JP3485330B2 - レート適応型心臓ペースメーカ - Google Patents
レート適応型心臓ペースメーカInfo
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- JP3485330B2 JP3485330B2 JP15372892A JP15372892A JP3485330B2 JP 3485330 B2 JP3485330 B2 JP 3485330B2 JP 15372892 A JP15372892 A JP 15372892A JP 15372892 A JP15372892 A JP 15372892A JP 3485330 B2 JP3485330 B2 JP 3485330B2
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- 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
- A61N1/36514—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by a physiological quantity other than heart potential, e.g. blood pressure
- A61N1/36521—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by a physiological quantity other than heart potential, e.g. blood pressure the parameter being derived from measurement of an electrical impedance
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Description
ーカの設計、特に、タイミング回路に対する制御信号が
拍動している心臓の心室駆出率(EFと略称される)か
ら導出され、したがって、代謝要求に応答するようなレ
ート適合型心臓ペースメーカのタイミング制御に関す
る。
る患者を、正常な安静心拍数を回復するように設計され
た内移植心臓ペースメーカによって救助できることは、
周知である。典型的な先行技術のペースメーカは、通
常、固定レートを有するか又は外部からプログラム制御
可能なレートの狭い範囲を有し、したがって、これらの
ペースメーカは、また、低レベル運動での代謝要求に適
合するのに有効である。しかしながら、安静時及び運動
中の代謝要求に適合するためにはこのような固定レート
型ペースメーカが不適合性であることが、“レート適合
型ペースメーカ”と称されるペースメーカのクラスの開
発に継がった。この後者のクラスのペースメーカには、
代謝要求と共に変化するパラメータを検出する手段が備
えられ、その検出値は心臓刺激パルスが生成されるレー
トを変更するのに使用される。
び研究調査を通して代謝要求を評価する。例えば、血液
pH、血液温度、QT期間、肉体活動、呼吸数等のよう
なパラメータが、先行技術に開示されている。このよう
なペースメーカは、早期の固定レート型ペースメーカの
改善と考えられるが、しかし、現在出回っている大部分
のレート適合型ペースメーカは、状態変化に対する感度
の欠如、特定性の欠如、又は代謝要求の変化に応答する
充分な速度の欠如のいずれかに陥っている。特定性の欠
如しているペースメーカの例は、メドトロニック社(M
edtronic Inc.)から発売されているAc
tivitoraxTMペースメーカである。このペース
メーカは、その刺激レートを変調する制御信号を発生す
る運動トランスジューサを使用する。身体運動又は振動
を受動振動運動又は代謝要求の増大に関連しない運動に
よって生じる人工産物から区別しようとするに当たっ
て、種々の困難が持ち上がる。例えば、このような活動
に基づくセンサを付けた患者は乗物に乗りかつ静かに座
っているかもしれないが、しかし、もしその乗物がでこ
ぼこ道路上を走行するとしたならば、そのペーシングレ
ートは不適合に加速されるであろう。その他の比較的不
特定性ペースメーカは、胸部インピーダンスのような、
呼吸パラメータのレート変化に基づくペースメーカであ
る。このようにして得られる呼吸インピーダンス信号
は、運動人工産物によって汚染されることがある。この
人工産物の1例は、腕の運動の付加効果であって、この
効果がその患者の支配的代謝要求によって表現されるレ
ートを不当に加速する。このペースメーカにおいては、
胸部インピーダンスを検出するために、インピーダンス
容積描写法が使用され、この容積描写法においては一定
搬送波波信号が持久的に要求され、これが内移植蓄電池
式電源の寿命を短縮する。
度が欠如しているペースメーカの例である。この欠如
は、運動の開始及びレベルと患者の体温がペースメーカ
刺激パルスレートの上昇を起こす量だけ上昇する点との
間に正常な生理的遅れがあることに起因している。この
低速応答は、また予測不可能なことである。
ペースメーカは、代謝要求の変化に反応するのが極めて
遅く、及び不特定になりかつ多少の誤りを発生する傾向
があることが判っている。自動加速がこれらのペースメ
ーカには普通であるが、これはレート制御に使用される
生理的信号がこれらのペースメーカに正帰還させ易くす
るからであり、したがって、不安定である。
臓内信号、特に心室量導出、例えば、一回拍出量、dV
/dt(容積変化率)、前駆出期、のような心臓内信号
を使用するペースメーカである。オルソン(Olso
n)の米国特許第4,535,774号、セーロ(Sa
lo)の米国特許第4,686,987号、及びシェー
ペル(Schoeppel)の米国特許第4,802,
481号に示されたような一回拍出量制御レート応答型
ペースメーカは、いずれも特定性が欠如しており、これ
は、これらのペースメーカが前負荷依存性の傾向がある
からである。心臓前負荷は、循環系から心臓へ帰還する
血液量として定義される。静脈帰還は、心周期長(その
拡張期が長いほど、血液量毎拍動は大きくなる)、呼
吸、及び特に体位変化によって強く影響されるが、これ
らのどれも代謝要求の変化を真に反映していない。
は、一回拍出量、心拍数、心拍出量、及び代謝要求の間
に正常に存在する関係に基づいている。したがって、運
動中正常で健康な個人の場合には、一回拍出量、すなわ
ち、各拍動において駆出される血液量は、比較的一定で
あるか又は極めて僅かにしか増大しない。この場合にお
ける心拍出量の増大は、心拍数増大によってほとんど独
占的に起こされる(心拍出量=一回拍出量×心拍数)。
代謝要求の増大に比例して心拍数を増大させることので
きない完全な心ブロックにかかっている患者では、一回
拍出量の増大に起因して心拍出量を増大させる。すなわ
ち、各拍動に伴い駆出される血液は、代謝要求に比例し
て増大する。逆に、もし(例えば、代謝要求の相当する
増大がないのにペーシングによって)安静中のこの患者
の心拍数を人工的に増大させるならば、一回拍出量の減
少が起こり、これら2つの量の積、すなわち、心拍出量
を一定に維持するであろう。
ト適合型ペースメーカのアルゴリズムは、一回拍出量の
増大が起こるときペーシングレートの上昇を命じ、また
一回拍出量に減少が起こるときはペーシングレートの低
下を命じる。その目的は、心拍出力量を一定に維持する
ことである。このようなアルゴリズムは、代謝要求のい
かなる付随的変化も伴なわずに右心室への静脈からの帰
還(したがって、一回拍出量)に強く影響するような、
体位変化、呼吸、咳等のような併発因子が発生しなかっ
たならば、適当であるかもしれない。例えば、もし一回
拍出量ベースレート適合型ペースメーカを付けた患者が
直立姿勢から横臥姿勢へ移行するならば、心臓への静脈
帰還に突然の増大が起こり、これに伴い下肢からの血が
一回拍出量を増大するであろう。この結果、ペーシング
レートが上昇するが、これは不必要かつ生理的でない。
正常な個人は、正にこれと反対のように反応する。先と
同じ患者が立ち上がると、血液がその下肢に流れ込み、
心臓への静脈帰還を減少させる。これが一回拍出量の減
少を起こし、この減少はこのペースメーカアルゴリズム
に従いそのペーシングレートを低下させ、これは起こっ
ていなくてはならないことの正に反対である。
される)、前負荷又は静脈帰還の反映、及び心臓の収縮
力(収縮性)に依存することは、明らかである。代謝媒
介収縮性変化の欠如の下では、一回拍出量に変動は、い
わゆるフランク・スターリン(Frank−Starl
ing)の心臓法則に大きく関連し、この法則は(前負
荷によって生成された)心筋繊維伸長が大きいほど、一
回拍出量が大きいことを唱えている。云い換えれば、駆
出される血液量毎拍動は終拡張期においてその心室内に
含まれる血液容量に比例するであろう。
1つの方法は、同じ拍動内の終拡張期容量を同時に計算
に入れることである。一回拍出量の終拡張期容量に対す
る比を決定することによって、収縮性の容量変化への効
果をより正確に評価することが可能である。この比は、
駆出率又は排出率(EFと省略される)と呼ばれ、その
心室から駆出される一回拍出量の終拡張期容量に対する
パーセンテージとして、通常表示される。したがって、
駆出率は、前負荷への依存性はより少なく、一回拍出量
のみによるよりも心収縮性の遥かに正確な推定である。
同じことは、駆出率と相対する残留率についても成り立
ち、残留率もまた心収縮状態を表示する。残留率は、拡
張期が終結した後にその心室内に残留する血液のパーセ
ンテージである。
4,733,667号に記載されているように、心収縮
状態の間接測定は、レート適合型ペースメーカが動作す
るレートを制御するのに有効な信号である。前駆出期、
及び時間に対する圧力又は容量の変化率は、間接収縮性
指標の例である。
型ペースメーカを提供することにある。
ーカより変化する状態に対して遙かに高感度であり、か
つ代謝要求の変化に遙かに特定的であるレート適合型ペ
ースメーカを提供することにある。
決定パラメータとして採用するレート適合型ペースメー
カを提供することにある。
利点は、身体の代謝要求によって心臓に課せられる要求
の量導出指標である心室駆出率を使用する新規なレート
適合型ペースメーカを提供することによって達成され
る。標準レート適合型ペースメーカのタイミング回路に
印加される制御信号として駆出率を使用することは、患
者が日常の活動を遂行するに従いその患者の変化する代
謝要求に直接関連して応答するこのペースメーカの能力
を強化する。本発明によれば、心臓内インピーダンス検
出リードが右心室又は左心室のいずれか内に配置され、
かつ搬送波発振器がこのリード上の1対の駆動電極間に
比較的高周波数の定電流を印加するように配置される。
センス増幅器は、なおまたこのリード上に配置される第
2の1対の電極間に接続される。このセンス増幅器から
の出力は、被変調搬送波信号を含み、ここでこの変調は
その心臓の収縮期作用に帰せられる。
はペースされた拍動の起こる時刻にサンプリングされ、
かつこの時刻のその振幅は拡張期レベルを表示する。R
−波又はペースされた拍動の検出は、また、タイマの運
転を開始させ、かつ所定時間、例えば、200msが経
過したとき、この被変調搬送波信号は再びサンプリング
され、この時刻のこのサンプルは収縮期レベルを表示す
る。また、終収縮期容量に相当する、収集期中のこの搬
送波の最大振幅を検出する手段が配設される。拡張期レ
ベルと収縮期レベルとの間の差を拡張期レベルで除した
駆出率を計算する手段が備えられる。結果の量は、次い
で、ペーシングパルス発生器の逸脱期間を調整するアル
ゴリズムによって利用される。
子を使用して実現されることもあり、又はディジタル、
マクロプロセッサに基づく装置を含むこともある。
縮状態の評価にとって周知である。一回拍出量を終拡張
期容量で除算することによって、一回拍出量への前負荷
の影響が極めて減少されて、収縮状態のより優れた推定
を可能とする。終拡張期容量と一回拍出量との間の関係
は非線形であるから、より精巧な修正因子が秩序をとっ
ているであろう。本発明には、SV/EDV関係におけ
る非線形性に対する修正手段が備えられる。
御に使用されるけれども、簡単のために右心室パラメー
タのみについてここでは説明する。更に、残留率(又は
終収縮期容量)も駆出率と類似の含蓄を有し、そのレー
ト制御パラメータが上の場合と極めて類似した方法で実
現されるのでこれを測定することができ、レート適合型
ペースメーカは残留率又は終収縮期容量を使用すること
もある。本発明のペースメーカは、利用可能なモード
(VVIR,DDDR,DDIR,AAIR)のほとん
どにおいて動作可能であり、かつ多重プログラム制御
性、データ記憶、双方向遠隔測定、中でも標準機能に対
する用意を整えている。
好適実施例についての次の詳細な説明を、特に付図との
関連において考察するとき、より良く理解されるであろ
う。
に、この好適実施例は、心臓容量を測定しかつ推定する
のに適したいかなる方法をも使用することができる。し
かしながら、明確のために、この好適実施例は、相対終
拡張期容量、相対終収縮期容量、これら2つの間の差、
すなわち、一回拍出量(SVと略称される)、駆出率で
ある比SV/EDV、及び残留率である比SV/EDV
の推定のための心臓内インピーダンスを採用するとして
説明される。
と、符号10によって心臓が全体的に指示され、この心
臓はカテーテル、すなわち、ペーシングリード12をそ
の右心室14内に挿入されている。リード12は、電極
を担持し、これらの電極のうち先端電極16はこの心臓
の心尖近くに配置され、近位電極18は右心室空洞内に
配置されている。定電流特性を有する高周波発振器を近
位電極18と先端電極16との間に接続することによっ
て、これらの電極間に発生される瞬時インピーダンスに
比例する信号を導出することができる。図2において、
この定電流発振器は、符号24によって識別される。
波信号は、収縮期事象によって振幅変調される。すなわ
ち、右心室への及びこれからの血液の流入及び流出は、
波形26によって示されるように、この搬送波信号に振
幅変調を起こさせる。波形26は、1心周期中の右心室
容量の変動を描いている。この心室が血液で満たされる
終拡張期において検出されたインピーダンスは低いこと
が、判る。血液がこの心臓から流出するに従い、このイ
ンピーダンスは増大して、終収縮期において最大にな
り、ここでこの心室に残留している血液量は最少にな
る。この最小ピークインピーダンスとこの最大ピークイ
ンピーダンスとの差は、この心臓の一回拍出量に比例す
る。一回拍出量を終拡張期容量によって除算することに
よって、駆出率が得られる。
生された被変調波信号は、センス増幅器30に印加され
る。この信号は、次いで、マイクロプロセッサ34に送
られ、このマイクロプロセッサは典型的にバス36を含
み、後者を通してアドレス表示信号、データ信号、及び
制御信号が伝送されて、このバスに接続されているRO
M38及びRAM40への及びこれらからのデータ、プ
ログラムの記憶及び読出しを実施する。
端電極16は、また、QRS検出回路42に接続され、
この検出回路の線路44上の出力はマイクロプロセッサ
34に印加される。この入力の目的は、下に更に詳細に
説明される。
変レートパルス発生器46を制御するのに使用され、こ
の発生器の出力は、次いで、リード12及び刺激電極で
ある先端電極16を経由してこの心臓に印加される結
果、正常心活動の欠如下においてペースされた応答を喚
起する。もし可変レートパルス発生器46がアナログ構
成ならば、計算された駆出率(EF)値はアナログ信号
に変換される。もしパルス発生器46がディジタル装置
ならば、駆出率(EF)を表示するデータ語は、技術上
周知のようにこのパルス発生器のベースレートを変更す
るためにレートレジスタに印加される。
出回路42は、自然R−波の起こる際又はペースされた
拍動の起こる際にマイクロプロセッサ34へのトリガ信
号を生成する。マイクロプロセッサ34へのこのトリガ
入力は、右心室の終拡張期容量のディジタル化値をサン
プリングさせかつRAM40内に記憶させ、またこの入
力はマイクロプロセッサ34の内部タイマ(図には示さ
れていない)上の時間間隔を開始させ、この時間間隔は
150から300msの範囲にある。この時間間隔の満
了の際に、右心室容量のディジタル化値が再びRAM4
0内に記憶される。マイクロプロセッサ34の内部タイ
マ内にプログラムされたこの時間間隔は、心臓の収縮が
ほぼ完了しかつ右心室容量がその最大になるような長さ
である。これら2つのデータ入力を記憶すると、マイク
ロプロセッサ34は、その駆出率及びを計算するプログ
ラムを実行し、この駆出率に直接関連する量が所定の変
換アルゴリズムに従って可変レートパルス発生器46の
逸脱期間を修正するために使用される。
ースメーカはレート適合性質を有し、ここではそのペー
シングレートはベース又は安静時レートからその心室の
駆出率の増加に基づく高レートまで上昇するように作ら
れていることが、判る。
−波又はペースされた拍動の起こるときに測定され、他
方、終収縮期容量はR−波又はペースされた拍動の起こ
るときに続く所定時刻に測定される。図3の実施例にお
いては、終拡張期容量及び終収縮期容量は、図1の右心
室容量波形28の最大及び最小を検出することによって
決定される。定電流発振器24は、このペースメーカが
接続することのできる29で示される身体の部分とリー
ド12上の電極16との間に高周波数搬送波信号を印加
し、他方、センス増幅/復調回路30はセンス電極18
と20との間に発生される振幅被変調搬送波信号を検出
して線路31上にインピーダンス対時間(以下、Z対t
で表す)アナログ信号を生成する。この信号は、アナロ
グ対ディジタル変換器(以下、AD変換器と称される)
32内でディジタル化されかつ結果のディジル量がマイ
クロプロセッサ34のデータ入力に印加される。この場
合も、マイクロプロセッサ34は、バス36を有し、こ
のバスにプログラム記憶ROM38及びデータ記憶RA
M40が接続される。マイクロプロセッサ34は、駆出
率を計算する図4の流れ図によって示されるルーチンを
実行するようにプログラムされ、かつその計算結果は可
変レートパルス発生器46に印加されて、後者の逸脱期
間を低い安静時レートから生理的要求に基づく高いレー
トに変更する。
時間間隔で駆出率を計算するために、AD変換器32か
らのデータ入力がサンプリングされ、ブロック52によ
って示されるようにRAM40内に記憶される。所定時
間後に、このZ対t波形のディジル化波形は、更にまた
サンプリングされてブロック54によって示されるよう
にRAM40内に記憶される。
ック56及び58によって示されるように2つの試験が
実施される結果、時刻n+kにおけるインピーダンスが
時刻nにおけるよりも大きいかどうか、及び時刻nにお
けるインピーダンスが時刻n+kにおけるインピーダン
スより小さいかどうかが判定される。もしブロック56
において遂行される試験が時刻n+kにおけるインピー
ダンスは時刻nにおけるそれよりも大きいことを示すな
らば、nの値が所定時刻値だけ増分され、かつブロック
52及び54によって示されるように、新しいサンプル
の組が取り上げられる。この過程は、ブロック56の比
較が表示された試験は真ではないことを示すまで続けら
れる。真ではないことを示したこの時点において、イン
ピーダンス最大値(以下、Zmax で表す)が決定され、
かつブロック60によって示されるように記憶される。
た試験が真でないならば、nが増分されかつブロック5
2及び54によって示される2つの新しいサンプルが取
り上げられる。ブロック58に示される試験基準が真で
あるとき、云うまでもなく、最小インピーダンス(以
下、Zmin で表す)の点が決定されており、かつZmin
が図4のブロック62によって示されるようにROM4
2内に記憶される。
と、Zmax からZmin を減算しかつこの減算結果をZ
min で除算することによって駆出率を計算する(ブロッ
ク64)ことが可能である。
残留率に相当し、かつ残留率は収縮性依存であるから、
レート適合型心臓ペースメーカにとってレート制御パラ
メータとして採用されることがある。
されるとこ、及び数反復にわたる移動平均が可変レート
パルス発生器46の逸脱期間を決定するためにそのペー
シングレートを修正するのに使用されることが、考察さ
れる。
の終収縮期インピーダンスの変化との間の関係は安静状
態の下で非線形であるから、この結果の駆出率を代謝要
求の増大に関連しない前負荷から更に無関係にするため
に修正係数をRAM40内に記憶する必要があること
が、また、考察される。
に新規な原理を応用し、要求されるような特殊化された
構成要素を構成し、及び使用するに必要な情報を提供す
るために可なり詳細にここに説明された。しかしなが
ら、本発明は、特定のために、種々異なる機器及び装置
によって実施され得ること、かつ機器の詳細及び動作手
順双方に関しては本発明自体の範囲から逸脱することな
く達成され得ることは、云うまでもない。
原理の理解を助ける一連の波形図。
ブロック線図。
ブロック線図。
イクロプロセッサ内に使用されるサブルーチンのソフト
ウエア流れ図。
Claims (3)
- 【請求項1】 レート適応型心臓ペースメーカであっ
て、 (a)心臓刺激パルスが生成されるレートを決定するタ
イミング手段を有するパルス発生器と、 (b)心臓組織に前記刺激パルスを印加する手段と、 (c)心臓における残留率と排出率との内の少なくとも
一方に比例する制御信号を発生する制御信号発生手段
と、 (d)前記心臓刺激パルスが生成されるレートを変動さ
せるために前記タイミング手段に前記制御信号を印加す
る手段と、 を組み合わせて含む前記レート適応型心臓ペースメー
カ。 - 【請求項2】 レート適応型ペースメーカであって、 (a)心臓刺激パルスが生成されるレートを決定する可
変タイミング手段を有する電気パルス発生器と、 (b)心臓に前記刺激パルスを印加する手段と、 (c)心臓の収縮期における事象によって生じる心臓内
インピーダンスを検出する手段と、 (d)前記心臓内インピーダンスを検出する手段に応答
して心臓の排出率を計算する手段と、 (e)前記計算された排出率に関連して前記タイミング
手段を調節する手段と、を組み合わせて含む前記レート
適応型ペースメーカ。 - 【請求項3】 請求項2記載のレート適応型心臓ペース
メーカであって、前記排出率を計算する手段が、 (a)終拡張期容量値(EDV)を決定するために前記
心臓内インピーダンスの変動における最小値をサンプリ
ングする手段と、 (b)前記EDVを一時的に記憶する手段と、 (c)終収縮期容量値(ESV)を決定するために前記
心臓内インピーダンスの変動における最大値をサンプリ
ングする手段と、 (d)前記ESVを一時的に記憶する手段と、 (e)比(EDV−ESV)/EDVを計算する手段
と、 を含む、前記レート適応型ペースメーカ。
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