JPH09103503A - 誘発反応検出型心臓刺激装置 - Google Patents

誘発反応検出型心臓刺激装置

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JPH09103503A
JPH09103503A JP8256734A JP25673496A JPH09103503A JP H09103503 A JPH09103503 A JP H09103503A JP 8256734 A JP8256734 A JP 8256734A JP 25673496 A JP25673496 A JP 25673496A JP H09103503 A JPH09103503 A JP H09103503A
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JP
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signal
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heart
electrode
pulse
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JP8256734A
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Hans Schueller
シュラー ハンス
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Pacesetter AB
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    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • 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
    • A61N1/37—Monitoring; Protecting
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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    • A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
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Abstract

(57)【要約】 【課題】 一方が心房に、他方が心室に配設される２つ
の単極電極を用いて刺激と検出を行い、かつ干渉の影響
を最小限に抑えた検出が可能なペースメーカを提供す
る。 【解決手段】 パルス発生器に第１と第２のリード線が
接続され、それらの端部の電極がそれぞれ心房と心室に
配設される。差分検出器が前記リード線に接続されてお
り、心房電極と心室電極間の心活動が検出される。ペー
スメーカケースと２つの電極のうち一方には相関検出器
が接続されており、検出された心活動が心房と心室のど
ちらから発生したかを特定する相関信号を生成する。差
分検出器と相関検出器の出力は論理回路に供給されて、
刺激パルス発生器からの刺激パルスにより心臓内に誘発
反応が生じたかどうかが判断される。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】本願発明は、２つの単極電極
を有し、それぞれ心臓の心房と心室に配設された構成を
具備した、心房および心室活動を検出しそれらの場所に
おいて心臓をペーシング（歩調取り）するための心臓刺
激装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】徐脈の患者の治療に広く用いられている
ペースメーカとして、心臓の心房と心室における心活動
を検出し、自然刺激パルスの不在時にのみ双方にペーシ
ングパルスを供給するペースメーカがある。そのような
ペースメーカはＤＤＤペースメーカと呼ばれ、心房と心
室それぞれに、個別のリード線の付いた電極を１つずつ
配設する必要がある。
【０００３】自然刺激パルスの不在時にのみペースメー
カから人工刺激パルスを供給することにより、電池電流
を節約できる。さらに、人工的に発生される刺激パルス
後の誘発反応が検出されるので、パルスのエネルギー含
有量を捕獲閾値に正確に調節することができる。すなわ
ち、心臓内にペーシング反応を誘発するために必要な最
小エネルギー含有量をパルスが有するよう、調節できる
のである。これにより、必要以上のエネルギーを有した
パルスの発生を防ぎつつ所望の反応を得ることができ、
電池が更に節約できる。
【０００４】従来のペースメーカでは、検出のために比
較的複雑な電子回路が必要とされるが、それは１ボルト
程度の振幅を有する人工ペーシングパルスの送出後数十
ミリ秒以内に、１ミリボルト程度の心臓信号を感知ない
し検出する必要があるからである。
【０００５】当該技術分野において、心臓内の心活動を
検出し、植え込まれたペースメーカ内部の回路により発
生された刺激パルスを生体内の心臓に送出するために
は、これまで２つの基本的な手段が取られてきた。１つ
は、２つの単極電極リード線を用い、一方の電極を心房
に、他方の電極を心室に配設した構成である。ペーシン
グおよび検出はそれぞれの電極と金属製のペースメーカ
のケースとの間で行われる。もう１つの手段によれば、
双極電極リード線が１つ、すなわち、例えば電極リング
や電極チップ等の、２つの電極または電気的に活性の表
面を担持したリード線が１つ用いられる。そして、電極
リングと電極チップの両方とも心臓内に配設される。
【０００６】単極方式の場合、金属製ペースメーカのケ
ースから生ずる、またはそれに関連した干渉が心臓信号
と共に検出される恐れがある。双極電極を用いればその
ような干渉が最終的な信号に現れるのを抑制できるが、
双極電極では少なくとも２つの導電体を具備している必
要があるため、単極電極に比して構造が複雑になる。
【０００７】心臓刺激装置の一例は欧州特許出願第0,59
6,319号に開示されている。この出願による心臓刺激装
置はパルス発生器と電極系を有する。電極系は少なくと
も１つの双極電極を含み、一方の極が心房に、他方の極
が心室に配設されるか、または少なくとも２つの単極電
極を含んで、それぞれが心房と心室に配設されて心房と
心室の活動を検出する。該心臓刺激装置はまた双極電極
の２極間の信号または２つの単極電極間の信号を測定す
るよう配設される心房測定装置と、心房極（ないし電
極）と刺激装置ケース間の信号を測定するよう配設され
た心室測定装置を有する。前記出願は本願と同一の譲受
人（ペースセッターAB）の所有である。
【０００８】植え込み型心臓刺激装置の一例は欧州特許
出願第0,646,390号に開示されている。この装置は心房
に配置する心房電極と心室に配置する心室電極を有す
る。心臓内の刺激による活動を検出するため、検出器が
両方の電極に接続され、双方間の電気心臓信号が測定さ
れる。また、欧州特許出願番号0,479,215号と米国特許
番号4,712,554にも、心臓内の電気的活動を検出するよ
う構成された植え込み型の装置が開示されている。
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】本願発明の課題は、２
つの単極電極の一方を右心房に、他方を右心室に配置し
て刺激と検出を行う構成を具備し、単極電極の使用に伴
う干渉の影響を最小限に抑えて検出を行うペースメーカ
を提供することである。
【００１０】
【課題を解決するための手段】上記の課題は本願発明に
よれば以下の構成を具備した心臓ペースメーカ装置によ
り達成される。すなわち、本願発明の心臓ペースメーカ
装置は心活動を検出（および刺激パルスを送出）するた
めの２つの単極電極を有し、それぞれの電極は心臓の右
心房と右心室に配設される。様々な心活動はこれらの電
極間で電気信号として検出され、検出信号にはさらに相
関検出が行われてどちらの電極が信号源であるかが確認
される。
【００１１】
【発明の実施の形態】相関検出に用いる信号は単極信号
であるため干渉の影響を受けていることが考えられる。
しかし、この信号は様々に検出される信号の発生源を知
るためにのみ用いるので、この機能が干渉により損なわ
れることはほとんどない。
【００１２】本願発明によるペースメーカ装置では、技
術的に簡素な電極すなわち単極電極リード線が使用され
ているにも関わらず、単極電極を用いた検出に伴う干渉
を受けることなく誘発心信号を検出できる。
【００１３】本願発明のペースメーカはデュアルチャン
バ（２腔式）ペースメーカである。すなわち、心臓の心
房と心室の両方に人工刺激パルスを送出できる。刺激は
単極電極の一方とペースメーカの金属製ケース間で生じ
る。心信号の検出は２つの単極電極間、および電極の一
方とペースメーカケース間で行われる。ペースメーカケ
ース内の回路はスイッチングネットワークを含み、それ
によって刺激パルスが送出されるとともに、刺激パルス
の送出の結果電極に生じる残留極性が急速に引き抜かれ
る。心信号検出のために、適合化された信号フィルタを
有した増幅器と信号検出器が使われる。信号検出器は検
出の際における刺激パルスおよび残留極性からの影響を
最小限にするためのスイッチングネットワークを含む。
信号検出器により２つの電極間の信号が検出され、もう
１つの信号検出器、すなわち相関検出器によって刺激電
極または他方の（一時的に）刺激を出していない電極と
ペースメーカケース間の信号が検出される。第１の信号
検出器による信号の検出によって、刺激パルスが実際に
心臓組織を刺激してその結果誘発反応が得られたかどう
かが分かる。よって、必要に応じて刺激エネルギーを制
御して次のパルスの効率を高めることができる。相関検
出から得られる信号により、どの単極電極が誘発信号の
発生源であったかが分かる。
【００１４】ペーシングは順次的に心房と心室の両方に
おいて行うことができ、その場合ペースメーカケース内
で適当なスイッチングを行って信号検出を可能とする。
あるいはまた、心房か心室のどちらか一方のみにおいて
ペーシングするようにペースメーカを動作させることも
できる。
【００１５】
【実施例】図１に、生体中における心臓４（略図で示
す）内の心活動を刺激・検出するための植え込み型ペー
スメーカ１を示す。ペースメーカ１は単極心房リード線
２と単極心室リード線５によって心臓４に電気的に接続
されている。心房リード線２は心臓４の右心房内の適切
な場所に配設された電極３に達し、心室リード線５は心
臓４の右心室内の適切な場所に配設された電極６に達し
ている。図１に示した心臓４内における電極３と６のそ
れぞれの位置は単なる一例であり、それらは個々の患者
の生理機能およびペーシング治療法に従って、右心房と
右心室内の適切な位置であれば場所を問わない。さらに
シングルチャンバー（単腔）ペーシングの場合には、両
方のリード線と電極はそのままで、１つのリード線およ
び電極、すなわち、心房電極３のみ、または心室電極６
のみを用いる（作動させる）ことができる。
【００１６】本願発明による植え込み型ペースメーカ１
の基本構成要素を図２に示す。ペースメーカ１は金属製
のペースメーカケース７を有し、該ケースにリード線２
と５が機械的および電気的に公知の方法（詳細は省く）
により接続される。心臓４の心房を人工的に刺激するた
めの電気パルスは、心房リード線２が接続されている人
工刺激パルス発生器８により発生され、リード線２と電
極３を介して右心房に送出される。同様にして、心室刺
激パルスは心室刺激パルス発生器９により発生され、心
室リード線５と電極６を介して心臓４の右心室に送出さ
れる。心房および心室刺激パルスの持続時間、エネルギ
ー含有量、繰り返し数およびその他の基本的特性は、心
房刺激パルス発生器８と心室刺激パルス発生器９に接続
されているペーシング論理制御装置１０により設定され
る。ペーシング論理制御装置１０は、プログラマブル植
え込み型ペースメーカを動作させるのに必要なすべての
公知の電子装置、すなわちマイクロプロセッサやメモリ
を有する。
【００１７】心房および心室の活動の検出も、単極リー
ド線２と５を介して行われる。そのため心房リード線２
は差分検出器１１と、同時にスイッチング段１３を介し
て相関検出器１２と接続されている。心室リード線５は
また、差分検出器１１と、同時にスイッチング段１３を
介して心房リード線２と共通の入力を通って相関検出器
１２に接続されている。相関検出器１２への他方の入力
は金属製のペースメーカケース７に接続されている。よ
って差分検出器における検出は常に心房電極３と心室電
極６との間で行われ、一方相関検出器１２における検出
はスイッチング段１３の状態に応じて心房電極３とペー
スメーカケース７との間または心室電極６とペースメー
カケース７との間で行われる。スイッチング段１３の状
態はオペレーティングプログラムの一部としてペーシン
グ論理制御装置１０から供給される信号により制御され
る。スイッチング段１３は例えばスイッチングトランジ
スタの適当なネットワークで構成できる。
【００１８】差分検出器１１の出力は心臓差分信号ＨＤ
で、相関検出器１２の出力は心臓相関信号ＨＣで表す。
信号ＨＤとＨＣはともに判定論理部１４に供給される。
判定論理部１４は以下に説明するように、心房または心
室の人工刺激に続いて誘発反応が起こったかどうかを判
定するのみならず、誘発反応の発生源、すなわち心房電
極３と心室電極６の何れによるものかを判定する。心房
電極３によって検出された活動は心房活動を表し、心室
電極６によって検出された活動は心室活動を表すものと
見なす。判定論理部１４はペーシング論理制御装置１０
と双方向に連絡可能であり、判定論理部１４にはペーシ
ング論理制御装置１０から、パルス発生器８または９の
いずれかにより人工心房パルスないしは人工心室パルス
が発生させられたことが知らされ、またペーシング論理
制御装置１０は誘発反応の有無を判定論理部１４から知
らされるようになっている。
【００１９】図２に示した構成要素はすべて、ペースメ
ーカケース７内に収容されたバッテリー２４から電力を
供給される。バッテリー２４からそれぞれの構成要素へ
の電気的接続は、当業者には明らかであるので個別には
示してない。ペーシング論理制御装置１０は、パルス発
生器８と９により発生される心房および心室パルスのエ
ネルギー含有量を設定するための通常の回路を有する。
その回路により、パルスを心臓４に送出した際に適度の
反応が誘発されるよう、パルスのエネルギー含有量が設
定でき、バッテリー２４の電力が節約される。ペーシン
グ論理制御装置１０はまた適当なデマンド回路を有して
おり、自然ないし自発的心房活動と心室活動のいずれか
または両方が不在の場合にのみ、パルス発生器がパルス
を発生するように構成されている。ペーシング論理制御
装置１０はプログラムされた命令に従って、パルス発生
器８と９のいずれかまたは両方を、単腔ペーシングまた
は２腔ペーシング用に動作させる。
【００２０】ペーシング論理制御装置１０はまた、テレ
メトリー装置１５と双方向に連絡できるよう構成され、
テレメトリー装置１５はさらにＲＦ通信手段等により体
外プログラマ１６と連絡可能に構成される。プログラマ
１６はペースメーカ１の動作をプログラムするのみなら
ず、新たな、または更新された動作パラメータを動作プ
ログラム内で使用するために、ペーシング論理制御装置
１０に入力するために用いられる。プログラマ１６はま
た長期間にわたって定期的に、集積・蓄積されたペース
メーカ１の動作と心臓４の状態に関する履歴情報をダウ
ンロードするために使用される。
【００２１】図３に示したのは心房電極２と心室電極６
上に生じた信号の例であり、刺激パルスの振幅をどのよ
うに調節すれば、心臓４内に誘発反応を得るための適度
のエネルギ含有量が設定できるかを簡単に説明するため
のものである。図３の例においては、心房リード線２と
心房電極３を介して心房に供給されたパルスのみを変化
させることを想定している。しかしながら、心室リード
線５と心室電極６を介して供給されるパルスにも同様の
原理が当てはまる。図３に示すように、図３左の第１刺
激パルスは心房刺激パルス発生器８により発生され第１
の振幅を有し、このパルスによって生じた誘発反応が以
下に説明するように心房リード線２を介して検出され
る。プログラムされたAV間隔に続いてペーシング論理制
御装置１０により、心室刺激パルスが心室刺激パルス発
生器９から発生される。このパルスが心室リード線５と
心室電極６を介して心臓４に送出され、その結果誘発反
応が検出される。プログラムされた基本A-A間隔の後、
次の心房刺激パルスがペーシング論理制御装置１０によ
り、心房刺激パルス発生器８から発生される。ただしこ
の第２の心房刺激パルスの場合、心房刺激パルス発生器
８はペーシング論理制御装置１０の命令によって、先行
する心房刺激パルスよりわずかに小さい振幅を有するパ
ルスを発生する。（エネルギー含有量はまた、第２の心
房パルスを同じ振幅で、但しその持続時間を短くするこ
とによっても変化させることができる。） 図３の例では、第２の心房刺激パルスが心臓４内に反応
を誘発するに十分なエネルギー含有量を有していないた
め、第２心房刺激パルスの後に誘発反応信号が得られて
いない。その結果追加の刺激パルスを発生しなければな
らないため、基準A-A間隔がわずかに増大される。そし
て、比較的大きなエネルギー含有量を有した第３の心房
刺激パルスが深部刺激パルス発生器８から発生される。
図３の例では、この第３の心房刺激パルスによって誘発
反応が得られ、検出される。プログラムされたAV間隔の
後、第２の心室パルスが発生される。一旦所望の心反応
を継続的に誘発するに十分な刺激パルスのエネルギー含
有量が求められたら、以後のパルスはすべて同じエネル
ギー含有量で継続的に発生でき、または前記したように
捕捉閾値を連続的にテストできる。さらにこれら２つの
方法を組み合わせることも可能である。すなわち、パル
ス当たり送出エネルギー含有量を一定にしておいて、例
えば一日一回または一週間に一度という具合に捕捉レベ
ルを定期的にテストすることができる。
【００２２】差分検出器１１と相関検出器１２それぞれ
の基本構成要素を図４に示す。これら２つの検出器は例
示のため同一に構成されている。前記したごとく、差分
検出器１１の２つの入力信号は心房電極３と心室電極６
それぞれによって検出された信号である。相関検出器１
２の場合、一方の入力は常にペースメーカのケース７に
接続され、他方の入力はスイッチング段１３の状態に応
じて心房電極３かまたは心室電極６のいずれかから供給
される。検出器１１と１２それぞれからの信号はまず、
スイッチ、コンデンサ、抵抗から公知のように構成され
る減結合段へ送られる。スイッチは好適にはスイッチン
グトランジスタで構成され、ペーシング論理制御装置１
０により、人工刺激パルスの発生後短時間開状態となる
よう動作する。それにより後続の入力増幅段に電流が流
れて飽和するのを防いでいる。このネットワーク内の抵
抗とコンデンサもまた、幾分かのフィルタリング特性を
有している。
【００２３】前記信号は次に信号フィルタ１７に送ら
れ、信号から不要な信号分が取り除かれて、その他の適
当な信号処理が公知の方法により行われる。フィルタリ
ングはアナログ的手法、またはサンプルデジタルフィル
タのいずれでも行うことができる。
【００２４】信号フィルタ１７の出力は増幅器１８に送
られる（但し、増幅は信号フィルタ１７に先行して行う
ことも出来る。）。信号のレベルは数ミリボルト程度と
小さいので、１ボルト程度にブーストするための増幅が
通常必要である。
【００２５】こうしてフィルタリング、増幅された信号
は、第１、第２の信号変換器１９、２０に送られる。信
号変換器１９は例えば入力信号の第１次導関数を得る微
分器で構成する事ができ、その場合信号変換器２０は入
力信号の第２次導関数を得る微分装置とする。または、
信号変換器１９を、入力信号を１回積分する積分器とし
て、信号変換器２０を、入力信号を２回積分する積分器
とすることも可能である。
【００２６】本願発明は信号変換器を１つだけ、つまり
微分器または積分器を１つだけ使用して実施することも
可能である。しかし、信号変換器１９と２０の２つを用
いることにより、入力信号に関するより多くの情報を得
ることが可能となり、その結果より信頼性の高い検出ア
ルゴリズムを使用できる。信号変換が一度だけであれば
信号フィルタ１７内で実行可能であり、別の信号変換器
はその場合不要となる。
【００２７】図４に示した実施例においては、２つの信
号変換器１９と２０が使用されており、それぞれの出力
は第１と第２の比較論理装置に送られる。信号変換器１
９と２０の出力は、所定の、あるいプログラムに応じた
手順に従ってそれぞれ比較基準と比較され、比較論理装
置２１と２２はそれぞれ比較基準が満たされたか否かに
応じてＨまたはＬレベルの論理信号を出力する。最も簡
単な例では、比較論理装置２１と２２における比較基準
は閾値であり、個々の信号変換器１９、２０からの信号
が閾値を超えると、それは誘発反応の存在を示唆してい
ると考えられる。より複雑な比較基準を用いることもで
きる。例えば、複数の信号特性が順次的に所定の閾値あ
るいはその他の既知基準を超えることを基準とすること
ができる。
【００２８】比較論理装置２１と２２の出力は検出論理
装置２３に供給される。信号変換器と比較論理装置をそ
れぞれ１つずつのみ用いる場合は、比較論理装置の出力
が差分検出器１１（または相関検出器１２）の出力とな
り、検出論理装置２３は不要となる。しかしながら図４
に示す実施例においては２つの信号変換器１９、２０と
２つの比較論理装置２１、２２が使用されており、検出
論理装置２３は入力される信号が所定の、あるいはプロ
グラムされた検出基準、例えば両方の入力が高レベルで
ある、または少なくとも一方の入力が高レベルである等
の基準を満たす場合、高レベルの論理出力を発生する。
どちらの入力も低レベルの場合、誘発反応が起こらなか
ったものと見なされる。検出論理装置２３の出力、この
場合信号ＨＤは、次に判定論理部１４へ供給される。
【００２９】本願発明においては検出は心房と心室内の
単極電極を介して得られる差分信号を用いて行われるた
め、外部信号干渉の影響が実質上無い。というのも、そ
のような干渉があったとしても各チャンバから送出され
てくる信号それぞれに実質上同じ程度に含まれているた
め、差分検出によって実質的に打ち消しないし除去され
てしまうからである。しかしながら検出が差分により行
われるため、それのみによっては信号が心房と心室のど
ちらから送られてきたものかを確実に判断することはで
きない。検出のタイミングに基づいて信号の発生源を推
定することもできるが、検出信号の発生源をより正確に
特定するために相関検出器１２が用いられる。相関検出
器１２の唯一の機能は、送出されてくる信号がいずれの
チャンバから発生されたものかを判断する、あるいは少
なくとも可能最大限の確率で信号に発生源を対応付ける
ことである。判定論理部１４は入力される信号ＨＤとＨ
Ｃに基づいて、さらにペーシング論理制御装置１０から
供給されるタイミング信号を用いてどのような心活動が
検出されたのかを判断する。検出された活動は心房また
は心室における自発的鼓動であるかもしれないし、人工
的に発生された心房ないし心室刺激パルスにより生じた
いずれかのチャンバからの誘発鼓動かもしれない。ペー
シング論理制御装置１０が人工的に発生されるパルスの
タイミングを設定する際に用いられた情報（逸脱時間、
不応期、刺激パルスを発生する時間等の時間測定値）の
いずれをも、ペーシング論理制御装置１０から判定論理
部１４へ送って、検出された心活動の種類を特定する際
に用いることができる。
【００３０】図５から図１１には、様々な心活動によっ
て得られる信号ＨＤとＨＣの取り得るパルス形態が示さ
れている。図５から図８において、下向きに延びている
パルスはマーカパルスであり、ペーシング論理制御装置
１０により心房刺激パルス発生器８から心房パルスが発
生される時、または心室刺激パルス発生器９から心室パ
ルスが発生されるのと同時に発生される。マーカパルス
の発生は公知の方法に従って行われ、パルスを心臓に送
出するリード線上を伝わる。さらに、図５から１１にお
いて、差分検出器１１の出力（つまり信号ＨＤ）と相関
検出器１２の出力（つまり信号ＨＣ）はそれぞれ正の論
理パルスとして示されている。差分検出器１１から出力
されるパルスは、何れの種類であるにせよ誘発反応があ
ったことを示しており、相関検出器１２から発生される
パルスは、相関検出器が接続されている特定のチャンバ
から生じたか、または干渉によるものかのいずれかであ
る。図５から１１に示した代表的な信号においては、相
関検出器１２が心室（すなわち心室電極６）とペースメ
ーカケース７の間に接続されていると想定している。
【００３１】図５と６に示した例示用の信号において、
マーカーパルスの存在は人工的心房刺激パルスが発生さ
れたことを示す。図５には誘発反応が得られた際の信号
ＨＤが示されており、図６には誘発反応が得られなかっ
た際の信号ＨＤが示されている。図５と６から明らかな
ように、誘発反応があっても信号ＨＣにはパルスが出現
していない。
【００３２】人工心室刺激パルスに関して同様な状況が
図７と８に示されており、マーカパルスは人工心室刺激
パルスの送出を示している。図７は信号ＨＤ内における
誘発反応の存在を示し、図８には信号ＨＤ内に誘発反応
が不在であることが示されている。相関検出器１２は心
室に接続されているので、誘発反応により、図７に示す
ようにパルスがＨＣ信号内に出現している。
【００３３】図９には自発的心房収縮の場合の信号であ
り、人工パルスは発生されないのでマーカーパルスは存
在していない。心房反応により図９の信号ＨＤ内にはパ
ルスが現れるが、信号ＨＣにはそのようなパルスは存在
しない。
【００３４】自発的心室収縮の場合における信号は図１
０に示されており、信号ＨＤとＨＣのそれぞれにパルス
が現れている。
【００３５】最後に、図１１には、外部の電気的発生源
または骨格筋から生じ得る外部干渉があった場合の信号
ＨＤとＨＣの例が示されている。そのような外部干渉が
あると相関検出器１２からパルスが発生されて信号ＨＣ
内に現れるが、干渉は信号ＨＤには影響を与えない。
【図面の簡単な説明】
【図１】図１は本願発明によるペースメーカと心臓との
接続を示す図である。
【図２】図２は心臓に接続された、本願発明によるペー
スメーカの基本構成要素を示すブロック回路図である。
【図３】図３は、図２のペースメーカの動作中における
心房電極と心室電極において生じる電圧を示す図であ
る。
【図４】図４は、図２に示した差分検出器と相関検出器
のそれぞれ共通のブロック回路図である。
【図５】図５は、人工心房刺激後の誘発反応の存在下に
おける、図２の回路内の差分検出器と相関検出器のそれ
ぞれの出力を示す図である。
【図６】図６は、人工心房刺激後の誘発反応が存在しな
い場合における、図２の回路内の差分検出器と相関検出
器のそれぞれの出力を示す図である。
【図７】図７は人工心室刺激後の誘発反応の存在下にお
ける、図２の回路内の差分検出器と相関検出器のそれぞ
れの出力を示す図である。
【図８】図８は人工心室刺激後の誘発反応が存在しない
場合における、図２の回路内の差分検出器と相関検出器
のそれぞれの出力を示す図である。
【図９】図９は自発的心房信号の存在下における、図２
の回路内の差分検出器と相関検出器のそれぞれの出力を
示す図である。
【図１０】図１０は自発的心室信号後の、図２の回路内
の差分検出器と相関検出器のそれぞれの出力を示す図で
ある。
【図１１】図１１は外部干渉の存在下における、図２の
回路内の差分検出器と相関検出器のそれぞれの出力を示
す図である。
【符号の説明】
１ ペースメーカ ２ 心房リード線 ３ 心房電極 ４ 心臓 ５ 心室リード線 ６ 心室電極 ７ ペースメーカケース ８ 心房刺激パルス発生器 ９ 心室刺激パルス発生器 １０ ペーシング論理制御装置 １１ 差分検出器 １２ 相関検出器 １３ スイッチング段 １４ 判定論理部 １５ テレメトリ装置 １６ プログラマ ２４ 電池

Claims (26)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 患者内に植え込み可能なケースと、 ケース内に収容されたパルス発生手段と、 パルス発生手段に電気的に接続され、患者の心臓の心房
    内に配置可能な心房電極まで延在している第１の単極電
    気リード線と、 パルス発生手段に電気的に接続され、心臓の心室内に配
    置可能な心室電極まで延在している第２の単極電気リー
    ド線と、 制御手段とを具備し、 前記パルス発生手段は前記制御手段により制御され、刺
    激パルスを発生し、該刺激パルスが前記第１と第２の単
    極電気リード線により受け取られ、少なくとも心房と心
    室の一方に送出されるよう構成した心臓刺激装置におい
    て、 前記第１と第２の電気リード線に接続され、ケース内に
    収容された、差分検出手段と、 ケース内に収容され、ケースと前記心房電極および心室
    電極の一方との間に接続された相関検出手段と、 論理手段とを具備し、 前記差分検出手段は前記心房電極と心室電極間において
    差分検出を行い、心活動に対応する電気心活動信号を発
    生し、 前記相関検出手段は、前記差分検出手段によって検出さ
    れた心活動が心房と心室のいずれから生じたものである
    かを特定する相関信号を発生し、 前記論理手段には前記心活動信号と相関信号が供給さ
    れ、それらの信号に基づいて、前記パルス発生手段から
    発生された刺激パルスにより心臓内に誘発反応が生じた
    か否かを判断するよう構成された心臓刺激装置。
  2. 【請求項２】 前記相関検出手段を、ケースと心房電
    極、またはケースと心室電極の間に選択的に接続するス
    イッチング手段を具備した、請求項１記載の心臓刺激装
    置。
  3. 【請求項３】 前記差分検出手段が、 前記第１の電極リード線に接続された第１の入力と、前
    記第２の電極リード線に接続された第２の入力処理手段
    とを有した処理手段と、 信号変換手段と、 比較手段とを含み、 前記処理手段により前記第１と第２の入力間の信号から
    処理信号が生成され、 前記信号変換手段により前記処理信号が所定の特性を有
    する変換信号に変換され、前記特性は誘発反応が前記パ
    ルス発生手段から発生された刺激パルスによって生じた
    か否かに依存し、 前記比較手段により前記特性が所定の閾値と比較され、
    閾値に対する特性値に依存する出力信号が発生され、前
    記出力信号が前記心活動信号を形成するよう構成した、
    請求項１記載の心臓刺激装置。
  4. 【請求項４】 前記処理手段が、第１と第２の入力間の
    信号をフィルタリングするための手段を含む、請求項３
    記載の心臓刺激装置。
  5. 【請求項５】 前記処理手段が、第１と第２の入力間の
    信号を増幅するための手段を含む、請求項３記載の心臓
    刺激装置。
  6. 【請求項６】 前記信号変換手段が、処理信号を微分す
    る手段を含む、請求項３記載の心臓刺激装置。
  7. 【請求項７】 前記信号変換手段が、処理信号を積分す
    るための手段を含む、請求項３記載の心臓刺激装置。
  8. 【請求項８】 前記差分検出手段が、 前記第１の電極リード線に接続された第１の入力と、前
    記第２の電極リード線に接続された第２の入力を有した
    処理手段と、 第１信号変換手段と、 第１比較手段と、 第２信号変換手段と、 第２比較手段と、 検出論理手段を含み、 前記処理手段により第１と第２の入力間の信号から処理
    信号が生成され、 前記第１信号変換手段により前記処理信号が第１の変換
    信号に変換され、第１の変換信号はパルス発生手段によ
    って発生された刺激パルスに引き続いて誘発反応が生じ
    たか否かに依存して変化する第１の特性を有し、 前記第１比較手段により前記第１の特性が第１の閾値と
    比較され、第１の閾値に対する第１の特性値に依存して
    第１の出力信号が発生され、 前記第２信号変換手段により前記処理信号が前記第１の
    特性とは異なる第２の特性を有する第２の変換信号に変
    換され、第２の特性はパルス発生手段による刺激パルス
    の発生に引き続いて誘発反応が生じたか否かに依存して
    変化し、 前記第２の比較手段により前記第２の特性が第２の閾値
    と比較され、第１の閾値に対する第２の特性値に依存す
    る第２の出力信号が発生され、 前記検出論理手段には前記第１と第２の出力信号が供給
    されて、それらの信号に依存する心活動信号が発生され
    る構成を具備した請求項１記載の心臓刺激装置。
  9. 【請求項９】 前記処理手段が前記第１と第２の入力間
    の信号をフィルタリングする手段を含む、請求項８記載
    の心臓刺激装置。
  10. 【請求項１０】 前記処理手段が、前記第１と第２の入
    力間の信号を増幅するための手段を含む、請求項８記載
    の心臓刺激装置。
  11. 【請求項１１】 前記第１の信号変換手段が、前記処理
    信号の１次導関数を得る手段を含み、前記第２信号変換
    手段が処理信号の２次導関数を得る手段を含む、請求項
    ８記載の心臓刺激装置。
  12. 【請求項１２】 前記第１信号変換手段が、前記処理信
    号を一回積分する手段を含み、前記第２信号変換手段が
    前記処理信号を２回積分する手段を含む、請求項８記載
    の心臓刺激装置。
  13. 【請求項１３】 前記相関検出手段が、 前記第１または第２の電気リード線の一方に接続された
    第１の入力と、ケースに接続された第２の入力を有した
    処理手段と、 信号変換手段と、 比較手段とを含み、 前記処理手段により第１と第２の入力間の信号から処理
    信号が得られ、 前記信号変換手段により前記処理信号が変換信号に変換
    され、変換信号はパルス発生手段からの刺激パルス発生
    に引き続いて誘発反応が生じたか否かに依存して変化す
    る特性を有し、 前記比較手段により前記特性が所定の閾値と比較され、
    閾値に対する特性値に依存する出力信号が発生され、該
    出力信号が相関信号を形成するよう構成した、請求項１
    記載の心臓刺激装置。
  14. 【請求項１４】 前記処理手段が、前記第１と第２の入
    力間の信号をフィルタリングする手段を含む、請求項１
    ３記載の心臓刺激装置。
  15. 【請求項１５】 前記処理手段が、前記第１と第２の入
    力間の信号を増幅する手段を含む、請求項１３記載の心
    臓刺激装置。
  16. 【請求項１６】 前記信号変換手段が、処理信号を微分
    する手段を含む、請求項１３記載の心臓刺激装置。
  17. 【請求項１７】 前記信号変換手段が、処理信号を積分
    する手段を含む、請求項１３記載の心臓刺激装置。
  18. 【請求項１８】 前記相関検出手段が、 前記第１または第２の電気リード線の一方に接続された
    第１の入力と、ケースに接続された第２の入力とを有し
    た処理手段と、 第１の信号変換手段と、 第１の比較手段と、 第２の信号変換手段と、 第２の比較手段と、 検出論理手段とを含み、 前記処理手段により第１と第２の入力から処理信号が得
    られ、 前記第１信号変換手段により前記処理信号が第１の変換
    信号に変換され、第１の変換信号は第１の特性を有し、
    該特性は、パルス発生手段による刺激パルスの発生に引
    き続いて誘発反応が生じたか否かに依存し、 前記第１の比較手段により前記第１の特性が第１の閾値
    と比較され、第１の閾値に対する第１の特性値に依存す
    る第１の出力信号が発生され、 前記第２の信号変換手段により前記処理信号が、第１の
    特性とは異なる第２の特性を有する第２の変換信号に変
    換され、第２の特性は、パルス発生手段による刺激パル
    スの発生に引き続いて誘発反応が生じたか否かに依存し
    て変化し、 前記第２の比較手段により前記第２の特性が第２の閾値
    と比較され、第２の閾値に対する第２の特性の値に依存
    する第２の出力信号が発生され、 前記検出論理手段は、供給される前記第１と第２の出力
    信号に依存する前記相関信号を発生するよう構成され
    た、請求項１記載の心臓刺激装置。
  19. 【請求項１９】 前記処理手段が、第１と第２の入力間
    の前記信号をフィルタリングする手段を含む、請求項１
    ８記載の心臓刺激装置。
  20. 【請求項２０】 前記処理手段が、第１と第２の入力間
    の前記信号を増幅する手段を含む、請求項１８記載の心
    臓刺激装置。
  21. 【請求項２１】 前記第１の信号変換手段が、処理信号
    を１時微分する手段を含み、前記第２信号変換手段が処
    理信号を２次微分する手段を含む、請求項１８記載の心
    臓刺激装置。
  22. 【請求項２２】 前記第１の信号変換手段が、変換信号
    を１回積分する手段を含み、前記第２の信号変換手段が
    処理信号を２回積分する手段を含む、請求項１８記載の
    心臓刺激装置。
  23. 【請求項２３】 前記処理手段が、第１と第２の入力間
    の差を形成する手段を含む、請求項３記載の心臓刺激装
    置。
  24. 【請求項２４】 前記処理手段が、第１と第２の入力間
    の差を形成するための手段を含む、請求項８記載の心臓
    刺激装置。
  25. 【請求項２５】 前記処理手段が、第１と第２の入力間
    の差を形成する手段を含む、請求項１３記載の心臓刺激
    装置。
  26. 【請求項２６】 前記処理手段が、第１と第２の入力間
    の差を形成する手段を含む、請求項１８記載の心臓刺激
    装置。
JP8256734A 1995-09-29 1996-09-27 誘発反応検出型心臓刺激装置 Pending JPH09103503A (ja)

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US08/536,453 US5607457A (en) 1995-09-29 1995-09-29 Pacemaker with evoked response detection by using differential sensing between two unipolar electrodes
US08/536,453 1995-09-29

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