JPH0226993B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】

ここ10年来、各種の心臓不整脈に関し、それが
致命的であるかどうかを問わず、多大の研究上及
び処置上の努力が積重ねられ、多くの患者がその
恩恵を受けてきた。例えば、適切な電気的刺激す
なわちカーデオバージヨン（cardioversion）を
行うことにより、心房頻摶及び心室頻摶を除去で
きることが良く知られるようになつたが、残念な
がらこれに必要な装置は、複雑な外科環境下での
み実現できるものであつた。従つて、心室細動に
まで至る心臓不整脈が生ずる患者であつても、こ
の技術による恩恵を受けられないことがしばしば
ある。冠動脈性心臓病による病死の過半数が病院
外で突発的に起つているが、このうちの多くのも
のが心臓の電気的活動度の乱れから心室細動に至
つたものと推定される。 上述した状況に対処するため、自動心臓細動除
去装置が提案されてきた。この種装置の例とし
て、1971年８月26日発行の“Electronic
Standby Defibrillator”と題するMirowskiらに
よる米国特許第3614954号及び“Standby
Defibrillator and Method of Operation”と題
するMicrowskiによる米国特許第3614955号に開
示されたものがある。これらの装置は魅力的では
あるが、1000ボルトもの高電圧と45ジユールもの
大エネルギーを必要とする。このような高電圧大
エネルギーは激痛を与え、患者は虚脱状態となつ
て意識を失い、それの治療が必要となる。同様に
大レベルであるから、治療用に加えられる衝撃が
不適正であれば、それ自体が細動を引起しかねな
い。さらに、細動の生じていない心臓に装置の故
障に基く衝撃が加わると、最も好運な場合でさえ
も不快感を引起し、その他の場合には危険が予想
される。 この明細書中で使用する“心室頻摶不整脈”な
る用語は、“心室頻摶不整脈”そのものだけの他
心室頻摶不整脈の前段階及び心室細動をも含む概
念として用いられる。同じく、“カーデオバージ
ヨン（cardio version）”なる用語は、心臓頻摶
不整脈を平常状態又はより生理学的に許容できる
リズムの状態、特に細動除去（defibrillation）
状態を含む状態に変換させる意味に用いられる。
また周知のように、頻摶不整脈には自身で回復す
るものと細動にまで進行するものがある。本明細
書では前者を良性の（benign）頻摶不整脈、後
者を悪性の（malignant）頻摶不整脈と称する。 悪性の頻摶不整脈と良性の頻摶不整脈を分ける
基準について、多くの研究がなされてきた。一例
として、Ｒ波とＲ波の間隔が430ミリ秒以下（こ
れは毎分140の心摶数に相当する）が悪性であり、
Ｒ波とＲ波の間隔が430ミリ秒以上が良性である
と提唱されている。これは、1973年３月発行の
CIRCULATION，Vol XLVII，P446掲載の
Epsteinの論文，“Experimental Accute
Myocardial Infarction Characterization and
Treatment of the Malignant Premature
Ventricular Contraction”による。他の研究の
結果によつても、心室頻摶不整脈が心室細動に進
行する限界を示唆する目的で、同様の結果を得て
いる。毎分200乃至300の心摶数の不整脈から心室
細動が生ずることが示唆されるが、この限界値は
200ミリ秒のＲ波とＲ波の間隔に相当する。これ
は、DodinetとGodinにより、STIMUCOUER
MEDICAL，Issue22、1978年夏季、p103に掲載
されている。我々はこれらの研究に基き、Ｒ波と
Ｒ波の間隔が430ミリ秒よりも大きければ良性で
あり、Ｒ波とＲ波の間隔が430ミリ秒に近づくに
つれて悪性の頻摶不整脈の発生が検出できると考
える。これを第１のレート閾値と定義する。さら
に我々は、Ｒ波とＲ波の間隔が200ミリ秒に近づ
くと細動の発生が示されると考える。後述される
ように、頻摶不整脈が進行してＲ波とＲ波の間隔
が200ミリ秒程度以下になると細動の発生が示さ
れる。これを第２のレート閾値と定義する。 悪性の頻摶不整脈の発生及び細動発生に関し、
従来は適切な区別をしてこなかつた。すなわち、
先行技術の典型的な装置においては、細動除去用
のエネルギーレベルをもつた刺激信号で、悪性の
頻摶不整脈にも細動にも、実質的に同じ対応を行
つていた。しかしながら我々の研究結果によれ
ば、細動除去に必要なレベルよりも相当低いエネ
ルギーレベルを用いることにより、細動に進行す
る前に悪性の心室頻摶不整脈に対してカーデオバ
ージヨンを行うことができた。すなわち、頻摶不
整脈の発生と同時又は直後であつてかつ細動発生
前に、患者固有の閾値、使用する電極と体内組織
の結合方法及び電極装置に応じ、約５ミリジユー
ルから15ジユールのエネルギーを供給することに
より、悪性の心室頻摶不整脈に対しカーデオバー
ジヨンを行うことができた。ペーシングの閾値の
典型例は50マイクロジユールであるが、これに対
して心臓内の細動除去には典型的には45ジユール
のエネルギーを必要とする。本発明によれば所要
エネルギーが大幅に低減されるので、心臓組織に
損傷を与えるおそれがより少なく、患者に与える
苦痛をよりやわらげることができる。実際、とも
すれば、カーデオバージヨンに必要なエネルギー
は患者が気が付かないほど低い。また、所要エネ
ルギーが少ないので、単独で又は細動除去装置及
び／もしくは心臓ペースメーカと組合せて体内に
埋込むことがより容易になる。 我々の実験は、急性症状の雑種犬をペントバル
ビタールで麻酔し開胸して行つた。双極性の心外
膜（epicardial）電極を用いて12摶ごとの心摶の
Ｔ波の期間に心室に対して定電流のパルス列を供
給することにより、細動を誘発し、細動の閾値を
設定した。連続するパルス列の１個ごとに電流を
増加し、細動を生じさせた。このように細動を起
すのに必要な電流が、心室細動の閾値である。こ
の手法の更に詳細については、ARCHIVES OF
INTERNATIONAL MEDICINE Vol 135，
p446，March，1975に掲載されたMooreとSpear
による論文“Ventricular Fibrillation
Threshold”を参照されたい。細動除去に必要な
エネルギーレベル以下の値のカーデオバージヨン
信号の効果が細動発生の電流パルス列との組合せ
で検証され、通常の方法による細動除去が達成で
きた。さらに、各心室細動の発生の間最小限15分
間の休止期間が許容された。細動の発生に際して
カーデオバージヨン信号を供給すると、これを後
から供給する場合に比べて相当低いエネルギーで
すむことが判明した。一匹の犬について得られた
カーデオバージヨン信号及びパルス列の結果は以
下のようなものであつた。

【表】 我々は、その研究を通して、細動除去に必要な
値よりも低いエネルギー値の適切なカーデオバー
ジヨン信号を用いることによつて心室細動を確実
に阻止できることを見出した。実際、このような
カーデオバージヨン信号は、細動の閾値を高める
効果を奏する薬剤と同程度の保護的効果を発揮し
た。 本発明の目的の一つは、悪性の心室頻摶不整脈
の発生を検出する回路を備えた埋込み型心室カー
デオバージヨン装置を提供することにある。この
装置は上記検出回路に応答して、ペーシングの閾
値よりも高くかつ細動除去に必要なレベルよりは
低いエネルギーレベルのカーデオバージヨン信号
を供給する。ここで使用する“ペーシング閾値よ
りも高いエネルギーレベル”という表現は、ペー
シング閾値よりも100倍以上高い値であることを
意味する。 本発明のカーデオバージヨン装置は、必要な時
だけ又は連続的にカーデオバージヨン・エネルギ
ーレベルに充電されるようなエネルギー蓄積装置
を備えている。本発明の一実施例においては、こ
の検出回路は最初の悪性の心室頻摶不整脈に応答
して、カーデオバージヨン信号を供給する。悪性
の心室頻摶不整脈が細動に向けて進行すると、す
なわちＲ波とＲ波の間隔が減少すると、カーデオ
バージヨン信号のエネルギーレベルは選択的に増
大せしめられる。一実施例においては、Ｒ波とＲ
波の間隔が細動の発生を示す値（約200ミリ秒の
Ｒ波間隔）に近づくと、カーデオバージヨン信号
は細動除去に十分なレベルまで増大せしめられ
る。上記後者の構成においては、本発明のカーデ
オバージヨン装置を埋込み型細動除去装置と共用
させ得よう。さらに、ペースメーカ、望ましくは
デマンド型のペースメーカを本発明の装置に組込
むことにより、埋込み型の利点を最大限に活用で
きよう。このカーデオバージヨン信号は、公知の
設計に係る心内膜カテーテル・リードに担われた
電極を介して、あるいは公知の設計に係る心膜
（Pericardial）リードを介して、患者に供給され
得よう。いずれの場合においても、電極の表面積
は500平方ミリメートル程度が好適であり、これ
より大きくても小さくても感度が悪いか、そうで
なくても何らの利点もないことが判明した。電極
材料の好適例は貴金属で、その最適例はプラチナ
であるが、これを使用すれば電圧印加に伴つて助
長されがちな電気化学反応を最小にできる。我々
の実験結果によれば、同一の効果を奏するのに必
要なエネルギーは心内膜電極よりも心外膜電極の
ほうが少ないが、心内膜電極のほうが埋込みのた
めの外科手術がより狭い範囲ですむ。 第１図に本発明の一実施例を図示するが、これ
はセンス増幅回路（センスアツプ）１０を備え、
このセンスアンプ１０の出力はワンシヨツト回路
１１及びアンドゲート１２の第２の入力端子に入
力する。このアンドゲート１２の出力が供給され
るステムレータ１３は、周知の手法により適宜な
電極を介して心臓に結合される出力端子１４及び
１５を備えている。 このセンスアンプ１０は、Ｒ波を検出してその
旨の応答信号を出力するような先行技術に係る適
宜なものを使用できる。ワンシヨツト（Ｏ／Ｓ）
回路１１は、負エツジでリトリガ可能な回路であ
り430ミリ秒の時間幅を有している。従つて、セ
ンスアンプ１０でＲ波が検出されると、その出力
の立下り端でワンシヨツト回路１０がトリガさ
れ、この回路の出力が430秒間だけハイ状態にな
る。このワンシヨツト回路１１の応答に遅延があ
るので、ワンシヨツトがトリガされた際にはアン
ドゲート１２の一方の入力端子にはハイ信号が入
力しない。これに対して、この430ミリ秒以内に
センスアンプ１０が次のＲ波を検出すると、アン
ドゲート１２の両入力端子がハイ状態になる。既
に説明したようにＲ波とＲ波の間隔が430ミリ秒
ないしそれ以下であるということは、悪性の心室
頻摶不整脈が発生したことを意味する。このよう
に、センスアンプ１０が430ミリ秒以内に次のＲ
波を検出することによりアンドゲート１２の二入
力がハイ状態となり、アンドゲート１２がハイ信
号を出力するが、これは悪性の心室頻摶不整脈が
生じたことを意味する。アンドゲート１２の直前
の出力がローであつたとすれば、そのハイの立上
りによつて悪性の心室頻摶不整脈の発生、より詳
しくは悪性の心室頻摶不整脈の最初の発生が示さ
れる。ステムレータ１３は、このアンドゲート１
２のハイ出力に応答して上述の端子１４にペース
メーカの閾値以上の高エネルギーレベルのカーデ
オバージヨン信号を供給するが、このエネルギー
レベルは、心臓に損傷を与えるおそれ及び患者に
苦痛を与えるおそれを回避するため、細動除去に
必要なレベル以下とされる。 第２図は、第１図のステムレータ１３の一実施
例を示す。アンドゲート１２とステームレータ１
３を接続する信号線１７は、アンドゲート２０の
一方の入力端子に接続されている。アンドゲート
２０の他方の入力端子は、コンパレータ２２の出
力に接続された接続点２１に接続されている。コ
ンパレータ２２は公知のものである。これは入力
端子に加えられた信号と比較すべき内部基準レベ
ルを備え、入力がこの基準レベル以上であればハ
イ信号を、入力がこの基準レベル以下であればロ
ー信号を出力端子、従つて接続点２１、に出力す
る。接続点２１はインバータ２３を介して充電回
路２４に接続されている。この充電回路２４が接
続される接続点２５は電子スイツチ２６、コンデ
ンサ１６及びコンパレータ２２の入力端子に接続
されている。 充電回路２４の一例は、コンデンサ１６を所望
のカーデオバージヨン・エネルギーレベルまで充
電するようなDC／DCコンパータである。あるい
はこのコンバータの代りに、直接所望の電圧まで
電池を直列接続した回路であつてもよい。電池の
内部インピーダンスのために直接的なステムレー
シヨン電流の放電が妨げられるようであれば、公
知のように、波器ないしはストレージコンデン
サを電池に並列接続してもよい。15μFのコンデ
ンサを65ボルトまで充電することにより、必要な
エネルギーを取出すことができた。スイツチ２６
の好適例は、コンデンサ１６の蓄積エネルギーを
トリガの制御のもとに開放するトリガ可能な固体
スイツチである。このスイツチの一好適例は
SCR回路である。また、コンデンサの放電を途
中で打切つたような放電波形（全電荷が放出され
る前に心臓への放電を打切る）がカーデオバージ
ヨン用として好適であることは公知である。この
種の回路は、1974年４月23日発行の本件の出願人
の共有に係る米国特許第3805795号に開示されて
いる。 さて第２図に例示したステムレータの実施例の
動作を説明すれば、アンドゲート１２（第１図）
から信号線１７を介して最初のハイ出力信号が出
力されると、コンデンサ１６は保持した電荷を放
出することにより、端子１４及び１５間に高レベ
ルのカーデオバージヨン信号を出力する。コンデ
ンサ１６の電荷が所定量以下であれば、コンパレ
ータ２２の出力はローとなつて接続点２１の電圧
をローとし、この結果アンドゲート２０の一方の
入力端子がローとなつてアンドゲート２０の出力
がハイとなり得ない。接続点２１のロー信号はイ
ンバータ２３を介して充電回路２４へのハイ入力
となり、この結果公知のようにコンデンサ１６が
充電回路２４の制御のもとに充電される。コンデ
ンサ１６の電荷が所定量に達すると、コンパレー
タ２２の出力はハイとなり、アンドゲート２０に
はハイ信号が入力し、充電回路２４にはロー信号
が入力する。充電回路２４へのロー入力は公知の
方法によりコンデンサ１６の充電を停止させ、一
方アンドゲート２０へのハイ入力により信号線１
７にハイ入力がなされ、アンドゲート２０の出力
がハイになる。アンドゲート２０の出力がハイに
なると、スイツチ２６がコンデンサ１６を介して
出力端子１４，１５間を接続する。上述したよう
に、出力パルスの期間スイツチ２６はアンドゲー
ト２０の出力とは無関係にオン状態を保持する。
この目的を達成するにはSCR回路が好適である。 第３図に第２図の実施例の変形例を示すが、こ
の例において、出力コンデンサ１６はカーデオバ
ージヨン信号が必要とされるときに必要なエネル
ギーレベルまで充電される。第３図において、第
２図と同一の機能を有する素子には同一の参照符
号を付している。第２図と比べて第３図の相違点
は、アンドゲート１２（第１図）とアンドゲート
２０の入力端間にワンシヨツト回路（Ｏ／Ｓ）２
８を追加したこと、及びアンドゲート２９を追加
してその一方の入力端子にワンシヨツト回路２８
の出力を入力させると共に他方の入力端子にイン
バータ２３の出力を入力させたことにある。この
アンドゲート２９の出力は充電回路２４に接続さ
れる。上述したように、第３図の実施例におい
て、コンデンサ１６は所望のカーデオバージヨ
ン・エネルギーレベルに保持されていない。しか
しながら、アンドゲート１２（第１図）の出力に
よつて悪性の心室頻摶不整脈が検出され、従つて
ワンシヨツト２８の入力がハイになると、コンデ
ンサ１６はカーデオバージヨン・エネルギーレベ
ルに充電される。ワンシヨツト回路２８はワンシ
ヨツト回路１１（第１図）と同一の時間幅を有す
るリトリガ可能な回路であり、これは悪性の心室
頻摶不整脈の開始時にトリガされ頻摶不整脈の期
間にわたつてトリガ状態を保持する。 信号線１７上のハイ信号はワンシヨツト回路２
８をトリガし、アンドゲート２０及び２９の一方
の入力端子をハイにする。一方、コンデンサ１６
の電圧はコンパレータ２２の基準レベル以下であ
り、接続点２１及びアンドゲート２０の他方の入
力端子にロー信号が現われる。このように、スイ
ツチ２６は開放状態を保つ。接続点２１のロー信
号は、インバータ２２で反転されてアンドゲート
２９の第２の入力端子にハイ信号として入力し、
この結果のハイ出力に基き充電回路２４がコンデ
ンサ１６の充電を行う。コンデンサ１６の電荷が
コンバレータ２２の基準レベルに達すると、コン
パレータ２２の出力がハイとなつてアンドゲート
２０の第２の入力端子にハイ入力を供給し、この
アンドゲート２０のハイ出力はスイツチ２６をト
リガすなわち閉じ、コンデンサ１６の電荷を端子
１４，１５間に印加させる。第２図の実施例に示
すように、カーデオバージヨン信号の期間スイツ
チ２６は閉鎖状態を保持し、上述したように、全
電荷の放電が完了する前に心臓へのカーデオバー
ジヨン・エネルギーの放出を阻止し、コンデンサ
の放電を途中で打切るような制御を受け得よう。 第４図に、本発明の一実施例をペースメーカと
組合せた例を示す。第４図の実施例において、悪
性の頻摶不整脈ないし細動の進行につれて、カー
デオバージヨン信号のエネルギーレベルは増加す
る。すなわちＲ波とＲ波の間隔が減少するにつれ
て、カーデオバージヨン信号のエネルギーレベル
が増加する。本実施例によれば、細動除去に十分
なだけエネルギーレベルを増加させるので、頻摶
不整脈の進行だけでなく細動の進行にも対応でき
る。実際、第４図の説明においては、エネルギー
の増加したカーデオバージヨン信号を細動除去信
号として扱う。 第４図において、センスアツプ１０は第１図で
参照したような種類の回路である。このセンスア
ンプ１０の出力端は、ワンシヨツト回路３０，３
１の入力端及び接続点３２に接続されている。ア
ンドゲート３３の入力端子は、ワンシヨツト回路
３０の出力端子と接続点３２に接続されている。
同様にアンドゲート３４の入力端子は、接続点３
２とワンシヨツト回路３１の出力端子に接続され
ている。ワンシヨツト回路３０及び３１はリトリ
ガ可能な回路で、センスアンプ１０の出力の負な
いし立下りエツヂでトリガされ、アンドゲート３
３及び３４の各々において２入力端子が同時にハ
イにならないような遅延を生じさせる。 アンドゲート３３の出力はアンドゲート３５の
一方の入力となり、このアンドゲート３５の他方
の入力端には後に詳述するHIGH信号が入力す
る。ワンシヨツト回路３６は、アンドゲート３４
の出力の先端でトリガされる。ワンシヨツト回路
３６の出力及びアンドゲート３５の出力は排他的
論理和ゲート３７に入力し、ワンシヨツト３６の
出力はまたアンドゲート３８の一方の入力端子及
びアンドゲート３９の一方の入力端子にも入力す
る。アンドゲート３８の他方の入力端子には、後
ほど詳述するDEFIB信号が入力する。排他的論
理和ゲート３７の出力及びアンドゲート３８の出
力はオアゲート４０に入力し、このオアゲート出
力は接続点４１に出力される。この接続点４１は
ワンシヨツト回路４２に接続され、このワンシヨ
ツト回路４２の出力は、これがハイである期間に
わたつてペースメーカ４３の動作を禁止する。ペ
ースメーカの好適例は、出力電極４４，４５、出
力コンデンサ４６及び信号線４７を介してペース
メーカの出力端子に接続される独自のセンスアン
プを具えたデマンド型の装置である。接続点４１
は電子スイツチ５０にも接続されており、接続点
４１にハイ信号が出現したときこのスイツチ５０
を切替える。 第４図の実施例の回路で作成されたカーデオバ
ージヨン信号は、端子５１，５２間に印加され
る。この端子５２はコンデンサ５４を介して接続
点５３に接続されている。この接続点５３は充電
回路５５、コンパレータ５６及び５７に接続され
ている。コンパレータ５６のHIGH信号出力はイ
ンバータ５８に入力し、一方コンパレータ５７の
DEFIB信号はインバータ５９に入力する。この
インバータ５９の出力はアンドゲート３９の一方
の入力端子に入力し、このアンドゲート３９の出
力はオアゲート６０の一方の入力端子に入力す
る。インバータ５８の出力はオアゲート６０の他
方の入力端子に入力し、このオアゲート６０の出
力は充電回路５５に接続されている。 第４図に示した実施例の回路は、コンデンサ５
４に第１の所定のカーデオバージヨン・エネルギ
ーレベルを保持すると共に、頻摶不整脈が所定の
状態よりも進行したときにコンデンサ５４の電荷
を増加させる。ワンシヨツト回路３０の出力パル
ス幅の一例は430ミリ秒であるが、これは毎分１
４０の心摶数に相当し、悪性の心室頻摶不整脈の
状態に至つたことを示す。これに対してワンシヨ
ツト回路３１は、頻摶不整脈の進行に相当するさ
らに短いＲ波とＲ波の間隔を検出するのに使用で
きよう。ワンシヨツト回路３１の出力パルス幅の
一例は200ミリ秒であるが、これは毎分300の心摶
数及び細動に相当する。ワンシヨツト回路３６
は、ワンシヨツト回路３１と同じ値の出力パルス
幅を有するが、負エツヂでトリガされたものとは
異る。ワンシヨツト４２の出力パルス幅の一例は
１乃至５秒であり、カーデオバージヨン信号の出
力後の上記期間にわたつてペースメーカの動作を
禁止し、カーデオバージヨン信号の発生後にセン
スアンプの検出特性が平常に復する機会を与え
る。ワンシヨツト回路３０及び３１の出力パルス
幅を上記の値に設定した場合、コンパレータ５６
の基準電圧は約50ボルトであることが望ましく、
一方コンパレータ５７の基準電圧は1400ボルトで
あることが望ましい。放電途中打切りの細動除去
用衝撃信号は低い値で有効であることが知られて
いる。従つて、スイツチ５０を制御してそのよう
な放電途中打切り信号を発生させる場合、コンパ
レータ５７の基準電圧レベルを1000ボルト程度に
することが望ましい。 センスアンプ１０は、その動作中に悪性の頻摶
不整脈が発生しなければ、Ｒ波を検出するたびに
出力を発生する。ワンシヨツト回路（Ｏ／Ｓ）３
０及び３１は負エツヂでトリガされるため、これ
らの回路がトリガされる前に接続点３２のセンス
アンプ出力が消滅してしまつている。従つて、ワ
ンシヨツト回路３０及び３１はＲ波の検出のたび
にトリガされるが、これらの回路の出力パルス幅
の期間内に次のＲ波が検出されないかぎり、アン
ドゲート３３及び３４の出力をロー状態に保たれ
る。悪性の頻摶不整脈が発生したとすれば、Ｒ波
とＲ波の間隔は200ミリ秒以上430ミリ秒以下とな
り、最初のＲ波がワンシヨツト回路３０及び３１
をトリガした後、ワンシヨツト回路３０の出力パ
ル幅の内でワンシヨツト回路３１の出力パルス幅
の外において次のＲ波が検出される（最初の頻摶
不整脈）。このため、アンドゲート３３の出力は
ハイになるが、アンドゲート３４の出力はローの
ままである。コンデンサ５４がコンパレータ５６
の基準レベルに充電されていれば、コンパレータ
５６の出力はハイであり、アンドゲート３５には
２個のハイ信号が入力し、排他的論理和ゲート３
７には１個のハイ信号が入力する。この結果接続
点４１はハイになり、スイツチ５０はコンデンサ
５４の電荷を端子５１及び５２間に印加する。頻
摶不整脈が接続する限り、コンデンサ５４はコン
パレータ５６の基準電圧まで繰返し充電され、端
子５１，５２間に繰返し接続される。一方この頻
摶不整脈が進行してＲ波とＲ波の間隔が200ミリ
秒程度以下になると、アンドゲート３３及び３４
の双方の出力がハイになる。このためワンシヨツ
ト回路（Ｏ／Ｓ）３６がトリガされ、充電回路５
５がコンパレータ５７の基準レベルまでコンデン
サ５４を充電する。コンデンサ５４の電圧がコン
パレータ５７の基準電圧に達すると、DEFIB信
号がハイになつてアンドゲート３８からハイ信号
が出力されてスイツチ５０を切替え、コンデンサ
５４の電荷を端子５１と５２間に印加させる。こ
のエネルギーが増したカーデオバージヨン信号
は、頻摶不整脈が続く限りコンデンサ５４が繰返
し充電され繰返し印加される。 第５図は、第４図の実施例の変形例であり、第
４図と同一の参照符号を付した要素は第４図と同
一の要素である。第５図の実施例は、第４図の要
素をすべて備えているが、記載の重複を避けるた
めに、新たに追加した要素のみを図示している。
第５図に示すように、第４図の回路にワンシヨツ
ト回路（Ｏ／Ｓ）６１及びアンドゲート６２を追
加することにより、悪性の頻摶不整脈が発生した
ときには、コンデデンサ５４をコンパレータ５６
の基準レベルまで充電させる。この変形例は、第
２図の変形例として図示された第３図のものとほ
ぼ同様である。上述したものの他は、第５図のそ
の他の回路要素及び相互接続は、第４図に例示し
たものと同様である。 上述した本発明の要旨の範囲内で多くの均等的
な修正，変形が可能である。例えば、上述したよ
うに、本発明の装置を単独でカーデオバージヨン
装置として用いることもできるし、細動除去装置
及びペースメーカ又はこれらのうちのいずれか一
方と組合せて使用することもできる。さらに、本
発明の装置はその要旨のとおり、悪性の頻摶不整
脈の発生から細動までの進行状況に応じて、カー
デオバージヨン信号のエネルギーレベルを大幅に
増加することができる。他のパラメータも、悪性
の心室頻摶不整脈の発生とその進行に応じて設定
できる。上述した値と異るカーデオバージヨン・
エネルギーレベルを使用することもできる。しか
しながら、上述したパラメータのもとで、細動に
進行する前にかつ細動除去に必要なエネルギーレ
ベル以下で、悪性の心室頻摶不整脈をカーデオバ
ージヨンすることができよう。このように、特許
請求の範囲に記載した本発明の要旨の範囲内で
種々の均等的な変形，修正が可能である。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の一実施例のブロツク図、第２
図は第１図の実施例の部分回路の一実施例のブロ
ツク図、第３図は第２図の実施例の一変形例のブ
ロツク図、第４図は本発明の他の実施例のブロツ
ク図、第５図は第４図の実施例の変形例のブロツ
ク図である。 １０…センスアンプ、１１，２８，３０，３
１，３６，４２，６１…ワンシヨツト回路、１３
…ステムレータ、１４及び１５，５１及び５２…
心臓への出力端子、２４，５５…充電回路、２
６，５０…スイツチ。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 第１のレート閾値を超える心摶数により明示
   される心室頻摶不整脈の発生を検出する検出手
   段、 該検出手段に応答してページングの代表的な閾
   値である50マイクロジユールよりも高くかつ細動
   除去に必要な代表的な閾値45ジユールよりは低い
   エネルギーレベルのカーデオバージヨン信号を供
   給するカーデオバージヨン供給手段、 を具備したことを特徴とする埋込み型カーデオバ
   ージヨン装置。 ２ 第１のレート閾値を超える心摶数により明示
   される心室頻摶不整脈の発生を検出する検出手
   段、 該検出手段に応答してページングの代表的な閾
   値である50マイクロジユールよりも高くかつ細動
   除去に必要な代表的な閾値45ジユールよりは低い
   エネルギーレベルのカーデオバージヨン信号を供
   給するカーデオバージヨン供給手段を具え、 前記検出手段に応答するカーデオバージヨン供
   給手段は、 ページング閾値よりも高く、かつ細動除去に必
   要な閾値よりは低いエネルギーレベルを有する第
   １のカーデオバージヨン信号を与え、前記心室頻
   摶不整脈の所定の進行を検出する進行検出手段、 前記進行検出手段に応答し、前記第１のカーデ
   オバージヨン信号のエネルギーレベルよりも高い
   エネルギーレベルを有する第２のカーデオバージ
   ヨン信号を供給する手段、 を具備したことを特徴とするカーデオバージヨン
   装置。 ３ 前記検出手段は最初のＲ波とＲ波の間隔が
   430ミリ秒以下の心室頻摶不整脈に応答する手段
   を具備したことを特徴とする特許請求の範囲第１
   項記載の埋込み型カーデオバージヨン装置。 ４ 前記カーデオバージヨン信号供給手段はカー
   デオバージヨン信号用エネルギーを蓄積するエネ
   ルギー蓄積手段を具備したことを特徴とする特許
   請求の範囲第１項記載の埋込み型カーデオバージ
   ヨン装置。 ５ 前記カーデオバージヨン信号供給手段はＲ波
   とＲ波の間隔が430ミリ秒以下の心室頻摶不整脈
   の発生に応答して前記エネルギー蓄積手段を充電
   する手段を具備したことを特徴とする特許請求の
   範囲第４項記載の埋込み型カーデオバージヨン装
   置。 ６ 前記カーデオバージヨン信号供給手段は前記
   エネルギー蓄積手段を充電状態に保持する手段を
   具備したことを特徴とする特許請求の範囲第４項
   記載の埋込み型カーデオバージヨン装置。 ７ 前記カーデオバージヨン信号供給手段は頻摶
   不整脈の間繰返してカーデオバージヨン信号を供
   給することを特徴とする特許請求の範囲第１項記
   載の埋込み型カーデオバージヨン装置。 ８ Ｒ波とＲ波の間隔が430ミリ秒以下の心室頻
   摶不整脈の発生を検出する手段、 ５ミリジユールから15ジユールまでのエネルギ
   ーレベルを有するカーデオバージヨン信号を供給
   するカーデオバージヨン信号供給手段、 カーデオバージヨン信号放出用出力手段、 を具備したことを特徴とする特許請求の範囲第１
   項記載の埋込み型カーデオバージヨン装置。 ９ 前記出力手段は、心内膜電極手段を具備し、
   カーデオバージヨン信号のエネルギーレベルが10
   ジユールから15ジユールであることを特徴とする
   特許請求の範囲第８項記載のカーデオバージヨン
   装置。 １０ 前記心内膜電極手段は各々が約500平方ミ
   リメートルの表面積を有することを特徴とする特
   許請求の範囲第９項記載の埋込み型カーデオバー
   ジヨン装置。 １１ 前記出力手段は、心外膜電極手段を具備
   し、カーデオバージヨン信号のエネルギーレベル
   が５ミリジユールから250ミリジユールであるこ
   とを特徴とする特許請求の範囲第８項記載の埋込
   み型カーデオバージヨン装置。