JPH09103502A

JPH09103502A - 心臓補助システム

Info

Publication number: JPH09103502A
Application number: JP8217008A
Authority: JP
Inventors: Ivan Bourgeois; イヴァン・ブルジョワ; Pierre A Grandjean; ピエール・アー・グランジャン
Original assignee: Medtronic Inc
Current assignee: Medtronic Inc
Priority date: 1995-08-17
Filing date: 1996-08-19
Publication date: 1997-04-22
Also published as: US5716379A; CA2183304A1; EP0759308A3; EP0759308A2; AU6199896A

Abstract

(57)【要約】【課題】確認された不整脈の期間中に筋肉増強を備え
る心臓補助システムを提供する。【解決手段】心臓補助システムは、心臓事象を検出
し、心臓事象が心臓不整脈であるか否かを判定し、事象
が心臓不整脈でなければ、心臓の周囲に植接された骨格
筋に刺激を与え、事象が心臓不整脈であれば、骨格筋刺
激の付与を禁止し、不整脈がいったん確認されると、心
臓に対して療法刺激を与える。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、増補心臓出力を必
要とする患者の処置のための、心筋移植術を含む心臓補
助システムに関する。特に、本発明は、除細動療法の付
与に先立ち筋肉増強を与える心臓補助システムに関す
る。

【０００２】

【従来の技術】心臓補助システムは、自分の心臓出力を
薬物療法のような伝統的な処置では受入れ得るレベルに
上昇させることができない慢性的に受入れ得ない低い心
臓出力を持つ患者を補佐する。現在使用される特定の１
つの形式の心臓補助システムは、心筋移植術である。

【０００３】心筋移植術は、筋力で付勢される心臓補助
システムを実質的に提供する。参考のため本文に援用さ
れるＫｈａｌａｆａｌｌａの米国特許第４，８１３，９
５２号に示されるように、心筋移植術は、外科的に補修
された闊背筋の如き筋肉組織によって付勢される心臓補
助システムである。特に、闊背筋が心臓の周囲に被され
る。植込み可能なパルス発生器が提供される。この植込
み可能パルス発生器が、１つ以上の検出リードを介して
心臓の収縮を検出し、筋肉組織の適切な神経をバースト
信号で刺激して、筋肉組織を心臓と同期して収縮させ
る。結果として、心臓がその収縮において助けられ、こ
れにより一回拍出量（ｓｔｒｏｋｅｖｏｌｕｍｅ）
を、従って心臓出力を上昇させる。治療電気パルスを筋
肉に送ることの外に、パルス発生器はまた、治療電気パ
ルスを心臓に与えるためにもしばしば接続される。例え
ば、参考のため本文に援用されるＣｈａｃｈｑｕｅｓ等
の米国特許第４，７３５，２０５号を参照されたい。

【０００４】慢性の心臓出力欠乏症を有する患者は、心
筋移植術により処置し得るが、心室頻脈即ち細動の如
き、心臓不整脈の偶発の危険の増大に当面する。これら
の不整脈の偶発は生命の脅威となり得る。

【０００５】これらの潜在的な生命の脅威となる心臓不
整脈を処置するために、筋肉刺激器ならびに心臓ペーサ
／カーディオバータ／除細動器の両方を組合わせる幾つ
かの心臓補助システムが提案されてきた。このように、
心筋移植術を施された患者は、筋力が増強された心臓の
補助を受けることに加えて、色々な種類の治療の心臓電
気刺激をも受ける。このようなシステムの一例は、Ｃｏ
ｌｌｉｎｓの米国特許第５，２５１，６２１号「骨格筋
の心臓組織移植刺激を用いる不整脈制御ペーサ（Ａｒｒ
ｈｙｔｈｍｉａＣｏｎｔｒｏｌＰａｃｅｒＵｓｉ
ｎｇＳｋｅｌｅｔａｌＭｕｓｃｌｅＣａｒｄｉａ
ｃＧｒａｆｔＳｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ）」に見出す
ことができる。

【０００６】筋肉刺激器ならびに心臓ペーサ／カーディ
オバータ／除細動器の両方を組合わせる装置と関連する
１つの問題は、筋肉刺激が心臓事象の信頼し得る検出と
干渉するおそれがあることである。心室細動または心室
頻脈（以下、それぞれ「ＶＦ」と「ＶＴ」と呼ぶ）の如
き心室性不整脈の間、心臓信号は非常に低い振幅を有す
る。これは、特にＶＦ期間中における場合である。この
時の筋肉包囲部（ｍｕｓｃｌｅｗｒａｐ）の刺激は、
このように、ペース後の分極、漏話などによりＶＦまた
はＶＴの信頼し得る検出と干渉することがあり得る。

【０００７】Ｃｏｌｌｉｎｓの米国特許第５，２５１，
６２１号は、この問題に対する１つの解決法を提供す
る。このＣｏｌｌｉｎｓの特許は、骨格筋刺激パルスの
生成中のペースメーカ検出を不能状態にするチャンネル
間のブランキング制御信号を開示している。これは、ペ
ースメーカが骨格筋の刺激パルスを固有の心臓活動の偶
発として間違って分類しないようにすることを意図す
る。しかし、筋肉刺激は常に継続される。実際には、継
続する筋肉刺激以外の不整脈事象においては、Ｃｏｌｌ
ｉｎｓは、パルスの振幅、持続時間ならびに１回のバー
スト内のパルス間の間隔のような筋肉刺激バーストの種
々のパラメータを調整することを開示する。しかし、こ
のような試みにおける１つの問題は、骨格筋の刺激の継
続が不整脈の信頼し得る検出と干渉することがあること
である。更に、振幅または持続時間のような、筋肉刺激
信号の種々のパラメータを調整することが、装置が不整
脈を信頼性をもって検出できなくなるような更に大きな
可能性を生じる。

【０００８】心臓の頻脈性不整脈（ｔａｃｈｙａｒｒｈ
ｙｔｈｍｉａ）、特にＶＦの迅速な検出が非常に重要で
ある。典型的な心臓ペーサ／カーディオバータ／除細動
器の検出アルゴリズムは、指定された期間内のある数の
頻脈性不整脈事象の検出を必要とする。ＶＦ検出の場合
には、これらの装置は、典型的に心臓出力回路の充電を
開始することになる。このような充電期間は、提供され
る療法に従って、１ないし２１秒の間継続する。充電に
続いて、検出アルゴリズムがもう一度ＶＦを確認して、
療法を提供する。療法がいったん提供されると、検出ア
ルゴリズムは、頻脈性不整脈の偶発の終了が確認される
まで活動状態を維持することになる。

【０００９】高いエネルギ準位では、頻脈性不整脈の検
出から頻脈性不整脈終了の確認および筋肉療法の再開ま
での期間は非常に長く、３５秒以下、あるいはそれより
長いことがあり得る。頻脈性不整脈の偶発中の心臓補助
のこのような禁止の結果は、心臓出力が非常に妥協させ
られることである。更に、細動中は、電気的衝撃による
除細動を行う閾値は指数的に上昇する。しかし、除細動
閾値が高くなるほど、装置がより大きなコンデンサある
いはより高い電圧、あるいはその両方を特徴としなけれ
ばならないことを意味する。

【００１０】無論、他にも増加する除細動閾値に対して
解決法を目指してきた。Ｉｄｒｉｓｓ等（ジャーナル．
ＣａｒｄｉｏｖａｓｃｕｌａｒＥｌｅｃｔｒｏｐｈｙ
ｓｉｏｌｏｇｙ、第６巻、第５部、３６８〜３７８ペー
ジ）は、除細動衝撃の付与が除細動閾値における低減を
生じ得る前に、心臓を収縮位置へ機械的におくことを示
した。Ｇｅｄｄｅｓ等（Ｊｐｎ．ＨｅａｒｔＪ．第３
５巻、１９９４年１月、７３〜８０ページ）は、ＶＦ期
間中に心臓の周囲に包囲された骨格筋の刺激が心臓出力
を増すことを示した。しかし、これらはいずれも、心臓
の不整脈の迅速な検出を可能にし、また心臓の不整脈期
間中に心臓補助を行うシステムを開示するものではなか
った。最後に、いずれも、除細動閾値を低下するために
骨格筋を用いて心臓を収縮位置へおくシステムを開示す
るものではなかった。

【００１１】

【発明が解決しようとする課題】従って、本発明の目的
は、心臓の不整脈の迅速な検出を可能にする心臓補助シ
ステムの提供にある。

【００１２】本発明の他の目的は、心臓の不整脈期間中
に心臓補助を行う心臓補助システムの提供にある。

【００１３】本発明の更に他の目的は、除細動療法の付
与に先立ち筋肉増強を提供する心臓補助システムの提供
にある。

【００１４】

【課題を解決するための手段】上記および他の目的は、
確認された不整脈期間中に筋肉増強をもたらす心臓補助
装置を含む本発明によって満たされる。特に、本発明
は、第１の実施例においては、心臓事象を検出するよう
動作し、次にこの心臓事象が心臓不整脈であるか否かを
判定し、この事象が心臓の不整脈でなければ、装置が心
臓の周囲に植接された（ｇｒａｆｔｅｄ）骨格筋に対し
て刺激を送るが、前記事象が心臓不整脈であれば、装置
は骨格筋刺激の付与を禁止し、不整脈がいったん確認さ
れると、心臓に対して療法刺激を付与する。第２の実施
例においては、本発明は、不整脈がいったん確認されて
も、心臓に対する療法刺激の付与の前に骨格筋の刺激を
再開するよう動作する。

【００１５】

【発明の実施の形態】本発明の上記および他の特質につ
いては、添付図面に関して本発明の詳細な記述を参照す
れば最もよく理解されよう。

【００１６】図面は必ずしも正確な尺度で示されてはい
ない。

【００１７】本発明は、骨格筋を増強した心臓補助シス
テム（以下本文では、「ＣＡＳ」と呼ぶ）において心臓
の電気的な活動状態と心臓の要求を監視するセンサを用
いる。基本的なＣＡＳは、前掲のＫｈａｌａｆａｌｌａ
の米国特許に記載される如き種々の方法で構成すること
ができる。特定の１つの構成については、本文では単に
例示として論述される。しかし、本発明は、大動脈の対
向拍動あるいは骨格筋室の如き骨格筋を用いる心臓の増
強に関するいかなるシステムにおいても用いることがで
きる。このため、例示された特定の構成が本発明を限定
するものではないことを理解すべきである。

【００１８】本発明のシステム図１は、心臓２の収縮増強ならびに直接電気刺激を用い
て心臓の補助のための骨格筋の長期刺激を実施するため
のシステム１の一例を示している。明らかなように、骨
格筋植接片３は心臓２の周囲に配置される。望ましい実
施例においては、闊背筋の筋肉が、当技術において周知
のように、骨格筋植接片のため用いられる。筋植接片３
の長手方向繊維が、心臓の右心室４、左心室５および心
室間中隔１０の長手方向軸心に対して略々直角に配向さ
れる。筋植接片３は、刺激されるとき、この筋植接片３
が心室４、５を、特に左心室５を圧縮し、これにより左
右心室の収縮の作用力を改善するように配置される。こ
のように、心臓２の総血液動態（血行力学）出力が増加
される。

【００１９】望ましい形態において、筋植接片３は心臓
２の周囲に巻き付けられて心臓自体に固定的に取付けら
れ、直線縫合１２を用いてカップ状「スリング」を形成
する。あるいはまた、筋植接片３は、図示のように直線
縫合１３を用いて心臓２に取付けることもできる。

【００２０】図示のように、心臓２の電気刺激および検
出は、リード１５を介して行われる。特に、リード１５
はパルス発生器６を心臓２に対して電気的に結合する。
リード１５は、心臓のペーシングならびに除細動療法を
提供する。望ましい実施例においては、リード１５は、
米国ミネソタ州ミネアポリスのＭｅｄｔｒｏｎｉｃ社か
らのモデル６９３６３極ＴＲＡＮＳＶＥＮＥリードで
ある。図示のように、リード１５は、双極性ペーシング
電極組立体１６が右心室の頂部にありかつ除細動コイル
１７が右心室４内にあるように右心室４内に植込まれ
る。望ましい実施例においては単心リードがペーシング
ならびに除細動療法の両方のために提供されるが、複数
の経口または皮下、あるいはその組合わせの如き他の形
式のリード形態も用いることができる。

【００２１】筋植接片３は、１対のリード２１、２２を
介して電気的に刺激される。特に、リード２１、２２
は、パルス発生器６を骨格筋植接片３に結合する。望ま
しい実施例においては、リード２１、２２は、米国ミネ
ソタ州ミネアポリスのＭｅｄｔｒｏｎｉｃ社のモデル４
７５０筋肉間リードである。図示のように、リード２
１、２２の各々は、パルス発生器６から闊背筋の筋植接
片３まで延長している。リード２１、２２の各々の電極
（図示せず）は、当技術において周知のように、電気的
に刺激されると筋植接片３を収縮させるように配置され
る。しかし、筋外膜リードあるいは神経筋リードのよう
な、他の形式のリードもまた使用できる。

【００２２】本発明のパルス発生器図２は、本発明が有効に実施されるパルス発生器６の機
能ブロック図である。しかし、同図は、本発明が実施さ
れる装置の形式の例示としてのみ理解されるべきもので
あり、限定と見なされるべきものではない。本発明は、
広範囲の装置構成において有効に実施できるものと考え
られる。例えば、本発明は、Ｃｏｌｌｉｎｓの米国特許
第５，２５１，６２１号「骨格筋の心臓組織移植刺激を
用いる不整脈制御ペーサ（ＡｒｒｈｙｔｈｍｉａＣｏ
ｎｔｒｏｌＰａｃｅｒＵｓｉｎｇＳｋｅｌｅｔａ
ｌＭｕｓｃｌｅＣａｒｄｉａｃＧｒａｆｔＳｔ
ｉｍｕｌａｔｉｏｎ）」に開示される植込み可能な筋肉
刺激器／ペースメーカ／カーディオバータ／除細動器と
関連して実施可能である考えられる。

【００２３】当該装置は、６つの電極５００、５０２、
５０４、５０６、５０８、５７２および５７４が設けら
れる如く示される。電極５００、５０２は、先に述べた
ように、心室内に配置されてリード１５に取付けられる
１対の電極である。電極５０４は、パルス発生器６のハ
ウジングに配置された遠隔位置の中立の電極に対応す
る。電極５０６、５０８は、右心室、冠状動脈洞、上位
大静脈の内部に配置された大表面積除細動電極に対応
し、皮下にも配置され、装置ハウジングに配置されある
いはその一部として配置され、あるいは心外膜に配置さ
れる。電極５７２、５７４は、先に述べたように、骨格
筋植接片３に結合された筋肉刺激電極である。

【００２４】電極５００、５０２は、帯域通過フィルタ
回路（増幅器：ＡＭＰ）５１４と、測定されたＲ波振幅
の関数として調整可能な検出閾値を与える自動閾値回路
５１６と、コンパレータ（ＣＯＭＰ）５１８とを含むＲ
波検出回路へ、スイッチ・マトリックス５１２を介して
切換え可能である。電極５００および５０２間で検出さ
れる信号が自動閾値回路５１６により規定されるその時
の検出閾値を越えるときは常に、信号がＲＯＵＴ線５
６４に生成される。図示のように、帯域通過増幅器５１
４における利得もまた、ペーサ・タイミング／制御回路
５２０からのＧＡＩＮＡＤＪ線５６６の信号によって
調整可能である。

【００２５】このＲ波検出回路の動作は、参考のため本
文に援用される、本願と同様に譲渡されたＫｅｉｍｅｌ
の米国特許第５，１１８，８２４号に開示された検出回
路に対応する。しかし、共に参考のため本文に援用され
るＭｅｎｋｅｎの米国特許第４，８１９，６４３号およ
びＢａｋｅｒ等の同第４，８８０，００４号に示される
如き代替的なＲ波検出回路もまた使用することができ
る。

【００２６】自動閾値回路５１６は、検出されたＲ波の
振幅の予め定めた比率に対応する閾値を設定し、この閾
値は、Ｔｈａｋｏｒ等の論文「外来の被検体からの信頼
性の高いＲ波検出法（ＲｅｌｉａｂｌｅＲ−Ｗａｖｅ
ＤｅｔｅｃｔｉｏｎｆｒｏｍＡｍｂｕｌａｔｏｒ
ｙＳｕｂｊｅｃｔｓ）」（ＢｉｏｍｅｄｉｃａｌＳｃ
ｉｅｎｃｅＩｎｓｔｒｕｍｅｎｔａｔｉｏｎ、１９７
８年、第４巻、６７〜７２ページ）に示された自動検出
閾値回路と同様に、その後３秒より短い期間にわたり最
小閾値レベルまで減衰する。

【００２７】前記閾値レベルは、歩調されたＲ波に応じ
て調整されないが、その代わり頻脈性不整脈と関連する
低レベルの瞬時のＲ波の検出を強化するために、歩調さ
れたＲ波に続く最小閾値レベルに近づき続けるはずであ
る。この閾値回路の時定数もまた、検出される瞬時のＲ
波の振幅の７０〜８０％に等しい検出閾値の調整後１〜
３秒以内に最小検出閾値に達するように充分に短いこと
が望ましい。本発明はまた、帯域通過信号が予め定めた
一定の検出閾値を越える時を決定するため、帯域通過増
幅器およびコンパレータ回路を含む形式の更に伝統的な
Ｒ波センサと関連して実施することもできる。

【００２８】スイッチ・マトリックス５１２は、使用可
能な電極のどれが帯域通過増幅器（ＡＭＰ）５３４に結
合されるかを選択するために用いられる。マイクロプロ
セッサ（μＰ）５２４の制御下で、スイッチ・マトリッ
クスは、心臓組織および骨格筋の包囲部に対する電気的
な刺激パルスの供給を検出する。スイッチ・マトリック
スの設定の選択は、データ／アドレス・バス５４０を介
してマイクロプロセッサ５２４によって制御される。選
択された電極からの信号は、帯域通過増幅器５３４を経
てマルチプレクサ（ＭＵＸ）５３２へ通され、ここでこ
れら信号は、直接メモリ・アドレス回路（ＤＭＡ）５２
８の制御下でランダム・アクセス・メモリ（ＲＡＭ）５
２６に格納されるため、Ａ／Ｄコンバータ５３０によっ
て多重ビットディジタル信号に変換される。マルチプレ
クサ５３２は、バッテリ５３７からＶＢＡＴＴ線５３６
を介して電圧を更に受取る。

【００２９】増幅器５３４は、約０．５ないし２００ヘ
ルツまで伸びる帯域通過を有する広帯域通過増幅器であ
る。増幅器５３４からの濾波されたＥＧＭ信号が、マル
チプレクサ５３２を経て送られ、Ａ／Ｄコンバータ回路
５３０においてディジタル化される。このディジタル化
されたデータは、直接メモリ・アドレス回路５２８の制
御下でランダム・アクセス・メモリ５２６に格納され
る。

【００３０】線５６４のＲ波検出信号の発生がデータ／
アドレス・バス５４０を介してマイクロプロセッサ５２
４へ送られ、マイクロプロセッサ５２４がその発生の時
間を知る。

【００３１】前記回路の残部は、筋肉刺激、心臓の拍動
ペーシング、カーディオバージョン（ｃａｒｄｉｏｖｅ
ｒｓｉｏｎ）および除細動療法の提供に専用化されてい
る。ペーサ・タイミング／制御回路５２０は、心臓のペ
ーシングと筋肉の刺激とに関連する基本的時間間隔を制
御するプログラム可能なディジタル・カウンタを含む。
これらの間隔の持続時間は、マイクロプロセッサ５２４
によって決定され、データ／アドレス・バス５４０を介
してペーサ・タイミング／制御回路５２０に通信され
る。ペーサ・タイミング／制御回路はまた、マイクロプ
ロセッサ５２４の制御下で、筋肉刺激の振幅および心臓
のペーシング・パルス、および帯域通過増幅器の利得を
も決定する。

【００３２】心臓のペーシングあるいは筋肉の刺激の
間、ペーサ・タイミング／制御回路５２０内部のエスケ
ープ間隔カウンタ（タイマー）が、線５６４の信号によ
り示される如きＲ波の検出と同時に、また電極５００、
５０２または電極５７２、５７４に結合される、ペーサ
出力回路５２２によるペーシング・パルスのタイムアウ
ト・トリガーの生成と同時に、リセットされる。エスケ
ープ間隔カウンタはまた、心臓のペーシング・パルスの
生成と同時にリセットされ、これにより頻脈防止ペーシ
ングおよびその後の筋肉刺激を含む心臓ペーシング機能
の基本的タイミングを制御する。エスケープ間隔タイマ
ーにより決定される間隔の持続時間は、データ／アドレ
ス・バス５４０を介してマイクロプロセッサ５２４によ
って決定される。検出されたＲ波によりリセットされる
時エスケープ間隔カウンタに存在するカウントの値は、
Ｒ波間隔の持続時間を測定し、頻脈の存在を検出し、筋
肉刺激パラメータを変更するために用いられる。

【００３３】マイクロプロセッサ５２４は、割込み被駆
動装置として動作し、検出されるＲ波の発生に対応しか
つ心臓のペーシングと筋肉刺激パルスの生成に対応する
ペーサ・タイミング／制御回路５２０からの割込みに応
答する。これらの割込みは、データ／アドレス・バス５
４０を介して与えられる。マイクロプロセッサ５２４に
より行われるべき必要な数学演算と、ペーサ・タイミン
グ／制御回路５２０およびスイッチ・マトリックス５１
２により制御される値または間隔の更新は、このような
割込みに従って生起する。

【００３４】頻脈性不整脈が検出され、かつ頻脈性不整
脈防止ペーシング養生法が要求される場合、頻脈防止ペ
ーシング療法の生成を制御するための適切なタイミング
間隔が、マイクロプロセッサ５２４からペーサ・タイミ
ング／制御回路５２０およびスイッチ・マトリックス５
１２へロードされる。

【００３５】同様に、カーディオバージョン・パルスま
たは除細動パルスの生成が要求される場合、マイクロプ
ロセッサ５２４がペーサ・タイミング／制御回路５２０
におけるカウンタを用いて、このようなカーディオバー
ジョン・パルスおよび除細動パルスのタイミング、なら
びに検出されるＲ波がタイミング回路のリセットに有効
でない関連する治療不応性期間のタイミングを制御す
る。

【００３６】更に、頻脈性不整脈の徴候が検出されるが
まだ確認されなかった場合には、Ａ／Ｄコンバータ５３
０で得られる濾波されかつディジタル化されたＥＧＭ
が、マイクロプロセッサ５２４によってＲＡＭ５２６か
らの値と比較されることになる。上にセットされた測定
値は検出を続ける。下にセットされた値は、ＹのうちＸ
の５０％以上が検出されたならば、不整脈を確認する。
望ましい実施例においては、ＸおよびＹは、ＶＦＮＩＤ
および細動事象バッファ・メモリ（ＲＡＭ５２６に配置
される）にそれぞれ対応するプログラム可能なカウント
であり、その両者については、図４に示されるＶＦカウ
ント・モード状態３４に関して以下に更に詳細に述べ
る。マイクロプロセッサ５２４はこの時、そのようにプ
ログラムされるならば療法を開始することになる。

【００３７】カーディオバージョン・パルスを要求する
細動または頻脈の検出に応答して、マイクロプロセッサ
５２４がカーディオバージョン／除細動制御回路５５４
を作動し、この回路が、高電圧充電線（ＨＶＣＨ）５５
２の制御下で、充電回路５５０を介して高電圧コンデン
サ５５６、５５８、５６０および５６２の充電を開始す
る。充電中、マイクロプロセッサ５２４は、ペーサ・タ
イミング／制御回路５２０がペース出力回路５２２ない
しスイッチ・マトリックス５１２を作動可能にして、高
電圧コンデンサ５５６が充分に充電されるまで筋肉刺激
パルスを送る。以下において更に詳細に述べるように、
コンデンサ充電中に与えられるこれらの筋肉刺激パルス
は、同期的あるいは非同期的に送られる。更に、このよ
うな筋肉刺激パルスは、頻脈性不整脈に先立ち送られる
筋肉刺激パルス列に比較してより大きな振幅、持続時間
あるいは繰返し率あるいはいずれかの組合わせを持ち得
る。更に、このような筋肉刺激パルスはまた、頻脈性不
整脈に先立ち送られる筋肉刺激パルス列に比較して、パ
ルス列全体あるいはその一部のみにおいてより短いパル
ス間間隔を持ち得る。高電圧コンデンサにおける電圧
は、ＶＣＡＰ線５３８を介して監視され、この電圧はマ
ルチプレクサ５３２を介して送られて、マイクロプロセ
ッサ５２４によりセットされた予定値に達するとこれに
応答して、ＣＡＰＦＵＬＬ線５４２に論理信号の生成
を結果として生じて充電を終了する。ＣＡＰＦＵＬＬ
線５４２の信号は、データ／アドレス・バス５４０を経
てペーサ・タイミング／制御回路５２０へ送られ、この
制御回路が次に筋肉刺激パルスの供給を禁止する。

【００３８】その後、除細動パルスまたはカーディオバ
ージョン・パルスのタイミングの搬送が、ペーサ・タイ
ミング／制御回路５２０によって制御される。カーディ
オバージョン・パルスおよび除細動パルスの搬送および
同期のための、またこれらと関連するタイミング機能を
制御するための適切なシステムの一実施例が、参考のた
め本文に援用される、本願と一緒に譲渡されたＫｅｉｍ
ｅｌの米国特許第５，１８８，１０５号「頻脈性不整脈
を検出して処置するための方法および装置（Ｍｅｔｈｏ
ｄａｎｄＡｐｐａｒａｔｕｓｆｏｒＤｅｃｔｅ
ｃｔｉｎｇａｎｄＴｒｅａｔｉｎｇａＴａｃｈ
ｙａｒｒｈｙｔｈｍｉａ）」において更に詳細に開示さ
れている。しかし、公知のカーディオバージョン・パル
スまたは除細動パルスの生成回路は、本発明と関連して
使用可能であると考えられる。例えば、全て参考のため
本文に援用される先に述べたＺｉｐｅｓの米国特許第
４，３８４，５８５号、Ｐｌｅｓｓ等の同第４，９４
９，７１９号、およびＥｎｇｌｅ等の同第４，３７５，
８１７号に開示された如きカーディオバージョン・パル
スおよび除細動パルスのタイミングおよび生成を制御す
る回路もまた用いることができる。同様に、全てが参考
のため本文に援用されるＢｅｒｋｏｖｉｔｓ等の米国特
許第４，５７７，６３３号、Ｐｌｅｓｓ等の同第４，８
８０，００５号、Ｖｏｌｌｍａｎｎ等の同第７，７２
６，３８０号、およびＨｏｌｌｅｙ等の同第４，５８
７，９７０号に記載された如き頻脈防止ペーシング・パ
ルスのタイミングおよび生成を制御するための公知の回
路もまた用いることができる。

【００３９】最近の心臓パルス発生器においては、特定
の頻脈防止療法および除細動療法が前以て医師により装
置へプログラムされており、典型的に療法のメニューが
提供される。例えば、頻脈の初期の検出と同時に、頻脈
防止ペーシング療法が選択される。頻脈の再検出と同時
に、更に積極的な頻脈防止ペーシング療法が予定され
る。頻脈防止ペーシング療法における反復された試みが
失敗したならば、その後より高いレベルのカーディオバ
ージョン・パルス療法が選択される。頻脈性不整脈防止
療法のこのような予めセットされる療法メニューを示す
従来技術の特許は、前掲のＨａｌｕｓｋａ等の米国特許
第４，８３０，００６号、Ｖｏｌｌｍａｎｎ等の同第
４，７２７，３８０号、およびＨｏｌｌｅｙ等の同第
４，５８７，９７０号を含む。本発明は、公知の頻脈防
止ペーシング療法およびカーディオバージョン療法に関
して実施可能であると考えられ、本願の発明が、与えら
れる療法の選択および順序が今日の心臓パルス発生器に
おけるように医師によってプログラム可能である装置に
関して最も実施され得るものと考えられる。

【００４０】頻脈性不整脈を終了させるのに失敗した試
みに続いて送られる療法を変更することに加えて、検出
基準の調整が適切であることもまた公知である。例え
ば、参考のため本文に援用されるＰｌｅｓｓ等の米国特
許第４，９７１，０５８号に開示されるように、調整
は、更に迅速な再検出を可能にするため頻脈性不整脈を
検出するのに要求される間隔数を減じること、あるいは
間隔範囲を変更して検出を心室細動の検出にバイアスす
ることを含むこともある。

【００４１】本発明においては、カーディオバージョン
・パルスまたは除細動パルスを与えるための特定の電極
構成の選択は、制御バス５４６を介してカーディオバー
ジョン／除細動制御回路５５４の制御下で、出力回路５
４８を介して制御される。出力回路５４８は、除細動パ
ルスまたはカーディオバージョン・パルス養生法を与え
るための高電圧（ＨＶＡ、ＨＶＢ）電極５０６、５０８
を切換え、また多電極、同時パルス養生法、あるいは多
電極逐次パルス養生法を指定するためにも使用できる。
単相パルスまたは２相パルスを生成することもできる。
この機能を実施するのに用いられる回路の一例は、参考
のため本文に援用されるＫｅｉｍｅｌの米国特許第５，
１６３，４２７号に記載されている。しかし、共に参考
のため本文に援用されるＭｅｈｒａ等の米国特許第４，
９５３，５５１号、あるいはＷｉｎｓｔｒｏｍの同第
４，８００，８８３号に開示される如き出力制御回路も
また、本発明の関連において使用することもできる。あ
るいはまた、植込み可能なカーディオバータまたは除細
動器を開示する前掲の文献のどれかによるただ１対の電
極を用いる単一相パルス養生法もまた用いることができ
る。

【００４２】本発明のシステム動作図３は、本発明の望ましい実施例において用いられる検
出間隔範囲の図示である。この特定の検出間隔範囲は、
医師によって選択されプログラムされる。明らかなよう
に、１２０ミリ秒（以下においては、「ｍｓ」）より短
い間隔で生じる事象は、ブランキングによって検出され
ない。これは固定間隔であり、その長さは医師によって
プログラムできない。細動を表わすものと見なされる検
出された事象間の間隔の範囲は、１２０ｍｓより大きく
３００ｍｓより小さい。即ち、細動検出間隔（以下にお
いては、「ＦＤＩ」）は、３００ｍｓまで延長する。こ
の範囲はプログラムされ、特定の患者に適するように医
師によって選択される。頻脈性不整脈を表わすものと見
なされる検出された事象間の間隔の範囲は、３００ｍｓ
より大きく４５０ｍｓより小さい。即ち、頻脈性不整脈
検出間隔（以下においては、「ＴＤＩ」）は４５０ｍｓ
まで延長する。この範囲もまたプログラムされ、特定の
患者に適するように医師によって選択される。望ましい
実施例において、４５０ｍｓないし９２３ｍｓ間の間隔
を有する事象は、正常な洞律動（ｓｉｎｕｓｒｈｙｔ
ｈｍ）を表わすものと見なされる。即ち、徐脈回避間隔
（以下においては、「ＢＥＩ」）は９２３ｍｓまで延長
する。この範囲もまたプログラムされ、特定の患者に適
するように医師によって選択される。ＢＥＩより大きい
間隔で生じる事象は、徐脈を表わすものと見なされる。

【００４３】例えば、第１の事象が検出された２００ｍ
ｓ後に第２の事象が検出されるならば、心室細動が暫定
的に検出される。第２の症例として、第１の事象が検出
され第２の事象が３２０ｍｓ後に検出されるならば、心
室頻脈（以下においては、「ＶＴ」）が暫定的に検出さ
れる。第３の症例として、第１の事象が検出され、第２
の事象が１００ｍｓ後に生じ、第３の事象が第２の事象
の第２の事象の２１０ｍｓ後に生じるならば、心室頻脈
（以下においては、「ＶＴ」）もまた暫定的に検出され
る。これは、ブランキング中に第２の事象が生じ、この
ため検出されず、その後第３の事象が第１の事象の都合
３２０ｍｓ後で充分にＶＴ区間内で検出されたゆえであ
る。

【００４４】間隔に対する特定の時間は望ましい実施例
に対するものであり、このため本発明の例示に過ぎない
ことに注意すべきである。他の間隔長さもまた本発明の
範囲内で用いることができる。

【００４５】図４は、本発明の不整脈検出／療法の筋肉
状態図である。先に述べたように、本発明は、骨格筋植
接片刺激ならびに心臓刺激を特徴とする。しかし、この
ようなシステムの重要な要件の１つは、心臓の不整脈を
正確に検出し、かつ適切な療法で対応することである。
先に述べたように、同時発生の骨格筋植接片刺激は、不
整脈の検出および診断と干渉するおそれがある。このた
め、本発明の１つの重要な特徴は、不整脈の迅速な検出
および診断をも管理しながら、骨格筋植接片刺激ならび
に心臓の刺激を与える方法である。特に、本発明は、不
整脈の徴候がいったん検出されると、骨格筋の刺激を一
時的に停止あるいは禁止する。

【００４６】図示のように、正常な洞性律動の間、当該
システムは正常な洞性律動状態３０を維持する。状態３
０においては、装置は骨格筋植接片刺激と、要求される
なんらかの徐脈刺激の双方を提供する。徐脈刺激は、適
切な電気的刺激療法の形態をとり、ＶＯＯ、ＯＶＯおよ
びＶＶＴのような、他の種類のペーシング療法も供する
ことができるが、ＶＶＩペーシングの形態で与えられる
ことが望ましい。徐脈刺激は、望ましい実施例において
は、検出された事象間の間隔範囲がＢＥＩより大きくな
ろう一連の心臓事象の検出と同時に与えられる。

【００４７】しかし、検出された事象間の間隔範囲がＴ
ＤＩより小さい一連の心臓事象が検出されるならば、骨
格筋刺激が禁止され（線３１により示される如く）、Ｖ
Ｔカウント・モード状態３２に達する。望ましい実施例
においては、１つのＴＤＩのみが検出されるならば、骨
格筋刺激が禁止され、ＶＴカウント・モード状態３２に
達する。

【００４８】ＶＴカウント・モード状態３２において
は、骨格筋刺激が再び可能状態にされ、ＴＤＩより大き
い１つの間隔が検出されるならば、装置は正常な洞性律
動状態３０へ戻る。

【００４９】更に、検出された事象間の間隔の範囲がＦ
ＤＩより小さい一連の心臓事象が検出されると、（線３
１により示される如く）骨格筋刺激が禁止され、ＶＦカ
ウント・モード状態３４に達する。望ましい実施例にお
いては、１つのＦＤＩのみが検出されるならば、骨格筋
刺激が禁止され、ＶＦカウント・モード状態３４に達す
る。

【００５０】ＶＦカウント・モード状態３４にある間、
ＶＴ検出がオンにプログラムされるならば、骨格筋刺激
が再び可能状態にされ、ＶＦ検出間隔数（以下において
は、「ＶＦＮＩＤ」）の３分の１に等しいＴＤＩより大
きな間隔をもつ連続的事象の検出と同時に、装置は正常
な洞性律動状態３０へ戻る。しかし、ＶＴ検出がオフに
プログラムされるならば、骨格筋刺激が再び可能状態に
され、ＶＦＮＩＤの３分の１に等しいＦＤＩより大きい
連続的間隔の検出と同時に、装置は正常な洞性律動状態
３０へ戻る。無論、ＶＴ検出がオフにプログラムされる
ならば、以下に述べる組合わせカウント状態３８を介し
て、依然としてＶＴ療法搬送状態３６に達する。

【００５１】ＦＤＩがＴＤＩより小さいゆえに、ＶＦカ
ウント・モード状態３４に達する時、これが必然的にＶ
Ｔカウント・モード状態３２にも達することを示唆する
ことに注意すべきである。しかし、電子回路設計構想か
らは、正確な同じ時間において共に必ずしも整合する事
象ではないが、各状態に対するカウント・ビンは同時に
活動状態である。

【００５２】ＶＴカウント・モード状態３２にある間、
装置は、ＴＤＩ基準を満たす事象数をカウントする。Ｖ
Ｔ事象累計カウンタがＶＴＮＩＤとも称するＶＴ検出間
隔数に等しい時、ＶＴ検出が行われ、ＶＴ療法搬送状態
３６に達し、ＶＴ療法が供される。望ましい実施例にお
いては、ＶＴＮＩＤがプログラム可能である。以下に更
に詳細に述べるように、組合せカウント状態３８を介し
てＶＴ検出およびＶＴ療法搬送状態３６にも達する。

【００５３】ＶＦカウント・モード状態３４にある間、
装置はＦＤＩ基準を満たす事象数をカウントする。事象
累計カウンタがＶＦＮＩＤに等しい時、ＶＦ検出が行わ
れ、ＶＦ療法搬送状態４０に達し、ＶＦ療法が供され
る。望ましい実施例においては、ＶＦＮＩＤがプログラ
ム可能である。先に述べたように、ＶＦＮＩＤは実質的
に、細動として検出されるＦＤＩ基準を満たさねばなら
ない過去の事象数である。このカウントは、ペーシング
され検出された両事象を含む細動事象バッファ・メモリ
（図２のＲＡＭ５２６に配置される）に格納された過去
の事象を使用する。例えば、ＶＦＮＩＤが１８にセット
されかつ細動事象バッファが２４にセットされるなら
ば、最後の２４事象のＶＦ１８の検出はＦＤＩ基準を満
たさねばならない。明らかなように、ＶＦ療法搬送状態
４０はまた組合せカウント状態３８にも達する。

【００５４】組合せカウント状態３８は、ＶＴカウンタ
とＶＦカウンタの競合中に過度の検出時間を避けるため
に提供される。このため、望ましい実施例においては、
ＶＦ事象カウンタが５に達し、ＶＴ事象カウンタならび
にＶＦ事象カウンタがパラメータ検出組合わせ間隔数
（以下においては、「ＣＮＩＤ」）より大きいかあるい
はこれに等しい時に、組合せカウント状態３８に達す
る。望ましい実施例においては、ＣＮＩＤは直接プログ
ラム可能ではないが、その代わりＶＦＮＩＤの６分の７
に等しい。組合せカウント状態３８にいったん達する
と、第２の索引基準が適用される。

【００５５】第２の索引基準は、組合せカウント状態３
８に達した後にのみ用いられる。第２の索引基準は、Ｖ
Ｔ療法またはＶＦ療法が供されるべきかどうかを判定す
るために適用される。望ましい実施例においては、第２
の索引基準は下記のとおりである。即ち、前の８つの間
隔の全てがＦＤＩより大きいかあるいはこれに等しけれ
ば、ＶＴ検出経路に従われねばならず、ＶＴ療法搬送状
態３６に達するが、前の８つの間隔の１つがＦＤＩより
小さければ、ＶＦ検出経路に従ってＶＦ療法搬送状態４
０に達する。

【００５６】ＶＦ療法搬送状態４０にいったん達する
と、ＶＦ療法が完了あるいは打ち切られ、ＶＴ／ＶＦ終
了検出状態４２に達する。同様に、ＶＴ療法搬送状態３
６にいったん達すると、ＶＴ療法が完了あるいは打ち切
られ、ＶＴ／ＶＦ終了検出状態４２に達する。

【００５７】ＶＴ／ＶＦ終了検出状態４２にある間、装
置はＶＴまたはＶＦが再検出されるかどうかを判定す
る。ＶＴまたはＶＦのいずれかが検出されるならば、装
置は関連する療法状態へ戻る。ＶＴまたはＶＦのいずれ
も再検出されなければ、装置は正常な洞性律動状態３０
へ戻る。ＶＴ／ＶＦ終了の検出は下記の通り行われる。
即ち、ＶＴ検出が「オフ」にプログラムされ、ＦＤＩよ
り大きい間隔を持つ８つの連続的事象が検出されるなら
ば、ＶＦ終了が検出され、装置は正常な洞性律動状態３
０へ戻る。ＶＴ検出が「オン」にプログラムされ、（定
義によりＦＤＩより大きい）ＴＤＩより大きい間隔を持
つ８つの連続的事象が検出されるならば、ＶＴの終了が
検出され、装置は正常な洞性律動状態３０へ戻る。

【００５８】先に述べたように、本発明はまた、除細動
に対する充電中の骨格筋刺激を特徴とする。この特徴
は、装置が除細動パルスを供給するためにコンデンサを
充電中に、植接された骨格筋に対して筋肉刺激パルスを
実質的に提供する。先に述べたように、筋肉が接触し続
けて心臓の還流を維持させるゆえである。この心臓の還
流は、更に、総除細動閾値における増加を制限する。こ
れら閾値における増加が最小化されるゆえに、このこと
が装置がより小さなコンデンサあるいはより低い電圧、
あるいはその両方を特徴とすることを可能にする。

【００５９】図５は、筋肉刺激、心臓事象および除細動
充電サイクル間の関係を示すタイミング図である。図示
のように、ここでは正常なＱＲＳ合成波２０２で表わさ
れる正常な洞性律動の間、装置は正常な洞性律動状態３
０にある。このため、筋肉刺激バースト２０１が供給さ
れて骨格筋植接片を刺激し、これにより先に述べたよう
に心臓の補助を行う。ＶＦ事象２０４の最初の発生時
に、装置は検出状態２０６に入る。図４において説明さ
れたように、検出状態２０６の間、装置はＶＦカウント
・モード状態３４およびＶＴカウント・モード状態３２
にある。また図４において説明されたように、ＶＦ事象
２０４がいったん検出されると、検出状態２０６の領域
における筋肉バーストがないことで判るように、全ての
筋肉刺激が禁止される。ＶＦがいったん確認されると、
装置はＶＦ療法搬送状態４０に入る。

【００６０】ＶＦ療法搬送状態４０にある間、装置は、
線２０８として示される出力コンデンサの充電を含む幾
つかの動作を行う。更に、骨格筋刺激が再開され、一連
の非同期筋肉刺激が再開され、一連の非同期筋肉刺激バ
ースト２１０、２１２が送られる。望ましい実施例にお
いては、非同期筋肉刺激バースト２１０、２１２は筋肉
刺激バースト２０１より１．５倍程度大きな振幅を持
つ。別の実施例においては、筋肉刺激バースト２１０、
２１２は、筋肉刺激バースト２０１よりも高い繰返し
率、より大きい振幅、パルス間間隔およびパルス列持続
時間を持つ。無論、別の実施例においては、非同期筋肉
刺激バースト２１０、２１２は、筋肉刺激バースト２０
１に比較して下記の相違のどれかを有する。即ち、より
高い繰返し率、振幅、パルス幅、パルス間間隔あるいは
パルス列持続時間を有する。

【００６１】出力コンデンサの充電がいったん完了する
と、検出されたＲ波に除細動放電を同期させるシーケン
スが行われる。特に、装置は、同期時間２１６において
同期シーケンスを開始する。同期シーケンスは、検出さ
れた心臓事象に除細動放電を同期させるため、ならびに
不整脈の存在を再確認するために行われる。除細動放電
２１４は、指定された同期時間２１６後にのみ生じる。
更に、同期時間２１６の間に、装置は、固有の心臓事象
の信頼し得る検出を可能にするため、骨格筋刺激を再び
禁止する。

【００６２】除細動パルスの付与に先立つ筋肉刺激図６は、代替的な実施例の筋肉刺激と心臓事象との間の
関係を示すタイミング図である。特に、代替的実施例に
おいては、同期が不成功であれば、図６に最もよく示す
ように、装置は、除細動放電２１４の直前に非同期筋肉
刺激バースト３２２を送る。筋肉刺激バースト３２２
は、除細動放電２１４が供される時、骨格筋植接片によ
り心臓を収縮させて収縮位置を略々達成させるように意
図される。このような位置における心臓の体積は減少さ
せられるので、除細動閾値も同様に減少させられる。別
の実施例においては、筋肉刺激バースト３２２は、筋肉
刺激バースト２０１よりも高い繰返し率、より高い振
幅、パルス間間隔およびパルス列持続時間を有する。無
論、別の実施例においては、バースト３２２は、筋肉刺
激バースト２０１と比較して下記の相違のいずれかを有
する。即ち、より高い繰返し率、振幅、パルス幅、パル
ス間間隔、あるいはパルス列持続時間を有する。

【００６３】再び図５によれば、除細動放電２１４がい
ったん供されると、装置はＶＴ／ＶＦ終了検出状態４２
へ入り、これにより心臓が正常な洞性律動へ戻ったこと
を確認する。

【００６４】筋肉捕捉を特徴とする筋肉刺激図７は、当該システムで使用される代替的な筋肉刺激バ
ーストを示す。これらの筋肉刺激バーストは、当該シス
テム内のいかなる適切な時点でも使用することができ、
除細動療法の提供前のみの使用に限定されることはな
い。明らかなように、筋肉刺激バースト３００は、同期
遅れ３０５の量だけＱＲＳ３０３の後に生じる。望まし
い実施例において、同期遅れ３０５がプログラム可能で
あり、筋肉刺激バースト３００を心室収縮と同期させる
ために行われる。筋肉刺激バースト３００は、実質的に
は２つの部分、即ち、しばしば「筋肉捕捉」と「筋肉パ
ルス列」とそれぞれ呼ばれる第１の部分３０１と第２の
部分３０２とを有する。明らかなように、第１の部分３
０１はバースト内のより小さなパルス間の間隔３０４、
即ちより高い周波数を持つ。対照的に、第２の部分３０
２はバースト内の比較的大きいパルス間の間隔３０４、
即ち比較的小さな周波数を持つ。このより高い周波数の
第１の部分３０１は、骨格筋植接片の収縮の速度および
作用力を増加する。望ましい実施例においては、捕捉状
態のパルス間の間隔３０４およびパルス数は、医師によ
って選択することができる。パルス波形、振幅３０８お
よび筋肉の捕捉の幅は、バーストの残りに対して同じで
ある。

【００６５】図８は、本発明のシステムで使用される筋
肉バースト刺激の代替的な実施例を示す。理解されるよ
うに、筋肉刺激バースト３００の全てのパラメータは、
第２の部分３０２の振幅を除いて、図７に関して先に述
べたものと同じである。

【００６６】図９は、本発明のシステムで使用される筋
肉バースト刺激の代替的な実施例を示す。理解されるよ
うに、筋肉刺激バースト３００の全てのパラメータは、
第２の部分３０２の振幅を除いて、図７に関して先に述
べたものと同じである。特に、第２の部分３０２内の各
バーストの振幅は減少する。各バースト内のパルス振幅
の減少率は刺激速度の関数として減少する、即ち、筋肉
刺激の速度が早いほど、パルス列内のパルス振幅の減少
は大きくなる。

【００６７】図１０は、本発明のシステムで使用される
筋肉バースト刺激の代替的な実施例を示す。図示のよう
に、筋肉刺激バースト３００は、複数のパルスからなっ
ている。各パルスの振幅は、各々の前後のパルスの振幅
と異なっている。パルス間間隔３２０、３２１、３２
２、３２３、３２４、３２５または３２６はいずれも相
互に等しくない。振幅３０８、および振幅３０８の変化
率、同期遅れ３０５およびパルス間間隔３２０、３２
１、３２２、３２３、３２４、３２５および３２６の如
き種々のパラメータはそれぞれ、筋肉の疲労ならびにエ
ネルギ消費を最小化しながら最も有効な筋肉収縮を得る
ために、患者単位ならびに患者の訓練養生法の範囲でプ
ログラムされる。

【００６８】図１１は、非常に早い筋肉収縮を生じるよ
う設計され、本発明のシステムで使用される、筋肉バー
スト刺激の代替実施例を示している。筋肉刺激バースト
３００は、複数のパルス３３１〜３３６からなってい
る。図示のように、パルス３３１〜３３６の各々の振幅
は前のパルスより低減している。更に、パルス３３１〜
３３６の各々の間のパルス間間隔は、前のパルス間隔の
各々より増加している。即ち、パルス間間隔３２０はパ
ルス間間隔３２１より小さく、そのパルス間間隔は更に
パルス間間隔３２２より小さく、、、などである。振幅
３０８、および振幅３０８の変化率、同期遅れ３０５お
よびパルス間間隔の変化率の如き種々のパラメータはそ
れぞれ、筋肉疲労ならびにエネルギ消費を最小化しなが
ら、最も有効な筋肉収縮を得るために、患者単位に、な
らびに患者の訓練養生法の範囲でプログラムされる。

【００６９】先に述べたように、ＶＦ期間中本発明の機
械的に誘導される心臓出力増強（心臓出力の損失と関連
する）は、細動の長い偶発の間に除細動閾値の維持を導
き、その結果比較的長いバッテリ寿命あるいは比較的小
さい装置サイズ、あるいはその両方をもたらすことにな
る。このことはまた、危険なまでに低い心臓出力、ある
いは一時的に失われる心臓出力の懸念もなく、比較的長
い充電間隔を可能にする。

【００７０】本発明については特に望ましい実施例に関
して詳細に記述したが、頭書の特許請求の範囲内で変更
および修正が可能であることが理解されよう。このよう
な修正は、本文に述べたことに対して実質的に同じ結果
を達成するため実質的に同じ方法で実質的に同じ機能を
行う構成要素の代替を含む。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明による心臓の収縮増強を用いる心臓補助
のための骨格筋の長期間の刺激ならびに心臓の直接的な
電気刺激の両方を実施するためのシステムの一例を示す
図である。

【図２】本発明のシステムにおいて用いられる植込み可
能パルス発生器の機能的概略図である。

【図３】本発明の望ましい実施例において用いられる検
出間隔範囲を示すグラフである。

【図４】本発明の不整脈検出／療法の筋肉状態図であ
る。

【図５】筋肉の刺激、心臓事象および除細動充電サイク
ル間の関係を示すタイミング図である。

【図６】代替的な実施例の筋肉刺激と心臓事象間の関係
を示すタイミング図である。

【図７】本発明のシステムで用いられる別の筋肉刺激バ
ーストを示す図である。

【図８】本発明のシステムで用いられる筋肉バースト刺
激の別の実施例を示す図である。

【図９】本発明のシステムで用いられる筋肉バースト刺
激の別の実施例を示す図である。

【図１０】本発明のシステムで用いられる筋肉バースト
刺激の別の実施例を示す図である。

【図１１】本発明のシステムで用いられる、非常に早い
筋肉収縮のため設計された筋肉バースト刺激の別の実施
例を示す図である。

【符号の説明】

１システム２心臓３筋植接片４右心室５左心室６パルス発生器１０心室間中隔１２直線縫合１３直線縫合１５リード１６双極性拍動電極組立体１７除細動コイル３０正常な洞性律動状態３２ＶＴカウント・モード状態３４ＶＦカウント・モード状態３６ＶＴ療法搬送状態３８組合せカウント状態４０ＶＦ療法搬送状態４２ＶＴ／ＶＦ終了検出状態２０１筋肉刺激バースト２０２正常なＱＲＳ合成波２０４ＶＦ事象２０６ＶＦ検出状態２１０非同期筋肉刺激バースト２１２非同期筋肉刺激バースト２１４除細動放電２１６同期時間２２８非同期筋肉刺激バースト３００筋肉刺激バースト３０１第１の部分３０２第２の部分３０３ＱＲＳ３０４パルス間の間隔３０５同期遅れ３２２非同期筋肉刺激バースト５００電極５０２電極５０４電極５０６電極５０８電極５１２スイッチ・マトリックス５１４帯域通過増幅器５１５帯域通過フィルタ回路５１６自動閾値回路５１８コンパレータ５２０ペーサ・タイミング／制御回路５２２ペース出力回路５２４マイクロプロセッサ５２６ＲＡＭ５２８直接メモリ・アドレス回路５３０Ａ／Ｄコンバータ回路５３２マルチプレクサ５３４増幅器５４０データ／アドレス・バス５４２ＣＡＰＦＵＬＬ線５４６制御バス５４８出力回路５５０充電回路５５２高電圧充電線５５４カーディオバージョン／除細動制御回路５５６高電圧コンデンサ５５８高電圧コンデンサ５６０高電圧コンデンサ５６２高電圧コンデンサ５７２電極５７４電極

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】心臓の周囲に植接された骨格筋を刺激
し、心臓事象を検出して心臓に対して療法刺激を付与す
る心臓補助システムにおいて、心臓事象を検出する手段と、正常な洞性律動として、あるいは心臓の細動として前記
心臓事象を分類する手段と、正常な洞性律動の分類と同時に、心臓の周囲に植接され
た骨格筋に対して、第１の振幅を有する正常な洞性律動
骨格筋パルス列を付与する手段と、心臓の細動の分類と同時に、正常な洞性律動骨格筋パル
ス列の振幅より大きな第２の振幅を有しかつ心臓の細動
の検出時に付与される除細動骨格筋パルス列と、除細動
骨格筋パルス列後に第１の量で付与される除細動衝撃と
を含む除細動療法を付与する装置と、を備え、これによ
り除細動骨格筋パルス列が心臓に収縮位置をとらせる心
臓補助システム。
【請求項２】前記正常な洞性律動骨格筋パルス列が第
１のパルス間間隔を有し、前記除細動骨格筋パルス列が
第２のパルス間間隔を有し、前記第１のパルス間間隔が
前記第２のパルス間間隔よりも大きい請求項１記載のシ
ステム。
【請求項３】前記正常な洞性律動骨格筋パルス列が第
１のパルス間間隔を有し、前記除細動骨格筋パルス列が
第２のパルス間間隔を有し、前記第１のパルス間間隔が
前記第２のパルス間間隔より小さい請求項２記載のシス
テム。
【請求項４】心臓の周囲に植接された骨格筋を刺激
し、心臓事象を検出し、心臓に対して療法刺激を付与す
る心臓補助システムにおいて、心臓事象を検出する手段と、正常な洞性律動として、あるいは心臓の細動として前記
心臓事象を分類する手段と、正常な洞性律動の分類と同時に、心臓の周囲に植接され
た骨格筋に対して、第１のパルス間間隔を有する正常な
洞性律動骨格筋パルス列を付与する手段と、心臓の細動の分類と同時に、正常な洞性律動骨格筋パル
ス列のパルス間間隔より大きい第２のパルス間間隔を有
しかつ心臓の細動の検出時に付与される除細動骨格筋パ
ルス列と、除細動骨格筋パルス列後に第１の量で付与さ
れる除細動衝撃とを含む除細動療法を付与する手段と、
を備え、これにより除細動骨格筋パルス列が心臓に収縮
位置をとらせる心臓補助システム。
【請求項５】前記正常な洞性律動骨格筋パルス列が第
１の振幅を有し、前記除細動骨格筋パルス列が第２の振
幅を有し、前記第１の振幅が前記第２の振幅より大きい
請求項４記載のシステム。
【請求項６】前記正常な洞性律動骨格筋パルス列が第
１の振幅を有し、前記除細動骨格筋パルス列が第２の振
幅を有し、前記第１の振幅が前記第２の振幅より小さい
請求項５記載のシステム。
【請求項７】循環系に植接された骨格筋を刺激し、心
臓事象を検出し、心臓に対して療法刺激を付与する心臓
補助システムにおいて、心臓事象を検出する手段と、検出された心臓事象に同期された、第１の周波数を持つ
第１の部分と第２の周波数を持つ第２の部分とを有する
骨格筋パルス列を付与する手段と、を備える心臓補助シ
ステム。
【請求項８】前記第１の周波数が前記第２の周波数よ
り大きい請求項７記載のシステム。
【請求項９】前記第１の周波数が前記第２の周波数よ
り小さい請求項７記載のシステム。
【請求項１０】前記第１の部分が第１の振幅を有し、
前記第２の部分が第２の振幅を有する請求項７記載のシ
ステム。
【請求項１１】前記第１の振幅が前記第２の振幅より
小さい請求項７記載のシステム。
【請求項１２】心臓の周囲に植接された骨格筋を刺激
し、心臓事象を検出し、心臓に対して療法刺激を付与す
る心臓補助システムにおいて、心臓の周囲に植接された骨格筋に対して刺激を付与する
手段と、患者の心臓の分極を検出する手段と、患者の心臓の連続的な分極を分ける間隔を測定する手段
と、第１および第２の間隔範囲を規定する手段と、前記第１および第２の間隔範囲内にある測定された間隔
の数を決定する手段と、前記第１または第２の間隔範囲内の分極の検出と同時
に、心臓の周囲に植接された骨格筋に対して刺激を付与
する前記手段を禁止する手段と、前記第１の間隔範囲内にある前記測定された間隔の数が
第１の予め定めた値と等しい時、第１の種類の不整脈の
発生を検出する第１の手段と、前記第２の間隔範囲内にある前記間隔の数が第２の予め
定めた値と等しい時、第２の種類の不整脈の発生を検出
する第２の手段と、前記第１の検出手段による前記第１の種類の不整脈の検
出に応答して、第１の種類の不整脈療法を付与する手段
と、前記第２の検出手段による前記第２の種類の不整脈の検
出に応答して、心臓刺激成分と、第１の周波数を持つ第
１の部分と第２の周波数を持つ第２の部分とを有する骨
格筋パルス列を含む不整脈骨格筋成分とを有する第２の
種類の不整脈療法を付与する手段と、を備える心臓補助
システム。
【請求項１３】前記第１の周波数が前記第２の周波数
より大きい請求項１２記載のシステム。
【請求項１４】前記第１の周波数が前記第２の周波数
より小さい請求項１２記載のシステム。
【請求項１５】循環系に植接された骨格筋を刺激し、
心臓事象を検出し、心臓に対して療法刺激を付与する心
臓補助システムにおいて、心臓事象を検出する手段と、検出された心臓事象に同期された、各パルスを前のパル
スから分けるパルス間間隔を持ち、各パルス間の間隔が
前のパルス間隔の各々より増加する一連のパルスを有す
る骨格筋パルス列を付与する手段と、を備える心臓補助
システム。
【請求項１６】各パルスが前のパルスの各々の振幅よ
り小さい振幅を有する請求項１５記載のシステム。