JPH0226566A - 病的な頻脈から生理的な頻脈を区別するために前駆出期を利用した抗・高不整脈ペースメーカー - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 （産業上の利用分野〉 本発明は、一般に心臓の電気的刺激装置に関し、さらに
特定すると不規則な鼓動を検出し、山川した特定の不整
脈の性質に適合する適切な刺激を介在させるための装置
にＩｌｌする。

（従来の技術） 不規則な鼓動を治療するため、多秒の心臓の整脈装δが
知られている。これらは比較的単純な非同期型のペース
メーカーと同様に、より精巧な要求に対する各種のペー
スメーカーを含んでいる。

この非同期のペースメーカーは単に一定の周期でパルス
を発生し、一般には心臓自身の周期には同期しない。要
求型ペースメーカーでは、心臓の動きが正常な場合は装
置は休１にしたままである。ところがこの装置は、通常
の鼓動の欠損を検出する手段を備えており、これに応益
して、はぼ通常のリズムをＮ持するように鼓動サイクル
の適当な時点で人工的な刺激パルスを挿入する。このよ
うな要求型ペースメーカーは、非常に複雑な回路構成を
物理的サイズが小さく低消費電力であるという性質と組
合わせたマイクロエレクトロニクスの発展と共に非常に
精巧に構成されるようになっている。心臓の動きは心房
と心室の両方で検出され、要求に基づいて心房か心室の
いずれかまたはその両者に普通の心臓サイクルに似た時
間関係で、刺激を提供することができる。このようなペ
ースメーカーは一般に各種の心臓ブロックおよび徐脈の
治療の為に用いられる。

生理的あるいは感情の作用による通常の高心拍（生理的
な頻脈または頻拍）と生理的な必要に基づかない異常な
高心拍（病的な頻脈または頻拍）とを区別するように設
計された種類の刺激装置に対しては、余り注意が払われ
ていない。病的な頻脈は心臓による非効率的な血液の輸
送を生じ、さらに時として心臓のｔ／ａ肋の致命的な出
来事になることがある。

抗頻脈性のペースメーカーは、薬に反応しないことが発
見されている上部心室轟不整脈の治療に用いられて、あ
る成果があがっている。心室頻脈と細動はペースメーカ
ーのアルゴリズムによって診断することが非常に難しく
、さらに誤診はそれ自体患者に致命的な結果を生ずる。

このことは閤違った診断が、特に自動抗頻脈ペースメー
カーまたは綱動瑳和ＨＭを埋め込んだ患者に対してなさ
れた場合に、現実となる。細動の緩和、高エネルギー放
電またはベースパルスのバーストが患者に対して不適切
に加えられることがある。必要でない場合にＷＩ＃Ｊｕ
Ｊ和パルスが加えられると、これは電力の浪費であり、
患者を大きく当惑させるものである。もし抗頻脈パルス
またはパルスパターンが被害を生じるようなｍ問にわた
って印加されると、それ自体で心室頻脈または細動を生
じることがある。

（発明の概要） 先行技術システムでは、高不整脈の診断のアルゴリズム
に用いられる因子はすべて心臓の電気的な信号に関係し
たものである。特に、これらは、Ｒ−波繰り返し周期、
速度の増加が起こる時間間ｌＩｇおよびＱＲ８持続ＷＪ
間である。これらの各因子は、筋肉ポテンシャル、電磁
的な干渉、上部心室高率整脈および支脈束ブロックまた
は、異常なＡ−Ｖ伝導を伴うかまたは伴わない生理的な
洞（ｓｉｎｕｓ）頻脈によってシミュレートすることが
できる。したがって、より正確に生理的な頻脈と病的な
頻脈を区別することができる抗・高不整脈ペースメーカ
ーの必要性がある。

本発明は、病的な頻脈の発生を確実に検出し、不適切な
高心拍度数が検出された場合電気的除項妨パルス発生器
の動作を始動する方法とそのためのｌｉ＆を提供する。

この電気的除細動パルス発生器は、心臓を捕らえ、その
心拍度数がその時点での代謝状態に対して適当である安
全な範囲にまで至るようにパルスパターンを生成する。

心拍度数の生理的な増加は常に相当する前駆出期（ｐｒ
ｅｅｊｃｃｔｉｏｎ　ｐｅｒｉｏｄ、　Ｐ　Ｅ　Ｐ　）
の短縮を伴なうので、比較的長いＰＥＰを伴う高パルス
速度がある場合、これは例えば再入メカニズムに基づく
発作的な心室または上部心室頻脈のような非生理的な頻
脈によるものであると推測することができるという事実
を本発明の動作の前提としている。

したがって、心拍度数とＰＥＰを同時に測定することに
よって、異常な上部心室頻脈と、運動中または例えばカ
テコーラミンが白液中に放出される同じような状況下で
発生する生理的な洞頻脈とを区別することが可能となる
。

さらに詳細に説明すると、高速の機械的なパルスと１Ｑ
Ｒ３速度が共存すると、これは高不整脈の自動的な診断
の効力を大きく向上する情報を提供するものである。例
えば、高速の電気的な作用が生じている同時点でパルス
が存在しなりれば、それは心室の細動である可能性が強
い。もし機械的なパルスが早く、しかもＱＲ８速度が同
じように速ければ、電気的なノイズまたは筋ポテンシャ
ルが関与している可能性は非常に少ない。

参考文献として示すシリア（ＣｈｉｒＮｅ　）の米国特
許第４．７１９，９２１号に記載されているように、前
駆当期（ＰＥＰ）は心臓に対する交感作用を忠実に示す
ものであることが良く知られている。心臓に対する交感
神経の直接作用は、心拍度数の増加と共に同時に収縮性
をも増加させる。交１：Ａ作用の増加によって副腎から
放出されたカテコーラミンの効宋に対しても、同様であ
る。カテコーラミンと交換作用に対する通常の心房反応
とρＥρＩＩｒｒ！Ｉとの間には密接な並行性のあるこ
とが知られている。動的で等量の運動は共にＰ　Ｅ　Ｐ
を短くすることが知られている。もし心拍度数の増加が
肉体的な努力以外の理由によるものであり、交換作用あ
るいはカテコーラミンの放出を介して伝達されるもので
ない場合は、ＰＥＰの短縮はない。これは、休息中の患
者に対して、ＰＥＰの良さを実質的に一定に保って心拍
度数を人工的に増加させるように心房または心室を人工
的に整脈さ才る場合にみられるものである。

このように、パルス速度とＰＥＰをモニタすることによ
って、病的な頻脈と生理的な頻脈を簡単に区別すること
ができる。例えば、もしパルス速度がＰＥＰの短縮をと
もなって急速に増加することが発見された場合は、これ
は生理的な頻脈であると推定することが可能である。し
かしながら、予め決められたＪ４準レベル以上のパルス
速度の増加が一定のＰＥＰをともなって生じると、これ
は病的な頻脈を示すものである。測定可能な機械的パル
スを伴わない指度に高いＲ−波レートは、心室の細動を
示すものである。

病的な頻脈診断の信頼性は、心拍度数の増加率が検出ア
ルゴリズムに因子として取り入れられることによって、
増加する。通常の洞リズム、一定の心房Ｉ［＠または運
動によって徐々に生じた心拍度数の増加の場合は、数秒
程度異なった瞬間における比較ではあまり大きな違いを
生じない。例えば、ある１０（Ｒ−Ｒ）サイクル長の合
計は数秒離れた他の１０（Ｒ−Ｒ）サイクル長の合計と
似通っている。もしこの違いが予め決められたバーセン
１−よりも大きければ、それは突然の変化が生じたこと
を意味している。もしこのＪ、うな変化が、前駆当期の
相当する短縮を伴わないならば、病的な頻脈の突然の発
生と診断俳ることができ、電気的除綱初のバーストが開
始される。バーストパルスとＲ−波の同１！１はこの分
野で公知の通常の方法で実行される。

認約すると、電気的除＄ｌ動バーストを発生させるため
には、次の条件が必要である： １、突然の頻脈発生、 ２、等速の速い心臓の機械的（パルス）応答が発生する
事：および ３、比例して短縮されたＩ’ＥＰを伴わない頻脈。

一方、ｂし突然発生した頻脈がその前に存在する機械的
パルスの損失と同様に検出されると、これは心室のＩ！
ＩＩを示すものであり、このときは埋め込まれた刺ａ装
置によって細動の緩和ショックが送出される。

本発明によれば、高不整脈の発生を検出し、生理的な頻
脈と病的な頻脈および心室の細動を区別し、それによっ
て電気的除１ａａまた（よ必要な場合は１１１初の緩和
を実行する適正な刺激を与えるために、人工の電子的心
臓刺激装置が用いられる。

本発明の上述の目的および効果は、添付図面を参照した
以下の実施例の詳ＩＩな説明によってより明白となる。

（実施例） 第１図に示す比較的簡略化された心臓刺激装置のブロッ
ク図は、本発明の実施方法を示す第１の例を示している
。この図において、多重電極を有Ｊる整１１！（ペース
）／検知用のリード１２を内蔵した心臓１０が模式的に
示されている。リード１２は、右心室の頂点に末梢先端
゛層積１４と心臓外に位置する中性の身体内電極１５を
備え、上部大動脈を通り、さらに右心房を経て右心室に
至るものとして示されている。リード１２は、図示する
ようにそれぞれが右心室内に位置するようにリードの長
さ方向に沿って間隔を置いて配置した２個の中間リング
電極１６と１８を有している。

リード１２の本体外には、電極を、鎖線で囲まれた部分
２２で示される埋め込み用の刺激装置に結合するための
、２ｏで総称される複数の導体が示されている。

鎖線部分２２で囲まれた不整脈の検出および刺激手段は
、導体２６によってリード１２の先端電極１４に接続さ
れた入力を有する第１の検知増幅１１２４を有している
。この検知増幅；Ｓ２４は心臓１０のｔ！に勅の結果と
して生じるＱＲ８波群を検出し増幅する。検知増幅器２
４の出力はパルス速度検出回路２５に導入され、ここで
その名前が承りように、Ｒ−Ｒ間隔をレートのｌ１ｆｌ
　Ｒ１に変換する。

この測定された心拍度数の値は次にブロック２８で示さ
れるように予め決められた基準値Ｒ２と比較される。な
おこの値Ｒ２は頻脈の発生を示すものとして、任意に設
定される。比較の結果、もし測定値Ｒが基準１ｉｌＩＲ
２よりも大きい場合は、ＡＮＤゲート３０を部分的にイ
ネーブルするための信号が生成される。この部分的なイ
ネーブル信号は単に異常に高速の心室１７）　（Ｖｅｔ
ｒｉｃｕｌａｒ　ｒａｔｅ　）を示すものであり、この
時点では生理的、または病的な原因の何れによるもので
もありうる。従って、実際この高心拍が、ＭｌｉｌＪを
安全なレベルにまで落とすために刺激装置による干渉を
必要とする病的な原因によるものかどうかを決定する手
段が合口となる。

病的な頻脈の診断を確実に行うため、刺激装置２２は心
臓の前駆出期を検出するための回路３２を有している。

ＰＥＰ検出回路３２の構成には種種の選択の可能性があ
るが、第１図に示す本発明実施例は、高周波信号を導体
２６と３８を介してリード１２の先端？ｒ１極１４と身
体中心１ａ極１６に印加する心臓内インピーダンス測定
装置の利用に基づいている。これによって１１が右心室
中の血液を介して流れ、血液の流入と流出によって生じ
る電圧変化が電極１６と１８間で検出され、導体３６と
３８を介してＰＥＰ検出？Ｓ３２に加えられる。サイチ
ック（Ｃｉｔｃｋ　）等による１９８７年８月２１日出
願の米国特許出願第８７，８６９号ｒ　ｉｌｌ　ＩＩＩ
パラメータとして前駆出間隔を用いたペースメーカー速
度の生理的な制ｔｌｌＪ中に説明されているように、イ
ンピーダンスの波形からＰＥＰまたは予め決められた関
数を正確に測定する手段が設けられる。

多くの患者に対する実験から、運動中でのＰＥＰとＲ−
Ｒサイクル長との間には直接の相関関係が存在し、心拍
度数が多くなるとＰＥＰがそれに対応して短くなること
がわかっている。特に、式ＰＥＰ＝　（ｃ１＋８４）ｘ
Ｏ，２は、比較的正確にこの関数を示している。この式
から、ＰＥＰにおける１■Ｓの短縮によって、Ｒ−Ｒサ
イクル長に５■Ｓの短縮が生じることがわかっている。

さらに第１図を参照すると、ブロック４０は、人力とし
てパルス速度検出器２５から心室速度値Ｒ１を受信し、
その速度に対して補正されたＰＥＰ値を生成するために
上記の式を用いて測定されたサイクル長に基づいてＰＥ
Ｐｌｉａを計Ｂ　”ｌるようにｎ能する。この値はブロ
ック４２においてブロック３２ｒｉｌｌ定された実際の
ＰＥＰ値と比較され、比較回路４２は、測定された前駆
出期が予想された前駆出１■よりも長い場合ライン４４
上に出力を発生する。このようにして、比較器４２は測
定されたＰＥＰが検出された用在の心拍に対して適当か
どうかを効果的に示し、もし適当でない場合はＡＮＤゲ
ート３０に第２の入力を供給する。

Ａ　Ｎ　Ｄゲート３０は勿論、測定された心拍の度数が
予め決められた基準値を越え、しかも１１１＠出期がそ
のｒｊｌ数に対して補正された前駆出期よりも長い場合
に、完全にイネーブルとなる。ＡＮＤ条件が満たされる
と、イネーブル信号が電気的除細動パルス発生器に送出
され、該パルス発生器を作動させ、心臓を補記しその心
拍度数を患者の生理的な活動にふされしいレベルにまで
戻すために、パース１〜パターンをもつ刺激パルスを先
端電極１４を介して心室に送る。電気的除細動パルス発
生器はそれ自体、この技術分野で公知であり、したがっ
て、このようなパルス発生器の電子的な設計についてこ
こで詳述するまでもない。

生理的な心拍ｆｆ＃１１の増加は常にＰＥＰの減少を伴
っているため、もし比較的長いＰＥＰを伴った高心拍度
数が存在すると、その高心拍度数は非生理的な頓拍、例
えば再入メカニズムに基づく発作的な心室頻拍によるも
のであることが確実である。

ＰＥＰを得るために心臓内インピーダンス測定を利用す
ることは、前駆出期間長を検出するための１方法である
。このための別の方法も存在する。

例えば、組織内で動脈血液によって形成された段階混濁
化は、１９７２年発行のアメリカハートジャーナル第８
３１４９３ページに記載の本発明者による論文［デンシ
トグラフイ：体患時と運動時における心臓の動きを評価
するだめの新方法」中に説明したのと同じ方法で光血出
測定法（ｐｈｏｔｏｐｌａｔｈｙｓｍｏｇｒａｐハ＞（
ＬＥＤ）によって検出することができる。このような検
出器は、例えば赤外発光ダイオードのような光源と光検
出器の闇に生組織がある限り、パルス発生器の近傍のど
こでも配置することができる。バッテリーの電力を保存
するために、ジューティサイクルが小さいパルスによる
ＬＥＤの動作と同様にウィンド方法（＊ｉｎｄｏｗ　ｍ
ｅｔｈｏｄ　）によるパルスの検出が好ましい。

またさらに、適正な位ばに配置された固体圧力変換器を
、その間隔が電気的なＲ−波インパルスの発生と機械的
な動脈血パルスの到来との間にあるＰＥＰを伴う動脈パ
ルス発生を指示する装置として用いることができる。圧
力変換器を用いるよりもむしろ、例えば鎖骨上動脈のよ
うな主動脈全体にわたって、左心室駆出の開始に伴う動
脈血流の到来に対してドツプラー型の５！甜計を適切に
配置することができる。

（他の実施例） 第１図に示す本発明の実施例は、心拍度数が増加（加速
）する度数を考慮しさらにこの要素を検出アルゴリズム
に具体化することによって、不整脈の診断をより詳細に
行うように向上させることができる。さ・らに、細動の
検出論理を、心臓を洞リズムに戻すためのショックを与
える振幅の大きなパルスの開始に結合させることができ
る。このような構成を、第２図のブロック図に示す。こ
こでは、心房（Ｐ−波）または心室（ＱＲ８−波）の何
れかの検知回路を符号５０で示し、検出回路５２をＰ−
波が存在するかどうかを決定するためにこれに結合させ
ている。もし存在しない場合は、刺ｍ装四は、ＡＡｌ、
ＶＶＩまたは他の２室整脈七−ドの何れかである整脈モ
ード（ブロック５３）に戻るように構成されている。

ｂＬ、Ｐ−波（Ｒ−波）が検出Ｉａ５２によって検知さ
れると、ブロック５４でＰ−Ｐ　（Ｒ−Ｒ）サイクル長
が測定され、さらに予め決められた連続する間隔の任意
の数値、例えば６、が加算され、合成長がＡレジスタ５
６内に記憶される。

ブロック５８で示される予め決められた遅延、例えば４
から８サイクル長、の模、この場合は、他の予め決めら
れた数値のＰ−ＰまたはＲ−Ｒサイクル長が加算され、
この値はＢレジスタ６０内に記憶される。Ｂレジスタ内
に記憶されたサイクル長の数値は故意にＡレジスタ内に
記憶された数１直より６大きくされる。第２図において
、Ａレジスタ内には６サイクル長が記憶されているのに
対し、ブロック５８による遅延によって８レジスタ内に
は８サイクル長が記憶されている。次に、Ａレジスタ５
６と８レジスタ５８の内容がそれぞれブロック６２に示
すように比較される。もし、Ａレジスタ内の数値が８レ
ジスタ内の数値よりも大きいかまたは等しい場合は、Ａ
ＮＩ）ゲート６４は部分的にイネーブルとなり、急ａな
速度を示す。

即ち、レジスタ５６と６０に記憶された数値の差が２５
パ一セント以上であると、これは突然の変化が生じた事
を意味し、比較固６２からの出力によって異常であるこ
とが診断される。

同時に、心臓の速度が決定ブロック６６に示されるよう
に現在の基準限界と比較され、もし限界値以上である場
合は頻脈と診断される。このときゲート６４は完全にイ
ネーブルとなり、６突然の頻脈の到来“を示す。

検知回路５０によるＰ−波（Ｒ−波）の検出と同時に、
パルス検出器６７が心臓の鼓動作用により生成される機
械的パルスを検出するために用いられる。Ｐ−Ｐ（Ｒ−
Ｒ）１４気的間隔を扱う方法と同じ方法で、機械的なパ
ルス−パルスサイクルＩｔｅまたは間隔がブロック６８
にＪ３いて測定され、予め決められたサイクル環（ｃｌ
ｓ）の数値が符号７０で示されるＣレジスタ内で加算さ
れ、記憶される。決定ブロック７３において、正しい位
置にある変Ｉｉ器において機械的パルスが存在するかど
うかを決定するためのテストが実施され、もしＵ在する
場合は、遅延手段５８によって実行されたように遅延回
路７２によって心臓サイクルに等しい数値である予め決
められた遅延が実行され、その後予め決められた第２の
数値のパルス間隔が加算され、Ｄレジスタ７４内に記憶
される。レジスタ７０内に記憶された８　１１Ｑのパル
ス−パルスサイクルの全長がレジスタ７４内に記憶され
た８個のこのようなサイクルの全長よりも大ぎいかどう
かを決定するために、７ｒＪｌｆＬ”突然性“のテスト
が決定ブロック７６において実行される。もしそうであ
れば、これは急速な速度の増加を示すものであり、上述
した電気波の検出作業によって検出された頻脈が現実の
ものであり、電気的な干渉や、筋ポテンシャルまたは他
の疑似の生体反応によるものではないことを確定するの
に役立つものである。

心房作動モードの場合は、上部心室頻脈の間に八−Ｖブ
ロックが存在すると、すなわら心室速度が心房速度より
もかなり遅い場合は、心臓［１１手段はそのようにプロ
グラムされていない限り、電気的除Ｉ’ｌｌを実行し続
けることはない。一方で、機械的パルス速度の同じよう
な増加を伴うＰ−波速層の突然の増加はＡＮＤゲート７
８を部分的にイネーブルとし、このゲート７８はゲート
６４のＡＮＤ条件が満たされた場合、完全にイン−プル
となる。このように、ゲート７８からの出力は、機械的
な原因による信号、即ち測ｆされたパルス速度によって
確定される、頻脈の突然の到来の発生を示す。

検知されたリズムが生理的な要求に応答するものかある
いは病的な性質に応答したものがを決定するために、第
２図のシステムはさらに、ブロック８０で示すｆｔ１駆
出期の測定手段を備えている。

このような時間間隔の予め決められた数１ｉｆｔ（６）
が符号８２で示すＥレジスタ内で加算され、記憶され、
ざらにＰＥＰの、６サイクル良の和に対する比率が、Ｅ
レジスタ８２の内容をＡレジスタ５６の内容によって割
ることによって得られ、その結束がＦレジスタ８４内に
記憶される。このようにＦレジスタ８４は、基本的なＰ
ＥＰ／ＣＬＩＩＩ係を含むように形成されている。

多数のＰＥＰの和の測定後およびこの値をＥレジスタ内
に保持した後遅延期間７２が終了すると。

予め決められた大きな数値のＰＥＰ（Ｗ４えば８）がブ
ロック８５において速度に訂正され、加算されてＧレジ
スタ８６内に保持される。

この時点で、Ｇレジスタ８６の内容はＢレジスタ６０の
内容によって割り降され、再びサイクル環の基本的なＰ
ＥＰ比が求められ、さらにその商はＨレジスタ８８に記
憶される。この値は、第２図の決定ブロック８９に示す
ように、Ｆレジスタ８４の内容と比較され、ＰＥＰのか
なりの短縮が比較的短い時間内に生じているかどうかの
決定がなされる。もし、Ｈレジスタの内容がＦレジスタ
の内容よりも大きければ、そのときのＰＥＰの変化は２
５パーセント以下であることが知られており、信号がＡ
ＮＤ回路９２の第１の入力に接続されたライン９０上に
現れる。

ＡＮＤゲート９２への第２の人力はＡＮＤゲート７８の
出力から得られる。ゲート７８は、既に述べたように高
速のパルスの急激な到来があり、さらに心拍度数が頻脈
を示す予め決められたしきい値を越えた場合、完全にイ
ネーブルとなる。このように、これらの現象が同様に小
さな増加またはＰＥＰの短縮を伴う場合、決定ブロック
８９において決定されたように、電気的除細動パルス発
生器９４が作動され、心臓を捕捉しその速度をその時点
における患者の生理的な状態にふされしい値にまで落と
ずための調時パルスのバーストが発生する。

パルス変換器６７からの出力はサンプル・ホールド回路
９６に捕らえられ、この回路の出力はＥＸ−ＯＲゲート
９８の第１の入力に印加される。

このゲートの出力結果は、第２の入力がパルス検出器７
３から得られるＡＮＤゲー１〜１００の第１の入力に導
入される。もしゲート７３でパルスが検出されないと、
ＡＮＤゲー１−１００は完全にイネーブルとなって論理
信号を次のＡＮＤゲート１ｏ２に印加する。ＡＮＤゲー
ト１０２への第２の入力はへＮＯゲート６４の出力から
到達する。既に述べたようにゲート６４は突然の速度の
増加が検出され、その結果の速度が決定回路６６におい
て決定されたしきい値以上であるとき、イネーブルとな
る。次に、ゲート１０２は、心拍度数が異常に高く一旦
存在したパルスが消滅した場合に完全にイネーブルとな
ることがわかる。このような条件は心室の細動を示すも
のであり、ゲーｉ・１０２の出力は、例えばパッチ雷神
と中性電極間の心臓に印加される精動緩和用のＤＣショ
ックを発生する細動緩和回路１０４をトリガするために
用いられる。

電気的除１１動回路９４または細動緩和回路１０４の何
れかが決定ブロック１０３と１０５において決定された
ようにして作動されると、ＯＲ回路１０６が作動され、
放電の繰り返しが行われ、回路６６においてテストされ
た電気的（Ｑ　ＲＳ　）速度は高速を維持する。連続す
るｍｓ緩和用ショック数または電気的除Ｉ初のバースト
数はプログラムによって決定されるものである。

このように、第２図の実施例において、病的頻脈の診断
はＰＥＰの短縮が同時に伴わない、予め決められたしき
い値以上の速度増加をＩＩＪＩＩ！ｌすることによって
連成される。これは、機械的なパルス速度の変化を同時
に観測することによって、確かめられる。さらに、検知
された頻脈が病的であるため電気的除細動を開始するか
どうかの決定、または生理的な頻脈が示されている場合
電気的除細動のバーストの適用をやめるかどうかの決定
の信頼性を高めるために、速度変化の割合とＰＥＰ変化
の割合の要素をアルゴリズム中に因子として組み込んで
いる。

さらに、測定さねレジスタ５６と６０中に記憶されるサ
イクル良の数値は、レジスタ７０と７４中に記憶される
パルスサイクル長と同様に、プロダラムが可能であると
いう利点を有している。このことによって、アルゴリズ
ムを別の患者に見られる特定の型の不整脈に対して調整
でることが可能となる。

第１図および第２図に示されたアルゴリズムを、いかに
して集積回路技術を用いで実行するかは、当業者にとっ
て容易に理解されるものである。従って、間隔の測定ス
テップ、サイクル長の川口、記憶された数値の比較等の
実行のための電子技術を詳細に説明する必要は無いもの
と信じる。

本発明は特許法に基づいて、さらにこの分野の当業者に
新規な原理を適用しさらに必要とされるこのような特別
の製品を構成し使用するに必要な情報を提供するように
、非常に詳細に説明されている。しかしながら、本発明
は異なった装置および手段によって実行され、さらに装
置の詳細と動作手順の両者において種々の変更を本発明
の範囲を逸説する事態〈実施することができるＧ　＠　
Ｉ’ｌ！解すべきである。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の第１の実施例の説明に使用されるブロ
ック図、および第２図は抗・高不ｍ脈心臓刺激装置の他
の設計に基づくブロック図である。 １０：心臓、１２：リード、１４：先端電極、１６．１
８：リングＴｉ極、２０：導体、２２：不整脈の検出お
よび刺激手段、２４：検知増幅器、２５：パルス速度検
出器、２８：比較器、３０：ＡＮＤゲート、３２：ＰＥ
Ｐの検出器、４２：比較器、４６：ａ！気的除ｍ動パル
ス発生雰。

Claims (6)

【特許請求の範囲】
1. （１）生理的よりもむしろ病的であると決定された場合
   に電気的除細動装置を始動するために生存する患者にお
   ける頻脈を検出する装置であつて、 （ａ）鼓動している心臓のパルス速度を測定し、これに
   比例する第１の制御信号値を生成する手段と、 （ｂ）上記第１の制御信号値を上記患者に対して予め決
   定された心拍度数値と比較し、上記第１の制御信号値が
   上記予め決定された心拍度数値を越える場合に第２の制
   御信号値を生成する手段と、 （ｃ）上記患者の心臓の前駆出期を検知し、これに比例
   した第３の制御信号値を生成する手段と、 （ｄ）上記第３の制御信号値を、現在の心拍度数に基づ
   いて上記患者の心臓の前駆出期値を補正した値に比例す
   る第４の制御信号値と比較し、さらに上記第３の制御信
   号値が上記第４の制御信号値を越える場合第５の制御信
   号値を生成する手段と、 （ｅ）上記電気的除細動装置を始動するために上記第２
   制御信号値と上記第５制御信号値の一致を検知する手段
   、 を含む頻脈の検出装置。
2. （２）病的な原因の頻脈の検出時に患者の心臓に適用す
   る電気的除細動パルスパターンを生成するための抗・高
   不整脈の整脈装置であつて、 （ａ）現存のパルス速度を検知するために心臓に結合さ
   れた手段と、 （ｂ）該検知手段に結合され、上記パルス速度を上記患
   者に対して予め決定されたパルス速度と比較し、検知さ
   れたパルス速度が予め決定されたパルス速度を越える場
   合これを指示するための比較手段と、 （ｃ）患者の心臓の前駆出期を測定するための手段と、 （ｄ）上記測定手段に応答し、上記測定された前駆出期
   が患者のパルス速度に対する補正値を越えるかどうかを
   指示するための手段と、 （ｅ）上記比較手段と上記指示手段とに結合され、上記
   検知されたパルス速度が予め決定されたパルス速度を越
   え、さらに上記測定された前駆出期が上記補正値で表わ
   される予想値を越える場合にのみ、上記電気除細動パル
   スパターンの発生の開始を指示するための手段、 を含む抗・高不整脈整脈装置。
3. （３）病的な原因の頻脈の検出時に患者の心臓に適用す
   る電気的除細動パルスパターンを生成するための抗・高
   不整脈整脈装置であつて、 （ａ）心臓に結合され、現存のパルス速度を検知するた
   めの手段と、 （ｂ）上記検知手段に結合され予め決められた時間間隔
   にわたつてパルス速度の増加率を決定するための変化率
   を検出する手段と、 （ｃ）上記検知手段に結合され、上記パルス速度を上記
   患者に対して予め決定されたパルス速度値と比較し、検
   知されたパルス速度が予め決定されたパルス速度を越え
   た場合信号による指示をするための第１の比較手段と、 （ｄ）上記第１の比較手段が上記信号による指示を行い
   、上記変化率の検出手段が予め決められた値を越えた変
   化率を検知した場合、与えられた出力を生成するための
   ゲート手段と、 （ｅ）患者の心臓の前駆出期を測定するための手段と、 （ｆ）上記測定手段に応答し、上記測定された前駆出期
   が患者のパルス速度に対して予想された値を越えたかど
   うかを指示するための第２の比較手段と、 （ｇ）上記ゲート手段と上記第２の比較手段に結合され
   、上記ゲート手段が上記与えられた出力を生成しさらに
   上記測定された前駆出期が上記予想を越えた場合のみ上
   記電気的除細動パルスパターンの発生を開始するための
   手段、 とを含む抗・高不整脈の整脈装置。
4. （４）病的な原因の頻脈の検出時に患者の心臓に適用す
   る電気的除細動パルスパターンを生成するための抗・高
   不整脈整脈装置であつて、 （ａ）心臓の消極信号を検知するための手段と、 （ｂ）該検知手段に結合され、連続する心臓消極信号の
   予め決められた第１の数値間の全サイクル長を測定する
   ための第１の手段と、 （ｃ）上記検知手段に結合され、連続する心臓消極信号
   の予め決められた第２の数値間の全体のサイクル長を測
   定するための第２の手段であつて、上記第２の数値は上
   記第１の数値よりも大きく、しかもこの第２の測定は第
   １の測定に対して予め決められた時間遅延されているよ
   うな第２の手段と、 （ｄ）上記第１の測定が上記第２の測定を越えた場合の
   み出力を生成する第１の比較手段と、 （ｅ）心臓の消極信号を検知した速度が予め決められた
   速度値を越えた場合出力を生成する第２の比較手段と、 （ｆ）上記第１および第２の比較手段からの出力を受信
   するように結合され、上記第１および第２の比較手段か
   らの上記出力が同時に存在するときのみ出力を生成する
   ための第１のゲート手段と、 （ｇ）心臓の前駆出間隔を測定するための前駆出期検知
   手段と、 （ｈ）上記第１の手段と上記前駆出期検知手段とに結合
   され、サイクル長変化と共に前駆出期長の変化を検出す
   るための手段と、 （ｉ）心臓に対して予め決められた電気パルスのパター
   ンを印加するための電気的除細動パルス生成手段と、 （ｊ）上記電気的除細動パルス生成手段を上記第１のゲ
   ート手段の出力と前駆出期長の変化を検出するための上
   記手段とに結合するための、別のゲート手段とを含む抗
   ・高不整脈整脈装置。
5. （５）生存する患者における病的な頻脈の発生を検出す
   るための方法であつて、 （ａ）上記患者の心拍度数を測定し、 （ｂ）患者の心臓の前駆出期を測定し、 （ｃ）前駆出期が比較的一定の長さに保持されている間
   に心拍度数が予め決められた基準値を越えるときを検出
   する、各ステップを含む病的な頻脈の発生を検出する方
   法。
6. （６）請求項５において、 （ａ）現存の心拍度数に基づいて予想された前駆出期を
   計算し、 （ｂ）予想される前駆出期を測定された前駆出期と比較
   し、さらに （ｃ）測定された前駆出期が心拍度数の変化と共に変化
   するかどうかを上記比較から決定する、各ステップを含
   む病的な頻脈の発生を検出する方法。