埋込装置を使用するインピーダンス測定装置とインピーダンス測定方法

专利摘要:
埋込医療装置は、たとえばリードインピーダンス測定値を取得するためにインピーダンス測定と復調を行なう。またはたとえば呼吸、心拍出量、もしくは流動状態の情報を抽出するために胸郭インピーダンス測定を行なう。４点ＦＩＲフィルタ復調器は、二相電流励磁波形を復調するのに使用されてもよい。復調器も、ノイズ応答をトリガすべくノイズを測定するのに使用されてもよい。ノイズが存在すると考えられる場合、とりわけ増加した励磁電流レベルが使用されてもよい。
公开号:JP2011509150A
申请号:JP2010542265
申请日:2009-01-08
公开日:2011-03-24
发明作者:エム． ムットネン、アンジェラ；ジェイ． ライデン、マイケル；ディ． リッツィンガー、ジョージ；ジェイ． リンダー、ウィリアム
申请人:カーディアック ペースメイカーズ， インコーポレイテッド；
IPC主号:A61B5-05

专利说明:

[0001] 本明細書は、埋込医療装置に一般に関する。より詳細には本発明は、限定されないが埋込装置を使用するインピーダンス測定復調装置とインピーダンス測定復調方法に関する。]
背景技術

[0002] 埋込医療装置（ＩＭＤ）は、埋込心臓機能管理装置を有し、たとえば埋込ペースメーカ、埋込カーディオバータ、埋込除細動器、埋込心臓再同期装置、または心臓機能を監視する（もしくは心臓機能に影響する）ための他の埋込装置を有する。]
[0003] 特定埋込医療装置は、インピーダンス測定を行なう。たとえば特定埋込医療装置は、たとえば対象の組織に関連付けて配置された埋込電極によって示される「リードインピーダンス」を測定できる。このような電極は、血管内のリードワイヤ、たとえば電子ユニットのハウジング、または他の部分に配置されてもよい。]
[0004] 他の例において、特定埋込医療装置は、関心のある生理学的信号を表わす時間変動インピーダンスを測定できる。一例は、たとえば心臓内に配置された２つの電極同士の間の心臓内インピーダンスである。このような情報は、心拍出量、事前放出の間隔、または他の関心のある測定可能な生理学的パラメータを決定するのに使用されてもよい。次いでこれは、治療（たとえばペーシング速度）の決定または制御を行なうのに使用されてもよい。インピーダンスによって導出され、時間に依存する関心のある生理学的信号の別の例として、対象の胸部の少なくとも一部分において観察される胸郭インピーダンス信号がある。胸郭インピーダンス信号によって提供される生理学的情報は、たとえば心収縮に従って胸郭インピーダンス信号を変調する心拍出量の要素と、対象の呼吸に従って胸郭インピーダンス信号を変調する呼吸要素と、肺水腫もしくは対象の胸郭流体状態の他の変化に従って胸郭インピーダンス信号を変調する流体状態の情報とを含んでもよい。]
先行技術

[0005] 米国特許第６，０７６，０１５号明細書
米国特許第６，１７６，０４２号明細書]
発明が解決しようとする課題

[0006] 改良されたインピーダンス測定装置が望まれている。]
課題を解決するための手段

[0007] 埋込医療機器は、たとえばリードインピーダンス測定値を取得するためにインピーダンス測定および復調を行ない、またはたとえば呼吸、心拍出量、もしくは流動状態の情報を抽出するために胸郭インピーダンス測定を行なう。４点ＦＩＲフィルタ復調器は、二相電流励磁波形を復調し、したがって電流を蓄積し、埋込装置の寿命を増加させるのに使用されてもよい。この復調器は、ノイズ応答をトリガするためのノイズを測定するのに使用されてもよい。ノイズが存在すると思われる場合、とりわけ増加した励起電流レベルが使用されてもよい。]
[0008] 実施例１は、装置について説明する。この例において、装置は、複数の埋込電極に通信接続されるように構成された埋込インピーダンス測定回路を有する。この例において、埋込インピーダンス測定回路は、電極のうちの２つの間に試験電流を印加するように構成さ
れた励起回路と、電極のうち前記２つと同じまたは異なる２つを用いることによって、試験電流に起因する応答信号を感知するように構成されたプリアンプ回路と、テスト回路への応答信号を、インピーダンス測定値を示す測定信号に復調するためにプリアンプ回路に通信接続された復調回路とを含んでもよい。この例において、埋込インピーダンス測定回路は、インピーダンス測定値の取得前にノイズ測定を行なうように構成されてもよい。埋込インピーダンス測定回路は、インピーダンス測定値を取得すべく、たとえばノイズ測定に関する情報を用いることによって調節可能に制御されてもよい。]
[0009] 実施例２において、実施例１の装置は、ノイズ測定が指定量のノイズの存在を示すか否かに関するインピーダンス測定値を取得すべきか否かについて条件付けるように埋込インピーダンス測定回路が構成されるべく、任意に構成されてもよい。]
[0010] 実施例３において、実施例１〜２何れか一つの装置は、ノイズ測定が指定量のノイズの存在を示す場合、埋込インピーダンス測定回路がインピーダンス測定値を無効にするように構成されるべく、任意に構成されてもよい。]
[0011] 実施例４において、実施例１〜３何れか一つの装置は、ノイズ測定が指定量のノイズの存在を示す場合、埋込インピーダンス測定回路はインピーダンス測定を続けるように、および指定量のノイズが存在する場合、埋込インピーダンス測定回路はインピーダンス測定値が得られたことを示すように構成されるべく、任意に構成されてもよい。]
[0012] 実施例５において、実施例１〜４何れか一つの装置は、ノイズ測定が指定量のノイズの存在を示す場合、埋込インピーダンス測定回路はインピーダンス測定を続けるように、および指定量のノイズが存在する場合、埋込インピーダンス測定回路は試験電流を増加させるように構成されるべく、任意に構成されてもよい。]
[0013] 実施例６において、実施例１〜５何れか一つの装置は、埋込インピーダンス測定回路がノイズ測定を反復的に行なうことと；指定量のノイズが存在した回数を追跡することと；および回数が閾値の数を越える場合、指定量のノイズが存在した回数を用いることによってノイズ指標を有効にするように構成されるべく、任意に構成されてもよい。]
[0014] 実施例７において、実施例１〜６何れか一つの装置は、埋込インピーダンス測定回路が、ノイズ指標が有効にされた後の複数のノイズ測定の実行中に指定量のノイズが存在しなかった回数に応じるように、ノイズ指標が有効にされた後にノイズ指標を無効にするように構成されるべく、任意に構成されてもよい。]
[0015] 実施例８において、実施例１〜７何れか一つの装置は、埋込インピーダンス測定回路に通信接続されたプロセッサであって、復調済の応答信号から、呼吸情報、分時換気量、心拍出量、および胸郭流体状態の情報のうちの少なくとも１つを抽出するように構成されるプロセッサを任意に含んでもよい。]
[0016] 実施例９は、複数の埋込電極に通信接続されるように構成された埋込インピーダンス測定回路を有する装置について説明する。この例において、埋込インピーダンス測定回路は、電極のうちの２つの間に試験電流を印加するように構成された励起回路と；試験電流への電圧応答を感知するように構成されたプリアンプ回路と；プリアンプ回路に通信接続された復調回路とを有してもよい。復調回路は、４点有限インパルス応答フィルタ（４点ＦＩＲフィルタ）を有する。励起回路は、二相試験電流を印加するように構成される。復調回路は、４点ＦＩＲフィルタを用いることによって、二相試験電流への感知電圧応答を復調するように構成される。埋込インピーダンス測定回路は、復調済の感知電圧応答を使用することによって電極同士の間のインピーダンス測定値を決定するように構成される。]
[0017] 実施例１０において、実施例９の装置は、ａ、ｂ、およびｃがそれぞれ一定係数である場合、４点ＦＩＲフィルタがＨ（ｚ）＝（＋ａ・ｚ−４−ｂ・ｚ−３＋ｂ・ｚ−２−ａ・ｚ−１）÷ｃのｚ領域伝達関数で表わすことができるように、任意に構成されてもよい。]
[0018] 実施例１１において、実施例１０の装置はａ≠ｂであり、ｃ＝２（ａ＋ｂ）となるように、任意に構成されてもよい。
実施例１２は、方法について説明する。この例において方法は、埋込医療装置（ＩＭＤ）を用いることによって、２つの埋込電極同士の間に試験電流を印加することを含んでもよく、試験電流を印加することは、二相試験電流を印加することを有する。方法は、試験電流に起因する応答信号を感知することと；４点有限インパルス応答フィルタ（４点ＦＩＲフィルタ）を用いることによって応答信号を復調することとを更に含んでもよい。復調することは、４点ＦＩＲフィルタを用いることによって二相試験電流に起因する応答信号を復調することを有する。方法は、復調済の応答信号を使用することによってインピーダンスを決定することを更に含んでもよい。]
[0019] 実施例１３において、実施例１２の方法は、試験電流を印加することなく、応答信号を感知するために使用される電極同士の間において、電圧を事前にサンプリングすることと；事前にサンプリング済の電圧を使用することによってノイズの有無を判定することと；ノイズの有無についての情報を用いることによってインピーダンス測定を制御可能に調節することとを任意に含んでもよい。]
[0020] 実施例１４において、実施例１２〜１３何れか一つの方法は、ノイズが存在すると判定された場合にインピーダンス測定を無効にすることを、任意に含んでもよい。
実施例１５において、実施例１２〜１４何れか一つの方法は、インピーダンス測定を、インピーダンス測定によってノイズが存在していると判定されるか否かについての指標に関連付けることを、任意に含んでもよい。]
[0021] 実施例１６において、実施例１２〜１５何れか一つの方法は、ノイズが存在すると判定された場合、インピーダンス測定に使用される試験電流を増加させることを、任意に含んでもよい。]
[0022] 実施例１７は、方法を説明する。この例において方法は、インピーダンス測定値を取得することを含んでもよく、取得することは、埋込医療装置（ＩＭＤ）を用いることによって２つの埋込電極同士の間に試験電流を印加することと；試験電流に起因する応答信号を感知することと；応答信号を復調することと；復調済の応答信号を用いることによってインピーダンスを決定することとを有する。この例において方法は、ノイズの有無を判定することと；ノイズの有無についての情報を用いることによってインピーダンス測定値を取得することを調節可能に制御することとを更に含んでもよい。]
[0023] 実施例１８において、実施例１７の方法は、ノイズが存在すると判定された場合、調節可能に制御する工程がインピーダンス測定を無効にすることを有するように、任意に実行されてもよい。]
[0024] 実施例１９において、実施例１７〜１８何れか一つの方法は、調節可能に制御する工程が、インピーダンス測定を、インピーダンス測定によってノイズが存在していると判定されるか否かについての指標に関連付けることを有するように、任意に実行されてもよい。]
[0025] 実施例２０において、実施例１７〜１９何れか一つの装置は、調節可能に制御する工程が、ノイズが存在すると判定された場合、インピーダンス測定に使用される試験電流を増
加させることを有するように、任意に実行されてもよい。]
[0026] この発明の概要は、すべての例の完全な要約として見なされるべきではなく、更なる例が以下の詳細な説明に記載される。
図面は必ずしも縮尺で描かれていないが、これらの図面において、類似の番号は類似の要素を互いに異なる視点で説明し得る。末尾の文字が互いに異なる類似の番号は、類似の要素の互いに異なる例を表わし得る。図面は一般に、限定的にではなく例示として、本明細書に記載の様々な実施形態を示す。]
[0027] 本発明者らは、とりわけ埋込医療装置の使用などによってインピーダンスを測定するために改善された技術が必要であることを認識した。]
図面の簡単な説明

[0028] ヒトまたは動物の対象に使用される、心臓機能管理システムの一例の概略図。
インピーダンス測定の一例を示す、心臓機能装置の特定部分の一例の概略図。
胸郭インピーダンスによって導出される呼吸情報を取得するために、励起回路によって提供され得る試験電流パルス波形の一例のグラフ。
リードインピーダンス情報を取得するために、励起回路によって供給され得る試験電流パルス波形の一例のグラフ。
呼吸信号を取得するのに使用される反復的な胸郭インピーダンス測定において、ノイズ応答を自動的にトリガすべくノイズ測定を使用する技術の部分の一例の概略図。]
実施例

[0029] 図１は、たとえばヒトまたは動物である対象１０１に使用される心臓機能管理システム１００の一例を大まかに示す概略図である。この例において、心臓機能管理システム１００は、埋込心臓機能管理装置１０２を有する。埋込心臓機能管理装置１０２は、１つ以上の血管内リード１０４または他のリード１０４を含んでもよく、またはリード１０４に接続されてもよい。心調律管理装置１０２は、たとえば外部ローカルインタフェース１０６との双方向の無線通信リンク１０５を確立するために通信回路を含んでもよい。特定例において、外部ローカルインタフェース１０６は更に、無線で、またはたとえば通信ネットワーク１１０によって、外部リモートインタフェース１０８との通信を双方向に行ってもよい。] 図１
[0030] 図２は、インピーダンス測定の一例を示す心臓機能装置１０２の特定部分の一例を大まかに示す概略図である。特定例において、インピーダンス測定は、とりわけ分時換気量（ＭＶ）の生理学的信号を導出するのに使用されてもよい。次いで分時換気量信号は、心拍出量に対する患者の代謝要求を示すのに使用されてもよい。したがって分時換気量信号は、たとえば心拍出量を取得するために、患者に伝達されるペーシング速度を制御するのに使用されてもよい。] 図２
[0031] 図２の例において、励起回路２０２は、テストエネルギ（たとえばパルス状の二相電流波形または他の電流波形）を、たとえばリードシステム２０４によって、または励起回路２０２が接続される他の電極によって対象１０１に伝達するように構成される。応答信号（たとえば伝達される試験電流への応答電圧）が検出され、（たとえばオームの法則によって）インピーダンスが決定されてもよい。図２の例において、応答電圧は第１段階プリアンプ回路２０６によって検出されてもよく、第１段階プリアンプ回路２０６は、リードシステム２０４に接続される入力部における応答電圧、または他の電極（必要に応じて、
テストエネルギが伝達されるのと同じ電極でもよいし、あるいは異なる電極であってもよい）における応答電圧を感知し得る。第１段階プリアンプ回路２０６は、増幅された信号を出力してもよい。図に示す例において、第２段階プリアンプ回路２０８は、第１段階プリアンプ回路２０６から出力信号を受信し、更に増幅された信号を出力する。この信号は、復調回路２１０の入力部において受信される。復調回路２１０は、増幅された応答電圧波形を復調し、更に増幅し、復調済の応答信号をアナログ／デジタル変換器つまりＡ／Ｄコンバータ２１２（図２の２つの２２６のうちの右のもの）に出力する。Ａ／Ｄコンバータ２１２は、復調済の応答信号をデジタル化し、デジタル化済且つ復調済の応答信号（たとえば１２ビットの解像度）を、デジタル回路２１４に供給する。] 図２
[0032] 特定例において、デジタル回路２１４は、Ａ／Ｄコンバータ２１２から受信されるデジタル化された復調済の応答信号から、呼吸信号（たとえば分時換気量信号）を抽出するように構成される。このような例において、Ａ／Ｄコンバータ２１２から受信されるデジタル化された復調済の応答信号は、フィルタ回路２１６に入力されてもよい。フィルタ回路２１６は、より高い周波数の呼吸信号要素に比べて、Ａ／Ｄコンバータ２１２から受信されるデジタル化された復調済のインピーダンス応答信号の心拍出量要素（およびより高い信号周波数）を減衰させるローパスフィルタとして構成されてもよい。特定例において、ローパスフィルタ２１６は、たとえば保存されているフィルタ係数２１８を選択および使用することによって調節可能なローパスフィルタ遮断周波数で構成されてもよい。特定例において、調節可能なローパスフィルタ遮断周波数は、たとえば感知した心収縮速度の関数として動的に調節される。心収縮速度は、インピーダンス信号の心拍出量要素から決定されてもよく、あるいは固有の電気的な心臓活動を示す別々に感知された心電図信号から決定されやすくてもよい。心拍数が増加すると、遮断周波数も自動的に増加し得る。同様に、心拍数が減少すると、遮断周波数も自動的に減少し得る。]
[0033] ローパスフィルタ回路２１６から出力される胸郭インピーダンス信号の呼吸要素は、デジタル信号プロセッサすなわちデジタル信号処理（ＤＳＰ）回路２２０によって受信される。デジタル信号処理回路２２０は、胸郭インピーダンス信号の呼吸要素から情報（ゼロ交差（たとえば負のゼロ交差）、最大（ピーク）値、または最小（トラフ）値など）を抽出するように構成されてもよい。このような情報から、呼吸の期間（または速度）と呼吸の振幅が決定されてもよい。特定例において、この情報はファームウェア２２２に出力され、心拍出量の代謝要求を示す生理学的センサを提供するための分時換気量（ＭＶ）パラメータを決定するのに使用される（心拍出量は、ペーシング速度を制御（駆動）するのに使用され得る））。ペーシング速度を制御すべく分時換気量を導出するために胸郭インピーダンスを使用する一例が、ハートレ（Ｈａｒｔｌｅｙ）らによる特許文献１と、ハートレらによる特許文献２に記載されている。各々の全内容は引用によって本明細書に援用されており、胸郭インピーダンスから分時換気量を決定すること、およびペーシング速度を制御するためにこのような情報を使用することについての開示を有する。]
[0034] 図２の例において、Ａ／Ｄコンバータ２１２によって供給されるデジタル化された復調済のインピーダンス信号はまた、積分回路２２４において受信される。この積分回路２２４は、得られた積分フィードバック信号をデジタル／アナログ変換器（Ｄ／Ａコンバータ）回路２２６に供給する。このフィードバック信号は、Ｄ／Ａコンバータ回路２２６によってアナログ信号に変換され、フィードバック信号を変調する変調回路２２８に提供される。変調されたフィードバック信号は、第１段階プリアンプ回路２０６のフィードバック信号入力部に供給される。この例において、変調レベル制御回路２３０は、（たとえばフィードバック信号に与えられる変調レベルを制御するために）変調回路２２８に接続されてもよい。以下に記載するように、励起回路２０２は、互いに異なる出力を供給するようにプログラム可能であってもよい。たとえば励起回路２０２は、（ノイズ比較回路２３２を用いることによって決定され得る）ノイズ状態が存在する場合、たとえば８０μＡ電流
パルスから３２０μＡ電流パルスに切替えて、互いに異なる試験電流パルス振幅をリードシステム２０４に伝達するように構成されてもよい（たとえば以下に記載）。変調レベル制御回路２３０は、（たとえば励起回路２０２のこのような互いに異なる設定に対応する）フィードバック信号を適切な程度に変調するように構成されてもよい。励起回路２０２のこのような互いに異なる設定は、バイアス回路２３４によって供給される、対応する互いに異なるレベルのバイアス電流を使用することによって取得されてもよい。] 図２
[0035] 図３は、検出されるノイズ状態がない場合に、たとえばペーシング速度を駆動するための分時換気量パラメータを導出すべく、たとえば胸郭インピーダンスによって導出される呼吸情報を取得するために励起回路２０２によって供給され得る試験電流パルス波形の一例を示す。これは１９．５３μ秒間、＋８０μＡの第１相を含み、その直後に１９．５３μ秒間、−８０μＡの第２相が続く二相電流パルスの例である。この二相電流パルスは、５０ｍ秒間隔で繰返されてもよい。ノイズ状態が検出されると、それに応じて（たとえば試験電流振幅を＋８０μＡから＋３２０μＡに、および−８０μＡから−３２０μＡにそれぞれ絶対値を増加させるように）、図３の波形は自動的に変更されてもよい。] 図３
[0036] 図４は、検出されるノイズ状態がない場合に、たとえばリードインピーダンス情報を取得するために励起回路２０２によって供給され得る試験電流パルス波形の一例を示す。これは８０μ秒間、＋８０μＡの第１相を含み、その直後に８０μ秒間、−８０μＡの第２相が続く二相電流パルスの例である。この二相電流パルスは、５０ｍ秒間隔で繰返されてもよい。ノイズ状態が検出されると、それに応じて（たとえば試験電流振幅を＋８０μＡから＋３２０μＡに、および−８０μＡから−３２０μＡにそれぞれ絶対値を増加させるように）、図３の波形は自動的に変更されてもよい。] 図３ 図４
[0037] 図３と図４に示す試験電流パルス波形の例は、所望のインピーダンスを示す電圧応答を生成する。特定例において、リードシステム２０４は、右心房コイル（ＲＡＣ）電極、右心房リング（ＲＡＲ）電極、右心房チップ（ＲＡＴ）電極、右心室コイル（ＲＶＣ）電極、右心室リング（ＲＶＲ）電極、右心室チップ（ＲＶＴ）電極、左心室近位（ＲＶＰ）電極、左心室遠位（ＬＶＤ）電極、または埋込医療装置の電子ユニットのハウジングに関連付けられたハウジング（ＣＡＮ）電極のうちの１つ以上など、様々な電極を含んでもよい。たとえばペーシング速度を制御する際、分時換気量パラメータを導出すべく呼吸情報を抽出するために胸郭インピーダンスが測定される第１例において、試験電流は右心室コイル電極とＣＡＮ電極の間において駆動されてもよく、得られる電圧応答は右心室チップ電極とＣＡＮ電極の間で測定されてもよい。胸郭インピーダンスが測定される第２例において、たとえばペーシング速度を制御する際、分時換気量パラメータを導出すべく呼吸情報を抽出するために、試験電流は右心房チップ電極とＣＡＮ電極の間において駆動されてもよく、得られる電圧応答は右心房リング電極とＣＡＮ電極の間において測定されてもよい。] 図３ 図４
[0038] 図３と図４に示す試験電流パルス波形への感知電圧応答は、たとえば復調回路２１０によって復調されてもよい。特定例において、復調回路２１０は、４点の有限インパルス応答（ＦＩＲ）フィルタ復調器を有する。これは図３と図４に示す試験電流波形に関して、時間ｔ０（たとえば＋８０μＡまたは＋３２０μＡの第１相電流パルスが伝達される直前）、時間ｔ１（たとえば＋８０μＡまたは＋３２０μＡの第１相電流パルスが終了する直前）、時間ｔ２（たとえば−８０μＡまたは−３２０μＡの第２相電流パルスが終了する直前）、および時間ｔ３（たとえば第２相電流パルス終了後の付加期間（たとえば第１相もしくは第２相の期間と等しい））において、電圧応答のサンプリングおよび復調を行なうのに使用されてもよい。特定例において、４点ＦＩＲフィルタ復調器は、＋１、−３、＋３、および−１のタップ重みを有する。このような復調は、Ｈ（ｚ）＝（＋１・ｚ−４−３・ｚ−３＋３・ｚ−２−１・ｚ−１」）÷８のｚ領域伝達関数によって表わされても
よい。この特定重付けされた４点ＦＩＲフィルタ復調器によって、固有のＱＲＳ心臓脱分極の阻止、ノイズ検出能力（以下に記載）、およびストップバンドの減衰性能において優れるなど、優れた性能が得られる。また、４相試験電流パルスを復調する同様の４点復調器（たとえば＋８０μＡの第１相、−８０μＡの第２相、＋８０μＡの第３相、および−８０μＡの第４相）を使用するアプローチに比べ、上記の２相試験電流パルスと組合せて上記の４点復調器を使用すると、電流を半分だけ使用するだけでも、同様の優れた性能が得られる。これは特に再充電不可の埋込バッテリによって電力供給可能な埋込医療装置に有用であり、その理由は（付随コストと手術危険度を伴う）外植と置換が必要になる前に、このような電流蓄積は、増加した埋込医療装置寿命に変換されるためである。] 図３ 図４
[0039] 励起回路２０２によって伝達される任意の試験電流がない状態で観察される電圧信号を復調するために、たとえば上記の４点重付けしたＦＩＲフィルタ復調器を使用することによってノイズ検出が行なわれてもよい。一例において、このような４点復調済のノイズサンプルは、たとえばスケジュールされた測定の前（たとえばスケジュールされた胸郭インピーダンス測定の前、またはスケジュールされたリードインピーダンス測定の前など）に、指定期間（たとえば２．５ｍ秒）で自動的にトリガされる。復調済の信号値は、ノイズ閾値と比較される。復調済の信号値がノイズ閾値を越える場合、ノイズ応答が自動的にトリガされてもよい。必要であれば、複数の互いに異なるノイズ閾値が使用されてもよく、これらのノイズ閾値は、たとえば次に続くようにスケジュールされた、特定種類のスケジュールされた測定（たとえば胸郭インピーダンス測定、リードインピーダンス測定）に特有であってもよく、またはたとえば胸郭インピーダンス測定について、呼吸情報、心拍出量情報、胸郭流体状態の情報、もしくは他の情報が所望されるか否かについて、スケジュールされた測定から抽出されることが所望される特定種類の情報に特有であってもよい。]
[0040] 特定例において、トリガされたノイズ応答は、ノイズ閾値を越えた１つのノイズ検出に基づき、またはノイズ閾値を越えた指定数（たとえば連続するＹのうちのＸなど）のノイズ検出に基づき、スケジュールされたインピーダンス測定を無効または無視することを有する。]
[0041] 特定例において、トリガされたノイズ応答は、スケジュールされたインピーダンス測定を行なうことを有するが、インピーダンス測定がノイズ状態下で得られたことを示す付随する指標（たとえば状態ビット）を提供する。これは、たとえば埋込医療装置の動作状態を監視するためにプロセッサに提供される１つのショットリードインピーダンス測定に有用となり得る。]
[0042] 特定例において、トリガされたノイズ応答は、インピーダンス測定値を取得するのに使用される励起刺激のエネルギを増加させること（たとえばノイズ状態の存在下で、試験電流パルス振幅を＋／−８０μＡから＋／−３２０μＡにバンプすること）を有する。]
[0043] 特定例において、ノイズ検出（たとえばノイズが検知された否か、またはどれだけのノイズか検知されたか）に関する情報、またはトリガされたノイズ応答に関する情報は、埋込装置のメモリに保存されてもよく、またはローカルもしくはリモートの外部インタフェース装置に通信されてもよい。]
[0044] 図５は、（たとえば分時換気量を抽出するために、およびペーシング速度を制御するために）たとえば呼吸信号を取得するのに使用される反復的な胸郭インピーダンス測定において、ノイズ応答を自動的にトリガすべくノイズ測定を使用する技術のフローチャート５００の部分を一例として大まかに示す図である。ステップＳ５０２において、スケジュールされたノイズ測定が行なわれる。ステップＳ５０４において、ノイズ測定値はノイズ閾値（たとえば一例として２５０ｍΩに相当）と比較される。測定後のノイズがノイズ閾値
を越える場合、ステップＳ５０６においてアップ／ダウンカウンタがインクリメントされる。さもなくばステップＳ５０８において、ゼロを越えているか否か判定するためにカウンタが確認される。カウンタがゼロを越えている場合、ステップＳ５１０においてカウンタはデクリメントされる。さもなくばこのステップを飛び越え、プロセスフローはステップＳ５１２に続く。ステップＳ５１２においてカウンタ値が指定値（たとえば５）以上である場合、ステップＳ５１４においてノイズフラグが確認される。ステップＳ５１４においてノイズフラグが設定されていない場合、ステップＳ５１８に進む前にステップＳ５１６においてノイズフラグが設定される。ノイズ状態が存在するため、および胸郭インピーダンス測定値が取得されるため、ステップＳ５１８において励起回路２０２はより大きい試験電流振幅（たとえば＋／−３２０μＡ）を使用するようにプログラムされる。] 図５
[0045] ステップＳ５１４において、ノイズフラグが既に設定されている場合、ステップＳ５２２において指定数（たとえば１２）の「クリーン」ノイズ測定（たとえば指定したノイズ閾値未満のノイズ）が観察されるまで、ステップＳ５２０において胸郭インピーダンス測定は一時停止される。特定例において、必要に応じて累積的なノイズ測定、連続するノイズ測定、またはＹノイズ測定のうちのＸを使用することによって、指定数のクリーンノイズ測定のテストが課されてもよい。クリーンノイズ測定の条件が満たされると、プロセスフローはステップＳ５１８に続き、より大きい試験電流振幅（たとえば＋／−３２０μＡ）を使用することによって胸郭インピーダンス測定値が取得される。プロセスフローがステップＳ５０２に戻る前に、プロセスはステップＳ５２０において、次にスケジュールされたノイズ測定まで待機する。ステップＳ５１２において、カウンタ値が指定値（たとえば５）以上ではない場合、ステップＳ５２２においてノイズフラグは消去される。次いでステップＳ５２４において、より小さい試験電流振幅（たとえば＋／−８０μＡ）を使用することによって胸郭インピーダンス測定値が取得される。図５に示す例の変形例も可能である。たとえば胸郭インピーダンスの測定に２つの互いに異なる電流値を使用する代わりに、特定例において、使用される電流の特定値は、たとえばノイズ測定の特定測定値において、または閾値を越えるノイズ測定の特定数または周波数において観察されるノイズの程度の関数とされてもよい。] 図５
[0046] 上記の説明は分時換気量に基づきペーシング速度を制御するための胸郭インピーダンス情報を使用する一例を特に強調しているが、他の有用な情報（たとえば心拍出量情報、胸郭流体状態の情報）がインピーダンス測定から取得されてもよい。]
[0047] 補注
上記の詳細な説明は、詳細な説明の一部をなす添付の図面の参照を有する。図面は、本発明を実施可能な特定実施形態を例として示す。これらの実施形態は、本明細書において「例」とも言う。このような例は、示し記載する要素に加えて他の要素を含んでもよい。しかし本発明者らは、示し記載する要素のみが提供される例も考えている。]
[0048] 本明細書に記載するすべての出版物、特許、および特許文献は、あたかも引用によって援用されるように、全内容が引用によって本明細書に援用される。本明細書と引用によって援用される文献との間において使用に一貫性がない場合、援用された文献における使用は、本明細書での使用の補足とされる。すなわち一致しない矛盾点については、本明細書における使用に規制される。]
[0049] 本明細書において、「１つの」または「一」という語は、特許文献において一般に見られるように、他の例または「少なくとも１つ」もしくは「１つ以上」の使用とは無関係に１つ以上を有するものとして用いられる。本明細書において特に指定のない限り、「または」という語は、「ＡまたはＢ」が「ＢではなくＡ」、「ＡではなくＢ」、および「ＡとＢ」を有するように非排他的であることを言うのに用いられる。添付の特許請求の範囲に
おいて、「有する（ｉｎｃｌｕｄｉｎｇ）」および「において（ｉｎ ｗｈｉｃｈ）」は、それぞれ「有する（ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ）」および「において（ｗｈｅｒｅｉｎ）」に相当する平易な英語として用いられる。また以下の特許請求の範囲において、「有する（ｉｎｃｌｕｄｉｎｇ）」および「有する（ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ）」という語はオープンエンドであり、すなわち請求項においてこのような語の前に記載される要素に加えて他の要素を有するシステム、装置、物品、またはプロセスは、なお該請求項の範囲内になると見なされる。また以下の特許請求の範囲において、「第１」、「第２」、および「第３」などの語は単にラベルとして用いられ、それらの対象に数的条件を課すものではない。]
[0050] 本明細書に記載する方法の例は、少なくとも部分的に実装される機械またはコンピュータであってもよい。幾つかの例は、上記の例に記載のように方法を実施すべく電子装置を構成するように動作可能な命令で符号化されたコンピュータ可読媒体または機械可読媒体を含んでもよい。このような方法の実施は、コード（たとえばマイクロコードコード、アセンブリ言語コード、高水準言語コードなど）を含んでもよい。このようなコードは、様々な方法を実施するためのコンピュータ読取可能な命令を含んでもよい。コードは、コンピュータプログラムプロダクトの部分をなしてもよい。またコードは、実行中または他の時に、１つ以上の揮発性または不揮発性のコンピュータ可読媒体に有形物として保存されてもよい。これらのコンピュータ可読媒体は、次に限定されないが、ハードディスク、取り外し可能な磁気ディスク、取り外し可能な光ディスク（たとえばコンパクトディスクおよびデジタルビデオディスク）、磁気カセット、メモリカードまたはメモリスティック、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）、リードオンリメモリ（ＲＯＭ）などを含んでもよい。]
[0051] 上記は例示であって限定的ではない。たとえば上記の例（またはその１つ以上の態様）は、互いに組合せて使用されてもよい。他の実施形態は、たとえば当業者が上記を検討することによって使用されてもよい。読み手が技術的な開示の性質を即座に確認できるように、３７Ｃ．Ｆ．Ｒ．§１．７２（ｂ）に従って要約書が提供される。要約書は、特許請求の範囲を解釈または限定するために使用されないことを理解されたい。上記の詳細な説明において、開示を合理化すべく様々な特徴は共にまとめられてもよい。これは、請求項に記載していない開示特徴が任意の請求項に不可欠であることを意図するものとして、解釈されるべきではない。むしろ発明の主題は、開示する特定実施形態のすべての特徴よりも少なくてもよい。したがって、以下の特許請求の範囲は詳細な説明に組込まれ、それぞれの請求項は、別々の実施形態として独自に成立する。]
[0052] 本発明の範囲は、このような請求項が権利を付与される等価物のすべての範囲に従って、添付の特許請求の範囲に基づき決定されるべきである。]

权利要求:

請求項1
複数の埋込電極に通信接続されるように構成された埋込インピーダンス測定回路としてのインピーダンス測定回路を有するインピーダンス測定装置であって、前記インピーダンス測定回路は、前記電極のうちの２つの間に試験電流を印加するように構成された励起回路と；前記電極のうちの前記２つと同じまたは異なる２つを用いることによって、前記試験電流に起因する応答信号を感知するように構成されたプリアンプ回路と；前記応答信号を、インピーダンス測定値を示す測定信号に復調するために前記プリアンプ回路に通信接続された復調回路とを備え、前記インピーダンス測定回路は、前記インピーダンス測定値の取得前にノイズ測定を行なうように構成され、前記インピーダンス測定装置は、前記インピーダンス測定値を取得すべく前記ノイズ測定に関する情報を用いることによって、前記インピーダンス測定回路を調節可能に制御するように構成されていることを特徴とする、インピーダンス測定装置。
請求項2
前記インピーダンス測定回路は、前記ノイズ測定が指定量のノイズの存在を示すか否かに関する前記インピーダンス測定値を取得すべきか否か条件付けるように構成される、請求項１記載のインピーダンス測定装置。
請求項3
前記ノイズ測定が指定量のノイズの存在を示す場合、前記インピーダンス測定回路は、前記インピーダンス測定値を無効にするように構成される、請求項１または２記載のインピーダンス測定装置。
請求項4
前記インピーダンス測定回路は、前記ノイズ測定が指定量のノイズの存在を示す場合、インピーダンス測定を続けるように、および前記指定量のノイズが存在する場合、前記インピーダンス測定値が得られたことを示すように構成される、請求項１または２記載のインピーダンス測定装置。
請求項5
前記インピーダンス測定回路は、前記ノイズ測定が指定量のノイズの存在を示す場合、インピーダンス測定を続けるように、および指定量のノイズが存在する場合、前記試験電流を増加するように構成される、請求項１、２、４何れか一項記載のインピーダンス測定装置。
請求項6
前記インピーダンス測定回路は、前記ノイズ測定を反復的に行なうように、指定量のノイズが存在した回数を追跡するように、および前記回数が閾値の数を越える場合、前記回数を用いることによってノイズ指標を有効にするように構成される、請求項１〜５何れか一項記載のインピーダンス測定装置。
請求項7
前記インピーダンス測定回路は、前記ノイズ指標が有効にされた後の複数の前記ノイズ測定の実行中に前記指定量のノイズが存在しなかった回数に応じるように、前記ノイズ指標が有効にされた後に前記ノイズ指標を無効にするように構成される、請求項６記載のインピーダンス測定装置。
請求項8
前記インピーダンス測定装置は更に、前記インピーダンス測定回路に通信接続されたプロセッサを有し、前記プロセッサは、復調済の前記応答信号から、呼吸情報、分時換気量、心拍出量、および胸郭流体状態の情報のうちの少なくとも１つを抽出するように構成される、請求項１〜７何れか一項記載のインピーダンス測定装置。
請求項9
複数の埋込電極に通信接続されるように構成された埋込インピーダンス測定回路としてのインピーダンス測定回路を有するインピーダンス測定装置であって、前記インピーダンス測定回路は、前記電極のうちの２つの間に試験電流を印加するように構成された励起回路と；前記試験電流への電圧応答を感知するように構成されたプリアンプ回路と；前記プリアンプ回路に通信接続された復調回路とを備え、前記復調回路は、４点有限インパルス応答フィルタを有し、前記インピーダンス測定回路は、復調済の感知電圧応答を使用することによって前記電極同士の間のインピーダンス測定値を決定するように構成され、前記励起回路は、二相試験電流を印加するように構成され、前記復調回路は、前記４点有限インパルス応答フィルタを用いることによって、前記二相試験電流への感知電圧応答を復調するように構成されることを特徴とする、インピーダンス測定装置。
請求項10
ａ、ｂ、およびｃがそれぞれ一定係数である場合、前記４点有限インパルス応答フィルタは、Ｈ（ｚ）＝（＋ａ・ｚ−４−ｂ・ｚ−３＋ｂ・ｚ−２−ａ・ｚ−１）÷ｃであるｚ領域伝達関数で表わすことができる、請求項９記載のインピーダンス測定装置。
請求項11
ａ≠ｂであり、ｃ＝２（ａ＋ｂ）である、請求項１０記載のインピーダンス測定装置。
請求項12
埋込医療装置によって、２つの埋込電極同士の間に試験電流としての二相試験電流を印加する電流印加工程と；前記試験電流に起因する応答信号を感知する感知工程と；４点有限インパルス応答フィルタによって、前記試験電流に起因する応答信号を復調する復調工程と；復調済の前記応答信号を用いることによって、インピーダンスを決定する決定工程とを有することを特徴とする、インピーダンス測定方法。
請求項13
前記インピーダンス測定方法は更に、前記試験電流を印加することなく、応答信号を感知するために使用される電極同士の間において、電圧を事前にサンプリングするサンプリング工程と；事前サンプリングされた前記電圧を使用することによって、ノイズの有無を判定するノイズ判定工程と；前記ノイズの有無についての情報を用いることによって、インピーダンス測定を制御可能に調節する調節工程とを有する、請求項１２記載のインピーダンス測定方法。
請求項14
前記インピーダンス測定方法は更に、前記ノイズが存在すると判定した場合、前記インピーダンス測定を無効にする無効工程を有する、請求項１３記載のインピーダンス測定方法。
請求項15
前記インピーダンス測定方法は更に、前記ノイズが存在していると前記インピーダンス測定によって判定されたか否かについての指標に、前記インピーダンス測定を関連付ける指標工程を有する、請求項１３記載のインピーダンス測定方法。
請求項16
前記インピーダンス測定方法は更に、前記ノイズが存在すると判定された場合、前記試験電流を増加させる工程を有する、請求項１３または１５記載のインピーダンス測定方法。
請求項17
インピーダンス測定値を取得するインピーダンス測定方法であって、前記インピーダンス測定方法は、埋込医療装置によって２つの埋込電極同士の間に試験電流を印加する印加工程と；前記試験電流に起因する応答信号を感知する感知工程と；前記応答信号を復調する復調工程と；復調済の前記応答信号を使用することによって、インピーダンスを決定する決定工程と；ノイズの有無を判定する判定工程と；前記ノイズの有無についての情報を用いることによって、前記インピーダンス測定値を取得することを調節可能に制御する制御工程とを有することを特徴とする、インピーダンス測定方法。
請求項18
前記制御工程は、前記ノイズが存在すると判定された場合、インピーダンス測定を無効にすることを有する、請求項１７記載のインピーダンス測定方法。
請求項19
前記制御工程は、前記ノイズが存在しているとインピーダンス測定によって判定されるか否かの指標に、インピーダンス測定を関連付けることを有する、請求項１７記載のインピーダンス測定方法。
請求項20
前記制御工程は、前記ノイズが存在すると判定された場合、前記試験電流を増加させることを有する、請求項１７または１９記載のインピーダンス測定方法。