JP5065030B2 - 発生源分別を実行する心臓システム - Google Patents

Description

本発明は、概して信号分離を利用する埋め込み型医療装置に、及びさらに詳細には、心臓活性化シーケンス監視及び追跡調査を利用する心臓システムに関する。

健康な心臓は規則的な同調収縮を生じる。心臓の律動収縮は通常、右心房上部に位置する特殊化した細胞である洞房（ＳＡ）結節によって開始される。ＳＡ結節は、一般的に毎分６０〜１００拍の心拍を開始する心臓の通常のペースメーカである。ＳＡ結節が心臓を正常にペーシングしているときに、心臓は正常洞調律状態にあると言われる。

心臓の電気的な活動が非協調又は不規則になると、心臓は不整脈であることが示される。心不整脈は心臓効率を弱め、潜在的な命を脅かす事象である可能性がある。心不整脈には心筋梗塞に起因する組織の損傷、感染、又は収縮を調整する電気的なインパルスを生成する、あるいは同期させる心臓の能力の劣化を含む多くの病因学的な原因がある。

徐脈は、心調律がゆっくりすぎると発生する。この状態は、例えばＳＡ結節の機能障害、洞機能不全症候群によって、あるいは心房と心室の間の電気的なインパルスの伝搬の遅延又は閉塞によって引き起こされてもよい。徐脈は、ゆっくりすぎて十分な循環を維持できない心拍数を生じさせる。

心拍が速すぎる場合、状態は頻脈と呼ばれる。頻脈は心房または心室のいずれかにその起源を有することがある。例えば心臓の心房で発生する頻脈は心房細動および心房粗動を含む。両状態とも心房の速い収縮を特徴とする。心房の速い収縮は、血行動態的に非効率である以外に、心室搏動にも悪影響を及ぼすことがある。

心室頻脈は、例えば正常な拍律動よりさらに急激な速度で電気的な活動が心室心筋層で発生するときに発生する。心室頻脈はすぐに悪化して心室細動に悪化する。心室細動は心室組織内でのきわめて急激で非協調性の電気的活動により示される状態である。心室組織の急激で不安定な励起は収縮の同期を妨げ、体に血液を効果的に送り出す心臓の能力を弱め、心臓が数分以内に洞律動に返されない限り致命的な状態である。

埋め込み型の心律動管理システムは、心臓麻痺のような状態の患者のためだけではなく、重篤な不整脈の患者のための効果的な治療として使用されてきた。これらのシステムは、一つ又は複数の心臓の内面及び／又は外面から信号を検知するための、通常、一本又は複数のリード線及び回路網を含んでいる。このようなシステムは、一つ又は複数の心臓の内面及び／又は外面で心臓組織に適用される電気的なパルスを発生させるための回路網も含む。例えば、患者の心臓の中に伸びるリード線は、心臓の電気的な信号を検知するために、及び不整脈を治療するための多様な治療に従って心臓にパルスを届けるために心筋層に接触する電極に接続されている。

典型的な埋め込み型電気的除細動器／心細動除去装置は、少なくとも一個の除細動電極が接続される一本又は複数本の心内膜のリード線を含んでいる。このような埋め込み型電気的除細動器／心細動除去装置は、高エネルギーの衝撃を心臓に届け、心室頻脈又は心室細動を中断し、及び心臓が正常な洞律動を再開できるようにすることができる。埋め込み型電気的除細動器／心細動除去装置は、ペーシング機能も含んでもよい。

本発明は、監視、診断、除細動療法、ペーシング療法、薬物療法、神経刺激療法、又はこれらの機能の組み合わせを提供するもの等の生理学的な信号の監視及び／又は刺激を行なうシステムを目的にしている。本発明の実施形態は、概して信号分離を利用する埋め込み型医療装置に関し、さらに詳細には自動化された心臓活性化シーケンス監視及び／又は追跡調査を利用する心臓システムに関する。

本発明の実施形態は、二つ又は三つ以上のソースと結び付いた二つ又は三つ以上のコンポジット信号を受信し、ソース分離を実行し、該ソース分離に基づいて一つ又は複数の心臓活性化シーケンスのすべて又は一部と関連する一個又は複数の心臓信号ベクトルを生じさせる信号プロセッサを有する装置を目的とする。ソース分離を実行することと、心臓信号ベクトルを生じさせることとの一つ又は両方は、患者内部の動作又は患者外部の動作であってもよい。

変化は、例えば初期のソース分離及び／又は臨床情報によって確立されるようなベースラインを基準にした心臓信号ベクトルの特性で検出されてもよい。前記変化は以後のソース分離を使用して検出されてもよい。検出される変化は、一個又は複数の心臓信号ベクトルの角度変化、一個又は複数の心臓信号ベクトルの大きさの変化、一個又は複数の心臓信号ベクトルの分散変化、一個又は複数の心臓信号ベクトルの角度のパワースペクトル密度の変化、一個又は複数の心臓信号ベクトルの大きさのパワースペクトル密度の変化、一個又は複数の心臓信号ベクトルの軌跡の変化、一個又は複数の心臓信号ベクトルの時間的プロファイルの変化、一個又は複数の心臓信号ベクトルの角度の変化の速度、一個又は複数の心臓信号ベクトルの大きさの変化の速度、一個又は複数の心臓信号ベクトルの変動の変化の速度、一個又は複数の心臓信号ベクトルの時間的プロファイルの変化の速度、一個又は複数の心臓信号ベクトルの角度の傾向、一個又は複数の心臓信号ベクトルの大きさの傾向、一個又は複数の心臓信号ベクトルの変動の傾向、及び一個又は複数の心臓信号ベクトルの時間的なプロファイルの傾向の内の一つ又は複数を含んでもよい。

前記変化は、例えば所定の期間に渡って、二つ又は三つ以上の心臓周期に渡って、所定の時刻に、外的刺激の受信時に、及び患者によって活性化された刺激の受信時に心臓周期の中で拍動ごとに検出されてもよい。前記検出される変化は、特異な心臓活動を検出するため、特異な心臓状態を診断するため、及び／又は心臓病又は心臓の状態を診断するために使用されてもよい。

心臓活性化シーケンスは、例えばほぼ完全な心臓周期、心臓周期の所定の期間、二つ又は三つ以上又はの心臓周期の所定の期間、二つ又は三つ以上の心臓周期、心臓周期の約三分の一、心臓周期のほぼＱＲＳ群、及び／又は心臓周期のＳＴ部分を示してもよい。

方法は、心臓活性化シーケンス情報等の一個又は複数の心臓信号ベクトルと関連する情報を記憶することをさらに含んでもよい。一つ又は複数のベクトル及び／又は活性化シーケンスが選択されてよく、ベクトル及び／又は活性化シーケンスに関連する情報が記憶され、追跡調査されてもよい。方法は、心臓活性化シーケンス情報等の、一個又は複数の心臓信号ベクトルに関連する情報を患者外部の装置に送信することも含んでもよい。本発明の実施形態は、患者の姿勢、活動、動作、心拍数、心調律、呼吸作用、血圧、血液ガス濃度、血液化学、体温、心音、心拍出量、心臓ストローク量、心臓壁運動、周辺又は肺の流体の状態、自律神経系のステータス、心拍数の変動性の内の一つ又は複数と関連する情報を獲得することを含む。前記獲得された情報は、一個又は複数の心臓信号ベクトルの解釈を容易にするために使用されてもよい。

本発明の方法の追加の実施形態は、三個又は四個以上の心臓電極を使用して二個又は三個以上のコンポジット信号を検知することと、二個又は三個以上のベクトルを生じさせるソース分離を実行することを含む。前記ソース分離を実行した後に一つ又は複数のベクトルが選択され、ベクトルと関連する情報が記憶され、選択されたベクトルを追跡調査するために使用されてもよい。選択されたベクトルを追跡調査することは心臓活性化シーケンスを決定するために役立つことがある。選択されたベクトル及び心臓活性化シーケンスの一つ又は両方に関連する情報が患者に外部の装置に送信され、表示されてもよい。以後のソース分離は、選択されたベクトルの変化を検出するために実行されてもよい。

本発明による装置は三個又は四個以上の電極を含み、前記電極はコンポジット信号を検知し、それによって二個又は三個以上のコンポジット信号を提供するために構成される。患者への植え込みのために構成された筺体はコントローラを含む。信号プロセッサ及びメモリが前記コントローラに結合され、前記検知された二個又は三個以上のコンポジット信号を使用してブラインド音源分離アルゴリズム等の発生源分別を実行するように構成されている。前記発生源分別は、一つ又は複数の心臓活性化シーケンスのすべて又は一部と関連する一個又は複数の心臓信号ベクトルを生じさせ、その情報がメモリに記憶されてもよい。

信号プロセッサ及びメモリは筺体内に設けられてもよい、あるいはネットワークサーバシステム等の患者外部の装置又はシステム、及び／又は高度患者管理システムの中に設けられてもよい。信号プロセッサ及びコントローラは、信号プロセッサとコントローラ間の無線通信を容易にするためにそれぞれの通信装置に結合されてもよい。前記コントローラは、ベクトル情報を使用して心臓状態を検出してもよい。

システムは筺体にリード線を結合するために構成されたヘッダを含んでよく、前記電極の内の一個又は複数が前記ヘッダ上に設けられてもよい。システムの実施形態は少なくとも四個の電極を含んでよく、前記少なくとも四個の電極の内の一つは他の電極と同じ平面内に空間的に位置しない。前記システムは患者の中での皮下の胸腔内設置のために構成されたリード線をさらに含んでよく、一個又は複数の電極及び／又は他のセンサを支持してもよい。前記センサは患者の姿勢、活動、動作、心拍数、心調律、呼吸作用、血圧、血液ガス濃度、血液化学、体温、心音、心拍出量、ストローク量、心臓壁運動、周辺又は肺の流体のステータス、自律神経系のステータス、及び心拍数の変動性の一つ又は複数を測定するように構成されてもよい。センサからの情報は、心臓信号ベクトルを解釈するために使用されてもよい。

本発明の実施形態は、複数の埋め込み型電極を使用して複数のコンポジット心臓信号を検知することを含む装置及び方法を目的としている。発生源分別は、前記検知された複数のコンポジット心臓信号を使用して実行される。発生源分別に基づいて一つ又は複数の心臓活性化シーケンスのすべて又は一部と関連する一個又は複数の心臓信号ベクトルが生成される。前記一つ又は複数のページングパルスに対する心臓反応は、前記一個又は複数の心臓信号ベクトル、及び前記一個又は複数の心臓信号ベクトルと関連する信号の内の一つ又は両方と関連する一つ又は複数の特徴を使用して分類される。

追加の実施形態は、捕捉又は非捕捉として心臓反応を分類すること、あるいは心臓反応を癒合又は本来備わっている心臓活動として分類することを含んでもよい。前記一つ又は複数の特徴は、前記一個又は複数の心臓信号ベクトルの角度又は角度変化を含んでもよい。他の実施形態では、前記一つ又は複数の特徴は、前記一個又は複数の心臓信号ベクトルの角度の所定の範囲を含んでもよく、前記心臓反応を分類することは、ベクトルが所定範囲内に入るかどうかを判断することを含んでもよい。例えば、前記一つ又は複数の特徴は、前記一個又は複数の心臓信号ベクトルと関連する一つ又は複数の信号の形態論、及び／又は前記一個又は複数の心臓信号ベクトルと関連する前記一つ又は複数の信号の、ベースラインを基準にした形態学的変化を含んでもよい。

本発明の実施形態は、複数の埋め込み型電極を使用して複数のコンポジット心臓信号を検知することを含む装置及び方法を目的としている。発生源分別は前記検知された複数のコンポジット心臓信号を使用して実行され、前記分別は、不整脈を示す一つ又は複数の心臓活性化シーケンスと関連する一個又は複数の心臓信号ベクトルを生じさせる。前記一個又は複数の心臓信号ベクトルの変化は、前記一個又は複数の心臓信号ベクトルを使用して検出される。心不整脈は、前記一個又は複数の心臓信号ベクトルを使用して識別される。

特定の実施形態は、不整脈と非不整脈、上室性頻拍症と心室頻脈、多源性心室頻拍と単源性心室頻拍、左心室性頻拍と右心室性頻拍、及び心房性期外収縮と心室性期外収縮の一つ又は複数を区別することを目的としている。さらに、追加の実施形態は、区別を支援するために前記一個又は複数の心臓信号ベクトルの特徴の拍動ごとの変動を決定する。

例の実施形態は、一個又は複数の心臓信号ベクトルの優位配向性の陽性相を検出することによって心房性期外収縮を区別することと、一個又は複数の心臓信号ベクトルの陰性相を検出することによって心室性期外収縮を区別することとを含む。追加の実施形態は、前記実行された発生源分別からベースラインを確立してよく、変化は以後の発生源分別を使用して検出されてもよい。本発明の実施形態によって検出された変化の例は、前記一個又は複数の心臓信号ベクトルの位相角変化、前記一個又は複数の心臓信号ベクトルの大きさ変化、前記一個又は複数の心臓信号ベクトルの変動変化、前記一個又は複数の心臓信号ベクトルの位相のパワースペクトル密度の変化、前記一個又は複数の心臓信号ベクトルの大きさのパワースペクトル密度の変化、前記一個又は複数の心臓信号ベクトルの軌跡の変化、前記一個又は複数の心臓信号ベクトルの時間的プロファイルの変化、前記一個又は複数の心臓信号ベクトルの位相角の変化の速度、前記一個又は複数の心臓信号ベクトルの大きさの変化の速度、前記一個又は複数の心臓信号ベクトルの変動の変化の速度、前記一個又は複数の心臓信号ベクトルの時間的プロファイルの変化の速度、前記一個又は複数の心臓信号ベクトルの位相角の傾向、前記一個又は複数の心臓信号ベクトルの大きさの傾向、前記一個又は複数の心臓信号ベクトルの変動の傾向、及び前記一個又は複数の心臓信号ベクトルの時間的プロファイルの傾向の一つ又は複数を含む。

本発明による方法の他の実施形態は、複数の埋め込み型電極を使用して複数のコンポジット心臓信号を検知することと、複数のベクトルを生じさせる発生源分別を実行することと、心臓周期の特定のセグメントと関連する複数のベクトルから一個又は複数個のベクトルを選択することとを含む。選択された一個又は複数のベクトルと関連する情報が記憶され、前記選択された一個又は複数のベクトルを追跡調査するために使用され、心不整脈を区別するために使用されてもよい。

本発明の実施形態は、複数の埋め込み型電極を使用して複数のコンポジット心臓信号を検知することを含む装置及び方法を目的としている。発生源分別は、前記検知された複数のコンポジット信号を使用して実行され、前記分別は虚血を示す一つ又は複数の心臓活性化シーケンスと関連する一個又は複数の心臓信号ベクトルを作り出す。前記一個又は複数の心臓信号ベクトルの変化は、前記一個又は複数の心臓信号ベクトルを使用して検出される。例えば、前記変化は心臓周期のＳＴ部分の上昇、あるいは心筋虚血、心筋梗塞又は他の病理学的変化を示す他の変化であってもよい。前記変化は不整脈、心筋梗塞、又は他の病理学的変化等の事象のリスクを予測する、定量化する、及び／又は定質化するために使用されてもよい。

本発明による方法の他の実施形態は、複数の埋め込み型電極を使用して複数のコンポジット心臓信号を検知することと、複数のベクトルを生じさせる発生源分別を実行することと、心臓周期の特定のセグメントと関連する複数のベクトルから一個又は複数のベクトルを選択することを含む。前記選択された一個又は複数のベクトルと関連する情報が記憶され、前記一個又は複数のベクトルを追跡調査するために使用され、虚血を検出する際に使用されてもよい。ベクトルを追跡調査することは、複数の後に検出されるコンポジット信号を使用して後の発生源分別を実行することと、虚血を示す前記選択された一個又は複数のベクトルの変化を検出することとを含んでもよい。

本発明による心臓システムの実施形態は、コンポジット信号を検知するために構成された埋め込み型電極を含む。メモリと、前記メモリと前記埋め込み型電極に結合されるコントローラとを収容する筺体が、患者における植え込みのために構成されてもよい。前記コントローラは、前記検知されたコンポジット信号を使用して、一つ又は複数の心臓活性化シーケンスのセグメントと関連する一個又は複数の心臓信号ベクトルを生じさせる発生源分別を実行し、前記一個又は複数の心臓信号ベクトルを使用して虚血を検出するように構成されてもよい。

コントローラは、一つ又は複数の心臓活性化シーケンスのセグメントと関連する心臓信号ベクトルから提供される情報を使用して、心筋梗塞及び心不整脈の一つ又は両方を予測してもよい。フィルタウィンドウは、複数のコンポジット信号から分離される心臓波形の一つ又は複数の特長によって定義されてもよい。前記ウィンドウは、例えば虚血を検出するために、心臓周期のＳＴ部分に集中してもよい。加えて、あるいは代わりに、信号プロセッサは、ネットワークサーバシステム等の患者外部の装置又はシステム内に設けられてもよく、前記信号プロセッサ及びコントローラは、前記信号プロセッサとコントローラ間の無線通信を容易にするためにそれぞれの通信装置に結合される。信号プロセッサは、発生源分別、ベクトル監視、及び／又は追跡調査、及び／又は虚血検出を実行するために加えて又は要すれば使用されてもよい。

本発明の実施形態は、複数の埋め込み型電極を使用して複数のコンポジット心臓信号を検知することを含む装置及び方法を目的としている。発生源分別は、前記検知された複数のコンポジット心臓信号を使用して実行され、一つ又は複数の心臓活性化シーケンスのすべて又は一部と関連する一個又は複数の心臓信号ベクトルを生じさせる。患者の姿勢の変化は、一個又は複数の心臓信号ベクトルを使用して検出される。

追加の実施形態は、患者の姿勢の変化を検出する前の患者の優勢な心調律の間に複数のコンポジット心臓信号を検知することを含む。他の実施形態は、前記一個又は複数の心臓信号ベクトルの変化を検出することと、前記検出された一個又は複数の心臓信号ベクトルを使用して、姿勢に関連する変化と心調律に関連する変化を区別することと含む。追加の実施形態では、患者の姿勢の変化は前記一個又は複数の心臓信号ベクトルを解釈するために使用される。

本発明の他の実施形態は、コンポジット心臓信号を検知し、それにより複数のコンポジット心臓信号を提供するために構成される複数の電極を有する装置を目的としている。筺体が患者での埋め込みのために構成され、コントローラが前記筺体に設けられ、前記複数の電極に結合されている。信号プロセッサが設けられ、メモリに結合される。前記信号プロセッサは、前記検出された複数のコンポジット信号を使用して、一つ又は複数の心臓活性化シーケンスのすべて又は一部と関連する一個又は複数の心臓信号ベクトルを生じさせる発生源分別を実行し、メモリの中に患者の姿勢を特徴付けるために使用されるベクトル情報を記憶するように構成される。例えば、コントローラは前記ベクトル情報を使用して患者の姿勢を決定してもよい。

本発明の実施形態は、埋め込み型電極を使用するコンポジット心臓信号の前記検知を含む装置及び方法を目的としている。発生源分別は、前記検知されたコンポジット心臓信号を使用して実行され、一個又は複数の心臓活性化シーケンスのすべて又は一部と関連する一個又は複数の心臓信号ベクトルを生じさせる。心臓再同期療法は、前記一個又は複数の心臓信号ベクトルと、前記一個又は複数の心臓信号ベクトルと関連する前記信号の内の一つ又は両方を使用して調整される。

追加の実施形態では、前記心臓再同期療法が開始され、終了されてもよいか、あるいは再同期療法の一つ又は複数のパラメータが改変されてもよい。特定の実施形態では、前記一個又は複数の心臓信号ベクトルの角度が決定され、心臓再同期療法の調整は前記決定された角度に基づいてもよい。例えば、ＱＲＳベクトルの優位配向性は、心臓再同期療法の一つ又は複数のパラメータを調整することによって、ベースラインＱＲＳベクトルの角度の方向で動かされてもよい。

本発明による心臓システムの実施形態は、コンポジット信号を検知し、それによってコンポジット信号を提供するために構成されている埋め込み型電極を含む。患者での植え込みのために構成される筺体は、埋め込み可能電極に結合されるコントローラを含む。メモリは筺体の中に設けられ、コントローラに結合されてもよい、あるいは患者外部装置に設けられ、無線通信を使用する等によってコントローラに結合されてもよい。コントローラは前記検知された複数の複合信号を使用して、一つ又は複数の心臓活性化シーケンスのすべて又は一部と関連する一個又は複数の心臓信号ベクトルを生じさせる発生源分別を実行し、前記一個又は複数の心臓信号ベクトルを使用して心臓再同期療法の閉ループ制御を提供するように構成されている。

本発明の前記要約は、本発明の各実施形態又はあらゆる実現を説明することを目的としていない。優位点及び達成は、本発明のより完全な理解とともに、添付図面に関連して解釈される以下の詳細な説明及び請求項を参照することにより明らかになり、理解されるであろう。

描かれている実施形態の以下の説明では、これに関して一部を形成し、本発明が実践されてもよい多様な実施形態が実例として示される添付図面が参照される。他の実施形態が用いられてもよく、構造上の変化及び機能上の変化は、本発明の範囲から逸脱することなく行われてもよいことが理解されるべきである。

本発明による埋め込み型装置は、後述される特長、構造、方法又はその組み合わせの一つ又は複数を含んでもよい。例えば、心臓モニタ又は心臓刺激器は、後述される有利な特長及び／又はプロセスの一つ又は複数を含むために実現されてもよい。このようなモニタ、刺激器、他の埋め込まれた、又は部分的に埋め込まれた装置は本書に説明されている特長のすべてを含む必要はないが、一意の構造及び／又は機能性を提供する選択された特徴を含むために実現されてもよいことが意図される。このような装置は、種々の治療機能又は診断機能を提供するために実現されてもよい。

多種多様な埋め込み型心臓監視及び／又は刺激装置は、本発明の心臓活性化シーケンス監視及び／又は追跡調査の方法論を実現するように構成されてもよい。このような装置の限定されない、代表的なリストは心臓モニタ、ペースメーカ、心臓電気的除細動装置、心細動除去装置、リシンクロナイザー、及び他の心臓監視装置及び治療送達装置を含む。これらの装置は、経静脈電極、心内膜電極、及び心外膜電極（つまり、胸郭内電極）、及び／又は缶（ｃａｎ）、ヘッダ、及び不関電極を含む皮下非胸郭内（ｎｏｎ−ｉｎｔｒａｔｈｏｒａｃｉｃ）電極、及び皮下アレイ電極又はリード線電極（つまり非胸郭内電極）を含む種々の電極装置とともに構成されてもよい。

本発明の実施形態は、前記に記載された心臓装置等の多種多様な心臓装置の関連で実現されてよく、一般的には便宜上、患者内医療装置（ｐａｔｉｅｎｔ−ｉｎｔｅｒｎａｌ ｍｅｄｉｃａｌ ｄｅｖｉｃｅｓ）（ＰＩＭＤ）と呼ばれている。本発明に従って実現されているＰＩＭＤは、前記に特定された電極タイプの一つ又は複数、及び／又はその組み合わせを組み込んでもよい。

本発明の心臓活性化シーケンス監視及び／又は追跡調査システムは、位置が変化する、及びおそらく設定が変化する三つ以上の電極を利用する。一実施形態では、例えば二個又は三個以上の電極が便宜的にＰＩＭＤヘッダ上に位置してもよいのに対し、ＰＩＭＤ自体の缶は第三の電極であってもよい。別の実施形態では、ある電極がＰＩＭＤヘッダ上に位置し、別の電極は缶電極であり、第三はＲＦテレメトリに使用されるＰＩＭＤアンテナであってもよい。

心電図（ＥＣＧ）信号は、体内を通る血液を送り出す心筋の収縮を提供する心筋を通して伝搬される電気生理学信号から発する。検知されたＥＣＧ信号は、事実上、雑音成分とともに、心臓収縮と関連する心臓の中で発生するすべての脱分極の重ね合せである。心臓を通る脱分極の伝搬は脱分極波面と呼ばれてもよい。心臓のポンピングの順次タイミングを提供する心腔を通る脱分極波面伝搬のシーケンスが活性化シーケンスと指定される。

信号分離アルゴリズムは、ＥＣＧ信号の活性化シーケンス成分を分離し、前記分離に基づいて一つ又は複数の心臓活性化シーケンスのすべて又は一部と関連する一個又は複数の心臓信号ベクトルを生じさせるために活用されてもよい。活性化シーケンス成分は、ＥＣＧ信号を構成する信号源と見なされてよく、信号分離プロセスは発生源分別プロセス、又は単に発生源分離と呼ばれてもよい。心臓活性化シーケンスと関連する心臓信号ベクトルを生じさせるために有効な一つの例証的な信号発生源分別方法論は、さらに詳しく後述されるブラインド音源分離である。

一般的には、ＰＩＭＤの1組の電極から検知される心電図又は電気記録図の品質は、心臓が生じさせる脱分極波面に関する電極の向きに依存している。電極バイポールで検知される信号は、前記バイポールの方向でのＥＣＧベクトルの投射である。本発明の心臓活性化シーケンス監視及び／又はトラッキングアルゴリズムは、空間的に分散されている電極全体での共通の起源（心臓）からの信号の強力な相関関係を有利に利用する。

図１Ａ及び図１Ｂを参照すると、ＥＣＧ波形１００は、例えばバイポーラ心臓検知電極によって記録されるような患者の心臓の活性化シーケンスを説明している。図１Ａのグラフは第一の鼓動１１０、第二の鼓動１２０、及び第三の鼓動１３０として示されている三顧の鼓動のためのＥＣＧ波形１００の例を描いている。図１Ｂは、図１Ａのかっこ１Ｂによって特定されるＥＣＧ波形の最初の二つの鼓動１１０、１２０の拡大図である。

第一の鼓動１１０を参照すると、心房筋繊維の脱分極を表わすＥＣＧ波形の部分がＰ波１１２と呼ばれている。心室筋繊維の脱分極は、集合的に、心電図の周知の形態素性でri
通常はＱＲＳ群と呼ばれている、ＥＣＧ波形１００のＱ１１４波、Ｒ１１６波及びＳ１１８波によって表現されている。最終的に、心室筋繊維の心再分極を表現する波形の部分は、Ｔ波１１９として知られている。収縮間でＥＣＧ波形は等電位レベルに戻る。

図１Ａ及び図１Ｂに描かれている前記検知されたＥＣＧ波形１００は、収縮を生じさせる心臓の中で発生するすべての脱分極の事実上重ね合わせである非近接場ＥＣＧ信号に特有である。ＥＣＧ波形１００は、信号分離方法論を使用することによって等、間接的に取得されてもよい。ブラインド音源分離（ＢＳＳ）等の信号分離方法論は、一個のコンポジット信号に混合される個々の源から信号を分離できる。信号分離の主要な原理は、空間的に分散した電極が一つの共通の起源（例えば心臓）からの信号の成分を収集し、その結果これらの成分は互いに強力に相互に関連することを前提として作用する。加えて、これらの成分も別の起源（例えば、雑音）の成分に弱く相関する。信号分離アルゴリズムは、その源に従ってこれらの成分を分離し、発生源分別に基づいて一つ又は複数の心臓活性化シーケンスのすべて又は一部に結び付いた一個又は複数の心臓信号ベクトルを生じさせるために実現されてもよい。

図２は脱分極波面と結び付いた心臓信号ベクトルを説明するための便利な参照を描いている。図２は、胸郭２２０の前面図の上に重ね合わされた心臓ベクトル２４０の極座標２００であり、前記極座標の起点は患者の心臓２５０、特に心臓２５０の心房心室（ａｔｒｉｏｖｅｎｔｉｃｕｌａｒ）結節に位置する。心臓２５０は、大部分は心筋層と呼ばれる特殊な種類の横紋筋から構成されている四つの心腔ポンプである。二つの主要なポンプは心臓内で動作し、それらは血液を肺循環に送り出す右心室２６０と、血液を大循環に送り出す左心室２７０である。これらのポンプのそれぞれは、右心房２６５と左心房２７５と呼ばれているその関連する心房に接続されている。

心臓ベクトル２４０は、極座標２００の円の回りに度単位で角度を有し、心臓ベクトル２４０の先端の起源からの距離として示されている大きさを有するとして説明できる。極座標２００は、患者の左で０度、患者の右で＋／−１８０度を示す水平線によって半分に分割され、患者の頭部で−９０度、底部で＋９０度によって示される垂直線によってさらに四分円に分けられる。心臓ベクトル２４０は、極座標２００によって示される二次元平面上に投射可能である。

心臓ベクトル２４０は、極座標２００の上への心臓の活性化シーケンスの投射のすべて又は一部の測度である。心臓は、正常な状態で、心室ポンピング及び心房ポンピングの全体的なタイミングが、心臓によって毎分繰り出される血液の量である心拍出量を生じさせるために最適であることを確実にする特殊伝導システムを持っている。前述されたように、心臓の正常なペースメーカは、洞房結節と呼ばれる右心房内に位置する自動始動（ｓｅｌｆ−ｆｉｒｉｎｇ）装置である。この構造により生じる電気的な脱分極は二つの心房の収縮を活性化する。脱分極波面は、次に心房の中及び心房の間の伝導路を使用して特殊伝導システムに達する。脱分極は房室結節に伝えられ、二つの心室の収縮を刺激するために右脚及び左脚から構成される高速伝導システムを下方へ伝達される。

正常なペースメーカ及び高速伝導システムは固有の自律活動によって、及び心拍数と、電気的な脱分極が特殊伝導システムを通して伝えられる速度を変調する自律神経系によって影響を受ける。心臓の特殊伝導システムに干渉する多くの病気があり、多くは異常に速い心調律、異常に遅い心調律、あるいは不規則な心調律を生じさせる。

心臓ベクトル２４０は、例えば心臓周期全体と関連してよく、心臓周期の平均規模及び平均角度を記述する。ここで図３Ａを参照すると、図２の心臓ベクトル２４０を構成しうる心臓周期の別々の部分の極座標３００が描かれている。図３Ａに描かれているように、ＱＲＳベクトル３１０及びＰベクトル３２０は、それぞれほぼ６０度の角度と３０度の角度を有して描かれている。ＱＲＳベクトル３１０はＱＲＳ軸とも呼ばれてよく、ＱＲＳベクトルの方向の変化はＱＲＳ軸偏位と呼んでもよい。

ＱＲＳベクトル３１０は、心臓周期のＱＲＳ部分の間の脱分極波面の平均規模及び角度の極座標３００上への投射を表わしている。Ｐベクトル３２０は心臓周期のＰ部分の間の脱分極波面の平均規模及び角度の、極座標３００上への投射を表わしている。脱分極波面の任意の部分の投射は、極座標３００上でベクトルとして表現されてもよい。

さらに、任意の数の心臓周期が、極座標３００上への投射としてベクトルによって表現されてもよい統計サンプルを提供するために結合されてもよい。同様に、複数の心臓周期の間での前記心臓周期の部分も、例えば複数の心臓周期の間の前記心臓周期のＰ部分だけの加重総和を結合する等、結合されてもよい。

ここで図１から図３Ａを参照すると、第一、第二、及び第三の心臓周期１１０、１２０及び１３０は、三個又は四個以上の心臓検知電極によって検知される信号に同時に適用されるウィンドウ１４０（図１）を使用して分析されてもよい。ウィンドウ１４０の間にすべての検知電極からのＥＣＧ波形信号１００は信号プロセッサに提供されてもよい。それから、信号プロセッサは心臓ベクトル２４０（図２）を提供する発生源分別を実行してもよい。したがって心臓ベクトル２４０は、三つすべての心臓周期１１０、１２０、及び１３０の間の事実上平均である心臓ベクトルの向き及び規模を表わす。

他のウィンドウも有用である。例えば、ウィンドウ１５０及びウィンドウ１６０は、それぞれ、図１に描かれている心臓周期１２０と心臓周期１３０のような、完全心臓周期を分析のためにコントローラに提供してもよい。ウィンドウ１５０、１６０は、有用な拍動ごとの分析に有用であり、分離された心臓ベクトル２４０からの角度、規模又は他の有用なパラメータが連続拍動の間で比較される、あるいは例えば傾向を示される。

他の有用なウィンドウの例は、図３Ａに描かれているＰベクトル３２０とＱＲＳベクトル３１０を提供することによって等、拍動内（ｗｉｔｈｉｎ−ｂｅａｔ）分析能力を提供するＰウィンドウ１５２、ＱＲＳウィンドウ１５４、及びＳＴウィンドウ１５５（図１）を含む。図１に描かれている連続心臓周期１３０に対して等、以後の拍動にＰウィンドウ１６２及び／又はＱＲＳウィンドウ１６４、及び／又はＳＴウィンドウ１６５を提供することは、心臓周期のウィンドウ化された部分の変更及び／又は傾向、あるいは１を超える拍動でのＰ波、ＱＲＳ波又はＴ波の統計的なサンプルを追跡調査し、監視するための情報を提供してもよい以後の分離を提供する。

ここで図３Ｂを参照すると、心電図の選択された部分から得られる心臓ベクトルの極座標が描かれている。一般的には、所与の患者の心臓周期の特定のセグメントと関連する一つ又は複数の検出ウィンドウを定めることが望ましい可能性がある。検出ウィンドウは、Ｐ波特長、ＱＲＳ波特長、ＳＴ波特長、及びＴ波特長等の心臓信号特長と関連してもよい。検出ウィンドウは、患者の心臓の病状の変化の結果として特徴が変化する心臓周期の他の部分と関連してもよい。このような検出ウィンドウは固定ウィンドウ又はトリガ可能ウィンドウとして定義されてもよい。

検出ウィンドウは前記ウィンドウを開始し、終了するためのユニットステップ関数を含んでもよい、あるいはバートレット（Ｂａｒｔｌｅｔｔ）、ベッセル（Ｂｅｓｓｅｌ）、バターワース（Ｂｕｔｔｅｒｗｏｒｔｈ）、ハンニング（Ｈａｎｎｉｎｇ）、ハミング（Ｈａｍｍｉｎｇ）、チェビシェフ（Ｃｈｅｂｙｓｈｅｖ）、ウェルチ（Ｗｅｌｃｈ）、又は他の関数及び／又はフィルタ等の円滑化機能を使用して先細になる、あるいはそれ以外の場合、開始、終了してもよい。特定の心臓信号に結び付いた前記検出ウィンドウは正常な心臓の活動又は予想される心臓の活動に起因する心臓ベクトルを検知するのに十分な幅を有してもよい。異常な又は予想外の心臓活動は、正常な心臓挙動を示す範囲内に入るために所与の心臓ベクトルの不全を生じさせることがある。正常範囲を超える所与の心臓ベクトルの検出は、監視動作又は診断動作の増加、治療の送達、患者又は医師の警戒、警告及び／又は装置／生理学的データの外部システム（例えば、高度患者管理システム）への通信、あるいは他の反応動作を含む一つ又は複数の動作をトリガしてもよい。

ＥＣＧ信号３０５は、縦座標上の信号振幅３５０対横座標上の時間として図３Ｂに描かれている。一つの心臓周期が描かれている。ＥＣＧ信号３０５のＰ部分は、時間３３６で開き、時間３３７で閉じるＰウィンドウ３３５を使用して定められてもよい。Ｐウィンドウ３３５内のＥＣＧ信号３０５で実行される発生源分別は、極座標３３０に描かれているＰベクトル３１０を生じさせる。Ｐベクトル３１０の角度は、ＥＣＧ信号３０５のためのＰウィンドウ３３５の時間中、脱分極波面のベクトル総和の角度を示す。

ＥＣＧ信号３０５のＳＴ部分は、時間３４６で開き、時間３４７で閉じるＳＴウィンドウ３４５を使用して定められてもよい。ＳＴウィンドウ３４５内のＥＣＧ信号３０５で実行される発生源分別は、極座標３４０で描かれているＳＴベクトル３５０を生じさせる。ＳＴベクトル３５０の角度はＥＣＧ信号３０５のためのＳＴウィンドウ３４５の時間中、脱分極波面のベクトル総和の角度を示す。

Ｐベクトル３１０及びＳＴベクトル３５０は、将来の比較のためにベースラインとして獲得されてもよい。Ｐベクトル３１０及びＳＴベクトル３５０のベースラインがすでに確立されている場合、Ｐベクトル３１０及びＳＴベクトル３５０は、監視及び追跡調査の目的のためにそのベースラインと比べて比較されてもよい。前述されたように、所定の範囲を超えるＰベクトル３１０又はＳＴベクトル３５０が検出されると、一つ又は複数の反応作用がトリガされてもよい。

前述されるように、変化及び／又は傾向を監視するための心臓活性化シーケンス監視及び追跡調査は、初期活性化シーケンスを決定し、活性化シーケンスの急性の、及び慢性的な変更を決定するために有用であってもよい。患者の活性化シーケンスは、伝導異常（例えば、ＡＶブロック、脚ブロック、逆行性伝導）、及び心不整脈（例えば、上室性頻拍症対心室頻脈（ＶＴ）、再エントリー性上室性頻拍症対心房性細動を区別すること、又は他の望ましい区別）等の状態の識別、区別、及び傾向の表示（ｔｒｅｎｄｉｎｇ）にとって貴重である。ベースラインの確立に加えて、活性化シーケンス情報を監視し、追跡調査することは、例えば、自動捕捉（ａｕｔｏｃａｐｔｕｒｅ）／自動閾値化（ａｕｔｏｔｈｒｅｓｈｏｌｄ）アルゴリズムの、調整、最適化、又は心臓再同期療法の開始、及び抗不整脈療法ためのペース捕捉を決定するために役立つことがある。

図４は、脱分極波面と関連する心臓信号ベクトルを記述するための別の便宜的な基準を描いている。図４は、本発明に従って病気及び異常状態を診断するために有効な心臓ベクトルの基準の時間的なプロファイルのグラフ４００である。グラフ４００は、心臓ベクトルの第一の時間的なプロファイル４３０と、変化が発生した後の同じ信号ベクトルの第二の時間的なプロファイル４４０を含む。グラフ４００の横座標４２０は時間に関連しており、グラフ４００の縦座標４１０は心臓ベクトルの基準に関する。

縦座標４１０は、例えば心臓ベクトルの角度であってもよい。縦座標４１０にとって有効なベクトルの基準の限定されない網羅的ではないリストは、角度、大きさ、変動、パワースペクトル密度、角度変化速度、大きさ変化速度、変動の変化速度又は心臓活性化シーケンスにおける変化を示す他の基準を含む。一例として、図３Ａに描かれているＰベクトル３２０の角度を考える。この例では、縦座標４１０は度で示され、第一の時間的なプロファイル４３０は約３０度から変化する。横座標４２０は、心臓周期で示される時間であって、心臓周期ごとにＰベクトル３２０の測定が行われる。Ｐベクトル３２０の角度は、心臓周期の任意の間隔でグラフ４００で描かれ、それによって多くの心臓周期の間にＰベクトル３２０の角度の分散及び傾向を表示する。

患者の心臓の病理変化等の何らかの変化が発生した後、第二の時間的なプロファイル４４０が、変更の後に発生する心臓周期を使用して描かれてもよい。第二の時間的なプロファイル４４０対第一の時間的プロファイル４３０で明らかであるように、第二の時間的なプロファイル４４０の分散は第一の時間的なプロファイル４３０の分散より著しく大きくなる。このような変化が検出され、本発明に従って病気及び／又は心臓の状態を診断し、検証し、及び／又は監視するために使用されてもよい。

図５Ａから図５Ｄは、患者の心臓５００の心室の断面図上に重ね合わされた心臓ベクトルを描いている。図５Ａを参照すると、心臓の隔壁によって区切られている右心室５１０と左心室５２０を有する患者の心臓の心室部分が描かれている。特殊伝導システムは、平均ＱＲＳベクトル５２５のように、心臓ベクトルのための起点として使用される房室結節５５０を含む。

右脚５４０は房室結節５５０から、右心室５１０の壁まで脱分極波面を伝導する。右心室５１０の壁の中に描かれているのは、一連のベクトル５１１から５１７が、それが右心室５１０に沿って移動するにつれた脱分極波面の規模及び角度を示す。

左脚５３０は房室結節５５０から、左心室５２０の壁まで脱分極波面を伝導する。左心室５１０の壁の中に描かれているのは、一連のベクトル５０１から５０７が、それが左心室５２０に沿って移動するにつれた脱分極波面の局所部分の規模及び角度を示す。

平均ＱＲＳベクトル５２５は、ベクトル５１１から５１７とベクトル５０１から５０７のベクトル総和である。平均ＱＲＳベクトル５２５は、図３Ａの極座標を使用する場合にここでは約４０度の角度で描かれている、健康的な心臓に特有である。平均ＱＲＳベクトル５２５は、例えば患者の姿勢、及び正常な解剖的偏位に応じて患者ごとに変わる。

ここで図５Ｂを参照すると、左心室５２０の壁が拡大されている、あるいは図５Ａを基準にして肥大している。図５Ｂにおいて、点線５６０は肥大前の図５Ａの左心室５２０の壁を表している。一連の局所的なベクトル５６１から５６７は、左心室ベクトル５０１から５０７の正常な連続を基準にして肥大関連ベクトル５６１から５６７からの平均ＱＲＳベクトル５２５に対するさらに大きな局所的な貢献を描いている。

図５Ｃは、正常な心臓からの平均ＱＲＳベクトル５２５が、肥大が発生した後に平均肥大済みＱＲＳベクトル５６５にどのようにして変化してもよいのかを描いている。例えば、ＰＩＭＤは患者に植え込まれてよく、初期分析は、左心室５２０の正常な状態を示す患者のための平均ＱＲＳベクトル５２５を提供する。ある期間の後、患者の心臓は肥大にさらされてもよい。肥大後に実施される分析は、平均肥大後ＱＲＳベクトル５６５を検出させる。この変化は、患者の左心室の肥大を診断し、検証し、及び／又は監視するために使用されてもよい。

本発明の実施形態を使用して診断されてもよい、及び／又は検証されてもよい病理変化の別の例は、例えば一過性の虚血又は心筋梗塞による心臓の一部に対する血液の供給の低下又は損失である。図５Ｄの断面は、心室壁の梗塞部分５７０を有する左心室５２０を描いている。梗塞部分５７０で明らかなように、脱分極が発生していないため、局所的な脱分極ベクトル５７１から５７４だけが左心室５２０からの平均心臓ベクトルに貢献している。梗塞の結果、例えば検出された平均ＱＲＳベクトル５２５の、梗塞平均ＱＲＳベクトル５８０への変化が生じる。ＳＴベクトルのような他のベクトルも変化を示してもよい。この変化は、心臓ベクトルの角度が梗塞前の第二の四分円から、梗塞後の第三の四分円に移動するので明らかである。

図５Ｄに描かれているような変化を検出するＰＩＭＤは、患者及び／又は医師に、恒久的な損傷が発生する前に心筋の一部への血液供給の低下又は損失を警告する可能性がある。早期検出は、これらの種類の事象からの死亡率の大幅な削減につながる可能性がある。

図６Ａは、本発明による発生源分別に基づいて一つ又は複数の心臓活性化シーケンスのすべて又は一部と関連する一個又は複数の心臓信号ベクトルにおける変化を検出する方法６００のブロック図である。ベースラインが確立され６１０、患者の電気生理学的な信号を基準にして監視されてもよい、あるいは追跡調査されてもよい情報を提供する。ベースライン６１０は、ベースラインとして初期の心臓信号情報を提供する、初期発生源分別から確立されてもよい。代わりに又は加えて、ベースライン６１０は臨床データからのＰＩＭＤ製造メーカによって確立されてもよい、あるいは患者のベースライン６１０はＰＩＭＤ埋め込み処置の前、間、又は後に臨床医によって確立されてもよい。前記ベースライン６１０は、例えば、従前の発生源分別からの最近の患者情報の周期的な（ｒｏｌｌｉｎｇ）平均として確立されてもよい。

評価基準は、ベースライン６１０に対する比較のためのインデックスを提供するために確立される６２０。例えば、評価基準６２０は、患者の電気生理学情報から決定可能又は測定可能な任意のパラメータ又は特性であってもよい。評価基準６２０の網羅的ではない、限定されないリストは、一個又は複数の心臓信号ベクトルの角度変化、一個又は複数の心臓信号ベクトルの大きさ変化、一個又は複数の心臓信号ベクトルの分散変化、一個又は複数の心臓信号ベクトルの角度のパワースペクトル密度変化、一個又は複数の心臓信号ベクトルの大きさのパワースペクトル密度変化、一個又は複数の心臓信号ベクトルの軌跡の変化、一個又は複数の心臓信号ベクトルの時間的なプロファイル変化、一個又は複数の心臓信号ベクトルの角度の変化の速度、一個又は複数の心臓信号ベクトルの大きさの変化の速度、一個又は複数の心臓信号ベクトルの分散の変化の速度、一個又は複数の心臓信号ベクトルの時間的なプロファイルの変化の速度、一個又は複数の心臓信号ベクトルの角度の傾向、一個又は複数の心臓信号ベクトルの大きさの傾向、一個又は複数の心臓信号ベクトルの分散の傾向、及び一個又は複数の心臓信号ベクトルの時間的なプロファイルの傾向を含む。

例えば、初期発生源分別は、埋め込み後に患者でＰＩＭＤによって実行されてもよい。該分別は、図２に描かれている心臓ベクトル２４０等の患者の平均完全信号周期のベースライン６１０を生じさせてもよい。ベクトル２４０は、＋４５度として決定される角度等の特性を有してもよい。評価基準６２０は、例えば、患者の平均完全心臓周期ベクトルの角度が＋４０度から＋５０度でなければならない。

比較６３０は、ベースライン６１０を基準にした最新の患者情報を決定するために実行される。例えば、最新の発生源分別アルゴリズムの結果は、患者の最新の平均完全心臓周期ベクトルの角度を提供してもよい。前記例を続行すると、比較６３０は患者の平均完全心臓周期ベクトルの角度を、＋４０から＋５０度の基準に照合してもよい。

決定６４０は、比較６３０に基づいた結果を選択する。例えば最新角度が前記に概略されるように＋４０度から＋５０度の範囲内である場合等、前記基準が満たされている場合、パターンＡ６５０は患者の最新の状態であると見なされる。例えばパターンＡ６５０は、ＰＩＭＤによって何らかの種類のアクションを必要とするには不十分な変化として定義されてもよい。基準６２０が決定６４０で満たされない場合には、パターンＡ補足６６０状態が患者の最新の状態であると見なされる。パターンＡ補足６６０状態は、状態を報告する、患者の心調律をさらに評価する、衝撃のために心細動除去装置を準備する等、又は他の所望されるアクションＰＩＭＤによる何らかの種類のアクションを必要とすると定義されてもよい。

図６Ｂは、ベースラインシフトのための基準が二つの基準を含むときに、一つ又は複数の心臓活性化シーケンスのすべて又は一部と関連する一個又は複数の心臓信号ベクトルの変化を検出する方法６０５の別の実施形態のブロック図である。任意の数の基準が本発明に従って使用される、あるいは結合されてもよいことが意図される。図６Ｂに関して二つの基準を使用することは、本発明の方法を複数の基準に拡大する方法に関する説明のためであり、制限例として意図されていない。

ベースライン６１２が確立され、患者の電気生理学的信号から監視されてもよい、あるいは追跡調査されてもよい情報を提供する。このベースライン６１２は、ベースラインとして初期の心臓信号情報を提供する初期発生源分別から確立されてもよい。代わりに、又は加えて、ベースライン６１２は、臨床データからＰＩＭＤ製造メーカによって確立されてもよい、あるいは患者のベースライン６１２がＰＩＭＤ埋め込み手順の前、間、又は後に臨床医によって確立されてもよい。ベースライン６１２は、例えば従前の発生源分別から最近の患者情報の周期的な平均として確立されてもよい。

評価基準は、ベースライン６１２に対する比較のためのインデックスを提供するために確立される６２２。例えば、評価基準６２２は、患者の電気生理学情報から決定可能な又は測定可能な任意のパラメータ又は特性であってもよい。評価基準６２２の網羅的ではない限定されないリストは図６Ａに関して前述されたものを含む。単一の基準が複数のベースラインに関して比較されてもよい、及び／又は複数の基準がそれぞれ特定の基準に関して確立される独自の一意のベースラインに関してそれぞれ比較されてもよいことがさらに意図される。

ベースラインは、例えば臨床データを使用してあらかじめ定義されてもよい、及び／又はベースラインは初期発生源分別を使用して確立されてもよい。例えば、さらに詳細に後述されるように、発生源分別は、一連の単位方向ベクトルに適合される一連の係数を使用してベクトルが説明される直交座標系を提供してもよい。一つ又は複数の角度は、座標系の他のベクトルを基準にしたベクトルの方向を示すために三角恒等式を使用して計算されてもよい。以後の発生源分別は係数の改訂された集合を提供し、ベクトル方向の変化は前記同じ三角恒等式を使用して求められてもよい。ｎ次元空間においては（ｎ−１）角度が解かれ、本発明による比較及び追跡調査のために使用されてもよい。

例えば、初期発生源分別は、植え込み後に患者でＰＩＭＤによって実行されてもよい。前記分別は、図３Ａに描かれているＱＲＳ−ベクトル３１０及びＰベクトル３２０等の患者の心臓周期のベースライン６１２を生成してもよい。ＱＲＳ−ベクトル３１０は、＋４５度として決定される角度を有してもよい。Ｐベクトル３２０は＋２８度として決定される角度を有してもよい。評価基準６２２は、例えば患者のＱＲＳ−ベクトルの角度が＋４０度から＋５０度の範囲内でなければならないこと、及び患者のＰベクトル角度が＋２５度から＋３０度の範囲内でなければならないということであってもよい。

比較６３２が、前記ベースライン６１２を基準にして最新の患者情報を決定するために実行される。例えば、最新の発生源分別アルゴリズムの結果は、ＱＲＳベクトル及びＰベクトルの最新角度を患者に提供してもよい。前記例を続行すると、前記比較６３２は、患者のＱＲＳベクトル及びＰベクトルを、それぞれ＋４０度から＋５０度、及び＋２５度から+３０度の基準に照合してもよい。

第一の決定６４２は、前記比較６３２に基づいて第一の結果を選択する。例えばＱＲＳベクトルの最新角度が前記に概略されたように、＋４０から＋５０度の範囲内である場合等の第一の基準が満たされると、パターンＡ６５２は患者の最新の状態であると見なされる。例えば、パターンＡ６５２は、ＰＩＭＤによる何らかの種類のアクションを必要とするには不十分な変化として定義されてもよい。基準６２２が決定６４２で満たされない場合には、パターンＡ補足６６２状態が患者の最新の状態であると見なされる。パターンＡ補足６６２状態は、状態を報告する、患者の心調律をさらに評価する、衝撃のために心細動除去装置を準備する等、又は他の所望されるアクションＰＩＭＤによる何らかの種類のアクションを必要とすると定義されてもよい。

第二の基準決定６７２は、第二の基準に基づいて第二の結果についてチェックするために実行される。例えば、Ｐベクトルの最新の角度が前記に概略されたように、＋２５度から＋３０度の範囲内にある場合等、第二の基準が満たされると、パターンＢ６８２が患者の最新の状態であると見なされる。例えば、パターンＢ６８２はＰＩＭＤによる何らかの種類の第二のアクションを必要とするには不十分な変化として定義されてもよい。前記基準６２２が決定６７２で満たされない場合には、パターンＢ補足６９２状態が患者の最新の状態であると見なされる。前記パターン補足６９２状態はＰＩＭＤによる何らかの種類の第二のアクションを必要とすると定義されてもよい。

以下の表１は、本発明に従って心臓活性化シーケンスを監視する、及び／又は追跡調査することによって検出されてもよい、限定されない網羅的ではない状態のリストを提供する。

図６Ｃは、本発明の実施形態による姿勢変化に起因するベクトル向きの変化を描くグラフである。姿勢の変化は胸郭内での心臓の位置の変化につながるため、心臓活性化シーケンス情報を監視する、及び／又は追跡するときに複数の皮下ＥＣＧから計算される優勢な向きの変化を生じさせる。図６Ｃは、持続心調律の間に姿勢変化が発生するときの姿勢と優勢な向きの関係性を描いている。第一の姿勢６０７は優勢活性化シーケンスベクトルの第一の向き６３７を生じさせる。姿勢の変化６１７は持続心調律の間に発生し、その結果あらゆる検出された変化は姿勢変化６１７の結果であり、心臓活性化シーケンスの変化に起因していない。第二の姿勢６２７は心臓シーケンスベクトルの第二の向き６４７を生じさせる。第一の向き６３７と第二の向き６４７の差異は患者の姿勢の変化の表示を提供する。

図６Ｄは、本発明の実施形態に従って、姿勢及び固有の又はペーシングされた電気物理学的信号の組み合わせに基づいて考えられるベクトル向きの表６０４である。表６０４は、５０％の固有リズム及び５０％のペーシングされたリズムを持つ患者等の優勢なリズムを有さない患者のための患者の姿勢を決定するために有用である。容易に特定可能な優勢なリズムを持たない患者の場合図６Ｄに描かれている表６０４のような表が確立されてもよい。表６０４は、固有の心臓活動に関連する行６１４、右心室ペーシング済み心臓活動と関連する行６２４、及び左心室ペーシング済み心臓活動と関連する行６３４を含む。表６０４は、それぞれ座っている姿勢、立っている姿勢、及び横になっている姿勢と関連する列６４４、６５４、及び６６４をさらに含む。図６Ｄに描かれている列及び行の数は例証的な目的のためだけであること、及び任意の数の行及び／又は列が確立されてもよいことが理解される。例えば、列は、前側、後側、右側、左側に横たわること等に拡大するために確立されてもよい。さらに、行は考えられる固有の心臓活動とペーシング心臓活動の任意の組み合わせのために確立されてもよい。向きテンプレートは、表６０４に描かれているもののように患者のために確立されてもよい。例えば、患者が横になっている位置で固有の心臓活動を経験している場合には、向き１３は活性化シーケンスベクトルのための優勢な向きであってもよい。同様に、患者が左心室ペーシングの期間中座っている場合には、向き３１が活性化シーケンスベクトルのための優勢な向きである。表６０４の中の任意の行と列の交差は患者の姿勢を示す向きテンプレートを提供する。

図６Ｅは、本発明に従って姿勢情報を記録し、記憶するための方法の実施形態のフローチャートである。例えば、図６Ｄに描かれている表６０４に描かれているもののような姿勢テンプレートは、ＰＩＭＤ装置の埋め込み時に、あるいは臨床医によるＰＩＭＤの更新中に臨床的に確立されてもよい。方法６０８は、連続的に、あるいはそれ以外の場合に所望されるように、患者の姿勢を決定する、及び／又は監視するために実行されてもよい。方法６０８は、姿勢情報を記憶するためのブロック６１８を含む。例えば、一つ又は複数の心臓活性化シーケンスベクトル特性の値は将来の参照のために記憶されてもよい。加えて、又は要すれば、テンプレートは将来のマッチングのために記録されてもよい、及び／又は現在の姿勢の決定はブロック６１８で記録されてもよい。決定６２８は、姿勢更新が所望されるかどうかを判断するために下される。姿勢情報は、規則正しい間隔で、連続的に、あるいはそれ以外の場合所望されるように、心臓事象の検出時に記録されてもよい。更新が所望される場合、心臓活性化シーケンスの優勢な向きはブロック６３８で決定されてもよい。決定６４８でシフトが検出され、患者がその優勢なリズムにあるかどうかを確かめるために決定６５８が下される場合。患者が優勢な心調律を経験している場合は、優勢な向き計算６３８からの情報はブロック６１８で記録されてもよい、及び／又は要すれば図６Ｄに関して説明されるもののような姿勢テンプレートに対して突合せ６７８が実行されてもよい。患者が優勢なリズムにない場合には、ブロック６３８からの優勢な向きの現在のサンプルがブロック６６８で廃棄されてもよい、あるいはブロック６３８からの優勢な向き計算からの情報が姿勢情報を決定するためにテンプレート６７８に比較するために使用されてもよい。

図６Ｆは、本発明に従って患者の姿勢を決定するための方法６０９の実施形態のフローチャートである。複数のコンポジット信号６１９が、複数の皮下非胸郭内心臓電極を使用して同時に検知される。発生源分別６２９は、前記検知された複数のコンポジット信号６１９を使用して実行される。発生源分別に基づいて一つ又は複数の心臓活性化シーケンスのすべて又は一部と関連する、一個又は複数の心臓信号ベクトル６３９が選択される。姿勢監視が所望される場合、ベクトル情報６４９は要すれば追跡調査目的のために記憶されてもよい。患者の姿勢６５９の変化は一個又は複数の心臓信号ベクトルを使用して検出されてもよい。

ここで図６Ｇを参照すると、グラフ２０４２は、固有の向き、心室から発する（ｖｅｎｔｒｉｃｌｅ ｏｒｉｇｉｎａｔｅｄ）向き、及び心房から発する（ａｔｒｉｕｍ ｏｒｉｇｉｎａｔｅｄ）向きの心臓活性化シーケンス向きのためのベクトル角度を描いており、心房から発する活性化シーケンスから、心室から発生する活性化シーケンスがかなり逸脱していることを明示している。グラフ２４０２は、図２及び図３Ａと同じ軸規約に従っている。

固有の心房から発する活性化シーケンスベクトル２４０４及び心房ペーシング／心室検知活性化シーケンスベクトル２４０６はともに、心房検知／心室ペーシング活性化シーケンスベクトル２４０８からほぼ４５度にある。固有の心房から発するシーケンスベクトル２４０４と、心房ペーシング／心室検知活性化シーケンスベクトル２４０６はグラフ２４０２の中でほぼ８０度にある。心房検知／心室ペーシング活性シーケンスベクトル２４０８は、グラフ２４０２の中でほぼ３５度にある。この差異は活性化シーケンス監視及び追跡調査を使用して容易に検出される。

心臓活性化シーケンスの監視及び追跡調査は、心臓を通る脱分極波面の進行についての情報、したがって心腔間の同期についての情報を提供する。図６Ｇのベクトル２４０４、２４０７及び２４０８等の脱分極波面の向きに対応するベクトルは心臓の収縮運動のずれを求めるために使用されてもよい。心臓の収縮運動のずれの情報は、ＣＲＴ治療を滴定し、血行動態を最大限にするために有用である。本発明の閉ループ制御方法は、患者におけるＣＲＴ治療を更新し、最終的には患者の生活の質を改善するために有用である。

図６Ｈは、本発明による収縮運動ずれ測定値のグラフ２４１２である。このグラフ２４１２は、その横座標として時間を、その縦座標として信号振幅を有する。第一のトレース２４１４、第二のトレース２４１６、及び第三のトレース２４１８は、ＰＩＭＤの電極から検知される心電図信号灯の心臓信号を描いている。トレース２４１４、２４１６及び２４１８は、本発明に従って収縮運動のずれを測定するために使用されてもよい。第一のトレース２４１４は、ＱＲＳ群の幅２４２０が収縮運動のずれとして使用された状態で描かれている。収縮運動のずれが大きくなるにつれて、ＱＲＳ群の幅２４２０は広がる。ＱＲＳ群幅２４２０の測定は、例えば形態素性分析を使用して行われてもよい。

第二のトレース２４１６は、心臓周期全体と関連するベクトルの優勢な向きを決定するために使用される心臓周期ウィンドウ２４２２を描いている。心臓周期ウィンドウ２４２２の中にある、トレース２４１６の前記心電図信号の部分は本発明に従って心臓活性化シーケンス監視を使用して評価されてもよい。前記心臓周期ウィンドウ２４２２の中の前記心臓活性化シーケンスと関連する一個又は複数のベクトルの一つ又は複数の特徴の変化は、心臓収縮運動のずれのレベルを決定するために使用されてもよい。例えば、ベースラインは、心臓周期ウィンドウ２４２２の中の前記心臓信号の優勢なベクトル向きの角度について確立されてもよい。前記収縮運動のずれが大きくなるほど、以後のベクトルの角度は前記ベースラインからさらに異なるようになる。

優勢なベクトル（最大固有値を有するベクトル、つまりさらに詳しく後述されるように最大パワースペクトル密度のベクトル）は、通常、心臓収縮運動のずれの最善の評価を行うベクトルであるが、他のベクトルも使用されてもよい。例えば、前記第三のトレース２４１８はＱＲＳウィンドウ２４２４を描いている。ＱＲＳウィンドウ２４２４は、心臓心室からの脱分極波面と関連するベクトルをさらに厳密に提供してもよい。ＱＲＳウィンドウ２４２４と関連する一個又は複数のベクトルの変化は、心臓収縮運動のずれの良好な測定値となってもよい。ベクトル角度等の経時的な特徴の変動は心臓収縮運動のずれに直接的に相互関連してもよい。

図６Ｉは、本発明によるＣＲＴ滴定の方法２４２１のフローチャートである。前記方法２４２１は、時期が選ばれた間隔で、臨床医の要求に応じて、心臓事象の検出時に、あるいはそれ以外の場合は所望されるように開始されてもよい。滴定期間は患者ごとに個別に決定されてもよい、あるいは臨床情報を使用して予定されてもよい。滴定２４２３が所望される場合、前述されたように患者の心室収縮運動のずれ２４２６の測定が行われる。

収縮運動のずれ２４２６が所定値つまり閾値２４２８を超えると測定される場合、現在の状態を考慮して、最適パラメータを決定するために再計算２４３２が実行される。その結果、最適パラメータは調整済みのＣＲＴ治療２４３４を送達するために使用される。

患者が前記調整済みのＣＲＴ治療２４３４に反応したかどうかを評価することが望ましい場合がある。結果の評価が所望される場合２４３６には、心室収縮運動のずれ２４２６の以後の測定は即座に、あるいは前記調整済みＣＲＴ治療が効果を発揮する機会の後に実行されてもよい。結果の評価が所望されない２４３６場合には、方法は滴定２４２３決定に戻る。

上記方法２４２１は、必要とされるときにＣＲＴ治療を自動的に滴定するためにＰＩＭＤを提供する。心房−心室（ＡＶ）遅延及び心室間（ＶＶ）遅延等の遅延だけではなく治療のレベルも、患者のために改善された血行動態を維持するために調整されてもよい。図６Ｉに描かれているような自動滴定は、効き目を改善する適応システムを患者に提供するために、自動捕捉及び自動閾値技法と結合されてもよい。

ここで図６Ｊを参照すると、固有の向き、心室から発する向き、及び心房から発する向きの心臓活性化シーケンス向きのためのベクトル角度を描くグラフ３４０２は、心室から発する活性化シーケンスと心房から発する活性化シーケンス間の大きな違いをはっきり示す。グラフ３４０２は図２及び図３Ａと同じ軸規約に従う。

固有の心房から発する活性化シーケンスベクトル３４０４、及び心房ペーシング／心室検知された活性化シーケンスベクトル３４０６はともに、心房検知／心室ペーシング活性化シーケンスベクトル３４０８から約４５度にある。固有の心房から発する活性化シーケンスベクトル３４０４及び心房ペーシング／心室検知活性化シーケンスベクトル３４０６は、グラフ３４０２のほぼ８０度にある。心房検知／心室ペーシング活性化シーケンスベクトル３４０８はグラフ３４０２の約３５度にある。角度方向のこの差異は活性化シーケンス監視及び追跡調査を使用して容易に検出される。

図６Ｋは、本発明に従った捕捉検証の方法３４１２のフローチャートである。方法３４１２は、固有の心臓活性化シーケンスベクトル情報に関してベースライン情報３４１４を確立することを含む。例えば、ベースラインは臨床試験を使用して確立されてよく、その結果代表的なベースラインとして使用されてもよい調査対象集団の一連の正常な変動を提供する。別の例では、ＰＩＭＤの埋め込み中、臨床医は個々の患者に個々のベースラインを確立してもよい。さらに別の例では、表面ＥＣＧ情報が、ＰＩＭＤの埋め込みの前に患者のための個々のベースラインを確立するために使用されてもよい。

上記方法３４１２は、心臓捕捉のための向きの範囲３４１６を確立することをさらに含む。例えば、臨床試験からの確立された正常な変動の範囲外の向きは、非捕捉から捕捉を区別するために役立ってもよい。例えば、心室ペーシング心臓捕捉の検出は、非捕捉を基準にした心臓捕捉を表わす心臓信号ベクトルの約４５度の相変化を検出することにより達成されてもよい。

上記方法３４１２を実現するＰＩＭＤは、ペーシング中に新しい心臓活性化シーケンスデータを収集し、ベクトル向き３４１８を計算してもよい。軸のシフトが向きの前記確立された捕捉範囲３４２２内にあると判断される場合には、心臓捕捉３４２４条件が存在する。軸シフトが向きの前記確立された捕捉範囲内３４２２にないと判断される場合には、非捕捉状態３４２６が存在する。

図６Ｌは、本発明による捕捉閾値調整の方法３４３２のフローチャートである。方法３４３２は、臨床データを使用する、又は前述されたように患者に特殊なベースラインを使用することによって等、固有の心臓活性化シーケンスベクトル情報に関するベースライン情報３４３４を確立することを含む。

上記方法３４３２は、前述されたように心臓捕捉のために向きの範囲３４３６を確立することもさらに含む。方法３４３２を活用するＰＩＭＤは、ペーシング閾値調整の間新しい心臓活性化シーケンスデータを収集し、ベクトル向き３４３８を計算してもよい。軸シフトが向きの確立された捕捉範囲３４４２内にあると判断される場合には、心臓捕捉３４４４状態が存在し、ペーシング閾値が引き下げられる。

次に、閾値試験は上記引き下げられたペーシングレベルで続行してよく、新しいデータが収集され、上記ベクトル向き３４３８が前記新しいペーシングレベルについて計算される。前記軸シフトが向きの確立された捕捉範囲３４２２内にはないと判断される場合、非捕捉状態３４４６が存在し、前記試験からの前記ペーシング閾値情報は、前記患者のために新しいペーシングレベルを設定するために前記ＰＩＭＤによって使用される。

図６Ｍは、本発明による左心室（ＬＶ）、右心室（ＲＶ）、及び両心室（ＢｉＶ）捕捉を検証する方法３４５２のフローチャートである。方法３４５２は、前述されたように臨床データを使用する又は患者に特殊なベースライン化（ｂａｓｅｌｉｎｉｎｇ）を使用することによって等、固有の心臓活性化シーケンスベクトル情報に関してベースライン情報３４５４を確立することを含む。

この例では、ベースライン情報は、多数の心臓捕捉シナリオのために確立される。特に図６Ｍは、本発明に従ってＬＶ捕捉、ＲＶ捕捉、及びＢｉＶ捕捉を検証することを描いている。方法３４５２は、ＲＶ捕捉、ＬＶ捕捉及びＢｉＶ捕捉の間に向きの範囲３４５６を確立することを含む。方法３４５２を活用するＰＩＭＤは、ペーシング中に新しい心臓活性化シーケンスデータを収集し、向きの確立されたＲＶ捕捉範囲３４６２を計算してもよい。軸シフトが向きの前記確立されたＲＶ捕捉範囲３４６２内にあると判断される場合には、ＲＶ心臓捕捉３４６４状態が存在する。軸シフトが向きの前記確立されたＲＶ捕捉範囲３４６２内にないと判断される場合には、ＲＶ非捕捉状態３４６６が存在する。

方法３２５２は、次に他の捕捉状態の評価を続行する。前記軸シフトが向きの確立されたＬＶ捕捉範囲内３４７２にあると判断される場合には、ＬＶ心臓捕捉３４７４状態が存在する。軸シフトが向きの確立されたＬＶ捕捉範囲３４７２内にないと判断される場合には、ＬＶ非捕捉状態３４７６が存在する。

次に方法３４５２は、別の捕捉状態の評価を続行する。軸シフトが向きの確立されたＢｉＶ捕捉範囲内３４８２にあると判断される場合には、ＢｉＶ心臓捕捉３４８４状態が存在する。軸シフトが向きの確立されたＢｉＶ捕捉範囲３４８２内にないと判断される場合には、ＢｉＶ非捕捉状態３４８６が存在する。

図６Ｎは、本発明に従って心室頻脈（ＶＴ）から上室性頻拍症（ＳＶＴ）を区別する方法４４０２のフローチャートである。方法４４０２は、心臓活性化シーケンスベクトル情報に関するベースライン情報４４０４を確立する。例えば、ベースラインは、臨床試験を使用して確立されてよく、その結果代表的なベースラインとして使用されてもよい、調査対象集団に正常な変動の範囲を提供する。別の例では、ＰＩＭＤの埋め込み中に、臨床医は個々の患者のために個々のベースラインを確立してもよい。さらに別の例では、表面ＥＣＧ情報が、ＰＩＭＤの埋め込みの前に患者のための個々のベースラインを確立するために使用されてもよい。

方法４４０２は、次にＳＶＴ事象の間に向きの範囲４４０６を確立する。例えば、臨床試験からの、正常な変動の前記確立された範囲外の向きがＶＴからＳＶＴを区別するために役立ってもよい。例えば、上室性頻拍症と心室頻脈を区別することは、上室性頻拍症を表わす心臓信号ベクトルを基準にして、心室頻脈を表わす心臓信号ベクトルの約４５度の相変化を検出することによって達成されてもよい。

方法４４０２を活用するＰＩＭＤは、頻拍４４０８を検出してもよい。頻拍４４０８が検出されると、ベクトル向き決定４４１２が実行され、ベースライン４４０４を基準にした心臓活性化シーケンス軸の角度の変化等の軸シフトの変化が検出されてもよい。前記軸シフトが、前記確立された向きのＳＶＴ範囲４４０６内にあると判断される場合、ＳＶＴ状態４４１６が存在する。前記軸シフトが確立された向きのＳＶＴ範囲内４４０６にないと判断される場合には、ＶＴ状態４４１８が存在する。

ここで図６Ｏを参照すると、固有の向き、心室から発する向き、及び心房から発する向きの心臓活性化シーケンス向きのためのベクトル角度を描いているグラフ４４２２が、心房から発する活性化シーケンスから、心室から発する活性化シーケンスがかなり逸脱していることを明示している。グラフ４４２２は、図２及び図３Ａと同じ軸規約に従う。

固有の心房から発する活性化シーケンスベクトル４４２４、及び心房ペーシング／心室検知活性化シーケンスベクトル４４２６はともに、心房検知／心室ペーシング活性化シーケンスベクトル４４２８から約４５度にある。この固有の心房から発する活性化シーケンスベクトル４４２４、及び心房ペーシング／心室検知活性化シーケンスベクトル４４２６はグラフ４４２２内で約８０度にある。心房検知／心室ペーシング活性化シーケンスベクトル４４２８は、グラフ４４２２で約３５度にある。この差異は、活性化シーケンス監視及び追跡調査を使用して容易に検出される。

図６Ｐは、単源性心室頻拍（ＭＶＴ）と多源性心室頻拍（ＰＶＴ）の間の活性化シーケンスベクトル角度の分散を描くグラフ４４３２である。グラフ４４３２は、その横軸に示されている２０個の連続心拍を、及びその縦軸に度単位の活性化シーケンスベクトルの向きを有する。グラフ４４３２で描かれているデータは例示目的で無作為に生成された。前記グラフ上の各点は、仮説的なＭＶＴ状態４４３４又は仮説的なＰＶＴ状態４４３６の２０個の連続拍動のための優勢な向きのベクトル角度を示している。ＭＶＴ状態４４３４のためのデータは、分散範囲４４３８内にあることが分かる。ＰＶＴ状態は、図６Ｐのグラフに描かれているように、分散範囲４４３８より著しく大きい配向角の範囲で分散を生じさせてもよい。

図６Ｑは、本発明に従ってＰＶＴからＭＶＴを区別する方法４４４２のフローチャートである。方法４４４２は、前述されたように臨床データを使用する、あるいはベースラインを使用することによってＭＶＴに一つ又は複数の所定の値を確立する。ＶＴが検出ブロック４４４６で検出されると、分散が決定されるまで、ベクトル向き計算４４４８が、複数の連続拍動のために実行される。比較４４５２は、前記分散が所定の値（複数の場合がある）４４４４より大きいかどうかを判断する。前記分散が所定の値（複数の場合がある）４４４４より大きい場合、ＰＶＴ状態４４５４が存在する。前記分散が所定の値（複数の場合がある）４４４４未満である場合、ＭＶＴ状態４４５６が存在する。

図６Ｒは、本発明に従って左心室頻拍症（ＬＶＴ）を右心室頻拍症（ＲＶＴ）から区別する方法４４５８のフローチャートである。方法４４５８は、心臓活性化シーケンスベクトル情報に関してＬＶＴ及びＲＶＴのための方向及びシフトの範囲４４６２を確立する。例えば、ＬＶＴ及びＲＶＴのための前記方向及びシフトの範囲４４６２は臨床試験を使用して確立され、その結果代表的なベースラインとして使用されてもよい、調査対象集団のための正常な変動の範囲を提供する。別の例では、ＰＩＭＤの埋め込みの間、臨床医は個々の患者のためにＬＶＴとＲＶＴの個々の方向及びシフトの範囲４４６２を確立してもよい。さらに別の例では、表面ＥＣＧ情報が、ＰＩＭＤの埋め込みの前に患者のために個々のベースラインを確立するために使用されてもよい。

方法４４５８を活用するＰＩＭＤは、心室頻脈４４６４を検出してもよい。心室頻脈４４６４が検出されると、新しいベクトルの向きが計算される４４６６。ＬＶＴの前記方向及びシフトの範囲４４６２に似対する比較４４６８が行われ、軸シフトが前記ＬＶＴ方向にあると判断される場合には、ＬＶＴ状態４４７２が存在する。ＲＶＴの前記方向及びシフトの範囲４４６２に対する比較４４７４が行われ、軸シフトが前記ＲＶＴ方向にあると判断される場合、ＲＶＴ状態４４７６が存在する。ＬＶＴ方向又はＲＶＴ方向のシフトが観察されない場合には、本発明の他の区別方法等の、他の区別アルゴリズム４４７８が不整脈を区別するために使用されてもよい。

以下の図６Ｓから図６ＡＰは、本発明の虚血検出技法と関連して臨床前実験の間に検知される心臓周期のウィンドウ化された部分から決定される優勢なベクトルのための活性化シーケンスベクトルのグラフである。ｐｏｒｃｉｎｅ被験者からのＥＣＧが、１．５インチ離間された三つの曲面パッチ電極を使用して記録された。図６Ｓから図６ＡＰに描かれた活性化シーケンスベクトルは、その構成が本書の他の個所に説明されている、二つ又は三つ以上の埋め込み型電極を使用することによって取得されてもよいことが理解される。さらに、図６Ｓから図６ＡＰで描かれている前記活性化シーケンスベクトルを作成するために獲得されるデータは、その構成が本書の他の個所に説明されている埋め込み型心臓装置の使用によって取得されてもよい。

ＬＶペーシング心臓機能だけではなく、固有の心臓機能の記録が行われた。心臓の一部に対する血流は、左冠動脈前下行枝（ＬＡＤ）の閉塞を使用して変更され、流量は流量計を使用して測定された。流量は１００％開放状態、７５％閉塞状態、及び１００％閉塞状態の間で変化した。結果として生じるデータセットは、次に、図１４から図１６の説明に関してさらに後述されるように、発生源分別方法論を使用して分析された。

図６Ｓ、図６Ｔ及び図６Ｕは、本発明に従って、それぞれベースラインでの生きたｐｏｒｃｉｎｅ被験者、部分的なＬＡＤ閉塞、及び完全なＬＡＤ閉塞から作成された、所定の基準から０．００１秒で開始する心臓信号の矩形ウィンドウ化部分のための活性化シーケンスベクトル角度を描くグラフである。図６Ｓ、図６Ｔ及び図６Ｕでは、Ｐ−ＱＲＳセグメントベクトル４０１のグループが、点で終了するベクトルによって特定され、ＳＴ−Ｔセグメントベクトル４０２のグループが星で終了するベクトルによって特定される。図６Ｓは、ゼロ閉塞（１００％流量）のベースライン状態の場合、０．００１秒の遅延で開始する矩形ウィンドウを使用して決定されるベクトル４０１、４０２を描いている。

図６Ｔは、他のパラメータが図６Ｓに描かれているパラメータに等しい、部分的な閉塞（７４％閉塞、２５％流量）の間に決定されるベクトル４０１、４０２を描いている。図６Ｕは、他のパラメータが図６Ｓのパラメータに等しい、完全な閉塞（１００％閉塞、０％流量）の間に決定されるベクトル４０１、４０２を描いている。ＳＴ−Ｔセグメントベクトル４０２の近似角度がベースラインでの約１５５度から７５％閉塞での約１４５度に、及び完全閉塞での約１３０度に変化するため、閉塞が急性で検出されることがあることは、ＳＴ−Ｔセグメントベクトル４０２の進行で明らかである。閉塞の別の基準は、ＳＴ−Ｔセグメントベクトル４０２を基準にしたＰ−ＱＲＳセグメントベクトル４０１の角度間の関係性であってもよい。ベースラインでは、ＳＴ−Ｔセグメントベクトル４０２は、Ｐ−ＱＲＳセグメントベクトル４０１より大きな角度にあるが、１００％閉塞状態の場合、ＳＴ−Ｔセグメントベクトル４０２はＰ−ＱＲＳセグメントベクトル４０１未満の角度にある。

図６Ｖ、図６Ｗ、及び図６Ｘは、本発明に従って、それぞれベースラインでの生きたｐｏｒｃｉｎｅ被験者、部分的なＬＡＤ閉塞及び完全なＬＡＤ閉塞から０．０７秒で開始する心臓信号の矩形ウィンドウ化部分のための活性シーケンスベクトル角度を描くグラフである。図６Ｖ、図６Ｗ、及び図６Ｘでは、Ｐ−ＱＲＳセグメントベクトル４０３のグループが、点で終了するベクトルによって特定され、ＳＴ−Ｔセグメントベクトル４０４のグループが星で終了するベクトルによって特定されている。図６Ｖは、ゼロ閉塞（１００％流量）のベースライン状態の場合、０．０７秒の遅延で開始する矩形ウィンドウを使用して決定されるベクトル４０３、４０４を描いている。Ｐ−ＱＲＳベクトル４０５は、この説明では無視される。

図６Ｗは、他のパラメータが図６Ｖに描かれているパラメータに等しい、部分的な閉塞（７５％閉塞、２５％流量）の間に決定されるベクトル４０３、４０４を描いている。図６Ｘは、他のパラメータが図６Ｖに描かれているパラメータに等しい、完全閉塞（１００％閉塞、０％流量）の間に決定されるベクトル４０３、４０４を描いている。０．０７秒で開始する矩形ウィンドウのためのベクトル４０３、４０４の進行は、図６Ｓ、図６Ｔ、及び図６Ｕに関して明らかであったほど詳細に虚血を区別しているように見えない。

図６Ｙ、図６Ｚ及び図６ＡＡは、本発明に従って、それぞれベースラインでの生きたｐｏｒｃｉｎｅ被験者、部分的なＬＡＤ閉塞、及び完全なＬＡＤ閉塞から０．１４秒で開始する心臓信号の矩形ウィンドウ化部分のための活性化シーケンスベクトル角度を描くグラフである。図６Ｙ、図６Ｚ及び図６ＡＡでは、Ｐ−ＱＲＳセグメントベクトル ４０６のグループは、点で終了するベクトルによって特定され、ＳＴ−Ｔセグメントベクトル４０７のグループは星で終了するベクトルによって特定されている。図６Ｙは、ゼロ閉塞（１００％流量）のベースライン状態の場合、０．１４秒の遅延で開始する矩形ウィンドウを使用して決定されるベクトル４０６、４０７を描いている。Ｐ−ＱＲＳベクトル４０８は、この説明のために無視される。

図６Ｚは、他のパラメータが図６Ｙに描かれているパラメータに等しい部分的な閉塞（７５％閉塞、２５％流量）の間に決定されたベクトル４０６、４０７を描いている。図６ＡＡは、他のパラメータが図６Ｙに描かれているパラメータに等しい、完全閉塞（１００％閉塞、０％流量）の間に決定されるベクトル４０６、４０７を描いている。ＳＴ−Ｔセグメントベクトル４０７の近似角度がベースラインでの約１５５度から、７５％閉塞及び完全閉塞での約１２５度に変化するため、閉塞が急性で検出される可能性があることがＳＴ−Ｔセグメントベクトル４０７の進行で明らかである。閉塞の別の基準は、ＳＴ−Ｔセグメントベクトル４０７を基準にしたＰ−ＱＲＳセグメントベクトル４０６の角度間の関係性であってもよい。ベースラインでは、ＳＴ−Ｔセグメントベクトル４０７は、Ｐ−ＱＲＳセグメントベクトル４０６より大きな角度にあるが、７５％及び１００％の閉塞状態の場合、ＳＴ−Ｔセグメントベクトル４０７は、Ｐ−ＱＲＳセグメントベクトル４０６未満の角度である。

図６ＡＢ、図６ＡＣ及び図６ＡＤは、本発明に従って、それぞれベースラインでの生きているｐｏｒｃｉｎｅ被験者、部分的なＬＡＤ閉塞、及び完全なＬＡＤ閉塞から０．２１秒で開始する心臓信号の矩形ウィンドウ化部分のための活性化シーケンスベクトル角度を描いているグラフである。図６ＡＢ、図６ＡＣ、及び図６ＡＤでは、Ｐ−ＱＲＳセグメントベクトル４０８のグループは点で終了するベクトルで特定され、ＳＴ−Ｔセグメントベクトル４０９のグループは星で終了するベクトルによって特定されている。図６ＡＢは、ゼロ閉塞（１００％流量）のベースライン状態の場合、０．２１秒の遅延で開始する矩形ウィンドウを使用して決定されるベクトル４０８、４０９を描いている。Ｐ−ＱＲＳベクトル４１１は、この説明では無視される。

図６ＡＣは、他のパラメータが図６ＡＢに描かれているパラメータに等しい、部分的な閉塞（７５％閉塞、２５％流量）の間に決定されるベクトル４０８、４０９を描いている。図６ＡＤは、他のパラメータが図６ＡＢに描かれているパラメータに等しい、完全閉塞（１００％閉塞、０％流量）の間に決定されるベクトル４０８、４０９を描いている。ＳＴ−Ｔセグメントベクトル４０９の近似角度がベースラインでの約１５５度、から、７５％閉塞及び完全閉塞での約１２５度に変化するため、閉塞が急性で検出されることがあることがＳＴ−Ｔセグメントベクトル４０９の進行で明らかである。閉塞の別の基準は、ＳＴ−Ｔセグメントベクトル４０９を基準にしたＰ−ＱＲＳセグメントベクトル４０８の角度間の関係性であってもよい。ベースラインでは、ＳＴ−Ｔセグメントベクトル４０９は、Ｐ−ＱＲＳセグメントベクトル４０８より大きな角度にあるが、７５％閉塞状態の場合、ＳＴ−Ｔセグメントベクトル４０９は、通常、Ｐ−ＱＲＳセグメントベクトル４０８未満の角度にある。

図６ＡＥ、図６ＡＦ、及び図６ＡＧは、本発明に従ってそれぞれベースラインでの生きたｐｏｒｃｉｎｅ被験者、部分的なＬＡＤ閉塞、及び完全なＬＡＤ閉塞から０．００１秒で開始する心臓信号のＨａｎｎｉｎｇウィンドウ化部分のための活性化シーケンスベクトル角度を描くグラフである。図６ＡＥ、図６ＡＦ、及び図６ＡＧでは、Ｐ−ＱＲＳセグメントベクトル４１２は、点で終了するベクトルで特定され、ＳＴ−Ｔセグメントベクトル４１３は星で終了するベクトルで特定されている。図６ＡＥは、ゼロ閉塞（１００％流量）のベースライン状態の場合に、０．００１秒の遅延で開始するＨａｎｎｉｎｇウィンドウを使用して決定されるベクトル４１２、４１３を描いている。

図６ＡＦは、他のパラメータが図６ＡＥに描かれているパラメータに等しい、部分的な閉塞（７５％閉塞、２５％流量）の間に決定されるベクトル４１２、４１３を描いている。図６ＡＧは、他のパラメータが図６ＡＥに描かれているパラメータに等しい、完全閉塞（１００％閉塞、０％流量）の間に決定されるベクトル４１２、４１３を描いている。ＳＴ−Ｔセグメントベクトル４１３の近似角度がベースラインでの約１５５度から、７５％閉塞での約１２５度、及び完全閉塞での約１３５度に変化するため、閉塞が急性で検出されることがあることはＳＴ−Ｔセグメントベクトル４１３の進行で明らかである。閉塞の別の基準は、ＳＴ−Ｔセグメントベクトル４１３を基準にしたＰ−ＱＲＳセグメントベクトル４１２の角度間の関係性であってもよい。ベースラインでは、ＳＴ−Ｔセグメントベクトル４１３は、Ｐ−ＱＲＳセグメントベクトル４０１より大きい角度にあるが、７５％閉塞状態の場合、ＳＴ−Ｔセグメントベクトル４１３はＰ−ＱＲＳセグメントベクトル４１２未満の角度にある。

図６ＡＨ、図６ＡＩ及び図６ＡＪは、本発明に従って、それぞれベースラインでの生きたｐｏｒｃｉｎｅ被験者、部分的なＬＡＤ閉塞及び完全なＬＡＤ閉塞から０．０７秒で開始する心臓信号のＨａｎｎｉｎｇウィンドウ化部分のための活性化シーケンスベクトル角度を描くグラフである。図６ＡＨ、図６ＡＩ及び図６ＡＪでは、Ｐ−ＱＲＳセグメントベクトル４１４のグループは、点で終了するベクトルによって特定され、ＳＴ−Ｔセグメントベクトル４１５のグループは星で終了するベクトルによって特定されている。図６ＡＨは、ゼロ閉塞（１００％流量）のベースライン状態の場合、０．０７秒遅延で開始するＨａｎｎｉｎｇウィンドウを使用して決定されるベクトル４１４、４１５を描いている。

図６ＡＩは、他のパラメータが図６ＡＨに描かれているパラメータに等しい、部分的な閉塞（７５％閉塞、２５％流量）の間に決定されるベクトル４１４、４１５を描いている。図６ＡＪは、他のパラメータが図６ＡＨに描かれているパラメータに等しい、完全閉塞（１００％閉塞、０％流量）の間に決定されるベクトル４１４、４１５を描いている。ＳＴ−Ｔセグメントベクトル４１５の近似角度がベースラインでの約１７０度から１８５度から、７５％閉塞での約１２５度から１３５度に、及び完全閉塞での約１３０度から１４０度に変化するため、閉塞が急性で検出されることがあることがＳＴ−Ｔセグメントベクトル４１５の進行で明らかである。閉塞の別の基準は、ＳＴ−Ｔセグメントベクトル４１５を基準にしたＰ−ＱＲＳセグメントベクトル４１４の角度間の関係性であってもよい。ベースラインでは、ＳＴ−Ｔセグメントベクトル４１５は、Ｐ−ＱＲＳセグメントベクトル４１４より大きい角度にあるが、７５％閉塞状態の場合、ＳＴ−Ｔセグメントベクトル４１５はＰ−ＱＲＳセグメントベクトル４１４未満の角度にある。

図６ＡＫ、図６ＡＬ、及び図６ＡＭは、本発明に従って、それぞれベースラインでの生きたｐｏｒｃｉｎｅ被験者、部分的なＬＡＤ閉塞、及び完全なＬＡＤ閉塞から０．１４秒で開始する心臓信号のＨａｎｎｎｉｎｇウィンドウ化部分のための活性化シーケンスベクトル角度を描くグラフである。図６ＡＫ、図６ＡＬ、及び図６ＡＭでは、Ｐ−ＱＲＳセグメントベクトル４１６のグループは点で終了するベクトルによって特定され、ＳＴ−Ｔセグメントベクトル４１７のグループは星で終了するベクトルによって特定されている。図６ＡＫは、ゼロ閉塞（１００％流量）のベースライン状態の場合、０．１４秒の遅延で開始するＨａｎｎｉｎｇウィンドウを使用して決定されるベクトル４１６、４１７を描いている。Ｐ−ＱＲＳベクトル４１８、Ｐ−ＱＲＳベクトル４１９、及びＳＴ−Ｔベクトル４２１は、この説明のために無視される。

図６ＡＬは、他のパラメータが図６ＡＫに描かれているパラメータに等しい、部分的な閉塞（７５％閉塞、２５％流量）の間に決定されるベクトル４１６、４１７を描いている。図６ＡＬでは、Ｐ−ＱＲＳベクトル４２２及びＰ−ＱＲＳベクトル４２３はこの説明のために無視される。図６ＡＭは、他のパラメータが図６ＡＫに描かれているパラメータに等しい、完全閉塞（１００％閉塞、０％流量）の間に決定されるベクトル４１６、４１７を描いている。ＳＴ−Ｔセグメントベクトル４１７の近似角度がベースラインでの約１５０から１６５度から、７５％閉塞での約１２０から１４０度に、及び完全閉塞での約１３０から１４５度に変化するため、閉塞は急性で検出されてもよいことがＳＴ−Ｔセグメントベクトル４１７の進行で明らかである。閉塞の別の基準は、ＳＴ−Ｔセグメントベクトル４１７を基準にしたＰ−ＱＲＳセグメントベクトル４１６の角度間の関係性であってもよい。ベースラインでは、ＳＴ−Ｔセグメントベクトル４１７は、Ｐ−ＱＲＳセグメントベクトル４１６より大きい角度にあるが、７５％閉塞状態の場合、ＳＴ−Ｔセグメントベクトル４１７はＰ−ＱＲＳセグメントベクトル４１６未満の角度にある。

図６ＡＮ、図６ＡＯ、及び図６ＡＰは、本発明に従って、それぞれベースラインでの生きたｐｏｒｃｉｎｅ被験者、部分的なＬＡＤ閉塞及び完全なＬＡＤ閉塞から０．２１秒で開始する、心臓信号のＨａｎｎｉｎｇウィンドウ化部分のための活性化シーケンスベクトル角度を描くグラフである。図６ＡＮ、図６ＡＯ、及び図６ＡＰでは、Ｐ−ＱＲＳセグメントベクトル４２４のグループは点で終了するベクトルによって特定され、ＳＴ−Ｔセグメントベクトル４２５のグループは星で終了するベクトルで特定されている。図６ＡＮは、ゼロ閉塞（１００％閉塞）のベースライン状況の場合、０．２１秒の遅延で開始するＨａｎｎｉｎｇウィンドウを使用して決定されるベクトル４２４、２４５を描いている。Ｐ−ＱＲＳベクトル４２６及びＰ−ＱＲＳベクトル４２７は、この説明のために無視される。

図６ＡＯは、他のパラメータが図６ＡＮに描かれているパラメータに等しい、部分的な閉塞（７５％閉塞、２５％流量）の間に決定されるベクトル４２４、４２５を描いている。図６ＡＰは、他のパラメータが図６ＡＮに描かれているパラメータに等しい、完全閉塞（１００％閉塞、０％流量）の間に決定されるベクトル４２４、４２５を描いている。ＳＴ−Ｔセグメントベクトル４２５の近似角度がベースラインでの約１５０から１６５度から、７５％閉塞での約１０５から１４０度に、及び完全閉塞での約１２０から１２５度に変化するため、閉塞が急性で検出されることがあることがＳＴ−Ｔセグメントベクトル４２５の進行で明らかである。閉塞の別の基準は、ＳＴ−Ｔセグメントベクトル４２５を基準にしたＰ−ＱＲＳセグメントベクトル４２４の角度間の関係性であってもよい。ベースラインでは、ＳＴ−Ｔセグメントベクトル４２５が、Ｐ−ＱＲＳセグメントベクトル４２４より大きい角度にあるが、１００％の閉塞状態の場合、ＳＴ−Ｔセグメントベクトル４２５はＰ−ＱＲＳセグメントベクトル４２４未満の角度にある。

図７は、少なくとも三個の電極を有する本発明によるＰＩＭＤ７８２の平面図である。図７には缶の上に位置するとして複数の電極が描かれているが、通常、缶は一個の電極を含み、他の電極はリード線を使用して前記缶に結合される。図７に描かれている実施形態に示されるＰＩＭＤ７８２は、缶７０３上に設けられている第一の電極７８１ａ、第二の電極７８１ｂ、及び第三の電極７８１ｃを含んでいる。ＰＩＭＤ７８２は、心臓活動を検出し、記録する。缶７０３は、一本又は複数のリード線と缶７０３の間での取り外し自在の取り付けを容易にするように構成されてもよいヘッダ７８９を組み込むとして描かれている。缶７０３は、オプションの電極７８１ｄ、７８１ｅ、７８１ｆ及び７８１ｇ等の、缶７０３の中又は上のどこかに配置される任意の数の電極を含んでもよい。各電極組は、ＥＣＧ信号の検知のために使用可能な一個のベクトルを提供する。

図８は、本発明による心臓活性化シーケンス監視及び追跡調査のためのベクトル情報を抽出するために有用なプロセス８５０のブロック図である。プロセス８５０は、少なくとも三個の電極から選ばれる、複数のそれぞれの電極組の間で複数の同時測定値が取得されるブロック８５１で開始する。ブロック８５２は、インコヒーレントな雑音を幅広く抑制し、信号対雑音比を一般的に最大限にするために、例えば線形位相フィルタを用いて収集された信号を前置フィルタリングすることに備える。

ブロック８５３は、約１秒等の相対的に短い時間間隔で平均されてもよい相互相関行列の計算を示す。このブロックは、相互に相関する成分を強化する。ブロック８５４は次に相互相関行列の固有値の計算のために提供される。通常雑音に結び付けられるさらに小さな固有値は、それらの固有値に関連するコンポジット信号の雑音成分を除去することによって雑音を排除するためにブロック８５５で使用されてもよい。

ブロック８５６では、信号は前記固有値を使用してコンポジット信号から分離されてもよい。分離された源は、より大きな固有値に対応する固有ベクトルに指定されるように、記録された信号の一次結合を取ることによって取得されてもよい。要すれば、ブロック８５７は、心臓信号又は他の関心のある信号がブロック８５６で分離された信号の中で検出されない場合には、高次統計に基づいて追加の分離を実行することに備える。

ブロック８５８では、心臓信号は、分離された信号の間でその関連ベクトルとともに選択基準に基づいて特定されてもよい。通常、心臓信号は最大固有値に結び付いた信号の間で検出される。ベクトル選択システム及びベクトル更新システムは、参照することにより本書に組み込まれている、２００４年６月２４日に出願され、「複数電極を使用する、ＥＣＧ測定用の自動向き決定（Ａｕｔｏｍａｔｉｃ Ｏｒｉｅｎｔａｔｉｏｎ Ｄｅｔｅｒｍｉｎａｔｉｏｎ ｆｏｒ ＥＣＧ Ｍｅａｕｓｒｅｍｅｎｔｓ Ｕｓｉｎｇ Ｍｕｌｔｉｐｌｅ Ｅｌｅｃｔｒｏｄｅｓ）」と題される同一出願人による同時係属米国特許出願第１０／８７６，００８号にさらに説明されている［代理人整理番号ＧＵＩＤ１４９ＰＡ号］。

図解のために、及び制限のためではなく、本発明による心臓活性化シーケンス監視及び追跡調査を使用してもよい装置の多様な実施形態が、患者の胸郭部位の皮膚の下に埋め込まれてもよいＰＩＭＤの関連で本書に説明されている。ＰＩＭＤは、例えば、装置のすべての、又は選択された要素が、心臓活動を監視する、及び／又は心刺激治療を送達するために適切な患者の前部、後部、側部、又は他の体の位置に配置されるように皮下に埋め込まれてもよい。ＰＩＭＤの要素は、胸郭部位、腹部、又は鎖骨下動脈領域等の複数の異なる体の位置に設置されてよく、電極要素が心臓の近くの、心臓の回りの、心臓の中の、あるいは心臓の上のそれぞれ異なった部位に配置されることを理解されたい。

例えばＰＩＭＤの一次筺体（例えば、活性缶又は非活性缶）は、肋間の位置又は肋骨下位置の侠客の外部に、腹部の中に、あるいは上部胸郭部位内に（例えば第三の肋骨の上等の鎖骨下動脈位置等）配置するために構成されてもよい。一つの実現では、電極を組み込む一本又は複数のリード線が、従来の経静脈法送達手法を使用することによって埋め込まれている一本又は複数のリード線を介して等、心臓、大血管、又は冠状動脈の脈管構造と直に接触して配置されてもよい。別の実施では、一個又は複数の電極が一次筺体の上に及び／又は心臓、大血管又は動脈脈管構造と直に接触しないが心臓、大血管、又は動脈脈管構造の回りの他の場所に配置されてもよい。

追加の実施では、例えば、一個又は複数の電極サブシステム又は電極アレイが、活性缶を利用するＰＩＭＤ構成、あるいは非活性缶を利用する構成において心臓活動を検知するために、及び／又は心刺激エネルギーを送達するために使用されてもよい。電極は、心臓を基準にして前方位置及び／又は後方位置に位置してもよい。本発明の多様な実施形態に組み込まれてもよい有用な電極位置及び特長の例は、参照することにより本書に組み込まれている、同一出願人による同時係属の、「心臓を基準にした皮下電極位置決めを含む方法及びシステム（Ｍｅｔｈｏｄｓ ａｎｄ Ｓｙｓｔｅｍｓ Ｉｎｖｏｌｖｉｎｇ Ｓｕｂｃｕｔａｎｅｏｕｓ Ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ Ｐｏｓｉｔｉｏｎｉｎｇ Ｒｅｌａｔｉｖｅ ｔｏ Ｈｅａｒｔ）」と題され、２００３年６月１９日に出願された米国特許出願番号第１０／４６５，５２０号、「埋め込み型装置内の無線ＥＣＧ（Ｗｉｒｅｌｅｓｓ ＥＣＧ Ｉｎ Ｉｍｐｌａｎｔａｂｌｅ Ｄｅｖｉｃｅｓ）」と題され、２００４年３月５日に出願された第１０／７９５，１２６号、及び「雑音防止心臓電極（Ｎｏｉｓｅ Ｃａｎｃｅｌｉｎｇ Ｃａｒｄｉａｃ Ｅｌｅｃｔｒｏｄｅｓ）」と題され、２００３年１２月１７日に出願された第１０／７３８，６０８号に記載されている。

本書に描かれている特定の構成は、一般的に、埋め込み可能電気的除細動器／心細動除去装置（ＩＣＤ）によって従来実行される多様な機能を実現できるとして説明されており、技術で公知であるような多数の電気的除細動モード／除細動モードで動作してもよい。その態様が心臓活性化シーケンス監視及び／又は追跡調査から恩恵を受けることができるタイプのＰＩＭＤに組み込まれてもよいＩＣＤ回路網、構造及び機能性の例は、参照することにより本書に組み込まれる、同一出願人の米国特許番号第５，１３３，３５３号、第５，１７９，９４５号、第５，３１４，４５９号、第５，３１８，５９７号、第５，６２０，４６６号、及び第５，６６２，６８８号に開示されている。

特定の構成では、システム及び方法は、電気的除細動／除細動療法に加えて、技術で公知であるような多様なペーシング療法を提供すること等の、ペースメーカによって従来実行されていた機能を実行してもよい。その態様が心臓活性化シーケンス監視及び／又は追跡調査の方法及び実現から恩恵を受けることができるタイプのＰＩＭＤに組み込まれてもよい、ペースメーカ回路網、構造及び機能性の例は、参照することにより本書に組み込まれる、同一出願人の米国特許番号第４，５６２，８４１号、第５，２８４，１３６号、第５，３７６，１０６号、第５，０３６，８４９号、第５，５４０，７２７号、第５，８３６，９８７号、第６，０４４，２９８号、及び第６，０５５，４５４号で開示される。ＰＩＭＤ構成は、徐脈療法及び／又は抗頻脈ペーシング療法に加えて、あるいは徐脈療法及び／又は抗頻脈ペーシング療法を除いて、非生理的なペーシング支援を提供してもよいことを理解されたい。

本発明に従って心臓活性化シーケンス監視及び追跡調査のためのベクトル情報を抽出することに有効なＰＩＭＤは、心刺激療法だけではなく診断機能及び／又は監視機能をも実現しうる。その態様が、心臓活性化シーケンス監視及び／又は追跡調査の方法及び実現から恩恵を受けることができるタイプのＰＩＭＤに組み込まれてもよい、心臓監視回路網、構造、及び機能性の例は、参照することにより本書に組み込まれる、同一出願人の米国特許第５，３１３，９５３号、第５，３８８，５７８号及び第５，４１１，０３１号に開示されている。

本書に説明されている多様な実施形態は、うっ血性心不全（ＣＨＦ）の監視、診断及び／又は治療と関連して使用されてもよい。本発明のＰＩＭＤは、二腔ペーシング療法又は両心室ペーシング療法、心臓再同期療法、心臓機能最適化を含むＣＨＦ特長、又は他のＣＨＦ関連方法論を備えてもよい。例えば、本発明の任意のＰＩＭＤは、以下の参考資料つまり、それぞれが参照することにより本書に組み込まれている「同期された多点心臓ペーシングのためのタイミングサイクル（Ｔｉｍｉｎｇ Ｃｙｃｌｅｓ ｆｏｒ Ｓｙｎｃｈｒｏｎｉｚｅｄ Ｍｕｌｔｉｓｉｔｅ Ｃａｒｄｉａｃ Ｐａｃｉｎｇ）」と題される、同一出願人の米国特許出願、２００２年１０月１１日に出願された出願番号第１０／２７０，０３５号、及び米国特許番号第６，４１１，８４８号、第６，２８５，９０７号、第４，９２８，６８８号、第６，４５９，９２９号、第５，３３４，２２２号、第６，０２６，３２０号、第６，３７１，９２２号、第６，５９７，９５１号、第６，４２４，８６５号、及び第６，５４２，７７５号の内の一つ又は複数の特長を組み込んでもよい。

ＰＩＭＤは、速度をベースにしたパターン、及び速度をベースにした、及び／又は形態学的な頻脈性不整脈区別分析を実行することを含んでもよい多様な診断機能を実現するために使用されてもよい。皮下センサ、皮膚センサ及び／又は外部センサは、頻脈性不整脈の検出及び終了を強化するために生理学的な情報及び非生理学的な情報を獲得するために利用されてもよい。構成、特長及び本開示に説明されている特長の組み合わせが、広範囲の埋め込み型医療装置で実現されてもよいこと、及びこのような実施形態及び特長が本書に説明されている特定の装置に限定されないことが理解される。

ここで図９を参照すると、図９に描かれている埋め込み型装置は、本発明による心臓シーケンス監視及び追跡調査から恩恵を受けることができるＰＩＭＤの実施形態である。この例では、埋め込み型装置は、心内誘導システム９１０に電気的に且つ物理的に結合されている埋め込み型パルス発生器９０５を含む心調律管理装置（ＣＲＭ）９００を含む。

心内誘導システム９１０の部分は、患者の心臓９９０の中に差し込まれている。心内誘導システム９１０は、心臓の電気的な心臓活動を検知し、心臓に電気的な刺激を送達し、患者の経胸腔的インピーダンスを検知し、及び／又は心室圧力又は温度等の生理学的なパラメータを検知するように構成されている一個又は複数の電極を含む。パルス発生器９０５の筺体９０１の部分は、要すれば缶電極として働いてもよい。

通信回路網は、パルス発生器９０５と、例えば携帯又は臨床の通信ステーション、患者運搬／着用通信ステーション、又は外部プログラマ等の外部通信装置の間の通信を容易にするために筺体９０１の中に配置される。通信回路網は、一つ又は複数の埋め込まれた、外部の、皮膚の、又は皮下の生理学的な、又は非生理的なセンサ、患者入力装置及び／又は情報システムとの単一指向又は双方向の通信を容易にしてもよい。

パルス発生器９０５は、要すれば、多様な呼吸状態及び心臓関連の状態だけではなく患者活動を検知するために使用されてもよい、運動検出器９２０を組み込んでもよい。例えば運動検出器９２０は、要すれば、いびき、活動レベル及び／又は例えば呼吸努力に関連する胸壁の動きを検知するように構成されてもよい。運動検出器９２０は、パルス発生器９０５の筺体９０１の中に、又は上に配置される加速度計として実現されてもよい。運動センサが加速度計として実現される場合、運動センサは、例えば水泡音、咳等の呼吸器、及び心臓の、例えばＳ１からＳ４の心音、心雑音、及び他の音響情報等を含んでもよい。

ＣＲＭ９００の誘導システム９１０及びパルス発生器９０５は、患者の呼吸波形、又は他の呼吸関連情報を獲得するために使用されてもよい一台又は複数の経胸腔的インピーダンスセンサを組み込んでもよい。経胸腔的インピーダンスセンサは、心臓９９０の一つ又は複数の腔の中に配置される、例えば一個又は複数の心臓内電極９４１、９４２、９５１から９５５、９６３を含んでもよい。心臓内電極９４１、９４２、９５１から９５５、９６３は、パルス発生器９０５の筺体内に配置されるインピーダンス駆動／検知回路網９３０に結合されてもよい。

一実現では、インピーダンス駆動／検知回路網９３０は、インピーダンス駆動電極９５１とパルス発生器９０５の筺体９０１の上の缶電極の間の組織を通って流れる電流を生じさせる。前記缶電極を基準にしたインピーダンス検知電極９５２での電圧は、患者の経胸郭インピーダンスが変化するにつれて変化する。インピーダンス検知電極９５２と缶電極間で作成される電圧信号は、インピーダンス検知回路網９３０によって検出される。インピーダンス検知及び駆動電極の他の場所及び／又は組み合わせも考えられる。

誘導システム９１０は、患者の心臓９９０から電気信号を検知する、及び／又は心臓９９０にペーシングパルスを送達するための一つ又は複数の心腔の中で、上で、又は回りに配置される。一つ又は複数の心臓内検知／ペーシング電極９５１から９５５を含んでもよい。図９に描かれている電極のような心臓内検知／ペーシング電極９５１から９５５は、左心室、右心室、左心房及び／又は右心房を含む一つ又は複数の心腔を検知する、及び／又はペーシングするために使用されてもよい。誘導システム９１０は、心臓に除細動／電気的除細動の衝撃を送達するための一つ又は複数の除細動電極９４１、９４２を含んでもよい。

パルス発生器９０５は、心不整脈を検出するため、及び／又は誘導システム９１０を通して心臓に送達される電気的な刺激パルス又は衝撃の形を取るペーシング又は除細動の療法を制御するための回路網を含んでもよい。パルス発生器９０５は、同一出願人の米国特許番号第５，２０３，３４８号、第５，２３０，３３７号、第５，３６０，４４２号、第５，３６６，４９６号、第５，３９７，３４２号、第５，３９１，２００号、第５，５４５，２０２号、第５，６０３，７３２号、及び第５，９１６，２４３号、第６，３６９，１２７号、第６，５９７，９５１号、及び参照することにより本書に組み込まれている米国特許公開第２００２／０１４３２６４号に開示されている埋め込み型医療装置の回路網、構造、及び機能性も組み込んでもよい。

図１０は、少なくとも三個の電極を有する、本発明によるＰＩＭＤ１０８２の平面図である。一個の電極は、無線周波数（ＲＦ）通信のために使用されてもよいＰＩＭＤのアンテナ１００５として描かれている。図１０に描かれている実施形態に示されるＰＩＭＤ１０８２は、第一の電極１０９８と、電極モジュール１０９６を介して、ヘッダ１０８９を通して缶１００３に結合される第二の電極１０９９とを含んでいる。第一の電極１０９８及び第二の電極１０９９は、リード線１０８３（単一又は複数のリード線、電極アレイ）上に位置してもよい、あるいは電極モジュール１０９６の中に又は上に直に位置してもよい。

ＰＩＭＤ１０８２は、心臓活動を検出し、記録する。缶１００３はヘッダ１０８９を組み込むとして描かれている。ヘッダ１０８９は、図１０に描かれている実施形態に示されるように、電極モジュール１０９６と缶１００３の間での取り外し自在の取り付けを容易にするように構成されてもよい。ヘッダ１０８９は、電極モジュール１０９６からオスカプラ１０９３を受け入れるように構成されたメスカプラ１０９２を含んでいる。缶１００３に電極モジュール１０９６を通して一個又は複数の電極１０９８、１０９９を結合するための二つの電極接点１０９４、１０９５を有するオスカプラ１０９３が示されている。電極１０８１ｈ及び電極１０８１ｋは、缶１００３のヘッダ１０８９の上に描かれ、缶１００３に電極モジュール１０９６を通して結合されてもよい。缶１００３は、ヘッダ電極１０８１ｈ、１０８１ｋ及び第一電極と第二電極１０９８、１０９９の代わりに又はそれらに加えて一個又は複数の缶電極１０８１ａ、１０８１ｂ、１０８１ｃを含んでもよい。

本発明による心臓活性化シーケンス監視及び追跡調査から恩恵を受けうる記録及び監視システム及び方法は、参照することにより本書に組み込まれている、「再構成可能埋め込み型心臓監視及び治療送達装置（Ｒｅｃｏｎｆｉｇｕｒａｂｌｅ Ｉｍｐｌａｎｔａｂｌｅ Ｃａｒｄｉａｃ Ｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇ Ａｎｄ Ｔｈｅｒａｐｙ Ｄｅｌｉｖｅｒｙ Ｄｅｖｉｃｅ）」と題される２００４年２月２４日に提出された同一出願にの同時係属米国特許出願番号第１０／７８５，４３１号にさらに説明されている。

電極は、通常は埋め込み後、患者を基準にして外を向く側である、缶１００３の裏側に設けられてもよい。例えば、電極１０８１ｍ、１０８１ｐ、及び１０８１ｒは、缶１００３の後部の中又は上に配置されるとして描かれている。缶１００３の両方の前面と背面の両方に電極を設けると、電極の三次元空間分散が提供され、本発明による心臓活性化シーケンス監視及び追跡調査のための追加の区別機能を提供してもよい。三次元構成の追加の説明は、参照することにより前記に組み込まれた「埋め込み装置内の無線ＥＣＧ（Ｗｉｒｅｌｅｓｓ ＥＣＧ Ｉｎ Ｉｍｐｌａｎｔａｂｌｅ Ｄｅｖｉｃｅｓ）」と題される、２００４年３月５日に提出された米国特許出願番号第１０／７９５，１２６号に説明されている。

この構成及び他の構成では、ヘッダ１０８９が、一本又は複数のリード線及び／又はセンサシステム、リード線及び／又はセンサモジュール、及び電極との電気接続性を容易にするインタフェース特長（例えば、電気コネクタ、ポート、係合特長等）を組み込む。ヘッダ１０８９は、ＰＩＭＤにさらに多くの使用できるベクトルを与えるために、電極１０８１ｈと１０８１ｋのような、リード線１０８３によって提供される電極に加えて、又はその代わりに一つ又は複数の電極も組み込んでもよい。ヘッダ１０８９のインタフェース特長は、公知の技法を使用して体液から保護されてもよい。

ＰＩＭＤ１０８２は、缶１００３、ヘッダ１０８９、電極モジュール１０９６、又はヘッダ１０８９又は電極モジュール１０９６に結合するリード線（複数の場合がある）の中に、又は上に一台又は複数のセンサをさらに備える。有用なセンサは、音響センサ、インピーダンスセンサのような電気生理学的なセンサ及び非電気生理学的なセンサ、酸素飽和センサ（オキシメータ又はプレチモグラフ（ｐｌｅｔｈｙｍｏｇｒａｐｈｉｃ）センサ）のような血液センサ、血圧センサ、微細換気センサ、又は本書に説明されているあるいは組み込まれている他のセンサを含んでもよい。

一構成では、図１１に描かれているように、ＰＩＭＤシステムの電極サブシステムが患者の心臓１１１０の回りに配列されている。ＰＩＭＤシステムは缶電極１１０２を含む第一の電極サブシステムと、少なくとも二個の電極又は少なくとも一個の多要素電極を含む第二の電極サブシステムを含む第二の電極サブシステム１１０４を含む。第二の電極サブシステム１１０４は、検知及び／又は電気刺激のために使用される多くの電極を含んでよく、リード線１１０６を介してパルス生成器９０５に接続されている。

多様な構成では、第二の電極サブシステム１１０４は電極の組み合わせを含んでもよい。第二の電極サブシステム１１０４の電極の組み合わせは、コイル電極、先端電極、リング電極、多要素コイル、らせんコイル、非導電性裏当ての上に取り付けられるらせんコイル、スクリーンパッチ電極、及び後述されるように他の電極構成を含んでもよい。適切な非導電性裏当て材料は、例えばシリコーンゴムである。

缶電極１１０２は、ＰＩＭＤ電極を入れる筺体１１０１の上に配置される。一実施形態では、缶電極１１０２は、筺体１１０１の外面全体を含む。他の実施形態では、筺体１１０１の多様な部分が缶電極１１０２から、あるいは組織から電気的に隔離されてもよい。例えば、缶電極１１０２上の活性領域は、心臓の検知及び／又は刺激に有利なやり方で電流の流れを導くために筺体１１０１の前面又は後面のどちらかのすべて又は一部を含んでもよい。

前記筺体の部分は、電流の流れを最適に導くために組織から電気的に隔離されてもよい。例えば、筺体１１０１の部分は、電流の流れを導くために、非導電材料で覆われてもよい、あるいはそれ以外の場合電気的に抵抗性の材料で覆われてもよい。適切な非導電材料コーティングは、シリコーンゴム、ポリウレタン又はパリレンから形成されるものを含む。

図１２は、本発明の実施形態によるＰＩＭＤのさまざまな配置の多様な構成部品を描くブロック図である。図１２に描かれている構成要素、機能性及び設定はＰＩＭＤの中に組み込まれてもよい多様な特長及び特長の組み合わせの理解を提供することを目的としている。相対当て器に洗練された設計から相対的に単純な設計に及ぶ多種多様な構成要素が考えられることが理解される。このようにして、特定のＰＩＭＤ構成は、図１２に描かれている他の構成要素を排除する一方、図１２に描かれているいくつかの構成要素を含んでもよい。

図１２に描かれているのは、適切なメモリ（揮発性及び／又は不揮発性）１２０９に結合されているマイクロプロセッサ１２０６を含むプロセッサベースの制御システム１２０５であり、任意の論理に基づいた制御アーキテクチャが使用されてもよいことが理解される。制御システム１２０５は、心臓によって生じる電気信号を検知し、検出し、分析し、不整脈及び／又は心臓疾患を治療するために、所定の条件下で心臓に電気的な刺激エネルギーを送達するために回路網及び構成要素に結合されている。制御システム１２０５及び関連構成要素は、心臓にペーシング療法も提供する。ＰＩＭＤによって送達される電気エネルギーは、低エネルギーペーシングパルス、あるいは電気的除細動又は除細動のための高エネルギーパルスの形を取ってもよい。

心臓信号は、電極（複数の場合がある）１２１４及びＰＩＭＤ筺体上に設けられる缶又は不関電極１２０７を使用して検知される。心臓信号は非活性缶構成においてのように、電極（複数の場合がある）１２１４だけを使用して検知されてもよい。このようにして、多要素電極及び雑音防止電極と標準的な電極の組み合わせだけではなく、単極電極、双極電極、又は組み合わせられた単極／双極電極の構成も利用されてもよい。検知された心臓信号は、検知増幅回路網を含み、フィルタリング回路網及びアナログ／デジタル（Ａ／Ｄ）変換器も含んでもよい検知回路網１２０４によって受信される。検知回路網１２０４によって処理される前記検知された心臓信号は、信号が検出回路網１２０２に送信される前に雑音をさらに削減できる雑音削減回路網１２０３によって受信されてもよい。

高出力雑音削減アルゴリズム又は計算機的に集約した雑音削減アルゴリズムが必要とされる場合、雑音削減回路網１２０３が検知回路網１２０４の後に組み込まれてもよい。雑音削減回路網１２０３は、電極信号を用いて動作を実行するために使用される増幅器を介して、検知回路網１２０４の機能を実行してもよい。検知回路網１２０４と雑音削減回路網１２０３の機能を結合することは必要な構成要素を最小限に抑え、システムの電力要件を引き下げるために有用であってもよい。

図１２に示されている例証的な構成では、検出回路網１２０２は雑音削減回路網１２０３に結合される、あるいはそれ以外の場合、雑音削減回路網１２０３を組み込む。雑音削減回路網１２０３は、多様な源から導入される前記検知された心臓信号の雑音コンテンツを削減することによって検知された心臓信号のＳＮＲを改善するために動作する。典型的なタイプの心臓信号雑音は、電気的な雑音及び例えば、骨格筋から生じる雑音を含む。電極と多要素電極の組み合わせを組み込む信号分離技法を含む、骨格筋によって誘発される信号が存在する場合に、検知された心臓信号のＳＮＲを改善するための多くの方法論が後述される。

検出回路網１２０２は、特に頻脈性不整脈等の心不整脈を検出するために検知された心臓信号及び／又は他のセンサ入力を調整する信号プロセッサを含んでもよい。速度をベースにした、及び／又は形態学的な区別アルゴリズムが、不整脈発作の存在及び重特性を検出し、検証するために検出回路網１２０２の信号プロセッサによって実現されてもよい。その態様が心臓活性化シーケンス監視及び／又は追跡調査方法及び実現から恩恵を受けてもよいタイプのＰＩＭＤによって実現されてもよい、不整脈検出及び区別回路網、構造及び技法の例は、参照することにより本書に組み込まれている、同一出願人の米国特許番号第５，３０１，６７７号、第６，４３８，４１０号、及び第６，７０８，０５８号に開示されている。心臓監視及び／又は刺激システムでの実現に特によく適した不整脈検出方法論が後述される。

検出回路網１２０２は、心臓信号情報を制御システム１２０５に伝達する。制御システム１２０５のメモリ回路網１２０９は、多様な監視モード、除細動モード、及び該当当する場合はペーシングモードで動作するためのパラメータを含み、検出回路網１２０２によって受信される心臓信号を示すデータを記憶する。メモリ回路網１２０９は、多様な目的のために使用され、必要に応じて又は所望されるように外部受信装置に送信されてもよい履歴ＥＣＧ及び療法データを記憶するように構成されてもよい。

特定の構成では、ＰＩＭＤは診断回路網１２１０を含んでもよい。診断回路網１２１０は、通常、検出回路網１２０２及び検出回路網１２０４から入力信号を受信する。診断回路網１２１０は、制御システム１２０５に診断データを提供し、制御システム１２０５が診断回路網１２１０のすべて又は部分、あるいはその機能性を組み込んでもよいことが理解される。制御システム１２０５は、種々の診断目的のために診断回路網１２１０によって提供される情報を記憶し、使用してもよい。診断情報は、例えば、トリガイベントに続き、あるいは所定の間隔で記憶されてよく、電源ステータス、療法送達履歴、及び／又は患者診断等のシステム診断を含んでもよい。診断情報は、治療送達の直前に獲得される電気信号又は他のセンサデータの形を取ってもよい。

電気的除細動療法及び除細動療法を提供する構成に従って、制御システム１２０５は検出回路網１２０２から受信される心臓信号データを処理し、心不整脈発作を終了し、心臓を正常な洞調律に戻すために適切な頻脈性不整脈治療を開始する。制御システム１２０５は衝撃療法回路網１２１６に結合されている。衝撃療法回路網１２１６は、電極（複数の場合がある）１２１４及びＰＩＭＤ筺体の缶又は不関電極１２０７に結合される。

命令時、衝撃療法回路網１２１６は、選択された電気的除細動療法又は除細動療法に従って、電気的除細動及び除細動刺激エネルギーを心臓に送達する。あまり精密ではない構成では、衝撃療法回路網１２１６は、電気的除細動療法と除細動療法の療法の送達に備える構成とは対照的に除細動療法を送達するように制御される。その態様が本発明の態様から恩恵を受けることができるタイプのＰＩＭＤに組み込まれているＰＩＭＤ高エネルギー送達回路網、構造及び機能性の例は、参照することによって本書に組み込まれている、同一出願人の米国特許番号第５，３７２，６０６号、第５，４１１，５２５号、第５，４６８，２５４号及び第５，６３４，９３８号に開示されている。

不整脈発作も、技術で公知であるように、検知された心臓信号の形態学をベースにした分析によって検出され、検証されてもよい。段階的な不整脈区別アルゴリズム又は並列不整脈区別アルゴリズムは、速度をベースにした手法と形態学をベースにした手法の両方を使用して実現されてもよい。さらに、不整脈発作を検出する、及び／又は検証するためには、参照することにより本書に組み込まれている、米国特許番号第６，４８７，４４３号、第６，２５９，９４７号、第６，１４１，５８１号、第５，８５５，５９３号及び第５，５４５，１８６号に開示されている手法等の速度をベースにした、及びパターンをベースにした不整脈検出及び区別手法が利用されてもよい。

別の構成に従って、ＰＩＭＤは、電気的除細動機能及び／又は除細動機能に加えて、あるいはそれらを除外して、心臓ペーシング機能を組み込んでもよい。図１２に示されているように、ＰＩＭＤは制御システム１２０５及び電極（複数の場合がある）１２１４及び缶／不関電極１２０７に結合されているペーシング治療回路網１２３０を含む。命令時、ペーシング療法回路網１２３０は、選択されたペーシング療法に従って心臓にペーシングパルスを送達する。

制御システム１２０５内のペースメーカ回路網によるペーシングレジメ（ｒｅｇｉｍｅｎ）に従って作成される制御信号は、ペーシングパルスが発生するペーシング療法回路網１２３０に送信される。本書に説明され、組み込まれている処方計画のようなペーシング処方計画は、制御システム１２０５によって修正されてもよい。一つの特定の応用例では、本発明の検知ベクトル最適化手法が、捕捉ペーシング刺激の適用に起因する、呼び起こされた応答を検知するための最適ベクトルを選択することによって等、捕捉検出及び／又は捕捉閾値決定を強化するために実現されてもよい。

図１２に示されているＰＩＭＤは、一台又は複数の生理学的センサ及び／又は非生理学的センサから信号を受信するように構成されてもよい。利用されているセンサの種類に応じて、このセンサによって発声する信号は検出回路網１２０２に直接的に結合されているトランスデューサ回路網に、あるいは検知回路網１２０４を介して間接的に通信されてもよい。特定のセンサが、検出回路網１２０２による処理なしに制御システム１２０５に検知データを送信してもよいことに留意されたい。

通信回路網１２１８は、制御システム１２０５のマイクロプロセッサ１２０６に結合される。通信回路網１２１８によりＰＩＭＤは、ＰＩＭＤの外部に位置する一台又は複数の受信装置又はシステムと通信できる。一例として、ＰＩＭＤは、通信回路網１２１８を介して患者が着用する通信システム、携帯用通信システム、あるいは臨床通信システムと通信してもよい。一つの構成では、一台又は複数の生理学的なセンサ又は非生理学的なセンサ（患者の皮下、皮膚、又は外部）が、ブルーツース規格又はＩＥＥＥ ８０２規格等の公知の通信規格に準拠するインタフェース等の短距離無線通信インタフェースを備えてもよい。このようなセンサによって獲得されるデータは、通信回路網１２１８を介してＰＩＭＤに通信されてもよい。無線送信機又はトランシーバを備える生理学的なセンサ又は非生理学的なセンサは、患者の外部の受信システムと通信してもよいことが留意される。

通信回路網１２１８により、ＰＩＭＤは外部プログラマと通信できる。一つの構成では、通信回路網１２１８及びプログラマ装置（不図示）が、プログラマ装置と通信回路１２１８の間で信号及びデータを受信し、送信するために、技術で公知であるように、ワイヤループアンテナ及び無線周波数遠隔測定リンクを使用する。このようにして、プログラミングコマンド及びデータは、埋め込みの間、及び埋め込みの後にＰＩＭＤとプログラマ装置の間で転送される。プログラマを使用すると、医師はＰＩＭＤにより使用される多様なパラメータを設定又は修正できる。例えば、医師は、ペーシング療法モード及び電気的除細動療法モード／除細動療法モードを含むＰＩＭＤの監視機能、検出機能、ペーシング機能及び除細動機能に影響を及ぼすパラメータを設定又は修正してもよい。

通常、ＰＩＭＤは、技術で公知であるように人体での埋め込みのために適切な筺体内に入れられ、密封されている。ＰＩＭＤに対する電力は、ＰＩＭＤ内に収容されている電気化学電源１２２０によって供給される。一つの構成では、電源１２２０は充電式バッテリーを含む。本構成に従って、充電回路網が電源１２２０の繰り返される非侵襲性充電を容易にするために電源１２２０に結合されている。通信回路網１２１８、つまり別個の受信機回路網は、外部ＲＦエネルギー送信機によって送信されるＲＦエネルギーを受信するように構成される。ＰＩＭＤは、充電式電源に加えて、非充電式バッテリーを含んでもよい。充電式電源が使用される必要がなく、その場合寿命の長い非充電式バッテリーが利用されることが理解される。

マイクロプロセッサ１２０６に結合される検出回路網１２０２は、心臓検知及び／又は刺激装置で特に有用な方法で検知された心臓信号を処理するための特殊回路網を組み込む、あるいは特殊回路網と通信するように構成されてもよい。図１２に一例として示されているように、検出回路網１２０２は、複数の生理学的なセンサ及び非生理学的なセンサから情報を受信してもよい。

検出回路網１２０２は、骨格筋活動を監視する一台又は複数のセンサから情報を受信してもよい。心臓活動信号に加えて、電極は容易に骨格筋信号を検出する。このような骨格筋信号は患者の活動レベルを決定するために使用されてもよい。心臓信号検出の関連では、このような骨格筋信号は、雑音として見られてもよい心臓活動信号のアーチファクトと見なされる。

本書に描かれている構成要素、機能性及び構造上の構成はＰＩＭＤに組み込まれてもよい多様な特長及び特長の組み合わせの理解を提供することを目的としている。相対的に精密な設計から相対的に簡略な設計まで、多種多様なＰＩＭＤ及び他の埋め込み可能な心臓監視及び／又は刺激装置の構成が意図されることが理解される。このようにして、他のこのような装置構成は本書に説明されている特定の特長を除外してもよいが、特定のＰＩＭＤ又は心臓監視及び／又は刺激装置の構成は、本書に説明されているような特定の特長を含んでもよい。

ＰＩＭＤは、多様な診断実現、治療実現又は監視実現と関連して使用されてもよい種々の生理学的信号を検出してもよい。例えば、ＰＩＭＤは、呼吸器系信号、心臓系信号、及び患者活動に関連する信号を検出するためのセンサ又は回路網を含んでもよい。一実施形態では、ＰＩＭＤは、例えば一回呼吸量、及びわずかな換気等を含む多様な呼吸パラメータが引き出されてもよい胸郭内インピーダンスを検知する。センサ及び関連する回路網は、一つ又は複数の体の動き又は体の姿勢又は位置に関連する信号のために、ＰＩＭＤと関連して組み込まれてもよい。例えば、加速度計及びＧＰＳ装置は、患者活動、患者の場所、体の向き、又は胴体の位置を検出するために利用されてもよい。

ここで図１３を参照すると、本発明のＰＩＭＤは高度患者管理（ＡＰＭ）システム１３００の構造の中で使用されてもよい。高度患者管理システム１３００によって、医師は、他の患者の状態だけではなく、心臓機能及び呼吸機能を遠隔で且つ自動的に監視できる。一例では、心臓ペースメーカ、心細動除去装置、又は再同期装置として実現されているＰＩＭＤは、患者のリアルタイムデータ収集、診断及び治療を可能にする多様な電気通信技術及び情報技術を備えてもよい。本書に説明されている多様なＰＩＭＤ実施形態は、高度患者管理と関連して使用されてもよい。遠隔患者／装置監視、診断、治療又は他のＡＰＭ関連方法論に備えるように適応されてもよい、本書に説明されている方法、構造及び／又は技法は、参照することにより本書に組み込まれている、以下の参考資料、つまり米国特許番号第６，２２１，０１１号、第６，２７０，４５７号、第６，２７７，０７２号、第６，２８０，３８０号、第６，３１２，３７８号、第６，３３６，９０３号、第６，３５８，２０３号、第６，３６８，２８４号、第６，３９８，７２８号、及び第６，４４０，０６６号の一つ又は複数の特長を組み込んでもよい。

図１３に描かれているように、医療システム１３００が、本発明の実施形態による協調患者測定及び／又は監視、診断及び／又は治療を実現するために利用されてもよい。医療システム１３００は、例えば、ＰＩＭＤ等の一台又は複数の患者内部の医療装置１３１０、及びモニタ又は信号表示装置等の一台又は複数の患者外部医療装置１３２０を含んでもよい。患者内部１３１０医療装置及び患者外部１３２０治療装置は、患者監視装置１３１２、１３２２、診断装置１３１４、１３２４及び／又は療法装置１３１６、１３２６の一台又は複数台を含んでもよい。

患者外部医療装置１３２０は、患者にとって外部である（つまり、患者の体の中に侵襲的に埋め込まれるのではなく）監視機能及び／又は診断機能及び／又は治療機能を実行する。患者外部医療装置１３２０は、患者の上に、患者の近くに、又は患者に外部の任意の場所に配置されてもよい。

患者内部医療装置と患者外部医療装置１３１０、１３２０は、一台又は複数のセンサ１３４１、１３４２、１３４５、１３４６、患者入力／トリガ装置１３４３、１３４７、及び／又は他の情報獲得装置１３４４、１３４８に結合されてもよい。センサ１３４１、１３４２、１３４５、１３４６、患者入力／トリガ装置１３４３、１３４７、及び／又は他の情報獲得装置１３４４、１３４８は、患者内部医療装置、及び患者外部医療装置１３１０、１３２０の監視機能、診断機能、及び／又は治療機能に関連して状態を検出するために利用されてもよい。

医療装置１３１０、１３２０は、患者の中に完全に又は部分的にそれぞれ埋め込むことができる一台又は複数の患者内部センサ１３４１、１３４５にそれぞれ結合されてもよい。医療装置１３１０、１３２０は、患者に関する遠隔位置の上で、遠隔位置の近くに、あるいは遠隔位置内に配置される患者外部センサに結合されてもよい。患者内部センサ及び患者外部センサは、患者に影響を及ぼす生理学的な状態又は環境状態等の状態を検知するために使用される。

患者内部センサ１３４１は、一本又は複数の内部リード線１３５３を通して患者内部医療装置１３１０に結合されてもよい。依然として図１３を参照すると、一台又は複数台の患者内部センサ１３４１は、一台又は複数の患者内部センサ１３４１と患者内部医療装置１３１０及び／又は患者外部医療装置１３２０の間の無線通信をサポートするためにトランシーバ回路網を備えてもよい。

患者外部センサ１３４２は、１本又は複数の内部リード線１３５５を通して、又は無線接続を通して、患者内部医療装置１３１０及び／又は患者外部医療装置１３２０に結合されてもよい。患者外部センサ１３４２は、無線で患者内部医療装置１３１０と通信してもよい。患者外部センサ１３４２は、１本又は複数の内部リード線１３５７を通して、あるいは無線リンクを通して患者外部医療装置１３２０に結合されてもよい。

本発明の実施形態では、患者外部医療装置１３２０は、非電気生理学的信号及びＥＣＧ信号を同時に表示するように構成されたビジュアルディスプレイを含む。例えば、このディスプレイは、情報を視覚的に提示してもよい。患者外部医療装置１３２０は、また、あるいは代わりに、患者にとって局所的であるのか、あるいは患者にとって遠隔であるのかに関係なく、臨床医に対する提示のために医療システム１３００の他の構成要素に信号を提供してもよい。

依然として図１３を参照すると、医療装置１３１０、１３２０は、医療装置１３１０、１３２０の監視機能、診断機能又は治療機能と関連して有用な情報を記憶するデータベース等の一台又は複数の情報獲得装置１３４４、１３４８に接続されてもよい。

例えば、医療装置１３１０、１３２０の一台又は複数は、患者情報サーバ１３３０にネットワークを介して結合されてもよい。

入力／トリガ装置１３４３、１３４７により、医師、臨床医、及び／又は患者は情報を手動でトリガする、及び／又は医療装置１３１０、１３２０に転送できる。入力／トリガ装置１３４３、１３４７は、知覚された心臓事象、患者がどれほど体調がいいのか等の患者の知覚に関する情報、及び医療装置１３１０、１３２０によって自動的に検知又は検出されない他の情報を入力するために特に有用である場合がある。例えば、患者は、心臓事象を知覚すると、入力／トリガ装置１３４３をトリガしてもよい。次に、トリガは患者内部装置１３１０内での心臓信号及び／又は他のセンサ信号の記録を開始してもよい。後に、臨床医は入力／トリガ装置１３４７をトリガしてよく、表示及び診断のために、記録されている心臓信号及び／又は他の信号の患者内部装置１３１０から患者外部装置１３２０への転送を開始する。入力／トリガ装置１３４７は、患者、臨床医及び／又は医師によってベクトルを更新する、及び／又は選択するためのＰＩＭＤに対する活性化刺激として使用されてもよい。

一実施形態では、患者内部医療装置１３１０及び患者外部医療装置１３２０は、医療装置１３１０、１３２０の間で無線リンクを通して通信してもよい。例えば、患者内部装置及び患者外部装置１３１０、１３２０は、ブルーツース、ＩＥＥＥ ８０２．１１等の短距離無線リンク、及び／又は独自仕様の無線プロトコルを通して結合されてもよい。通信リンクは患者内部１３１０医療装置と患者外部１３２０医療装置の間の一方向通信又は双方向通信を容易にしてもよい。データ信号及び／又は制御信号は、医療装置１３１０、１３２０の機能を調整するために患者内部１３１０医療装置と患者外部１３２０医療装置間で送信されてもよい。

別の実施形態では、患者データは医療装置の一台又は複数から周期的に又は命令時にダウンロードされ、患者情報サーバ１３３０に記憶されてもよい。医師及び／又は患者は、例えば患者データを獲得するため、あるいは記録及び／又は治療を開始する、終了する、又は修正するために医療装置及び患者情報サーバ１３３０と通信してもよい。

患者情報サーバ１３３０に記憶されているデータは、患者、及び患者の医師によって、例えば患者の家又は医師のオフィス内に位置する遠隔コンピュータ等の一台又は複数の端末１３５０を通してアクセス可能であってもよい。患者情報サーバ１３３０は、医療装置１３１０、１３２０の監視機能、診断機能及び／又は治療機能の遠隔制御を提供するために患者内部医療装置及び患者外部医療装置１３１０、１３２０の一台又は複数に通信するために使用されてもよい。

一実施形態では、患者の医師は医療装置１３１０、１３２０から患者情報サーバ１３３０に送信される患者データにアクセスしてもよい。患者データの評価後、患者の医師は、患者内部医療システム及び／又は患者外部医療システム１３１０、１３２０の監視機能、診断機能、及び／又は治療機能を開始する、終了する、修正するためにＡＰＭシステム１３４０を通して患者内部装置又は患者外部装置１３１０、１３２０の一台又は複数台と通信してもよい。

別の実施形態では、患者内部医療装置及び患者外部医療装置１３１０、１３２０は直接的に通信できないが、ＡＰＭシステム１３４０を通して間接的に通信できる。この実施形態では、ＡＰＭシステム１３４０は、医療装置１３１０、１３２０の二台又は三台以上の間で中間物として動作してもよい。例えば、データ及び／又は制御情報は、医療装置１３１０、１３２０の一台からＡＰＭシステム１３４０に転送されてもよい。ＡＰＭシステム１３４０は、医療装置１３１０、１３２０の別の装置にデータ及び／又は制御情報を転送してもよい。

一実施形態では、ＡＰＭシステム１３４０は、患者内部医療装置及び／又は患者外部医療装置１３１０、１３２０と直接的に通信してもよい。別の実施形態では、ＡＰＭシステム１３４０は、それぞれ各医療装置１３１０、１３２０と関連する医療装置プログラマ１３６０、１３７０を通して患者内部医療装置及び／又は患者外部医療装置１３１０、１３２０と通信してもよい。前述されたように、患者内部医療装置１３１０は埋め込み型ＰＩＭＤの形を取ってもよい。

本発明の一つの手法に従って、ＰＩＭＤはブラインド音源分離（ＢＳＳ）技法を使用して堅牢にベクトルの選択及び監視のために心臓信号を分離するように実現されてもよい。後述されるＢＳＳ技法のすべての態様又は特定の態様が、ＰＩＭＤ以外の装置又はシステム（埋め込み型、又は非埋め込み型）で実現されてもよいこと、及びＰＩＭＤ内で実現されるＢＳＳ技法の説明が、制限のためではなく、図解のために提供されることが理解される。例えば、後述されるようなＢＳＳ技法を実現するアルゴリズムは、ＰＩＭＤに通信で結合される患者外部装置のプログラマ又はコンピュータのプロセッサ等の、埋め込まれたプロセッサ又は埋め込まれていないプロセッサによって使用するために埋め込まれてもよい。

ここで図１４から図１６を参照すると、心臓信号分離を利用する心臓監視及び／又は刺激装置及び方法が本発明に従って説明される。ＰＩＭＤはそれらのソース（源）に従って信号成分を分離し、前記ソース分離に基づいて一つ又は複数の心臓活性化シーケンスのすべて又は一部と関連する一個又は複数の信号ベクトルを生成してもよい。これを達成するために、図１４から図１６に描かれている方法及びアルゴリズムは実現されてもよい。

図１４は、本発明に従って心臓活性化シーケンス監視及び／又は追跡調査システム１４２５の一部を描いている。プロセス１４１４が実行され、例えば大きさ、角度、変化の速度、傾向情報及び他の統計を含むベクトル情報とともに選択されたベクトル１４１９を提供する。選択されたベクトル１４１９（及び関連する信号及び他のベクトル情報）は、例えば不整脈区別、療法滴定、姿勢検出／監視、虚血検出／監視、捕捉検証、疾患診断及び／又は心腔情報等の種々の用途１４２０、あるいは他の用途のために使用できる。本発明に従って、プロセスは、心臓活性化シーケンスを監視するため、患者病状の進行の変化を追跡調査するため、及び例えば心臓検知及び／又は刺激に有用な検知ベクトルを更新するために使用され、繰り返されてもよい。

図１５は、本発明による心臓活性化シーケンス監視及び／又は追跡調査のために有用な信号源分離／更新プロセス１５００の実施形態を描いている。少なくとも２個、及び最高ｎ個の信号を含むコンポジット信号の集合が分離のために選択され、この場合ｎは整数である。各電極は未知数の源と関連するコンポジット信号を提供する。前処理及び／又は前置フィルタリング１６１２が前記コンポジット信号のそれぞれで実行されてもよい。同じフィルタリング機能を使用して各コンポジット信号をフィルタリングすることが有利であってもよい。発生源分別１６１４が実行され、少なくとも一つの分離された信号を提供する。処理が所望される場合、適切な処理又は療法１６１８が実行される。発生源分別の継続が所望される場合、プロセスはこのような発生源分別１６１４を実行するために戻り、所望される信号が検出される、あるいはすべての信号が分離されるまでさらに多くの信号を繰り返し分離してもよい１６１６。

分離された一つ又は複数の信号は、次に、例えば正常な洞調律を確認し、心臓疾患を確認し、雑音信号を定め、心臓活性化シーケンスを監視し、患者姿勢を決定し、疾患の状態を診断する、又は監視するため等の何らかの指定された目的、あるいは他の所望される用途に使用されてもよい１６２０。電極アレイ及び／又は複数の電極の使用は、心臓活動を検知するために有用な多くの考えられるベクトルを提供する。

変更を監視する、及び／又は追跡調査するためにベクトルを更新することは、周期的に、要求に応じて、所定の時刻に、所定の事象の発生時に、連続して、あるいはそれ以外の場合所望されるように、実行されてもよい。例えばＰＩＭＤは、ＰＩＭＤが改善した及び／又は調整した及び／又は最適化した性能を保つために、及び／又は変化の進行を追跡調査する又は監視するために、心臓区別のために使用される検知ベクトルの更新を定期的に実行してもよい。更新は、例えば、病状、治療、姿勢、又は他のシステム又は患者の変化がベクトルの変化を示唆し、検出されてもよい、及び又は有用であってもよいときに有用であってもよい。

例えば、前述されたようなＡＰＭ環境では、本発明によるＰＩＭＤは、患者が寝ているときに臨床信号プロセッサにその心臓コンポジット信号を送信するコントローラ及び通信回路網を有してもよい。信号プロセッサは、患者の睡眠サイクルの間にコンポジット信号のブラインド音源分離及び分析を実行してもよい。信号プロセッサは次にＰＩＭＤのための適切な一個の又は複数のベクトルを決定し、患者が目覚める前にＰＩＭＤをプログラミングし直してもよい。それから、ＰＩＭＤは次の更新まで最新のプログラミングで動作できる。

図１６は、いくつかのオプションの要素を含む、信号源分離プロセスの追加の実施形態をさらに詳しく描いている。ブロック１６２２でプロセスに入ると、ここでは共分散行列計算ブロック１６２４及び／又は例えば帯域通過フィルタリングブロック等の前置きフィルタリングブロック１６２６を含むとして描かれている前処理機構１６１２へのアクセスが提供される。前処理ブロック１６１２で処理されるコンポジット信号は、図１５に示されている発生源分別ブロック１６１４及び反復発生源分別ブロック１６１６の機能性を含んでもよい信号源分離ブロック１６１５に提供される。

信号源分離ブロック１６１５は、前処理ブロック１６１２によって提供される共分散行列又はコンポジット信号を使用して固有ベクトル及び固有値の関連集合を生じさせる、主要成分分析ブロック１６２８を含む。一つの固有値が前記集合の中のあらゆる他より大幅に大きいかどうかに関する決定１６３０が下され、この固有値と関連する次元を信号の電力が最大限にされる方向との関連のための有望な候補にする。このような候補がブロック１６３０で特定されると、前記信号源分離プロセスを呼び出したマスタＰＩＭＤルーチンに戻る１６４４前に、前記候補信号が即座に分離され１６３１、前記候補信号が心臓信号であるかどうかを確認するために決定１６３３が下される。

明確な候補固有値がない場合、あるいは最大値固有値が関心のある信号を提供しなかった場合、反復プロセスが分離し１６３２、関心のある信号（例えば心臓信号）を検索する１６３６ために使用されてもよい。このプロセス１６３２、１６３６、１６３４は、このような信号が検出されるまで、あるいは所定数の反復Ｎ_maxを超えることによって、あるいは他の何らかの終了基準によって決定されるようにこれ以上信号が分離できなくなる１６３４まで繰り返されてもよい。このような基準の例は何らかの所定量、最大固有値より比例して小さくなる現在の反復で考えられる固有値である。

反復１６４３が完了され、心臓信号が１６３６で検出されない場合には、心臓信号を検出しようとして信号をさらに処理するために独立成分分析１６３５が試みられてもよい。すべての可能性を使い果たした後にも心臓信号が決定１６３７で検出されない場合には、デフォルト設定値１６３９の集合が使用されてもよい、あるいはエラールーチンが起動されてもよい。

本発明の別の実施形態では、信号分離の方法が、三個又は四個以上の心臓電極又は電極アレイ要素を使用して二個又は複数のコンポジット信号を、少なくとも部分的に埋め込み可能で検知することを含む。上記方法は、検出されたコンポジット信号を使用して発生源分別を実行することをさらに含んでよく、発生源分別は二個又は三個以上のベクトルを生じさせる。第一のベクトル及び第二のベクトルはベクトルの集合から選択されてもよい。

用語、第一のベクトル及び第二のベクトルの使用は、このベクトルがコンポジット信号から分離された第一のベクトルと第二のベクトルであるが、第一のベクトルと第二のベクトルが所与のコンポジット信号について使用可能なあらゆるベクトルの中から選択されることを暗示することを目的としていない。第一の信号と第二の信号は、それぞれ前記第一のベクトルと第二のベクトルを使用して前記検出された二個又は三個以上のコンポジット信号から特定されてもよい。したがって、上記方法は、前記第一のベクトル又は前記第二のベクトルのどちらかを、選択基準に基づいて選択されたベクトルとして選択することを含む。

選択基準は、候補信号特定のために最適ベクトルを検出すること、最大規模候補信号を提供するベクトルを検出すること、あるいは関心のある別の特定の信号を検出することを含んでもよい。例えば、前記第一のベクトルは心臓活動監視のために選択され、使用されてよく、前記第二のベクトルは骨格筋活動監視のために選択され、使用されてもよい。骨格筋信号は、次に、参照することにより本書に組み込まれる、２００４年４月１日に出願された「患者活動検知を用いる皮下心刺激システム（Ｓｕｂｃｕｔａｎｅｏｕｓ Ｃａｒｄｉａｃ Ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ Ｓｙｓｔｅｍ ｗｉｔｈ Ｐａｔｉｅｎｔ Ａｃｔｉｖｉｔｙ Ｓｅｎｓｉｎｇ）」と題される、同一出願人の米国特許出願、出願番号第１０／８１６，４６４号にさらに説明されるような、雑音から不整脈をさらに区別するために使用されてもよい。

引き続き図１４から図１６を参照すると、本発明で有用な一つの例証的な信号源分離方法論が後述される。このような手法はＰＩＭＤシステムでの使用に特によく適している。後述される例は、限定されない例証目的だけに提供されることが理解されるべきである。さらに、本発明の関連での信号源分離が、後述される特殊なプロセス、あるいは後述されるそれぞれの、及びあらゆるプロセスを使用して実現されなくてもよいことが理解される。

収集された信号は、インコヒーレントな雑音を幅広く抑制するため、及び信号対雑音比（ＳＮＲ）を概して最適化するために前置フィルタリングされてもよい。このステップでの雑音の抑制は、分離される必要がある音源信号の有効数の削減にさらなる恩恵をもたらす。主成分分析（ＰＣＡ）は、収集された、及び／又は前置フィルタリングされた信号に対して実行されてよく、さまざまな源から生じる成分を互いに直交にする、記録されている信号の最適線形組み合わせを最小二乗の向きで記述する固有ベクトルと関連する固有値の集合を生じさせる。ＰＣＡの実行に対する中間ステップとして、空間共分散行列の推定値が、相互に相互関連しているこれらの成分を強化するために、計算され、相対的に短期間の間隔（約２拍動から３拍動）で、あるいは前述されたようにウィンドウ化された信号で平均化されてもよい。

各固有値は、各関連固有ベクトルの方向に沿って投射される信号の電力に一致する。心臓信号成分は、通常、最大固有値の内の一つによって特定される。ＰＣＡが源独立性の実質的に十分なレベルを達成しないこともある。このようなケースでは、独立成分分析（ＩＣＡ）が、信号のＰＣＡ変形時に、あるいはそのまま信号収集時のどちらかに実際の源方向を決定するために実行されてもよい。ＩＣＡは高位統計分析に基づき、ユニタリー変換からなる。

例えば、二個の混合源の分離は、その確率分布を基底ベクトルに位置合わせする角度に関して前記信号から形成される複素変数を回転することによって達成されてもよい。別の手法では、ＩＣＡの分野で一般的に公知の他の手法だけではなく、成分間の相互情報の最小化に基づいたアルゴリズムも、再構築された源独立性を達成するために使用されてもよい。

ＰＩＭＤは、例えば、ターゲットベクトルが変化してもよい条件の検出時にブラインド音源分離アルゴリズムを開始する階層意思決定手順を利用してもよい。一例として、局所ピーク密度アルゴリズム又は曲率をベースにした特異点方法論が、高水準検出ルーチンとして使用されてもよい。他のセンサ／ＰＩＭＤが使用できる情報もブラインド音源分離アルゴリズムの開始をトリガしてもよい。

ＰＩＭＤは、共分散行列の推定値を計算してもよい。短期間だけ前記共分散行列を計算することで十分である可能性がある。ＰＣＡに必要とされる固有値及び固有ベクトルの計算も効率的な更新アルゴリズムを通して適応して実行されてもよい。

心臓信号は、いくつかの（例えば、二個又は三個の）最大分離信号の間で特定されてもよい。複数の公知のアルゴリズムの一つが使用されてもよい。例えば、局所ピーク密度（ＬＰＤ）又は拍動検出(ＢＤ)アルゴリズムが使用されてもよい。ＬＰＤアルゴリズムは、このＬＰＤを許容できることが知られている所定の範囲のピーク密度に比較することによって局所ピーク密度の許容できる生理学的な範囲を有する信号を検出することによって前記心臓信号を特定するために使用されてもよい。ＢＤアルゴリズムは、拍動速度の生理学的な範囲を有する信号を検出する。二つの信号が同様に見えるケースでは、形態学アルゴリズムが追加区別のために使用されてもよい。同じアルゴリズムを異なる階層レベルで、つまり１）ブラインド音源分離アルゴリズムの開始、２）心臓信号の反復識別で使用することが有利である場合がある。

本発明によるブラインド音源分離アルゴリズムの例の数学的な進展は、以下のように提供される。所望される心臓信号及び例えば、筋電位雑音、電気焼杓器応答を含んでもよい他の何らかの独立的なノイズを含む、体の内部で検出されるｍ個の音源信号ｓ₁（ｔ），．．．，ｓ_m（ｔ）があると仮定する。これらの信号は皮下検知電極から引き出されるｋ個の検知ベクトルから同時に記録され、ｍ個すべての信号がｋ＞ｍの場合に解決されてもよい。定義によって、信号は電極アレイ全体で検知された総合電圧傾きに混合される。加えて、通常、例えば環境雑音源に帰することができる付加雑音がある。音源信号ｓ（ｔ）と記録信号ｘ（ｔ）の関係性が後述される。

ここでは、ｘ（ｔ）は、音源信号と付加雑音の瞬時線形混合物であり、ｙ（ｔ）は付加雑音のない同じ線形混合物であり、ｎ（ｔ）はガウス雑音としてモデル化される環境雑音であり、Ａは未知の混合行列であり、ｓ（ｔ）は、所望される心臓信号と他の生物学的なアーチファクトを含むためにここで考えられる未知の音源信号である。その空間統計独立性を除き、混合行列及び音源信号の根本的な構造についてなされる仮定はない。目的は、記録されている信号ｘ（ｔ）から音源信号ｓ（ｔ）を再構築することである。

音源信号ｓ（ｔ）の記録されている信号ｘ（ｔ）からの再構築は、ＳＮＲを最適化する（つまりｎ（ｔ）の電力に対してｓ（ｔ）の電力を最大限にする）ために前置フィルタリングｘ（ｔ）を含んでもよい。ここでは、線形位相フィルタが、時間領域分散（尾部及び共鳴）を最小限に抑え、基礎となる心臓信号形態学を最もよく保つために使用されてもよい。標記ｘ（ｔ）が、ｘ（ｔ）の前置フィルタリングされたバージョンに代入されることが留意される。

空間共分散行列Ｒの推定値は、すぐ下に示されるように形成される。このステップは、相互に関連し、インコヒーレント雑音を重要視しない信号の成分を強化するのに役立つ。

共分散行列Ｒの固有値と固有ベクトルは、特異値分解（ＳＶＤ）を使用して求められてもよい。定義によって、三個の行列のＳＶＤ因数ＲはＲ＝ＵＳＶ^Tであり、この場合ＵとＶは回転を保つ振幅を記述する直交行列であり、Ｓは単調減少順序で対角線上に二乗された固有値σ₁．．．σ_kを有する対角行列である。要素の中に拡大され、このＳＶＤは以下のように表現されてもよい。

行列Ｖの列は、新しい座標系に及ぶ固有ベクトルからなり、さまざまな源から生じる成分は互いに直交している。固有値σ₁．．．σ_kは、Ｖの列１．．．ｋにそれぞれ対応する。各固有値は、その対応する固有ベクトルの方向に沿った信号「電力」を定義する。行列Ｖは、このようにして、ｘの各別個の成分が、その空間の基底ベクトルと最小二乗の向きで最適に位置合わせされている空間内へのｘ（ｔ）の回転変換を提供する。

最大固有値は、通常は混合音源信号ｙ₁（ｔ），．．．，ｙ_m（ｔ）を表わす最高電力成分に一致する。さらに低い固有値は、通常、付加雑音ｎ₁（ｔ），．．．，ｎ_k-m（ｔ）と関連付けられる。各固有ベクトルは次に、対応する独立信号成分の電力を最大限にするｘでの最適一次演算子として見られてもよい。その結果、前記変換済み信号は、以下のように検出される。

代替実現では、共分散行列Ｒの固有値及び固有ベクトルは固有値分解（ＥＤ）を使用して求められてもよい。定義によって、ＥＤは、Ｓが単調減少順で、対角線上に固有値σ₁．．．σ_kを有する対角線行列となるように、及び行列Ｖがその列に沿って対応する固有ベクトルを含むように行列方程式ＲＶ＝ＳＶを解く。結果として生じる固有値及び関連固有ベクトルは、共分散行列ＲのＳＶＤから起因するものと同様に適用されてもよい。

代替実現では、固有値及び固有ベクトルは関心のある時間ｓＥＣＧｅｎｔの間に収集されるｋ個のセンサ信号の矩形行列Ｘを形成し、Ｘ上で直接的にＳＶＤを実行することによってｘ（ｔ）から直接的に計算される。行列Ｘ及びその分解は以下のように表現されてもよい。

Ｔ＞ｋのケースでは、いわゆる「エコノミーサイズの」ＳＶＤが、固有値と固有ベクトルを効率的に求めるために使用されてもよい。このようなＳＶＤは以下のように表されてよく、要素に拡大される。

同様のエコノミーサイズのＳＶＤは、ｋ＞Ｔのあまり典型的ではないケースでも使用されてもよい。データ行列ＸのＳＶＤを実行した結果生じた行列ＳとＶは、共分散行列ＲでＳＶＤを実行した結果生じた行列ＳとＶと同一に本発明の関連で適用されてもよい。

ＩＣＡは、音源信号の推定値を回復しようとして混合行列Ａを反転する線形変換行列Ｗを求めようとする。演算は以下のように説明されてもよい。

ＫＬＤは対称ではないため、二個の代替測度が関連付けられるが、正確に等しくはない。例えば、特定の根本的なデータ分布がその測度での収束を好む場合には、一つの測度を選ぶことができるであろう。

複数の代替手法が、ｓの成分の相互独立性を測定するために使用されてもよい。これらは、最大尤度方法、負のエントロピーの最大化、又はその近似、及び相互情報の最小化を含んでもよい。

最大尤度方法では、所望される行列Ｗは、以下の最適化問題の解として求められ、

ｗ_iは行列Ｗの列である。負のエントロピー方法では、費用関数がｓと対応するガウス確率変数の間のエントロピーの差異という点で定められ、以下の最適化問題を生じさせ、

この場合Ｈ（ｓ）は、ランダムベクトルｓのエントロピーであり、ｓ_gaussはｓのそれと実質的に同じ共分散行列を有するために選ばれるガウスランダムベクトルである。

相互情報方法の最小化では、費用関数はｓのエントロピーと、ｓの成分の個々のエントロピーの合計の間の差異という点で定められ、以下の最適化の問題を生じさせる。

整形式を有するすべての前記費用関数最適化は、例えば、周知のヒストグラム法を使用してｐｄｆを推定した結果として離散ｐｄｆで基礎を成すｐｄｆを近似することによって総和を使用して実現されてもよい。我々は、ｐｄｆ、つまりｐｄｆの推定値も知っていることが、計算の複雑さ、使用可能なデータの希薄さのどちらか、又は両方に起因して実質的に実現するのが困難であることに留意する。これらの困難は、カートシス、つまりｐｄｆを必要としない統計的なパラメータに基づいて費用関数最適化法を使用して対処されてもよい。

代替方法では、独立の基準は、ｓのｉ番目の成分について以下のように定義される四次統計に同等なカートシスを介して表現できるであろう。

このケースでは、Ｗは（ｙがｙ（ｔ）の成分に一致する確率変数のベクトルであると理解して）ｓの全成分でｓ＝Ｗｙというカートシスを最大化する行列として求められる。ＩＣＡ最適化のすべての前記の例では、解Ｗは、技術で周知の確立された最急降下、ニュートン反復等の数値方法を介して求めることができるであろう。これらの方法は、特に、ｓの統計の多くの推定値がＷ内の反復ごとに計算されなければならない場合、実際面で実現するのが数値的に集約的であることが判明するであろう。

一例では、簡略な二次元ＩＣＡがＰＣＡ分離信号で実行されてもよい。このケースでは、ユニタリー変換は回転角度θのＧｉｖｅｎｓ回転速度として求めることができ、

この場合、ｓ（ｔ）＝Ｗ（θ）ｙ（ｔ）である。Ｗ（θ）は、基底ベクトルに沿って各成分の確率分散を最大化にし、その結果以下が満たされる。

要約すると、回転角度は以下のように推定されてよく、

この場合

前処理ステップの後、候補信号は通常第一の最も強力な信号又は第二に最も強力な信号である。加えて、通常、実際には、一時的に白である唯一つの音源信号がある。このケースでは、二次元ベクトルｙ＝ｙ₁＋ｉｙ₂＝ρｅ^iψの回転が必要とされるすべてである。三つ以上の信号が分離される必要がある場合、独立成分分析プロセスが、収束に達するまでｍ（ｍ−１）／２信号組で組様式で繰り返されてよく、通常は約（１+√ｍ）反復を要する。

前述されたプロセスを実現するＰＩＭＤは、心臓信号を、埋め込み型装置から記録される低ＳＮＲ信号から堅牢に分離してもよい。このようなＰＩＭＤは心調律及び不整脈の検知の改善を可能とするために、雑音から心臓信号を堅牢に分離する。

システムは、心臓信号及び雑音を互いに直交（独立）させる空間的に収集された低ＳＮＲ信号の組み合わせを求めることによって動作する。この組み合わせは、負のＳＮＲ状態からも心臓信号の相対的にきれいな抽出を達成する。

ＰＩＭＤは、バッチモードで、あるいは適応で動作してよく、オンライン又はオフラインの実現を可能にする。電力を節約するために、システムは収集された信号の中の不整脈又は雑音の存在を特定し、本発明の方法を開始するために技術で公知のアルゴリズムを使用する階層意思決定ルーチンのオプションを含んでもよい。

多様な変形及び追加を、本発明の範囲から逸脱することなく前述された好適実施形態に加えることができる。その結果、本発明の範囲は前述された特定の実施形態に制限されてはならず、以下に述べられる請求項及びその同等物によってのみ定められなければならない。

三つの連続鼓動の心電図（ＥＣＧ）波形の絵図（図１Ａ）、及び最初の二つの連続鼓動の心電図（ＥＣＧ）波形の拡大された部分の絵図（図１Ｂ）である。 三つの連続鼓動の心電図（ＥＣＧ）波形の絵図（図１Ａ）、及び最初の二つの連続鼓動の心電図（ＥＣＧ）波形の拡大された部分の絵図（図１Ｂ）である。 胸郭の前面図の上に重畳された心臓ベクトルの極座標であって、該極座標の起点が患者の心臓のＡＶ結節に位置する。 本発明による発生源分別を使用して得られる心臓ベクトルの極座標である。 本発明による発生源分別を使用して心電図の選択された部分から得られる心臓ベクトルの極座標を描く。 本発明に従って心臓病を診断するために役立つ心臓ベクトルの時間的プロファイルのグラフである。 患者の心臓の心室の断面図上に重畳される心臓ベクトルを描く。 患者の心臓の心室の断面図上に重畳される心臓ベクトルを描く。 患者の心臓の心室の断面図上に重畳される心臓ベクトルを描く。 患者の心臓の心室の断面図上に重畳される心臓ベクトルを描く。 本発明に従った発生源分別に基づいて一つ又は複数の活性化シーケンスのすべて又は一部と関連する一個又は複数の心臓信号ベクトルの変化を検出するための方法のブロック図である。 本発明に従って発生源分別に基づいて一つ又は複数の心臓活性化シーケンスのすべて又は一部と関連する一個又は複数の心臓信号ベクトルの変化を検出する方法の別の実施形態のブロック図である。 本発明の実施形態に従って姿勢の変化のためのベクトル向きの変化を描くグラフである。 本発明の実施形態に従って姿勢と、固有の又はペーシングされた電気生理学信号の組み合わせに基づいて考えられるベクトル向きの表である。 本発明に従って姿勢情報を記録し、記憶するための方法の実施形態のフローチャートである。 本発明に従って患者の姿勢を決定するための実施形態のフローチャートである。 固有の状態及びペーシングされた状態のための活性化シーケンスベクトル角度を描くグラフである。 本発明による収縮運動のずれの測定値のグラフである。 本発明に従ってＣＲＴを滴定する方法のフローチャートである。 固有の状態及びペーシングされた状態のための活性化シーケンスベクトル角度を描くグラフである。 本発明による捕捉検証の方法のフローチャートである。 本発明による捕捉閾値調整の方法のフローチャートである。 左心室（ＬＶ）、右心室（ＲＶ）、及び両心室（ＢｉＶ）捕捉を検証する方法のフローチャートである。 本発明に従って心室頻脈（ＶＴ）から上室性頻拍症（ＳＶＴ）を区別する方法のフローチャートである。 固有の、心室から発する向き及び心房から発する向きを示す心臓活性化シーケンス向きの例のためのベクトル角度のグラフである。 単源性心室頻拍（ＭＶＴ）と多源性心室頻拍（ＰＶＴ）の間の活性化シーケンスベクトル角度の変動を描くグラフである。 本発明に従ってＰＶＴからＭＶＴを区別する方法のフローチャートである。 本発明に従って右心室頻拍症（ＲＶＴ）から左心室頻拍症（ＬＶＴ）を区別する方法のフローチャートである。 本発明に従って、ベースラインにおける生きたｐｏｒｃｉｎｅ被験者から０．００１秒で開始する心臓信号の矩形ウィンドウ表示部分、部分的な閉塞、及びそれぞれ心臓の左冠動脈（ＬＡＤ）の前下行枝の完全閉塞のための活性化シーケンスベクトル角度を描くグラフである。 本発明に従って、ベースラインにおける生きたｐｏｒｃｉｎｅ被験者から０．００１秒で開始する心臓信号の矩形ウィンドウ表示部分、部分的な閉塞、及びそれぞれ心臓の左冠動脈（ＬＡＤ）の前下行枝の完全閉塞のための活性化シーケンスベクトル角度を描くグラフである。 本発明に従って、ベースラインにおける生きたｐｏｒｃｉｎｅ被験者から０．００１秒で開始する心臓信号の矩形ウィンドウ表示部分、部分的な閉塞、及びそれぞれ心臓の左冠動脈（ＬＡＤ）の前下行枝の完全閉塞のための活性化シーケンスベクトル角度を描くグラフである。 本発明に従って、ベースラインにおける生きたｐｏｒｃｉｎｅ被験者から０．０７秒で開始する心臓信号の矩形ウィンドウ表示部分、部分的な閉塞、及びそれぞれ心臓のＬＡＤ前下行枝の完全閉塞のための活性化シーケンスベクトル角度を描くグラフである。 本発明に従って、ベースラインにおける生きたｐｏｒｃｉｎｅ被験者から０．０７秒で開始する心臓信号の矩形ウィンドウ表示部分、部分的な閉塞、及びそれぞれ心臓のＬＡＤ前下行枝の完全閉塞のための活性化シーケンスベクトル角度を描くグラフである。 本発明に従って、ベースラインにおける生きたｐｏｒｃｉｎｅ被験者から０．０７秒で開始する心臓信号の矩形ウィンドウ表示部分、部分的な閉塞、及びそれぞれ心臓のＬＡＤ前下行枝の完全閉塞のための活性化シーケンスベクトル角度を描くグラフである。 本発明に従って、ベースラインにおける生きたｐｏｒｃｉｎｅ被験者から０．１４秒で開始する心臓信号の矩形ウィンドウ表示部分、部分的な閉塞、及びそれぞれ心臓のＬＡＤ前下行枝の完全閉塞のための活性化シーケンスベクトル角度を描くグラフである。 本発明に従って、ベースラインにおける生きたｐｏｒｃｉｎｅ被験者から０．１４秒で開始する心臓信号の矩形ウィンドウ表示部分、部分的な閉塞、及びそれぞれ心臓のＬＡＤ前下行枝の完全閉塞のための活性化シーケンスベクトル角度を描くグラフである。 本発明に従って、ベースラインにおける生きたｐｏｒｃｉｎｅ被験者から０．１４秒で開始する心臓信号の矩形ウィンドウ表示部分、部分的な閉塞、及びそれぞれ心臓のＬＡＤ前下行枝の完全閉塞のための活性化シーケンスベクトル角度を描くグラフである。 本発明に従って、ベースラインにおける生きたｐｏｒｃｉｎｅ被験者から０．２１秒で開始する心臓信号の矩形ウィンドウ表示部分、部分的な閉塞、及びそれぞれ心臓のＬＡＤ前下行枝の完全閉塞のための活性化シーケンスベクトル角度を描くグラフである。 本発明に従って、ベースラインにおける生きたｐｏｒｃｉｎｅ被験者から０．２１秒で開始する心臓信号の矩形ウィンドウ表示部分、部分的な閉塞、及びそれぞれ心臓のＬＡＤ前下行枝の完全閉塞のための活性化シーケンスベクトル角度を描くグラフである。 本発明に従って、ベースラインにおける生きたｐｏｒｃｉｎｅ被験者から０．２１秒で開始する心臓信号の矩形ウィンドウ表示部分、部分的な閉塞、及びそれぞれ心臓のＬＡＤ前下行枝の完全閉塞のための活性化シーケンスベクトル角度を描くグラフである。 本発明に従って、ベースラインにおける生きたｐｏｒｃｉｎｅ被験者から０．００１秒で開始する心臓信号のＨａｎｎｉｎｇウィンドウ表示部分、部分的な閉塞、及びそれぞれ心臓のＬＡＤ前下行枝の完全閉塞のための活性化シーケンスベクトル角度を描くグラフである。 本発明に従って、ベースラインにおける生きたｐｏｒｃｉｎｅ被験者から０．００１秒で開始する心臓信号のＨａｎｎｉｎｇウィンドウ表示部分、部分的な閉塞、及びそれぞれ心臓のＬＡＤ前下行枝の完全閉塞のための活性化シーケンスベクトル角度を描くグラフである。 本発明に従って、ベースラインにおける生きたｐｏｒｃｉｎｅ被験者から０．００１秒で開始する心臓信号のＨａｎｎｉｎｇウィンドウ表示部分、部分的な閉塞、及びそれぞれ心臓のＬＡＤ前下行枝の完全閉塞のための活性化シーケンスベクトル角度を描くグラフである。 本発明に従って、ベースラインにおける生きたｐｏｒｃｉｎｅ被験者から０．０７秒で開始する心臓信号のＨａｎｎｉｎｇウィンドウ表示部分、部分的な閉塞、及びそれぞれ心臓のＬＡＤ前下行枝の完全閉塞のための活性化シーケンスベクトル角度を描くグラフである。 本発明に従って、ベースラインにおける生きたｐｏｒｃｉｎｅ被験者から０．０７秒で開始する心臓信号のＨａｎｎｉｎｇウィンドウ表示部分、部分的な閉塞、及びそれぞれ心臓のＬＡＤ前下行枝の完全閉塞のための活性化シーケンスベクトル角度を描くグラフである。 本発明に従って、ベースラインにおける生きたｐｏｒｃｉｎｅ被験者から０．０７秒で開始する心臓信号のＨａｎｎｉｎｇウィンドウ表示部分、部分的な閉塞、及びそれぞれ心臓のＬＡＤ前下行枝の完全閉塞のための活性化シーケンスベクトル角度を描くグラフである。 本発明に従って、ベースラインにおける生きたｐｏｒｃｉｎｅ被験者から０．１４秒で開始する心臓信号のＨａｎｎｉｎｇウィンドウ表示部分、部分的な閉塞、及びそれぞれ心臓のＬＡＤ前下行枝の完全閉塞のための活性化シーケンスベクトル角度を描くグラフである。 本発明に従って、ベースラインにおける生きたｐｏｒｃｉｎｅ被験者から０．１４秒で開始する心臓信号のＨａｎｎｉｎｇウィンドウ表示部分、部分的な閉塞、及びそれぞれ心臓のＬＡＤ前下行枝の完全閉塞のための活性化シーケンスベクトル角度を描くグラフである。 本発明に従って、ベースラインにおける生きたｐｏｒｃｉｎｅ被験者から０．１４秒で開始する心臓信号のＨａｎｎｉｎｇウィンドウ表示部分、部分的な閉塞、及びそれぞれ心臓のＬＡＤ前下行枝の完全閉塞のための活性化シーケンスベクトル角度を描くグラフである。 本発明に従って、ベースラインにおける生きたｐｏｒｃｉｎｅ被験者から０．２１秒で開始する心臓信号のＨａｎｎｉｎｇウィンドウ表示部分、部分的な閉塞、及びそれぞれ心臓のＬＡＤ前下行枝の完全閉塞のための活性化シーケンスベクトル角度を描くグラフである。 本発明に従って、ベースラインにおける生きたｐｏｒｃｉｎｅ被験者から０．２１秒で開始する心臓信号のＨａｎｎｉｎｇウィンドウ表示部分、部分的な閉塞、及びそれぞれ心臓のＬＡＤ前下行枝の完全閉塞のための活性化シーケンスベクトル角度を描くグラフである。 本発明に従って、ベースラインにおける生きたｐｏｒｃｉｎｅ被験者から０．２１秒で開始する心臓信号のＨａｎｎｉｎｇウィンドウ表示部分、部分的な閉塞、及びそれぞれ心臓のＬＡＤ前下行枝の完全閉塞のための活性化シーケンスベクトル角度を描くグラフである。 少なくとも三個の電極を有する、本発明による埋め込み型心臓装置の平面図である。 本発明による心臓活性化シーケンス監視及び／又は追跡調査プロセスのブロック図である。 本発明の実施形態による心臓の断面図で埋め込まれていると示されているリード線アセンブリを含む埋め込み型心臓装置の図である。 アンテナ電極及びリード線／ヘッダ装置を含む本発明による埋め込み型心臓装置の平面図である。 本発明の実施形態による電極アレイを含む心臓監視及び／又は刺激装置の構成要素を描く図である。 本発明の実施形態による心臓監視及び／又は刺激装置の多様な構成要素を描くブロック図である。 本発明の実施形態に従って、システム更新、協調患者監視、診断、及び／又は療法を実現するために使用されてもよい医療システムのブロック図である。 本発明による心臓活性化シーケンス監視及び／又は追跡調査の使用を描くブロック図である。 本発明による信号分離プロセスのブロック図である。 本発明による反復独立成分分析を描く、図１５に描かれているプロセスの拡大ブロック図である。

本発明は、多様な変型及び代替形式に従うが、その詳細は図中の例によって示され、詳しく後述される。ただし、意図が本発明を説明されている特定の実施形態に制限することではないことが理解されるべきである。逆に、本発明は、添付請求項により定められるような本発明の範囲内に入るすべての変型、同等物、及び代替策をカバーすることを目的としている。

Claims (25)

1. 心臓システムであって、
   コンポジット信号の検知のために構成され、それによって少なくとも１つのコンポジット信号を提供する少なくとも３つの埋め込み型電極と、
   患者内での埋め込みのために構成される筺体と、
   該筺体に設けられるコントローラと、
   信号プロセッサと、
   該信号プロセッサに結合されるメモリと、
   を備え、
   前記信号プロセッサが、検知された前記複数のコンポジット信号を使用して、該検知された複数のコンポジット信号を各々の発生源に従って分別する発生源分別を実行し、前記発生源分別が一つ又は複数の心臓活性化シーケンスのすべて又は一部と関連する一個又は複数の心臓信号ベクトルを生じさせ、前記メモリにベクトル情報を記憶するように構成される心臓システム。
2. 前記信号プロセッサが、前記検知された複数のコンポジット信号を用いて、該検知された複数のコンポジット信号が各々の発生源に従って分別されるブラインド音源分離を実行するように構成される請求項１に記載のシステム。
3. 前記信号プロセッサが患者外部装置又はシステム又はネットワークサーバシステム内に設けられ、前記信号プロセッサ及び前記コントローラが、前記信号プロセッサとコントローラ間の無線通信を容易にするためにそれぞれの通信装置に結合される請求項１に記載のシステム。
4. 前記信号プロセッサが前記筺体内に設けられる請求項１に記載のシステム。
5. 前記コントローラ及び前記信号プロセッサの少なくとも一つに結合されるディスプレイをさらに備える請求項１に記載のシステム。
6. 患者の姿勢、活動、動き、心拍数、心調律、呼吸作用、血圧、血液ガス濃度、血液化学、体温、心音、心拍出量、心臓ストローク量、心臓壁運動、周辺又は肺の流体の状態、自律神経系のステータス、胸郭インピーダンス、及び心拍数変動性の内の一つ又は複数を測定するように構成される一台又は複数のセンサを備え、
   前記一台又は複数のセンサから作成される情報が、前記一個又は複数の心臓信号ベクトルを解釈するために前記信号プロセッサによって使用される請求項１に記載のシステム。
7. 前記コントローラ及び信号プロセッサの少なくとも一つが、複数の順次検知されたコンポジット信号を用いて順次の発生源分別を実行し、かつ、前記コントローラ及び信号プロセッサの少なくとも一つによって選択された一つ又はそれ以上の心臓信号ベクトルの変化を検知するように構成され、
   該変化が、
   前記一個又は複数の信号ベクトルの角度変化、前記一個又は複数の心臓信号ベクトルの大きさの変化、前記一個又は複数の心臓信号ベクトルの分散変化、前記一個又は複数の心臓信号ベクトルの角度の電力スペクトル密度変化、前記一個又は複数の心臓信号ベクトルの規模の電力スペクトル密度変化、前記一個又は複数の心臓信号ベクトルの軌跡の変化、活性化速度変化、及び前記一個又は複数の心臓信号ベクトルの時間的なプロファイルの変化、前記一個又は複数の心臓信号ベクトルの角度の変化の速度、前記一つ又は複数の心臓信号ベクトルの大きさの変化の速度、前記一個又は複数の心臓信号ベクトルの分散の変化の速度、前記一つ又は複数の心臓信号ベクトルの速度の変化速度、及び前記一個又は複数の心臓信号ベクトルの時間的プロファイルの変化の速度、一個又は複数の心臓信号ベクトルの角度の傾向、前記一個又は複数の心臓信号ベクトルの分散の傾向、前記一個又は複数の信号ベクトルの速度の傾向と、前記一個又は複数の心臓信号ベクトルの時間的プロファイルの傾向、前記複数のコンポジット信号の形態素性を強化するように構成されるウィンドウを使用して検出される変化、の一つ又は複数を備える請求項１に記載のシステム。
8. 前記コントローラ及び信号プロセッサの少なくとも一つが、複数の順次検知されたコンポジット信号を用いて順次の発生源分別を実行し、かつ、前記コントローラ及び信号プロセッサの少なくとも一つによって選択された一つ又はそれ以上の心臓信号ベクトルの変化を検知するように構成され、
   前記コントローラ及び信号プロセッサの前記少なくとも一つが、前記変化を検出したことに応えて、疾患及び状態の一つ又は複数のための処理を開始すること、調整すること、最適化すること、及び終了することの一つ又は複数の必要性を調整する、あるいは示すように構成され、
   前記コントローラ及び信号プロセッサの前記少なくとも一つが、徐脈療法、頻脈療法、心臓再同期療法、神経刺激療法、血管インターベンション療法、及び前記変化を検出したことに基づいて薬物療法の一つ又は複数を調整する、あるいは必要性を示すように構成される請求項１に記載のシステム。
9. 前記コントローラ及び信号プロセッサの少なくとも一つが、複数の順次検知されたコンポジット信号を用いて順次の発生源分別を実行し、かつ、前記コントローラ及び信号プロセッサの少なくとも一つによって選択された一つ又はそれ以上の心臓信号ベクトルの変化を検知するように構成され、
   前記コントローラ及び信号プロセッサの前記少なくとも一つによって検出される前記変化が警報をトリガするため、又は、心臓疾患又は状態を診断するために使用される請求項１に記載のシステム。
10. 前記コントローラ及び信号プロセッサの少なくとも一つが、複数の順次検知されたコンポジット信号を用いて順次の発生源分別を実行し、かつ、前記コントローラ及び信号プロセッサの少なくとも一つによって選択された一つ又はそれ以上の心臓信号ベクトルの変化を検知するように構成され、
    前記変化が前記コントローラ及び信号プロセッサの少なくとも一つによって拍動ごとに、心臓周期の中で、所定の期間内に、所定の時刻に、外部刺激の受信に応えて、又は、患者により活性化される刺激の受信に応えて検出される請求項１に記載のシステム。
11. 前記信号プロセッサが、一つの心臓周期の間、１心臓周期未満の時間期間の間、１心臓周期と１０心臓周期の間の範囲となる時間期間中、あるいは１０心臓周期より多い期間、前記複数のコンポジット信号を使用して前記発生源分別を実行するように構成される請求項１に記載のシステム。
12. 心臓システムであって、
    コンポジット信号の検知のために構成され、それによって少なくとも１つのコンポジット信号を提供する少なくとも３つの埋め込み型電極と、
    患者内での埋め込みのために構成される筺体と、
    該筺体に設けられるコントローラと、
    信号プロセッサと、
    該信号プロセッサに結合されるメモリと、
    を備え、
    前記信号プロセッサが、検知された前記複数のコンポジット信号を使用して、該検知された複数のコンポジット信号を各々の発生源に従って分別する発生源分別を実行し、前記発生源分別が一つ又は複数の心臓活性化シーケンスのすべて又は一部と関連する一個又は複数の心臓信号ベクトルを生じさせ、前記メモリにベクトル情報を記憶するように構成され、
    前記コントローラが一つ又は複数のペーシングパルスを送達するように構成され、
    前記コントローラ及び信号プロセッサの前記少なくとも一つが、前記メモリに記憶される前記ベクトル情報を使用してペーシングパルスに対する心臓反応を、捕捉又は非捕捉として分類し、
    融合又は固有の心臓活動として分類し、前記ベクトルが所定の角度範囲に入るかどうかに基づいて前記心臓反応を分類し、
    前記一個又は複数の心臓信号ベクトルと関連する一つ又は複数の信号の形態学に基づいて前記心臓反応を分類し、
    前記一個又は複数の心臓信号ベクトルと関連する前記一つ又は複数の信号のベースラインを基準として形態的変化に基づいて前記心臓反応を分類し、
    両心室ペーシングパルスの送達に応えて左心室非捕捉と右心室非捕捉を区別し、
    前記一つ又は複数のペーシングパルスに対する前記分類された心臓反応に基づいてアクションを推奨し、
    非捕捉として前記心臓反応を分類することに応えて、一つ又は複数の閾値試験をトリガする、あるいは、一つ又は複数のペーシング振幅を増加し、又は、
    捕捉、非捕捉、融合、及び偽融合の内の一つ又は複数を区別するように構成される心臓システム。
13. 心臓システムであって、
    コンポジット信号の検知のために構成され、それによって少なくとも１つのコンポジット信号を提供する少なくとも３つの埋め込み型電極と、
    患者内での埋め込みのために構成される筺体と、
    該筺体に設けられるコントローラと、
    信号プロセッサと、
    該信号プロセッサに結合されるメモリと、
    を備え、
    前記信号プロセッサが、検知された前記複数のコンポジット信号を使用して、該検知された複数のコンポジット信号を各々の発生源に従って分別する発生源分別を実行し、前記発生源分別が一つ又は複数の心臓活性化シーケンスのすべて又は一部と関連する一個又は複数の心臓信号ベクトルを生じさせ、前記メモリにベクトル情報を記憶するように構成され、
    前記コントローラ及び信号プロセッサの前記少なくとも一つが、前記一個又は複数の心臓信号ベクトルの特徴の心拍ごとの分散を決定することによって心不整脈を区別し、
    前記一個又は複数の心臓信号ベクトルの優勢な向きの正の位相を検出することによって心房期外収縮を区別し、
    一個又は複数の心臓信号ベクトルの優勢な向きの負の位相を検出することによって心室性期外収縮を区別し、又は、
    上室性頻拍症と房室結節上室性頻拍症、左房室上室性頻拍症と右房室上室性頻拍症、及び心室頻脈及び心室除細動の一つ又は複数を区別するように構成される心臓システム。
14. 心臓システムであって、
    コンポジット信号の検知のために構成され、それによって少なくとも１つのコンポジット信号を提供する少なくとも３つの埋め込み型電極と、
    患者内での埋め込みのために構成される筺体と、
    該筺体に設けられるコントローラと、
    信号プロセッサと、
    該信号プロセッサに結合されるメモリと、
    を備え、
    前記信号プロセッサが、検知された前記複数のコンポジット信号を使用して、該検知された複数のコンポジット信号を各々の発生源に従って分別する発生源分別を実行し、前記発生源分別が一つ又は複数の心臓活性化シーケンスのすべて又は一部と関連する一個又は複数の心臓信号ベクトルを生じさせ、前記メモリにベクトル情報を記憶するように構成され、
    前記コントローラ及び信号プロセッサの前記少なくとも一つが、前記一個又は複数の心臓信号ベクトルと、前記一個又は複数の心臓信号ベクトルと関連する前記信号のひとつ又は療法を使用して心臓再同期療法を調整するように構成される心臓システム。
15. 前記コントローラ及び信号プロセッサの前記少なくとも一つが、前記再同期療法を開始することと、前記再同期療法を終了することと、前記再同期療法の一つ又は複数のパラメータを改変することの内の一つ又は複数によって前記心臓再同期療法を調整し、
    前記一個又は複数の心臓信号ベクトルの角度を決定し、前記一個又は複数の心臓信号ベクトルの優勢な向きを決定し、優勢なＱＲＳベクトルがベースラインＱＲＳベクトルの角度の方向で移動するように前記療法を調整し、
    前記決定された角度が所定のベクトルの角度に向かって移動するように前記療法を調整し、
    最初に前記一つ又は複数の心臓信号ベクトルの第一の角度と、以後のときに前記一個又は複数の心臓信号ベクトルの第二の角度を決定し、前記一個又は複数の心臓信号ベクトルの前記第一の角度と第二の角度の差異の大きさが所定の閾値より小さくなるように前記療法を調整し、及び、
    前記一個又は複数の心臓信号ベクトルを使用して心臓収縮運動のずれの大きさを決定し、前記心臓収縮運動の大きさを削減するために前記心臓再同期療法を調整するように構成される請求項１４に記載のシステム。
16. 前記コントローラ及び信号プロセッサの前記少なくとも一つが、前記一個又は複数の心臓信号ベクトルの優勢な向きを決定し、患者でのうっ血性心不全の診断に関連する情報を提供するために、又は患者でのうっ血性心不全の心腔に関する情報を提供するために、ベースライン値に前記優勢な向きを比較するように構成される請求項１４に記載のシステム。
17. 前記コントローラ及び信号プロセッサの前記少なくとも一つが、前記一個又は複数の心臓信号ベクトルを使用して前記心臓再同期療法に対する患者の反応を決定するように構成される請求項１４に記載のシステム。
18. 前記コントローラ及び信号プロセッサの前記少なくとも一つが、一つ又は複数の心臓再同期療法パラメータを再計算し、前記再計算された一つ又は複数の心臓再同期療法パラメータを使用して前記心臓再同期療法を調整することによって前記心臓再同期療法を調整し、又は、
    心室間遅延、心房間遅延、心室内遅延、及び心房−心室遅延、刺激サイト、ペーシング腔、速度リミッター、ペーシングモードの少なくとも一つを調整するように構成される請求項１４に記載のシステム。
19. 心臓システムであって、
    コンポジット信号の検知のために構成され、それによって少なくとも１つのコンポジット信号を提供する少なくとも３つの埋め込み型電極と、
    患者内での埋め込みのために構成される筺体と、
    該筺体に設けられるコントローラと、
    信号プロセッサと、
    該信号プロセッサに結合されるメモリと、
    を備え、
    前記信号プロセッサが、検知された前記複数のコンポジット信号を使用して、該検知された複数のコンポジット信号を各々の発生源に従って分別する発生源分別を実行し、前記発生源分別が一つ又は複数の心臓活性化シーケンスのすべて又は一部と関連する一個又は複数の心臓信号ベクトルを生じさせ、前記メモリにベクトル情報を記憶するように構成され、かつ、
    前記コントローラ及び信号プロセッサの前記少なくとも一つが、前記選択された一個又は複数の心臓信号ベクトル、及び前記選択された一個又は複数の心臓信号ベクトルに関連する前記信号の一つ又は両方を使用して前記選択された一つ又は複数の心臓信号ベクトルの変化を検出するように構成され、前記変化が心虚血を示す心臓システム。
20. 一つ又は複数の心臓活性化シーケンスの前記部分がＳＴ部分を含み、前記コントローラ及び信号プロセッサの前記少なくとも一つが前記ＳＴ部分の上昇又は降下を検出するように構成される請求項１９に記載のシステム。
21. 前記コントローラ及び信号プロセッサの前記少なくとも一つが、前記検出された変化を使用して不整脈又は不整脈のリスクの増加を予測し、又は、
    前記検出された変化を使用して心筋梗塞を予測するように構成される請求項１９に記載のシステム。
22. 心臓システムであって、
    コンポジット信号の検知のために構成され、それによって少なくとも１つのコンポジット信号を提供する少なくとも３つの埋め込み型電極と、
    患者内での埋め込みのために構成される筺体と、
    該筺体に設けられるコントローラと、
    信号プロセッサと、
    該信号プロセッサに結合されるメモリと、
    を備え、
    前記信号プロセッサが、検知された前記複数のコンポジット信号を使用して、該検知された複数のコンポジット信号を各々の発生源に従って分別する発生源分別を実行し、前記発生源分別が一つ又は複数の心臓活性化シーケンスのすべて又は一部と関連する一個又は複数の心臓信号ベクトルを生じさせ、前記メモリにベクトル情報を記憶するように構成され、かつ、
    前記コントローラ及び信号プロセッサの前記少なくとも一つが、前記一個又は複数の心臓信号ベクトルを使用して患者の姿勢の変化を検出するように構成される心臓システム。
23. 前記コントローラ及び信号プロセッサの前記少なくとも一つが、前記一個又は複数の心臓信号ベクトルの変化を検出し、前記一個又は複数の信号ベクトルの前記検出された変化を使用して、姿勢関連の変化の一つと、心律動関連の変化を区別するように構成される請求項２２に記載のシステム。
24. 前記コントローラ及び信号プロセッサの前記少なくとも一つが、前記検出された姿勢変化を使用して前記一個又は複数の心臓信号ベクトルを解釈し、
    前記検出された姿勢変化を使用して、心拍数、心調律、呼吸作用、血圧、体温、心音、心拍出量、心臓ストローク量、心臓壁運動、周辺の流体の状態、肺の流体の状態、胸郭インピーダンス、及び心拍数変動性からなるグループから選択されるセンサ信号を解釈し、
    前記選択されたセンサ信号と前記患者の検出された姿勢変化の両方を使用して前記患者の生理学的な状態及び病状の一つ又は両方を解釈し、又は、
    前記選択されたセンサ信号と前記患者の検出された姿勢の変化の両方を使用して前記患者の生理学的な傾向及び病理学的な傾向の一つ又は両方を解釈するように構成される請求項２２に記載のシステム。
25. 前記コントローラ及び信号プロセッサの前記少なくとも一つが、前記患者の座っている姿勢、立っている姿勢、及び横たわっている姿勢に関連する前記一個又は複数の心臓信号ベクトルの一つ又は複数の特徴のテンプレートを記憶し、
    前記一個又は複数の心臓信号ベクトルの属性を決定し、姿勢変化に基づいた心臓信号ベクトル属性のルックアップテーブルを使用して、前記決定された属性を前記患者の姿勢と結び付け、
    前記患者の心律動を分類し、前記心律動の分類に関連する事前に確立された値に前記一個又は複数の心臓信号ベクトルの一つ又は複数の特性を一致させ、又は、
    前記メモリに前記患者の姿勢情報を記憶することと、前記患者の姿勢情報を患者外部装置に通信することと、ビジュアルディスプレイに前記患者の姿勢情報を表示することとの一つ又は複数を調整するように構成される請求項２２に記載のシステム。

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