JPH06169903A - 心臓の不整頻脈検知方法および不整頻脈治療装置 - Google Patents
心臓の不整頻脈検知方法および不整頻脈治療装置Info
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- JPH06169903A JPH06169903A JP5226978A JP22697893A JPH06169903A JP H06169903 A JPH06169903 A JP H06169903A JP 5226978 A JP5226978 A JP 5226978A JP 22697893 A JP22697893 A JP 22697893A JP H06169903 A JPH06169903 A JP H06169903A
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- 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
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- A61N1/38—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for producing shock effects
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- 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
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 心臓の有害な不整頻脈を確実に検知する。
【構成】 血液中に物理的に溶解しているガスの分圧を
測定し、測定された分圧が急速に変化することおよび／
または所定の程度を越えて変化することを不整頻脈の検
知に使用する。
測定し、測定された分圧が急速に変化することおよび／
または所定の程度を越えて変化することを不整頻脈の検
知に使用する。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明の心臓の不整頻脈の検知方
法に関する。本発明はまた、このような不整頻脈の検知
手段を有し、出力側に不整頻脈治療をトリガするための
手段が接続された不整頻脈治療装置に関する。
法に関する。本発明はまた、このような不整頻脈の検知
手段を有し、出力側に不整頻脈治療をトリガするための
手段が接続された不整頻脈治療装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】不整頻脈は不自然に高い周波数による心
臓のリズム障害であり、心臓の興奮形成または興奮伝導
の変化により引き起こされる。この種の不整頻脈により
心臓の心室充満度および心拍出量が低減され、最悪の場
合心室細動が存在すれば、心臓による血液供給が停止す
る。
臓のリズム障害であり、心臓の興奮形成または興奮伝導
の変化により引き起こされる。この種の不整頻脈により
心臓の心室充満度および心拍出量が低減され、最悪の場
合心室細動が存在すれば、心臓による血液供給が停止す
る。
【０００３】欧州特許公告第０１０８３６０号公報か
ら、比較的に早い心臓リズムはこれが逆行性伝導に起因
するものならば心臓ペースメーカの電気刺激パルスによ
り終了し得ることが公知である。この刺激パルスは所定
の時点で頻脈心拍に関連して心臓に送出される。
ら、比較的に早い心臓リズムはこれが逆行性伝導に起因
するものならば心臓ペースメーカの電気刺激パルスによ
り終了し得ることが公知である。この刺激パルスは所定
の時点で頻脈心拍に関連して心臓に送出される。
【０００４】米国特許第４４０３６１４号明細書から、
次のような埋め込み可能な電気除細動器が公知である。
この除細動器では心臓の順次連続するＲ波の間隔の測定
により心拍数が求められる。その際毎分１４０よりも少
ない心拍周波数のリズム障害は良性とされ、毎分１４０
から３００の心拍周波数のリズム障害は悪性とされ（心
室細動へ変化すると分類されるから）、一方毎分３００
以上の周波数の場合は心室細動が検知される。悪性とし
て分類された不整頻脈が検知されると、心臓ペースメー
カの通常の刺激エネルギと細動除去に必要なエネルギと
の間の除細動エネルギにより心臓の除細動がトリガされ
る。心室細動が検知された場合、心臓の細動除去が行わ
れる。
次のような埋め込み可能な電気除細動器が公知である。
この除細動器では心臓の順次連続するＲ波の間隔の測定
により心拍数が求められる。その際毎分１４０よりも少
ない心拍周波数のリズム障害は良性とされ、毎分１４０
から３００の心拍周波数のリズム障害は悪性とされ（心
室細動へ変化すると分類されるから）、一方毎分３００
以上の周波数の場合は心室細動が検知される。悪性とし
て分類された不整頻脈が検知されると、心臓ペースメー
カの通常の刺激エネルギと細動除去に必要なエネルギと
の間の除細動エネルギにより心臓の除細動がトリガされ
る。心室細動が検知された場合、心臓の細動除去が行わ
れる。
【０００５】種々異なる治療方法：抗頻脈刺激、除細動
および細動除去は心臓のリズム障害の識別を必要とす
る。その際頻脈リズムの検知を専ら心拍検知器を用い、
心拍周波数に関連した基準、例えば周波数、急激な周波
数上昇および高周波数値の持続等を後で評価することに
より行うことは問題となる。例えば急速な正弦リズムが
頻脈として誤って解釈される恐れがある。
および細動除去は心臓のリズム障害の識別を必要とす
る。その際頻脈リズムの検知を専ら心拍検知器を用い、
心拍周波数に関連した基準、例えば周波数、急激な周波
数上昇および高周波数値の持続等を後で評価することに
より行うことは問題となる。例えば急速な正弦リズムが
頻脈として誤って解釈される恐れがある。
【０００６】米国特許第３９４２５３６号明細書から、
次のような埋め込み可能なカルジオバータが公知であ
る。このカルジオバータではカテーテル端部の圧力セン
サを用いて右心室圧力が検出される。測定された圧力が
所定の時間の間限界値を下回ると、心臓の除細動がトリ
ガされる。しかしこれまで上記の目的に適し、十分な感
度を有し、測定結果が繊維組織の堆積によって誤ること
がなく、静圧も正確に測定することのできる圧力センサ
は製造されていない。
次のような埋め込み可能なカルジオバータが公知であ
る。このカルジオバータではカテーテル端部の圧力セン
サを用いて右心室圧力が検出される。測定された圧力が
所定の時間の間限界値を下回ると、心臓の除細動がトリ
ガされる。しかしこれまで上記の目的に適し、十分な感
度を有し、測定結果が繊維組織の堆積によって誤ること
がなく、静圧も正確に測定することのできる圧力センサ
は製造されていない。
【０００７】米国特許第３８０５７９５号明細書には、
例えば心拍検知器により検出された心拍数を第１基準と
し、運動センサにより心臓内で検出された機械的心臓活
動を第２基準として不整頻脈の検知に利用し、２つの基
準が所定の時間にわたって同時に満たされた場合に心臓
のショック治療をトリガすることが提案されている。
例えば心拍検知器により検出された心拍数を第１基準と
し、運動センサにより心臓内で検出された機械的心臓活
動を第２基準として不整頻脈の検知に利用し、２つの基
準が所定の時間にわたって同時に満たされた場合に心臓
のショック治療をトリガすることが提案されている。
【０００８】米国特許第５０８５２１３号明細書から次
のような埋め込みデフィブリレータ／カルディオバータ
が公知である。この装置では、心臓で測定された圧力お
よび周波数基準が心臓リズム障害の検出のために使用さ
れる。ここでは前に述べた米国特許第３９４２５３６号
明細書の場合と同じ問題が生じる。すなわち、十分な長
時間安定性を有し、特に静圧の測定に適した圧力センサ
が現在のところ入手可能でない。
のような埋め込みデフィブリレータ／カルディオバータ
が公知である。この装置では、心臓で測定された圧力お
よび周波数基準が心臓リズム障害の検出のために使用さ
れる。ここでは前に述べた米国特許第３９４２５３６号
明細書の場合と同じ問題が生じる。すなわち、十分な長
時間安定性を有し、特に静圧の測定に適した圧力センサ
が現在のところ入手可能でない。
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】本発明の課題は、心臓
の有害な不整頻脈を確実に検知することができるように
することである。
の有害な不整頻脈を確実に検知することができるように
することである。
【００１０】
【課題を解決するための手段】上記課題は本発明によ
り、血液中に物理的に溶解しているガスの分圧を測定
し、測定された分圧が急速に変化することおよび／また
は所定の程度を越えて変化することを不整頻脈の検知に
使用することにより解決される。
り、血液中に物理的に溶解しているガスの分圧を測定
し、測定された分圧が急速に変化することおよび／また
は所定の程度を越えて変化することを不整頻脈の検知に
使用することにより解決される。
【００１１】冒頭に述べた装置は、不整頻脈検知手段が
血液に溶解したガスの分圧を検出するためのセンサを有
し、当該センサには、測定された分圧の急速な変化およ
び／または所定の程度を越える変化を検知するための評
価装置が後置接続されているように構成される。
血液に溶解したガスの分圧を検出するためのセンサを有
し、当該センサには、測定された分圧の急速な変化およ
び／または所定の程度を越える変化を検知するための評
価装置が後置接続されているように構成される。
【００１２】本発明の不整頻脈治療装置は、抗頻脈心臓
ペースメーカ、カルディオバータまたはデフィブリレー
タとすることができる。
ペースメーカ、カルディオバータまたはデフィブリレー
タとすることができる。
【００１３】不整頻脈が開始するとこれは非常に急速な
心臓の圧力低下に繋がり、そのため血液中に溶解してい
るガスの分圧が非常に急速に変化する。従って分圧を検
出することにより、有利には不整頻脈を心拍周波数を介
して間接的に検知するのではなく、血流力学的作用を介
して診断することができる。圧力センサとは異なり分圧
を検出するためのセンサはカテーテルセンサよりも簡単
に実現することができ、高い長時間安定性を有する。酸
素濃度を測定するためのこの種のセンサは例えば米国特
許第４７７９６１８号明細書、米国特許第４８５３０９
１号明細書、欧州特許第０４５５０７２号明細書または
ＷＯ９１／１７４３３号明細書に記載されている。
心臓の圧力低下に繋がり、そのため血液中に溶解してい
るガスの分圧が非常に急速に変化する。従って分圧を検
出することにより、有利には不整頻脈を心拍周波数を介
して間接的に検知するのではなく、血流力学的作用を介
して診断することができる。圧力センサとは異なり分圧
を検出するためのセンサはカテーテルセンサよりも簡単
に実現することができ、高い長時間安定性を有する。酸
素濃度を測定するためのこの種のセンサは例えば米国特
許第４７７９６１８号明細書、米国特許第４８５３０９
１号明細書、欧州特許第０４５５０７２号明細書または
ＷＯ９１／１７４３３号明細書に記載されている。
【００１４】米国特許第４７７９６１８号明細書からさ
らに、このような酸素センサを心臓ペースメーカの周波
数制御に使用することが公知である。しかしそこでは、
血液のいわゆる酸素結合曲線により定められた、血液の
酸素濃度と酸素分圧との依存関係が利用されている。し
かし物理的には非常に僅かな酸素しか血液に溶解してい
ないから、血液の酸素濃度はヘモグロビンと化学的に結
合した酸素、すなわち血液の酸素飽和度にほぼ相当す
る。この酸素飽和度は代謝パラメータであり、負荷に依
存する制御パラメータとして公知の周波数制御心臓ペー
スメーカで使用することができる。これとは異なり本発
明の方法の実施形態では、血液中の酸素分圧が測定さ
れ、測定された分圧の急速な低下および／または測定さ
れた分圧が所定の最小値以下に低下することが不整頻脈
の検知のための基準として使用される。従って本発明の
装置の実施形態では、センサが酸素センサおよび評価装
置を形成する。この評価装置は測定された酸素分圧の急
激な低下および／または所定の最小値を下回る低下を検
知するためのものである。ここで上記の公知の心臓ペー
スメーカとは異なり、不整頻脈リズム障害に基づく心臓
の急激な圧力低下の際には血液の酸素分圧も同様に急速
に低下するという事実が不整頻脈の検知に利用される。
その際酸素分圧が所定の最小値を下回る場合、このこと
は血液供給および延いては酸素を有する血液の取り入れ
が実質的に停止したことを指示する。これから直接、心
室細動の存在を検知することができる。
らに、このような酸素センサを心臓ペースメーカの周波
数制御に使用することが公知である。しかしそこでは、
血液のいわゆる酸素結合曲線により定められた、血液の
酸素濃度と酸素分圧との依存関係が利用されている。し
かし物理的には非常に僅かな酸素しか血液に溶解してい
ないから、血液の酸素濃度はヘモグロビンと化学的に結
合した酸素、すなわち血液の酸素飽和度にほぼ相当す
る。この酸素飽和度は代謝パラメータであり、負荷に依
存する制御パラメータとして公知の周波数制御心臓ペー
スメーカで使用することができる。これとは異なり本発
明の方法の実施形態では、血液中の酸素分圧が測定さ
れ、測定された分圧の急速な低下および／または測定さ
れた分圧が所定の最小値以下に低下することが不整頻脈
の検知のための基準として使用される。従って本発明の
装置の実施形態では、センサが酸素センサおよび評価装
置を形成する。この評価装置は測定された酸素分圧の急
激な低下および／または所定の最小値を下回る低下を検
知するためのものである。ここで上記の公知の心臓ペー
スメーカとは異なり、不整頻脈リズム障害に基づく心臓
の急激な圧力低下の際には血液の酸素分圧も同様に急速
に低下するという事実が不整頻脈の検知に利用される。
その際酸素分圧が所定の最小値を下回る場合、このこと
は血液供給および延いては酸素を有する血液の取り入れ
が実質的に停止したことを指示する。これから直接、心
室細動の存在を検知することができる。
【００１５】本発明の方法の有利な実施形態では、不整
頻脈を検知するための別の基準として心拍周波数が検出
され評価され、２つの基準が同時に存在することが不整
頻脈の検知に使用される。この関連において本発明の装
置では心拍検知器が設けられ、この心拍検知器には心拍
周波数を検出するための別の評価装置が後置接続され
る。その際２つの評価装置は出力側でＡＮＤ素子を介し
て不整頻脈治療をトリガするための手段と接続される。
これにより不整頻脈をその周波数とその血流力学的作用
とにより検知できるようになる。その際心拍周波数の評
価は公知のように心臓のＥＫＧを介して行われ、例えば
高められた周波数の存在、急激な周波数上昇の存在また
は高められた周波数の持続という基準を含むことができ
る。
頻脈を検知するための別の基準として心拍周波数が検出
され評価され、２つの基準が同時に存在することが不整
頻脈の検知に使用される。この関連において本発明の装
置では心拍検知器が設けられ、この心拍検知器には心拍
周波数を検出するための別の評価装置が後置接続され
る。その際２つの評価装置は出力側でＡＮＤ素子を介し
て不整頻脈治療をトリガするための手段と接続される。
これにより不整頻脈をその周波数とその血流力学的作用
とにより検知できるようになる。その際心拍周波数の評
価は公知のように心臓のＥＫＧを介して行われ、例えば
高められた周波数の存在、急激な周波数上昇の存在また
は高められた周波数の持続という基準を含むことができ
る。
【００１６】本発明の方法の有利な実施例では、活動セ
ンサにより患者の生体活動量を測定し、分圧が変化した
場合でもその時に測定された活動量が低いかまたは変化
しないことを不整頻脈の検知に対する基準として使用す
る。これにより検知確率がさらに高められる。すなわち
生体活動量の上昇は酸素需要を高め、これにより酸素分
圧が低下するからである。従って酸素分圧の低下が測定
され、しかもその際に生体活動量の上昇がない場合また
はその時の活動レベルが非常に低い場合は、血液供給延
いては血液の酸素取り入れを損なう信号の誤機能が存在
する。
ンサにより患者の生体活動量を測定し、分圧が変化した
場合でもその時に測定された活動量が低いかまたは変化
しないことを不整頻脈の検知に対する基準として使用す
る。これにより検知確率がさらに高められる。すなわち
生体活動量の上昇は酸素需要を高め、これにより酸素分
圧が低下するからである。従って酸素分圧の低下が測定
され、しかもその際に生体活動量の上昇がない場合また
はその時の活動レベルが非常に低い場合は、血液供給延
いては血液の酸素取り入れを損なう信号の誤機能が存在
する。
【００１７】本発明を以下図面に基づき詳細に説明す
る。
る。
【００１８】
【実施例】図１は、線図上部に心臓の右心房で測定され
た酸素分圧ｐＯ2の経過を示し、下部に心房圧ａＰの所
属の経過を示す。ここでは、自発的に鼓動する心臓の心
拍周波数は、第１インターバルにおいて毎分２００発、
第２インターバルにおいて毎分２５０発の心臓ペースメ
ーカによる刺激によって高められる。このような高い周
波数値では心臓の心室充満度および心拍出量が次のよう
に悪化する。すなわち、心臓が生体固有の循環器制御に
よってはまったくまたは不十分にしか補償され得ないほ
ど悪化する。図１が示すように毎分２００ないし２５０
発による心臓の刺激は急激な動脈圧低下を引き起こし、
この圧力低下に酸素分圧ｐＯ2も急速に反応する。
た酸素分圧ｐＯ2の経過を示し、下部に心房圧ａＰの所
属の経過を示す。ここでは、自発的に鼓動する心臓の心
拍周波数は、第１インターバルにおいて毎分２００発、
第２インターバルにおいて毎分２５０発の心臓ペースメ
ーカによる刺激によって高められる。このような高い周
波数値では心臓の心室充満度および心拍出量が次のよう
に悪化する。すなわち、心臓が生体固有の循環器制御に
よってはまったくまたは不十分にしか補償され得ないほ
ど悪化する。図１が示すように毎分２００ないし２５０
発による心臓の刺激は急激な動脈圧低下を引き起こし、
この圧力低下に酸素分圧ｐＯ2も急速に反応する。
【００１９】従って酸素分圧ｐＯ2は不整頻脈を検知す
るのに非常に高速で感度の高いパラメータである。毎分
２００発による刺激の場合、酸素分圧ｐＯ2は僅かな時
間で低いレベルに安定する。これは血液灌流および延い
ては血液の酸素飽和度が低下するためである。これに対
し毎分２５０発による刺激の場合、酸素分圧ｐＯ2は連
続的に低下する。というのは血液供給および延いては酸
素を有する血液の取り入れが実質的に静止状態に至るか
らである。これと同じ状況は心室細動の際にも発生する
こととなる。これは本発明によれば、酸素分圧ｐＯ2が
最小値ｐＯ２ｍｉｎを下回ることにより検知される。
るのに非常に高速で感度の高いパラメータである。毎分
２００発による刺激の場合、酸素分圧ｐＯ2は僅かな時
間で低いレベルに安定する。これは血液灌流および延い
ては血液の酸素飽和度が低下するためである。これに対
し毎分２５０発による刺激の場合、酸素分圧ｐＯ2は連
続的に低下する。というのは血液供給および延いては酸
素を有する血液の取り入れが実質的に静止状態に至るか
らである。これと同じ状況は心室細動の際にも発生する
こととなる。これは本発明によれば、酸素分圧ｐＯ2が
最小値ｐＯ２ｍｉｎを下回ることにより検知される。
【００２０】図２は抗頻脈心臓ペースメーカのブロック
回路図を示す。このペースメーカでは血液中の酸素分圧
ｐＯ２が不整頻脈の検知のために使用される。心臓ペー
スメーカは刺激パルス発生器１を有し、刺激パルス発生
器はその出力端子２が制御可能スイッチ３および電極線
路４を介して心臓６の心室５内に配置された刺激電極７
と接続されている。この刺激電極は例えば活性ガラス炭
素からなる。刺激パルス発生器１の第２出力端子８は心
臓ペースメーカのケーシング９と接続されており、ケー
シングは刺激電極７に対する対向電極として用いられ
る。刺激パルス発生器１は制御線路１０を介して心臓ペ
ースメーカ制御部１１と接続されている。心臓ペースメ
ーカ制御部は制御線路１０を介して刺激パルス発生器１
による刺激パルスの送出を惹起する。心拍検知器１２は
刺激された電気的心臓活動および自然の電気的心臓活動
を検知するためのものであり、第１入力端子１３が刺激
電極７に、第２入力端子１４が心臓ペースメーカケーシ
ング９に接続されている。心拍検知器１２の出力側１５
には評価装置１６が接続されている。評価雄値は検知さ
れた心拍をその周波数に関して評価する。評価装置１６
は出力線路１７を介してＡＮＤ素子１８の第１入力側と
接続されている。ＡＮＤ素子の出力側１９は心臓ペース
メーカ制御部１１に接続されている。
回路図を示す。このペースメーカでは血液中の酸素分圧
ｐＯ２が不整頻脈の検知のために使用される。心臓ペー
スメーカは刺激パルス発生器１を有し、刺激パルス発生
器はその出力端子２が制御可能スイッチ３および電極線
路４を介して心臓６の心室５内に配置された刺激電極７
と接続されている。この刺激電極は例えば活性ガラス炭
素からなる。刺激パルス発生器１の第２出力端子８は心
臓ペースメーカのケーシング９と接続されており、ケー
シングは刺激電極７に対する対向電極として用いられ
る。刺激パルス発生器１は制御線路１０を介して心臓ペ
ースメーカ制御部１１と接続されている。心臓ペースメ
ーカ制御部は制御線路１０を介して刺激パルス発生器１
による刺激パルスの送出を惹起する。心拍検知器１２は
刺激された電気的心臓活動および自然の電気的心臓活動
を検知するためのものであり、第１入力端子１３が刺激
電極７に、第２入力端子１４が心臓ペースメーカケーシ
ング９に接続されている。心拍検知器１２の出力側１５
には評価装置１６が接続されている。評価雄値は検知さ
れた心拍をその周波数に関して評価する。評価装置１６
は出力線路１７を介してＡＮＤ素子１８の第１入力側と
接続されている。ＡＮＤ素子の出力側１９は心臓ペース
メーカ制御部１１に接続されている。
【００２１】心臓６の右心房２０には酸素測定電極２１
が配置されている。酸素測定電極は有利には滑らかな電
気触媒不活性ガラス炭素からなる。電極は別の電極線路
２２を介してセンサ電子回路２４の第１入力側２３と接
続されている。その第２入力側２５には銀−塩化銀基準
電極２６が接続されている。酸素測定電極２１は有利に
はリング電極として構成されている。この酸素測定電極
２１はピン電極として構成された刺激電極７から近位方
向に間隔をおいて、２つの電極７と２１に共通のカテー
テル（ここには図示しない）に配置されている。
が配置されている。酸素測定電極は有利には滑らかな電
気触媒不活性ガラス炭素からなる。電極は別の電極線路
２２を介してセンサ電子回路２４の第１入力側２３と接
続されている。その第２入力側２５には銀−塩化銀基準
電極２６が接続されている。酸素測定電極２１は有利に
はリング電極として構成されている。この酸素測定電極
２１はピン電極として構成された刺激電極７から近位方
向に間隔をおいて、２つの電極７と２１に共通のカテー
テル（ここには図示しない）に配置されている。
【００２２】酸素測定電極２１は図示の実施例に選択的
に、心拍検出に付加的に使用することができる。これは
心拍検知器１２の入力端子１３を刺激電極７の代わりに
酸素測定電極２１と接続するか、または心拍検知電極１
２の入力端子１４を心臓ペースメーカ９の代わりに酸素
測定電極２１と接続することにより行われる。
に、心拍検出に付加的に使用することができる。これは
心拍検知器１２の入力端子１３を刺激電極７の代わりに
酸素測定電極２１と接続するか、または心拍検知電極１
２の入力端子１４を心臓ペースメーカ９の代わりに酸素
測定電極２１と接続することにより行われる。
【００２３】基準電極２６は有利には心臓ペースメーカ
ケーシング９の領域にこれに対して絶縁して配置され
る。しかしカテーテルに配置することもできる。電極２
１と２６およびセンサ電子回路２４により形成された酸
素センサは次のように作用する。すなわち、所定時間の
間心臓６を刺激していないときに、電極２１と２６の間
で１つまたは複数の測定電圧が形成され、そこから得ら
れた酸素測定電極２１を流れる電流を測定され加算積分
されるように作用する。その際にセンサ電子回路２４の
出力側２７において酸素分圧ｐＯ2に相応する値が得ら
れる。その他は前記の刊行物、米国特許第４７７９６１
８号明細書、米国特許第４８５３０９１号明細書、欧州
特許第０４５５０７２号明細書およびＷＯ９１／１７４
３３号明細書に既に示されている。
ケーシング９の領域にこれに対して絶縁して配置され
る。しかしカテーテルに配置することもできる。電極２
１と２６およびセンサ電子回路２４により形成された酸
素センサは次のように作用する。すなわち、所定時間の
間心臓６を刺激していないときに、電極２１と２６の間
で１つまたは複数の測定電圧が形成され、そこから得ら
れた酸素測定電極２１を流れる電流を測定され加算積分
されるように作用する。その際にセンサ電子回路２４の
出力側２７において酸素分圧ｐＯ2に相応する値が得ら
れる。その他は前記の刊行物、米国特許第４７７９６１
８号明細書、米国特許第４８５３０９１号明細書、欧州
特許第０４５５０７２号明細書およびＷＯ９１／１７４
３３号明細書に既に示されている。
【００２４】センサ電子回路２４の出力側２７には評価
装置２８が接続されている。評価装置では酸素分圧ｐＯ
2に対して測定された値の急激な低下が検知される。評
価装置２８は出力線路２９を介してＡＮＤ素子１８の第
２入力側と接続されている。酸素分圧ｐＯ2の測定によ
る電流消費を低減するために、センサ電子回路２４は制
御線路３０を介して、心拍検知器１２に後置接続された
評価装置１６と接続され、測定された心拍周波数が例え
ば毎分１１０の所定値を越えたときに初めてこの評価装
置１６により作動される。
装置２８が接続されている。評価装置では酸素分圧ｐＯ
2に対して測定された値の急激な低下が検知される。評
価装置２８は出力線路２９を介してＡＮＤ素子１８の第
２入力側と接続されている。酸素分圧ｐＯ2の測定によ
る電流消費を低減するために、センサ電子回路２４は制
御線路３０を介して、心拍検知器１２に後置接続された
評価装置１６と接続され、測定された心拍周波数が例え
ば毎分１１０の所定値を越えたときに初めてこの評価装
置１６により作動される。
【００２５】センサ電子回路２４の出力側２７に接続さ
れた別の評価装置３１はその出力線路３２を介して心臓
ペースメーカ制御部１１に、測定された酸素分圧ｐＯ2
が所定の最小値ｐＯ2minを下回るときに信号を出力す
る。さらにケーシング９には活動センサ３３、例えば加
速度センサが配置されており、このセンサは固有のセン
サ電子回路３４を介して心臓ペースメーカ制御部１１に
接続されている。
れた別の評価装置３１はその出力線路３２を介して心臓
ペースメーカ制御部１１に、測定された酸素分圧ｐＯ2
が所定の最小値ｐＯ2minを下回るときに信号を出力す
る。さらにケーシング９には活動センサ３３、例えば加
速度センサが配置されており、このセンサは固有のセン
サ電子回路３４を介して心臓ペースメーカ制御部１１に
接続されている。
【００２６】心拍検知器１２は心拍周波数ないし心臓６
の電気活動の周波数を検知する。評価装置１６は測定さ
れた心拍周波数を次のように評価する。すなわち、毎分
約１１０の所定の限界周波数を上回る際にセンサ電子回
路２４が作動されるように評価する。心拍周波数がさら
に急激に上昇したり、所定期間の間別の所定の限界値を
上回ると、評価装置１６はその出力線路１７に不整頻脈
の存在に対する基準として出力信号を形成する。センサ
電子回路２４に後置接続された評価装置２８は、酸素分
圧ｐＯ2に対して測定された値が急激に所定の限界値を
下回るか、または所定の時間内で所定の大きさだけ低下
する場合、その出力線路２９に出力信号を形成する。出
力線路２９の出力信号は不整頻脈の存在に対する第２の
基準を形成する。この第２の基準は第１の基準と出力線
路１７でＡＮＤ素子１８により次のように結合される。
すなわち、２つの基準が同時に満たされた場合にＡＮＤ
素子１８の出力側１９を介して心臓ペースメーカ制御部
１１に不整頻脈、ここでは頻脈の存在が通知されるよう
に結合される。この場合、心臓ペースメーカ制御部１１
は制御線路１０を介して刺激パルス発生器１にプログラ
ム通りの刺激パルスシーケンスを出力させ、頻脈を終了
させる。不整頻脈を終了させるための相応の刺激パルス
に対する例は冒頭に述べた欧州特許公告第０１０８３６
０号公報から公知である。
の電気活動の周波数を検知する。評価装置１６は測定さ
れた心拍周波数を次のように評価する。すなわち、毎分
約１１０の所定の限界周波数を上回る際にセンサ電子回
路２４が作動されるように評価する。心拍周波数がさら
に急激に上昇したり、所定期間の間別の所定の限界値を
上回ると、評価装置１６はその出力線路１７に不整頻脈
の存在に対する基準として出力信号を形成する。センサ
電子回路２４に後置接続された評価装置２８は、酸素分
圧ｐＯ2に対して測定された値が急激に所定の限界値を
下回るか、または所定の時間内で所定の大きさだけ低下
する場合、その出力線路２９に出力信号を形成する。出
力線路２９の出力信号は不整頻脈の存在に対する第２の
基準を形成する。この第２の基準は第１の基準と出力線
路１７でＡＮＤ素子１８により次のように結合される。
すなわち、２つの基準が同時に満たされた場合にＡＮＤ
素子１８の出力側１９を介して心臓ペースメーカ制御部
１１に不整頻脈、ここでは頻脈の存在が通知されるよう
に結合される。この場合、心臓ペースメーカ制御部１１
は制御線路１０を介して刺激パルス発生器１にプログラ
ム通りの刺激パルスシーケンスを出力させ、頻脈を終了
させる。不整頻脈を終了させるための相応の刺激パルス
に対する例は冒頭に述べた欧州特許公告第０１０８３６
０号公報から公知である。
【００２７】測定された酸素分圧ｐＯ2が所定の最小値
ｐＯ2minを下回ると、これは別の評価装置３１により心
室細動の結果として検知され、心臓ペースメーカ制御部
１１に通知される。心臓ペースメーカ制御部１１はこれ
に基づき制御線路３５を介してまたはこれと選択的にワ
イヤレスの信号伝送区間を介して制御信号をデフィブリ
レータ３６に送出する。デフィブリレータは細動除去パ
ルスを細動除去電極３７と３８を介して心臓６に出力す
る。
ｐＯ2minを下回ると、これは別の評価装置３１により心
室細動の結果として検知され、心臓ペースメーカ制御部
１１に通知される。心臓ペースメーカ制御部１１はこれ
に基づき制御線路３５を介してまたはこれと選択的にワ
イヤレスの信号伝送区間を介して制御信号をデフィブリ
レータ３６に送出する。デフィブリレータは細動除去パ
ルスを細動除去電極３７と３８を介して心臓６に出力す
る。
【００２８】種々の不整頻脈のさらなる分類は例えば、
冒頭に述べた米国特許第４４０３６１４号明細書または
米国特許第５０８５２１３号明細書から公知のように行
うことができる。その際、心臓内圧力測定に対する付加
的基準ないし選択的基準として不整頻脈を検知するため
に、血液中の酸素分圧の急激な低下を使用することがで
きる。
冒頭に述べた米国特許第４４０３６１４号明細書または
米国特許第５０８５２１３号明細書から公知のように行
うことができる。その際、心臓内圧力測定に対する付加
的基準ないし選択的基準として不整頻脈を検知するため
に、血液中の酸素分圧の急激な低下を使用することがで
きる。
【００２９】不整頻脈を検知する際の確率は次のように
してさらに高められる。すなわち、酸素分圧ｐＯ2の急
激ないし顕著な低下の際に活動センサ３３により検出さ
れた患者の生体活動量を心臓ペースメーカ制御部１１に
おいて、酸素分圧ｐＯ2の低下が生体活動量の上昇によ
るものなのか否かの監視に使用するのである。患者の生
体活動量が変化しない際、ないし低い際に酸素分圧が低
下すれば、これは頻脈が存在することに対する基準とな
る。
してさらに高められる。すなわち、酸素分圧ｐＯ2の急
激ないし顕著な低下の際に活動センサ３３により検出さ
れた患者の生体活動量を心臓ペースメーカ制御部１１に
おいて、酸素分圧ｐＯ2の低下が生体活動量の上昇によ
るものなのか否かの監視に使用するのである。患者の生
体活動量が変化しない際、ないし低い際に酸素分圧が低
下すれば、これは頻脈が存在することに対する基準とな
る。
【００３０】
【発明の効果】本発明により、心臓の有害な不整頻脈を
確実に検知することができる。
確実に検知することができる。
【図１】右心房の酸素分圧ｐＯ2および動脈圧ａＰの経
過を示す線図である。
過を示す線図である。
【図２】本発明の装置のブロック回路図である。
１ 刺激パルス発生器 ５ 心室 ６ 心臓 ７ 刺激電極 ９ 心臓ペースメーカケーシング １１ 心臓ペースメーカ制御部 １２ 心拍検知器 １６ 評価回路 ２０ 心房 ２１ 酸素測定電極 ２４ センサ電子回路 ２６ 基準電極 ３３ 活動センサ ３４ センサ電子回路
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ピア ハーゲル スウェーデン国 ソレントゥーナ フォル クンガヴェーゲン 22 (72)発明者 アグネータ エルムハンマー スウェーデン国 ストックホルム ヴァル ハラヴェーゲン 146
Claims (7)
- 【請求項１】 血液中に物理的に溶解しているガスの分
圧を測定し、 測定された分圧が急速に変化することおよび／または所
定の程度を越えて変化することを不整頻脈の検知に使用
する、心臓の不整頻脈検知方法。 - 【請求項２】 血液中の酸素分圧（ｐＯ2）を測定し、 測定された分圧（ｐＯ2）の急速な低下および／または
測定された分圧（ｐＯ2）が所定の最小値（ｐＯ2min）
より低下することを不整頻脈の検知の基準として使用す
る請求項１記載の方法。 - 【請求項３】 不整頻脈の検知の別の基準として心拍周
波数を検出し評価し、 ２つの基準が同時に存在することを不整頻脈の検知に使
用する請求項１または２記載の方法。 - 【請求項４】 活動センサ（３３）により患者の生体活
動量を検出し、 酸素分圧が変化している際に測定された活動量が低いか
または変化しないことを不整頻脈の検知の基準として使
用する請求項１から３までのいずれか１項記載の方法。 - 【請求項５】 不整頻脈を検知するための手段（２１〜
２６）を有し、当該手段には出力側で不整頻脈治療をト
リガするための手段（１、１１、３６）が接続されてい
る不整頻脈治療装置において、 前記不整頻脈検知手段は、血液に溶解したガスの分圧を
検出するためのセンサ（２１〜２６）を有し、 当該センサ（２１〜２６）には、測定された分圧の急速
な変化および／または所定の程度を越える変化を検知す
るための評価装置（２８、３１）が後置接続されている
ことを特徴とする不整頻脈治療装置。 - 【請求項６】 センサ（２１〜２６）は酸素センサであ
り、 評価装置（２８）は、測定された酸素分圧（ｐＯ2）の
急激な低下および／または所定の最小値（ｐＯ2min）を
下回る低下を検知するように構成されている請求項５記
載の装置。 - 【請求項７】 心拍検知器（２１）が設けられており、
該心拍検知器には心拍周波数を検出するための別の評価
装置（１６）が後置接続されており、 ２つの評価装置（１６と２８）は出力側でＡＮＤ素子
（１８）を介して不整頻脈治療をトリガするための手段
（１、１１）と接続されている請求項５または６記載の
装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| EP92115567A EP0586739B1 (de) | 1992-09-11 | 1992-09-11 | Vorrichtung zum Behandeln von Tachyarrhythmien |
| DE92115567.7 | 1992-09-11 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH06169903A true JPH06169903A (ja) | 1994-06-21 |
Family
ID=8209996
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP5226978A Pending JPH06169903A (ja) | 1992-09-11 | 1993-09-13 | 心臓の不整頻脈検知方法および不整頻脈治療装置 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5431172A (ja) |
| EP (1) | EP0586739B1 (ja) |
| JP (1) | JPH06169903A (ja) |
| DE (1) | DE59209189D1 (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2009502231A (ja) * | 2005-07-19 | 2009-01-29 | カーディアック・ペースメーカーズ・インコーポレーテッド | 定常状態活動への生理的反応の監視 |
| US9730618B2 (en) | 2010-02-16 | 2017-08-15 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Kinetics of physiological response to activity during activities of daily living |
Families Citing this family (15)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US7286884B2 (en) | 2004-01-16 | 2007-10-23 | Medtronic, Inc. | Implantable lead including sensor |
| US7596412B1 (en) * | 2004-08-26 | 2009-09-29 | Pacesetter, Inc. | Opto-electrical coherence detection of hemodynamically compromising arrhythmia |
| US7647095B2 (en) * | 2006-03-31 | 2010-01-12 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for verifying a determined cardiac event in a medical device based on detected variation in hemodynamic status |
| US7787947B2 (en) * | 2006-03-31 | 2010-08-31 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for using an optical hemodynamic sensor to identify an unstable arrhythmia |
| EP2114527B1 (en) * | 2007-02-28 | 2018-08-22 | St. Jude Medical AB | Device and method of a medical implant for monitoring progression of heart failure in a human heart |
| WO2008118042A1 (en) * | 2007-03-23 | 2008-10-02 | St. Jude Medical Ab | Implantable medical device |
| US8170636B2 (en) * | 2007-06-05 | 2012-05-01 | Medtronic, Inc. | Optical sensor confidence algorithm |
| US8346332B2 (en) * | 2009-06-10 | 2013-01-01 | Medtronic, Inc. | Absolute calibrated tissue oxygen saturation and total hemoglobin volume fraction |
| US8352008B2 (en) * | 2009-06-10 | 2013-01-08 | Medtronic, Inc. | Active noise cancellation in an optical sensor signal |
| WO2010144668A1 (en) * | 2009-06-10 | 2010-12-16 | Medtronic, Inc. | Tissue oxygenation monitoring in heart failure |
| US9126049B2 (en) * | 2009-06-10 | 2015-09-08 | Medtronic, Inc. | Shock reduction using absolute calibrated tissue oxygen saturation and total hemoglobin volume fraction |
| US8666466B2 (en) * | 2009-06-10 | 2014-03-04 | Medtronic, Inc. | Device and method for monitoring of absolute oxygen saturation and tissue hemoglobin concentration |
| US20110066017A1 (en) * | 2009-09-11 | 2011-03-17 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for post-shock evaluation using tissue oxygenation measurements |
| US20110106201A1 (en) * | 2009-10-30 | 2011-05-05 | Sourav Bhunia | Implantable heart failure monitor |
| US8396563B2 (en) | 2010-01-29 | 2013-03-12 | Medtronic, Inc. | Clock synchronization in an implantable medical device system |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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| US3942536A (en) * | 1971-03-15 | 1976-03-09 | Mieczyslaw Mirowski | Cardioverting device having single intravascular catheter electrode system and method for its use |
| US3805795A (en) * | 1972-03-17 | 1974-04-23 | Medtronic Inc | Automatic cardioverting circuit |
| US4403614A (en) * | 1979-07-19 | 1983-09-13 | Medtronic, Inc. | Implantable cardioverter |
| DE3240430A1 (de) * | 1982-11-02 | 1984-05-03 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | Verfahren und herzschrittmacher zum beenden einer tachykardie |
| US4860751A (en) * | 1985-02-04 | 1989-08-29 | Cordis Corporation | Activity sensor for pacemaker control |
| US4967748A (en) * | 1987-10-06 | 1990-11-06 | Leonard Bloom | O2 level responsive system for and method of treating a malfunctioning heart |
| US5085213A (en) * | 1990-06-01 | 1992-02-04 | Leonard Bloom | Hemodynamically responsive system for and method of treating a malfunctioning heart |
| US5119813A (en) * | 1990-11-05 | 1992-06-09 | Leonard Bloom | Mixed venous oxygen saturation responsive system for and method of treating a malfunctioning heart |
| US5176137A (en) * | 1991-03-01 | 1993-01-05 | Medtronic, Inc. | Apparatus for discrimination of stable and unstable ventricular tachycardia and for treatment thereof |
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-
1992
- 1992-09-11 EP EP92115567A patent/EP0586739B1/de not_active Expired - Lifetime
- 1992-09-11 DE DE59209189T patent/DE59209189D1/de not_active Expired - Fee Related
-
1993
- 1993-09-13 JP JP5226978A patent/JPH06169903A/ja active Pending
- 1993-09-13 US US08/119,532 patent/US5431172A/en not_active Expired - Lifetime
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2009502231A (ja) * | 2005-07-19 | 2009-01-29 | カーディアック・ペースメーカーズ・インコーポレーテッド | 定常状態活動への生理的反応の監視 |
| US9730618B2 (en) | 2010-02-16 | 2017-08-15 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Kinetics of physiological response to activity during activities of daily living |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| EP0586739A1 (de) | 1994-03-16 |
| DE59209189D1 (de) | 1998-03-12 |
| EP0586739B1 (de) | 1998-02-04 |
| US5431172A (en) | 1995-07-11 |
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