yes” as indicated by the check mark, according to another operation 1290, the discharge circuit discharges the accumulated charge through the patient in response to the shock criteria being met. Can be controlled. Act 1290 may be labeled “Send Shock to Patient”. The discharge can be while the support structure is worn by the patient to deliver a shock to the patient.

上述した方法において、各動作は、発生し得ると記載されているものを行う、または起こさせる、肯定的な行為または動作として実行され得る。そのように行うこと、または起こさせることは、システム全体もしくはデバイス全体、またはその１つもしくは複数の構成要素だけによるものであってもよい。方法および動作は、上述したシステム、デバイスおよび実装例を含む複数の手法で実装されてもよいことが認識されるであろう。また、動作の順序は、図示されたものに制約されず、異なる実施形態に従って、異なる順序が可能となり得る。そのような代替的な順序付けの例は、特に文脈が指示しない限り、重複すること、インターリーブされること、中断されること、並べ替えられること、徐々に発生すること、予備的であること、補完的であること、同時、反転、または他の変形の順序付けを含んでもよい。さらに、一定の実施形態においては、新しい動作が追加されてもよく、または個々の動作が変形され、もしくは削除されてもよい。追加される動作は、例えば、異なるシステム、装置、デバイスまたは方法を主に説明する間に言及されたものからのものであってもよい。 In the methods described above, each action may be performed as a positive action or action that performs or causes what is described as occurring. Doing so or causing it to happen may be due to the entire system or device, or just one or more of its components. It will be appreciated that the methods and operations may be implemented in a number of ways, including the systems, devices and implementation examples described above. Also, the order of operations is not limited to that shown, and different orders may be possible according to different embodiments. Examples of such alternative ordering are overlapping, interleaved, interrupted, reordered, gradual, preliminary, complementary unless otherwise indicated by the context , Simultaneous, inversion, or other transformation ordering. Further, in certain embodiments, new actions may be added, or individual actions may be modified or deleted. The added operations may be from, for example, those mentioned primarily during the description of the different systems, apparatus, devices or methods.

当業者は、全体として把握されるべきである、この説明を考慮して、本発明を実施することができるであろう。詳細は、完全な理解を提供するように含まれている。他の例において、周知の態様は、この説明を不必要に曖昧にしないように、説明されていない。 Those skilled in the art will be able to practice the invention in view of this description, which should be understood as a whole. Details are included to provide a complete understanding. In other instances, well known aspects have not been described so as not to unnecessarily obscure the description.

この文書において説明される、いくつかの技術または技法は知られていることがある。しかしながら、たとえそうであっても、必ずしもそのような技術または技法をこの文書において説明されるように適用すること、またはこの文書において説明される目的のために適用することが知られていることになるとは限らない。 Several techniques or techniques described in this document may be known. However, even if so, it is not necessarily known to apply such techniques or techniques as described in this document or for the purposes described in this document. Not necessarily.

この説明は、１つまたは複数の例を含んでいるが、この事実は、本発明がどのように実施され得るかを限定しない。実際には、本発明の例、実例、バージョンまたは実施形態は、説明された内容に従って実施されても、または異なる方法でも実施されてもよく、さらに、他の現存のまたは将来の技術と共に実施されてもよい。他のそのような実施形態は、例えば、下記、すなわち、説明された実施形態とは異なる順序で特徴を提供し、もしくは適用すること、１つの実施形態から個々の特徴を抽出し、そのような特徴を別の実施形態に挿入すること、実施形態から１つもしくは複数の特徴を除去すること、または、そのような組み合わせおよびサブ組み合わせに組み込まれた特徴を提供しつつ、ある実施形態からの特徴を除去することと、別の実施形態から抽出された特徴を追加することとの両方、と均等である実施形態を含めて、本明細書において説明される特徴の組み合わせおよびサブ組み合わせを含む。 While this description includes one or more examples, this fact does not limit how the invention can be implemented. Indeed, the examples, illustrations, versions or embodiments of the invention may be implemented in accordance with the described content or may be implemented in a different manner, and may be implemented in conjunction with other existing or future technologies. May be. Other such embodiments, for example, provide or apply features in the following order, that is, in a different order from the described embodiments, to extract individual features from one embodiment, such as Features from one embodiment while inserting features into another embodiment, removing one or more features from the embodiment, or providing features incorporated into such combinations and subcombinations And combinations of features and subcombinations described herein, including embodiments that are equivalent to both removing features and adding features extracted from another embodiment.

一般に、本開示は、本発明の好ましい実施形態を反映している。しかしながら、注意深い読者は、開示された実施形態のいくつかの態様が特許請求の範囲の範囲外へ及ぶことに気付くであろう。開示された実施形態が特許請求の範囲の範囲外へ実際に及ぶ点では、開示された実施形態は、補完的な背景情報と考慮されるべきであり、特許請求された発明の定義を構成しない。 In general, the present disclosure reflects preferred embodiments of the invention. Careful readers, however, will note that some aspects of the disclosed embodiments extend beyond the scope of the claims. To the extent that the disclosed embodiments actually extend beyond the scope of the claims, the disclosed embodiments should be considered as complementary background information and do not constitute a definition of the claimed invention. .

この文書において、「するように構築された」および／または「するように構成された」という句は、これらの句に先行する要素または特徴の物理的特性に基本的に結び付けられた構造および／または構成の１つまたは複数の実際の状態を表しており、そのため、意図された用途を単に説明することをはるかに越えたところまで及ぶ。任意のそのような要素または特徴は、本開示を検討した後に当業者には明らかになるように、この文書において示される任意の例を越えて、多くの手法で実装されることができる。 In this document, the phrases “built to do” and / or “configured to do” refer to structures and / or fundamentally linked to the physical properties of the elements or features that precede these phrases. Or represents one or more actual states of the configuration, and thus extends far beyond merely describing the intended use. Any such elements or features can be implemented in many ways beyond any example shown in this document, as will be apparent to those of skill in the art after reviewing the present disclosure.

この文書において言及されているか、またはこの特許出願のアプリケーション・データ・シート（「ＡＤＳ」）において言及されているかにかかわらず、ありとあらゆる親特許出願、祖父特許出願、曾祖父特許出願等は、上記の主題が本出願と矛盾しない範囲で、それらの出願および参照によって組み込まれている任意の資料において行われている任意の優先権主張を含めて、当初開示されたように、参照によって本明細書に組み込まれている。 Regardless of whether it is mentioned in this document or in the application data sheet (“ADS”) of this patent application, any and all parent patent applications, grandfather patent applications, great-grandfather patent applications, etc. Are hereby incorporated by reference as originally disclosed, including any priority claims made in those applications and any material incorporated by reference to the extent not inconsistent with this application. It is.

この説明において、単一の参照符号は、単一のアイテム、態様、構成要素、またはプロセスを表すために一貫して使用され得る。さらに、この説明の起案時には、同一の、または少なくとも類似する、もしくは関連するアイテム、態様、構成要素またはプロセスの他のバージョンまたは実施形態を表すために、同一ではなくとも類似した参照符号を使用するように、さらなる努力が行われていることがある。努力が行われている場合、そのようなさらなる努力は、必要とはされていなかったが、それにもかかわらず、読者による理解を促進するように善意で行われた。たとえこの文書において努力が行われていたとしても、そのようなさらなる努力は、この説明によって可能になるバージョンまたは実施形態のすべてについて完全に一貫して行われていないことがある。したがって、説明は、その参照符号よりもむしろ、アイテム、態様、構成要素またはプロセスの定義を制御する。参照符号におけるいかなる類似性も、テキストにおける類似性を推論するために使用されることがあり、ただし、特段のテキストまたは他の文脈が指示する場合には、態様を混同すべきではない。 In this description, a single reference number may be used consistently to represent a single item, aspect, component, or process. Further, when drafting this description, similar, but not identical, reference signs will be used to represent other versions or embodiments of the same, or at least similar or related items, aspects, components or processes. As such, further efforts may be made. Where efforts were made, such further efforts were not required, but were nevertheless done in good faith to promote reader understanding. Even though efforts have been made in this document, such further efforts may not have been made completely consistent for all of the versions or embodiments enabled by this description. Accordingly, the description controls the definition of the item, aspect, component or process rather than its reference number. Any similarity in the reference signs may be used to infer similarity in the text, but the aspect should not be confused if specific text or other context indicates.

この文書の特許請求の範囲は、要素、特徴および行為または動作の特定の組み合わせおよびサブ組み合わせを定義しており、これらは、新規かつ非自明とみなされる。他のそのような組み合わせおよびサブ組み合わせについての付加的な請求項は、この文書または関連する文書において提示され得る。これらの請求項は、それらの範囲内に、本明細書において説明される主題の真の趣旨および範囲内にある、あらゆる変化および変更を包含するように意図される。特許請求の範囲を含めて、本明細書において使用される用語は、一般に、「オープンな」用語として意図されている。例えば、「含む」という用語は、「含むが、これに限定されない」と解釈されるべきであり、「有する」という用語は、「少なくとも有する」等と解釈されるべきである。請求項の記載に特定の数が属する場合、この数は最小のものであるが、特に明記しない限り、最大のものではない。例えば、請求項が、「１つの」構成要素または「１つの」アイテムと記載する場合、それは、この請求項が１つまたは複数のこの構成要素またはアイテムを有することができることを意味する。
The claims of this document define specific combinations and subcombinations of elements, features and acts or actions that are considered new and non-obvious. Additional claims for other such combinations and subcombinations may be presented in this or related documents. These claims are intended to cover within their scope all changes and modifications that fall within the true spirit and scope of the subject matter described herein. The terms used in this document, including the claims, are generally intended to be “open” terms. For example, the term “comprising” should be construed as “including but not limited to”, the term “having” should be construed as “at least having” and the like. Where a particular number belongs in the claims, this number is the smallest but not the largest unless otherwise stated. For example, if a claim states “one” component or “one” item, it means that the claim can have one or more of this component or item.

Claims

着用型自動除細動器（ＷＣＤ）システムであって、
歩行可能患者によって着用されるように構成された支持構造と、
電荷を蓄積するように構成されたエネルギー蓄積モジュールと、
前記エネルギー蓄積モジュールに対して結合された放電回路と、
少なくとも第１のベクトルおよび前記第１のベクトルとは別個の第２のベクトルを定義するように、前記患者の身体の異なる場所に取り付けられるように構成された電極と、
前記第１のベクトルから第１の心電図（ＥＣＧ）信号を感知し、前記第１のＥＣＧ信号の感知と実質的に同時に前記第２のベクトルから第２のＥＣＧ信号を感知し、前記第１のＥＣＧ信号を感知した後に後続のＥＣＧ信号を感知するように構成された測定回路と、
前記第１のＥＣＧ信号の値に前記第２のＥＣＧ信号の値を乗算して、積波形を導出し、
前記積波形において、検出閾値を越えるピークを検出し、
前記検出されたピークのうちの連続するピークのペアの間の時間間隔の持続時間を測定し、
前記測定された時間間隔の持続時間から前記患者の心拍数を計算し、
前記後続のＥＣＧ信号から、ショック基準が満たされたかどうかを決定し、
前記ショック基準が満たされたことに応じて、前記患者にショックを伝えるように、前記支持構造が前記患者によって着用されている間に、前記蓄積された電荷を前記患者を通じて放電するために前記放電回路を制御するように、構成されたプロセッサと、
前記計算された心拍数を無線で送信するように構成された通信モジュールと
を含む、ＷＣＤシステム。 A wearable automatic defibrillator (WCD) system comprising:
A support structure configured to be worn by a walking patient;
An energy storage module configured to store electric charge;
A discharge circuit coupled to the energy storage module;
An electrode configured to be attached to a different location of the patient's body to define at least a first vector and a second vector distinct from the first vector;
Sensing a first electrocardiogram (ECG) signal from the first vector, sensing a second ECG signal from the second vector substantially simultaneously with sensing the first ECG signal; A measurement circuit configured to sense a subsequent ECG signal after sensing the ECG signal;
Multiplying the value of the first ECG signal by the value of the second ECG signal to derive a product waveform;
Detecting a peak exceeding a detection threshold in the product waveform;
Measuring the duration of a time interval between a pair of consecutive peaks of the detected peaks;
Calculating the heart rate of the patient from the duration of the measured time interval;
From the subsequent ECG signal, determine whether a shock criterion has been met;
The discharge to discharge the accumulated charge through the patient while the support structure is being worn by the patient to deliver a shock to the patient in response to the shock criteria being met. A processor configured to control the circuit;
A communication module configured to wirelessly transmit the calculated heart rate.

前記計算された心拍数を表示するように構成された画面をさらに含む、請求項１に記載のＷＣＤシステム。 The WCD system of claim 1, further comprising a screen configured to display the calculated heart rate.

前記第１のＥＣＧ信号は、ハイパス・フィルタリングされて、ハイパス・フィルタリングされた第１のＥＣＧ信号が導出され、
前記積波形は、前記第１のＥＣＧ信号の値を乗算する代わりに、前記ハイパス・フィルタリングされた第１のＥＣＧ信号の値を乗算することによって導出される、請求項１に記載のＷＣＤシステム。 The first ECG signal is high pass filtered to derive a high pass filtered first ECG signal;
The WCD system of claim 1, wherein the product waveform is derived by multiplying a value of the first high-pass filtered ECG signal instead of multiplying a value of the first ECG signal.

前記電極は、第３のベクトルをさらに定義し、
前記測定回路は、前記第１のＥＣＧ信号の感知と実質的に同時に前記第３のベクトルから第３のＥＣＧ信号を感知するようにさらに構成され、
前記プロセッサは、
前記第３のＥＣＧ信号の値に、前記第１のＥＣＧ信号の前記値および前記第２のＥＣＧ信号の前記値を乗算して、前記積波形を導出するようにさらに構成される、請求項１に記載のＷＣＤシステム。 The electrode further defines a third vector;
The measurement circuit is further configured to sense a third ECG signal from the third vector substantially simultaneously with sensing the first ECG signal;
The processor is
The value of the third ECG signal is further configured to multiply the value of the first ECG signal and the value of the second ECG signal to derive the product waveform. WCD system described in 1.

前記電極は、第４のベクトルをさらに定義し、
前記測定回路は、前記第１のＥＣＧ信号の感知と実質的に同時に前記第４のベクトルから第４のＥＣＧ信号を感知するようにさらに構成され、
前記プロセッサは、
前記第４のＥＣＧ信号の値に、前記第１のＥＣＧ信号の前記値、前記第２のＥＣＧ信号の前記値、および前記第３のＥＣＧ信号の前記値を乗算して、前記積波形を導出するようにさらに構成される、請求項４に記載のＷＣＤシステム。 The electrode further defines a fourth vector;
The measurement circuit is further configured to sense a fourth ECG signal from the fourth vector substantially simultaneously with sensing the first ECG signal;
The processor is
Multiplying the value of the fourth ECG signal by the value of the first ECG signal, the value of the second ECG signal, and the value of the third ECG signal to derive the product waveform The WCD system of claim 4, further configured to:

ピークが特定の瞬間において検出される場合、前記特定の瞬間の後の非アクティブな期間には、他のピークが検出されない、請求項１に記載のＷＣＤシステム。 The WCD system of claim 1, wherein if a peak is detected at a particular moment, no other peak is detected during an inactive period after the particular moment.

前記検出閾値は、時間と共に変化する、請求項１に記載のＷＣＤシステム。 The WCD system of claim 1, wherein the detection threshold varies with time.

前記ピークのうちの特定の１つが結果として検出されることに応じて、前記特定の検出されたピークの特定の振幅が入力され、
次いで、前記検出閾値は、前記入力された特定の振幅に応じて確立される、請求項１に記載のＷＣＤシステム。 In response to detecting a specific one of the peaks as a result, a specific amplitude of the specific detected peak is input,
The WCD system of claim 1, wherein the detection threshold is then established in response to the input specific amplitude.

前記第２のＥＣＧ信号は、前記第１のＥＣＧ信号に関して時間シフトされて、時間シフトされた第２のＥＣＧ信号が導出され、
前記積波形は、前記感知された第２のＥＣＧ信号の値を乗算する代わりに、前記時間シフトされた第２のＥＣＧ信号の値を乗算することによって導出される、請求項１に記載のＷＣＤシステム。 The second ECG signal is time shifted with respect to the first ECG signal to derive a time shifted second ECG signal;
The WCD of claim 1, wherein the product waveform is derived by multiplying the value of the time shifted second ECG signal instead of multiplying the value of the sensed second ECG signal. system.

前記プロセッサは、
前記第１のＥＣＧ信号において発生する第１のテスト・ピークを検出し、
前記第２のＥＣＧ信号において発生する第２のテスト・ピークを検出し、
前記第１のテスト・ピークと前記第２のテスト・ピークとの間のタイム・ラグを検出するようにさらに構成され、
前記第２のＥＣＧ信号は、前記タイム・ラグに従って時間シフトされる、請求項９に記載のＷＣＤシステム。 The processor is
Detecting a first test peak occurring in the first ECG signal;
Detecting a second test peak occurring in the second ECG signal;
Further configured to detect a time lag between the first test peak and the second test peak;
The WCD system of claim 9, wherein the second ECG signal is time shifted according to the time lag.

着用型自動除細動器（ＷＣＤ）システムであって、
歩行可能患者によって着用されるように構成された支持構造と、
電荷を蓄積するように構成されたエネルギー蓄積モジュールと、
前記エネルギー蓄積モジュールに対して結合された放電回路と、
少なくとも第１のベクトルおよび前記第１のベクトルとは別個の第２のベクトルを定義するように、前記患者の身体の異なる場所に取り付けられるように構成された電極と、
前記第１のベクトルから第１の心電図（ＥＣＧ）信号を感知し、前記第１のＥＣＧ信号の感知と実質的に同時に前記第２のベクトルから第２のＥＣＧ信号を感知し、前記第１のＥＣＧ信号を感知した後に後続のＥＣＧ信号を感知するように構成された測定回路と、
前記第１のＥＣＧ信号の値に前記第２のＥＣＧ信号の値を乗算して、積波形を導出し、
前記積波形において、検出閾値を越えるピークを検出し、
前記検出されたピークのうちの連続するピークのペアの間の時間間隔の持続時間を測定し、
前記測定された時間間隔の持続時間から前記患者の心拍数を計算し、
前記後続のＥＣＧ信号から、ショック基準が満たされたか否かを決定し、
前記ショック基準が満たされたことに応じて、前記患者にショックを伝えるように、前記支持構造が前記患者によって着用されている間に、前記蓄積された電荷を前記患者を通じて放電するために前記放電回路を制御するように構成されたプロセッサと、
前記計算された心拍数を表示するように構成された画面と
を含む、ＷＣＤシステム。 A wearable automatic defibrillator (WCD) system comprising:
A support structure configured to be worn by a walking patient;
An energy storage module configured to store electric charge;
A discharge circuit coupled to the energy storage module;
An electrode configured to be attached to a different location of the patient's body to define at least a first vector and a second vector distinct from the first vector;
Sensing a first electrocardiogram (ECG) signal from the first vector, sensing a second ECG signal from the second vector substantially simultaneously with sensing the first ECG signal; A measurement circuit configured to sense a subsequent ECG signal after sensing the ECG signal;
Multiplying the value of the first ECG signal by the value of the second ECG signal to derive a product waveform;
Detecting a peak exceeding a detection threshold in the product waveform;
Measuring the duration of a time interval between a pair of consecutive peaks of the detected peaks;
Calculating the heart rate of the patient from the duration of the measured time interval;
Determining from the subsequent ECG signal whether a shock criterion has been met,
The discharge to discharge the accumulated charge through the patient while the support structure is being worn by the patient to deliver a shock to the patient in response to the shock criteria being met. A processor configured to control the circuit;
And a screen configured to display the calculated heart rate.

前記第１のＥＣＧ信号は、ハイパス・フィルタリングされて、ハイパス・フィルタリングされた第１のＥＣＧ信号が導出され、
前記積波形は、前記第１のＥＣＧ信号の値を乗算する代わりに、前記ハイパス・フィルタリングされた第１のＥＣＧ信号の値を乗算することによって導出される、請求項１１に記載のＷＣＤシステム。 The first ECG signal is high pass filtered to derive a high pass filtered first ECG signal;
The WCD system of claim 11, wherein the product waveform is derived by multiplying the value of the high-pass filtered first ECG signal instead of multiplying the value of the first ECG signal.

前記電極は、第３のベクトルをさらに定義し、
前記測定回路は、前記第１のＥＣＧ信号の感知と実質的に同時に前記第３のベクトルから第３のＥＣＧ信号を感知するようにさらに構成され、
前記プロセッサは、
前記第３のＥＣＧ信号の値に、前記第１のＥＣＧ信号の前記値および前記第２のＥＣＧ信号の前記値を乗算して、前記積波形を導出するようにさらに構成される、請求項１１に記載のＷＣＤシステム。 The electrode further defines a third vector;
The measurement circuit is further configured to sense a third ECG signal from the third vector substantially simultaneously with sensing the first ECG signal;
The processor is
The value of the third ECG signal is further configured to multiply the value of the first ECG signal and the value of the second ECG signal to derive the product waveform. WCD system described in 1.

前記電極は、第４のベクトルをさらに定義し、
前記測定回路は、前記第１のＥＣＧ信号の感知と実質的に同時に前記第４のベクトルから第４のＥＣＧ信号を感知するようにさらに構成され、
前記プロセッサは、
前記第４のＥＣＧ信号の値に、前記第１のＥＣＧ信号の前記値、前記第２のＥＣＧ信号の前記値、および前記第３のＥＣＧ信号の前記値を乗算して、前記積波形を導出するようにさらに構成される、請求項１３に記載のＷＣＤシステム。 The electrode further defines a fourth vector;
The measurement circuit is further configured to sense a fourth ECG signal from the fourth vector substantially simultaneously with sensing the first ECG signal;
The processor is
Multiplying the value of the fourth ECG signal by the value of the first ECG signal, the value of the second ECG signal, and the value of the third ECG signal to derive the product waveform The WCD system of claim 13, further configured to:

ピークが特定の瞬間において検出される場合、前記特定の瞬間の後の非アクティブな期間には、他のピークが検出されない、請求項１１に記載のＷＣＤシステム。 12. The WCD system of claim 11, wherein if a peak is detected at a particular moment, no other peak is detected during an inactive period after the particular moment.

前記検知閾値は、時間と共に変化する、請求項１１に記載のＷＣＤシステム。 The WCD system of claim 11, wherein the detection threshold varies with time.

前記ピークのうちの特定の１つが結果として検出されることに応じて、前記特定の検出されたピークの特定の振幅が入力され、
次いで、前記検出閾値は、前記入力された特定の振幅に応じて確立される、請求項１１に記載のＷＣＤシステム。 In response to detecting a specific one of the peaks as a result, a specific amplitude of the specific detected peak is input,
12. The WCD system of claim 11, wherein the detection threshold is then established in response to the input specific amplitude.

前記第２のＥＣＧ信号は、前記第１のＥＣＧ信号に関して時間シフトされて、時間シフトされた第２のＥＣＧ信号が導出され、
前記積波形は、前記感知された第２のＥＣＧ信号の値を乗算する代わりに、前記時間シフトされた第２のＥＣＧ信号の値を乗算することによって導出される、請求項１１に記載のＷＣＤシステム。 The second ECG signal is time shifted with respect to the first ECG signal to derive a time shifted second ECG signal;
12. The WCD of claim 11, wherein the product waveform is derived by multiplying the value of the time shifted second ECG signal instead of multiplying the value of the sensed second ECG signal. system.

前記プロセッサは、
前記第１のＥＣＧ信号において発生する第１のテスト・ピークを検出し、
前記第２のＥＣＧ信号において発生する第２のテスト・ピークを検出し、
前記第１のテスト・ピークと前記第２のテスト・ピークとの間のタイム・ラグを検出するようにさらに構成され、
前記第２のＥＣＧ信号は、前記タイム・ラグに従って時間シフトされる、請求項１８に記載のＷＣＤシステム。 The processor is
Detecting a first test peak occurring in the first ECG signal;
Detecting a second test peak occurring in the second ECG signal;
Further configured to detect a time lag between the first test peak and the second test peak;
The WCD system of claim 18, wherein the second ECG signal is time shifted according to the time lag.

１つまたは複数のプログラムを記憶する非一時的なコンピュータ読取可能な記憶媒体であって、前記プログラムが、着用型自動除細動器（「ＷＣＤ」）システムの少なくとも１つのプロセッサによって実行されると、前記ＷＣＤシステムは、歩行可能患者によって着用されるように構成された支持構造と、電荷を蓄積することができるエネルギー蓄積モジュールと、前記エネルギー蓄積モジュールに対して結合された放電回路と、少なくとも第１のベクトルおよび前記第１のベクトルとは別個の第２のベクトルを定義するように、前記患者の身体の異なる場所に取り付けられる電極と、測定回路とをさらに含み、これらの１つまたは複数のプログラムは、
前記電極によって、前記第１のベクトルから第１の心電図（ＥＣＧ）信号を感知することと、
前記第１のＥＣＧ信号の感知と実質的に同時に前記第２のベクトルから第２のＥＣＧ信号を感知することと、
前記第１のＥＣＧ信号の値に前記第２のＥＣＧ信号の値を乗算して、積波形を導出することと、
前記積波形において、検出閾値を越えるピークを検出することと、
前記検出されたピークのうちの連続するピークのペアの間の時間間隔の持続時間を測定することと、
前記測定された時間間隔の持続時間から前記患者の心拍数を計算することと、
前記第１のＥＣＧ信号を感知した後に後続のＥＣＧ信号を感知することと、
前記後続のＥＣＧ信号から、ショック基準が満たされたか否かを決定することと、
前記ショック基準が満たされたことに応じて、前記患者にショックを伝えるように、前記支持構造が前記患者によって着用されている間に、前記蓄積された電荷を前記患者を通じて放電するために前記放電回路を制御することと
を含む動作をもたらす、非一時的なコンピュータ読取可能な記憶媒体。 A non-transitory computer readable storage medium storing one or more programs, wherein the programs are executed by at least one processor of a wearable automatic defibrillator ("WCD") system. The WCD system includes a support structure configured to be worn by a walking patient, an energy storage module capable of storing charge, a discharge circuit coupled to the energy storage module, and at least a first One or more electrodes attached to different locations of the patient's body and a measurement circuit to define one vector and a second vector distinct from the first vector, and one or more of these The program
Sensing a first electrocardiogram (ECG) signal from the first vector by the electrode;
Sensing a second ECG signal from the second vector substantially simultaneously with sensing the first ECG signal;
Multiplying the value of the first ECG signal by the value of the second ECG signal to derive a product waveform;
Detecting a peak exceeding a detection threshold in the product waveform;
Measuring the duration of a time interval between a pair of consecutive peaks of the detected peaks;
Calculating the heart rate of the patient from the duration of the measured time interval;
Sensing a subsequent ECG signal after sensing the first ECG signal;
Determining from the subsequent ECG signal whether a shock criterion has been met;
The discharge to discharge the accumulated charge through the patient while the support structure is being worn by the patient to deliver a shock to the patient in response to the shock criteria being met. A non-transitory computer readable storage medium that provides operations including controlling a circuit.

前記ＷＣＤシステムは、通信モジュールをさらに含み、
前記１つまたは複数のプログラムが、前記少なくとも１つのプロセッサによって実行されると、前記動作は、前記計算された心拍数を無線で送信することをさらに含む、請求項２０に記載の媒体。 The WCD system further includes a communication module;
21. The medium of claim 20, wherein when the one or more programs are executed by the at least one processor, the operation further comprises wirelessly transmitting the calculated heart rate.

前記ＷＣＤシステムは、画面をさらに含み、
前記１つまたは複数のプログラムが、前記少なくとも１つのプロセッサによって実行されると、前記動作は、前記計算された心拍数を前記画面上に表示することをさらに含む、請求項２０に記載の媒体。 The WCD system further includes a screen;
21. The medium of claim 20, wherein when the one or more programs are executed by the at least one processor, the operation further comprises displaying the calculated heart rate on the screen.

前記１つまたは複数のプログラムが、前記少なくとも１つのプロセッサによって実行されると、前記動作は、
前記第１のＥＣＧ信号をハイパス・フィルタリングして、ハイパス・フィルタリングされた第１のＥＣＧ信号を導出することをさらに含み、
前記積波形は、前記第１のＥＣＧ信号の値を乗算する代わりに、前記ハイパス・フィルタリングされた第１のＥＣＧ信号の値を乗算することによって導出される、請求項２０に記載の媒体。 When the one or more programs are executed by the at least one processor, the operations are:
Further comprising high-pass filtering the first ECG signal to derive a high-pass filtered first ECG signal;
21. The medium of claim 20, wherein the product waveform is derived by multiplying a value of the high-pass filtered first ECG signal instead of multiplying a value of the first ECG signal.

前記電極は、第３のベクトルをさらに定義し、
前記１つまたは複数のプログラムが、前記少なくとも１つのプロセッサによって実行されると、前記動作は、
前記第１のＥＣＧ信号の感知と実質的に同時に前記第３のベクトルから第３のＥＣＧ信号を感知することと、
前記第３のＥＣＧ信号の値に、前記第１のＥＣＧ信号の前記値および前記第２のＥＣＧ信号の前記値を乗算して、前記積波形を導出することと
をさらに含む、請求項２０に記載の媒体。 The electrode further defines a third vector;
When the one or more programs are executed by the at least one processor, the operations are:
Sensing a third ECG signal from the third vector substantially simultaneously with sensing the first ECG signal;
21. The method of claim 20, further comprising: multiplying a value of the third ECG signal by the value of the first ECG signal and the value of the second ECG signal to derive the product waveform. The medium described.

前記電極は、第４のベクトルをさらに定義し、
前記１つまたは複数のプログラムが、前記少なくとも１つのプロセッサによって実行されると、前記動作は、
前記第１のＥＣＧ信号の感知と実質的に同時に前記第４のベクトルから第４のＥＣＧ信号を感知することと、
前記第４のＥＣＧ信号の値に、前記第１のＥＣＧ信号の前記値、前記第２のＥＣＧ信号の前記値、および前記第３のＥＣＧ信号の前記値を乗算して、前記積波形を導出することとをさらに含む、請求項２４に記載の媒体。 The electrode further defines a fourth vector;
When the one or more programs are executed by the at least one processor, the operations are:
Sensing a fourth ECG signal from the fourth vector substantially simultaneously with sensing the first ECG signal;
Multiplying the value of the fourth ECG signal by the value of the first ECG signal, the value of the second ECG signal, and the value of the third ECG signal to derive the product waveform 25. The medium of claim 24, further comprising:

ピークが特定の瞬間において検出される場合、前記特定の瞬間の後の非アクティブな期間には、他のピークが検出されない、請求項２０に記載の媒体。 21. The medium of claim 20, wherein if a peak is detected at a particular moment, no other peak is detected during an inactive period after the particular moment.

前記検出閾値は、時間と共に変化する、請求項２０に記載の媒体。 21. The medium of claim 20, wherein the detection threshold varies with time.

前記ピークのうちの特定の１つが結果として検出されることに応じて、前記特定の検出されたピークの特定の振幅が入力され、
次いで、前記検出閾値は、前記入力された特定の振幅に応じて確立される、請求項２０に記載の媒体。 In response to detecting a specific one of the peaks as a result, a specific amplitude of the specific detected peak is input,
21. The medium of claim 20, wherein the detection threshold is then established in response to the input specific amplitude.

前記１つまたは複数のプログラムが、前記少なくとも１つのプロセッサによって実行されると、前記動作は、
前記第２のＥＣＧ信号を前記第１のＥＣＧ信号に関して時間シフトして、時間シフトされた第２のＥＣＧ信号を導出することをさらに含み、
前記積波形は、前記感知された第２のＥＣＧ信号の値を乗算する代わりに、前記時間シフトされた第２のＥＣＧ信号の値を乗算することによって導出される、請求項２０に記載の媒体。 When the one or more programs are executed by the at least one processor, the operations are:
Further comprising time shifting the second ECG signal with respect to the first ECG signal to derive a time shifted second ECG signal;
21. The medium of claim 20, wherein the product waveform is derived by multiplying the time shifted second ECG signal value instead of multiplying the sensed second ECG signal value. .

前記第１のＥＣＧ信号において発生する第１のテスト・ピークが検出され、
前記第２のＥＣＧ信号において発生する第２のテスト・ピークが検出され、
前記第１のテスト・ピークと前記第２のテスト・ピークとの間のタイム・ラグが検出され、
前記第２のＥＣＧ信号は、前記タイム・ラグに従って時間シフトされる、請求項２９に記載の媒体。 A first test peak occurring in the first ECG signal is detected;
A second test peak occurring in the second ECG signal is detected;
A time lag between the first test peak and the second test peak is detected;
30. The medium of claim 29, wherein the second ECG signal is time shifted according to the time lag.

着用型自動除細動器（ＷＣＤ）システムのための方法であって、前記ＷＣＤシステムは、歩行可能患者によって着用されるように構成された支持構造と、電荷を蓄積するエネルギー蓄積モジュールと、前記エネルギー蓄積モジュールに対して結合された放電回路と、少なくとも第１のベクトルおよび前記第１のベクトルとは別個の第２のベクトルを定義するように、前記患者の身体の異なる場所に取り付けられる電極と、測定回路と、プロセッサとを含み、前記方法は、
前記電極によって、前記第１のベクトルから第１の心電図（ＥＣＧ）信号を感知することと、
前記第１のＥＣＧ信号の感知と実質的に同時に前記第２のベクトルから第２のＥＣＧ信号を感知することと、
前記第１のＥＣＧ信号の値に前記第２のＥＣＧ信号の値を乗算して、積波形を導出することと、
前記積波形において、検出閾値を越えるピークを検出することと、
前記検出されたピークのうちの連続するピークのペアの間の時間間隔の持続時間を測定することと、
前記測定された時間間隔の持続時間から前記患者の心拍数を計算することと、
前記第１のＥＣＧ信号を感知した後に後続のＥＣＧ信号を感知することと、
前記後続のＥＣＧ信号から、ショック基準が満たされたか否かを決定することと、
前記ショック基準が満たされたことに応じて、前記患者にショックを伝えるように、前記支持構造が前記患者によって着用されている間に、前記蓄積された電荷を前記患者を通じて放電するために前記放電回路を制御することと
を含む、方法。 A method for a wearable automatic defibrillator (WCD) system, the WCD system comprising a support structure configured to be worn by an ambulatory patient, an energy storage module for storing charge, A discharge circuit coupled to the energy storage module; and electrodes attached to different locations of the patient's body to define at least a first vector and a second vector distinct from the first vector; A measurement circuit and a processor, the method comprising:
Sensing a first electrocardiogram (ECG) signal from the first vector by the electrode;
Sensing a second ECG signal from the second vector substantially simultaneously with sensing the first ECG signal;
Multiplying the value of the first ECG signal by the value of the second ECG signal to derive a product waveform;
Detecting a peak exceeding a detection threshold in the product waveform;
Measuring the duration of a time interval between a pair of consecutive peaks of the detected peaks;
Calculating the heart rate of the patient from the duration of the measured time interval;
Sensing a subsequent ECG signal after sensing the first ECG signal;
Determining from the subsequent ECG signal whether a shock criterion has been met;
The discharge to discharge the accumulated charge through the patient while the support structure is being worn by the patient to deliver a shock to the patient in response to the shock criteria being met. Controlling the circuit.

前記ＷＣＤシステムは、通信モジュールをさらに含み、
前記方法は、前記計算された心拍数を無線で送信することをさらに含む、請求項３１に記載の方法。 The WCD system further includes a communication module;
32. The method of claim 31, wherein the method further comprises transmitting the calculated heart rate wirelessly.

前記ＷＣＤシステムは、画面をさらに含み、
前記方法は、前記計算された心拍数を前記画面上に表示することをさらに含む、請求項３１に記載の方法。 The WCD system further includes a screen;
32. The method of claim 31, wherein the method further comprises displaying the calculated heart rate on the screen.

前記第１のＥＣＧ信号をハイパス・フィルタリングして、ハイパス・フィルタリングされた第１のＥＣＧ信号を導出することをさらに含み、
前記積波形は、前記第１のＥＣＧ信号の値を乗算する代わりに、前記ハイパス・フィルタリングされた第１のＥＣＧ信号の値を乗算することによって導出される、請求項３１に記載の方法。 Further comprising high-pass filtering the first ECG signal to derive a high-pass filtered first ECG signal;
32. The method of claim 31, wherein the product waveform is derived by multiplying a value of the high-pass filtered first ECG signal instead of multiplying a value of the first ECG signal.

前記電極は、第３のベクトルをさらに定義し、
前記方法は、
前記第１のＥＣＧ信号の感知と実質的に同時に前記第３のベクトルから第３のＥＣＧ信号を感知することと、
前記第３のＥＣＧ信号の値に、前記第１のＥＣＧ信号の前記値および前記第２のＥＣＧ信号の前記値を乗算して、前記積波形を導出することと
をさらに含む、請求項３１に記載の方法。 The electrode further defines a third vector;
The method
Sensing a third ECG signal from the third vector substantially simultaneously with sensing the first ECG signal;
32. The method of claim 31, further comprising: multiplying a value of the third ECG signal by the value of the first ECG signal and the value of the second ECG signal to derive the product waveform. The method described.

前記電極は、第４のベクトルをさらに定義し、
前記方法は、
前記第１のＥＣＧ信号の感知と実質的に同時に前記第４のベクトルから第４のＥＣＧ信号を感知することと、
前記第４のＥＣＧ信号の値に、前記第１のＥＣＧ信号の前記値、前記第２のＥＣＧ信号の前記値、および前記第３のＥＣＧ信号の前記値を乗算して、前記積波形を導出することと、
をさらに含む、請求項３５に記載の方法。 The electrode further defines a fourth vector;
The method
Sensing a fourth ECG signal from the fourth vector substantially simultaneously with sensing the first ECG signal;
Multiplying the value of the fourth ECG signal by the value of the first ECG signal, the value of the second ECG signal, and the value of the third ECG signal to derive the product waveform To do
36. The method of claim 35, further comprising:

ピークが特定の瞬間において検出される場合、前記特定の瞬間の後の非アクティブな期間には、他のピークが検出されない、請求項３１に記載の方法。 32. The method of claim 31, wherein if a peak is detected at a particular moment, no other peak is detected during an inactive period after the particular moment.

前記検出閾値は、時間と共に変化する、請求項３１に記載の方法。 32. The method of claim 31, wherein the detection threshold varies with time.

前記ピークのうちの特定の１つが結果として検出されることに応じて、前記特定の検出されたピークの特定の振幅が入力され、
次いで、前記検出閾値は、前記入力された特定の振幅に応じて確立される、請求項３１に記載の方法。 In response to detecting a specific one of the peaks as a result, a specific amplitude of the specific detected peak is input,
32. The method of claim 31, wherein the detection threshold is then established as a function of the input specific amplitude.

前記第２のＥＣＧ信号を前記第１のＥＣＧ信号に関して時間シフトして、時間シフトされた第２のＥＣＧ信号を導出することをさらに含み、
前記積波形は、前記感知された第２のＥＣＧ信号の値を乗算する代わりに、前記時間シフトされた第２のＥＣＧ信号の値を乗算することによって導出される、請求項３１に記載の方法。 Further comprising time shifting the second ECG signal with respect to the first ECG signal to derive a time shifted second ECG signal;
32. The method of claim 31, wherein the product waveform is derived by multiplying the value of the time shifted second ECG signal instead of multiplying the value of the sensed second ECG signal. .

前記第１のＥＣＧ信号において発生する第１のテスト・ピークが検出され、
前記第２のＥＣＧ信号において発生する第２のテスト・ピークが検出され、
前記第１のテスト・ピークと前記第２のテスト・ピークとの間のタイム・ラグが検出され、
前記第２のＥＣＧ信号は、前記タイム・ラグに従って時間シフトされる、請求項４０に記載の方法。
A first test peak occurring in the first ECG signal is detected;
A second test peak occurring in the second ECG signal is detected;
A time lag between the first test peak and the second test peak is detected;
41. The method of claim 40, wherein the second ECG signal is time shifted according to the time lag.