JP3566725B2 - 患者の血行関連状態を測定するための圧モニタ・システム - Google Patents

Description

発明の背景
1.発明の分野
本発明は植込形医用装置に関し、より詳しくは、複数の血行関連変数を測定するための長期植込形装置に関するものであり、それら複数の血行関連変数は例えば右房圧や肺動脈圧等であるが、ただしそれらに限定されない。
2.従来技術の説明
血管内植込形圧センサが従来より公知となっている。Andersonに対して発行された米国特許第4407296号には、心血管系に用いるのに適した長期植込形圧トランスデューサが教示されている。Monroeに対して発行された米国特許第4432372号には、改良した電子回路を備えた圧トランスデューサが教示されている。更に改良を加えた圧トランスデューサが、Anderson et al.に対して発行された米国特許第4485813号に教示されている。これらの圧センサは、圧の計測値ないしは圧の変化の計測値をペーシング・レートに変換するアルゴリズムを採用している心臓用人工ペースメーカを制御することを目的としたものである。
ペースメーカをはじめとする種々の植込形医用装置の複雑度が増大するのに伴い、様々な生理機能をモニタするためのセンサ及びトランスデューサを開発するために益々大きな努力が払われるようになってきた。様々な生理機能をモニタすることのできるトランスデューサを備えることによって、それらの医用装置は更なる能力を発揮できるようになる。
患者の健康状態を判定して適切な治療を施すために、心臓の内部の圧（特に肺動脈楔入圧及び中心静脈圧）を測定するということが一般的に行われている。長期植込形圧センサの適用方式を定める際に問題となる幾つかの制約が存在している。それら制約のうちの３つを以下に列挙する。
（１）一般的に、いかなるハードウェアも心臓の左側部分に植込むことは不適当であるとされており、そのため、通常、圧の計測は心臓の右側部分に対して行われること、
（２）長期にわたる楔入圧の測定は、肺動脈に梗塞形成が発生するおそれがあるため不適当であること、そして、
（３）肺動脈内へのリードの長期植込みは、その安全性がまだ証明されていないこと。
Cohenに対して発行された米国特許第4986270号には、血流力学に基づいて、即ち、患者の循環系中の所定箇所の圧に基づいて、機能不全を起こした心臓に対する処置を施すようにしたシステムの一例が教示されている。
以上に挙げた引例のうちには、右心室に植込んだ単一の長期植込形絶対圧センサを用いて患者の複数の血行関連変数を、即ち、右房圧、右室圧、それに肺動脈圧等を測定するということを教示したものは１つもない。
発明の概要
本発明は、右室内に植込んだ単一の絶対圧センサから得られる肺動脈圧及び右房圧の計測値に基づいて患者の血行関連状態を測定するための装置である。これら２つの値はいずれも、患者の心不全の程度との間に相関関係を有するものがあることが明らかにされている。本発明の技法は、絶対圧センサを用いて右室圧を連続的にモニタして、特定の事象が発生した時点の右室圧を記録するようにしたものである。
右室収縮期の期間中の肺動脈弁が開いた時点では、右室圧と肺動脈圧とが等しくなっている。従って、肺動脈収縮期圧は、右室収縮期圧に等しい。この圧の大きさを右室圧から求めるには次のようにする：肺動脈（PA）収縮期圧＝心室収縮期の期間中の「dP_RV/dt＝０」になる時点における右室（RV）圧。
肺動脈拡張期圧も、同様にして右室圧から求めることができる。肺動脈圧の方が右室圧より高い間は、肺動脈弁は閉じているが、収縮期に入って心室が収縮を開始すると、逆に右室圧の方が肺動脈圧より高くなり、肺動脈弁が開く。肺動脈弁が開いた時点における肺動脈圧は、この肺動脈内に発生し得る圧力範囲内での最低圧力になっており、これが肺動脈拡張期圧である。従って、肺動脈拡張期圧は、肺動脈弁が開いた時点における右室圧に等しい。また、肺動脈弁が開く時点は、dP_RV/dtが極大値をとる時点と略々一致していることが明らかになっている。それゆえ、１つの好適実施例は、次のようにすることによって、右室圧を用いて肺動脈拡張期圧を測定し得るようにしたものである：
PA拡張期圧＝収縮の開始期において「d²P_RV/dt²＝０」になる時点のRV圧。
別の好適実施例は、必要条件を満たす時点を超音波計測を利用して判定し、その時点における右室圧をそのまま採用することによって、肺動脈拡張期圧を測定し得るようにしたものである。
更に別の好適実施例は、右室圧が肺動脈拡張期圧と略々等しくなる正確な時点を音響シグニチャ計測を利用して判定することによって、肺動脈拡張期圧を測定し得るようにしたものである。
更に別の好適実施例は、肺動脈拡張期圧の有効性を判定するための正確な時点を、当該患者におけるインピーダンス変化の計測を実行することによって判定し得るようにしたものである。
以上の説明から明らかなように、肺動脈弁が開く正確な時点を判定するために利用可能な方式ないし方法には実に様々なものがある。従って、ここでは本発明を心室圧の計測値の微分値を算出するようにした場合に即して説明するが、本発明は必ずしもそれに限定されない。
本発明にかかる装置を用いることによって、更に右房の収縮期圧及び拡張期圧も、右室内の絶対圧センサに基づいて測定することができる。これが可能であるのは、右房と右室との間の弁は右室収縮期を除いて常に開いているからである。従って右房拡張期圧は、心房収縮の開始時点（心房パルスないしＰ波の検出時）の直前における右室圧に等しい。心房収縮期圧も肺動脈収縮期圧と殆ど同じ方法で求めることができる。ただしその場合には、本発明の装置では、心房収縮の開始後のdP/dt＝０となる時点を判定する必要がある。
本発明は、血行関連状態を測定することが重要なあらゆる場合に適用可能なものであり、そのような場合に該当するのは例えば、鬱血性心不全、肺動脈疾患、それに肺動脈高血圧症における重傷度の診断や、血管抵抗、血管収縮性等々の血行関連変数の計測などが含まれ、また、それらだけに限定されるものではない。例えば、微分によって最大dP/dt信号を求めることのできる本発明の能力によって、収縮性を近似的に求めることも可能になっており、また、RV拡張期圧を（例えばカフを用いて計測した）平均動脈圧、並びに（侵襲的方法または非侵襲的方法で）別途に計測した心臓出力流量の計測値と組合わせることによって、血管抵抗の測定値も得られる。
本発明のその他の特徴及び利点としては、以下の説明及び請求の範囲に記載したものもあり、以下の説明及び請求の範囲からおのずと明らかなものもあり、また、添付図面に示したものもある。それら説明や図面は、本発明の原理並びに本発明の概念の構成態様を例示したものであり、限定するものではない。例えば、本発明は、心臓ペースメーカ、除細動器、それに薬剤ポンプ等の、治療用装置を制御するためにも利用し得るものである。
【図面の簡単な説明】
図１は、右室圧センサ信号と、ECGのＲ波信号と、ECGのＰ波信号とに応答する制御システムの、部分的にブロック図とした回路図である。
図２は、図１の制御システムを組込んだ植込形テレメトリ・システムのブロック図である。
図３は、具体例にかかる右室植込形絶対圧センサに図２に示したテレメトリ装置を接続したものを示した模式的な全体概略図である。
図４は、心臓の内部に装着された絶対圧センサを示した図である。
図5Aは、典型的なECG信号の一例を示した図である。
図5Bは、典型的な右室圧信号の一例を示した図である。
図5Cは、図5Bに示した信号を微分して得られる信号を示した図であり、この信号を利用して肺動脈収縮期圧と、右房の収縮期圧及び拡張期圧とを測定することができる。
図5Dは、図5Cに示した信号を微分して得られる信号を示した図であり、この信号を利用して肺動脈拡張期圧を測定することができる。
図6Aは、実際の患者の心臓波形であるECG信号の波形を示した図である。
図6Bは、実際の患者の心臓波形である肺動脈圧信号及び右室圧信号の波形を示した図である。
図6Cは、図6Cに示した右室圧信号を微分（dP/dt）して得られる波形を示した図である。
好適実施例の詳細な説明
先ず図１を参照して全体の概要を説明すると、同図に示したのは一実施例にかかる圧検出回路10であり、この圧検出回路10は、患者の血行関連状態を測定するために使用する図３に示した植込形モニタ装置302の一部を成すものである。尚、植込形モニタ装置302は、当業界において一般的に行われているように、生体不活性材料製の密閉した外側遮蔽容器である「カン」の中に封入されている。圧検出回路10は、図４に示したように患者の右室内に植込まれた植込形絶対圧センサ402に接続されて動作するものである。植込形モニタ装置302は、圧検出回路10を備えている他に、その補助回路とも言うべき制御、給電、記憶、及び送信回路を備えている。これらの回路は図２に示してあり、後に詳細に説明する。
これより植込形モニタ装置302の動作について、図１〜図６を参照して更に詳細に説明して行く。既述の如く、一般的に、患者の健康状態を判定して適切な治療を施すために、心臓の内部の圧の計測値、特に肺動脈楔入圧の計測値を利用するということが行われている。先ず最初に、肺動脈及び右房の拡張期圧及び収縮期圧を測定するための方法の一具体例について、図１に示した圧検出回路10の簡単なブロック図を参照して説明する。基本的な機能要素は、微分回路40、42、比較回路36、38、44、サンプル・アンド・ホールド回路32、34、46、50、それに遅延回路30、48である。更にこの実施例10は、Ｒ波センス増幅回路（図１には示していない）からの出力14と、Ｐ波センス増幅回路（図１には示していない）からの出力16とを必要とする。センス増幅回路は不図示としたが、それらは心圧モニタの分野の当業者には周知のものである。図１に示した好適実施例10の動作について説明すると、先ず、右室内に長期植込みされている絶対圧センサ402からの信号12を２度にわたって微分しており、それによってdP/dtとd²P_RV/dt²とを発生させている。図5Aに示したのは典型的なECG信号の一例であり、図5BにはこのECG信号に対応した右室（RV）圧センサ波形12を示した。微分回路40が発生する出力信号502を示したのが図5Cであり、この出力信号は波形12の１階微分である。また、微分回路42が発生する出力信号504を示したのが図5Dであり、この出力信号は波形12の２階微分である。
図5A〜図5Dの波形を見れば分かるように、最大のRV（及びPA）収縮期圧は、Ｒ波506の発生後、dP/dt502がはじめて負になる（ゼロを通過する）時点に発生している。更にこれも（上の説明から）明らかなように、最大のdP/dt（PA拡張期圧）は、Ｒ波506の発生後、d²P_RV/dt²504がはじめて負になる時点に発生している。
図6Aには、実際のヒトの心臓ECG波形を示した。このECG波形にはＰ波602とＲ波604とが、いずれも明瞭に現れている。
次に図6Bを参照して説明すると、同図は実際の心臓波形であって、ある患者の肺動脈（PA）圧と右室（RV）圧とを示したものである。この図6Bから分かるように、PA拡張期圧（最小PA）は、PA圧信号とRV圧信号とが交わる時点でのそれらの圧力に略々等しい圧力で発生している。
図6Cに示したのは、この患者のRV圧信号12を１階微分することによって得られた、dP/dt波形606である。ここで注意すべき重要なことは、このdP/dt波形606のピークが、PA圧18とRV圧12とが等しくなった時点に発生しているということである。
再び図１を参照して説明すると、PA収縮期圧22を得るためには、RV圧センサ出力12をサンプル・アンド・ホールド回路34へ供給している。このサンプル・アンド・ホールド回路34は、図5Aに示したＲ波506が検出されたならばイネーブルされるようにしてある。そして、イネーブルされた後に、比較回路36の出力信号28が、図5Cに示したdP/dt502が負へ移行したことを示した時点で、収縮期圧22をラッチする。ラッチされた収縮期圧の値は、次のＲ波506が検出されるまでの間保持され、次のＲ波506が検出されたならば、再びサンプル・アンド・ホールド回路34がイネーブルされて、値が変更されることになる。
同様に、PA拡張期圧を得るためには、RV圧12をサンプル・アンド・ホールド回路32へ供給しており、このサンプル・アンド・ホールド回路32は、比較回路38の働きにより、Ｒ波506の検出後、図5Dに示したd²P_RV/dt²504がはじめて負になった時点でラッチ動作を行う。またここでは、僅かな遅延をもたらす遅延回路30を一方の圧信号の信号経路中に挿入してあり、これによって２つの信号経路中の電子的遅延の大きさを揃えて、タイミングが同期した状態を保てるようにしている。
本発明の以上の説明から明らかなように、本発明を利用することにより、以上に述べた圧の測定値ばかりでなく、その他の様々な圧の測定値も得られる。例えば、本発明を用いて、右室の収縮期と拡張期との夫々における最大のdP/dt等を求めることも可能である。
更に、心房圧の測定も同様にして行うことができ、それには次のようにする。右房（RA）収縮期圧24は、PA収縮期圧22と同様にして、サンプル・アンド・ホールド回路46にラッチされる。ただし、PA圧の測定と異なるのは、そのラッチが行われる時点が、図5Aに示したＰ波508の検出後の、dP/dt502がはじめてゼロを通過する時点だという点である。RA拡張期圧20を得るためには、図１の好適実施例では、それに対応したRA収縮期圧24の測定時点より手前（例えば100msec手前）の時点のRV圧12をラッチするようにしている。そしてこれを達成するために、RV圧信号12を遅延回路48で遅延させて、その遅延した信号を、Ｐ波508が検出された時点でサンプル・アンド・ホールド回路50にラッチさせるようにしている。
図２の中では、以上に説明した図１の好適実施例10が、圧検出回路10として示されている。これより図２について説明して行く。同図にブロック図の形で示したのは、患者の肺動脈圧及び静脈圧の値を計測して外部通信装置へ送信するための完全植込形圧テレメトリ・システム200である。
尚、ここに開示するのは、肺動脈圧及び静脈圧の計測及びテレメトリのためのテレメトリ・システム200の具体的な構成であるが、ただし本発明は、これ以外の様々な種類のテレメトリ・システムにも有利に利用し得るものであることを理解されたい。
テレメトリ回路202は、図２に模式的に示したように、Ｐ波/R波センサ・リード240、246と、RV圧センサ・リード404、406とを介して、患者の心臓400に電気的に接続されている。それらリード240、246、404、406は、当業界において周知の如く、単極形リードと双極形リードとのいずれにしてもよく、また別法として、それらリードの替わりに、ただ１本の多電極形リードを使用するようにしてもよい。
テレメトリ・システム200は、心臓400との間のインターフェースのための複数のアナログ回路202と、アンテナ230と、心臓400から得られる圧信号を検出するための（不図示であるが、当業界において一般的に使用されている）回路とを含んでいる。
尚、図２に示した電気的な構成要素の各々は、当業界において一般的に行われている如く、適当な植込用のバッテリ電源206から電力の供給を受けている。ただし図を見易くするために、このバッテリ電源とテレメトリ回路202の夫々の構成要素との間の接続は図示省略した。
アンテナ230をテレメトリ回路202に接続してあるのは、高周波送受信ユニット224を介してアップリンク／ダウンリンク・テレメトリを行うためである。このユニット224としては、1985年12月３日付でThompson et al.に対して発行された米国特許第4556063号や、1981年３月24日付でMcDonald et al.に対して発行された米国特許第4257423号に、夫々使用されているテレメトリ・プログラム・ロジックと同様のものを使用することができる。尚、これら２件の米国特許は、この言及をもってそれらの全体が本開示に組込まれたものとする。アンテナ230と、例えば前述の外部通信装置（図２には示していない）等の外部装置との間で行われる、アナログ及び／またはディジタルのデータのテレメトリ通信のために、ここに開示している実施例では、先ず最初に全てのデータをデジタル形式にエンコードし、その後に、それらエンコードしたデータで、減幅波方式の高周波搬送波をパルス位置変調するようにしている。この方式は、発明の名称を「改良したテレメトリ・フォーマット（Improved Telemetry Format）」とした、Wyborny et al.に対して発行された米国特許第5127404号に記載されている方式と実質的に同じものである。尚、同米国特許はこの言及をもってその全体が本開示に組込まれたものとする。
水晶発振回路228は、その典型的な一例を挙げるならば、例えば32,768Hzの水晶発振子で発振制御している発振回路である、この回路はディジタル・コントローラ／タイマ回路216へメイン・タイミング・クロック信号を供給している。V_REF/バイアス回路220は、テレメトリ・システム200内のアナログ回路のための、安定基準電圧とバイアス電流とを発生させている。アナログ・ディジタル・コンバータ（ADC）／マルチプレクサ・ユニット222は、アナログの信号及び電圧をディジタル化して「リアルタイム」のテレメトリ通信信号を発生させると共に、バッテリ寿命終了（end−of−life:EOL）交換に関する機能も担っている。電源投入時リセット（power−on−reset:POR）回路226は、低バッテリ状態が検出された際に、回路並びに関連諸機能をリセットしてデフォールト状態にする手段として機能するものであり、低バッテリ状態は、装置の初期電源投入時に発生する他に、例えば電磁妨害にさらされた場合等にも一時的に発生することがある。
テレメトリ・システム200の様々なタイミング機能は、事象タイマ204とディジタル・コントローラ／タイマ回路216との連携により制御されており、その制御においては、ディジタル・タイマ及びディジタル・カウンタを用いて、テレメトリ・システム200の全体的な事象タイミングを整合させるようにしている。この制御には、テレメトリ回路202の中の周辺構成要素の動作を制御するための様々なタイミング・ウィンドウを設定することも含まれている。
事象タイマ204は、圧検出回路10を介して心臓400から受取る圧事象信号をモニタすると共に、双方向バス208上でディジタル・コントローラ／タイマ回路216との間のハンドシェイキングを行って、所望の圧信号値を計測する動作と、それによって得られた圧信号値を外部通信装置へ送信する動作とを同期させている。
ディジタル・コントローラ／タイマ回路216は圧検出回路10に接続している。更に詳しく説明すると、ディジタル・コントローラ／タイマ回路216は、ライン232を介してPA拡張期信号18を受取り、ライン234を介してPA収縮期信号22を受取り、ライン238を介してRA拡張期信号20を受取り、そしてライン236を介してRA収縮期信号24を受取っている。リード240と246とには、心臓400からECG信号を受取るためのＰ波センス増幅回路とＲ波センス増幅回路（不図示）とが接続されている。それらセンス増幅回路には、例えば、1983年４月12日付でSteinにたいして発行された米国特許第4379459号に開示されているセンス増幅回路と同様のものを使用することができる。尚、同米国特許はこの言及をもってその全体が本開示に組込まれたものとする。
センス増幅回路は感度制御部（これも図示していない）を備えており、この感度制御部は、ペーシングの分野の当業者には容易に理解されるように、プログラムされている複数の感度設定に従ってセンス増幅回路のゲインを調節するものである。
以上に圧検出回路10の特定の実施例を詳述したが、これはあくまでも具体例を提示することを目的としたものである。発明者の確信するところによれば、本発明にとっては、この種の回路におけるこの特定の実施例は本質的なものではく、要は、PA及びRAの収縮期圧及び拡張期圧を一時的に格納して、ディジタル・コントローラ／タイマ回路216へPA及びRAの収縮期圧及び拡張期圧を表す信号を供給する手段を提供するものでありさえすればよい。更に、当業者であれば、本発明を実施する際にはそのような回路の様々な周知の構成のうちから適当なものを選択し得ることも当然である。
以上に本発明を特定の実施例及び具体例に即して説明してきたが、当業者には容易に理解されるように、本発明は必ずしもそれら実施例及び具体例に限定されるものではない。従って、これも容易に理解されるように、請求の範囲に記載した本発明の範囲から逸脱することなく、その他の多くの実施例、具体例、及び使用例が可能であり、また、ここに開示した教示に変更を加えて実施することも、その教示から離れて実施することも可能である。

Claims (3)

1. 単一の絶対圧センサから得られる右室圧の計測値に基づいて患者の血行関連状態を測定するための圧モニタ・システムにおいて、
   前記患者の右室内に植込可能な、振幅が前記右室圧に応じて変化する出力信号を送出する絶対圧センサと、
   第１保持手段及ぴ第２保持手段と、
   Ｒ波を検出し、Ｒ波の検出時に前記第１保持手段及び前記第２保持手段をイネーブルして出力信号振幅を格納可能にする手段と、
   前記出力信号の１階微分値を導出する微分手段と、
   Ｒ波の検出後に前記１階微分値がはじめてゼロ以下になることに応答して前記第１保持手段に前記出力信号の第１振幅を格納させ、それによって、格納される該第１出力信号振幅が前記患者の肺動脈収縮期圧に等しくなるようにする格納手段と、
   前記出力信号の２階微分値を導出する微分手段と、
   Ｒ波の検出後に前記２階微分値がはじめてゼロ以下になることに応答して前記第２保持手段に前記出力信号の第２振幅を格納させ、それによって、格納される該第２出力信号振幅が前記患者の肺動脈拡張期圧に等しくなるようにする格納手段と、
   を備えたことを特徴とする圧モニタ・システム。
2. 第３保持手段及び第４保持手段と、
   Ｐ波を検出し、Ｐ波の検出時に前記第３保持手段及び前記第４保持手段をイネーブルして信号振幅を格納可能にする手段と、
   前記Ｐ波の検出後に前記１階微分値がはじめてゼロ以下になることに応答して前記第３保持手段に第３出力信号振幅値を格納させ、それによって、格納される該第３出力信号振幅が前記患者の右房収縮期圧に等しくなるようにする格納手段と、
   前記出力信号を遅延させて、遅延出力信号を発生する遅延手段と、
   Ｐ波の検出に応答して前記第４保持手段に遅延出力信号振幅値を格納させ、それによって、格納される該遅延出力信号振幅が前記患者の右房拡張期圧に等しくなるようにする格納手段と、
   を更に備えたことを特徴とする請求項１記載の圧モニタ・システム。
3. 単一の絶対圧センサから得られる右室圧の計測値に基づいて患者の血行関連状態を測定するための圧モニタ・システムにおいて、
   前記患者の右室内に植込可能な、振幅が前記右心室内の 右室圧に応じて変化する出力信号を送出する絶対圧セン サと、
   第１保持手段及び第２保持手段と、
   Ｐ波を検出し、Ｐ波の検出時に前記第１保持手段及ぴ前記第２保持手段をイネーブルして信号振幅を格納可能にする手段と、
   前記出力信号の１階微分値を導出する微分手段と、
   前記Ｐ波の検出後に前記１階微分値がはじめてゼロ以下になることに応答して前記第１保持手段に出力信号振幅値を格納させ、それによって、格納される該出力信号振幅が前記患者の右房収縮期圧に等しくなるようにする格納手段と、
   前記出力信号を遅延させて、遅延出力信号を発生する遅延手段と、
   Ｐ波の検出に応答して前記第２保持手段に遅延出力信号振幅値を格納させ、それによって、格納される該遅延出力信号振幅が前記患者の右房拡張期圧に等しくなるようにする格納手段と、
   を備えたことを特徴とする圧モニタ・システム。

Images