JP2906351B2 - 心臓の減極感知用の電場密度センサー - Google Patents
心臓の減極感知用の電場密度センサーInfo
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- JP2906351B2 JP2906351B2 JP3514127A JP51412791A JP2906351B2 JP 2906351 B2 JP2906351 B2 JP 2906351B2 JP 3514127 A JP3514127 A JP 3514127A JP 51412791 A JP51412791 A JP 51412791A JP 2906351 B2 JP2906351 B2 JP 2906351B2
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- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
- A61N1/362—Heart stimulators
- A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
- A61N1/36507—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by gradient or slope of the heart potential
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- A61N1/362—Heart stimulators
- A61N1/37—Monitoring; Protecting
- A61N1/3702—Physiological parameters
- A61N1/3704—Circuits specially adapted therefor, e.g. for sensitivity control
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Description
【発明の詳細な説明】 発明の背景 発明の技術分野 この発明は、皮下埋設可能なペースメーカーに関し、
特に新規なセンスアンプを含む改善された心臓インター
フェイスを有するものに関する。
特に新規なセンスアンプを含む改善された心臓インター
フェイスを有するものに関する。
先行技術の説明 心臓血管系は、人体の種々の組織に酸化された血液を
供給する。酸化血液のための人体のデマンドは、心臓の
洞ノードの拍動レートによってもたらされる。洞ノード
によって発生させられた電気信号が、心臓の心房か高位
の心室の収縮を引き起こし、血液を心臓の低位の心室か
心室に流す。短い遅延の後に心臓の低位の心室が収縮
し、人体に血液を流す。心室の収縮は、心臓筋肉のシン
シチウムを介する減極波面の経路によってもたらされる
組織的な態様で生じる。
供給する。酸化血液のための人体のデマンドは、心臓の
洞ノードの拍動レートによってもたらされる。洞ノード
によって発生させられた電気信号が、心臓の心房か高位
の心室の収縮を引き起こし、血液を心臓の低位の心室か
心室に流す。短い遅延の後に心臓の低位の心室が収縮
し、人体に血液を流す。心室の収縮は、心臓筋肉のシン
シチウムを介する減極波面の経路によってもたらされる
組織的な態様で生じる。
種々の病気のメカニズムは、心臓の自己調律伝導シス
テムを妨害する伝導障害を引き起こす。様々な皮下埋設
可能な医療装置が、これらの異常を治療するために作り
だされた。ペースメーカーは、これらの伝導欠陥を補う
ために、心臓に治療用刺激作用を供給する１つの皮下埋
設可能な医療装置の例である。他の皮下埋設可能な医療
の装置だけでなくペースメーカーも、インターフェイス
回路を必要とし、心臓の感知回路と刺激的回路を心臓に
対して相互に連結させるために使用される。
テムを妨害する伝導障害を引き起こす。様々な皮下埋設
可能な医療装置が、これらの異常を治療するために作り
だされた。ペースメーカーは、これらの伝導欠陥を補う
ために、心臓に治療用刺激作用を供給する１つの皮下埋
設可能な医療装置の例である。他の皮下埋設可能な医療
の装置だけでなくペースメーカーも、インターフェイス
回路を必要とし、心臓の感知回路と刺激的回路を心臓に
対して相互に連結させるために使用される。
初期のペースメーカーは、心臓の律動から独立してい
る規則正しいレートで心臓をペーシングした。そのよう
なペースメーカーは、Greatbatch氏のお米国特許第3,05
7,356号によって代表される。そのようなペースメーカ
ーの１つの問題は、致命的な不整脈を引き起こすことで
ある。
る規則正しいレートで心臓をペーシングした。そのよう
なペースメーカーは、Greatbatch氏のお米国特許第3,05
7,356号によって代表される。そのようなペースメーカ
ーの１つの問題は、致命的な不整脈を引き起こすことで
ある。
デマンド型ペースメーカーは、この欠陥を克服しよう
とするものである。この形態のペースメーカーは、心臓
組織の減極を感知する回路を包含する。この機能を遂行
する回路は、公知技術ではセンスアンプと称される。セ
ンスアンプの機能は、心臓の律動にペースメーカーを再
同期させるために、ペースメーカーの補充収縮間隔タイ
マーによって使用される事象感知信号を発生させること
である。実際の作用では、ペースメーカー補充収縮間隔
タイマーは、最も低い許される心搏度数をもたらす名目
上の刺激作用レートに設定される。基礎心搏度数がこの
待機レートを上回れば、ペースメーカーが心臓の減極を
感知し、ペーシング刺激の供給を防ぐ。この形態のペー
スメーカーはVVIモードペースメーカーとして分類さ
れ、B.Berkoviz氏の米国特許第3,345,990号によって公
知技術となっている。このペーシング物理療法の有効性
と安全性は、心臓活動の確実なセンサを必要とする。
とするものである。この形態のペースメーカーは、心臓
組織の減極を感知する回路を包含する。この機能を遂行
する回路は、公知技術ではセンスアンプと称される。セ
ンスアンプの機能は、心臓の律動にペースメーカーを再
同期させるために、ペースメーカーの補充収縮間隔タイ
マーによって使用される事象感知信号を発生させること
である。実際の作用では、ペースメーカー補充収縮間隔
タイマーは、最も低い許される心搏度数をもたらす名目
上の刺激作用レートに設定される。基礎心搏度数がこの
待機レートを上回れば、ペースメーカーが心臓の減極を
感知し、ペーシング刺激の供給を防ぐ。この形態のペー
スメーカーはVVIモードペースメーカーとして分類さ
れ、B.Berkoviz氏の米国特許第3,345,990号によって公
知技術となっている。このペーシング物理療法の有効性
と安全性は、心臓活動の確実なセンサを必要とする。
センスアンプは、D.Thompson氏への米国特許4,275,73
7号、M.Stein氏への米国特許4,379,459号、R.Beck氏へ
の米国特許4,64,931号に示されるように、それ自身安定
した開発と改良を経験した。しかしながらこの開発の根
本的設計思想は、同一のままであった。先行公知技術で
は、心臓の減極の経路によって電極対の間に発生する電
圧差を増幅するための信号源を持っていない非常に高い
インピーダンスの増幅器を使用することが普通だった。
7号、M.Stein氏への米国特許4,379,459号、R.Beck氏へ
の米国特許4,64,931号に示されるように、それ自身安定
した開発と改良を経験した。しかしながらこの開発の根
本的設計思想は、同一のままであった。先行公知技術で
は、心臓の減極の経路によって電極対の間に発生する電
圧差を増幅するための信号源を持っていない非常に高い
インピーダンスの増幅器を使用することが普通だった。
この先行技術におけるアプローチは、心臓に発生した
ローレベルの信号に必要とされる高ゲイン係数の使用に
関する様々な問題を経験することになる。この理由のた
めに、ペースメーカー出力段はペースメーカーセンスア
ンプから切り離されるか隔離され、ペーシングによりも
たらされる結果の誤検知を防ぐ。一般に現代のペースメ
ーカーは、『ブランキング』と『不応期』と『速再充
電』構造を、出力段とセンスアンプの間の相互作用の効
果を最小限にするために採用する。
ローレベルの信号に必要とされる高ゲイン係数の使用に
関する様々な問題を経験することになる。この理由のた
めに、ペースメーカー出力段はペースメーカーセンスア
ンプから切り離されるか隔離され、ペーシングによりも
たらされる結果の誤検知を防ぐ。一般に現代のペースメ
ーカーは、『ブランキング』と『不応期』と『速再充
電』構造を、出力段とセンスアンプの間の相互作用の効
果を最小限にするために採用する。
ペーシングと感知機能に分離した電極を与えることに
よって、感知とペーシング機能の間の相互作用を最小限
にすることも可能である。しかしながらリードサイズと
ペースメーカーは、電極が両方の機能のために使用され
るリードシステムを考えることによって供給できる。
よって、感知とペーシング機能の間の相互作用を最小限
にすることも可能である。しかしながらリードサイズと
ペースメーカーは、電極が両方の機能のために使用され
るリードシステムを考えることによって供給できる。
発明の概要 この先行公知技術接近に対比して本発明は、通過波面
によってリードシステムに注入された電流量を測定する
２つ電極を装着するためにリードシステムに連結する活
性回路を利用する。
によってリードシステムに注入された電流量を測定する
２つ電極を装着するためにリードシステムに連結する活
性回路を利用する。
この探知法は、リードシステムを介する興奮性の組織
へのペーシングエネルギーの供給によって引き起こされ
る『電極減極』と称される事象に対して比較的鈍いの
で、特にペーシングと感知機能が電極を共用するシステ
ムに適している。
へのペーシングエネルギーの供給によって引き起こされ
る『電極減極』と称される事象に対して比較的鈍いの
で、特にペーシングと感知機能が電極を共用するシステ
ムに適している。
本発明の作用では、２つの極の間の平衡状態を維持す
るのに要求される電場密度を活性回路が確立しかつ維持
する。
るのに要求される電場密度を活性回路が確立しかつ維持
する。
通過波面によって引き起こされる電場摂動は、電極で
の電位平衡を保たせようとする活性回路によってヌル状
態とされる。
の電位平衡を保たせようとする活性回路によってヌル状
態とされる。
本発明の作用では、このヌル状態を維持することが要
求される仮想負荷を通して電極表面に供給された電流量
がモニターされ、通過減極波面の検知のための基準を形
成する。仮想負荷に掛かる電圧もモニターし、それを電
流測定値に掛け合わせるために、通過減極波面によって
電極システムに供給する電源を特徴付けることが好まし
い。
求される仮想負荷を通して電極表面に供給された電流量
がモニターされ、通過減極波面の検知のための基準を形
成する。仮想負荷に掛かる電圧もモニターし、それを電
流測定値に掛け合わせるために、通過減極波面によって
電極システムに供給する電源を特徴付けることが好まし
い。
従って本発明の好ましい実施例では心臓の減極は、減
極信号の電力レベルに基づくノイズから分離される。リ
ードシステムへのペーシングエネルギーの供給および出
力コンデンサーの再充電によって検出器のこの形態が妨
げられるが、本システムは非常に速く回復する。
極信号の電力レベルに基づくノイズから分離される。リ
ードシステムへのペーシングエネルギーの供給および出
力コンデンサーの再充電によって検出器のこの形態が妨
げられるが、本システムは非常に速く回復する。
図面の簡単な説明 図面では同様な部分には同一の符号を付して対応させ
てある。
てある。
図１は、ペースメーカーと心臓の間の相互連結を示す
模式図である。
模式図である。
図２は、センスアンプと他のペースメーカー回路の間
の関連性を示すブロック線図である。
の関連性を示すブロック線図である。
図３は、本発明を実行するための回路の模式図であ
る。
る。
図４は、図３の回路の等価回路図である。
図５は、心臓の組織と電極を説明するための等価回路
回路図である。
回路図である。
図６は、回路の性能を説明するための模式図である。
図７は、設計変数とセンスアンプの性能特性の間の関
連性を示しているデータをプロットしたグラフである。
連性を示しているデータをプロットしたグラフである。
図８は、センスアンプの関連性特性を示しているデー
タをプロットしたグラフである。
タをプロットしたグラフである。
図９が、設計変数とセンスアンプの性能特性の間の関
連性を示しているデータをプロットしたグラフである。
連性を示しているデータをプロットしたグラフである。
そして図10は、設計変数とセンスアンプの性能特性の
間の関連性を示しているデータをプロットしたグラフで
ある。
間の関連性を示しているデータをプロットしたグラフで
ある。
好ましい実施例の詳細な説明 以下本発明の実施例を図面を参照して説明する。なお
図示せぬ他の実施例も本発明の範囲から逸脱することな
く実現できよう。
図示せぬ他の実施例も本発明の範囲から逸脱することな
く実現できよう。
図１は、ペースメーカーと心臓の間の相互連結を示し
ている模式図である。図で示されるように、ペースメー
カーシステムは、ペーシングリード即ちカテーテル12、
及びペースメーカー14を含む。カテーテル12は、血管を
介して心臓の右心室に通される。通常ペースメーカー14
は、胸郭の外皮下に皮下埋設される。カテーテルは、ペ
ースメーカーパルス発生器に電気的に接続する。
ている模式図である。図で示されるように、ペースメー
カーシステムは、ペーシングリード即ちカテーテル12、
及びペースメーカー14を含む。カテーテル12は、血管を
介して心臓の右心室に通される。通常ペースメーカー14
は、胸郭の外皮下に皮下埋設される。カテーテルは、ペ
ースメーカーパルス発生器に電気的に接続する。
ペーシングリード12のための２つの基本的電気的構成
が存在する。単極性電極システムは、本体電極24に関係
付けられた単一のティップ電極22を含む。双極リードシ
ステムは、リード12にリング電極21をも付加する。この
リング電極は、活性の感知電極として、または感知もし
くはペーシングのためのレファレンス電極として使用で
きる。
が存在する。単極性電極システムは、本体電極24に関係
付けられた単一のティップ電極22を含む。双極リードシ
ステムは、リード12にリング電極21をも付加する。この
リング電極は、活性の感知電極として、または感知もし
くはペーシングのためのレファレンス電極として使用で
きる。
実際の使用にあたっては、皮下埋設型ペースメーカー
は、通常胸の皮下に埋設される。この電極構成では、少
なくとも１つの電極22を心臓内に設置し、そして他の電
極24を、電極の間に位置する心臓のシンシチウムと共に
心臓の近くでその外側に設置する。一般的には、遠位の
ティップ電極22とペースメーカー本体のケーシングであ
る本体電極24の間の距離を10〜30cmとする。従来のティ
ップ電極面積は、おおよそ８平方mmである。一方、従来
のリング電極面積はおおよその50平方mmである。パルス
発生器の金属性の表面が、感知またはペーシングのため
に不活性またはレファレンス電極の役目を果たすことが
できる。ペースメーカー14の本体の表面積は、概して10
00平方mm程度である。
は、通常胸の皮下に埋設される。この電極構成では、少
なくとも１つの電極22を心臓内に設置し、そして他の電
極24を、電極の間に位置する心臓のシンシチウムと共に
心臓の近くでその外側に設置する。一般的には、遠位の
ティップ電極22とペースメーカー本体のケーシングであ
る本体電極24の間の距離を10〜30cmとする。従来のティ
ップ電極面積は、おおよそ８平方mmである。一方、従来
のリング電極面積はおおよその50平方mmである。パルス
発生器の金属性の表面が、感知またはペーシングのため
に不活性またはレファレンス電極の役目を果たすことが
できる。ペースメーカー14の本体の表面積は、概して10
00平方mm程度である。
双極構成でも単極構成でも、遠位のティップ電極は心
筋層と接触する。一般的にはリング電極はティップ電極
の近くに取り付けられ、おおよそ28mmであって、そして
心筋と通常は接触しない。
筋層と接触する。一般的にはリング電極はティップ電極
の近くに取り付けられ、おおよそ28mmであって、そして
心筋と通常は接触しない。
ペーシングカテーテル即ちリード12は心臓にペーシン
グパルスを供給するために使用され、また心臓の減極の
結果として生じる電気信号をペースメーカー14へ伝える
ために使用される。感知とペーシング機能が少なくとも
１つの電極を共用することは一般的で、両極が共用され
るのが普通である。
グパルスを供給するために使用され、また心臓の減極の
結果として生じる電気信号をペースメーカー14へ伝える
ために使用される。感知とペーシング機能が少なくとも
１つの電極を共用することは一般的で、両極が共用され
るのが普通である。
図２は、ペースメーカー内の主な電気回路要素を示
す。この図では、疑似的スイッチバンク即ちマルチプレ
クサー28は、ペーシング機能及び感知機能のためのリー
ドの独立的選択構成を図示するために示されている。こ
の図では、ディップ電極22と本体電極24がパルス発生回
路34に接続する一方で、リング電極21と本体電極24は感
知機能のためのセンスアンプ26に接続する。
す。この図では、疑似的スイッチバンク即ちマルチプレ
クサー28は、ペーシング機能及び感知機能のためのリー
ドの独立的選択構成を図示するために示されている。こ
の図では、ディップ電極22と本体電極24がパルス発生回
路34に接続する一方で、リング電極21と本体電極24は感
知機能のためのセンスアンプ26に接続する。
動作としては、センスアンプ26は心臓の減極の発生を
感知し、そして電気的接続線32を通して補充収縮間隔タ
イマー30に送られる心室感度信号（VS）を発生させる。
一般的には、補充収縮間隔タイマーは、心搏の間の所望
の最大の時間間隔に相当する心室補充収縮間隔に遠隔的
にプログラムされる。心室感知事象（VS）の発生が、補
充収縮間隔タイマーをリセットし、そして患者の心臓の
本来的律動にペースメーカーを再び同期させる。いかな
る心室感知事象も補充収縮間隔内で生じなければ、補充
収縮間隔タイマーが時間切れとなり、適当な電気的接続
線30を通してパルス発生器電気回路34に供給される心室
ベース信号（VP）を発生させる。刺激作用パルス発生器
の出力が電気的にリードシステムに接続しており、心筋
層に適当な刺激作用パルスを供給する。ペースメーカー
が具体的リード構成を有するように製造されるならば、
スイッチバンクは要求されない。図３は、本発明を実行
するための回路の模式図である。電気回路は、ペースメ
ーカーにおいてセンスアンプ26として使用するために連
結される。
感知し、そして電気的接続線32を通して補充収縮間隔タ
イマー30に送られる心室感度信号（VS）を発生させる。
一般的には、補充収縮間隔タイマーは、心搏の間の所望
の最大の時間間隔に相当する心室補充収縮間隔に遠隔的
にプログラムされる。心室感知事象（VS）の発生が、補
充収縮間隔タイマーをリセットし、そして患者の心臓の
本来的律動にペースメーカーを再び同期させる。いかな
る心室感知事象も補充収縮間隔内で生じなければ、補充
収縮間隔タイマーが時間切れとなり、適当な電気的接続
線30を通してパルス発生器電気回路34に供給される心室
ベース信号（VP）を発生させる。刺激作用パルス発生器
の出力が電気的にリードシステムに接続しており、心筋
層に適当な刺激作用パルスを供給する。ペースメーカー
が具体的リード構成を有するように製造されるならば、
スイッチバンクは要求されない。図３は、本発明を実行
するための回路の模式図である。電気回路は、ペースメ
ーカーにおいてセンスアンプ26として使用するために連
結される。
本回路は、本体電極24に接続した非反転入力40を有す
る第１の演算増幅器（オペアンプ）38を含む。反転入力
42は、探針電極として作動するティップ電極22直列に接
続する。探針電極は、システムとしての仮想負荷抵抗を
設定するために使用された可変抵抗器44を通して接続す
る。フィードバック経路は、比例電圧に入力電流を変換
する抵抗44によってオペアンプ38に供給される。本回路
の動作においては、オペアンプ38は、仮想負荷抑制電位
において電極22、24を維持するのに必要とされる電流量
をもたらす出力ベルで信号を供給する。第２のオペアン
プ54は、電極対にかかる電位差の大きさを測定する。こ
のオペアンプ54の非反転入力50はティップ電極22に接続
し、反転入力52は本体電極24に接続する。もちろんこれ
らの接続は、素子の作動に干渉することなく入れ替える
ことができる。このオペアンプの出力Ａは、電極対22、
24の間の電圧差に比例する。好ましくは電圧Ａと電流Ｂ
の情報は、仮想負荷抵抗を介して供給される強制平衡状
態を維持するのに必要な電源Ｃを算定するのに使用す
る。この平衡が、心臓の減極波面の通路によってかき乱
されるためである。しかしながら電流信号Ｂを単独で減
極を感知するために使用することは考えられる。
る第１の演算増幅器（オペアンプ）38を含む。反転入力
42は、探針電極として作動するティップ電極22直列に接
続する。探針電極は、システムとしての仮想負荷抵抗を
設定するために使用された可変抵抗器44を通して接続す
る。フィードバック経路は、比例電圧に入力電流を変換
する抵抗44によってオペアンプ38に供給される。本回路
の動作においては、オペアンプ38は、仮想負荷抑制電位
において電極22、24を維持するのに必要とされる電流量
をもたらす出力ベルで信号を供給する。第２のオペアン
プ54は、電極対にかかる電位差の大きさを測定する。こ
のオペアンプ54の非反転入力50はティップ電極22に接続
し、反転入力52は本体電極24に接続する。もちろんこれ
らの接続は、素子の作動に干渉することなく入れ替える
ことができる。このオペアンプの出力Ａは、電極対22、
24の間の電圧差に比例する。好ましくは電圧Ａと電流Ｂ
の情報は、仮想負荷抵抗を介して供給される強制平衡状
態を維持するのに必要な電源Ｃを算定するのに使用す
る。この平衡が、心臓の減極波面の通路によってかき乱
されるためである。しかしながら電流信号Ｂを単独で減
極を感知するために使用することは考えられる。
図示の回路では、電源計算は、アナログマルチプライ
アー56によって実行される。アナログマルチプライアー
56は、心室感度信号VSを発生させるために比較器58によ
って設定されるしきい値に62と比較されるある電力レベ
ルを算定する。
アー56によって実行される。アナログマルチプライアー
56は、心室感度信号VSを発生させるために比較器58によ
って設定されるしきい値に62と比較されるある電力レベ
ルを算定する。
図４は、図３の回路の等価回路図である。この図は、
心臓のある回路機能と回路相互作用を説明するのに有用
である。この図で心臓10は、電源インピーダンス９と直
列するテブナン等価電圧源11に置換されている。電極
は、それらの等価回路によって置換されている。この図
で各電極は、キャパシタンス25と直列の抵抗23として形
成される。回路は、可変抵抗器44として示された仮想負
荷によって閉じられる。本回路の作用においては、オペ
アンプ38は、電極システムを過ぎた減極波面の通過の間
に仮想負荷である可変抵抗器44を介して作りだされた電
流量（IL）を測定する。オペアンプ54は、可変抵抗器44
の両端で測定される心臓によって発生させられた電圧差
の測定Ａを発生させるために作動する。回路のこの差動
測定部分は、従来公知のセンスアンプに類似した態様で
作動する。
心臓のある回路機能と回路相互作用を説明するのに有用
である。この図で心臓10は、電源インピーダンス９と直
列するテブナン等価電圧源11に置換されている。電極
は、それらの等価回路によって置換されている。この図
で各電極は、キャパシタンス25と直列の抵抗23として形
成される。回路は、可変抵抗器44として示された仮想負
荷によって閉じられる。本回路の作用においては、オペ
アンプ38は、電極システムを過ぎた減極波面の通過の間
に仮想負荷である可変抵抗器44を介して作りだされた電
流量（IL）を測定する。オペアンプ54は、可変抵抗器44
の両端で測定される心臓によって発生させられた電圧差
の測定Ａを発生させるために作動する。回路のこの差動
測定部分は、従来公知のセンスアンプに類似した態様で
作動する。
仮想負荷を通る電力量を最大にするため、仮想負荷
値、リード及び心臓10のテブナン等価電源インピーダン
ス９を電極のアクセス抵抗の全体値に対して整合させる
ことが重要である。電極表面に供給される電流を最大に
するために、可変抵抗器44の抵抗値をできるだけゼロに
近くするべきである。多くの例でこの最適の値に仮想負
荷抵抗を設定することは、心臓信号の探知のためのシス
テムの信号対雑音比を最適化する。しかしながら他の適
用においては、仮想負荷抵抗を可変することが望ましい
かもしれない。図の回路では、心臓の電源インピーダン
スだけでなくリード抵抗が仮想負荷である可変抵抗器44
の抵抗値の最適値に影響を及ぼすパラメーターであると
推測ができる。従来の物質と特性の哺乳類の心臓とペー
シングリードのためにこれらのパラメーターの合成値が
おおよそ50オームから5000オームの間で可変するかもし
れないということを実験的証拠は示す。
値、リード及び心臓10のテブナン等価電源インピーダン
ス９を電極のアクセス抵抗の全体値に対して整合させる
ことが重要である。電極表面に供給される電流を最大に
するために、可変抵抗器44の抵抗値をできるだけゼロに
近くするべきである。多くの例でこの最適の値に仮想負
荷抵抗を設定することは、心臓信号の探知のためのシス
テムの信号対雑音比を最適化する。しかしながら他の適
用においては、仮想負荷抵抗を可変することが望ましい
かもしれない。図の回路では、心臓の電源インピーダン
スだけでなくリード抵抗が仮想負荷である可変抵抗器44
の抵抗値の最適値に影響を及ぼすパラメーターであると
推測ができる。従来の物質と特性の哺乳類の心臓とペー
シングリードのためにこれらのパラメーターの合成値が
おおよそ50オームから5000オームの間で可変するかもし
れないということを実験的証拠は示す。
たとえば特定の従来のペーシングリードのために多く
とも100オームの仮想負荷を使用することが好ましい。
この好ましい値と与えられた値のレンジが、仮想負荷抵
抗のための低い値において電極と電極と皮下組織とのイ
ンタフェースが重要な回路パラメーターになるという事
実をもたらす。これは電極のインピーダンス特性が、増
幅器の高い入力インピーダンスに比べて特に問題となら
ないという点が先行公知技術と比べて異なる。
とも100オームの仮想負荷を使用することが好ましい。
この好ましい値と与えられた値のレンジが、仮想負荷抵
抗のための低い値において電極と電極と皮下組織とのイ
ンタフェースが重要な回路パラメーターになるという事
実をもたらす。これは電極のインピーダンス特性が、増
幅器の高い入力インピーダンスに比べて特に問題となら
ないという点が先行公知技術と比べて異なる。
電場密度センサが、１平方mmの白金リング電極に流れ
る0.5マイクロアンペアのピークＲ波電流を必要とする
ということを実験的証拠は示す。このデータは、0.025
〜５平方ミリメートルの電極表面エリアを使用すること
が望ましいことを示す。これは大きな面積を示す従来の
ペーシングリードと対照されるべきものである。
る0.5マイクロアンペアのピークＲ波電流を必要とする
ということを実験的証拠は示す。このデータは、0.025
〜５平方ミリメートルの電極表面エリアを使用すること
が望ましいことを示す。これは大きな面積を示す従来の
ペーシングリードと対照されるべきものである。
図５は、心臓の組織10と電極22とのインタフェースの
１つを説明するための等価回路図である。改善されたセ
ンスアンプ性能のための生理学的基準が、減極可能な組
織と仮想負荷の間の相互作用が示されたこの図と関連し
て理解できる。
１つを説明するための等価回路図である。改善されたセ
ンスアンプ性能のための生理学的基準が、減極可能な組
織と仮想負荷の間の相互作用が示されたこの図と関連し
て理解できる。
心臓10の興奮性の組織は、図中の符号45−53のように
たくさんの有限の要素に分解され得る。これらの要素の
各々が、合計信号Itの一部を発生させる。減極波面は、
組織セグメント45−53を興奮させる。そして、その放出
エネルギーは電極／電解液インタフェース境界平衡をく
ずす。電極22を取り外すと、電荷誘導のメカニズムによ
り電極電位が変化する。しかしながら上述のように電極
は、計画的に接続され、そして電流は電極に供給され
る。電極は、可変抵抗器44の抵抗値がゼロに設定されて
いた場合に電極22と本体電極24の間の電位がゼロボルト
で維持されるようにその表面電荷密度を変える。心筋の
減極と関連する障害が電極面から局部的に取り去られる
と、過剰表面電荷の必要性が減少し、この過剰表面電荷
は回路によって電極から能動的に回復される。この電荷
の移し替えは、回路の生成信号である。この基本的メカ
ニズムの説明に関して再び図５を参照すると、各セグメ
ントからの信号はセグメントキャパシタンスを通して接
続する。このキャパシタンスの値は、電極22からのセグ
メント距離の関数で表される。一般に、より遠い位置
に、より小さいキャパシタンスによって接続される。関
数の正確な形は不明であるが、指数関数のように見え
る。電極物質の選択がこのキャパシタンスの値に影響を
及ぼすように思われる。この例として白金の結合キャパ
シタンス電子管は、ジルコニウムのものより高い。図５
では、代表セグメントキャパシタンスによC0、Ｃ−１、
Ｃ＋１の符号を付してあり、数字は、電極の幾何学的起
点からの各要素の相対的距離を表わす。
たくさんの有限の要素に分解され得る。これらの要素の
各々が、合計信号Itの一部を発生させる。減極波面は、
組織セグメント45−53を興奮させる。そして、その放出
エネルギーは電極／電解液インタフェース境界平衡をく
ずす。電極22を取り外すと、電荷誘導のメカニズムによ
り電極電位が変化する。しかしながら上述のように電極
は、計画的に接続され、そして電流は電極に供給され
る。電極は、可変抵抗器44の抵抗値がゼロに設定されて
いた場合に電極22と本体電極24の間の電位がゼロボルト
で維持されるようにその表面電荷密度を変える。心筋の
減極と関連する障害が電極面から局部的に取り去られる
と、過剰表面電荷の必要性が減少し、この過剰表面電荷
は回路によって電極から能動的に回復される。この電荷
の移し替えは、回路の生成信号である。この基本的メカ
ニズムの説明に関して再び図５を参照すると、各セグメ
ントからの信号はセグメントキャパシタンスを通して接
続する。このキャパシタンスの値は、電極22からのセグ
メント距離の関数で表される。一般に、より遠い位置
に、より小さいキャパシタンスによって接続される。関
数の正確な形は不明であるが、指数関数のように見え
る。電極物質の選択がこのキャパシタンスの値に影響を
及ぼすように思われる。この例として白金の結合キャパ
シタンス電子管は、ジルコニウムのものより高い。図５
では、代表セグメントキャパシタンスによC0、Ｃ−１、
Ｃ＋１の符号を付してあり、数字は、電極の幾何学的起
点からの各要素の相対的距離を表わす。
図６は、回路の性能を説明するために用いた模式図で
ある。この図では、遠隔のセグメントが正または負の数
を付されたキャパシタンスC0、C1〜CN、Ｃ−１〜Ｃ−Ｎ
によって接続する一方で、直接電極の下で置かれた組織
はキャパシタンスC0によって接続する。たとえばＮ番目
のセグメントは、Ｎ番目のキャパシタンスによって接続
する。アクセス抵抗と電極抵抗と電源インピーダンス９
と仮想負荷である可変抵抗器44の抵抗値は要素43（図
６）によって示される。この等価回路は、図７−10で示
した信号寄与曲線を与えるために形成した。
ある。この図では、遠隔のセグメントが正または負の数
を付されたキャパシタンスC0、C1〜CN、Ｃ−１〜Ｃ−Ｎ
によって接続する一方で、直接電極の下で置かれた組織
はキャパシタンスC0によって接続する。たとえばＮ番目
のセグメントは、Ｎ番目のキャパシタンスによって接続
する。アクセス抵抗と電極抵抗と電源インピーダンス９
と仮想負荷である可変抵抗器44の抵抗値は要素43（図
６）によって示される。この等価回路は、図７−10で示
した信号寄与曲線を与えるために形成した。
図７は、設計変数とセンスアンプの性能量の間の関連
性を示すデータをブロットしたものである。この図で横
軸は、心臓の興奮性の組織セグメントの位置を示す。起
点は、探針電極表面の幾何学的中心直下の部位である。
図で仮想負荷抵抗は、1000オームと等しくなるように設
定されている。回路を従来のセンスアンプとして使用す
るとき、この値は仮想負荷には比較的大きい値である。
一群の曲線は、周波数50Hzから1000Hzで正弦波発振器と
して作動している興奮性の組織セグメントを表わす。全
体の信号は、曲線下の合計面積に比例する。図７は、特
にいっそう高い周波数で遠隔セグメント（Ｎ＋／−10）
からの実質的信号寄与を示す。
性を示すデータをブロットしたものである。この図で横
軸は、心臓の興奮性の組織セグメントの位置を示す。起
点は、探針電極表面の幾何学的中心直下の部位である。
図で仮想負荷抵抗は、1000オームと等しくなるように設
定されている。回路を従来のセンスアンプとして使用す
るとき、この値は仮想負荷には比較的大きい値である。
一群の曲線は、周波数50Hzから1000Hzで正弦波発振器と
して作動している興奮性の組織セグメントを表わす。全
体の信号は、曲線下の合計面積に比例する。図７は、特
にいっそう高い周波数で遠隔セグメント（Ｎ＋／−10）
からの実質的信号寄与を示す。
図８は、設計変数とセンスアンプの性能量の間の関連
性を示すデータをブロットしたものである。この例で合
成抵抗43の値は、100オームである。仮想負荷抵抗44の
値の選定が信号寄与体積を制御するということをこの集
合曲線が示す。即ち、信号に効果的に寄与する興奮性組
織の実体積が、仮想負荷値の選択によって制御できる。
性を示すデータをブロットしたものである。この例で合
成抵抗43の値は、100オームである。仮想負荷抵抗44の
値の選定が信号寄与体積を制御するということをこの集
合曲線が示す。即ち、信号に効果的に寄与する興奮性組
織の実体積が、仮想負荷値の選択によって制御できる。
図９は、設計変数とセンスアンプの性能量の間の関連
性を示すデータをブロットしたものである。この場合、
仮想負荷抵抗はできるだけ小さくほぼゼロオームに形成
する。この場合、信号を発生させている興奮性組織の体
積が非常に小さく、電極直下の中央位置に置かれる。非
常に低い負荷インピーダンスの場合、ゼロオームとする
と信号の寄与は、電極からの距離が大きくなると共に急
速に低下する。この特性は、先行公知技術の高インピー
ダンス感知技術と比較して、本発明による性能改善のい
くつかの基準である。
性を示すデータをブロットしたものである。この場合、
仮想負荷抵抗はできるだけ小さくほぼゼロオームに形成
する。この場合、信号を発生させている興奮性組織の体
積が非常に小さく、電極直下の中央位置に置かれる。非
常に低い負荷インピーダンスの場合、ゼロオームとする
と信号の寄与は、電極からの距離が大きくなると共に急
速に低下する。この特性は、先行公知技術の高インピー
ダンス感知技術と比較して、本発明による性能改善のい
くつかの基準である。
図10は、設計変数とセンスアンプの性能量の間の関連
性を示すデータをブロットしたものである。この例では
合成負荷の値が、10オームとしてある。図９の表現に対
比して信号の寄与体積は比較的に大きくなっている。減
極信号を発生させている生理学的システムのリードシス
テムに適合させる回路パラメーターとして、幾何学的電
極容量と抵抗が使用できることをこの効果は示す。
性を示すデータをブロットしたものである。この例では
合成負荷の値が、10オームとしてある。図９の表現に対
比して信号の寄与体積は比較的に大きくなっている。減
極信号を発生させている生理学的システムのリードシス
テムに適合させる回路パラメーターとして、幾何学的電
極容量と抵抗が使用できることをこの効果は示す。
Claims (13)
- 【請求項１】心臓の信号を感知する第１と第２の電極を
有し、上記第１電極を上記患者の心筋層に近づけて配置
し、上記患者の心臓の感知された減極を示す出力信号を
供給するためのセンスアンプ手段を上記第１と第２の電
極に連結して備える患者の心臓の減極をモニターする装
置において、 上記センスアンプ手段が、 上記第１電極に接続している仮想負荷、 上記第２電極および上記仮想負荷に接続し、上記患者の
心臓の減極の発生に応じて上記仮想負荷を通して上記第
１電極に電気的エネルギーを供給するために、上記第１
電極及び上記第２電極の相対的電位差によって誘発され
た変化を減らす活性回路手段、及び 上記活性回路手段に接続し、上記仮想負荷を通して供給
される電流をモニターし、上記減極の検知を示す出力信
号を供給するモニタリング電気回路手段 を有することを特徴とする心臓の減極のモニター装置。 - 【請求項２】上記仮想負荷の値が０〜5,000オームであ
る請求項１の装置。 - 【請求項３】上記仮想負荷の値が０〜1,000オームであ
る請求項１の装置。 - 【請求項４】上記仮想負荷の値が０〜100オームである
請求項１の装置。 - 【請求項５】上記モニタリング回路手段が、上記仮想負
荷を通して電流を測定し、測定した電流が予め定められ
た振幅より大きい場合に上記出力信号を供給する電流モ
ニタリング回路を含む請求項１の装置。 - 【請求項６】上記モニタリング回路が、上記仮想負荷を
通して電流を測定し、測定した電流が予め定められた振
幅より大きい場合に上記出力信号を供給する電力測定回
路を含む請求項１の装置。 - 【請求項７】上記活性回路手段によって上記仮想負荷を
介して印加される電力により、上記第１電極から心臓組
織までの距離に応じて、心臓組織の減極の相対的な作用
を調整する手段をさらに含む請求項１の装置。 - 【請求項８】上記調整手段が上記仮想負荷の抵抗値を調
整する手段を含む請求項７の装置。 - 【請求項９】上記第１電極が５平方ミリメートルの表面
積を有し、上記仮想負荷が5,000オーム以下の抵抗を有
する請求項１の装置。 - 【請求項１０】上記第１電極が0.25〜５平方ミリメート
ルの表面積を有し、上記仮想負荷が1,000オーム以下の
抵抗を有する請求項１の装置。 - 【請求項１１】上記第１電極が0.25〜５平方ミリメート
ルの表面積を有し、上記仮想負荷が100オーム以下の抵
抗を有する請求項１の装置。 - 【請求項１２】上記第１電極に接続したパルス発生器を
有する請求項１の装置。 - 【請求項１３】上記活性回路手段がオペアンプを含む請
求項１ないし12のいずれかの装置。
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US56663690A | 1990-08-10 | 1990-08-10 | |
| US566,636 | 1990-08-10 | ||
| PCT/US1991/005368 WO1992002274A1 (en) | 1990-08-10 | 1991-07-29 | Field density sensor for detecting cardiac depolarizations |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH05509020A JPH05509020A (ja) | 1993-12-16 |
| JP2906351B2 true JP2906351B2 (ja) | 1999-06-21 |
Family
ID=24263741
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP3514127A Expired - Lifetime JP2906351B2 (ja) | 1990-08-10 | 1991-07-29 | 心臓の減極感知用の電場密度センサー |
Country Status (6)
| Country | Link |
|---|---|
| EP (1) | EP0542890B1 (ja) |
| JP (1) | JP2906351B2 (ja) |
| AU (1) | AU642039B2 (ja) |
| CA (1) | CA2087264A1 (ja) |
| DE (1) | DE69105511T2 (ja) |
| WO (1) | WO1992002274A1 (ja) |
Families Citing this family (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5411529A (en) * | 1990-08-10 | 1995-05-02 | Medtronic, Inc. | Waveform discriminator for cardiac stimulation devices |
| US5370665A (en) * | 1990-08-10 | 1994-12-06 | Medtronic, Inc. | Medical stimulator with multiple operational amplifier output stimulation circuits |
| AU656163B2 (en) * | 1991-07-15 | 1995-01-27 | Medtronic, Inc. | Medical stimulator with operational amplifier output circuit |
| US5330512A (en) * | 1992-12-28 | 1994-07-19 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Electrode charge-neutral sensing of evoked ECG |
| US5480441A (en) * | 1994-03-30 | 1996-01-02 | Medtronic, Inc. | Rate-responsive heart pacemaker |
| US6629931B1 (en) * | 2000-11-06 | 2003-10-07 | Medtronic, Inc. | Method and system for measuring a source impedance of at least one cardiac electrical signal in a mammalian heart |
| JP5878759B2 (ja) * | 2008-11-24 | 2016-03-08 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． | カテーテルインターフェース |
Family Cites Families (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5524004A (en) * | 1978-06-22 | 1980-02-20 | Minolta Camera Kk | Oxymeter |
| DE68915596T3 (de) * | 1988-03-25 | 2002-09-19 | Telectronics N.V., Curacao | Frequenzentsprechender Schrittmacher mit geschlossener Regelschleife. |
| US5193536A (en) * | 1990-12-20 | 1993-03-16 | Medtronic, Inc. | Paced cardioversion |
-
1991
- 1991-07-29 JP JP3514127A patent/JP2906351B2/ja not_active Expired - Lifetime
- 1991-07-29 EP EP91915756A patent/EP0542890B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1991-07-29 DE DE69105511T patent/DE69105511T2/de not_active Expired - Fee Related
- 1991-07-29 CA CA 2087264 patent/CA2087264A1/en not_active Abandoned
- 1991-07-29 AU AU84004/91A patent/AU642039B2/en not_active Ceased
- 1991-07-29 WO PCT/US1991/005368 patent/WO1992002274A1/en active IP Right Grant
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| WO1992002274A1 (en) | 1992-02-20 |
| CA2087264A1 (en) | 1992-02-11 |
| JPH05509020A (ja) | 1993-12-16 |
| AU642039B2 (en) | 1993-10-07 |
| EP0542890A1 (en) | 1993-05-26 |
| EP0542890B1 (en) | 1994-11-30 |
| AU8400491A (en) | 1992-03-02 |
| DE69105511T2 (de) | 1995-04-13 |
| DE69105511D1 (de) | 1995-01-12 |
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