JPH08510947A - 心臓壁運動センサからの血行力学的信号の誘導装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 心臓壁加速信号から血行力学的インジケータを誘導するための処理装置（５０）および方法を提供する。心臓壁加速信号が、心臓の機械的活動に反応する心臓壁運動センサ（５２）によって提供される。心臓壁加速信号が、、積分回路（５６）によって時間積分されて心臓壁速度信号を誘導し、この信号がさらに積分回路（６０）によって時間積分されて心臓壁転位信号を誘導する。心臓壁転位信号が、既知の血行力学的インジケータと相関し、血行力学的機能を強く示唆するものとして示される。心臓不整脈を検出および識別するために心臓壁転位信号を使用する埋込み可能な心臓刺激装置（３００）もまた提供される。

Description

【発明の詳細な説明】 心臓壁運動センサからの血行力学的信号の誘導装置 発明の分野 本発明は、体内に埋込み可能な電気的細動除去器（カージオバータ）および電 気的細動除去器／細動除去器（デフィブリレータ）は勿論のこと、体内に埋込み 可能なペースメーカおよび埋込み可能な細動除去器等の体内に埋込み可能な医療 装置に関する。より詳細には、本発明は心臓壁運動センサの信号から心臓壁転位 を誘導しかつ心臓壁転位を血行力学的インジケータとして使用するための、処理 装置およびこのような装置の使用方法に関する。 発明の背景 種々の病理学的な心臓不整脈に応じた治療をする電気的剌激を加える、体内に 埋込み可能な心臓剌激装置が従来公知である。これらの装置は治療（例えば、徐 脈整調治療）の一方式を提供でき、または“ありきたりの治療法”を提供するも のであって、酷い不整脈であればより積極的な治療をするような、施される電気 的刺激が不整脈の程度により決められる。 体内埋込み可能な心臓刺激装置による治療の効果は内因的な心臓活動について の測定の正確さに左右される。このありきたりな治療をする装置は不整脈の兆候 が検出できるばかりでなく、特定タイプの不整脈を識別して適当な電気的剌激に よる治療ができるものでなければならない。例えば、血行力学上不安定な心室の 頻脈が間違ってそれ程酷くない不整脈であると診断された場合、対頻脈整調等の 不適当な積極的でもない治療が施されるならば貴重な時間が無駄になる。他方、 高い速度の血行力学上安定な頻脈が心室の細動と間違って診断された場合には、 患者は苦痛な高エネルギーの細動ショックを経験することになる。 内因的な心臓活動を測定することはまた徐脈整調治療のための装置にも重要で ある。例えば、自然発生的な心拍が先行する心拍（この時間は通常“逃げ間隔” と言われている）後の所定時間内に検出される場合は、必要なペースメーカの整 調されるパルスを抑制できる。整調パルスを抑制することはバッテリーの寿命を 延ばすので望ましいことである。このような望ましい結果を得るにはその装置が 内因的な心臓活動を監視できねばならない。 体内埋込み可能な心臓刺激装置の多くは心臓の電気的活動、すなわち心臓内の エレクトログラム（IEGM）を監視することにより心臓不整脈を検出している。IE GMは心臓組織に電気的剌激を加えるためにも使用される電極により検出される。 しかし、種々の事情からIEGMを検出することは困難である。例えば、装置は外的 平渉にはIEGMを識別できない。そのため体内埋込み可能な心臓剌激装置では不整 脈の兆候を検出することが困難である。その他、徐脈整調治療をする体内埋込み 可能な心臓刺激装置においては、整調電極近辺でパルス誘導後ポテンシャルが存 在すれば、整調パルス施与直後のある時間内に心臓の電気的活動を検出できなく なる。 不都合にも、IEGMは単に心臓筋の機械的活動を続行する電気的誘因信号に過ぎ ない。他方、IEGMは多くの場合心臓筋の収縮速度を決めるためには有用である。 これらは得られる収縮の機械的活力に関する情報を提供しない。機能するポンプ として心臓機能を正確に評定するためには二つの情報すなわちポンピング速度お よび流体放出量が必要である。心臓装置がIEGMを監視する場合は速度情報のみ適 用できる。そこで要求されるものは、流体の排出速度および量を共に監視できる センサである。 体内埋込み可能な心臓刺激装置には、IEGMの他に、血行力学的機能を反映する 生理的パラメータを監視できるものがある。例えば、コーヘンのアメリカ特許第 4,774,950号では種々の場所における平均圧（例えば、平均動脈血圧、右心室圧 、左心房血圧、左心室圧または中央静脈血圧）を測定して心臓不整脈を検出する 装置が開示されている。選択した平均圧に関し、短期間流れの平均圧が長期間の 平均基準圧と比較され、これらが所定値だけ異なる場合は患者は心臓不整脈を体 験しているものと考えられる。この平均圧のデータはまた心臓速度の測定値と組 合わせて不整脈を検出するために使用される。 その他の血行力学的インジケータとして血液酸素レベルを使用することがコー ヘンのアメリカ特許第4,967,748号に記述されている。この血液酸素レベルは患 者の循環系のうちの特定の部位で測定される。短期検出の血液酸素レベルと基準 血液酸素レベルとの間で比較がなされ、これらが相異すれば患者は心臓不整脈を 経験しているものと考えられる。 不都合なことに、平均圧および血液酸素レベル等の血行力学的インジケータを 使用することにはある関連した欠点がある。欠点の一つは、ある血行力学的イン ジケータが不整脈の兆候に対し迅速に応答しないことである。このように、ある 血行力学的信号によって心臓の不整脈を検出するような埋込み可能な心臓剌激装 置では所望する程迅速に治療を施すことができない。その他の欠点は、ある血行 力学的インジケータの測定のために電気的剌激を受けない部位にセンサを設けね ばならないことである。このように、リード線を追加する必要があるので、望ま しくないことに、埋込み装置に費用を上乗せし、リード線を埋込みする外科的処 置に複雑さを加えることになる。 IEGMおよびある血行力学的インジケータの使用に関連する欠点を克服するため に提案された一つの解決策は、一般に譲渡され係属中の、“心臓壁運動センサを 内蔵する埋込みリード線および製作法、および心臓壁運動センサの信号を使用し て心臓不整脈を検出する装置および方法”と題する、コージィーとモバークによ る1993年７月14日付アメリカ特許出願第08/091,636号に記述されており、ここに その全体を参照する。この特許出願には、心臓の機械的活動を示す信号を提供す る心臓壁運動センサを内蔵する埋込みリード線が記載されている。より詳細には 、この信号は運動センサが経験する心臓壁の加速を表わしている。 上記記載の特許出願における心臓壁運動センサは不整脈の兆候に対して迅速に 応答する。信号はペースメーカ誘導後ポテンシャルおよび外的要因による電気的 干渉を受けない。生の加速信号は、好都合なことに心臓の機械的活動についての 精確でかつ信頼できる指示を提供する。しかし、それでもなお心臓壁運動センサ が提供する生の信号を処理して、患者の心臓の血行力学的機能に密接に関連する 信号を誘導できることが所望される。また、この誘導血行力学的信号を使用して 何時かつどのような形で治療のための電気刺激を施すべきかを決定できるような 埋込み心臓刺激装置が望まれる。 発明の概要 心臓活動を監視するための、IEGMおよびある血行力学的インジケータの使用に 関する欠点および限界は本発明により克服される。本発明は、心臓壁運動センサ から心臓の機械的活動を示す信号を受取りそしてセンサのこの信号を使用して改 善された血行力学的インジケータを誘導するような、処理装置を意図するもので ある。より詳細には、本発明の処理装置は心臓壁の加速に応答する心臓壁運動セ ンサからの信号を受取るものである。この処理装置では、心臓壁運動センサの信 号を処理して心臓壁速度および転位を表わす信号を誘導する。 心臓壁加速および速度の信号はそれ自体有用であるが、処理装置の第一の目的 は、後述のとおり、血行力学的機能を連想させる心臓壁転位を表わす信号を誘導 することにある。 血行力学的インジケータとして心臓壁転位を使用することの利点をより良く理 解するため、血行力学的機能に及ぼす種々の心臓不整脈の影響について簡単に説 明する必要がある。欠陥のない心臓が周期的に拡張収縮し、循環系を介して生理 的に許容できるレートで血液をポンピングする。患者が心胸不整脈にかかってい る場合には心臓がこれと異なる方法で拡張し収縮する。例えば、患者が徐脈にか かっている場合は患者の心臓は通常より遅いレートで拡張収縮する。患者が頻脈 では心臓が通常より迅速に拡張し収縮する。しかし、心拍間の時間が短縮されて 心室に血液を充満させる機会が少なくなるので、心臓は活発に拡張収縮しない。 患者が細動を発現すると、心臓細胞の非同時性収縮の結果無秩序に心臓が震え、 正常な血液の吐出ができなくなる。 心臓壁の転位は心臓がポンピングしているレートおよび排出されている流体量 に関する情報を提供する。このように、心臓壁転位を表わす信号は本発明の処理 装置が提供するように患者の心臓の血行力学的機能を連想させる。 さらに、徐脈にかかった患者の心臓壁転位信号は正常時より遅いレートのエク スカージョンを示す（すなわち、心臓が正常でない低速で拡張収縮するとエクス カージョンが生じる）が、各エクスカージョンの振幅は充満時間の増加によりほ ぼ正常であるかまたは僅かに正常時より大きい。これは、たとえ各心拍（またス トローク容積として知られる）時にポンピングされる血液量がほぼ正常かまたは 僅かに正常より大きくても、心臓によりポンピングされる血液の総容積（また心 臓吐出量として知られる）は異常である（多分病理学的に）ことを示している。 頻脈（または細動）を経験する患者の心臓壁転位信号も同様に心臓の拡張収縮（ または震え）をたどるエクスカージョンを表わし、そして徐脈の場合のように信 号は血行力学的中間物を示す。実際、下記に示すように本発明の処理装置が提供 する心臓壁転位信号は、ストローク容積の基準でありかつ動脈血圧信号と密接な 関係がある。動脈の血圧は血行力学的機能を表わすことが知られている生理的パ ラメータである。 好適な具体例によれば、本発明の処理装置には心臓壁運動センサからの信号を 受取る高域フィルタが含まれている。受取った信号はセンサが機械的に接続され た（例えば、センサは心臓壁の選択領域に接する埋込みリード線の遠位端内に設 けられる）心臓壁の領域の加速状態を表わしている。生の心臓壁運動センサ信号 は埋込みリード線の長さに沿う導体を経て埋込み可能な心臓刺激装置内の処理装 置に送られる。この場合リード線の近位端には埋込み可能な心臓剌激装置のコネ クタと噛合うコネクタが設けられている。 高域フィルタは心臓壁運動に関連する信号を選択し、身体の運動（呼吸を含む ）等の心臓のサイクルより低い周波数で信号を減衰させる。処理装置はその後ろ 波信号を時間積分化して心臓壁速度を表わす信号を誘導する。心臓壁転位を表わ す信号を誘導するため処理装置では心臓壁速度信号を時間積分化する。また、処 理装置がさらに心臓壁転位信号を処理してピーク間の転位信号を誘導することが 望ましい。 心臓壁転位信号が心臓壁運動センサの信号から誘導されるための正確な方法は 、本発明の精神から逸脱することなく変更することができる。例えば、個別のア ナログまたはデジタル部分は心臓壁運動センサの信号をろ波し積分するために使 用される。好適には、埋込み可能な心臓剌激装置のハイブリッド集積回路が心臓 壁転位信号の誘導に使用される。さらに、心臓壁運動センサ信号はマイクロプロ セ ッサで処理（部分的または完全に）され、適当なプログラム指令を実行して上述 の処理行程を遂行することができる。 本発明のその他の観点から、心臓壁運動センサ信号を処理して心臓壁転位信号 を誘導する方法が提供される。 本発明の原理に基づいて誘導される心臓壁転位信号は埋込み可能な心臓刺激装 置に使用され、心臓不整脈を検出し識別するのである。前述のとおり、心臓壁転 位は血行力学的機能を強く連想させる。このように、心臓壁転位信号は患者が経 験する血行力学的学上中間的な心臓不整脈（例えば徐脈、頻脈または細動）の兆 候およびタイプを反映する。この情報は埋込み可能な心臓刺激装置で使用され、 適当な電気的剌激治療方式を選択して患者に施すことができる（例えば徐脈整調 、対頻脈整調、電気的細動除去ショックまたは細動除去ショック）。さらに他の 具体例では、心臓壁転位信号は埋込み可能な監視装置で使用されて心臓の血行力 学的機能を監視するものがある。例えば、心臓壁転位信号は時ならぬ異所性の心 拍の検出に使用できる。時間当たりの異所性心拍数は、このような事象を抑制す るため一連の薬物テストを受けている患者には有用なインジケータである。 図面の簡単な説明 本発明の上記およびその他の目的、ならびに利点は添付図面と共に下記の詳細 な説明を考慮すれば明白になるであろう。ここで同一の符号は同一部分を表すも のとし、 第１図は本発明の原理に基づき心臓壁転位を誘導するための処理装置の好適な 具体例のブロックダイヤグラムである。 第２図は本発明の原理に基づきアナログ回路を使用して実行された第１図の処 理装置の好適な具体例の概略図である。 第３図は本発明の原理に基づき、血行力学的インジケータとして心臓壁転位を 使用して心臓組織に治療のための電気的剌激を施す、埋込み可能な心臓剌激装置 の好適な具体例のブロックダイヤグラムである。 第４図は大腿動脈で測定した直接の動脈血圧信号（上部チャネル）および本発 明の原理に基づき誘導された心臓壁転位信号（下部チャネル）を示すグラフであ り、共に時間の関数として同時にプロットされ、それぞれ正常な洞周期状態を示 す。 第５図は大腿動脈で測定した直接の動脈血圧信号（上部チャネル）および本発 明の原理に基づき誘導された心臓壁転位信号（下部チャネル）を示すグラフであ り、共に時間の関数として同時にプロットされ、それぞれ最初に細動を経験しそ の後不連続細動除去ショックによる血行力学的的に不安定な頻脈を経験した状態 を示す。 第６図は大腿動脈で測定した直接の動脈血圧信号（上部チャネル）および本発 明の原理に基づき誘導された心臓壁転位信号（下部チャネル）を示すグラフであ り、共に時間の関数として同時にプロットされ、それぞれ細動および連続細動除 去ショックを経験した状態を示す。 第７図は大腿動脈で測定した直接の動脈血圧信号（上部チャネル）および本発 明の原理に基づき誘導された心臓壁転位信号（下部チャネル）を示すグラフであ り、共に時間の関数として同時にプロットされ、それぞれ正常な洞周期状態で異 所性の心拍を経験した状態を示す。 好適な実施例の詳細な説明 第１図には、本発明の原理に基づき改善された血行力学的インジケータを誘導 するための処理装置50の好適な具体例が記述してある。この処理装置50は加速度 計ベースの心臓壁運動センサ52から入力信号を受取るようになっている。心臓壁 運動センサ52は、これを心臓の収縮活動に関連する心臓壁の加速に応答させるよ うな方法で、患者の心臓壁（図示せず）の領域に機械的に接続されている。 特に心臓壁運動センサ52としての使用に適するセンサが上述のアメリカ特許出 願第08/091,636号に開示されている。この特許出願には心臓内リード線、心筋活 動定着リード線および心外パッチ電極等数種類の埋込みリード線が開示されてお り、そしてこれらリード線にはいずれも加速度計ベースの心臓壁運動センサが組 込まれている。これらのリード線は心臓壁運動センサ52を心臓壁に機械的に接続 するために有用であるだけでなく 電極（図示せず）が設けられるためさらに心 臓組織に治療のための電気的剌激を施し、かつIEGMを検出することができる。こ のため、患者の身体内に埋込みされる必要リード線数が滅少する。 この処理装置50には高域フィルタ54が含まれていて、心臓壁運動センサ52から 生の加速信号を受取る。この高域フィルタ54は心臓壁の運動に関連する信号を選 択し、身体の運動に関連する信号等所望しない信号を減衰させる（以下により詳 細に記載する方法で）。ろ波された加速信号は第一の積分回路56に受取られ、こ こでろ波された加速信号を時間積分して心臓壁速度信号を誘導する。 上述のように、本発明の第一の目的は血行力学的インジケータとして心臓壁転 位を使用することにあるが、心臓壁速度信号は独立して有用である。例えば、速 度信号は心臓収縮性または交感神経駆動（すなわち、心臓活動におけるアドレナ リン誘因増加）のインジケータとして使用される。さらに、速度は転位のレート であるので血液の流入および流出に関連する信号をも提供する。速度信号はノー ド58で利用され、この情報が特別の患者の診断法または処置に関連して役立られ るものと考えるべきである。 第一の集積回路56により誘導された速度信号は第二の集積回路60で受取られ、 速度信号を時間積分して、ノード62で得られる心臓壁転位信号を誘導する。ノー ド62で得られる心臓壁転位信号を有利に使用することは可能であるが、さらに信 号を処理してピーク間の転位信号を誘導することが望ましい。 ピーク間のアナログ検出器は従来公知である。しかし、この好適な実施例では ピーク間検出はマイクロプロセッサ70で達成される。ノード62で得られる心臓壁 転位信号は多重チャネル回路64を経由しアナログ−ディジタル（A/D）コンバー タ66に移送される。A/Dコンバータ66の出力68におけるディジタル化信号はその 後マイクロプロセッサ70で受取られる。メモリ72に記憶された制御プログラムは 、このマイクロプロセッサ70をしてピーク間情報（これに限定されない）を含む 心臓の転位信号に関する種々の情報の決定を可能ならしめる。 マイクロプロセッサ70により処理されるためA/Dコンバータ66に多重送信され る従来公知の他のアナログ信号の実例としては、動脈および心室IEGM、バッテリ ー電圧、バッテリー電流および／またはバッテリーインピーダンスがある。所望 により、加速度計ベースの心臓壁運動センサ52の出力が、高域フィルタ54を介し て処理される前または後にマイクロプロセッサ70に向けられる。同様に、ノード 58で利用される速度信号もマイクロプロセッサ70に向けられる。 処理装置50が実行される正確な方法は、本発明の精神から離脱することなく変 更できる。例えば、高域フィルタ54、第一および第二の積分回路56および60は、 別個のアナログ部分（下記第２図参照）、ディジタル部分または両者の組合わせ を使用して実行される。好適には、処理装置50は埋込み可能な心臓刺激装置（第 ３図に関連し下記で記載する）のハイブリッド（図示せず）による積分回路を使 用して実行される。本発明の他の具体例では、上記処理行程の数種または全部が 埋込み可能な心臓剌激装置内のマイクロプロセッサ（第３図に示す）で達成され る。マイクロプロセッサベースの具体例において、第１図のブロックダイヤグラ ムではマイクロプロセッサにより遂行される処理工程のシーケンスを表わす。 埋込み可能な心臓剌激装置のハイブリッド回路内に集積されるアナログ回路を 使用して実行される、処理装置50（第１図）の好適な具体例が第２図に示されて いる。第２図に示す部分と第１図のブロックダイヤグラムとの比較を容易にする ため、第２図では100を加える以外は同じ成分には同じ符号を付した。 処理装置150には心臓壁運動センサ52（第１図）から生の加速信号を受取るバ ッファー151が含まれる。バッファー151は如何なる相移動も導入することなく下 流の回路構成にマッチングするインピーダンスのために使用される。バッファー 151は出力と接続する反転入力を有する従来の演算増幅器201を使用して実行され る。 バッファー151は入力信号の強度を増すため増幅器153に接続される。増幅器15 3は演算増幅器203 第一バイアス抵抗器205（演算増幅器201の出力と演算増幅器 203の反転入力の間に接続された）および第二バイアス抵抗器207（演算増幅器20 3の反転入力と出力の間に接続された）で構成される。バイアス抵抗器205および 207（共に約25kΩの抵抗を有する）は増幅器153の利得を設定するため使用され る。従来周知のごとく 増幅器153の利得は第一バイアス抵抗器205に対する第二 バイアス抵抗器207の割合を変更することにより変えられる。例えば、第一バイ アス抵抗器の値を約５kΩに変えることにより利得（すなわち抵抗 器207に対する抵抗器205の割合）を約１から約５に変えられる。 増幅器153は、演算増幅器209、コンデンサ211（演算増幅器203の出力と演算増 幅器209の非反転入力の間に接続される）および約14kΩの抵抗を有する抵抗器21 3（演算増幅器209の非反転入力とアースの間に接続される）からなる、高域フィ ルタ154に接続される。コンデンサ211の値が変わればこれに応じて高域フィルタ 154の周波数の閾値が変わる。身体の運動に対応する信号を減衰させるため、コ ンデンサ211の値はフィルタ信号を約0.1から２HZ範囲内に選択しなければならな い。抵抗器213は14kΩに、コンデンサ211は約47と約２μFの間にする。 高域フィルタ154は第一積分回路156に接続される。この回路は演算増幅器217 、第一抵抗器215（高域フィルタ154の出力と演算増幅器217の反転入力の間に接 続される）、第二抵抗器219（演算増幅器217の非反転入力とアースの間に接続さ れる）、第三抵抗器221（演算増幅器217の出力と反転入力の間に接続される）お よび抵杭器221と並列に接続されたコンデンサ223からなっている。好適な実施例 では、抵抗器215は約2.5KΩの抵抗を有し、他方抵抗219と221はそれぞれ約2.2K Ωと25KΩである。コンデンサ223は好適には約4.7μFの静電容量を有する。入力 信号の積分に加えて、積分器156もまた抵抗器215に対する抵抗器221の割合（増 幅器の利得を設定する）に比例して信号を増幅させる。第一積分器回路156の出 力は出力端子158に接続され、心臓壁速度を表わす信号を提供する。 第二積分器160（実質的に第一積分器回路156と同じ）は演算増幅器227、３つ の抵抗器225、229および231ならびにコンデンサ233からなる。抵抗器225、229お よび231ならびにコンデンサ233はそれぞれ抵抗器215、219および221ならびにコ ンデンサ223とほぼ同じ値である。第二積分器回路160の出力は心臓壁転位信号を 提供するため出力端子162に接続される。各積分器回路は利得10が入力信号に適 用されるようにする（何故なら、積分器は自ずと入力信号の高周波数成分を減少 させる）。このため信号は利得100である（すなわち、第一積分器156により適用 される利得10は第二積分器160により適用される利得10の何倍かである）。出力 端子162の心臓壁転位信号は直接使用されるが、閾値検出器、比 較器、周波数計数器等の検出器回路の構成を有することが望ましい。上記のよう に好適な具体例では、ピーク間検出器は強度 活力および収縮に対応する情報を 提供するため使用される。 第３図には埋込み可能な心臓剌激装置300を表わすブロックダイヤグラムが示 されている。これは血行力学的インジケータとして心臓壁転位を使用することに より検出される心臓不整脈に応答して心臓組織に治療のための電気的剌激を提供 するものである。埋込み可能な心臓刺激装置300は下記するように、カージオバ ージョンおよび細動除去ショック等の高エネルギー治療ばかりでなく、徐脈整調 治療をも施すことができる。しかし、本発明の原理は特定の徐脈ペースメーカ、 細動除去器、または血行力学的機能の監視を所望する他の埋込み医療具等の簡単 な装置にも等しく適用できる。 埋込み可能な心臓刺激装置300は治療にための電気的刺激をリード線302と310 を介して患者の心臓（図示せず）に施与する。このリード線は一端を埋込み可能 な心臓刺激装置300に取付けて他端を（図示せず）心臓組織の選択領域に取付け る。第３図の具体例では、少なくとも一本の整調リード線302が使用され、マイ クロプロセッサ306が提供する指令に関連して整調パルス発生器304（従来型の） が発生する整調パルスを施与する。整調パルス発生器304は徐脈を処理する公知 の如何なる方式でも整調パルスを発生させるために使用されており、これに加え て頻脈の平渉用として公知のシンーケンスで整調パルスを発生させるために使用 される。 埋込み可能な心臓刺激装置300はまたより高いエネルギーショック治療を施与 して、より苛酷な心臓不整脈を阻止する。例えば、電気的細動除去ショックは心 室の頻脈（VT）のために施され、細動除去ショックは心室の細動（VF）を干渉す るために施される。このような高エネルギーショックはマイクロプロセッサ306 の制御下で高エネルギーショック発生器308（従来型でもよい）により発生され る。高エネルギーショックは少なくとも一本のショックリード線310を介して患 者の心臓に施される。整調リード線302およびショク用リード線310は物理的に別 のリード線のようであるが、これらの電極は単一のリード線（図示せず）で提供 される。実際、本発明の原理に基づき多種多様なリード線の形状が使用されてお り、 特定の患者の要求に合致するリード線を選択する際に医療実務者のための融通性 が損なわれないようにする。 埋込み可能な心臓剌激装置300が整調治療および高エネルギーショック治療で 施す方法は、メモリ312内に記憶されたパラメータに基づき或る程度まではマイ クロプロセッサ306により制御される。これらのパラメータの多くは従来公知（ すなわち逃げ間隔、不応期、電気的細動除去ショックエネルギーおよび細動除去 ショックエネルギー等）であり、これらは遠隔測定回路314を介してマイクロプ ロセッサ306に接続するプログラムユニット（図示せず）を使用する医療実務者 によりプログラム化される。 しかし、メモリ312内に記憶された静的パラメータは、埋込み可能な心臓刺激 装置300がする治療を制御するに必要なすべての情報をマイクロプロセッサ306に 提供するのではない。むしろ、マイクロプロセッサ306は患者の最近の心臓の状 態に関する情報を受け取り、不整脈の兆候を検出しかつこの検出不整脈に対応す る適当な電気剌激治療方式を選択することが必要である。 第３図に示す実施例において、マイクロプロセッサ306はIEGM検出回路316およ び処理装置350（第１図に関連して上述の処理装置50等）の２つの情報源から患 者の心臓状態に関する情報を受取る。IEGM検出回路316（従来のものでもよい） は整調パルスが整調リード線302を介して施与されていない間に患者のIEGMを受 取る。このIEGM検出回路316は患者のIEGMを使用してマイクロプロセッサ306に患 者の心臓レートに関する情報を提供する。この情報はマイクロプロセッサ306に 利用されて、埋込み可能な心臓剌激装置300をして不整脈の兆候に対し応答させ 、整調パルス発生器304または高エネルギーショック発生器308による適当な電気 的刺激治療を行わせる。 しかし、上記説明のとおりIEGMは情報を移送せず、かつ例えば後ポテンシャル の干渉を受けやすいので、IEGMは時に使用困難となる。このポテンシャルは整調 バルスを施与直後のある時間だけ整調リード線302の電極（図示せず）付近に現 われる。かかる困難を克服するため、埋込み可能な心臓剌激装置300にはまた処 理装置350が設けられており、これがマイクロプロセッサ306に心臓壁転位信号を 提供する。この心臓壁転位信号は心臓壁運動センサ352（第１図に関連して上 述の心臓壁運動センサ52等）による生の加速信号から誘導される。心臓壁転位信 号は好感度の血行力学的信号であり ストローク容積に比例しかつ後ポテンシャ ルで干渉されない。他の血行力学的インジケータとは異なり、これらはマイクロ プロセッサ306をして心臓の事象の兆候を迅速に検出せしめる。 マイクロプロセッサ306は数種のモードの中の一つで操作するため遠隔測定回 路314を介し医療実務者によりプログラム化される。例えば、マイクロプロセッ サ306はプログラム化され、処理装置350またはIEGM検出回路316に専ら応答する 。また、マイクロプロセッサ306はプログラム化されて、最初に処理装置350また はIEGM検出回路316に応答し、そして、第二の情報源としては、第一の情報源と して指定されなかった情報源を使用するのである。例えば、IEGM検出回路316は 処理装置350による心臓壁転位信号を使用して最初に検出される心室の細動発現 の兆候を確かめるため使用される。さらに、特定の情報源が使用される範囲は各 種電気剌激治療につき独立してプログラム化されている。例えば、IEGM検出回路 316が整調パルス発生器304による徐脈整調治療の第一の情報源であるのに対し、 処理装置350は高エネルギーショック発生器308による治療の第一の情報源として 指定される。 第３図に示す実施例において、心蒔壁転位信号は処理装置350（第２図に関連 する上記の回路構成等）中の回路構成を使用し誘導される。しかし、治療のため の電気的刺激は埋込み可能な心臓剌激装置により等しく施される。この装置には 、処理装置350の代わりに、心臓壁運動センサ352による生の加速信号から心臓壁 転位を誘導するため、プログラム化されるマイクロプロセッサが含まれている。 埋込み可能な心臓剌激装置300が心臓壁転位信号を使用して電気的刺激治療を 施こす方法は、第４図から第７図に示す一連の信号を参照すれば充分に評価する ことができる。第４図から第７図において、本発明の原理に基づき誘導された心 臓壁転位信号400、500、600および700は直接大腿動脈血圧信号402、502、602お よび702にそれぞれ比較される。動脈血圧信号402、502、602および702は、従来 公知のとおり、圧力変換器に接続されて流体を充満させたカテーテルと共にカニ ューレを大腿動脈に挿入し測定される。心臓壁転位信号400、500、600および700 は時間の関数として示され、そして血圧信号402、502、602お よび702もそれぞれ同時に示されている。直接の血圧は優れた血行力学的信号で あるが、その使用は手術室のセッティングに限定される。本発明の目的から、参 考信号としての直接の血圧の使用は、血行力学的機能に対する心臓壁転位の対応 を説明する役割がある。 第４図において心臓壁転位信号400および動脈血圧信号402は共に時間の関数と して正常な洞周期状態に対しプロットされている。心臓壁転位信号400は、心収 縮（収縮期間または高い血圧）および心拡張（充満期間または低い血圧）の心臓 サイクルに対応するエクスカージョンパターンを密接に追跡する周期的なエクス カージョンパターンを示している。さらに第４図は動脈血圧信号402による一対 一の対応を図示している。すなわち、心蒔壁転位信号400の各エクスカージョン は予想通り動脈血圧の対応する変動に僅かに先行している。心臓壁転位信号400 の各エクスカージョンは容積変化と関係があり、かつ血行力学的に効果的な心臓 の収縮に対応する。問題の機械的心臓レートは、動脈血圧信号402を使用するの と同じ方法で所定時間に亙り 心臓壁転位信号400のピークをカウントすること により決定される。加えて、各心臓収縮の活力は心臓壁転位信号400における各 エクスカージョンのピーク間の振幅を測定することにより決定される。 心臓壁転位信号400は問題の心臓レートを決定するために使用されるので、埋 込み可能な心臓剌激装置300（第３図）により徐脈整調治療、特に要求される整 調治療を施すためにも使用される。要求整調は下記のようにして心臓壁転位信号 400を使用し達成される。マイクロプロセッサ306（第３図）は心臓壁転位信号40 0を受取り、かつ、閾値を越える振幅を有するエクスカージョン数を所定時間に 亙りカウントすることにより 問題の心臓レートを決定する。この所定時間およ び閾値振幅はメモリ312（第３図）内にパラメータとして記憶される。 マイクロプロセッサ306（第３図）により問題の心臓が生理学的に許容できる レートで脈動していることが確かめられれば、これで整調パルス発生器304（第 ３図）が整調パルスを発生しないように抑制できる。しかし、一度問題の心頃レ ートが許容速度以下に下がれば、マイクロプロセッサ306（第３図）が整調パル ス発生器304をして整調リード線（第３図）を介し問題の心臓に施与する整調脈 柏を発生させる。マイクロプロセッサ306（第３図）は心臓壁転位信号400を使用 して連続的に問題の心臓レートを監視し、整調パルスを施与または抑制する時機 を決定する。 第５図では、心臓壁転位信号500および動脈血圧信号402が、先ず細動を経験し それから不連続的細動除去ショックにより誘引された頻脈を経験した状態に対し 、時間の関数として同時にプロットされている。心臓壁転位信号500のエクスカ ージョン504は細動除去ショックによる激しい痙攣を表わしている。動脈血圧信 号502のエクスカージョン506は痙攣時の急激な圧力増加を示している。 動脈血圧信号502の対応するセグメントの点検によれば、細動によるエクスカ ージョン506が示す痙攣の以前に動脈血圧が実質的に連続的に降下したことを示 している。しかし、動脈血圧は痙攣後（点507で）僅かに増加し、そして血行力 学的機能が痙攣の前後で傷つけられたが、細動除去パルスが施されて条件が変化 したショック後には少なくとも一回効果的な収縮を示している。より正確には、 細動除去ショック前には、動脈血圧信号502はVFを経験したことを示し、そして 、細動除去ショック後には、血行力学的不安定VTを経験したことを示している。 しかし恐らく最も大切なことは、IEGMとは無関係に、心臓壁転位信号は、ショッ クの前後の血行力学的状態はまだ中間的であることおよびさらにより積極的な治 療が即座にされるべきであることを示している。 エクスカージョン504前後の心臓壁転位信号500のセグメントは、第４図の心臓 壁転位信号400と比較するに、素早く現れかつ低い振幅のエクスカージョンであ ることを示している。このように、心臓壁転位信号500は、動脈血圧信号502が同 じ情報を示した程効率的に血行力学的に中間的な心臓不整脈を経験したこと示し ている。しかし、ショック直後のエクスカージョンは一般に初期のセグメントの エクスカージョンよりも僅かに高い振幅を有する。二のため、心臓壁転位信号50 0は血行力学的に中間的な期間を示すばかりでなく、不整脈間の差異が僅かであ る（すなわち、エクスカージョン504前のVFおよびエクスカージョン504後のVT） 場合でもまた特別な心臓不整脈を検出するために使用される。 第５図とは対照的に、第６図には連続的な細動除去ショックを受けた状態から の心臓壁転位信号600および動脈血圧信号602が示してある。痙攣およびこれに対 応する圧力上昇はそれぞれ、心臓壁転位信号600のエクスカージョン604およ び動脈血圧信号602のエクスカージョン606から明白である。VFに関連する血圧の 特徴的な降下はエクスカージョン606に先立つ動脈血圧信号602のセグメントから 明らかである。この血行力学的に関することはまた低い振幅、エクスカージョン 604に先立つ心臓壁転位信号600の迅速に波動するセグメントからも明白である。 細動除去ショックに続いて、ショック後の洞周期状態が生じ、その間に酸素不 足から回復する。この時間内に動脈血圧信号602が急速な血圧の上昇を示し、そ の後回復するに伴い血圧が暫時低下する。ショック後の洞周期状態もまた心臓壁 転位信号600から明白であり、この信号はエクスカージョン604直後に大きい波長 のエクスカージョンが極めて迅速に現われるを示している。酸素不足から回復す るに伴い速度は徐々に減少する。したがって、IEGMには関係なく心臓壁転位信号 により治療が成功したこと、およびこれ以上の治療は必要でないことを示してい る。両インジケータは電気的細動除去器／細動除去装置の操作にとって貴重であ る。 マイクロプロセッサ306（第３図）が、第５図および第６図に示される不整脈 の一つを経験しているとする指示を受ける場合（すなわち、第５図の心臓壁転位 信号500におけるVT、ならびに第５図および第６図のそれぞれ心臓壁転位信号500 および600のいずれかにおけるVF）、不整脈を干渉する電気的治療を開始する。 例えば、血行力学的に安定なVTが指示される場合マイクロプロセッサ306（第３ 図）が整調パルス発生器304（第３図）をして、VTを干渉することが周知である シーケンスに整調パルスを発生せしめる。さらに、VTが血行力学的に不安定なら 、マイクロプロセッサ306（第３図）が高エネルギーショック発生器306（第３図 ）をして電気的細動除去ショックを施与せしめる。VFが指示される場合、マイク ロプロセッサ306（第３図）は高エネルギーショック発生器308（第３図）をして 電気的細動除去ショックを施与せしめるのである。 第７図は血行力学的インジケータとして心臓壁転位のユーティリティーの他の 実施例が示されている。第７図において、心臓壁転位信号700および動脈血圧信 号702は共に、正常な洞周期状態で生じる異所性のパルス（例えば、時ならぬ心 室の心拍（PVC））を示している。この異所性のパルスは、心臓壁転位信号700で 血行力学的に効果的な心臓収縮を表わす大きな振幅のエクスカージョンの間に突 然現れる低い振幅のエクスカージョン704が存在することから明白である。血圧 の降下は、心臓壁転位信号700のエクスカージョン704に対応する動脈血圧信号70 2のセグメント706から明らかである。異所性のパルスは通常血行力学的な心臓の 事象ではないが、第７図は心臓壁転位信号700が血行力学的機能の瞬間的な変化 でも充分検出できるような解決策を提供することを示している。しかし、異所性 のパルスについての報告は心臓装置を埋込みする患者には有用な情報である。例 えば、時間当たりの異所性のパルス数の報告は、このようなできごとを抑制する ため一連の薬剤テストを受けている患者には有用なインジケータである。 このように、心臓壁運動センサの信号から心臓壁転位を誘導し、かつ血行力学 的インジケータとして心臓壁転位を使用するようにした処理装置が提供される。 本発明は記述した具体例以外のものによっても実施可能であることは当業者によ り理解されるだろうし、この具体例は説明のため提出するものであってこれには 限定されず、そして本発明は下記の請求の範囲によってのみ限定されるものであ る。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 モバーク、シエルドン ビー アメリカ合衆国 91344 カリフオルニア グラナダ ヒルス パソ ロブルス ア ヴエニユー 11828

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １． 心臓不整脈を治療するために治療学上の電気刺激を提供する埋込み可能な 心臓刺激装置であって、この埋込み可能な心臓刺激装置は、心臓壁加速信号を提 供するためにそれと接続した心臓壁運動センサを持ち、 治療学上の電気刺激を発生するための電気刺激発生回路、 心臓の血行力学的機能を表す血行力学的信号を、心臓壁加速信号から誘導する ための処理回路、および 血行力学的信号に従って電気刺激発生回路を調節するための制御回路 から成る埋込み可能な心臓剌激装置。 ２． 心臓の血行力学的機能を表す血行力学的信号が、収縮性、交感神経音、血 行力学的、流体転位または脈搏音のうちの１つに対応する請求項１記載の処理装 置。 ３． 処理回路が、心臓壁速度を表す信号を心臓壁加速信号から誘導するための 回路から成る請求項１記載の埋込み可能な心臓刺激装置。 ４． 心臓壁速度を表す信号を誘導するための回路が、心臓壁加速信号を時間積 分する回路から成る請求項３記載の埋込み可能な心臓刺激装置。 ５． 処理回路が、心臓壁転位を表す信号を、心臓壁加速信号から誘導するため の回路から成る請求項１記載の埋込み可能な心臓剌激装置。 ６． 心臓壁転位を表す信号を誘導するための回路が、心臓壁加速信号を２度時 間積分するための回路から成る請求項５記載の埋込み可能な心臓剌激装置。 ７． 処理回路がさらに、ピークからピークの心臓壁転位信号を、心臓壁転位を 表す信号から誘導するための回路から成る請求項５記載の埋込み可能な心臓刺激 装置。 ８． 処理回路および制御回路がマイクロプロセッサから成る請求項１記載の埋 込み可能な心臓剌激装置。 ９． 制御回路が血行力学的信号を評価して心臓不整脈を検出し、心臓不整脈が 検出されたときに電気刺激発生回路に治療学上の電気刺激を発生させる請求項１ 記載の埋込み可能な心心臓激装置。 １０． 電気剌激発生回路が、制御回路が血行力学的信号に徐脈の徴候を検出し たときに整調パルスを発生するための整調パルス発生器から成る請求項９記載の 埋込み可能な心臓刺激装置。 １１． 電気刺激発生回路が、制御回路が血行力学的信号に血行力学的に安定し た頻脈の徴候を検出したときに頻脈を中断させるために整調パルスを連続して発 生するための整調パルス発生器から成る請求項９記載の埋込み可能な心臓刺激装 置。 １２． 電気刺激発生回路が、制御回路が血行力学的信号に血行力学的に不安定 な頻脈の徴候を検出したときにカージオバージョンショックを発生するための高 エネルギーショック発生器から成る請求項９記載の埋込み可能な心臓剌激装置。 １３． 電気刺激発生回路が、制御回路が血行力学的信号に細動の徴候を検出し たときに細動除去ショックを発生するための高エネルギーショック発生器から成 る請求項９記載の埋込み可能な心臓刺激装置。 １４． さらに、 心臓の脱分極信号を検知するための手段、 血行力学的信号における減少を検出するための手段、 血行力学的信号における対応する減少が検出されると必ず心臓の脱分極信号を 異所性の心拍として定義するための手段、および 検出された異所性の心拍に関する情報を記憶するための手段 から成る請求項１記載の埋込み可能な心臓刺激装置。 １５． 埋込み可能な心臓装置のための処理装置であって、この埋込み可能な心 臓装置が心臓壁加速信号を提供するためにそれに接続した心臓壁運動センサを有 し、この処理装置が、 心臓壁加速信号を受け取るための入力回路、および 心臓の血行力学的機能を表す血行力学的信号を心臓壁加速信号から誘導するた めの、入力回路に結合した処理回路 から成る処理装置。 １６． 心臓の血行力学的機能を表す血行力学的信号が、収縮性、交感神経音、 血行力学的、流体転位または脈拍音のうちの１つに対応する請求項１５記載の処 理装置。 １７． 処理回路が、心臓壁速度を表す信号を心臓壁加速信号から誘導するため の回路から成る請求項１５記載の処理装置。 １８． 心臓の血行力学的機能を表す血行力学的信号が、収縮性、交感神経音、 血流のうちの１つに対応する請求項１７記載の処理装置。 １９． 心臓壁速度を表す信号を誘導するための回路が、心臓壁加速信号を時間 積分するための回路から成る請求項１７記載の処理装置。 ２０． 処理回路が、心臓壁転位を表す信号を心臓壁加速信号から誘導するため の回路から成る請求項１５記載の処理装置。 ２１． 心臓の血行力学的機能を表す血行力学的信号が、流体転位または脈拍音 のうちの１つに対応する請求項２０記載の処理装置。 ２２． 心臓壁転位を表す信号を誘導するための回路が、心臓壁加速信号を時間 ２度時間積分するための回路から成る請求項２０記載の処理装置。 ２３． 処理回路がさらに、ピークからピークの心臓壁転位信号を心臓壁転位を 表す信号から誘導するための回路から成る請求項２０記載の処理装置。 ２４． 入力回路が、心臓壁運動に関連する信号を選択し、身体の運動に関連す る信号を排除する高域フィルタから成る請求項１５記載の処理装置。 ２５． さらに、 心臓の脱分極信号を検知するための手段、 血行力学的信号における減少を検出するための手段、 血行力学的信号における対応する減少が検出されると必ず心臓の脱分極信号を 異所性の心拍として定義するための手段、および 検出された異所性の心拍に関する情報を記憶するための手段 から成る請求項１５記載の処理装置。 ２６． 埋込み可能な心臓装置のための処理装置であって、この埋込み可能な心 臓装置が第一の血行力学的信号を提供するためのそれに接続した心臓壁運動セン サを有し、この処理装置が、 心臓壁運動センサによって提供される第一の血行力学的信号を受け取るための 入力回路、および 第二の血行力学的信号を誘導するための、入力回路に結合した処理回路 から成る処理装置。 ２７． 第一の血行力学的信号が心臓壁加速信号であり 第二の血行力学的信号が、収縮性、交感神経音、血流、流体転位または 脈拍音のうちの１つを表す信号に対応する 請求項２６記載の処理装置。 ２８． 処理回路が、心臓壁速度信号を心臓壁加速信号から誘導するための回路 から成る請求項２７記載の処理装置。 ２９． 第二の血行力学的信号が、収縮性、交感神経音または血流のうちの少な くとも１つを表す速度信号に対応する請求項２８記載の処理装置。 ３０． 心臓壁速度信号を誘導するための回路が、心臓壁加速信号を時間積分す るための回路から成る請求項２８記載の処理装置。 ３１． 処理回路が、心臓壁転位信号を心臓壁加速信号から誘導するための回路 から成る請求項２７記載の処理装置。 ３２． 第二の血行力学的信号が、流体転位または脈拍音の少なくとも１つを表 す心臓壁転位信号に対応する請求項３１記載の処理装置。 ３３． 心臓壁転位信号を誘導するための回路が、心臓壁加速信号を２度時間積 分するための回路から成る請求項３１記載の処理装置。 ３４． 処理回路がさらに、ピークからピークの心臓壁転位信号を誘導するため の回路から成る請求項３１記載の処理装置。 ３５． さらに、制御回路が血行力学的信号に徐脈の徴候を検出したときに整調 パルスを発生するための整調パルス発生器から成る請求項２６記載の処理装置。 ３６． さらに、制御回路が血行力学的信号に血行力学的に安定した頻脈の徴候 を検出したときに頻脈を中断させるために連続して整調パルスを発生するための 整調パルス発生器から成る請求項２６記載の処理装置。 ３７． さらに、制御回路が血行力学的信号に血行力学的に不安定な頻脈の徴候 を検出したときにカージオバーションショックを発生するための高エネルギーシ ョック発生器から成る請求項２６記載の処理装置。 ３８． さらに、制御回路が血行力学的信号に細動の徴候を検出したときに細動 除去ショックを発生するための高エネルギーショック発生器から成る請求項２６ 記載の処理装置。 ３９． 埋込み可能な心臓装置のための処理方法であって、 心臓壁加速信号を心臓壁運動センサから受け取り、 心臓の血行力学的機能を表す血行力学的信号を、心臓壁運動を表す信号から誘 導する 段階から成る処理方法。 ４０． 血行力学的信号を誘導する段階が、収縮性、交感神経音、血流、流体転 位または脈拍音のうちの１つを表す信号を誘導する段階から成る請求項３９記載 の処理方法。 ４１． 血行力学的信号を誘導する段階が、心臓壁速度を表す信号を心臓壁加速 信号から誘導する段階から成る請求項３９記載の処理方法。 ４２． 心臓壁速度を表す信号を誘導する段階が、心臓壁加速信号を時間積分す る段階から成る請求項４１記載の処理方法。 ４３． 血行力学的信号を誘導する段階が、心臓壁転位を表す信号を心臓壁加速 信号から誘導する段階から成る請求項３９記載の処理方法。 ４４． 心臓壁転位を表す信号を誘導する段階が、心臓壁加速信号を２度時間積 分する段階から成る請求項４３記載の処理方法。 ４５． 血行力学的信号を誘導する段階がさらに、ピークからピークの心臓壁転 位信号を、心臓壁転位を表す信号から誘導する段階から成る請求項４３記載の処 理方法。 ４６． さらに、 心臓の脱分極信号を検知すること、 血行力学的信号における減少を検出すること、 血行力学的信号における対応する減少が検出されると必ず心臓の脱分極信号を 異所性の心拍として定義すること、および 検出された異所性の心拍に関する情報をメモリに記憶させること から成る請求項３９記載の処理方法。 ４７． 心臓性不整脈を治療するために治療学上の電気刺激を提供する方法であ って、 心臓壁加速信号を心臓壁運動センサから受け取ること、 心臓の血行力学的機能を表す血行力学的信号を、心臓壁加速信号から誘導する こと、および 血行力学的信号に従って治療学上の電気剌激の放出を調節すること から成る方法。 ４８． さらに、 心臓の脱分極信号を検知すること、 血行力学的信号における減少を検出すること、 血行力学的信号における対応する減少が検出されると必ず心臓の脱分極信号を 異所性の心拍として定義すること、および 検出された異所性の鼓動に関する情報をメモリに記憶させること から成る請求項４７記載の方法。 ４９． 血行力学的信号を誘導する段階が、心臓壁速度を表す信号を心臓壁加速 信号から誘導する段階から成る請求項４７記載の方法。 ５０． 心臓壁速度を表す信号を誘導する段階が、心臓壁加速信号を時間積分す る段階から成る請求項４９記載の方法。 ５１． 血行力学的信号を誘導する段階が、心臓壁転位を表す信号を心臓壁加速 信号から誘導する段階から成る請求項４７記載の方法。 ５２． 心臓壁転位を表す信号を誘導する段階が、心臓壁加速信号を２度時間積 分する段階から成る請求項５１記載の方法。 ５３． 血行力学的信号を誘導する段階がさらに、ピークからピークの心臓壁転 位信号を、心臓壁転位を表す信号から誘導する段階から成る請求項５１記載の方 法。 ５４． 調節段階が、 心臓性不整脈を検出するために血行力学的信号を評価する、および 心臓性不整脈が検出されたときに治療上の電気刺激を放出させる 段階から成る請求項５１記載の方法。 ５５． 治療学上の電気刺激を放出させる段階が、血行力学的信号が徐脈の徴候 を示すときに整調パルスを放出させる段階から成る請求項５４記載の方法。 ５６． 治療学上の電気剌激を放出させる段階が、血行力学的信号が血行力学的 に安定した頻脈の徴候を示すときに整調パルスを連続して放出させる段階から成 る請求項５４記載の方法。 ５７． 治療学上の電気刺激を放出させる段階が、血行力学的信号が血行力学的 に不安定な頻脈の徴候を示すときにカージオバーションショックを放出させる段 階から成る請求項５４記載の方法。 ５８． 治療学上の電気刺激を放出させる段階が、血行力学的信号が細動の徴候 を示すときに細動除去ショックを放出させる段階から成る請求項５４記載の方法 。