JPH07194565A - 心臓からの電気信号を分析する分析装置及び心臓刺激器 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 （修正有） 【目的】 心臓における異常な状態の信頼できる識別を
可能にすること、また不整頻脈を診断して治療するため
に使用できる心臓刺激器を堤供することである。 【構成】 心臓４における異常な状態たとえば逆伝導と
不整頻博を識別する分析装置３６が示されている。この
分析装置３６は、心臓４からのＥＣＧ信号を微分する微
分回路４２を含む。微分された信号はＥＣＧ信号を横軸
として記入され、コレにより得られる曲線における半径
が計算器ユニット４４において算出される。得られた半
径は次に比較器４６において閾値と比較される。閾値に
関連づけられた半径変化のためのシーケンスが得られ
て、シーケンス分析器５０に前もって記憶されているシ
ーケンスと比較される。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、心臓の電気的活動に関
連する測定信号を発生するための測定ユニットを備え、
さらに該測定信号にもとづいて心臓における異常な状態
を識別するための評価ユニットを備えている心臓からの
電気信号を分析する分析装置に関する。

【０００２】さらに本発明は、心臓における不整脈博を
検出して治療するための心臓刺激器に関する。

【０００３】

【従来の技術】心臓機能において種々の欠陥を有する患
者の診断と治療において、心臓における正常な事象と異
常な事象とを信頼できるように区別する機能は重要であ
る。心臓の固有の信号すなわちＥＣＧ信号が正常な状態
と異常な状態とを区別するために長い間用いられてきて
いる。

【０００４】正常な心臓の状態と異常な状態とを区別す
る機能は、不整脈博が問題とされる時は特に重要であ
る。心臓の鼓動数だけの検査は、不整脈博の有無の信頼
できる判定のためには十分ではない。約２００回１分の
鼓動数までもどうにか正常に動作させる心臓もあれば、
わずか１００−１２０回１分で不安定な不整頻脈が現れ
る心臓もある。そのため鼓動数以外のパラメータの使用
が、心臓が不安定な不整頻脈に見舞われるか否かを判定
するために、必要とされる。心室から心房への逆伝導は
もう１つの心臓の欠陥であり、それの識別は重要であ
る。逆伝導は心臓のポンプ能力を損ない、さらにＰＭＴ
（ペースメーカーを介しての頻脈）すなわち心臓刺激器
により引きおこされて維持される頻脈をトリガさせるこ
とがある。

【０００５】

【発明が解決しようとする課題】本発明の課題は、心臓
における異常な状態の信頼できる識別を可能にすること
である。

【０００６】さらに本発明のもう１つの目的は、不整頻
脈を診断して治療するために使用できる心臓刺激器を提
供することである。

【０００７】

【課題を解決するための手段】この種の装置は本発明に
より冒頭に述べた装置を次のように改善することによ
り、次のようにして達成される。即ち、測定信号の導関
数を形成するために微分回路が測定ユニットへ接続され
ており、入力信号として測定信号と該測定信号の導関数
との両方を受信するために、測定ユニットと微分回路へ
該評価ユニットへ接続されており、該評価ユニットは、
測定信号と該測定信号の導関数が座標系における座標と
して用いられる時に得られる、原点から曲線までの半径
を連続的に測定し、該曲線は各々の心臓サイクルのため
の半径における変化にもとづいて異常な状態を識別す
る。

【０００８】本発明において測定信号として用いられる
ＥＣＧ信号は正常な心臓の状態と不整頻脈またはその他
の異常な心臓の状態との差異−区別を可能とするのに十
分に大きい差異−を必ずしも表わさない。相異なる状態
の信頼できるＥＣＧ信号の導関数を使用しさらにＥＣＧ
信号とその導関数とを座標に記入することにより、各々
の心臓サイクルのために閉曲線が形成される。曲線の半
径は、ＥＣＧ信号またはその導関数を単独に取り上げた
場合よりもはるかに一層明瞭に相異なる心臓の状態の間
の相異を示す。正常な心臓の状態、逆伝導および種々の
不整頻博は、ＥＣＧ信号とその導関数から得られる曲線
において、明瞭かつ明確な相異を示す。このことの主な
理由は、正常な状態は本質的に安定していて、各々の心
臓サイクルのために実質的に同一の曲線を供給するから
である。このことは逆の状態と種々の不整頻脈博に対し
ても当てはまる、即ちこれらは各々の心臓サイクルにお
いて前記の曲線の半径において基本的に同じシーケンス
を形成する。そのためこれらの相異なる状態は容易に識
別されて互いに区別される。評価ユニットが、各々の心
臓サイクルのための時間の関数としての、半径における
変化にもとづいて異常な状態を識別する構成は有利であ
る。この構成は、相異なる曲線経過−この曲線経過にお
いて半径は種々の異常な状態のために変化する−を分析
する装置性能を向上させる。

【０００９】分析装置の改善は本発明により、評価ユニ
ットが、半径を閾値と比較する比較器を含む構成により
達成される。１心臓サイクル中の半径の変化は相異なる
状態において大きく変わるため、閾値−これと半径が比
較される−の導入は有利である。

【００１０】この比較は次の構成により著しく有利であ
る。即ち評価ユニットは半径が閾値をそれぞれ上回るか
下回るか時間間隔のシーケンスを測定する装置を含み、
さらに該シーケンスの記憶されているＲＡＭを含み、さ
らに該評価ユニットが最も直前に識別されたシーケンス
を前もって記憶されているシーケンスと比較することに
より、異常な状態を識別する。識別されたシーケンス
は、半径が閾値に関連づけてどのように変化したか、即
ち半径が閾値を上回った時間の長さはどの位かおよび、
半径が同じ心臓サイクルにおいて閾値を複数回通過した
かを示す。このことは各個々の心臓における正常および
異常な状態のための“指紋”を与える。閾値が、当該の
心臓サイクル中に最大半径に関連する値に、有利には最
大半径の５０％に設定される構成は有利である。

【００１１】分析のもう１つの改善は本発明により次の
ようにして達成される、即ち評価ユニットが、半径を少
なくとも１つの付加的な閾値と比較する少なくとも１つ
の付加的な比較器を含む。この実施例においてされも、
次の構成は有利である。即ち評価ユニットは、半径が閾
値のそれぞれ上側、下側および間に存在するシーケンス
を測定するための手段を含み、該シーケンスはＲＡＭの
中に記憶されており、評価ユニットは直前に識別された
シーケンスを前もって記憶されているシーケンスと比較
することにより、異常な状態を識別する。

【００１２】次の構成は心臓における一層多くの状態の
正確な識別を可能にする。即ち心臓刺激器が刺激パルス
を発生して送出するパルス発生器と、刺激パルスを心臓
組織へ供給するための電極装置と、不整脈博が検出され
る時にパルス発生器の刺激パルスの発生と送出を制御す
るための制御装置とを含む心臓刺激器において、検出器
が請求項１から７までのいずれか１項に記載の分析装置
を含む。

【００１３】心臓刺激器は当然逆伝導を識別するよう
に、請求項１から７までのいずれか１項に記載の分析装
置によりかつＰＭＴの進行を阻止するように構成されて
いる。

【００１４】次に本発明の実施例を図面を用いて説明す
る。

【００１５】

【実施例】図１に心臓刺激器２がブロックダイヤグラム
で示されている。この心臓刺激器２は、心臓信号を検出
するために、および心臓４へ刺激パルスを送出するため
に、心臓４へ接続されている。第１のチップ電極６が心
臓４の心房の中に係止され、第１の電極導線８を介し
て、心臓刺激器２の中の第１のパルス発生器１０へ接続
されている。第１のリング電極１２が第１のチップ電極
６の近傍に接続されており、さらに第２の電極導線１４
を介して第１のパルス発生器１０へ接続されている。心
房への刺激パルスは第１のパルス発生器により、第１の
電極導線８と第１のチップ電極６を介して、心臓組織へ
供給される。刺激パルスは、次に第１のリング電極１２
と第２の電極導線１４を介して、第１のパルス発生器１
０へ帰還される。選択的に刺激パルスは、第１のチップ
電極６と中性電極１６を介して供給できる。この場合こ
の中性電極は心臓刺激器２の封入体から構成されるが、
身体中の適切な個所に配置される別個の電極からも構成
できる。中性電極１６は、心房から刺激パルスを帰還さ
せる目的で第３の電極導線１８を介して、第１のパルス
発生器１０へ接続されている。第１の検出器２０は、心
臓における心房の活動を検出する目的で、並列に第１の
パルス発生器１０の出力端子の両端に接続されている。

【００１６】相応に第２のチップ電極２２が心臓４の中
の心室へ接続されており、第４の電極導線２４を介し
て、第２のパルス発生器２６へ接続されている。第２の
リング電極２８は第２のチップ電極２２の近傍に設けら
れ、第５の電極導線３０を介して第２のパルス発生器２
６へ接続されている。心室への刺激パルスの供給は第２
のチップ電極２２と第２のリング電極２８を介してバイ
ポーラ形式でできる、または第２のチップ電極２２と中
性電極１６を介してユニポーラ形式でできる。第２の検
出器３２は、心臓における心室の活動を検出する目的
で、第２のパルス発生器２６の出力端子の両端に並列に
接続されている。

【００１７】パルス発生器１０，２６と検出器２０，３
２は制御装置３４により制御される。この制御装置は刺
激パルスを、検出器２０，３２の振幅、期間と刺激間隔
等に関連づけて制御する。

【００１８】心臓４における異常な状態−逆行する伝導
および特に不整頻博−を検出する目的で心臓刺激器２は
特別な分析装置を備えている。

【００１９】図面にこの分析装置の第１の実施例が示さ
れている。分析装置３６は第１の電極導線８を介して第
１のチップ電極６と接続されており、さらに第１のリン
グ電極１２は第２の電極導線１４を介して、第２のチッ
プ電極２２は第４の電極導体２４を介して、第２のリン
グ電極２８は第５の電極導体３０を介して、および中性
電極１６は第３の電極導線１８を介して、第１のチップ
電極と接続されている。心臓４の電気信号は即ちＥＣＧ
信号は第１のチップ電極６と中性電極１６の両端から、
第１のリング電極１２と中性電極１６の両端から、第２
チップ電極２２と中性電極１６の両端から、または第２
のリング電極２８と中性電極１６の両端から、ユニポー
ラ形式で検出できる。ＥＣＧ信号のバイポーラ形式での
検出も、第１のチップ電極６と第１のリング電極１２の
両端から、または第２のチップ電極２２と第２のリング
電極の両端可能である。さらに心臓４の電気信号は心房
における任意の電極６，１２と心室における任意の電極
２２，２８の両端から検出できる。このことを達成する
目的で、分析装置３６は測定ユニット３８を含む。この
測定ユニットはこれらの任意の組み合わせを有する信号
を選択的に受信できる。さらにこのユニットは入力信号
を適切な形式で濾波する。

【００２０】測定ユニット３８からの出力信号−これは
測定信号に比例する−は次にバッファ４０と微分回路４
２へ送られる。バッファ作用は、微分された信号が比例
信号と−これらの信号が計算器ユニット４４へ送られる
時に−と同相となるように実施される。

【００２１】計算器ユニット４４は、座標系において座
標として用いられる２つの信号から得られる曲線の場合
の正規化される半径を算出する。算出された半径は比較
器４６へ閾値との比較のために送られる。この半径が各
々の心臓サイクルにおいて閾値を１回通過すると、ＥＣ
Ｇ信号が存在している心臓サイクルの部分中に閾値を上
回るか下回るかを測定する過程がスタートする。この場
合に得られる時間間隔のシーケンスはＲＡＭ４８へ転送
される。次にこのシーケンスはシーケンス分析器５０に
おいて、心臓における正常および異常な状態のための前
もって記憶されているシーケンスと比較される。このシ
ーケンスが識別されると情報が、制御装置３４と通信す
るマイクロプロセッサ５２へ送られる。例えば不整頻博
が識別されると、制御装置３４は、この不整頻博を終わ
らせるための刺激パルスで治療を始める。

【００２２】マイクロプロセッサ５２は測定ユニット３
８を、分析装置３６へ送られるべき測定信号に関連づけ
て制御する。さらにマイクロプロセッサは閾値を変化す
るために比較器４６を変化し、さらに心臓において前も
って見出されなかった新たなシーケンスを記憶する目的
でＲＡＭ４８を制御する。

【００２３】医師はプログラミングユニット５６を使用
して、遠隔測定ユニット５４を介して、心臓刺激器２と
通信し、これにより識別された状態に関する情報が収集
可能となり、さらに心臓刺激器の２つの異なる機能を再
プログラミングできる。

【００２４】図２に正常なＥＣＧ信号５８と異常なＥＣ
Ｇ信号６０−この実施例においては不整頻博−が示され
ている。図２が示すように、ＥＣＧ信号にもとづいて脈
拍が正常か異常かを測定することは、容易ではない。個
々の信号の導関数すなわち正常なＥＣＧ信号の導関数６
２と異常なＥＣＧ信号の導関数６４の観察は、心臓の脈
拍が正常かそうでないかを信頼できるように測定するこ
ともできない。しかし信号間の差は、これらの信号が正
規化されてさらにダイヤグラムにおいて、一方の軸に比
例信号Ｐで、他方の軸に微分された信号Ｄで互いに対照
的に記入されると、差は明瞭になる。このことは図３に
示されている。図３において正常なＥＣＧ信号５８はそ
の導関数６２に対して横軸に記入されており、そのため
曲線６６が得られる。異常なＥＣＧ信号６０はその導関
数６４に対して記入されていて破線の曲線６８を形成す
る。最も明瞭な差はＰ−Ｄダイヤグラムの下側部分にあ
り、ここでは異常な信号曲線６８が正常な信号曲線６６
よりも、著しく低く低下しており、さらに原点を中心と
するより大きいループの表示を有している。

【００２５】原点からそれぞれの曲線への半径が１心臓
サイクル中に測定される時は、簡単な測定が、それぞれ
の信号の基本的な特徴に関して得られる。このことは図
４において実施される。図４は１心臓サイクル中の正常
な心臓信号７０と異常な心臓信号７４の場合の半径にお
ける変化を示す。図４において第１の閾値７２は正常な
心臓信号７０のために入力されている。この第１の閾値
７２はこの心臓サイクル中の最大の半径の５０％に相応
する。同様に第２の閾値７６が異常な心臓のために入力
されている。この第２の閾値は異常な心臓サイクル中の
最大の半径の５０％を形成する。

【００２６】相異なる心臓状態の識別および判別の１つ
の簡単な方法は１心臓サイクル中にそれぞれの半径分布
がそれぞれの閾値を上回る時間を測定すること、および
１心臓サイクル中にこの閾値を複数回横切るかを測定す
ることである。後者の例において、半径が閾値のいずれ
かの側にある時間も測定される。

【００２７】図５に図４からの、正常な心臓信号７０の
ための棒グラフ７８と、異常な心臓信号７４のための棒
グラフ８０とが示されている。棒グラフ７８の高さは半
径が第１の閾値７２を上回る時間に相応し、これは正常
のシーケンスに相応する。異常な心臓信号７４のための
棒グラフ８０は、このいシーケンスが完全に異なること
を明瞭に示す。これらのシーケンスが分析装置３６のメ
モリの中に記憶されると、各々の心臓サイクルは直ち
に、これが正常な心臓サイクルを表わすかまたは不整頻
博を表わすかに関して検査される。

【００２８】分析装置の第２の実施例が図６に示されて
いる。この分析装置８２は、図１における分析装置３６
と同様に心臓刺激器の中へ、特に図１の心臓刺激器２の
中へ一体化できる。そのため同じ参照符号が心臓刺激器
における他の部品との接続のために用いられる。測定ユ
ニット８４は選択的に電気信号を第１の電極導線８、第
２電極導線１４、第３電極導線１８、第４電極導線２４
および第５電極導線３０の任意の組み合わせを介して受
信できる。発生される測定信号はバッファ８６と微分回
路８８へ送られる。比例信号と微分された信号は同期し
て、それぞれの信号から得られる曲線の半径を算出する
算出器ユニット９０へ送られる。算出された半径は比較
器ユニット９２へ送られてこの中で半径が２つの閾値と
比較される、比較器ユニット９２は、算出された半径が
両方の閾値を下回るか、１つの閾値を上回るか、または
両方の閾値を上回るかに依存して、相異なる出力信号を
発生する。比較器ユニット９２からの出力信号は評価ユ
ニット９４へ送られる。この評価ユニットは比較器ユニ
ット９２からの出力信号シーケンスを各々の心臓サイク
ルのために分析して、これを前もって記憶されたシーケ
ンスと比較する。評価ユニット９４は制御装置３４と通
信する。

【００２９】図７において、通常の心臓サイクル９６の
ための半径経過と逆する伝導９８のための半径経過が対
照される。半径経過は心臓の心房において検出される信
号にもとづく。両方の経過のために、第１の閾値１００
と第２の閾値１０２がマークで示されている。相異が図
に明瞭に示されている。逆の伝導９８はこの心臓サイク
ル中の半径経過のためにより顕著な２重ピークを形成す
る。図示されている様に、閾値１００，１０２は、比較
器ユニット９２からの出力信号がこの２重ピークを強調
するように、選択できる。

【００３０】逆の伝導は、心臓の心室において検出され
る信号にもとづいても識別できる。このことは図８に示
されている。正常な半径経過１０４と逆の伝導１０６の
ための半径経過が示されている。両方の信号は正規化さ
れる。逆の伝導１０６は著しく大きい最大半径を明瞭に
示す。逆の伝導１０６の信頼できる識別は、第１の閾値
１０８と第２の閾値１１０が適切な方法により含まれて
いる時に、達成される。

【００３１】分析装置３６，８２は、前述の実施例にお
いて説明された全部の機能を実施する唯１つの分析装置
の中へ組み合わせることができる。この分析装置は、こ
れが半径を複数個の閾値と比較し、半径がそれぞれの閾
値を上回るか下回るかそれらの間にある時間がこれによ
り形成されるように、構成できる。

【００３２】分析装置３６，８２は全部の形式の心臓刺
激器と繊維素分離器の中で実施できる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明による分析装置を有する心臓刺激器の実
施例のブロック図である。

【図２】正常なＥＣＧ信号とその導関数および、不整頻
博のためのＥＣＧ信号とその導関数の波形図である。

【図３】正常な心臓シーケンスと不整頻脈のための曲線
図である。

【図４】１心臓サイクルにわたり示された図３における
各々の曲線の半径における変化を示す。

【図５】半径と閾値との関係を示す棒グラフ図である。

【図６】分析装置の第２実施例のブロック図である。

【図７】心房からの逆の伝導の検出を示す図である。

【図８】心室からの逆の伝導の検出を示す図である。

【符号の説明】

２ 心臓刺激器、 ４ 心臓、 ６ 電極、 ８ 第１
電極導体、 １０ 第１のパルス発生器、 １２ 第１
のリング電極、 １４ 第２の電極導線、 １６ 中性
電極、 ２０ 第１の検出器、 ２２ 第２のチップ電
極、 ２４ 第４の電極導体、 ２６ 第２のパルス発
生器、 ２８ 第２のリング電極、 ３０ 第４の電極
導体、 ３６ 分析装置、 ４０ バッファ、 ４２
微分回路、 ４４ 算出ユニット、 ４６ 比較器、
４８ ＲＡＭ、 ５０ シーケンス分析器、 ５２ マ
イクロプロセッサ、 ５６ プログラミングユニット、
５８ 正常なＥＣＧ信号、 ６０ 異常なＥＣＧ信号、
６２ 正常なＥＣＧ信号の導関数、 ６４ 異常なＥ
ＣＧ信号の導関数、 ８２ 分析装置、 ８４測定装
置、 ８６ バッファ、 ８８ 微分装置、 ９０ 算
出ユニット、 ９２ 比較器ユニット

Claims (8)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 心臓（４）の電気的活動に関連する測定
   信号を発生するための測定ユニット（３８；８４）を備
   え、さらに該測定信号にもとづいて心臓（４）における
   異常な状態を識別するための評価ユニット（４４，４
   ６，４８，５０；８８，９０，９２，９４）を備えてい
   る心臓からの電気信号を分析する分析装置において、該
   測定信号の導関数を形成するために微分回路（４２；８
   ８）が測定ユニット（３８；８４）へ接続されており、
   入力信号として測定信号と該測定信号の導関数との両方
   を受信するために、測定ユニット（３８；８４）と微分
   回路（４２；８８）へ上記評価ユニット（４４，４６，
   ４８；５０，５２；８８，９０，９２，９４）は接続さ
   れており、該評価ユニット（４４，４６，４８，５０，
   ５２；８８，９０，９２，９４）は、測定信号と該測定
   信号の導関数が座標系における座標として用いられる時
   に得られる、原点から曲線までの半径を連続的に測定
   し、該曲線は各々の心臓サイクルのための半径における
   変化にもとづいて異常な状態を識別することを特徴とす
   る、心臓からの電気信号を分析する分析装置。
2. 【請求項２】 評価ユニット（４４，４６，４８，５
   ２，５０；８８，９０，９２，９４）が、各々の心臓サ
   イクルのための時間の関数としての、半径における変化
   にもとづいて異常な状態を識別する、請求項２記載の分
   析装置。
3. 【請求項３】 評価ユニット（４４，４６，４８，５
   ０，５２；８８，９０，９２，９４）が、半径を閾値と
   比較する比較器（４６；９２）を含む、請求項１又は２
   記載の分析装置。
4. 【請求項４】 評価ユニット（４４，４６，４８，５
   ０，５２）は、半径が閾値をそれぞれ上回るか下回る時
   間間隔のシーケンスを測定する装置（４６）を含み、さ
   らに該シーケンスの記憶されているＲＡＭ（４８）を含
   み、さらに該評価ユニット（４４，４６，４８，５０，
   ５２）が最新の識別されたシーケンスを先行して記憶さ
   れているシーケンスと比較することにより、異常な状態
   を識別する、請求項３記載の分析装置。
5. 【請求項５】 閾値が、現行の心臓サイクル中に最大半
   径に関連する値に、有利には最大半径の５０％に設定さ
   れる、請求項３又は４記載の分析装置。
6. 【請求項６】 評価ユニットが、半径を少なくとも１つ
   の付加的な閾値と比較する少なくとも１つの付加的な比
   較器を含む、請求項２から５までのいずれか１項記載の
   分析装置。
7. 【請求項７】 評価ユニットは、半径が閾値のそれぞれ
   上側、下側および間に存在するシーケンスを測定するた
   めの手段を含み、該シーケンスはＲＡＭの中に記憶され
   ており、評価ユニットは最新の識別されたシーケンスを
   前もって記憶されているシーケンスと比較することによ
   り、異常な状態を識別する、請求項６記載の分析装置。
8. 【請求項８】 心臓刺激器（２）が刺激パルスを発生し
   て送出するパルス発生器（１０，２６）と、刺激パルス
   を心臓組織（４）へ供給するための電極装置（６，８；
   １２，１４；２２，２４；２８，３０）と、不整脈博が
   検出される時にパルス発生器（１０，２６）の刺激パル
   スの発生と送出を制御するための制御装置（３４）とを
   含む心臓刺激器（２）において、検出器（３６）が請求
   項１から７までのいずれか１項に記載の分析装置を含む
   ことを特徴とする、心臓刺激器。