JP6140403B2 - 心臓刺激検査システム及び心臓刺激検査システムの作動方法 - Google Patents

Description

本発明は、心臓刺激検査システム及び心臓刺激検査システムの作動方法に関する。

従来、心臓の刺激伝導系が正常であるか否かを検査するために、生体に装着された電極カテーテルに電気刺激パルスを出力し、そのときに得られる生体反応を電極カテーテルを介して得ることにより、心電波形（心内心電図）を得る心臓刺激検査システムがある。この種の心臓刺激検査システムは、例えば特許文献１〜３で開示されている。

簡単に説明すると、心臓刺激検査システムは、電極カテーテルに電気刺激パルスを出力する心臓電気刺激装置と、電極カテーテルの電圧に基づいて心電波形を測定する心臓カテーテル検査装置と、を有する。心臓電気刺激装置は、電極カテーテルを介して電気刺激パルスを与えることにより、意図的に不整脈を誘発させたり、不整脈を停止させる。心臓カテーテル検査装置は、心臓電気刺激装置によって刺激が与えられた直後に現れる生体からの反応電圧を電極カテーテルを介して取得することで、心電波形を測定する。

ここで、特許文献１及び特許文献２に開示されているように、心臓電気刺激装置によって生体に電気刺激パルスを与えると、分極による後電位が生じる。後電位は、電気刺激パルスを与えた直後には大きな値となるが、ディスチャージ（放電）により徐々に小さくなる。後電位が心電波形と比較して非常に大きい状態では、心電波形が後電位によってマスクされてしまうので、実際に心電波形が取得できるのは後電位が十分に小さい値に減衰して、後電位によるマスクの影響が小さくなってからである。

米国特許第４，４９８，４７８号明細書 特表２００２−５１６７３２号公報 特開平６−１５４１８２号公報

ところで、後電位の大きさは、電気刺激パルスの振幅とパルス幅とによって決まる。つまり、振幅が大きくなるほど、またパルス幅が大きくなるほど、後電位が大きくなる。後電位が大きくなると、当然、心電波形を取得できるようになるまでの時間も長くなる。

現状では、電気刺激パルスは、電圧が数ボルト〜数十ボルトであり、パルス幅が１０［ｍｓｅｃ］程度である。因みに、測定したい心電波形の電圧は、数ミリボルトの大きさである。

また、現状では、例えば、電気刺激パルスが振幅５Ｖ、パルス幅１［ｍｓｅｃ］の刺激条件の下で、心電波形の基線レベルが５０［ｍｓｅｃ］以内の時間で、±１［ｍＶ］以内の精度に収まることが、心臓刺激検査システムの性能として求められており、実際に実現されている。

ところで、検査しようとする心臓の部位によっては、電気刺激に対する反応が鈍い部位もあるので、そのような部位を検査するためには、電気刺激パルスの振幅及びパルス幅を大きくすることが有効である。例えば、振幅３０Ｖ、パルス幅１０［ｍｓｅｃ］といった大きなエネルギーの電気刺激パルスを用いることもあり得る。

このような大きなエネルギーの電気刺激を与えると、当然、後電位も大きくなるので、後電位が心電波形の取得できる程度に減衰するまでの時間も長くなる。一方で、通常、ある電気刺激パルスを与えてから次の電気刺激パルスを与えるまでの時間（つまり電気刺激パルスの間隔）は、例えば１００［ｍｓｅｃ］に決められている。そのため、この１００［ｍｓｅｃ］以内に心電波形を測定しなければならないが、後電位が大きいと、その時間内に心電波形を測定できないおそれがある。

また、ハイパスフィルタにより後電位を除去して心電波形を抽出する方法も考えられるが、この場合でも後電位の方が心電波形よりも非常に大きいレベルとなっている場合には、精度の良いフィルタリング結果を得るには長い時間を要する。

本発明は、大きな値の後電位が発生する場合でも、短時間で精度の良い心電波形を得ることができる心臓刺激検査システム及び心臓刺激検査システムの作動方法を提供することを目的とする。

本発明の心臓刺激検査システムの一つの態様は、
電極カテーテルを介して生体に電気刺激パルスを与え、その後に現れる前記生体からの反応電圧を前記電極カテーテルを介して取得することで、心電波形を測定する心臓刺激検査システムであって、
電気刺激パルスを生成し、この電気刺激パルスを生体に装着される前記電極カテーテルに出力する、電気刺激パルス生成部と、
前記電極カテーテルに電気刺激パルスが出力された後に前記電極カテーテルに現れる電圧を検出する電圧検出部と、
前記電極カテーテルの電圧と前記電極カテーテルの電流とに基づいて、前記電極カテーテルが装着される生体のインピーダンスを算出する生体インピーダンス算出部と、
前記生体インピーダンス算出部によって算出された生体インピーダンスを用いて求めた時定数及び第１の時点の検出電圧をパラメータとして有する減衰曲線を定義し、この減衰曲線を用いて、前記第１の時点よりも後の第２の時点の後電位を推定する後電位推定部と、
前記電圧検出部によって検出された前記第２の時点の検出電圧と、前記後電位推定部によって推定された前記第２の時点の後電位と、の差分に基づいて、心電波形を得る心電波形算出部と、
を具備する。

本発明の心臓刺激検査システムの作動方法の一つの態様は、
電極カテーテルを介して生体に電気刺激パルスが与えられたときに、その後に現れる前記生体からの反応電圧を電極カテーテルを介して入力することで、心電波形を測定する心臓刺激検査システムの作動方法であって、
前記電極カテーテルに電気刺激パルスが出力された後に前記電極カテーテルに現れる電圧を検出し、前記電極カテーテルの電圧と前記電極カテーテルの電流とに基づいて、前記電気刺激パルスが与えられた生体のインピーダンスを算出するステップと、
算出された生体インピーダンスを用いて求めた時定数及び第１の時点の検出電圧をパラメータとして有する減衰曲線を用いて、前記第１の時点よりも後の第２の時点の後電位を推定するステップと、
前記第２の時点の前記電極カテーテルの検出電圧と、推定された前記第２の時点の後電位と、の差分に基づいて、心電波形を得るステップと、
を含む。

本発明によれば、大きな値の後電位が発生する場合でも、後電位の値が十分に小さくなるまで待たずに、短時間で精度の良い心電波形を得ることができるようになる。

心臓刺激検査システムの原理構成を説明するための等価回路であり、図１Ａは刺激時の状態を示す図、図１Ｂはディスチャージ時の状態を示す図 心臓刺激検査システムにより得られる測定電圧Ｖの様子を示す図 心臓刺激検査システムの全体構成を示す図 心臓刺激検査システムの基本構成を示すブロック図

以下、本発明の実施の形態について、図面を参照して詳細に説明する。

（１）原理
先ず、実施の形態の構成を説明する前に、本発明の原理について説明する。

図１Ａ及び図１Ｂは、心臓刺激検査システムの原理構成を説明するための等価回路である。図１Ａは刺激時の状態を示し、図１Ｂはディスチャージ時の状態を示す。

図１の等価回路は、生体に装着される電極カテーテル（電極リード）Ｔ１、Ｔ２を境に、回路側と生体側に分けられる。回路側とは心臓刺激検査システム１０であり、生体側とは生体モデル２０である。

心臓刺激検査システム１０は、電気刺激パルス生成部１１と、電荷蓄積コンデンサーＣａと、内部抵抗Ｒａと、スイッチ１２、１３と、を用いて表すことができる。生体モデル２０は、抵抗Ｒｓと、コンデンサーＣｓと、を用いて表すことができる。

図１Ａに示した刺激時には、スイッチ１２が端子ａ側に接続されると共にスイッチ１３がＯＦＦされることにより、電気刺激パルス生成部１１で生成された刺激パルスが電荷蓄積コンデンサーＣａによって蓄積された後に、生体モデル２０へと供給される。

一方、図１Ｂに示したディスチャージ時には、スイッチ１２が端子ｂ側に接続されると共にスイッチ１３がＯＮされることにより、生体モデル２０のコンデンサーＣｓに蓄積された電荷がディスチャージされる。そして、このディスチャージ時に、電極リードＴ１、Ｔ２間の電圧Ｖを測定することにより、心電波形が測定される。

図２は、心臓刺激検査システム１０により得られる測定電圧Ｖの様子を示すものである。時点ｔ１から時点ｔ２の期間は心臓刺激検査システム１０が図１Ａの状態とされている期間であり、時点ｔ３から時点ｔ４の期間は心臓刺激検査システム１０が図１Ｂの状態とされている期間であり、時点ｔ４から時点ｔ５の期間は心臓刺激検査システム１０が図１Ａの状態とされている期間である。心臓刺激検査システム１０は、このように刺激とディスチャージとを繰り返しながら、ディスチャージ期間における電極リードＴ１、Ｔ２間の電圧Ｖを測定する。

ディスチャージ期間の電圧は、時間の経過に従って減衰していく。ここで、ディスチャージ期間の電圧には、電気刺激による分極が原因となって生じる後電位（afterpotential）と、電気刺激による心臓の誘発反応である心電波形と、が含まれる。このうち、心電波形が測定したい波形である。刺激時の直後では後電位の値が心電波形と比較して非常に大きいので、後電位が心電波形をマスクしてしまう。そこで、従来は、後電位の値が十分に小さくなってから心電波形を測定するようになっている。実際には、測定系のダイナミックレンジを数ミリボルトのオーダーに設定し、数ミリボルトのオーダーで現れる心電波形（心臓からの応答波形）を、後電位の値が十分に小さくなってから測定するようになっている。

これに対して、本発明では、ディスチャージ時の後電位の減衰曲線を計算により推定し、その減衰曲線推定値と、実際の測定値との差分値を計算することにより、後電位が除去された心電波形を得る。これにより、後電位の値が十分に小さくなるまで待たなくても、心電波形を得ることができるようになる。

減衰曲線推定値Ｓ（ｔ）は、次式により推定できる。

ここで、式（１）におけるＡは、図２に示したように後電位の開始電圧、または後電位の最大電圧（ここで最大電圧とは電圧の絶対値が最大という意味である）を示す。なお、Ａの値は、後電位の開始電圧である必要はない。但し、Ａの値を後電位の開始電圧とすれば、心電波形を最も短時間で得ることができるようになる。

τは減衰曲線Ｓ（ｔ）の時定数であり、この時定数τは生体インピーダンスとディスチャージ回路のインピーダンス（図１におけるＣａ、Ｒａ）との合計インピーダンスによって決まるものである。生体インピーダンスＺは、電極カテーテルＴ１、Ｔ２間の電圧Ｖと電流Ｉとから求めることができる。つまり、Ｚ＝Ｖ／Ｉにより求める。次に、この生体インピーダンスにディスチャージ回路のインピーダンスを加えることで、時定数τを求めることができる。このように、ある時点ｔ３の測定電圧Ａと、生体インピーダンスＺとから、時点ｔ３から時間ｔが経過したときの減衰曲線推定値Ｓ（ｔ）を求めることができる。この減衰曲線推定値Ｓ（ｔ）は、心電波形に対して後電位の割合が非常に大きい時点での測定電圧Ａを基に算出されるので、後電位の推定値であると近似できる。ここで、生体インピーダンスＺは、電極カテーテルの装着位置の変動などに応じて変動するので、刺激を与える度に求めることが望ましい。

そして、時点ｔ３から時間ｔが経過したときの実際の測定値Ｖ（ｔ）から後電位推定値Ｓ（ｔ）を引くことにより、測定値Ｖ（ｔ）に含まれる後電位成分を取り除くことができ、心電波形を得ることができる。この結果、後電位が十分に減衰するまで待つことなく、後電位が現れた直後でも、心電波形を得ることができるようになる。

（２）構成
図３は、心臓刺激検査システムの全体構成を示す。心臓刺激検査システム１００は、心臓電気刺激装置１０２と、心臓カテーテル検査装置１０３と、を有する。心臓電気刺激装置１０２は、電気刺激パルスを生成し、この電気刺激パルスを生体に装着される電極カテーテル１０１（１０１−１〜１０１−ｎ）に出力する。心臓カテーテル検査装置１０３は、電極カテーテル１０１（１０１−１〜１０１−ｎ）の電圧に基づいて心電波形を測定する。また、心臓電気刺激装置１０２と心臓カテーテル検査装置１０３は、ケーブルによって接続されており、互いの情報を送受信できるようになっている。

図４は、心臓刺激検査システム１００の基本構成を示すブロック図である。なお、図４は、本実施の形態において特徴的な要素のみを示した図である。図４の機能ブロックのうち、電気刺激パルス生成部１１０は心臓電気刺激装置１０２に設けられ、心電波形算出部１６０は心臓カテーテル検査装置１０３に設けられる。電圧検出部１２０、電流検出部１３０、生体インピーダンス算出部１４０及び後電位推定部１５０は、心臓電気刺激装置１０２側に設けてもよいし、心臓カテーテル検査装置１０３側に設けてもよい。いずれの側に設けた場合でも、その結果の情報を装置間で送受信すればよい。

電気刺激パルス生成部１１０は、電気刺激パルスを生成し、この電気刺激パルスを生体に装着される電極カテーテル１０１に出力する。なお、電気刺激パルス生成部１１０は、図１の符号１１で示した部分に相当する。

電圧検出部１２０は、電極カテーテル１０１に電気刺激パルスが出力された後に電極カテーテル１０１に現れる電圧を検出する。電圧検出部１２０は、例えば図１の電極カテーテルＴ１とＴ２の間の電圧を検出する。ここで、電圧検出部１２０は、発生することが想定される後電位の最大値を検出できるダイナミックレンジをもった構成とされている。つまり、一般的な心臓刺激検査システムに設けられる電圧検出部は、数ミリボルトのレベルである心電波形を検出することを目的として、数ミリボルトのダイナミックレンジをもつ構成とされているのに対して、本実施の形態の電圧検出部１２０は、後電位の最大値をも検出できるように広いダイナミックレンジをもつ構成とされている。実際上、電圧検出部１２０は、数ボルトのダイナミックレンジをもつように構成されている。電圧検出部１２０は、検出した電圧値をディジタル変換して出力する。

電流検出部１３０は、電極カテーテル１０１を流れる電流を検出する。電流検出部１３０は、例えば図１の電極カテーテルＴ２に一端が接地された電流検出用の抵抗を接続することで実現できる。電流検出部１３０は、検出した電流値をディジタル変換して出力する。

生体インピーダンス算出部１４０は、電極カテーテル１０１の電圧と電極カテーテル１０１の電流とに基づいて、電極カテーテル１０１が装着される生体のインピーダンスを算出する。つまり、図１で示した生体モデル２０のインピーダンスを算出する。

後電位推定部１５０は、生体インピーダンス算出部１４０によって算出された生体インピーダンスＺと、ディスチャージ回路のインピーダンスとの合計インピーダンスから時定数τを算出する。そして、後電位推定部１５０は、時定数τと、電圧検出部１２０によって検出された第１の時点ｔ１１の検出電圧Ｖ（ｔ１１）と、を用いて、第１の時点ｔ１１よりも後の第２の時点ｔ１２の後電位を推定する。換言すれば、後電位推定部１５０は、生体インピーダンス算出部１４０によって算出された生体インピーダンスＺと、電圧検出部１２０によって検出された第１の時点ｔ１１の検出電圧Ｖ（ｔ１１）と、に基づいて、第１の時点ｔ１１よりも後の第２の時点ｔ１２の後電位を推定する。ここで、上述の原理の項では、第１の時点ｔ１１が図２の時点ｔ３である場合、つまり、第１の時点ｔ１１が後電位の開始時点である場合について説明した。よって、第１の時点ｔ１１の検出電圧Ｖ（ｔ１１）は図２の電圧Ａに相当する。しかし、この第１の時点ｔ１１は、必ずしも後電位の開始時点に一致する必要は無い。具体的には、後電位推定部１５０は、式（１）を用いることで、第２の時点ｔ１２の後電位Ｓ（ｔ１２）を、次式により推定する。

心電波形算出部１６０は、電圧検出部１２０によって検出された第２の時点ｔ１２の検出電圧Ｖ（ｔ１２）と、後電位推定部１５０によって推定された第２の時点ｔ１２の後電位Ｓ（ｔ１２）と、の差分に基づいて、心電波形を得る。心電波形算出部１６０により得られた心電波形は、心内心電図としてモニタ及び又はプリンタに出力される。

このようにすることで、後電位の値が十分に小さくなるまで待たなくても、心電波形を得ることができるようになる。よって、電気刺激パルス生成部１１０によって大きなエネルギーの電気刺激を与えて、後電位の開始電圧が大きくなった場合でも、決められた時間内に心電波形を認識して得ることができるようになる。

以上説明したように、本実施の形態によれば、
＜ｉ＞生体のインピーダンスを算出し、
＜ｉｉ＞この生体インピーダンスと第１の時点ｔ１１の電極カテーテル１０１（Ｔ１、Ｔ２）の検出電圧Ｖ（ｔ１１）とに基づいて、第１の時点ｔ１１よりも後の第２の時点ｔ１２の後電位を推定し、
＜ｉｉｉ＞第２の時点ｔ１２の電極カテーテル１０１（Ｔ１、Ｔ２）の検出電圧Ｖ（ｔ１２）と推定された第２の時点ｔ１２の後電位Ｓ（ｔ１２）と、の差分に基づいて、心電波形を得る、
ようにしたことにより、大きな値の後電位が発生する場合でも、後電位の値が十分に小さくなるまで待たずに、短時間で精度の良い心電波形を得ることができるようになる。

なお、上述の実施の形態では、電極カテーテル１０１（Ｔ１、Ｔ２）の電圧と電極カテーテル１０１（Ｔ１、Ｔ２）の電流とに基づいて、電極カテーテル１０１（Ｔ１、Ｔ２）が装着される生体のインピーダンスを算出する場合について説明したが、この電圧及び電流は必ずしも電極カテーテル１０１（Ｔ１、Ｔ２）から直接検出する必要はなく、この電圧及び電流に相当するものを心臓電気刺激装置１０２あるいは心臓カテーテル検査装置１０３の内部のいずれかの箇所で取得すればよい。

なお、上述の実施の形態では、式（１）、式（２）の推定式を用いた場合について説明したが、これ以外の推定式を用いてもよい。要は、生体インピーダンス算出部１４０によって算出された生体インピーダンスと、電圧検出部１２０によって検出された第１の時点の検出電圧と、に基づいて、第１の時点よりも後の第２の時点の後電位を推定できるような推定式を用いればよい。

以上、本発明者によってなされた発明を実施の形態に基づいて具体的に説明したが、本発明は上記実施の形態に限定されるものではなく、その要旨を逸脱しない範囲で変更可能である。

今回開示された実施の形態はすべての点で例示であって制限的なものではないと考えられるべきである。本発明の範囲は上記した説明ではなくて特許請求の範囲によって示され、特許請求の範囲と均等の意味および範囲内でのすべての変更が含まれることが意図される。

本発明は、例えば心内心電図を得るための心臓刺激検査装置に適用し得る。

１０、１００ 心臓刺激検査システム
１１、１１０ 電気刺激パルス生成部
１２、１３ スイッチ
２０ 生体モデル
１０１、Ｔ１、Ｔ２ 電極カテーテル
１０２ 心臓電気刺激装置
１０３ 心臓カテーテル検査装置
１２０ 電圧検出部
１３０ 電流検出部
１４０ 生体インピーダンス算出部
１５０ 後電位推定部
１６０ 心電波形算出部

Claims (5)

1. 電極カテーテルを介して生体に電気刺激パルスを与え、その後に現れる前記生体からの反応電圧を前記電極カテーテルを介して取得することで、心電波形を測定する心臓刺激検査システムであって、
   電気刺激パルスを生成し、この電気刺激パルスを生体に装着される前記電極カテーテルに出力する、電気刺激パルス生成部と、
   前記電極カテーテルに電気刺激パルスが出力された後に前記電極カテーテルに現れる電圧を検出する電圧検出部と、
   前記電極カテーテルの電圧と前記電極カテーテルの電流とに基づいて、前記電極カテーテルが装着される生体のインピーダンスを算出する生体インピーダンス算出部と、
   前記生体インピーダンス算出部によって算出された生体インピーダンスを用いて求めた時定数及び第１の時点の検出電圧をパラメータとして有する減衰曲線を定義し、この減衰曲線を用いて、前記第１の時点よりも後の第２の時点の後電位を推定する後電位推定部と、
   前記電圧検出部によって検出された前記第２の時点の検出電圧と、前記後電位推定部によって推定された前記第２の時点の後電位と、の差分に基づいて、心電波形を得る心電波形算出部と、
   を具備する心臓刺激検査システム。
2. 前記後電位推定部は、次式により前記第２の時点ｔ１２の後電位Ｓ（ｔ１２）を推定する、
   

   

   ただし、Ｖ（ｔ１１）は前記第１の時点ｔ１１の検出電圧であり、τは前記生体インピーダンスとディスチャージ回路の合計インピーダンスで決まる時定数である、
   請求項１に記載の心臓刺激検査システム。
3. 前記電圧検出部は、前記後電位の最大値を検出できるダイナミックレンジをもつ、
   請求項１又は請求項２に記載の心臓刺激検査システム。
4. 電極カテーテルを介して生体に電気刺激パルスが与えられたときに、その後に現れる前記生体からの反応電圧を電極カテーテルを介して入力することで、心電波形を測定する心臓刺激検査システムの作動方法であって、
   前記電極カテーテルに電気刺激パルスが出力された後に前記電極カテーテルに現れる電圧を検出し、前記電極カテーテルの電圧と前記電極カテーテルの電流とに基づいて、前記電気刺激パルスが与えられた生体のインピーダンスを算出するステップと、
   算出された生体インピーダンスを用いて求めた時定数及び第１の時点の検出電圧をパラメータとして有する減衰曲線を用いて、前記第１の時点よりも後の第２の時点の後電位を推定するステップと、
   前記第２の時点の前記電極カテーテルの検出電圧と、推定された前記第２の時点の後電位と、の差分に基づいて、心電波形を得るステップと、
   を含む、心臓刺激検査システムの作動方法。
5. 前記後電位を推定するステップでは、次式により前記第２の時点ｔ１２の後電位Ｓ（ｔ１２）を推定する、
   

   

   ただし、Ｖ（ｔ１１）は前記第１の時点ｔ１１の検出電圧であり、τは前記生体インピーダンスとディスチャージ回路の合計インピーダンスで決まる時定数である、
   請求項４に記載の心臓刺激検査システムの作動方法。

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