JPH0448465B2 - - Google Patents

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JPH0448465B2
JPH0448465B2 JP1137302A JP13730289A JPH0448465B2 JP H0448465 B2 JPH0448465 B2 JP H0448465B2 JP 1137302 A JP1137302 A JP 1137302A JP 13730289 A JP13730289 A JP 13730289A JP H0448465 B2 JPH0448465 B2 JP H0448465B2
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/38—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for producing shock effects
    • A61N1/39—Heart defibrillators
    • A61N1/3956—Implantable devices for applying electric shocks to the heart, e.g. for cardioversion
    • A61N1/3962—Implantable devices for applying electric shocks to the heart, e.g. for cardioversion in combination with another heart therapy
    • A61N1/39622—Pacing therapy

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、出
現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関する。
（従来の技術） 不規則な鼓動を治療するため、多種の心臓の整
脈装置が知られている。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止したままである。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、これに応答して、ほぼ通常の
リズムを維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つてい
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ツクおよび徐脈の
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細動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高不整脈の治療に
用いられて、ある成果があがつている。心室頻脈
と細動はペースメーカーのアルゴリズムによつて
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。このことは間
違つた診断が、特に自動抗頻脈ペースメーカーま
たは細動緩和装置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
ギー放電またはペ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
い場合に細動緩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期間にわたつて印加される
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
隔およびQRS持続期間である。これらの各因子
は、筋肉ポテンシヤル、電磁的な干渉、上部心室
高不整脈および支脈束ブロツクまたは、異常なＡ
−Ｖ伝導を伴うかまたは伴わない生理的な洞
（sinus）頻脈によつてシミユレートすることがで
きる。したがつて、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細
動パルス発生器の動作を始動する方法とそのため
の装置を提供する。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（preejection period.PEP）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
がつて、心拍度数のPEPを同時に測定すること
によつて、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血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
スと高QRS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ければ、
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QRS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ヤ
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ブ（Chirife）の米国
特許第4719921号に記載されているように、前駆
出期（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。交感作用の増
加によつて副賢から放出されたカテコーラミンの
効果に対しても、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PEP期間と
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PEP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の長さを実質的に
一定に保つ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せる場合にみ
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
ことによつて、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の短縮をともなつ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、
予め決められた基準レベル以上のパルス速度の増
加が一定のPEPをともなつて生じると、これは
病的な頻脈を示すものである。測定可能な機械的
パルスを伴わない極度に高い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
ことによつて、増加する。通常の洞リズム、一定
の心房細動または運動によつて徐々に生じた心拍
度数の増加の場合は、数秒程度異なつた瞬間にお
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て
いる。もしこの違いが予め決められたパーセント
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。もしこのような変化が、前駆
出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することができ、電気的除
細動のバーストが開始される。バーストパルスと
Ｒ−波の同期はこの分野で公知の通常の方法で実
行される。
要約すると、電気的徐細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PEPを伴わない頻脈。
一方、も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
れは心室の細動を示すものであり、このときは埋
め込まれた刺激装置によつて細動の緩和シヨツク
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、それによつて電気的除細動または必要な場合
は細動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細な説明によつてより
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
のブロツク図は、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
する整脈（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１
２は、右心室の頂点に末梢先端電極１４の心臓外
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
ドの長さ方向に沿つて間隔を於いて配置した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、２０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によつてリード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
器２４を有している。この検知増幅器２４は心臓
１０の鼓動の結果として生じるQRS波群を検出
し増幅する。検知増幅器２４の出力はパルス速度
検出回路２５に導入され、ここでその名前が示す
ように、Ｒ−Ｒ間隔をレートの値R1に変換する。
この測定された心拍度数の値は次にブロツク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R1が基準値R2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動（Vetricular 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。従つて、
実際この高心拍が、鼓動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必要
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の先端電極１４と身体中心電極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。これによつて電流が右心室中の血
液を介して流れ、血液の流入と流出によつて生じ
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検出器３２に加えられ
る。サイテツク（Citek）等による1987年８月21
日出願の米国特許出願第87869号「制御パラメー
タとして前駆出間隔を用いたペースメーカー速度
の生理的な制御」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つている。特
に、式PEP＝（c1＋84）×0.2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１ｍｓの短縮によつて、Ｒ−Ｒサイクル長に５
ｍｓの短縮が生じることがわかつている。
さらに第１図を参照すると、ブロツク４０は、
入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PEP値を計算するように
機能する。この値はブロツク４２においてブロツ
ク３２で測定された実際の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
た前駆出期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が検出された現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。
AND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、しかも前駆出
期がその度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、心臓を補捉しその心拍度数を患者の生理
的な活動にふさわしいレベルにまで戻すために、
バーストパターンをもつ刺激パルスを先端電極１
４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
がつて、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。
生理的な心拍度数の増加は常にPEPの減少を
伴つているため、もし比較的長いPEPを伴つた
高心拍度数が存在すると、その高心拍度数は非生
理的な頻拍、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つて形成され
た段階混濁化は、1972年発行のアメリカハートジ
ヤーナル第83巻493ページに記載の本発明者によ
る論文「デンシトグラフイ：休息時と運動時にお
け心臓の動きを評価するための新方法」中に説明
したのと同じ方法で光血量測定法
（photoplethysmograph）（LED）によつて検出
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間
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。バツテリーの電力を
保存するために、ジユーテイサイクルが小さいパ
ルスによるLEDの動作と同様にウインド方法
（window method）によるパルスの検出が好ま
しい。
またさらに、適正な位置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、例えば鎖骨下動脈のような主動脈全
体にわたつて、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流量計を適切に配
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）する速度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つて、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ヨツ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図のブロツク図に示す。ここ
では、心房（Ｐ−波）または心室（QRS−波）
の何れかの検知回路を符号５０で示し、検出回路
５２をＰ−液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、刺激装置は、AAI、VVIまたは他の２室整
脈モードの何れかである整脈モード（ブロツク
53）に戻るように構成されている。
もしＰ−波（Ｒ−波）が検出器５２によつて検
知されると、ブロツク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５６内に記憶される。
ブロツク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、の後、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値
よりも大きくされる。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、ブロツク58による遅延によつてＢ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５６とＢレジスタ５８の内容がそれぞれブ
ロツク62に示すように比較される。もし、Ａレジ
スタ内の数値がＢレジスタ内の数値よりも大きい
かまたは等しい場合は、ANDゲート６４は部分
的にイネーブルとなり、急激な速度を示す。
即ち、レジスタ５６と６０に記憶された数値の
差が25パー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、比較器６２からの出力に
よつ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ツク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、“突然の頻
脈の到来”を示す。
検知回路５０によるＰ−液（Ｒ−液）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）電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
長または間隔がブロツク68において測定され、予
め決められたサイクル長（cls）の数値が符号７
０で示されるＣレジスタ内で加算され、記憶され
る。決定ブロツク73において、正しい位置にある
変換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、もし存在す
る場合は、遅延手段５８によつて実行されたよう
に遅延回路７２によつ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７
０内に記憶された６個のパルス−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きいかどうかを決
定するために、再度“突然性”のテストが決定ブ
ロツク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つて検出された頻
脈が現実のものであり、電気的な干渉や、筋ポテ
ンシヤルまたは他の近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
Ａ−Ｖブロツクが存在すると、すなわち心室速度
が心房速度よりもかなり遅い場合は、心臓刺激手
段はそのようにプログラムされていない限り、電
気的除細動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
速度の突然の増加はANDゲート７８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、完全にイネーブル
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、即ち測定されたパルス
速度によつて確定される、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かを決定
するために、第２図のシステムはさらに、ブロツ
ク80で示す前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値(6)が符号
８２で示すＥレジスタ内で加算され、記憶され、
さらにPEPの、６サイクル長の和に対する比率
が、Ｅレジスタ８２の内容をＡレジスタ５６の内
容によつて割ることによつて得られ、その結果が
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PEP／CL関係を含むよ
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（例えば
８）がブロツク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の内容によつて割り算され、再びサイクル
長の基本的なPEP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
図の決定ブロツク89に示すように、Ｆレジスタ８
４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25パーセント以下であることが知られており、
信号がAND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の入力は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、決定ブロツク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わしい値に
まで落とす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７３から得られるANDゲート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ゲート１００は完全にイ
ネーブルとなつて論理信号を次のANDゲート１
０２に印加する。ANDゲート１０２への第２の
入力はAND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、ゲート１０
２の出力は、例えばパツチ電極と中性電極間の心
臓に印加される細動緩和用のDCシヨツクを発生
する細動緩和回路１０４をトリガするために用い
られる。
電気的除細動回路９４または細動緩和回路１０
４の何れかが決定ブロツク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（QRS）速
度は高速を維持する。連続する細動緩和用シヨツ
ク数または電気的除細動のバースト数はプログラ
ムによつ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観測するこ
とによつて達成される。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つて、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、測定されレジスタ５６と６０中に記憶
されるサイクル長の数値は、レジスタ７０と７４
中に記憶されるパルスサイクル長と同時に、プロ
グラムが可能であるという利点を有している。こ
のことによつて、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することが可
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て実行するか
は、当業者にとつて容易に理解されるものであ
る。従つて、間隔の測定ステツプ、サイクル長の
加算、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、本発明は異なつた装置およ
び手段によつて実行され、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
を逸脱する事無く実施することができる事を理解
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
れるブロツク図、および第２図は抗・高不整脈心
臓刺激装置の他の設計に基づくブロツク図であ
る。 １０：心臓、１２：リード、１４：先端電極、
１６，１８：リング電極、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：PEPの検出器、４２：比較
器、４６：電気的除細動パルス発生器。

Claims (1)

  1. 【特許請求の範囲】 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 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 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 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。
JP1137302A 1988-06-10 1989-05-30 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 Granted JPH0226566A (ja)

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