JPH07255863A - 心臓ペースメーカ - Google Patents
心臓ペースメーカInfo
- Publication number
- JPH07255863A JPH07255863A JP4699694A JP4699694A JPH07255863A JP H07255863 A JPH07255863 A JP H07255863A JP 4699694 A JP4699694 A JP 4699694A JP 4699694 A JP4699694 A JP 4699694A JP H07255863 A JPH07255863 A JP H07255863A
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- JP
- Japan
- Prior art keywords
- electronic circuit
- cardiac
- lead
- heart
- stimulation
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 本発明は、アンテナ要因である刺激リードの
総延長を短くすることによって外来電磁雑音に強い心臓
ペースメーカを提供することを目的とする。 【構成】 本発明は、小型化可能な電子回路部２０と小
型化不可能な電池部３０とをセパレート構造にし、電子
回路部２０を心臓内まで導入するようにして、刺激リー
ド５０の総延長を最小とすることでアンテナ効果の低減
をはかり、外来電磁雑音の影響という問題を解決した心
臓ペースメーカである。
総延長を短くすることによって外来電磁雑音に強い心臓
ペースメーカを提供することを目的とする。 【構成】 本発明は、小型化可能な電子回路部２０と小
型化不可能な電池部３０とをセパレート構造にし、電子
回路部２０を心臓内まで導入するようにして、刺激リー
ド５０の総延長を最小とすることでアンテナ効果の低減
をはかり、外来電磁雑音の影響という問題を解決した心
臓ペースメーカである。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は心臓に刺激パルスを与え
て心臓の収縮を安定させる心臓ペースメーカに関するも
のである。
て心臓の収縮を安定させる心臓ペースメーカに関するも
のである。
【０００２】
【従来の技術】心臓ペースメーカは、固定レート型ペー
スメーカとデマンド型ペースメーカに大別される。前者
は心臓刺激パルスを固定したレートで強制的に発生し、
後者は心臓の活動（心拍数）を観察し、その活動がある
値以下になった時だけ心臓刺激パルスを発生する心臓ペ
ースメーカである。
スメーカとデマンド型ペースメーカに大別される。前者
は心臓刺激パルスを固定したレートで強制的に発生し、
後者は心臓の活動（心拍数）を観察し、その活動がある
値以下になった時だけ心臓刺激パルスを発生する心臓ペ
ースメーカである。
【０００３】従来の心臓ペースメーカの構成を図１に示
す。心臓ペースメーカ本体１０は電子回路２０，電池３
０，コネクタ４０から構成され、心臓の刺激および活動
の検出は前記コネクタ４０に接続される刺激リード５０
を介して行われる。前記刺激リード５０は関電極６０お
よび不関電極７０の２極で構成される。
す。心臓ペースメーカ本体１０は電子回路２０，電池３
０，コネクタ４０から構成され、心臓の刺激および活動
の検出は前記コネクタ４０に接続される刺激リード５０
を介して行われる。前記刺激リード５０は関電極６０お
よび不関電極７０の２極で構成される。
【０００４】図２は従来の心臓ペースメーカの植え込み
を説明するための図である。刺激リード５０は鎖骨下静
脈より血管に挿入し、大静脈，右心房を経由して右心房
壁または右心室壁に関電極６０が接するまで送り入れら
れ、心臓ペースメーカ本体１０は胸部皮下に埋め込まれ
る。このため刺激リード５０の総延長は６００mmにも及
ぶ。心臓活動の検出は、心臓の活動に伴って発生する活
動電位変化を前記刺激リードを介して検出することによ
って行う。この方法によって検出される活動電位は数ｍ
Ｖの微弱な信号であり、従来の心臓ペースメーカでは、
長い刺激リード５０が外来電磁雑音に対するアンテナと
して働いて大きな雑音が混入するため、検出が困難とな
ることが知られていた。
を説明するための図である。刺激リード５０は鎖骨下静
脈より血管に挿入し、大静脈，右心房を経由して右心房
壁または右心室壁に関電極６０が接するまで送り入れら
れ、心臓ペースメーカ本体１０は胸部皮下に埋め込まれ
る。このため刺激リード５０の総延長は６００mmにも及
ぶ。心臓活動の検出は、心臓の活動に伴って発生する活
動電位変化を前記刺激リードを介して検出することによ
って行う。この方法によって検出される活動電位は数ｍ
Ｖの微弱な信号であり、従来の心臓ペースメーカでは、
長い刺激リード５０が外来電磁雑音に対するアンテナと
して働いて大きな雑音が混入するため、検出が困難とな
ることが知られていた。
【０００５】対処法としては、アンテナとならない構造
のシールド型刺激リードの検討がされているが、リード
径が太くなる、硬くなるといった問題があり実用化され
るには至っていない。このため、従来の心臓ペースメー
カでは、本体内部に外来電磁雑音を検出する手段を持た
せている。しかし、この手法では外来雑音が検出されて
いる間は心臓活動の検出は停止することになり本質的な
問題解決とはなっていない。
のシールド型刺激リードの検討がされているが、リード
径が太くなる、硬くなるといった問題があり実用化され
るには至っていない。このため、従来の心臓ペースメー
カでは、本体内部に外来電磁雑音を検出する手段を持た
せている。しかし、この手法では外来雑音が検出されて
いる間は心臓活動の検出は停止することになり本質的な
問題解決とはなっていない。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】本発明は、前記問題に
鑑みてなされたものであって、アンテナ要因である刺激
リードの総延長を短くすることによって外来電磁雑音に
強い心臓ペースメーカを提供することを目的とする。
鑑みてなされたものであって、アンテナ要因である刺激
リードの総延長を短くすることによって外来電磁雑音に
強い心臓ペースメーカを提供することを目的とする。
【０００７】
【課題を解決するための手段】この目的を達成するた
め、本発明の心臓ペースメーカは、心臓刺激パルスを発
生するパルス発生回路と心臓活動電位を検出するセンシ
ング回路とを含む電子回路部と、前記電子回路部の電源
となる電池と、前記電子回路部と前記電池とを接続する
電源リードと、前記電子回路部に接続されて、前記パル
ス発生回路からの前記心臓刺激パルスを心臓に伝達し、
前記心臓活動電位を前記センシング回路に伝達する刺激
リードとを備え、前記刺激リードをアンテナ効果を低減
する所定長以下の長さにすることを特徴とする。
め、本発明の心臓ペースメーカは、心臓刺激パルスを発
生するパルス発生回路と心臓活動電位を検出するセンシ
ング回路とを含む電子回路部と、前記電子回路部の電源
となる電池と、前記電子回路部と前記電池とを接続する
電源リードと、前記電子回路部に接続されて、前記パル
ス発生回路からの前記心臓刺激パルスを心臓に伝達し、
前記心臓活動電位を前記センシング回路に伝達する刺激
リードとを備え、前記刺激リードをアンテナ効果を低減
する所定長以下の長さにすることを特徴とする。
【０００８】ここで、前記刺激リードの長さがほぼ１５
０mm以下である。また、前記刺激リードは関電極および
不関電極の２極を持つ。また、前記電子回路部のケース
が前記不関電極として兼用される。
０mm以下である。また、前記刺激リードは関電極および
不関電極の２極を持つ。また、前記電子回路部のケース
が前記不関電極として兼用される。
【０００９】
【作用】かかる構成により、電子回路部と電池間を電源
リードで接続することによって電子回路部と電池部をセ
パレートし、電子回路部を可能な限り心臓に近いところ
まで挿入できるようにし、刺激リードの総延長を極力短
くすることによって、外来電磁雑音による影響を受けに
くくする。
リードで接続することによって電子回路部と電池部をセ
パレートし、電子回路部を可能な限り心臓に近いところ
まで挿入できるようにし、刺激リードの総延長を極力短
くすることによって、外来電磁雑音による影響を受けに
くくする。
【００１０】
【実施例】図３は本発明による心臓ペースメーカの第１
の実施例を説明するための図である。
の実施例を説明するための図である。
【００１１】電池３０は電池部ケース３０に収納されて
いる。心臓刺激パルス発生および心臓活動電位検出を行
う回路を含んだ電子回路２０は、電子回路部ケース１５
に収納されている。該電子回路２０および電子回路部ケ
ース１５は、血管挿入が可能なφ５mm×２０mm以下が好
ましい。電池３０と電子回路２０とは、電池部ケース１
６と電子回路部ケース１５に接続された電源リード８０
で電気的に接続されており、電子回路２０は電池３０の
電気エネルギーを消費することによって動作している。
いる。心臓刺激パルス発生および心臓活動電位検出を行
う回路を含んだ電子回路２０は、電子回路部ケース１５
に収納されている。該電子回路２０および電子回路部ケ
ース１５は、血管挿入が可能なφ５mm×２０mm以下が好
ましい。電池３０と電子回路２０とは、電池部ケース１
６と電子回路部ケース１５に接続された電源リード８０
で電気的に接続されており、電子回路２０は電池３０の
電気エネルギーを消費することによって動作している。
【００１２】該電源リード８０は総延長が３００mm〜７
００mmと長く、外来電磁雑音に対してアンテナとなって
雑音が混入するが、電源信号（電圧）は１Ｖ以上と大き
いため電子回路２０が影響を受けることはない。電子回
路部ケース１５に接続された刺激リード５０は、関電極
６０と不関電極７０の２電極から構成されるリードで、
電子回路２０と電気的に接続されている。関電極６０は
心臓壁に接触、不関電極７０は心臓内血液中に留置され
ることによって心臓電位を導入し、電子回路部２０の心
臓活動電位検出を行う回路で検出される。また、心臓刺
激パルス発生回路で発生した刺激パルスは、該刺激リー
ド５０を介して関電極６０及び不関電極７０に伝達さ
れ、心臓を刺激収縮させる。該刺激リード５０は総延長
が１５０mm以下と短くするのが好ましく、この場合は外
来電磁雑音に対するアンテナ効果は非常に小さいため、
数ｍＶと小さい心臓活動電位も外来電磁雑音の影響を受
けることなく安定して導入される。また、刺激パルスも
安定するので安全である。尚、刺激リード５０の総延長
が１５０mmを越えると、拾ってしまうノイズが無視でき
ない程大きくなり、また、関電極６０と不関電極７０と
の距離が心臓サイズに合わなくなって、関電極６０を心
臓壁に不関電極７０を心臓内血液中に留置するのが難し
くなってしまう。
００mmと長く、外来電磁雑音に対してアンテナとなって
雑音が混入するが、電源信号（電圧）は１Ｖ以上と大き
いため電子回路２０が影響を受けることはない。電子回
路部ケース１５に接続された刺激リード５０は、関電極
６０と不関電極７０の２電極から構成されるリードで、
電子回路２０と電気的に接続されている。関電極６０は
心臓壁に接触、不関電極７０は心臓内血液中に留置され
ることによって心臓電位を導入し、電子回路部２０の心
臓活動電位検出を行う回路で検出される。また、心臓刺
激パルス発生回路で発生した刺激パルスは、該刺激リー
ド５０を介して関電極６０及び不関電極７０に伝達さ
れ、心臓を刺激収縮させる。該刺激リード５０は総延長
が１５０mm以下と短くするのが好ましく、この場合は外
来電磁雑音に対するアンテナ効果は非常に小さいため、
数ｍＶと小さい心臓活動電位も外来電磁雑音の影響を受
けることなく安定して導入される。また、刺激パルスも
安定するので安全である。尚、刺激リード５０の総延長
が１５０mmを越えると、拾ってしまうノイズが無視でき
ない程大きくなり、また、関電極６０と不関電極７０と
の距離が心臓サイズに合わなくなって、関電極６０を心
臓壁に不関電極７０を心臓内血液中に留置するのが難し
くなってしまう。
【００１３】図４は本心臓ペースメーカを植え込んだ状
態を説明するための図である。
態を説明するための図である。
【００１４】電池部ケース１６は従来の心臓ペースメー
カと同様に胸部皮下に植え込まれる。電子回路部ケース
１５，刺激リード５０及び電源リード８０は、鎖骨下静
脈から挿入され、大静脈を経由して関電極６０が右心房
壁または右心室壁に接触するまで送り込まれる。
カと同様に胸部皮下に植え込まれる。電子回路部ケース
１５，刺激リード５０及び電源リード８０は、鎖骨下静
脈から挿入され、大静脈を経由して関電極６０が右心房
壁または右心室壁に接触するまで送り込まれる。
【００１５】図５は本発明による心臓ペースメーカの第
２の実施例を説明するための図である。
２の実施例を説明するための図である。
【００１６】第１の実施例とは刺激リード５０の構造が
異なる。本実施例では、刺激リード５０は関電極６０の
１電極から構成され、不関電極に相当する電極は電子回
路部ケース１５が兼用されている。関電極６０及び電子
回路部ケース１５は、電子回路２０に電気的に接続され
ている。
異なる。本実施例では、刺激リード５０は関電極６０の
１電極から構成され、不関電極に相当する電極は電子回
路部ケース１５が兼用されている。関電極６０及び電子
回路部ケース１５は、電子回路２０に電気的に接続され
ている。
【００１７】その他の機能は第１の実施例と同一であ
る。また、植え込みも第１の実施例と同一である。
る。また、植え込みも第１の実施例と同一である。
【００１８】
【発明の効果】以上詳述したように、本発明により、ア
ンテナ要因である刺激リードの総延長を短くすることに
よって外来電磁雑音に強い心臓ペースメーカを提供でき
る。
ンテナ要因である刺激リードの総延長を短くすることに
よって外来電磁雑音に強い心臓ペースメーカを提供でき
る。
【００１９】すなわち、本発明は心臓ペースメーカにお
いて小型化不可能な電池部と小型化可能な電子回路部を
電源リードを介して接続し、セパレートタイプとするこ
とで電子回路部を心臓内まで導入するようにし、刺激リ
ードを極力短くしたものであるから、刺激リードの外来
電磁雑音に対するアンテナ効果は非常に小さく、混入す
る雑音も非常に小さいものであるから、数ｍＶと微小な
心臓活動電位が安定して検出され、安定した刺激パルス
も与えられるという効果がある。また、関電極を心臓壁
に不関電極を心臓内血液中に容易に留置することが可能
となる。
いて小型化不可能な電池部と小型化可能な電子回路部を
電源リードを介して接続し、セパレートタイプとするこ
とで電子回路部を心臓内まで導入するようにし、刺激リ
ードを極力短くしたものであるから、刺激リードの外来
電磁雑音に対するアンテナ効果は非常に小さく、混入す
る雑音も非常に小さいものであるから、数ｍＶと微小な
心臓活動電位が安定して検出され、安定した刺激パルス
も与えられるという効果がある。また、関電極を心臓壁
に不関電極を心臓内血液中に容易に留置することが可能
となる。
【図１】従来の心臓ペースメーカの構造および植え込み
方法を説明するための図である。
方法を説明するための図である。
【図２】従来の心臓ペースメーカの構造および植え込み
方法を説明するための図である。
方法を説明するための図である。
【図３】第１実施例の心臓ペースメーカの構造を説明す
るための図である。
るための図である。
【図４】第１実施例の心臓ペースメーカの植え込み方法
を説明するための図である。
を説明するための図である。
【図５】第２実施例の心臓ペースメーカの構造を説明す
るための図である。
るための図である。
１０ 心臓ペースメーカケース １５ 電池部ケース １６ 電子回路部ケース ２０ 電子回路 ３０ 電池 ４０ コネクタ ５０ 刺激リード ６０ 関電極 ７０ 不関電極 ８０ 電源リード
Claims (4)
- 【請求項１】 心臓刺激パルスを発生するパルス発生回
路と心臓活動電位を検出するセンシング回路とを含む電
子回路部と、 前記電子回路部の電源となる電池と、 前記電子回路部と前記電池とを接続する電源リードと、 前記電子回路部に接続されて、前記パルス発生回路から
の前記心臓刺激パルスを心臓に伝達し、前記心臓活動電
位を前記センシング回路に伝達する刺激リードとを備
え、 前記刺激リードをアンテナ効果を低減する所定長以下の
長さにすることを特徴とする心臓ペースメーカ。 - 【請求項２】 前記刺激リードの長さがほぼ１５０mm以
下であることを特徴とする請求項１記載の心臓ペースメ
ーカ。 - 【請求項３】 前記刺激リードは関電極および不関電極
の２極を持つことを特徴とする請求項１または２記載の
心臓ペースメーカ。 - 【請求項４】 前記電子回路部のケースが前記不関電極
として兼用されることを特徴とする請求項３記載の心臓
ペースメーカ。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4699694A JPH07255863A (ja) | 1994-03-17 | 1994-03-17 | 心臓ペースメーカ |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4699694A JPH07255863A (ja) | 1994-03-17 | 1994-03-17 | 心臓ペースメーカ |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH07255863A true JPH07255863A (ja) | 1995-10-09 |
Family
ID=12762810
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP4699694A Withdrawn JPH07255863A (ja) | 1994-03-17 | 1994-03-17 | 心臓ペースメーカ |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH07255863A (ja) |
Cited By (13)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US8989840B2 (en) | 2004-03-30 | 2015-03-24 | Medtronic, Inc. | Lead electrode for use in an MRI-safe implantable medical device |
| US9044593B2 (en) | 2007-02-14 | 2015-06-02 | Medtronic, Inc. | Discontinuous conductive filler polymer-matrix composites for electromagnetic shielding |
| US9155877B2 (en) | 2004-03-30 | 2015-10-13 | Medtronic, Inc. | Lead electrode for use in an MRI-safe implantable medical device |
| US9186499B2 (en) | 2009-04-30 | 2015-11-17 | Medtronic, Inc. | Grounding of a shield within an implantable medical lead |
| US9259572B2 (en) | 2007-04-25 | 2016-02-16 | Medtronic, Inc. | Lead or lead extension having a conductive body and conductive body contact |
| US9302101B2 (en) | 2004-03-30 | 2016-04-05 | Medtronic, Inc. | MRI-safe implantable lead |
| US9463317B2 (en) | 2012-04-19 | 2016-10-11 | Medtronic, Inc. | Paired medical lead bodies with braided conductive shields having different physical parameter values |
| US9731119B2 (en) | 2008-03-12 | 2017-08-15 | Medtronic, Inc. | System and method for implantable medical device lead shielding |
| US9993638B2 (en) | 2013-12-14 | 2018-06-12 | Medtronic, Inc. | Devices, systems and methods to reduce coupling of a shield and a conductor within an implantable medical lead |
| US10084250B2 (en) | 2005-02-01 | 2018-09-25 | Medtronic, Inc. | Extensible implantable medical lead |
| US10155111B2 (en) | 2014-07-24 | 2018-12-18 | Medtronic, Inc. | Methods of shielding implantable medical leads and implantable medical lead extensions |
| US10279171B2 (en) | 2014-07-23 | 2019-05-07 | Medtronic, Inc. | Methods of shielding implantable medical leads and implantable medical lead extensions |
| US10537730B2 (en) | 2007-02-14 | 2020-01-21 | Medtronic, Inc. | Continuous conductive materials for electromagnetic shielding |
-
1994
- 1994-03-17 JP JP4699694A patent/JPH07255863A/ja not_active Withdrawn
Cited By (21)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
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| US9155877B2 (en) | 2004-03-30 | 2015-10-13 | Medtronic, Inc. | Lead electrode for use in an MRI-safe implantable medical device |
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| US10398893B2 (en) | 2007-02-14 | 2019-09-03 | Medtronic, Inc. | Discontinuous conductive filler polymer-matrix composites for electromagnetic shielding |
| US9259572B2 (en) | 2007-04-25 | 2016-02-16 | Medtronic, Inc. | Lead or lead extension having a conductive body and conductive body contact |
| US9731119B2 (en) | 2008-03-12 | 2017-08-15 | Medtronic, Inc. | System and method for implantable medical device lead shielding |
| US9216286B2 (en) | 2009-04-30 | 2015-12-22 | Medtronic, Inc. | Shielded implantable medical lead with guarded termination |
| US9452284B2 (en) | 2009-04-30 | 2016-09-27 | Medtronic, Inc. | Termination of a shield within an implantable medical lead |
| US9629998B2 (en) | 2009-04-30 | 2017-04-25 | Medtronics, Inc. | Establishing continuity between a shield within an implantable medical lead and a shield within an implantable lead extension |
| US9272136B2 (en) | 2009-04-30 | 2016-03-01 | Medtronic, Inc. | Grounding of a shield within an implantable medical lead |
| US9220893B2 (en) | 2009-04-30 | 2015-12-29 | Medtronic, Inc. | Shielded implantable medical lead with reduced torsional stiffness |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A300 | Withdrawal of application because of no request for examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A300 Effective date: 20010605 |