JPH05504073A - 筋内の圧力モニタリングによる筋肉収縮コントロール - 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】 筋肉の圧力モニタリングによる筋肉収縮コントロール同時係属出願へのクロス・ レファレンス本出罪は、同一の譲受人による「比色定量分析による筋肉適合性発 見ｊ　（シリアルナンバー　；出願臼　）、「筋肉の温度変化測定による筋肉出 力モニター」　（シリアルナンバー　；出願臼　）、ｒステロイド瀉出リード線 」　（シリアルナンバー　；出願臼　）に関連する。

発明の背景 １、発明の分野 本発明は、電気的筋肉刺激に関し、特に骨格筋によって動力を供給される心臓援 助システムにおける骨格筋の性能のモニタリングに関する。

２、先行技術の説明 心臓援助システムは人間の心臓に代わるものではなく、単に心臓の動作を補うだ けである。心臓援助システムに関しては、様々な機械的動力源を用いる多くの技 術が提案されている。これらは皮下に十分なエネルギーを蓄えることが困難なた めに経皮的なエネルギー移動にいくつかの形態を要求する。そのようなシステム は厄介なもので、患者にとっては不都合なことに、経皮的なエネルギー移動通路 に沿って病Ｚが伝染しやすくなる。

非常に有望な技術は、外科的に修正された骨格筋から心臓援助システムに動力を 供給するというものである。これによって心臓援助システムは、正常な生化学的 なプロセスによって動力を供給される。カラファラ（Ｋｈａｌａｆａｌｌａ）氏 に対する米国特許第４，８１３，９５２号は、骨格筋動力を供給される心臓援助 システムのいろいろな構成例を開示している。

骨格筋肉動力を供給される心臓援助システムに特有な問題は、心筋に要求される 連続的収縮／弛緩の定常負荷条件に骨格筋を対応させなければならないという点 にある。コックス（Ｃｏｘ）氏に対する米国特許第４，４１１，２６８号は、骨 格筋を条件付けるための技術を開示する。コックス氏の装置は、この条件付けを 成し遂げるために有効であるが、条件付はプロセスに続く長期的な骨格筋の安定 性モニターに関していかなる手段も備えていない。実際問題、熟練した医療担当 者自身が精巧な器具を使用して骨格筋の作用をモニターし、パルス発生器プログ ラミング手段を用いて刺激処方をコントロールしていかなければならない。さら に米国特許第４，８１３，９５２号及び同第４，４１１゜２６８号は、骨格筋へ の十分な導管補助を長期的に実証するためのリアルタイムモニターのメカニズム を開示していない。

２番目の問題は、骨格筋収縮の基本的モニタリングである。種々のパルス発生器 タイミングと振幅パラメーターをチェックして、そして修正する方法を供給する ので、これは重要である。現在、このモニタリング機能を発揮する有効手段を開 示する先行技術はない。

発明の開示 好ましい態様では、長期的に生物学的適応性を有する圧力変換器を、骨格筋組織 内に皮下埋設する。この変換器は、心臓援助を行なうにあたっての骨格筋の収縮 と弛緩のタイミングと程度を皮下埋設可能なパルス発生器が測定することを可能 にするのに十分な電気的信号を作り出す。

皮下埋設可能なパルス発生器が援助を最適化するために、適切な時間において骨 格筋を刺激することができるようになるので、タイミング指示は重要である。例 えば、骨格筋が大動脈を包む構成においては、骨格筋の収縮を心筋のすぐに次の 収縮まで遅らせるべきである。心筋の収縮の間の骨格筋の収縮は、心臓の負荷を 減らすのではな（むしろ増やす。心臓を直接囲む骨格筋にとって、！ｌＩ激は同 時収縮が最大の効果を達成するようにさせるべきである。

タイミングの測定と骨格筋収縮の程度は、皮下埋設可能なパルス発生器がモニタ ーとして働いき、かつ条件付は処方計画を制御することを許す。条件付はプロセ スの種々の段階が相当なテ１１激エネルギーに使用を要求し、また効率的エネル ギー使用を許すので、この点はシステムとしての見地から重要である。そのよう なモニタリングとコントロールが医学的に重要である。なぜならば、完全な条件 付けより前に骨格筋は容易に疲れてしまうものであり、すると心筋の過剰負荷を 引き起こすことが有り得るからである。

本発明は、実質的にはモニタリングを通しての心臓援助システムの効率と条件付 は活動の制御を改善する。そのようなモニタリングと制御は医療処置の危険をも 減少させる。

図面の簡単な説明 本発明の他の目的及び多くの効果は、以下の発明の詳細と添付図面を考慮するこ とによって容易に正しく理解されよう。

図１は、本発明の第１の実施例を示し、骨格筋は心筋を囲んでいる。

図２は、本発明の他の実施例を示し、骨格筋は腹大動脈を囲んでいる。

図３は、本発明の他の実施例を示し、骨格筋は腹大動脈に心拍と逆のパルスを与 えるようになっている。

図４は、圧力変換器の平面図である。

図５は、皮下埋設可能なパルス発生器のブロック図である。

図６Ａは、条件付けしていない筋肉に適用された刺激パルスのグラフである。

図６Ｂは、図６Ａの刺激の結果として生じている収縮パターンを示す図である。

図６０は、圧力センサーによって感知した収縮の波形を示す区である。

図６Ｄは、骨格筋が条件付けしていないことを示している微分された圧力センサ ー信号を示す図である。

図７Ａは、条件づけられた筋肉に適用された刺激信号を示す図である。

図７Ｂは、図７Ａの刺激から結果として生じている収縮パターンを示す図である 。

図７Ｃは、圧力センサーによって感知した収縮の波形を示す図である。

図７Ｄは、骨格筋が充分に条件づけられるということを示している微分されるた 圧力センサー信号を示す図である。

図８は、心臓のベーシングパルスの間のタイミング関係と図１、図２及び図３の 実施例のための条件づけられた骨格筋刺激信号を示す図である。

詳細な実施例の説明 本発明の好ましい実施例は、外科的に変えられた骨格筋によって動力を供給され る心臓援助システムに係るものである。本明細書中に引用した米国特許第４．８ １３，９５２号に記載されているように、心臓援助システムは様々な形態で形成 される得る。

図１は、本発明の一実施例の平面図である。心臓１００は、公知の態様により外 科的に骨格筋２２で包まれている。この構成で骨格筋２２は、心臓１００の心筋 と同時に収縮するように電気的に刺激され、それによって大動脈１０２を通して 流れる血液が増える。骨格筋２２の刺激は皮下埋設可能なパルス発生器３６から 生じ、電気リード３２を経て骨格筋２２に伝えられる。心臓１００との同期が皮 下埋設可能なパルス発生器３６が経静脈法のり−ド３４を経た心臓１００の電気 的活動を感知することにより生じ、そして一般的なデマンド型ペースメーカーの 態様により要求される人工のベーシングパルスを供給する。

リード１０４は、皮下埋設可能なパルス発生器３６に圧力センサー１０６の出力 を指し向ける。圧力センサー１０６は、骨格筋２２に埋め込まれ、後述のように 骨格筋２２の収縮のタイミングと程度を感知する。

図２は、本発明の他の実施例を示す。この実施例では、骨格筋２２が腹大動脈１ ０２と接合された人工心室２０を囲んでいる。人工心室２０は、骨格筋２２の収 縮によって変形可能であり、補助ポンプのように作動する。図２の実施例の残り の要素は、電気的リード３２を経た骨格筋２２への刺激のタイミングが遅れてい る以外、図１と全く同一である。実際に骨格筋２２が心筋と同時収縮するならば 、心Ｉ＠１００の負荷が増加する。それゆえに、後述のように心臓１００の収縮 の完了後までに、骨格筋２２の皮下埋設可能なパルス発生器３６による刺激を遅 れせなければならない。

図３が、さらに他の実施例を示し、人工心室２０は、腹大動脈１０２外に連結し 、骨の筋肉２２が密閉した人工心室２０を囲んでいる。この実施例で皮下埋設可 能なパルス発生器３６は、心臓１００の弛緩に合わせて骨格筋２２を収縮させ、 そして心臓１００の収縮に合わせて骨格筋２２を弛緩させるように刺激する。こ の結果として生じる逆行する脈搏は、心筋の組織全体の局所７＄１７Ｍを増やす ことによって心臓１ｏｏの働きを手伝う。この実施例の残りの要素の作動は既に 述べたとおりである。

図４は、圧力センサー１０６の平面図である。このセンサーは、本明細書の記載 として引用するアンダーソン（Ａｎｄｅｒｓｏｎ）氏等に対する米国特許第４， ４８５，８１３号に開示されているタイプのものである。圧力センサーは圧電素 子を用いたものである。ピエゾ抵抗圧力センサーは、米国特許第４゜４０７．２ ９６号以外にも同じく本明細書の記載として引用するモンロー（Ｍｏｎｒｏｅ） 氏に対する米国特許第４，４３２，３７２号にも開示されている。

圧力センサー１０６は、中空でかつ堅い軸部１２の端部に遠位ティップ１０を有 する。タイン１１は、取り付けの援助のために設けである。これらは経静脈法の ベーシングリードと共に特によく働く。しかしながら使用された骨格筋の厳密な 性質に異なる取り付は手段が適切であるかもしれない。圧力カプセル１８は、確 実に富閉される。穴１６は、圧力カプセル１８に流体との接触を行なわせる。圧 力カプセル１８が圧電素子を用いるので、出現する入力は、端子４２０．４２２ 開に電圧を生じさせる。この信号は、リード１０４長にわたる伝導体５６．５８ を経て皮下埋設可能なパルス発生器３６に伝久られる。

図５は、皮下埋設可能なパルス発生器３６のブロック図で、二つの基本的部分を 含む。第１は、公知のデマンド型ペースメーカー１１０である。その構成要素に は、ライン１１５を経て感知アンプ１１２に経静脈リード３４を連結し、また心 筋の組織にパルス発生器１１３からの人工ベーシングパルスを指し向ける端子１ １４を含む。感知アンプ１１２は、自然に生じている心臓の鼓動を検出する。自 然に生じている心臓の鼓動が見付けられるならば、人工ベーシングパルスは抑制 される。

骨格筋２２が、ターミナル１２１を経て皮下埋設可能なパルス発生器３６に連結 する。ターミナル１２１は電気的刺激エネルギーを供給するために、電気的リー ド３２に連結する。この刺激エネルギーは、パルス発生器１２０によって供給さ れる。骨格筋２２を条件づけるために用いられた信号は条件発生器１２２によっ て生み出され、そして端子１２１に供給される。そのような条件付は信号の発生 については、本明細書の記載として引用した米国特許第４，４１１．２６８号に 記載されている。

条件付はプロセスのフィードバックが圧力センサー１０６によって感知され、以 下に説明するように信号を処理するセンサー処理装置１０７に伝送される。この 処理されたセンサー信号は、条件付けの程度が以下に述べる技術を用いることを まだ必要とすることを決定するセンサー論理回路１０９にライン１０８を経て伝 送される。条件付はプロセスが完了したとき、センサー論理回路１０９は、以下 に説明した持続信号を作り出すために、ライン１２４を経て条件発生器１２２に 通知する。

センサー論理回路１０９は、骨格筋２２の実際の収縮のタイミングをライン１２ ５を経て論理回路１１９にも知らせる。これは以下のように、骨格筋２２に対す る刺激信号を正確に計測することを論理回路１１９に許す。心１１１００の収縮 に関係させた骨格筋２２の刺激パルスの発生を計測するために、米国特許第４， ４１１，２６８号に記載されているように、トリガー回路１２３とオアゲート１ １８が作動する。種々の実施例のためのこのタイミングに関する検討を以下に説 明する。

皮下埋設可能なパルス発生器３６の他の実施態様としては、Ｐｒｏｍｅｔｈｅｕ ｓ　（商標）パルス発生器（オランダ国　Ｍｅｄｔｒｏｎｉｃ　Ｂ、Ｖ。

製）のように、皮下埋設可能なパルス発生器の制御が可能な汎用マイクロプロセ ッサを使用することである。その主要な利点は、プログラム可能な装置によって 作用モードを変えることが容易にできることである。臨床研究を行なうにあたっ て、これは特に有用である。そのような装置についての記載が、ｒパンツにおけ る心臓援助と修理のための骨格筋に関する会Ｋｌ：　１９８８年９月２８日−１ ０月２日」の記録として１９８９年８月にＦｕｔｕｒａＥｄｉｔｉｏｎＳによっ て出版されたグランジーン（Ｇｒａｎｄｊｅａｎ）等による「逆行パルス技術に よる生体力学的な心臓の援助のためのパルス発生器」と題する記事中にある。

図６は、図６Ａ、６Ｂ、６Ｃ１６Ｄからなり、骨格筋２２に対する刺激パルスと 、その応答を示すグラフである。

刺激パターンが条件付けを行なったものであるということを図６Ａは示す。

骨格筋刺激は心臓の刺激と異なり、骨格筋の電気的刺激に対する応答は心筋に対 するものと同様にすべて現われるか全く生じないかである。骨格筋は、パルス振 幅とパルス幅の増加のある繊維の漸進的補強を示す。骨格筋２２のためのいき値 は、パルス振幅／幅で、筋力補強を始める必要である。パルス２０２は、パルス 発生器１２０によって作り出された刺激パルスである。それは心臓１００の収縮 に関して正確な時間で生じるように発生する。骨格筋２２の収縮を引き起こすの に有効なように、パルス２０２は電圧を捕捉いき値２００より大きくしなければ ならない。パルス２０４．２０６．２０８．２１０は条件発生器１２２によって 作り比された条件付はパルスである。米国特許第４，４１１．２６８号に記載さ れているように、パルスのレートは、骨格筋２２の特定の性質に依存しているが 、典型的には２Ｏ−３０ｈｚの範囲である。条件付けを最適とするために、パル ス２０４．２０６．２０８．２１０の電圧を捕捉いき値２００を上回るようにす る。

図６Ｂば、パルス２０２．２０４．２０６．２０８．２１０の受信に対する条件 付けしていない骨格筋２２の応答を示す。各々が収縮力２１４．２１６．２１８ ．２２０．２２２を作り出すことに注意しなければならない。これは「速いけい れんＪ筋肉として知られている条件付けしていない筋肉と共に生じる。いっそう 詳細な説明は、米国特許第４，４１１，２６８号に記載されている。

３６Ｃは、図６Ｂの収縮に対する圧力センサー１０６の応答を示す。それぞれこ れらは電圧ピーク２２４．２２６．２２８．２３０．２３２を結果として生じさ せる。

［３６Ｄは、図６Ｃのセンサー信号の１０７を処理しているセンサーによる微分 結果を示す。この微分は、それぞれ屈曲点を有する一対の鋭いピーク２３４．２ ３６．２３８．２４０．２４２を作り出す。この波形から骨格筋２２が条件付け によらないことを当業者に周知の単純なアナログフィルターと探知器で容易に決 定できる。

図７は、完全な条件付けの後の骨格筋２２に対応する波形を示す。図６Ａの刺激 パターンが現れられるとき、収縮応答は図７Ｂの波形２４６として示される。個 々の条件付はパルスが主な収縮性のピークをもはや作り出さないことに注意する 必要がある。これは、骨格筋２２が心筋の組織に似かよっているｒ遅いけいれん 一筋肉として働くように条件づけられたために生じる。図７Ｂの条件反射が圧力 センサー１０６によって感知されると、図７Ｃに示す結果として生じる波形２４ ８が作り出される。これは図７Ｄのセンサー処理装置による処理後の微分波形１ ０７に結果として生じる。２つの屈曲部２５０．２５２が現われている。これに よって再び充分に条件づけられた骨格筋２２であることを容易に認識できるよう になる。

図７Ａは、骨格筋２２が充分に条件づけられたあと用いられた刺激パターンを示 す。パルス２０２は、電圧が捕捉いき値２ｏ○を上回るようにする。パルス発生 器１２０によって製造されたこのパルスが、骨格筋２２の収縮を刺激する。条件 発生器１２２が発生させた条件付はパルス２０４．２０６．２０８．２１０（図 ６Ａ参照）はそれぞれ持続パルス２０３．２０５．２０７．２０９に置き換えら れる。持続パルスは、まだ電圧を捕捉いき値２００より太き（しなければならな い。しかしながら、条件づけられた骨格筋の滑らかな収縮パターンと、パルス幅 と、パルス振幅と、パルススペーシングと、及びパルス数は、エネルギーを節約 するために調整することができる。条件付は発生器１２２は、ライン１２４を経 たセンサー論理回路１０９からの条件付けされた信号の通知に応じて条件付はパ ルスから持続パルスへ変更する。

図８は、心筋の刺激と骨格の筋肉２２の刺激の間のタイミング関係を図１．２． ３に示す各実施例について示す、単純化のため、全ての心筋の収縮が人工的な固 定レートでベーシングしているパルス３００．３０２．３０４．３０６によって 刺激されるものと仮定する。これらはベーシングパルスを禁する自己調律収縮で あるかもしれないが、レート一定でない。

図１の実施例では、心臓１００と骨格筋が同時に収縮することが望まれる。

それぞれそれゆえ刺激パルス３０８．３１２．３１６．３２０はベーシングパル ス３００．３０２．３０４．３０６と同時に生じる。持続パルスグループ３１ｏ 、３１４．３１８．３２２は上述のように生じる。心臓１００のベーシングされ た脈拍が同時に起こるため、この実施例のためのタイミングは容易にとられる。

感知された脈拍のために（即ち人工のベーシングパルスが抑制されたために）、 自然に生じているＲ波を感知すると刺激パルス３０８．３１２．３１６．３２０ がすぐに生み出される。

骨格筋２２は、図２の実施例のためのパルス３２４，３２８，３３２．３３６に よって刺激される。これらは対応するベーシングパルス（または感知したＲ波） に続いている期間だけ遅れるが、これは心臓１００がからにする可能性が十分で ある。骨格筋２２の収縮も、すぐ心臓１ｏ○の負荷を増やす。あまりに長い遅れ は、骨格筋２２が最適血液量より少ない血液しか送出しない状態を引き起こす。

正確な遅れは、上述のように圧力センサー１０６によって容易に測定される。遅 れは、レート機能やストロークボリュームを作る。それは医療担当者によって経 験的に決められるか、または単に公知の名目的値にプログラムされる。刺激パル ス３４０．３４４．３４８が骨格筋２２に腹大動脈に対して逆行するパルスを引 き起こす。これは冠状動脈のシステムを通しての全体の局所潅流を増やし、それ によって心臓１００を援助する。これらのパルスは、心臓１００のある一つの収 縮の後に１．５周期で生じるようにされる。

以上本発明の好ましい実施例を説明してきたが、当業者は請求項の範囲から外れ ることなしに本発明を他の実施例へ容易に適用することができる。

要約書 心臓援助システムで用いられた骨格筋の作用をモニターするための技術である。

骨格筋は、外科的に心臓、腹大動脈または腹大動脈と直列もしくは並列に連結し た室を包み、自然にか人工的にベーシングされた心臓収縮と対応させて電気的に 刺激し、直接の援助を供給する。他システムは、心筋の弛緩の間に骨格筋が人工 の心室の周りで収縮するように電気的に刺激された際に、冠状動脈の局所潅流を 改善することによって間接的援助を供給する。どちらの種類の心臓援助システム でも骨格筋は、通常の心臓レートの範囲の範囲内のコンスタントな収縮弛緩を行 なうように条件づけられなければならない。この条件付けは、実験的な場合以外 の効果がない環境下で、医療担当者によって直接管理されるにはあまりに長い時 間の間に生じる。本発明は、条件付はプロセスを自動的に処理するための装置と 技術を供給する。本装置と技術は、心筋収縮と骨格筋収縮のタイミングを整える ことを含むために、多くの他の機能必要としている実時間モニターリングに適用 できる。そのような他の機能は、筋肉収縮モニター、筋肉ベーシングのいき値決 定及びモニタリング、並びに生体力学的な効率を改善するための筋肉収縮タイミ ング分析である。

平成４年６月２日

Claims (9)

【特許請求の範囲】
1. １．以下の要件からなる心臓援助システム：ａ．外科的に用意される骨格筋； ｂ．上記外科的に用意された骨格筋を刺激して収縮させるために、上記外科的に 用意された骨格筋を反応可能に連結した手段；ｃ．上記収縮の性質を検出するた めに上記刺激手段と上記外科的に用意された骨格筋に反応可能に連結した手段。
2. ２．上記収縮の上記性質が、上記収縮の発生の時間を含む請求項１の心臓援助シ ステム。
3. ３．上記刺激している手段は、上記外科的に用意される骨格筋を条件付けする手 段をさらに含む請求項１の心臓援助システム。
4. ４．上記収縮の上記性質が、上記条件付け手段の影響に対する測定を含む請求項 ３の心臓援助システム。
5. ５．上記測定手段が、圧力変換器を含む請求項４の心臓援助システム。
6. ６．以下の要件からなる心臓援助方法：ａ．上記心臓との流体接触するように心 室を骨格筋で外科的に包む；ｂ．上記骨格筋を上記心臓に対して関係付けた形で 収縮させるように刺激し、そして ｃ．上記骨格筋の上記収縮をモニターする。
7. ７．さらに骨格筋に疲労を最小限にするように条件付けした請求項６の方法。
8. ８．上記モニターしているステップは、上記関係が適切になることを保証するた めに、上記骨格筋の収縮をモニタリングする請求項６の方法。
9. ９．上記モニターしているステップは、上記条件付けステップをさらにモニタリ ングする請求項７の方法。