JPH0924107A

JPH0924107A - 心臓刺激装置

Info

Publication number: JPH0924107A
Application number: JP8180984A
Authority: JP
Inventors: Christer Ekwall; エクヴァルクリスター
Original assignee: Pacesetter AB
Current assignee: Pacesetter AB
Priority date: 1995-07-10
Filing date: 1996-07-10
Publication date: 1997-01-28
Also published as: EP0753324A1; SE9502534D0; EP0753324B1; DE69629876T2; DE69629876D1; US5683427A

Abstract

(57)【要約】【課題】心臓刺激装置を、例えばエネルギーを節約す
るために刺激パルスエネルギーを変化することができる
ように構成し、その際に使用者の身体の通常の電気活動
からのノイズによって生じるエラーの影響を受けないよ
うにする。【解決手段】心臓刺激装置（４）はさらに少なくとも
１つの呼吸モニタ手段（５）と適合手段（７）とを有
し、前記呼吸モニタ手段はヒトの呼吸サイクルを監視
し、当該ヒトの到達している呼吸サイクル中の段階を検
出し、前記適合手段は前記呼吸モニタ手段（５）に接続
され、刺激パルスとして送出すべきエネルギーを、前記
呼吸サイクル中の前記段階の関数として適合する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、心臓を刺激するた
めの心臓刺激装置に関する。この心臓刺激装置は、刺激
パルスを周期的に形成するパルス発生器と、前記パルス
発生器および心臓に前記パルスを送出するため心臓に接
続された少なくとも１つの電極手段とを有する。

【０００２】使用者の呼吸数を測定し、呼吸数に従って
刺激パルス間隔を変化させるペースメーカは公知であ
る。この場合、呼吸数が上昇すると、これは一般的には
使用者の活動性の上昇に相応するから、刺激パルスレー
トも上昇させる。このようなペースメーカは米国特許第
４７５７８１５号明細書に記載されている。

【０００３】さらに、ペースメーカバッテリーの寿命を
延長するため、各刺激パルスで送出されるエネルギーを
最小に低減しようとするペースメーカが公知である。こ
のようなペースメーカは、オートキャプチャペースメー
カとして知られており、最小刺激エネルギーレベルを検
出するために調整アルゴリズムを使用する。キャプチャ
を確実にするため、刺激パルスエネルギーは最小刺激パ
ルスエネルギーより５０〜１００％大きな値に設定され
る。しかし、使用者の呼吸がこれらユニットの正常機能
と干渉する。なぜなら、胸の形状が連続的に変化し、こ
のことは一時的かつ非線形に刺激インピーダンスを変化
させるからである。このことは、連続キャプチャに必要
な刺激パルスエネルギーが呼吸サイクルの間に変動する
ことを意味する。現在のアルゴリズムは呼吸サイクルの
どの時点で刺激パルスが発生しているかを考慮していな
い。このことは場合によっては、最小刺激パルスエネル
ギーより１００％大きなパルスエネルギーを含む刺激パ
ルスでさえも十分にキャプチャできないことを意味す
る。この場合、現在のアルゴリズムは自動的に、次のパ
ルスに対するパルスエネルギーを上昇させる。しかし、
このパルスは不必要に強力であり、したがってエネルギ
ーを浪費する。なぜなら、呼吸によって胸の形状が変化
しているから、刺激インピーダンスがその間に低レベル
に低下していることがあり得るからである。

【０００４】刺激インピーダンスを直接測定することが
可能である。これは例えば、心臓を刺激することができ
ないような十分に振幅の小さなパルスを送出し、戻って
くる信号の強度を測定することによって行う。しかしこ
の方法はエネルギーを消費し、また反射信号にエラーが
生じることもある。これは使用者の身体内の通常の電気
活動からのノイズによって反射信号がマスクされること
による。

【０００５】

【発明が解決しようとする課題】本発明の課題は、上記
の形式の心臓刺激装置を、例えばエネルギーを節約する
ために刺激パルスエネルギーを変化することができるよ
うに構成し、その際に使用者の身体の通常の電気活動か
らのノイズによって生じるエラーの影響を受けないよう
にすることである。

【０００６】

【課題を解決するための手段】上記課題は本発明によ
り、心臓刺激装置はさらに少なくとも１つの呼吸モニタ
手段と適合手段とを有し、前記呼吸モニタ手段はヒトの
呼吸サイクルを監視し、当該ヒトの到達している呼吸サ
イクル中の段階を検出し、前記適合手段は前記呼吸モニ
タ手段に接続され、刺激パルスとして送出すべきエネル
ギーを、前記呼吸サイクル中の前記段階の関数として適
合するように構成して解決される。

【０００７】

【発明の実施の形態】図１には、簡単な形で刺激インピ
ーダンスＩｓがどのように、すなわち最小刺激パルスエ
ネルギーが呼吸サイクルを通してどのように変化するか
が示されている。この場合、刺激インピーダンスＩｓは
吸入時に最大であり、肺容積ＬＶが最大のときから、空
気が吐出されるにつれ刺激インピーダンスＩｓは非線形
に減少し、吸入されるにつれ増大する。所要の最小刺激
パルスエネルギーＥｍｉｎは刺激インピーダンスに比例
する。刺激インピーダンスＩｓの変化は非線形である
が、規則的であり、連続的な呼吸サイクルの所定の段階
または位相角で測定された刺激インピーダンスは、呼吸
数がほぼ一定であれば大きく変化することはない。

【０００８】図２は心臓１を示す。心臓は電極２を有
し、この電極は電極手段３により、ペースメーカハウジ
ング４の内側にある適合手段７に接続することができ
る。呼吸モニタ手段５はペースメーカハウジング４内に
含まれるか、または別個にある。この呼吸モニタ手段は
呼吸サイクルを監視し、呼吸サイクル信号を形成する。
呼吸サイクル信号は経過時間に基づくことができる。な
ぜなら例えば、吸入の開始（これは呼吸サイクルの開始
に相当する）の検出と経過時間とは、刺激装置使用者の
達した呼吸サイクルにおける段階を表すこととなるから
である（瞬時の呼吸サイクル位相角）。時間に基づく装
置の実施例では、呼吸モニタ手段５が胸圧を測定する。
胸圧は吐出がほぼ完了するときに最小に低下し、吸入が
開始するときに再び上昇を始める。呼吸モニタ手段５は
プログラミングすることができる。または、この谷間を
識別する回路を有し、吸入信号のスタートを形成する。
適合手段７はこの信号を呼吸数の計算と、刺激装置使用
者が達した呼吸サイクルでの段階の計算に使用すること
ができる。前に述べたように、刺激装置使用者が達した
呼吸サイクルにおける各段階は刺激インピーダンスと関
連がある。後で説明するが、適合手段７は刺激装置使用
者が達した呼吸サイクルにおける段階に関連する刺激イ
ンピーダンスを、所要の刺激エネルギーの検出に使用す
る。

【０００９】呼吸サイクル信号が、呼吸サイクルを通し
て変化するパラメータの測定された瞬時振幅に基づくよ
うにすることもできる。この場合、呼吸サイクル信号は
吸入または吐出の量を表すこととなる。例えば、呼吸モ
ニタ手段５が胸圧を測定する場合には、この呼吸モニタ
手段は振幅信号を適合手段７に送出することができる。
この送出は、適合手段７により問い合わされたときか、
または連続的に行われる。各胸圧は関連する刺激インピ
ーダンスを有する。これについては後で呼吸サイクル位
相角のところで説明する。適合手段７は関連する刺激イ
ンピーダンスを、所要の刺激エネルギーの検出に使用す
る。胸圧振幅が２つの関連する刺激インピーダンスを有
するようにすることも可能である。１つは吸入に対する
ものであり、もう１つは吐出に対するものである。この
場合、適合手段７は、振幅が上昇しているか（これは吸
入を表すこととなる）または下降しているか（これは吐
出を表すこととなる）を決定するために、振幅信号を分
析しなければならない。

【００１０】呼吸中に反復的に変化し、呼吸サイクルを
表すのに使用することのできるパラメータは多数ある。
このようなパラメータの非網羅的なリストには、肺容
積、胸圧、胸囲、血中酸素レベル、ＱＲＳ信号振幅、刺
激インピーダンスおよび空気速度があるが、呼吸サイク
ルと一定の関係のあるパラメータなら使用することがで
きる。

【００１１】呼吸モニタ手段５は、例えば電圧、電流、
抵抗またはインピーダンスを測定することのできる任意
の適切な電気変換器とすることができる。または呼吸モ
ニタ手段５は例えば容積、圧力、張力、トルク、撓み、
温度、音響を測定することのできるいずれかの電気／機
械変換器、または血中酸素レベルを測定することのでき
るいずれかの電気／化学変換器とすることができる。

【００１２】１つの完全な呼吸サイクル中に、呼吸モニ
タ手段５により測定されたパラメータは最大値から最小
値に変化する。最大値は吸入が停止したときに相当し、
最小値は吐出が停止したときに相当する。所要の刺激エ
ネルギーをできるだけ正確に計算するためには、パラメ
ータの振幅と刺激インピーダンスとの関係が一定であ
り、かつ反復的であるような測定パラメータを選択しな
ければならない。すなわち、刺激インピーダンスを複数
回、選択されたパラメータの所定の振幅に対して所定の
呼吸数で記録すれば、刺激インピーダンスは測定の度に
近似的に同じでなければならない。

【００１３】本発明の第１の実施例では、呼吸モニタ手
段５は超音波変換器であり、患者の胸に取り付けられて
おり、肺容積を測定する。呼吸モニタ手段５は適合手段
７と接続されており、胸圧に比例する電気信号を適合手
段７に送出する。適合手段７は到来する信号を処理し、
肺容積がいつ最大値に達し、減少を始めたかを検出す
る。このことは吸入の終了と吐出の開始に相当する。連
続する最大値間の時間を記録することによって、適合手
段７は呼吸周波数（ｆ呼吸）を計算することができ、し
たがっていつ次の呼吸サイクルが開始すべきか計算で
き、呼吸サイクル中のどの段階（瞬時の呼吸サイクル位
相角）に現在患者があるかを計算できる。

【００１４】実際には、適合手段７は所要の刺激パルス
数（ｆパルス）をペースメーカに対して普通の方法で検
出し、いつ次のパルスが来るべきかを計算する。パルス
の送出前、または送出中に適合手段７は瞬時の呼吸サイ
クル位相角を検出する。回路構成の必要性を低減するた
めに、呼吸サイクルを複数のセクタに分割し、必要な共
通の刺激エネルギーを呼吸せくτのすべての位相角に対
して確定することができる。以下の説明を簡単にするた
め、“位相角”という表現は上に述べた“セクタ”も意
味することが理解されたい。適合手段７は瞬時の呼吸サ
イクル位相角に対して必要な刺激エネルギーを計算、ま
たは照合テーブルから検索し、パルス発生器８に所要の
パルスを送出するよう命令する。適合手段７はテレメー
タ手段１０と接続されている。このテレメータ手段によ
り適合手段７をプログラミングすることができ、データ
を出力することができる。

【００１５】本発明の第２の実施例では、瞬時の呼吸サ
イクル位相角を計算する代わりに、適合手段が照合テー
ブルを有しており、この照合テーブルには一連の呼吸モ
ニタ手段信号振幅、すなわち例えば一連の肺容積と、そ
れに相応する一連の所要刺激エネルギーが含まれてい
る。択一的に適合手段７を、所定の呼吸モニタ手段信号
振幅に対して必要な刺激を計算するための計算式により
プログラムすることができる。刺激パルスを送出すべき
時、適合手段は所要の刺激パルスエネルギーを瞬時の呼
吸モニタ手段信の瞬時振幅を使用して検索、または計算
し、パルス発生器８に所要のパルスの送出を命令する。

【００１６】本発明の別の実施例では、誘発された反応
がセンシングされ、収縮センサ９による収縮と関連する
生理学的パラメータの測定によって評価される。収縮セ
ンサはペースメーカハウジング４内に含めることも、別
個にすることもできる。収縮がプログラム可能応答時間
内、または計算された応答時間内にセンシングされる
と、このことは心臓イベントがパルスによって開始され
る、刺激パルス後の期間が通常のように期待通り生起し
たことを意味し、呼吸サイクルの段階に対するカウンタ
が１つだけ増分される。呼吸サイクルにおける所定の段
階について、刺激に基づく収縮が生じる度に、カウンタ
は増分計数する。カウンタが所定数に達した後、呼吸サ
イクル中の当該段階に対する刺激エネルギー値は所定量
だけ低減される。この所定量は離散値または実際の刺激
エネルギーのパーセンテージとすることができる。した
がってエネルギー消費が低減される。カウンタはその
後、ゼロにリセットされる。

【００１７】しかし、収縮が検知されなければ、刺激エ
ネルギーが不十分であったことが仮定され、呼吸サイク
ル中のこの段階における所要刺激エネルギーに対する照
合テーブルの値が所定量だけ増大される。この値は離散
値または実際の刺激エネルギーのパーセンテージとする
ことができ、呼吸サイクル中のこの段階に対するカウン
タがゼロにリセットされる。したがって、呼吸サイクル
中の所定段階に対する収縮が検知されない度に、刺激パ
ルスはわずかに強力になり、呼吸サイクル中の同じ段階
が次に生じたとき、場合によってはパルスは十分にパワ
フルに収縮を引き起こすこととなる。収縮が検知されな
いことも考えられる。なぜなら、センサ９が正常に動作
しないか、または収縮信号が他の信号によってマスキン
グされることがあるからである。このことは、連続的に
不必要に刺激エネルギーを増大させることとなり、エネ
ルギーを浪費するばかりでなく危険な副作用を引き起こ
す恐れがある。したがって適合手段７対し、呼吸サイク
ル中の所定の段階での刺激パルス強度に対して最大制限
値を設定すると有利である。有利には前記最大制限値
は、呼吸サイクル中の前記段階に隣接する１つまたは複
数の段階に対して計算された刺激パルスエネルギーに比
例するようにする。

【００１８】本発明の別の実施例では、呼吸モニタ手段
が間欠的にのみ動作する。例えば、毎時間１分または２
分、または毎日または所定の期間当たりで１分動作す
る。

【００１９】動作期間の選択は、特に、患者の症状、ペ
ースメーカおよびリード線の埋め込まれた期間、および
ペースメーカ装置の安定性に依存する。この動作期間の
間、刺激インピーダンスが次のように測定される。すな
わち、パルス発生器８の出力キャパシタがその最大電圧
まで充電され、刺激パルスが要求されるときに、適合手
段７によりプログラミングまたは計算された最大時間の
間、放電される。パルスが放電された後の出力キャパシ
タの電圧を測定することによって、パルスにおけるエネ
ルギー消費、ひいては刺激インピーダンスを計算するこ
とができる。

【００２０】適合手段７は各刺激インピーダンスを、呼
吸サイクル中の段階または呼吸信号振幅と対照して記録
する。動作期間の終了時に、適合手段７は最大刺激イン
ピーダンスを検出する。この最大刺激インピーダンス
は、肺容積が最大振幅であるときに発生する。動作期間
中に、肺容積が最大振幅にあるときに刺激イーダンスが
測定されれば、このインピーダンス値が以降、これが実
際に最大測定値であれば、所要の刺激エネルギーを計算
するために使用される。他の測定された刺激インピーダ
ンス値が大きければ、そちらの方が使用される。動作期
間中に肺容積が最大振幅であるときに刺激インピーダン
スが測定されなければ、この時点に対する理論的刺激イ
ンピーダンスが記録された値の統計分析によって計算さ
れる。この理論刺激インピーダンスが他の測定された刺
激インピーダンス値より大きければ、以降これが所要の
刺激エネルギーの計算に使用される。他の測定された刺
激インピーダンス値が理論刺激インピーダンスよりも大
きければ、これが使用される。このようにして、刺激パ
ルスエネルギーは常にキャプチャを実行するのに十分で
なければならない。刺激パルスエネルギーがキャプチャ
を実行するのに必要なものより大きくなることがしばし
ばあるが、それでも使用されるエネルギーは従来装置の
ものより小さく、前の実施例で必要なほどの計算能力を
必要としない。

【００２１】刺激エネルギーの変化はパルス振幅を変化
することによって達成される。刺激エネルギーを変化す
るための第２の手段はパルス持続時間を変化することで
ある。刺激エネルギーを変化するための別の手段は、刺
激におけるパルス数を増大すること、およびその数およ
び／または振幅および／または持続時間および／または
タイミングを変化することである。

【図面の簡単な説明】

【図１】胸容積、刺激インピーダンスおよび刺激パルス
エネルギーの変化を示す線図である。

【図２】本発明の概略図である。

【符号の説明】

１心臓２電極３電極手段４ペースメーカハウジング５呼吸モニタ手段７適合手段

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】刺激パルスを形成するパルス発生器
（８）と、前記刺激パルス発生器（８）および心臓
（１）に接続される少なくとも１つの電極手段（３）と
を有し、該電極手段は前記パルスを心臓（１）に伝導す
るためのものである、ヒト用の心臓刺激装置において、心臓刺激装置（４）はさらに少なくとも１つの呼吸モニ
タ手段（５）と適合手段（７）とを有し、前記呼吸モニタ手段はヒトの呼吸サイクルを監視し、当
該ヒトの到達している呼吸サイクル中の段階を検出し、前記適合手段は前記呼吸モニタ手段（５）に接続され、
刺激パルスとして送出すべきエネルギーを、前記呼吸サ
イクル中の前記段階の関数として適合することを特徴と
する心臓刺激装置。
【請求項２】呼吸モニタ手段（５）は１つまたは複数
の電気変換器および／または電気機械変換器および／ま
たは電気化学変換器（５）を有している、請求項１記載
の心臓刺激装置。
【請求項３】呼吸モニタ手段（５）は直接または間接
的に、ヒトの瞬時の肺容積を測定する、請求項１または
２記載の心臓刺激装置。
【請求項４】呼吸サイクルは２つ以上のセクタに分割
されており、当該セクタの各々は異なる刺激パルスエネルギーを必要
とし、前記適合手段（７）は呼吸モニタ手段（５）からの信号
を受信し、当該ヒトが呼吸サイクル中のどのセクタにあ
るかを検出し、刺激パルスとして送出すべきエネルギー
を次のことを考慮して適合し、すなわち、パルスを送出する時点で当該ヒトが呼吸サイ
クルのどのセクタにいるかを考慮して適合する、請求項
１から３までのいずれか１項記載の心臓刺激装置。
【請求項５】セクタに対して必要な刺激パルスエネル
ギーは数値表で検索されるか、または計算される、請求
項１から４までのいずれか１項記載の心臓刺激装置。
【請求項６】前記刺激パルスの振幅および／またはパ
ルス持続時間が可変である、請求項１から５までのいず
れか１項記載の心臓刺激装置。
【請求項７】前記刺激パルスは少なくとも２つのパル
スの刺激複合波である、請求項１から６までのいずれか
１項記載の心臓刺激装置。
【請求項８】パルス間のタイミング関係および／また
はパルスの振幅が可変である、請求項７記載の心臓刺激
装置。
【請求項９】誘発反応を検知するためのセンサ手段
（９）を有する、請求項１から８までのいずれか１項記
載の心臓刺激装置。
【請求項１０】前記セクタ中に送出された刺激パルス
に続く応答期間中に反応が検知されない場合、セクタに
対する刺激パルスは所定量またはプログラム可能な量ま
たはパーセンテージだけ上昇される、請求項9記載の心
臓刺激装置。
【請求項１１】セクタに対する刺激パルスエネルギー
は、当該セクタと同じセクタで送出された先行する所定
数の刺激またはプログラム可能な数の刺激すべてに対し
て送出された１つの刺激パルスに続く応答期間中に反応
が検知された場合、所定量またはプログラム可能な量ま
たはパーセンテージだけ、前記セクタに対する実際の刺
激パルスエネルギーより低減される、請求項９または１
０記載の心臓刺激装置。