JPH04117967A - 上室頻拍治療用心臓ペースメーカ - Google Patents
上室頻拍治療用心臓ペースメーカInfo
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- JPH04117967A JPH04117967A JP23845690A JP23845690A JPH04117967A JP H04117967 A JPH04117967 A JP H04117967A JP 23845690 A JP23845690 A JP 23845690A JP 23845690 A JP23845690 A JP 23845690A JP H04117967 A JPH04117967 A JP H04117967A
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Landscapes
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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。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
〔技術分野〕
心臓ペースメーカは心筋にパルスを送って心筋を興奮さ
せ、心拍を維持するものである。心臓ペースメーカは電
源・回路・刺激電極よりなっているが、主に徐脈(脈拍
数が1分間50以下で正常な脈拍にならない症状)患者
に対し、これらを生体内に植え込み、心拍をつくること
によって徐脈を治療する装置である。
せ、心拍を維持するものである。心臓ペースメーカは電
源・回路・刺激電極よりなっているが、主に徐脈(脈拍
数が1分間50以下で正常な脈拍にならない症状)患者
に対し、これらを生体内に植え込み、心拍をつくること
によって徐脈を治療する装置である。
欧米では1960年頃から臨床的に使用され、本邦では
昭和40年頃から使用されている。徐脈の治療法として
心臓ペースメーカはすてに桶立されているが、頻脈(脈
拍数1−分間100以上で正常な脈拍にならない症状)
に対しても、心臓に電気刺激を送って、これを治療する
試みがなされている。しかし、頻脈治療のペースメーカ
は現在なお、確立されていない。
昭和40年頃から使用されている。徐脈の治療法として
心臓ペースメーカはすてに桶立されているが、頻脈(脈
拍数1−分間100以上で正常な脈拍にならない症状)
に対しても、心臓に電気刺激を送って、これを治療する
試みがなされている。しかし、頻脈治療のペースメーカ
は現在なお、確立されていない。
頻脈には上室頻拍(頻拍の原因が心房にある)と心室頻
拍(頻拍の原因が心室にある)の二つがあり、頻拍のう
ちの9割以上は」二室頻拍である。
拍(頻拍の原因が心室にある)の二つがあり、頻拍のう
ちの9割以上は」二室頻拍である。
本発明は、この上室頻拍の患者の治療に有用な心臓ペー
スメーカに関するものである。
スメーカに関するものである。
徐脈に対する心臓ペースメーカははS゛確立れ、より小
さく、より長寿命の装置をめざし改良が続けられている
。現在のペースメーカは脈拍数が設定された数(通常7
07分)より減少すると、自動的に1分間70のパルス
が心房または心室筋に送られる。通常のパルスは5■、
0.5m5ec+11である。
さく、より長寿命の装置をめざし改良が続けられている
。現在のペースメーカは脈拍数が設定された数(通常7
07分)より減少すると、自動的に1分間70のパルス
が心房または心室筋に送られる。通常のパルスは5■、
0.5m5ec+11である。
本発明の対象患者である」二室頻拍患者に対しては、通
常、薬の投与または注射により治療が行われている。薬
剤が無効なときは、心臓ペースメーカによる電気的治療
か行われている。
常、薬の投与または注射により治療が行われている。薬
剤が無効なときは、心臓ペースメーカによる電気的治療
か行われている。
患者の頻脈を植え込まれているペースメーカが自動的に
検知(センス)し、心房に単数または複数のパルス刺激
を自動的に与えるのが、現在の上室頻拍治療用ペースメ
ーカである。これら単数または複数の刺激を送る時相に
関し5種々、工夫がなされている。すなわち、患者心電
図のどの時相にパルス刺激を与えたら−In室頻拍がな
おるかについて研究開発が行われ、すでに、多種類の」
二室頻拍治療用心臓ペースメーカが市販されている。し
かし、いずれの機種も、上室頻拍治療上、確実性にとぼ
しく、新しい装置の出現が望まれている。
検知(センス)し、心房に単数または複数のパルス刺激
を自動的に与えるのが、現在の上室頻拍治療用ペースメ
ーカである。これら単数または複数の刺激を送る時相に
関し5種々、工夫がなされている。すなわち、患者心電
図のどの時相にパルス刺激を与えたら−In室頻拍がな
おるかについて研究開発が行われ、すでに、多種類の」
二室頻拍治療用心臓ペースメーカが市販されている。し
かし、いずれの機種も、上室頻拍治療上、確実性にとぼ
しく、新しい装置の出現が望まれている。
本発明は、従来から使用されている心室デマンドペース
メーカの基本的構成を生かしつつ、これに簡単な付加手
段を付設することにより、新しいタイプの頻拍治療用心
臓ペースメーカを提供することを目的とする。
メーカの基本的構成を生かしつつ、これに簡単な付加手
段を付設することにより、新しいタイプの頻拍治療用心
臓ペースメーカを提供することを目的とする。
本発明は、上室頻拍を検知する手段と」−室頻拍が一定
の上限レー1〜を七回ったとき心房筋に間欠的に直流を
流す電流出力手段を付設したことを特徴とする」二室頻
拍治療用心臓ペースメーカに関する。
の上限レー1〜を七回ったとき心房筋に間欠的に直流を
流す電流出力手段を付設したことを特徴とする」二室頻
拍治療用心臓ペースメーカに関する。
本発明は、頻拍のとき心房に直流電流が自動的に流れる
ようにした点に特徴をもつものであるから心室デマント
ペースメーカ(V’VI)、Pシンクロナスペースメー
カ(VDD)、心房デマンドペースメーカ(AA I)
、A−Vシークエンシャル(DVI)、A−Vユニヴア
ーサルペースメー力(DDD)のいずれの方式にも適用
できる。
ようにした点に特徴をもつものであるから心室デマント
ペースメーカ(V’VI)、Pシンクロナスペースメー
カ(VDD)、心房デマンドペースメーカ(AA I)
、A−Vシークエンシャル(DVI)、A−Vユニヴア
ーサルペースメー力(DDD)のいずれの方式にも適用
できる。
前記電流出力手段は、単純に間欠的に直流を流すことも
できるが、第4図の心電図シェーマに示すR波後、約1
00−300ミリ秒(msec)の間の心室筋不応期間
に通電を行う手段を採用することが好ましい(以下、こ
の手段をR波同期直流通電という)。
できるが、第4図の心電図シェーマに示すR波後、約1
00−300ミリ秒(msec)の間の心室筋不応期間
に通電を行う手段を採用することが好ましい(以下、こ
の手段をR波同期直流通電という)。
通常のペースメーカ、例えば、VVIペースメーカは罐
の中に密」」されている。ペースメーカの体積の約2/
3は電池がしめているが、ペースメーカ回路をブロック
、ダイアクラムで表すと第2図のようになる。
の中に密」」されている。ペースメーカの体積の約2/
3は電池がしめているが、ペースメーカ回路をブロック
、ダイアクラムで表すと第2図のようになる。
心室内に挿入したリードを通して、心収縮の電位を増幅
し、そのパルス数をペースメーカが自動的に検出する。
し、そのパルス数をペースメーカが自動的に検出する。
ペースメーカ内には水晶発振子があり検出パルスの後、
一定時間、パルスが生じなければ自動的にパルスを発生
し、心収縮を生じさせる。検出パルス後の一定時間内に
、患者の心収縮が発生す九ば、ペースメーカの発生する
パルスは抑制される。最近のペースメーカの電圧ははS
′一定なので、刺激パルスの強弱はパルス中によって決
められる。すなわち、パルスの時間[1)でパルスの強
弱がきめられる。これを増11Jシ、リード(心室@極
端子)を通して心室筋に送る。本発明はこの従来の回路
に上限レート検出部を追加し、頻拍時に直流が心房に4
〜 加えられるようにしたものである。
一定時間、パルスが生じなければ自動的にパルスを発生
し、心収縮を生じさせる。検出パルス後の一定時間内に
、患者の心収縮が発生す九ば、ペースメーカの発生する
パルスは抑制される。最近のペースメーカの電圧ははS
′一定なので、刺激パルスの強弱はパルス中によって決
められる。すなわち、パルスの時間[1)でパルスの強
弱がきめられる。これを増11Jシ、リード(心室@極
端子)を通して心室筋に送る。本発明はこの従来の回路
に上限レート検出部を追加し、頻拍時に直流が心房に4
〜 加えられるようにしたものである。
従来の心室ペースメーカの諸機能は、植え込まれた後も
体外からプログラム(遠隔操作)でき、そのプログラム
項目は次のようである。
体外からプログラム(遠隔操作)でき、そのプログラム
項目は次のようである。
()内はプログラムにより可変し得る値を示す。
■パルレス中(0,]、 0.2.0.3. ・−・
・1.omsec)■感 度(2,5,5,0mV) ■電 圧(2,5,5,OV) 本発明はこのような従来の心室ペースメーカに心室の脈
拍を検知する手段およびそれと連係して、間欠的に直流
電流を心房筋に流すための直流電流供給機能とその直流
電流を心房筋に流すための心房リードを有する@流出力
手段とを付加したものである。たとえば、第2図の※開
部分(上限レーI−検知部、直流電流制限回路、出力回
路、心房電極端子)が−静的な心室ペースメーカ(VV
Iペースメーカ)に対して本発明が付加した機能である
。ペースメーカでは−般に体液などの湿気から電子回路
を保護するため、装置全体がステンレスやチタンの金属
容器内に密閉封入されており、電気的導体で囲まれた室
間内部には電界が入り込めず、外部の電界から回路を遮
蔽しているが、この点は本発明においても同様である。
・1.omsec)■感 度(2,5,5,0mV) ■電 圧(2,5,5,OV) 本発明はこのような従来の心室ペースメーカに心室の脈
拍を検知する手段およびそれと連係して、間欠的に直流
電流を心房筋に流すための直流電流供給機能とその直流
電流を心房筋に流すための心房リードを有する@流出力
手段とを付加したものである。たとえば、第2図の※開
部分(上限レーI−検知部、直流電流制限回路、出力回
路、心房電極端子)が−静的な心室ペースメーカ(VV
Iペースメーカ)に対して本発明が付加した機能である
。ペースメーカでは−般に体液などの湿気から電子回路
を保護するため、装置全体がステンレスやチタンの金属
容器内に密閉封入されており、電気的導体で囲まれた室
間内部には電界が入り込めず、外部の電界から回路を遮
蔽しているが、この点は本発明においても同様である。
本発明は心房リードを通して直流電流が心房壁に流れる
点に特徴をもつものであるが、心房リードに関するプロ
グラム項目として、次のものを挙げることができる。(
)内はプログラムにより可変する値を示す。
点に特徴をもつものであるが、心房リードに関するプロ
グラム項目として、次のものを挙げることができる。(
)内はプログラムにより可変する値を示す。
■心房リードの直流通電作動(on、 off)直流通
電作動をoffにすれば、従来の心室ペースメーカと全
く同じ装置となる。
電作動をoffにすれば、従来の心室ペースメーカと全
く同じ装置となる。
■頻拍をトリガーして直流通電の生じるレートを有する
。このレーI〜を上限レー1〜という。
。このレーI〜を上限レー1〜という。
〔例えば上限レー1〜は125.1.50.1.75.
BPM (beat per m1nute))の3
通りをセットすることができる。心拍すなわち、R波数
がセットした値より多くなったことを心室リードを通じ
てペースメーカが検知し、これを1〜リガーとして直流
を間欠的に心房筋に流す。
BPM (beat per m1nute))の3
通りをセットすることができる。心拍すなわち、R波数
がセットした値より多くなったことを心室リードを通じ
てペースメーカが検知し、これを1〜リガーとして直流
を間欠的に心房筋に流す。
■直流通電電圧(5,0,7,5,10,OV)を選択
する。
する。
■直流通電かR波同期直流通電か(直流通電、R波同期
)を選択する。
)を選択する。
■R波同期の場合のR波直後の直流通電時間(1,00
,200,300m5ec)を選択する。
,200,300m5ec)を選択する。
本発明を図面を参照しながら、さらに具体的に説明する
。以下の説明は、種々の具体例を含むが、本発明はこれ
に限定されるものではない。
。以下の説明は、種々の具体例を含むが、本発明はこれ
に限定されるものではない。
本発明のペースメーカ]−の体内埋め込み方法は従来法
と本質的には同しであって、第12図に示すとおりであ
る。
と本質的には同しであって、第12図に示すとおりであ
る。
患者心拍がプログラムした上限レートより多くなったと
き、自動的に10秒間だけ、心房り−ト3を通じ心房壁
に直流通電が行われる(第1〜第3図参照)。なお、上
限レー1へが瞬間的にとらえられて直流通電が行われる
のでなく、上限シー1−以上の心拍が10秒間接続する
ことをも一層で、YIESの信号が出るようにすること
が好ましい(第3図)。通電電圧を5.OV、 7.5
V、 1.0.OVのいずれかにプログラムしうる。直
流通電終了後10秒間まって、プログラムしである上限
レーl〜より患者心拍数がまだ多いときは、さらに10
秒間だけIOVの通電が行われる。面積3〜6mの白金
イリジウム電極を使用したときのインピーダレスは、1
..000〜z、oooオームであるので、IOV通電
のとき5〜]OmAの電流が流れる。最初の10秒間通
電と次のloVIO秒間通電で患者の頻拍が消失しない
とき、このプログラムは無効となる。このような場合に
は、プログラムをくみなおす必要がある。手動で使用す
れば何回でも直流通電が可能である。第3図は、上限レ
ー1〜175BPM、初回通電5.Ovを想定してブロ
ックダイアグラムを記したものである。第4図には標準
箱■誘導の心電図シェーマを記したが、(j)は正常の
洞調律のとき、(ij)は頻拍発作の生じたとき、(i
ii)は直流通電により心房細動になったとき、(iV
)は直流通電が終了し、再び正常側調律になったとき、
の各心電図シェーマを示す。
き、自動的に10秒間だけ、心房り−ト3を通じ心房壁
に直流通電が行われる(第1〜第3図参照)。なお、上
限レー1へが瞬間的にとらえられて直流通電が行われる
のでなく、上限シー1−以上の心拍が10秒間接続する
ことをも一層で、YIESの信号が出るようにすること
が好ましい(第3図)。通電電圧を5.OV、 7.5
V、 1.0.OVのいずれかにプログラムしうる。直
流通電終了後10秒間まって、プログラムしである上限
レーl〜より患者心拍数がまだ多いときは、さらに10
秒間だけIOVの通電が行われる。面積3〜6mの白金
イリジウム電極を使用したときのインピーダレスは、1
..000〜z、oooオームであるので、IOV通電
のとき5〜]OmAの電流が流れる。最初の10秒間通
電と次のloVIO秒間通電で患者の頻拍が消失しない
とき、このプログラムは無効となる。このような場合に
は、プログラムをくみなおす必要がある。手動で使用す
れば何回でも直流通電が可能である。第3図は、上限レ
ー1〜175BPM、初回通電5.Ovを想定してブロ
ックダイアグラムを記したものである。第4図には標準
箱■誘導の心電図シェーマを記したが、(j)は正常の
洞調律のとき、(ij)は頻拍発作の生じたとき、(i
ii)は直流通電により心房細動になったとき、(iV
)は直流通電が終了し、再び正常側調律になったとき、
の各心電図シェーマを示す。
(」j)の状態をペースメーカが検知し、自動的に直流
通電を行ない(iii)の心房細動を作りだし、10秒
間の直流通電が終了すると(lv)の状態にもどる。臨
床的に2回の通電に限定したが、装置を変更すれば、自
動的な直流通電の回数を3回、4回、・ に増加しうる
。
通電を行ない(iii)の心房細動を作りだし、10秒
間の直流通電が終了すると(lv)の状態にもどる。臨
床的に2回の通電に限定したが、装置を変更すれば、自
動的な直流通電の回数を3回、4回、・ に増加しうる
。
本装置の直流通電は原則として、頻拍を検知してから1
0秒間の連続通電であるが、本装置法を一層安全に使用
するためには、患者心電図R波後の約1.00〜300
m5ecの期間に直流を断続的に約10秒間流す方法を
採ることが好ましい。R波発生時から約1.00〜30
0m5ecの時間は、心室筋の不応期であり、仮に誤っ
て心室筋に直流が流れても、危険はないが、これ以外の
ときに心室筋に電流が流れると心室筋は心室細動をおこ
し、心室としての機能を失い、死に至らしめる。
0秒間の連続通電であるが、本装置法を一層安全に使用
するためには、患者心電図R波後の約1.00〜300
m5ecの期間に直流を断続的に約10秒間流す方法を
採ることが好ましい。R波発生時から約1.00〜30
0m5ecの時間は、心室筋の不応期であり、仮に誤っ
て心室筋に直流が流れても、危険はないが、これ以外の
ときに心室筋に電流が流れると心室筋は心室細動をおこ
し、心室としての機能を失い、死に至らしめる。
心房電極表面積は6 mm2以下にする。定電流または
定電圧のとき、電極表面積は小さい方が心房細動を生し
やすい。しかし、電極表面積が小さすぎると、生体との
接触抵抗が上昇するので、心房用電極面積は3〜6 m
m2とするのがのぞましい。
定電圧のとき、電極表面積は小さい方が心房細動を生し
やすい。しかし、電極表面積が小さすぎると、生体との
接触抵抗が上昇するので、心房用電極面積は3〜6 m
m2とするのがのぞましい。
電極相質は電気分解をうけにくい白金、白金イリジウム
等とするのがのぞましい。ペースメーカ電極などは一般
に白金−イリジウl\が使用されている。本装置の心房
電極材質も白金イリジウムが推奨される。
等とするのがのぞましい。ペースメーカ電極などは一般
に白金−イリジウl\が使用されている。本装置の心房
電極材質も白金イリジウムが推奨される。
心房壁に直流通電すると、単極でも、双極でも、心房細
動は容易に生じる。このとき、陽極を心房壁にあるいは
、陰極を心房壁に接し通電しても、心房細動発生閾値に
差は生じない。陽極、陰極ともに心房に接している双極
通電でも心房細動は容易に生し、双極の電極間距離は5
mm以」二あれば十分である。
動は容易に生じる。このとき、陽極を心房壁にあるいは
、陰極を心房壁に接し通電しても、心房細動発生閾値に
差は生じない。陽極、陰極ともに心房に接している双極
通電でも心房細動は容易に生し、双極の電極間距離は5
mm以」二あれば十分である。
心房壁に直流通電し、心房細動をつくることにより、上
室頻拍を治療することが目的であるが、まちがって心室
壁に直流通電すると心室細動が生じ、患者は重篤となり
死亡する場合もある。まぢがって心室に電流が流れない
よう工夫することが重要である。まちがいを未然に予防
するため次の点に注意することがよい。
室頻拍を治療することが目的であるが、まちがって心室
壁に直流通電すると心室細動が生じ、患者は重篤となり
死亡する場合もある。まぢがって心室に電流が流れない
よう工夫することが重要である。まちがいを未然に予防
するため次の点に注意することがよい。
■心房電極からは直流通電のみが行われ、心房電極でベ
ーシングやセンシングは行わない。
ーシングやセンシングは行わない。
これによって心房リードへの回路が簡単になり、直流が
あやまって心室リードに流れることを予防できる。
あやまって心室リードに流れることを予防できる。
■プログラマー(遠隔操作装置)を用いて、時的に心房
電極に直流を流すことができるように設計する。これに
よって心房細動は生しるが、心室細動は生しないことを
常に確認できるようにする。
電極に直流を流すことができるように設計する。これに
よって心房細動は生しるが、心室細動は生しないことを
常に確認できるようにする。
■心房リードの長さを短かくし、心室に入りにくくする
。
。
■心房リード、心室リードをそれぞれ、ペースメーカ本
体に接続するとき、その接続用アダプターの形や包を異
ったものにする。すなわち、心房用リードがペースメー
カ本体の心室側に入らないようにし、心室用リードが心
房側に入らないようにする。これによって医師がリード
と本体の接続をまちがえて、心室に直流が通電されるこ
とを防止できる。
体に接続するとき、その接続用アダプターの形や包を異
ったものにする。すなわち、心房用リードがペースメー
カ本体の心室側に入らないようにし、心室用リードが心
房側に入らないようにする。これによって医師がリード
と本体の接続をまちがえて、心室に直流が通電されるこ
とを防止できる。
■心房リードを心房内面に固定するとき、心房リード先
端位置が上大静脈右心房入口部で、右側右扉壁に接して
いるのがよい。心房電極が心室から遠く離れるようにす
る。
端位置が上大静脈右心房入口部で、右側右扉壁に接して
いるのがよい。心房電極が心室から遠く離れるようにす
る。
■心房リートを右心耳に深く挿入すると、電流が右心耳
壁を通過し、右室流出路の右心室壁に流わ、心室細動が
伎じる可能性がある。心房リードを右心耳に深く入れな
いようにする。
壁を通過し、右室流出路の右心室壁に流わ、心室細動が
伎じる可能性がある。心房リードを右心耳に深く入れな
いようにする。
■心房用のリードとしては、ねじ込み式リート(scr
et++−in 1ead)が好ましい。心房壁心内膜
側にリード先端を固定する。このリード先端の電極はコ
ルクの栓ぬき状になっている。リートを血管内に挿入し
て、心臓まで押し進めるときは、第5図(i)のように
、コルクの栓ぬき状の電極部はリード内に埋もれている
。
et++−in 1ead)が好ましい。心房壁心内膜
側にリード先端を固定する。このリード先端の電極はコ
ルクの栓ぬき状になっている。リートを血管内に挿入し
て、心臓まで押し進めるときは、第5図(i)のように
、コルクの栓ぬき状の電極部はリード内に埋もれている
。
リード先端が右心房内の適当な部に挿入されたとき、こ
のリードの根もとをIO〜20回回転すると、リ−1・
先端より栓ぬき部(電極)が第5図(1j)のように突
出して、心内膜面に刺入される。
のリードの根もとをIO〜20回回転すると、リ−1・
先端より栓ぬき部(電極)が第5図(1j)のように突
出して、心内膜面に刺入される。
本リードは市販されて以来、すでに10年を経過して十
分に信頼性があり、本装置の心房用リードとしても使用
可能である。
分に信頼性があり、本装置の心房用リードとしても使用
可能である。
0本装置の臨床使用にあたって、対象は4二室頻拍であ
るが、これを生じる疾患として、−J二室頻拍のほか、
洞不全症候群、心房粗動、潜在性WPW症候群などがあ
る。−労使用禁忌の場合として、WPW症候群で側転導
路の伝導が心房から心室方向にあるもの、不応期が短い
房室結節伝導症例などが考えられる。
るが、これを生じる疾患として、−J二室頻拍のほか、
洞不全症候群、心房粗動、潜在性WPW症候群などがあ
る。−労使用禁忌の場合として、WPW症候群で側転導
路の伝導が心房から心室方向にあるもの、不応期が短い
房室結節伝導症例などが考えられる。
本発明により、1つの新しいタイプの頻拍治療用心臓ペ
ースメーカを提供できた。
ースメーカを提供できた。
本発明のペースメーカは、構造が簡単であり、とくにR
波後100〜300m5ecの期間に通電するシステム
をとり入れた場合には、従来形のものに較べて、安全性
の面で絶対的に有利である。
波後100〜300m5ecの期間に通電するシステム
をとり入れた場合には、従来形のものに較べて、安全性
の面で絶対的に有利である。
第1図は、本発明のペースメーカを体内に埋め込んだ場
合のモデル図、第2図は、本発明装置の具体例を示すシ
ステム図、第3図は、本発明の装置を使用するための具
体的プログラムであり、第4図は、標準箱■誘導の心電
図シェーマ、第5図は、本発明に使用できるねし込み式
リードの1例を示す断面図である。 1 ペースメーカ 2 ・右心室リート3・・右心房リ
ード 4・右心房 5・右心室 6・・左心房 7 左心室 第 図 第4 図
合のモデル図、第2図は、本発明装置の具体例を示すシ
ステム図、第3図は、本発明の装置を使用するための具
体的プログラムであり、第4図は、標準箱■誘導の心電
図シェーマ、第5図は、本発明に使用できるねし込み式
リードの1例を示す断面図である。 1 ペースメーカ 2 ・右心室リート3・・右心房リ
ード 4・右心房 5・右心室 6・・左心房 7 左心室 第 図 第4 図
Claims (1)
- 1、上室頻拍が一定の上限レートを上回ったとき心房筋
に間欠的に直流を流す電流出力手段を付設したことを特
徴とする上室頻拍治療用心臓ペースメーカ。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP23845690A JPH04117967A (ja) | 1990-09-07 | 1990-09-07 | 上室頻拍治療用心臓ペースメーカ |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP23845690A JPH04117967A (ja) | 1990-09-07 | 1990-09-07 | 上室頻拍治療用心臓ペースメーカ |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH04117967A true JPH04117967A (ja) | 1992-04-17 |
Family
ID=17030496
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP23845690A Pending JPH04117967A (ja) | 1990-09-07 | 1990-09-07 | 上室頻拍治療用心臓ペースメーカ |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPH04117967A (ja) |
Cited By (10)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPH07504597A (ja) * | 1992-06-30 | 1995-05-25 | メドトロニック インコーポレーテッド | 電気的医療用刺激器と電気的刺激方法 |
JPH07504596A (ja) * | 1992-06-30 | 1995-05-25 | メドトロニック インコーポレーテッド | 電気的医療用刺激器と電気的刺激方法 |
EP0727241A1 (en) * | 1995-02-20 | 1996-08-21 | Pacesetter AB | Device for heart stimulation |
US8958872B2 (en) | 1996-01-08 | 2015-02-17 | Impulse Dynamics, N.V. | Electrical muscle controller |
US8977353B2 (en) | 2004-03-10 | 2015-03-10 | Impulse Dynamics Nv | Protein activity modification |
US9713723B2 (en) | 1996-01-11 | 2017-07-25 | Impulse Dynamics Nv | Signal delivery through the right ventricular septum |
US9821158B2 (en) | 2005-02-17 | 2017-11-21 | Metacure Limited | Non-immediate effects of therapy |
US9931503B2 (en) | 2003-03-10 | 2018-04-03 | Impulse Dynamics Nv | Protein activity modification |
US11439815B2 (en) | 2003-03-10 | 2022-09-13 | Impulse Dynamics Nv | Protein activity modification |
US11779768B2 (en) | 2004-03-10 | 2023-10-10 | Impulse Dynamics Nv | Protein activity modification |
-
1990
- 1990-09-07 JP JP23845690A patent/JPH04117967A/ja active Pending
Cited By (11)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPH07504597A (ja) * | 1992-06-30 | 1995-05-25 | メドトロニック インコーポレーテッド | 電気的医療用刺激器と電気的刺激方法 |
JPH07504596A (ja) * | 1992-06-30 | 1995-05-25 | メドトロニック インコーポレーテッド | 電気的医療用刺激器と電気的刺激方法 |
EP0727241A1 (en) * | 1995-02-20 | 1996-08-21 | Pacesetter AB | Device for heart stimulation |
US8958872B2 (en) | 1996-01-08 | 2015-02-17 | Impulse Dynamics, N.V. | Electrical muscle controller |
US9713723B2 (en) | 1996-01-11 | 2017-07-25 | Impulse Dynamics Nv | Signal delivery through the right ventricular septum |
US9931503B2 (en) | 2003-03-10 | 2018-04-03 | Impulse Dynamics Nv | Protein activity modification |
US11439815B2 (en) | 2003-03-10 | 2022-09-13 | Impulse Dynamics Nv | Protein activity modification |
US8977353B2 (en) | 2004-03-10 | 2015-03-10 | Impulse Dynamics Nv | Protein activity modification |
US10352948B2 (en) | 2004-03-10 | 2019-07-16 | Impulse Dynamics Nv | Protein activity modification |
US11779768B2 (en) | 2004-03-10 | 2023-10-10 | Impulse Dynamics Nv | Protein activity modification |
US9821158B2 (en) | 2005-02-17 | 2017-11-21 | Metacure Limited | Non-immediate effects of therapy |
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