JP5464924B2

JP5464924B2 - 心臓治療装置

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Publication number: JP5464924B2
Application number: JP2009152067A
Authority: JP
Inventors: 和人根本
Original assignee: Olympus Corp
Current assignee: Olympus Corp
Priority date: 2009-06-26
Filing date: 2009-06-26
Publication date: 2014-04-09
Anticipated expiration: 2029-06-26
Also published as: JP2011005008A

Description

本発明は、心臓治療装置に関するものである。

従来、心臓の細動時または頻脈時に迷走神経を電気的に刺激することにより除細動する心臓治療装置が知られている（例えば、特許文献１〜特許文献３参照。）。

特開平８−３８６２５号公報特開２００４−１７３７９０号公報特開２００９−２８３９７号公報

しかしながら、特許文献１で迷走神経刺激に用いられている、パルス幅が０．１〜数ｍｓｅｃの電気パルスでは、迷走神経に副作用を与える恐れがあり、さらにエネルギの低い電気パルスの使用が望まれる。また、特許文献１および２では、迷走神経へ供給された電気パルスが心拍検出回路へ回り込み、迷走神経の刺激中に心拍を正確に検出できなくなるという問題がある。この問題を解決するために、特許文献３では、迷走神経へ電気パルスを出力する迷走神経刺激ユニットと心拍検出ユニットとを電気的に絶縁することにより、電気パルスの心拍検出ユニットへの回り込みを防止している。しかしながら、互いに絶縁された領域にそれぞれ電力の供給源が設けられており、心臓治療装置の寸法および消費電力が大きくなるという不都合ある。

本発明は、上述した事情に鑑みてなされたものであって、刺激による迷走神経への副作用を防ぎ、また、心拍を正確に検出しながら小型化および消費電力の低減を図ることができる心臓治療装置を提供することを目的としている。

上記目的を達成するために、本発明は以下の手段を提供する。
本発明は、心臓に配置された電極により心拍を検出する心拍検出部と、１次巻線側に前記心拍検出部が配置され、２次巻線が迷走神経に接続された複数のパルストランスと、前記心拍検出部によって検出された心拍に基づいて、前記パルストランスのＥＴ積を超えないパルス幅を有する電気パルスを連続して発生させて前記パルストランスの１次巻線に供給するパルス発生部と、前記各パルストランスと前記迷走神経との間に配置され、前記迷走神経から前記各パルストランスへ向かう電流を制限する整流回路と、連続する前記電気パルスが異なるパルストランスに供給されるように、前記パルス発生部により前記電気パルスが供給されるパルストランスを選択するトランス選択手段とを備える心臓治療装置を提供する。

本発明によれば、心拍数が上昇して心拍検出部によって検出される心拍の時間間隔が短くなると、パルス発生部からパルストランスを介して迷走神経へ電気パルスが供給されて迷走神経が刺激されることにより、心拍数を低下させて安定させることができる。
この場合に、パルストランスのＥＴ積により制限される、十分に短いパルス幅の電気パルスが迷走神経に供給されるので、刺激による迷走神経への副作用を防ぐことができる。

また、パルストランスによって心拍検出部と迷走神経とが電気的に絶縁されているので、迷走神経に供給された電気パルスの心拍検出部への回り込みが防止され、迷走神経の刺激中であっても正確に心拍を検出することができる。また、パルストランスの１次巻線側から２次巻線側へ電力を供給することにより、電力の供給源をパルストランスの１次巻線側にのみ設ければよい。これにより、心臓治療装置の小型化および消費電力の低減を図ることができる。

上記発明においては、前記パルストランスの１次巻線側に配置され、前記パルス発生部に電力を供給する電力供給部を備え、前記パルストランスは、前記１次巻線に対する前記２次巻線の巻線比が、前記電力供給部により供給される電力の電圧に対する前記電気パルスの電圧の比より大きいこととしてもよい。

このようにすることで、パルス発生部から出力された電気パルスは、パルストランスによって電力供給部の電圧から昇圧されて迷走神経に供給される。これにより、昇圧回路等の電気パルスの電圧を昇圧させる構成を不要にして、心臓治療装置の小型化および消費電力の低減をさらに図ることができる。

また、上記発明においては、前記パルストランスが、複数備えられ、前記パルス発生部が、前記電気パルスを連続して発生させ、前記各パルストランスと前記迷走神経との間に配置され、前記迷走神経から前記各パルストランスへ向かう電流を制限する整流回路と、連続する前記電気パルスが異なるパルストランスに供給されるように、前記パルス発生部から前記電気パルスが供給されるパルストランスを選択するトランス選択手段とを備えている。

このようにすることで、個々の電気パルスのパルス幅が短く迷走神経の刺激に不十分であっても、複数のパルストランスから迷走神経へ電気パルスを連続して供給することにより、迷走神経に供給される電気パルス全体として十分に長いパルス幅を得ることができる。また、整流回路によって、意図しないパルストランスが負荷となることを防ぐことができる。また、一のパルストランスから迷走神経へ供給された電気パルスが、迷走神経を介して他のパルストランスに流れ込むことを防いで、電気パルスの心拍検出回路への回り込みをより確実に防止することができる。

また、上記発明においては、前記パルス発生部が、電圧の異なる電気パルスを発生させることとしてもよい。
このようにすることで、電圧の異なる電気パルスを組み合わせて、迷走神経に供給される電気パルスの全体の形状を、迷走神経の刺激により適した形状に形成することにより、治療効果を向上することができる。

本発明によれば、刺激による迷走神経への副作用を防ぎ、また、心拍を正確に検出しながら小型化および消費電力の低減を図ることができるという効果を奏する。

本発明の一実施形態に係る心臓治療装置の全体構成図である。図１の（ａ）ａ点および（ｂ）ｂ点における刺激パルスを示す図である。図１の心臓治療装置の動作を説明するフローチャートである。図１の心臓治療装置の変形例を示す図である。図３の（ａ）ａ点、（ｂ）ｂ点および（ｃ）ｃ点における刺激パルスを示す図である。図３の心臓治療装置の迷走神経刺激部の動作を説明するフローチャートである。図３の（ａ）ａ点、（ｂ）ｂ点および（ｃ）ｃ点における刺激パルスの変形例を示す図である。

本発明の一実施形態に係る心臓治療装置１について、図１〜図７を参照して以下に説明する。
本実施形態に係る心臓治療装置１は、図１に示されるように、心拍を検出する心拍検出回路（心拍検出部）２と、心臓Ａに除細動パルスおよびペーシングパルスをそれぞれ供給する除細動パルス発生部３およびペーシングパルス発生部４と、迷走神経Ｂに接続されたパルストランス５を備える迷走神経刺激部６と、除細動パルス発生部３、ペーシングパルス発生部４および迷走神経刺激部６を制御する制御部７とを備えている。
心拍検出回路２は、心臓Ａに配置された電極の電位変化から得られる心電信号の波形に基づいて、心拍を検出する。

除細動パルス発生部３およびペーシングパルス発生部４は、従来の心臓治療装置の構成と同様に、充電されたコンデンサ（図示略）から心臓Ａへ電荷を瞬時に放出することにより、除細動パルスまたはペーシングパルスを発生させるようになっている。除細動パルス発生部３は、心臓Ａに細動が生じたときに、心臓Ａに接続された除細動用電極（図示略）を介して、除細動のための比較的エネルギの大きい除細動パルスを心臓Ａに供給する。ペーシングパルス発生部４は、心臓Ａに徐脈が生じたときに、除細動パルスよりエネルギが小さく、正常時における心拍数より時間間隔の短い連続したペーシングパルスを、心拍検出回路２と共通の電極を介して心臓Ａに供給する。

迷走神経刺激部６は、制御部７からディジタル信号が入力されるＤＡ変換器（パルス発生部）８と、１次巻線５ａがＤＡ変換器８に接続され、２次巻線５ｂが迷走神経Ｂに接続されたパルストランス５とを備えている。ディジタル信号が制御部７からＤＡ変換器８に入力されると、ＤＡ変換器８によって方形波のアナログ信号、すなわち、刺激パルス（電気パルス）に変換されてパルストランス５の１次巻線５ａに入力される。これにより、パルストランス５の２次巻線５ｂに接続された迷走神経Ｂに刺激パルスを供給して迷走神経Ｂを刺激することができる。このときに、ＤＡ変換器８は、心臓治療装置１が備える電池９の電圧と略同一の大きさの電圧の刺激パルスを出力する。

パルストランス５は、一般に、そのＥＴ積が大きいものほど寸法が大きくなり、生体内に埋め込むのに適した外径寸法のものが選択される。また、パルストランス５は、迷走神経Ｂに供給すべき刺激パルスの電圧に応じて、その１次巻線５ａと２次巻線５ｂとの巻線比が適したものが選択される。

例えば、一般に埋め込み型の心臓治療装置に用いられている電圧が３Ｖの電池９と、ＥＴ積が３Ｖ・μｓのパルストランス５を用いるとする。この場合、パルストランス５の１次巻線５ａに供給される刺激パルスの電圧を３Ｖとすれば、そのときのパルス幅の上限は、約１μｓとなる。また、パルストランス５は、１次巻線５ａと２次巻線５ｂとの巻線比が１：３のものを用いるとする。これにより、図１のｂ点における刺激パルスの電圧は、図２（ａ），（ｂ）に実線で示されるように、図１のａ点における刺激パルスの電圧の３倍、すなわち、９Ｖに昇圧されるようになっている。

制御部７は、心拍検出回路２によって逐次検出される心拍の時間間隔Ｔを監視する。そして、制御部７は、心拍の時間間隔Ｔが、第１の所定の下限Ｔ１より小さい場合に頻脈を、第１の所定の下限よりさらに小さい第２の所定の下限Ｔ２より小さい場合に細動を、また、所定の上限Ｔ３より大きい場合に徐脈を判定する。制御部７は、上記の異常を判定すると、その判定に基づいて、除細動パルス発生部３またはペーシングパルス発生部４により除細動パルスまたはペーシングパルスを出力させ、あるいは、ＤＡ変換器８にディジタル信号を出力する。

このように構成された心臓治療装置１の動作および作用について、図３を参照して以下に説明する。
本実施形態に係る心臓治療装置１は、心拍の検出を開始すると（ステップＳ１）、心拍の時間間隔Ｔを常時監視する（ステップＳ２）。心臓Ａが細動を起こして心拍の時間間隔Ｔが第２の所定の下限Ｔ２を下回ると（ステップＳ３）、心臓Ａに除細動パルスが供給されて（ステップＳ４）除細動が行われる。

また、心臓Ａが頻脈を起こして心拍の時間間隔Ｔが第１の所定の下限Ｔ１を下回ると（ステップＳ５）、迷走神経Ｂに刺激パルスが出力されて（ステップＳ６）心拍数が正常範囲まで低下させられる。また、心臓Ａが徐脈を起こして心拍の時間間隔Ｔが所定の上限Ｔ３を超えると（ステップＳ７）、心臓Ａにペーシングパルスが出力されて（ステップＳ８）心拍が正常範囲まで上昇させられる。

この場合に、本実施形態によれば、心拍検出回路２と迷走神経Ｂとが、パルストランス５の異なる巻線５ａ，５ｂ側に配置されて互いに電気的に絶縁されつつ、パルストランス５の１次巻線５ａ側で生成された刺激パルスが迷走神経Ｂまで伝達される。これにより、刺激パルスの心拍検出回路２への回り込みが防止され、迷走神経Ｂを刺激している最中であっても、心拍を正確に検出することができるという利点がある。また、電力の供給源が１つで済むので、心臓治療装置１の消費電力の削減と小型化を図ることができるという利点がある。

また、パルストランス５の１次巻線５ａ側で生成された刺激パルスは、電池９の電圧から迷走神経Ｂの刺激に適した電圧までパルストランス５によって昇圧されるので、ＤＡ変換器８により生成された刺激パルスを昇圧するための昇圧回路等の構成が不要になる。これにより、心臓治療装置１の低消費電力化および小型化をさらに図ることができるという利点がある。また、従来迷走神経Ｂの刺激に用いられる電気パルスのパルス幅に比べて、パルス幅が十分に短い刺激パルスを用いることにより、迷走神経Ｂへの副作用を防ぐことができるという利点がある。

上記実施形態においては、刺激パルスをバースト状に迷走神経Ｂに供給することとしてもよい。
例えば、図２（ａ），（ｂ）の鎖線で示されるように、個々の刺激パルスのパルス幅と同程度の時間間隔を空けて刺激パルスを複数回出力する。これにより、迷走神経Ｂをより強く刺激して頻脈をより効果的に停止させることができる。

また、上記実施形態においては、１つのパルストランス５を用いて刺激パルスを迷走神経Ｂへ供給することとしたが、これに代えて、複数のパルストランス５を用いて刺激パルスを連続的に迷走神経Ｂへ供給することとしてもよい。
小型のパルストランス５を用いる場合、そのＥＴ積が比較的低くなるため、１つのパルストランス５に一度に供給できる刺激パルスのパルス幅は比較的短く制限される。したがって、上記に例示したように、従来の心臓治療装置の構成に基づいた設計によれば、本実施形態の心臓治療装置１において実際に用いられるパルス幅は１μｓ程度になる。

例えば、図４に示されるように、２つのＤＡ変換器８およびパルストランス５を用いた場合、制御部（トランス選択手段）７から連続して出力されるディジタル信号を各ＤＡ変換器８に交互に入力する。これにより、図５（ａ），（ｂ）に示されるように、図４のａ点およびｂ点において刺激パルスが交互に生成される。これらの刺激パルスは、図５（ｃ）に示されるように、図３のｃ点において、パルス幅が拡張された１つの刺激パルスとして見なすことができる。すなわち、パルス幅が拡張されてエネルギが増大された刺激パルスが迷走神経Ｂに供給される。

なお、この場合、意図しないパルストランス５が、ＤＡ変換器８から出力された刺激パルスの負荷となることを防ぐため、各パルストランス５の後段にダイオード等の整流回路１０が設けられる。また、これにより、一方のパルストランス５から迷走神経Ｂに供給された刺激パルスが、迷走神経Ｂを介して他方のパルストラス５へ逆方向に流れ込むことが防止される。

このように構成された迷走神経刺激部６の動作を、図６を参照して以下に説明する。なお、パルス幅Ｘは、個々の刺激パルスのパルス幅を示し、パルス幅Ｙは、迷走神経Ｂに供給すべき複数の刺激パルス全体のパルス幅を示している。
迷走神経刺激部６は、制御部７により頻脈が判定されると、制御部７により決定された刺激パルスの仕様（ステップＳ１１）に合わせて、ＤＡ変換器８の出力電圧を設定し（ステップＳ１２）、また、該出力電圧とパルストランス５のＥＴ積とにより制限される刺激パルスのパルス幅Ｘを決定する（ステップＳ１３）。そして、迷走神経Ｂに供給された刺激パルスのパルス幅の総和に対する変数Ｚをパルス幅Ｙに設定し（ステップＳ１４）、一方のＤＡ変換器８を選択する（ステップＳ１５）。

変数Ｚが、パルス幅Ｘより大きければ（ステップＳ１６）、パルス幅Ｘの刺激パルスを出力して（ステップＳ１７）、出力したパルス幅Ｘを変数Ｚから減算し（ステップＳ１８）、また、ＤＡ変換器８を他方に切り替えながら（ステップＳＳ１９）パルス幅Ｘの刺激パルスの出力を繰り返す。そして、変数Ｚが、パルス幅Ｘより小さくなったら（ステップＳ１６）、パルス幅Ｚの刺激パルスを出力する（ステップＳ２０）。これにより、全体としてパルス幅Ｙの刺激パルスが迷走神経Ｂに供給される。

このようにして、所定の時間周期で（ステップＳ２１）、カウンタをインクリメントしながら（ステップＳ２２）、パルス幅Ｙの刺激パルスの迷走神経Ｂへの供給を所定の回数繰り返す（ステップＳ２３）。設定された持続時間にわたる刺激が完了したら、一定期間、例えば、６０秒から持続時間を減算した時間、制御部７が心拍を監視することにより（ステップＳ２４）、頻脈が停止したか否かが判定される。

このようにすることで、パルストランス５から出力される個々の刺激パルスのエネルギでは迷走神経Ｂの刺激に不十分であっても、刺激パルスのエネルギを適切に増大させることができる。
なお、この場合に、１つのＤＡ変換器８から、スイッチ等により経路を交互に切り替えながら、各パルストランス５に刺激パルスを供給することとしてもよい。このようにすることで、心臓治療装置１の構成をより簡易にしてさらに小型化を図ることができる。

また、複数のパルストランス５を用いる場合、各パルストランス５に入力される各刺激パルスの電圧を変化させることとしてもよい。
例えば、図７（ａ），（ｂ）に示されるように、電圧を上昇および下降させながら刺激パルスを各パルストランス５に交互に入力すると、図７（ｃ）に示されるように、刺激パルスが、全体として近似的に三角波に形成される。このようにすることで、迷走神経Ｂに供給される刺激パルスが、方形波だけではなく様々な形状に形成され、治療により適した形状の刺激パルスを用いることにより、心臓治療装置１による治療効果の向上を図ることができる。

１心臓治療装置
２心拍検出回路（心拍検出部）
３除細動パルス発生部
４ペーシングパルス発生部
５パルストランス
５ａ１次巻線
５ｂ２次巻線
６迷走神経刺激部
７制御部（トランス選択手段）
８ＤＡ変換器（パルス発生部）
９電池（電力供給部）
１０整流回路
Ａ心臓
Ｂ迷走神経

Claims

心臓に配置された電極により心拍を検出する心拍検出部と、
１次巻線側に前記心拍検出部が配置され、２次巻線が迷走神経に接続された複数のパルストランスと、
前記心拍検出部によって検出された心拍に基づいて、前記パルストランスのＥＴ積を超えないパルス幅を有する電気パルスを連続して発生させて前記パルストランスの１次巻線に供給するパルス発生部と、
前記各パルストランスと前記迷走神経との間に配置され、前記迷走神経から前記各パルストランスへ向かう電流を制限する整流回路と、
連続する前記電気パルスが異なるパルストランスに供給されるように、前記パルス発生部により前記電気パルスが供給されるパルストランスを選択するトランス選択手段とを備える心臓治療装置。
前記パルストランスの１次巻線側に配置され、前記パルス発生部に電力を供給する電力供給部を備え、
前記パルストランスは、前記１次巻線に対する前記２次巻線の巻線比が、前記電力供給部により供給される電力の電圧に対する前記電気パルスの電圧の比より大きい請求項１に記載の心臓治療装置。
前記パルス発生部が、電圧の異なる電気パルスを発生させる請求項１に記載の心臓治療装置。