【発明の詳細な説明】
静脈流と同期した心臓電気治療システム
発明の分野
本発明は心臓電気治療方に関し、特に心臓電気治療法の制御を目的として肺静
脈又は上大静脈のいずれかの血液流特性の測定に関する。
発明の背景
血液流の超音波が最近重要な非侵襲性診断方法になった。２つの方法が実際的
に、すなわち連続波（ＣＷ）及びパルス波（ＰＷ）ドップラシステムとして出現
した。非常に精巧で臨床的に有益なシステムが米国特許番号4,790,322に記載さ
れるように開発され、超音波ビーム放出の方向に無関係に自動測定を可能にした
。血液速度測定用の超音波送信機−受信機はノイズ低減を改良した米国特許番号
4,766,905に開示された。米国特許番号4,771,7789に開示される別のシステムは
生物内の移動反射部材の加速を計算し且つ表示する。血液速度測定用の流動画像
検出器であって、例えば米国特許番号4,790,323に開示されるものは、自動相関
関数のサンプルに信頼基準で重みを付けそれで電気ノイズにより支配されるサン
プルはより小さく重み付けされる。これらの全発明は超音波心臓検査スキャンナ
画像において血液流の完全な画像化を可能にする。それにもかかわらず、ある臨
床的な適用においては精度がもっと必要であった、そしてそのため超音波侵襲性
方法が導入された。空洞器官の超音波試験のためのカテーテルを有する装置が米
国特許番号3,938,502に開示される。装置の連続的な小型化について血液流又は
カテーテル
（心臓の又は他の）に取り付けられる圧電トランスジューサに関する他のパラメ
ータを測定するという考えが実行可能になった。局限化及び視覚化システムが開
発され、侵襲性処置の超音波ガイダンスを可能にした。超音波針先局限化は米国
特許番号4,249,539で開示された。超音波的にマークされたカテーテル及び心臓
ペース導線が米国特許番号4,697,595に及び米国特許番号4,706,681にそれぞれ開
示された。
解決されるべき特別の問題は大きな血管の血液流特性の測定である。米国特許
番号4,319,580で開示されるシステムは検出用円筒トランスジューサを用いて血
液内の空気塞栓を検出するために開発された。この接近は塞栓のような強反射物
体に対して且つ本質的にそれらの物体を検出するだけの特殊な仕事に対して十分
である。その接近は、しかしながら、ペースメーカ制御に対して必要とされる流
動特性を測定する可能性をもたらさず、この可能性をもたらす開発は本発明の目
的である。
類似ラインに沿って米国特許番号4,771,788及び米国特許番号4,802,490に従っ
て大管血液流評価の測定及び制御及び心臓出力測定に対する装置が開発された。
ドップラトランスジューサとしての使用を別にして、米国特許番号4,802,490に
開示される装置は、本出願に対して従来技術の比較で重要でない付加的な流動特
性を有するけれど、超音波の見地から米国特許番号4,706,681及び4,697,595に開
示される装置に等しい。本発明に加えられる要求及び特性は超音波を形作りかつ
傾ける手段であり、これは前記発明と異なり正確及び信頼性を加えてドップラ測
定の方向を積極的に制御する。米国特許番号4,771,788に開示される装置は超音
波により流動を測定する同一の能力を基本的に有し、しかし電気治療システムの
一部として人間の体内の移植に適しない。これはその装置が異なる目的のた
めに役に立つ付加的なサポートワイヤを必要とし、しかし前述の目的のためにそ
の方法を除外するためである。
生理学の心臓ペーシングは一時的でその上永久的な基礎の上に非常に重要であ
る。一時的なペーシングは一時的な伝導擾乱又は不整脈のため心臓外科手術後又
は心筋梗塞中のいずれかに通常適用される。安静にある患者は、心室収縮が心室
の心房充填と同期しているとき、心臓出力を有効に改善した。これは外科手術後
又は心筋梗塞後の早い回復にとって非常に重要である。さらに、上室頻脈及び期
外収縮と同様のある不整脈が生理学ペーシングにより防止される。
慢性の伝導及びリズム擾乱を持つ患者は永久的な移植可能ペースシステムを受
けなければならない。また患者は血流力学の利益に対する心房の有効な寄与を持
つ。２つの基本モードの生理学的な心臓ペーシング：シーケンシャル及びシンク
ロナスがある。シーケンシャル心房−心室ペーシングは通常の心房−心室関係を
回復するために使用される。このモードでは心房及び心室のペースが適切な生理
学間隔により分離された対の刺激に調整される。しかしながら、心臓の割合はペ
ースメーカプログラムにより制御されかつ生理学の必要により変化しない。シン
クロナス心臓ペーシングは通常の心臓リズムに最も密接に近い。自発的な心房電
位図（Ｐ−波）は心房心内膜と接触して通常電極に感知され、且つこれは適切な
プリセット遅延後に心室をトリガーするために使用される。心房リズムのペース
が我々の自然なペースメーカ洞−心房節により調整されるため、その周波数は身
体の仕事の負担量に従って自然に変化する。従ってＰ−波シンクロナス心室心臓
ペーシングは最も生理学的な割合−応答ペーシングであると考慮される。
非生理学的なペーシングと比較して外科手術を複雑化する生理学ペーシングシ
ステムの重要な欠点がある。生理学的なペーシングは
２つの導線の移植：１つの心房及び１つの心室を要求する。近代の２重のチャン
バペースメーカは心房チャンネルでモニターされる心房リズムに従ってシーケン
シャルからシンクロナスペーシングに切り換える能力を有し、この逆も同じであ
る。もし患者が洞節と心房の通常機能を有するならば、心房導線は心房活動を感
知するために使用されるだけであり、心室導線は心室活動を感知し且つ心室のペ
ースを調整するために使用される。心房活動を感知することが右心房空洞内で浮
遊する電極によりなされるため、多くの努力がＰ−波シンクロナス心室ペーシン
グ用の単一通過導線を設計するためになされた。この導線は同一の導線上に心房
及び心室電極を具備する。このシステムは米国特許番号3,903,897に開示された
。しかしながら、心房電位図は、心房筋肉と直接接触する電極と比較して浮遊電
極により感知されるとき、相当に低い振幅を有する。したがって、このシステム
は心房チャンネルに高感度増幅器を具備しなければならない。結果として、遠い
場の高磁化率が現れ、多種の過大感知現象の出現をより発生させるらしい。さら
に、多くの患者は低振幅心房電位図を持ち且つそのため心房を過小感知すること
がこのシステムでよりしばしばある。ヨーロッパ特許番号311,019に開示される
システムは心房で付加的な感知を要求せずに心室の電極を連続的に使用する心室
インピーダンスをモニターする。検出されたインピーダンス波形は心室の心房充
填と同期して心室刺激をトリガーするために使用される。
心臓サイクルの異なる部分の特定の目的のために、米国特許番号4,736,646に
記載されるシステムは心臓音の測定のために開発された。
米国特許番号4,600,017は心臓ペース導線に固定される圧電センサにより圧力
測定方法を開示する。血液流即的用我々のセンサ集合
体は非常に特殊であり、簡単な圧力バイモルフセンサと同一ではない。米国特許
番号5,139,020は心臓の収縮期機能をモニターするシステムを開示する。その発
明では超音波ビームは左心室又は大動脈根の方向に向けられる。発明の好ましい
実施例はドップラシステムにより大動脈の血液流を測定するためである。別の実
施例は心筋層収縮を評価するために収縮期時間間隔を測定する。
シンクロナスペーシングは、ペースメーカが高心房病理学リズム期間中に最大
追跡割合を受けるとき、心房振動及び細動により損なわれる。従って間欠心房細
動はシンクロナスペーシングに対して禁忌である。間欠心房細動を受ける患者は
ペースメーカから多くの利益を受けす。このペースメーカは信頼のある心房細動
検出器を具備し、心房細動発生の場合にシンクロナスから割合応答ペーシングに
切り換え且つ逆に細動の終了の際にシンクロナスモードに戻し切り換える。ペー
スメーカが早い心室収縮を見分けることができることは重要である。特に、抗頻
脈装置ではペースメーカが洞頻脈を病理学頻脈から見分けることは重要である。
発明者に知られている限り、この電気治療装置は電気治療制御のパラメータとし
て三尖流動を持つ我々の米国特許番号5,243,976、5,316,991、及び5,318,595に
だけ開示された。しかしながら、その発明は右心臓だけをモニターすることに制
限されており、且つ発明者に知られている限りでは、右心臓内に移植されてトラ
ンスジューサにより左心臓機能をモニターすることができる発明は存在しない。
右心臓内に移植された導線により左心臓の血流力学パラメータをモニターする
ことが本発明の一般的な目的である。
通常心房リズムで、シンクロナスモードで動作し、且つ単一の導線の移植に対
する必要で心房−心室の同期を維持する心臓電気治療装置（ペースメーカ）を提
供することが本発明のさらなる目的であ
る。
割合応答ペーシング用のセンサ及び心房細動検出用の信頼手段を提供し、心房
細動が受けられるときに割合応答ペーシングを維持することがさらなる目的であ
る。早い心室収縮を検出し同様に心室捕捉を確認することを可能にする心臓電気
治療装置（ペースメーカ）を提供することが本発明の特別の目的である。
発明の要約
本発明は独立クレームの特徴を特徴とする。本発明の有利な実施例はサブクレ
ームに開示される。
本発明は洞頻脈を病理学的な頻脈を識別し、且つ右心臓内に移植される導線に
より左心臓の血流力学パラメータをモニターすることを可能にするペースメーカ
を提供する。
本発明の実施において、右肺静脈を経由する血液流はドップラシステムでモニ
ターされるように心臓ペーシング導線に取りつけられる圧電トランスジューサ集
合体を使用する。肺静脈を経由する流動波形は左心室収縮期機能のモニターリン
グに対して同様に、心室心臓ペーシングの同期及び制御に対して使用される。別
の実施例において、上大静脈を経由する血液流はモニターされかつ流動波形は右
心室収縮期機能のモニターリングに対して同様に、心室心臓ペーシングの同期及
び制御に対して使用される。
好ましい実施例の説明
発明は下記記載及び添付図面を参照することによりさらに容易に理解される。
図１は右心房付属器官で開かれた心臓を示し内部の右心房解剖構造及び移植さ
れたペーシング導線を開示する。
図２は上大静脈を経由して移植される導線を持つ心臓の尾部図を示す。
図３は図１と同様に心臓を示すが切断された上大静脈を持つ。
図４は５つの波形：ＥＣＧ，肺静脈及び三尖流動、右心房壁移動及び心音図検
査を示す。
図５は肺静脈流からの等容性緩和時間と心音図検査波形の測定を例証する。
図６は肺流動のＡ−波との心室ペーシングの同期を示す。
図７はＭ−モード心房収縮波形及び等容性緩和時間測定を示す。
図８は心房収縮波との心房ペーシングの同期を示す。
図９は血液流測定の理論的背景を示す。
図１０は超音波トランスジューサ集合体の透視図である。
図１１はトランスジューサ集合体の断面である。
図１２は別のトランスジューサ集合体の断面である。
図１は右心房付属器官１で開かれた心臓を示す。右心房内に三尖弁２、卵円窩
３、冠状洞弁４及び分界稜５が存在する。上大静脈６及び下大静脈７が肺動脈８
及び肺動脈幹１０を持つ大動脈９と同様に開示される。右上肺静脈１２を持ち同
様に右下肺静脈１３を持つ左心房１１が示される。右心室尖１４は心膜１５の残
留物と同様に開示される。ペースメーカ導線１６は、上大静脈６、右心房空洞、
三尖弁２を経由して尖１４の領域に先端（図示しない）を持つ右心室に移植され
る。その導線１６は超音波トランスジューサ集合体１７を具備し、この集合体は
測定超音波場１８を生成し、この場は肺静脈１２及び１３の方向に同様に上大静
脈の入口での後右心房壁２１の方向に向いている。
図２は前の図に示される同一要素に対して類似の名称を持つ心臓の尾部図を示
す。導線１６はこの軸方向の図に開示される上大静脈
６を経由して移植される。この投影図に明確に実証されるように、超音波測定場
１８は２つの超音波ビーム１９及び２０からなりこれはトランスジューサ集合体
１７により生成され且つ上大静脈の入口での右心房の後壁２１を経由して右肺静
脈１２及び１３の方向に向けられる。
図３は図１におけると同一の心臓の投影図であって前の図に示される同一の要
素に対して類似の名称を持つものを示す。トランスジューサ集合体１７は頭側に
移植され、かくして２つの超音波ビーム１９及び２０により上右肺静脈１２の流
動を測定する。上大静脈２１の壁はそのためトランスジューサ集合体１７の位置
を開示するため切断される。
第１の３つの図に示されるように、測定システムは、トランスジューサ集合体
の位置に依存し、右肺静脈を経由して：それらの双方を経由し又はそれらの１つ
を経由して流動をモニターする。もしトランスジューサ集合体が図１に開示され
るように下に位置するならば、右肺静脈における又は下右肺静脈における流動だ
けでなく後右心房壁２１の移動も測定することができる。トランスジューサ１７
、すなわち、我々の米国特許番号5,243,976に開示されるトランスジューサ集合
体は、図２及び３に開示されるように、上大静脈内の流動測定を可能にするよう
に設計される。完全な測定システムの生理学の背景は次の図で開示される。
図４は心臓サイクルの生理学的事象が起きるときに正確なタイミング相関の５
つの波形を示す。ＱＲＳの複合が後に続くＰ−波と連続的にＴ−波を具備する洞
リズムを例証する図４ＡにおいてＥＣＧ波形のサンプルが存在する。静脈流波形
のサンプルは心房逆方向流波形ＡＲ、収縮期波形Ｓ及び拡張期波形Ｄを具備する
図４Ｂに開示される。肺静脈流及び大静脈流は同一の波形パターンを近似的に持
つ。三尖（又は僧帽）流波形は早い拡張期充填波Ｅ及び遅い心房充填波Ａを具備
する図４Ｃに開示される。右心房壁のＭ−モード超音波検査波形は、超音波トラ
ンスジューサ指向性軸の方向に心房壁移動の特徴を表し、心房収縮波ＡＣと同様
に心室収縮波ＶＣとを具備する図４Ｃに開示される。心音図検査波形はＩにより
示される第１の心音をIIにより示される第２の心音と同様に具備する図４Ｅに開
示される。心房間の伝導時間に起因して開示された波形間にある相互タイミング
シフトがある。
ＥＣＧ波形のＰ−波３０により表される心房電気減極作用により心拍が開始さ
れる。結果的に右心房壁Ｍ−モード心音図検査波形の心房収縮波３１により例示
される心房収縮が起きる。この収縮は心室の遅い拡張期の充填３３と同様に肺静
脈及び大静脈を経由する流動３２の逆転を生成する。静脈の経由と同様に僧帽弁
及び三尖弁を経由する流動の中止で、心房拡張期は第１の心音３４として聞かれ
る僧帽弁及び三尖弁閉鎖を特徴とする。その時に心室減極作用は、ＱＲＳ複合３
５により表され、連続的な心室収縮を発生して達成される。心室収縮期中に、心
房圧力は、心房サイズの増大３７を発生する尖の方向で右側方向に僧帽及び三尖
環の変位のために同様に心房緩和３６のため減少する。これらの双方の因子は収
縮期静脈流波３８を与え、これは単相波である例として開示される。また双方の
因子：心房及び心室を明確に開示する２つのピークを具備する２相様子を有する
。Ｔ−波３９は心室再分極作用に対応し、大動脈弁及び肺弁を閉鎖する心室緩和
であって第２の心音４０として聞かれるものを発生する。三尖弁と同様に僧帽弁
が開き且つ心室の急速で早い拡張期充填４１が起きる。これは心房サイズ４３の
減少により同様に拡張期静脈流波４２により示される。
図５は第１の心音ＭＴ及び第２の心音ＡＰを含む心音図検査波形
と同様に収縮期波Ｄ、拡張期Ｄ及び心臓波Ａを含む肺静脈流からの左心室等容性
緩和時間（ＩＶＲＴ）の測定を例証する。まさに例として、収縮期流波が心房緩
和及び僧帽環変位間の分離を実証するために２相であると開示される。等容性緩
和時間が大動脈閉鎖と僧帽流の始まりとの間で心臓サイクルの周期である。割合
応答ペースの割合変化用のセンサとして使用され得る。肉体的な運動中に、ＩＶ
ＲＴは減少する。そのためＩＶＲＴが減少するにつれてペース割合を増加させる
ために、電気治療装置の制御回路内でアルゴリズムが使用される。肺弁閉鎖と同
様に大動脈弁閉鎖が第２の心音ＡＰを発生させる。左心室急速充填波のピーク後
に肺静脈流波形における拡張期波Ｄのピークが起きる。心室拡張期中に、左心房
圧力が減少して肺静脈が左心房を充填することが可能になる。この相中に左心房
が肺静脈及び左心室間の開導管であり、かくして肺静脈拡張期流及び左心室流入
間の密接な関係を生じさせる。そのため肺静脈拡張期流の始まりが等容性緩和終
期とほぼ一致する。第２の心音４４と拡張期波始まり４５の時間間隔の測定が情
報を左心室の等容性緩和期間について提供する。この間隔がＩＶＲＴに正確に等
しくなく、しかしこの間隔の相対変化がＩＶＲＴの変化に等価であり、この変化
が循環カテコールアミン濃縮の変動結果であり、その上心臓の自律の結果である
。この測定について心房の逆流のいかなる影響も無く、そのため心房流波が消え
る時の心房細動において同様に洞リズムにおいて割合応答センサとして肺静脈流
から測定されるＩＶＲＴが使用される。
図６はどのように心室ペーシングが心房逆流波と同期して単一導線ＶＤＤペー
シングを得るかを例証する。Ｐ−波５０の後に、心房収縮が、心房逆方向流波５
１を、肺静脈を経由して同様に大静脈を経由して、生成する。もし電気治療装置
が波５１検出の始まり用の
ある手段を具備するならば、心房−心室遅延間隔５２を初期化することが可能に
なる。ＡＶ遅延５２の終端で、心室ペーシングスパイク５３が開放されて心室減
極応答５４を生成する。
このような電気治療装置は洞リズムを心房細動から容易に区別することが可能
になる。収縮期波振幅と共にＡ波の消滅により心房細動が起きていた媒介が減少
する。その場合にＡ−波同期心室ペーシングから割合応答心室ペーシングへの自
動切り換えを得ることができる。心臓内の心房電位が検出されるときに、ＡＶ遅
延５２が２重チェンバーペースメーカにおいてＰ−波同期心室ペーシングのＡＶ
遅延と比較してより短い。そのため、開示されたシステムにおける最短可能ＡＶ
遅延は、心室スパイクがＡ−波の始まりと同期して生成されるとに得られるもの
である。
静脈流波形の特殊なパターンが異なる種類の不整脈で起きる。例えば、収縮期
速度と同様にピーク拡張期速度の有効な減少が心室頻脈において起きる。心室ペ
ーシングにおける捕捉の確認が可能になる。なぜなら捕捉損失の場合にピーク収
縮期速度が減少すると同様に拡張期波が消滅する。心房圧力の評価がピーク心房
逆速度の測定により可能になる。
図７はどのようにして心房壁収縮Ｍ−モード超音波波形及び心音図検査波形か
ら等容性緩和時間を測定するかを例証する。心房振動及び細動において、細動波
７０が検出される。心室収縮７１及び心室緩和７２は心房壁の有効な変位を生じ
させる。波形の第１の微分のゼロの点７３でほぼ、僧帽流が初期化される。この
ため第２の心音７４及び点７３点の時間間隔は等容性緩和時間ＩＶＲＴである。
図８はどのようにして心房シンクロナス心室ペーシングが心房壁収縮波形から
得られるかを例証する。検出された心房収縮波８０が心房−心室遅延を初期化し
且つＡＶ遅延の終端で心室ペーシングス
パイク８１を与える。捕捉されたペーシングスパイクが心室応答８２を示し、且
つ結果的に心室収縮８３を示す。
図９は我々のシステムにおいて超音波測定の原理の理論的な背景を記載を開示
する。例証される実施において、圧電トランスジューサ９１、９２、９３及び９
４からなるトランスジューサアレーは、トランスジューサの活性化の適当な選択
により、２つの必要とされる超音波ビームを生成する。前記ビームが極指向性図
９５及び９６でこの図に例証される。異なるトランスジューサのシーケンシャル
使用により同様に前記トランスジューサの活性化の位相差の使用により指向性軸
が異なる角度差Ｘに向けられる。既知の方位角差Ｘにより前記超音波ビームと流
動方向の間の実際の角度に無関係に血液流速度を正確に計算することが可能にな
る。その速度を測定するために、双方のビームに対するドップラシフトが独立に
測定されなけらばならない。ビーム間の可動で既知の角度Ｘと前記測定ドップラ
シフトとだけを取ることにより、前記角度Ｚ１及びＺ２の幾何学的な相補性と結
合される前記ドップラシフトの割合が速度の計算に対して唯一の物理的解を持つ
明白な分析式を生じさせる。その配置自身が方位角平面でカテーテル体９０の穏
やかなねじり移動を補償する。このねじり移動の制限が任意の角度Ｚ１又はＺ２
の９００への接近であり、すなわち、その角度がそれぞれ約８５０及び９５０以
下である。前記制限角度への接近は、心拍周波数より２桁分高速に順順に３つ続
く測定の相違の測定により、又はビーム９５及び９６を使用する２つの速度測定
の比であって漸近的に無限の傾向があるものの測定により自動的に検出され且つ
電子的に検出される。その数学的分析は同様に連続波ドップラシステムと同様に
パルス波ドップラシステムとして実施に適用するが、好ましい実施例は従来技術
として既知であるパルスドップラ技術であって、分析される血液管
９７の前後で起こりうる流動及び移動に鋭敏でないものである。図９における測
定集合体に役立つ電子回路はドップラシフトを測定する能力を有し、このドップ
ラシフトは、このような状態の検出に取りかかる電子回路又はソフトウエアと同
様に前記連続ドップラシフト測定の前記相違及び２つの測定の比を測定する従来
及び付加的な処理回路において既知とされる。
図１０の実施例においては、ペーシング導線セグメントの透視図が開示され、
そこには血液流測定用のトランスジューサ集合体が一時的なペーシング２極導線
本体１００に固定して取りつけられる。導線本体１００の空洞内にペーシング及
び検知信号の伝送用の２つの導線１０１及び１０２がある。それらの他の末端に
は（図示しない）、導線１０１及び１０２が導線の電極に電気的に接続される。
それらの中心端には（図示しない）、導線１０１及び１０２は導線コネクタ（図
示しない）の対応ピンに電気的に接続され、そのコネクタは超音波で制御される
ペースメーカ（図示しない）の電子回路との接続を可能にする。トランスジュー
サ集合体は４つのトランスジューサ１０３、１０４、１０５及び１０６からなり
、各々は対応導線１０７、１０８、１０９及び１１０をそれぞれ有する。説明野
目的のため、トランスジューサ集合体には絶縁カバ層がない。開示されたトラン
スジューサ断片は、例えばさらに区別の目的のために、導線本体の表面に固定さ
れるように示される。図１１に実施例においては、導線本体１２０内に埋め込ま
れた圧電血小板を使用してトランスジューサアレー集合体の起き得る断面が開示
される。血小板１２１は２つの金属層１２５及び１２６を有しこれは実際にはト
ランスジューサ電極である。したがって、血小板１２２は電極１２７及び１２８
を具備し、血小板１２３は電極１２９及び１３０を具備し、血小板１２４は電極
１３１及び１３２を具備する。トランス
ジューサ電極１２５、１２７、１２９、１３１ははんだ接続１４０、１４２、１
４４及び１４６によりそれぞれ、かつ判断接続１４８により共通導線１４９に接
続される。導線１４９は導線１５０と共に心臓ペーシング及び検知信号の伝送に
使用される。トランスジューサ電極１２６ははんだ接続１３３により導線１３４
に電気的に接続される。トランスジューサ電極１２８ははんだ接続１６４により
導線１３５に電気的に接続される。トランスジューサ電極１３０ははんだ接続１
３６により導線１３７に電気的に接続される。トランスジューサ電極１３２はん
だ接続１３８により導線１３９に電気的に接続される。開示される電気的接続に
おいて、トランスジューサ血小板は導線１４９及び導線１３４、１３５、１３７
及び１３９を経由して付勢される。この例証例においてトランスジューサは絶縁
膜１５１により保護される。
図１２の実施例において、以前の図におけると同様の断面が開示される。トラ
ンスジューサ集合体は４つの圧電セグメント１５２、１５３、１５４及び１５５
のアレーからなり、これらは筒状のトランスジューサの切断により得られた。電
気的接続は図１１に開示されたものに類似し且つそのため電気的導線及び接続は
示されていない。図１１及び１２の双方の例において、トランスジューサ集合体
は空洞プラスチック導線本体内に埋め込まれるように固定される。導線本体の表
面にトランスジューサセグメントを固定することは技術的に可能であるがその例
は示されない。
例証例として、以前の３つの図からの開示集合体は４つのトランスジューサセ
グメントかなり、冗長な設計である。この設計により外科医が導線をおおよそ配
置することが可能になり、おおよその後部超音波ビーム指向性を実現する。正確
な指向性はトランスジューサセグメントの適切な隣接対の選択により得られる。
この手術原理
は、高速導線移植及びシステムの瞬時機能が望ましいとき、一時的な心臓ペーシ
ングに対して重要である。しかしながら、システムは２つのトランスジューサセ
グメントを有して機能できるが、この設計は放射方向により敏感である。この設
計は、簡単な接続を有し、永久的な心臓ペーシングシステムに対してより適切で
ある。
大静脈流の測定は流動測定トランスジューサが血液流自体の中にあるという事
実のためより簡単である。そのため他の簡単な流動測定方法が使用される。もし
超音波が使用されるならば、我々は我々の米国特許番号5,243,976で開示される
トランスジューサ集合を推薦する。本発明の特殊な実施例は開示されたが、この
実施例は例証だけのために開示されることが理解されるべきである。以上の開示
は本発明の範囲を制限することを決して意図しない。むしろ本発明は本発明の範
囲が添付されるクレームに規定されるように制限されるに過ぎないということで
ある。Detailed Description of the Invention
Cardiac electrotherapy system synchronized with venous flow
Field of the invention
The present invention relates to a cardiac electrotherapy method, and in particular, for the purpose of controlling the cardiac electrotherapy method, lung
It relates to the measurement of blood flow characteristics of either the vein or the superior vena cava.
BACKGROUND OF THE INVENTION
Blood flow ultrasound has recently become an important non-invasive diagnostic method. Two methods are practical
, Ie continuous wave (CW) and pulse wave (PW) Doppler systems
did. A very sophisticated and clinically beneficial system is described in U.S. Patent No. 4,790,322.
Developed to enable automatic measurement regardless of the direction of ultrasonic beam emission.
. Ultrasonic transmitter for blood velocity measurement-receiver has improved noise reduction US Patent No.
Disclosed in 4,766,905. Another system disclosed in U.S. Pat. No. 4,771,7789 is
Calculate and display the acceleration of moving reflective members within an organism. Flow image for blood velocity measurement
Detectors, such as those disclosed in U.S. Pat.
The sample of the function is weighted by a confidence criterion so that it is dominated by electrical noise.
Pulls are weighted less. All these inventions are echocardiography scanners
Allows full imaging of blood flow in the image. Nevertheless, a certain
More precision was needed in floor-based applications, and therefore ultrasonic invasiveness
The method was introduced. A device with a catheter for ultrasonic testing of hollow organs
It is disclosed in national patent number 3,938,502. For continuous miniaturization of the device blood flow or
catheter
Other parameters for piezoelectric transducers (on the heart or otherwise)
The idea of measuring data became feasible. Localization and visualization system opened
Emitted and enabled ultrasound guidance for invasive procedures. Ultrasonic needle localization
It was disclosed in patent number 4,249,539. Ultrasound marked catheter and heart
Pace leads opened in U.S. Pat.No. 4,697,595 and U.S. Pat.No. 4,706,681, respectively.
Was shown.
A particular problem to be solved is the measurement of blood flow characteristics of large blood vessels. US Patent
The system disclosed in number 4,319,580 uses a cylindrical transducer for detection to detect blood.
It was developed to detect air embolism in liquids. This approach is a strong reflector such as an embolus
Sufficient for the body and for the special task of essentially detecting those objects
It is. That closeness, however, is a requirement for pacemaker control.
Developments that do not offer the possibility of measuring dynamic properties and that do so are the focus of the invention.
It is a target.
Follow U.S. Pat.No. 4,771,788 and U.S. Pat.No. 4,802,490 along similar lines
A device for measuring and controlling the canal blood flow assessment and measuring cardiac output has been developed.
Aside from its use as a Doppler transducer, U.S. Pat.No. 4,802,490
The disclosed device is an additional flow feature that is not important to the present application in comparison with the prior art.
However, it has been developed in U.S. Pat.Nos. 4,706,681 and 4,697,595 from the viewpoint of ultrasonic waves.
Equivalent to the device shown. The requirements and characteristics added to the present invention shape the ultrasound and
This is a means of tilting, which is different from the above-mentioned invention in that the Doppler measurement is performed with added accuracy and reliability.
Actively control the fixed direction. The device disclosed in U.S. Pat.
It has basically the same ability to measure flow by waves, but of electrotherapy systems
Not suitable for transplantation as part of the human body. This is because the device has a different purpose.
Need additional support wires to help, but for the purposes described above.
This is to exclude the method.
Physiological cardiac pacing is of great importance on a temporary and yet permanent basis
You. Temporary pacing may occur after cardiac surgery due to temporary conduction disturbances or arrhythmias.
Is usually applied during any myocardial infarction. Patients at rest have ventricular contractions
It effectively improved cardiac output when synchronized with atrial filling. This is after surgery
Or it is very important for early recovery after myocardial infarction. In addition, supraventricular tachycardia and phase
Certain arrhythmias similar to external contractions are prevented by physiological pacing.
Patients with chronic conduction and rhythm disturbances receive a permanent implantable pace system.
I have to kick. Patients also have an effective contribution of the atria to the benefits of hemodynamics.
One. Two Fundamental Modes of Physiological Cardiac Pacing: Sequential and Sync
There is Ronas. Sequential atrial-ventricular pacing is a normal atrial-ventricular relationship.
Used to recover. In this mode, the pace of the atria and ventricles is at the proper physiology.
Adjusted to paired stimuli separated by the school interval. However, the heart rate is
Controlled by the manufacturer's program and does not change due to physiological needs. Shin
Chronic cardiac pacing is closest to normal cardiac rhythm. Voluntary atrial power
Position (P-wave) is usually sensed by the electrodes in contact with the atrial endocardium, and this is
Used to trigger the ventricle after a preset delay. Atrial rhythm pace
Frequency is regulated by our natural pacemaker sinus-atrial node.
It changes naturally according to the amount of work done by the body. Therefore, P-wave synchronous ventricular heart
Pacing is considered to be the most physiological rate-response pacing.
Physiologic pacing system complicates surgery compared to non-physiological pacing
There are important drawbacks to the stem. Physiological pacing
Two lead implants: Requires one atrium and one ventricle. Modern double Chan
The pacemaker sequences according to the atrial rhythm monitored by the atrial channel.
It has the ability to switch from Shall to synchronous pacing and vice versa.
You. If the patient has normal sinus and atrial function, the atrial leads are sensitive to atrial activity.
Used only to inform, the ventricular leads sense ventricular activity and
Used to adjust the source. Sensing atrial activity floats within the right atrium cavity.
Much effort is put into the P-wave synchronous ventricular pacing as it is made by the free electrodes.
It was done to design a single-pass conductor for a cable. This lead is on the same lead in the atrium
And a ventricular electrode. This system was disclosed in US Pat. No. 3,903,897
. However, the atrial electrogram is a stray electrogram compared to electrodes that are in direct contact with the atrial muscle.
It has a significantly lower amplitude when sensed by the poles. So this system
Must have a sensitive amplifier in the atrial channel. As a result, distant
It seems that the high magnetic susceptibility of the field appears and causes various kinds of oversensing phenomena to appear. Further
In addition, many patients have low-amplitude atrial electrograms and therefore undersensitize the atrium
Are more often in this system. Disclosed in European Patent No. 311,019
The system uses the electrodes of the ventricle continuously without requiring additional sensing in the atrium.
Monitor impedance. The detected impedance waveform is the atrial filling of the ventricle.
Used to trigger ventricular stimulation synchronously with filling.
US Pat.No. 4,736,646 for specific purposes in different parts of the cardiac cycle
The system described has been developed for the measurement of heart sounds.
U.S. Pat.No. 4,600,017 uses a piezoelectric sensor that is fixed to the cardiac pace wire to provide pressure.
A measuring method is disclosed. Blood Flow Immediate Use Our Sensor Assembly
The body is very special and not the same as a simple pressure bimorph sensor. US Patent
No. 5,139,020 discloses a system for monitoring systolic function of the heart. From that
In the light, the ultrasound beam is directed towards the left ventricle or the aortic root. Invention preferred
The example is for measuring aortic blood flow by the Doppler system. Another fruit
Examples measure systolic time intervals to assess myocardial contraction.
Synchronous pacing is the greatest for pacemakers during high atrial pathology rhythms.
When subjected to a follow-up rate, it is impaired by atrial vibrations and fibrillation. Therefore, intermittent atrium
Movement is contraindicated for synchronous pacing. Patients with intermittent atrial fibrillation
Receive a lot of benefits from pacemakers. This pacemaker is a reliable atrial fibrillation
Equipped with a detector to change from synchronous to rate response pacing in the event of atrial fibrillation
At the end of the fibrillation, the mode is switched back to the synchronous mode. Pe
It is important that the smaker can distinguish early ventricular contractions. Especially
In vascular systems, it is important for pacemakers to distinguish sinus tachycardia from pathological tachycardia.
As far as the inventor is aware, this electrotherapy device is a parameter of electrotherapy control.
In our US Patent Nos. 5,243,976, 5,316,991, and 5,318,595 with tricuspid flow
Only disclosed. However, the invention was limited to monitoring only the right heart.
As far as it is limited and known to the inventor, it is transplanted into the right heart
There is no invention that can monitor left heart function with a transducer.
Monitor hemodynamic parameters of the left heart with a lead implanted in the right heart
That is the general object of the invention.
Operates in synchronous mode, usually with atrial rhythm, and is compatible with single-lead implants.
We provide a cardiac electrotherapy device (pacemaker) that maintains atrial-ventricular synchronization when necessary.
It is a further object of the invention to provide
You.
A sensor for rate-responsive pacing and a reliable means for detecting atrial fibrillation are provided.
It is a further objective to maintain rate response pacing when fibrillation is received.
You. Cardiac electricity that allows early ventricular contractions to be detected and also confirms ventricular capture
It is a particular object of the invention to provide a therapeutic device (pacemaker).
SUMMARY OF THE INVENTION
The invention is characterized by the features of the independent claims. An advantageous embodiment of the invention is the subclause
Disclosed.
The present invention identifies sinus tachycardia as a pathological tachycardia and a lead implanted in the right heart.
A pacemaker that allows more hemodynamic parameters of the left heart to be monitored
I will provide a.
In the practice of the present invention, blood flow through the right pulmonary vein is monitored with a Doppler system.
Piezoelectric transducer assembly attached to a cardiac pacing lead so that
Use coalescing. Flow waveforms through the pulmonary veins are monitored by left ventricular systolic function.
Similarly, it is used for synchronization and control of ventricular cardiac pacing. Another
In this example, blood flow through the superior vena cava was monitored and the flow waveform was right.
Similarly, for the monitoring of ventricular systolic function, synchronization of ventricular cardiac pacing and
And control.
Description of the preferred embodiment
The invention will be more readily understood by reference to the following description and the accompanying drawings.
FIG. 1 shows an open heart with a right atrial appendage and internal right atrium anatomy and transplantation.
Pacing leads are disclosed.
FIG. 2 shows a caudal view of a heart with a lead implanted via the superior vena cava.
FIG. 3 shows a heart similar to FIG. 1, but with the superior vena cava dissected.
FIG. 4 shows five waveforms: ECG, pulmonary vein and tricuspid flow, right atrial wall movement and phonocardiography.
Show a check.
FIG. 5 illustrates the measurement of isovolumic relaxation time from pulmonary venous flow and phonocardiographic waveforms.
FIG. 6 shows synchronization of ventricular pacing with the A-wave of lung flow.
FIG. 7 shows M-mode atrial contraction waveforms and isovolumic relaxation time measurements.
FIG. 8 shows synchronization of atrial pacing with an atrial contraction wave.
FIG. 9 shows the theoretical background of blood flow measurement.
FIG. 10 is a perspective view of an ultrasonic transducer assembly.
FIG. 11 is a cross section of the transducer assembly.
FIG. 12 is a cross section of another transducer assembly.
FIG. 1 shows a heart opened with a right atrial appendage 1. Tricuspid valve 2 and fossa ovalis in the right atrium
3, coronary sinus valve 4 and demarcation crest 5 are present. The superior vena cava 6 and inferior vena cava 7 are pulmonary arteries 8
And aorta 9 with pulmonary trunk 10 as well. Same as having an upper right pulmonary vein 12
Also shown is the left atrium 11 with the right lower pulmonary vein 13. Right ventricle apex 14 remains of pericardium 15
Disclosed as distillates. The pacemaker lead 16 includes the superior vena cava 6, the right atrium cavity,
Implanted in the right ventricle with a tip (not shown) in the region of the leaflet 14 via the tricuspid valve 2.
You. The wire 16 comprises an ultrasonic transducer assembly 17, which assembly
A measuring ultrasound field 18 is generated, which is likewise in the direction of the pulmonary veins 12 and 13 in the upper static region.
It faces the posterior right atrium wall 21 at the entrance of the vein.
Figure 2 shows a caudal view of the heart with similar names for the same elements shown in the previous figure.
You. Lead 16 is the superior vena cava disclosed in this axial view.
Transplanted via 6. As clearly demonstrated in this projection, the ultrasonic measurement field
18 consists of two ultrasonic beams 19 and 20, which is a transducer assembly
17 and via the posterior wall 21 of the right atrium at the entrance of the superior vena cava
Directed in the veins 12 and 13.
FIG. 3 is a perspective view of the same heart as in FIG. 1 with the same elements shown in the previous figure.
It shows a thing with a similar name to a prime. Transducer assembly 17 on the head side
Transplanted and thus the flow of the upper right pulmonary vein 12 by the two ultrasound beams 19 and 20.
Measure movement. The wall of the superior vena cava 21 is therefore at the position of the transducer assembly 17.
Is disconnected to disclose.
As shown in the first three figures, the measurement system comprises a transducer assembly.
Position, depending on the right pulmonary vein: via both of them or one of them
Monitor the flow via. If the transducer assembly is disclosed in FIG.
Flow in the right pulmonary vein or in the lower right pulmonary vein
Not only the movement of the posterior right atrium wall 21 can also be measured. Transducer 17
, Ie, the transducer set disclosed in our US Pat. No. 5,243,976
The body should allow flow measurements in the superior vena cava, as disclosed in Figures 2 and 3.
Designed to. The physiology background of the complete measurement system is disclosed in the following figures.
FIG. 4 shows the precise timing correlation of 5 when physiological events of the cardiac cycle occur.
Two waveforms are shown. A sinus with a T-wave in succession with a P-wave followed by a complex of QRS
There is a sample of the ECG waveform in FIG. 4A that illustrates the rhythm. Venous flow waveform
Of the sample comprises atrial retrograde flow waveform AR, systolic waveform S and diastolic waveform D.
It is disclosed in FIG. 4B. Pulmonary venous flow and vena cava flow have approximately the same waveform pattern.
One. Tricuspid (or mitral) flow waveform comprises early diastolic filling wave E and slow atrial filling wave A
Disclosed in FIG. 4C. The M-mode ultrasonography waveform of the right atrium wall is
Shows the characteristics of atrial wall movement in the direction of the transducer directional axis, similar to atrial contraction wave AC
4C, which comprises a ventricular contraction wave VC. The phonocardiogram inspection waveform depends on I
Opened in FIG. 4E, which comprises the first heart sound shown as well as the second heart sound indicated by II.
Is shown. Mutual timing between the disclosed waveforms due to conduction time between the atria
There is a shift.
The heartbeat is initiated by the atrial electrical depolarization effect represented by the P-wave 30 of the ECG waveform.
It is. As a result, the atrial contraction wave 31 of the right atrial wall M-mode electrocardiogram inspection waveform is illustrated.
Atrial contraction occurs. This contraction is similar to the late diastolic filling 33 of the ventricle
It creates a reversal of the flow 32 through the vein and vena cava. Mitral valve as well as via vein
And with discontinuing flow through the tricuspid valve, atrial diastole is heard as the first heart sound 34.
It is characterized by mitral and tricuspid valve closure. At that time, the ventricular depolarization action is QRS complex 3
5, which is achieved by producing continuous ventricular contractions. During ventricular systole, the heart
Atrial pressure is directed to the right side of the mitral and tricuspid direction toward the apex that produces atrial size increase 37.
It also decreases due to atrial relaxation 36 due to displacement of the annulus. Both of these factors
A systolic venous flow wave 38 is provided, which is disclosed as an example which is a single phase wave. Both sides
Factor: Has a biphasic appearance with two peaks clearly disclosing the atria and ventricles
. T-wave 39 corresponds to ventricular repolarization and ventricular relaxation that closes the aortic and pulmonary valves
Then, what is heard as the second heart sound 40 is generated. Mitral valve as well as tricuspid valve
Open and rapid and fast diastolic filling 41 of the ventricles occurs. This is atrial size 43
The decrease is also indicated by diastolic venous flow wave 42.
FIG. 5 is an electrocardiogram inspection waveform including a first heart sound MT and a second heart sound AP.
Left ventricular isovolumism from pulmonary venous flow including systolic wave D, diastolic D and cardiac wave A as well as
6 illustrates the measurement of relaxation time (IVRT). Just as an example, the systolic flow wave is atrial relaxation
It is disclosed to be biphasic to demonstrate the separation between the sum and mitral annulus displacements. Isovolumetric laxity
Sum time is the cycle of the cardiac cycle between aortic occlusion and the onset of mitral flow. Percentage
It can be used as a sensor for changing the rate of response pace. IV during physical exercise
RT decreases. Therefore, the pace ratio increases as IVRT decreases.
To do this, an algorithm is used in the control circuit of the electrotherapy device. Same as pulmonary valve closure
Similarly, aortic valve closure produces a second heart sound AP. After peak of left ventricular rapid filling wave
A peak of diastolic wave D occurs in the pulmonary venous flow waveform. Left ventricle during ventricular diastole
The pressure is reduced allowing the pulmonary veins to fill the left atrium. The left atrium during this phase
Is the open conduit between the pulmonary vein and the left ventricle, thus pulmonary venous diastolic flow and left ventricular inflow
Give rise to a close relationship between. Therefore, the beginning of pulmonary venous diastolic flow is the end of isovolumic relaxation.
Almost coincides with the period. The measurement of the time interval between the second heart sound 44 and the onset of diastolic wave 45 is important.
Providing information on the left ventricular isovolumic relaxation period. This interval is exactly equal to IVRT
Bad, but the relative change in this interval is equivalent to the change in IVRT.
Are the consequences of circulatory catecholamine enrichment fluctuations, as well as the consequences of cardiac autonomy
. There was no effect of atrial reflux on this measurement, so the atrial flow wave disappeared.
Pulmonary Vein Flow as a Proportional Response Sensor in Sinus Rhythm During Atrial Fibrillation During Sleep
IVRT measured from
Figure 6 shows how ventricular pacing is synchronized with the atrial reflux wave on a single lead VDD pace.
Illustrate how to get a sing. After the P-wave 50, atrial contraction occurs after the atrial countercurrent wave 5
1 is generated via the pulmonary vein as well as via the vena cava. If electrotherapy device
For the beginning of wave 51 detection
With some provision, it is possible to initialize the atrial-ventricular delay interval 52.
Become. At the end of the AV delay 52, the ventricular pacing spike 53 is opened and the ventricle is reduced.
Generate a polar response 54.
Such electrotherapy devices can easily distinguish sinus rhythm from atrial fibrillation
become. The mediation of atrial fibrillation decreased due to the disappearance of A wave along with systolic wave amplitude
I do. In that case, auto-rate from A-wave synchronized ventricular pacing to rate-responsive ventricular pacing.
Dynamic switching can be obtained. When the atrial potential in the heart is detected, the AV delay
Envelope 52 is an AV for P-wave synchronized ventricular pacing in a dual chamber pacemaker
Shorter compared to delay. Therefore, the shortest possible AV in the disclosed system
Delay is what is gained when a ventricular spike is produced synchronously with the onset of the A-wave.
It is.
Special patterns in the venous flow waveform occur in different types of arrhythmias. For example, systole
An effective decrease in peak diastolic rate as well as rate occurs in ventricular tachycardia. Ventricle
It is possible to confirm capture in sourcing. Because of peak loss in case of capture loss
The diastolic wave disappears as the systolic velocity decreases. Atrial pressure assessment is peak atrial
This is possible by measuring the reverse velocity.
FIG. 7 shows how the atrial wall contraction M-mode ultrasonic waveform and the phonocardiogram inspection waveform
Illustrates how to measure the isovolumic relaxation time. Fibrillation wave in atrial vibration and fibrillation
70 is detected. Ventricular contraction 71 and ventricular relaxation 72 produce effective displacement of the atrial wall.
Let it. Near the zero point 73 of the first derivative of the waveform, the mitral flow is initialized. this
Therefore, the time interval between the second heart sound 74 and the point 73 is the isovolumic relaxation time IVRT.
Figure 8 shows how atrial synchronous ventricular pacing can be derived from the atrial wall contraction waveform.
Illustrate if it can be obtained. Detected atrial contraction wave 80 initiates atrial-ventricular delay
And at the end of AV delay, ventricular pacing
Give Pike 81. The captured pacing spikes exhibit a ventricular response 82, and
As a result, the ventricle contraction 83 is shown.
FIG. 9 discloses a theoretical background of the principle of ultrasonic measurement in our system.
I do. In the illustrated implementation, piezoelectric transducers 91, 92, 93 and 9
Transducer array consisting of 4 is a suitable choice of transducer activation.
Produces the two required ultrasonic beams. The beam is a polar directivity diagram
95 and 96 are illustrated in this figure. Sequential of different transducers
Also by using the directional axis by using the phase difference of activation of said transducer
Are directed to different angular differences X. With the known azimuth difference X, the ultrasonic beam and the flow
Enables accurate calculation of blood flow velocity regardless of the actual angle between motion directions
You. To measure its velocity, the Doppler shifts for both beams are independent.
It has to be measured. The movable and known angle X between the beams and the measurement Doppler
By taking only the shift and the geometrical complementarity of the angles Z1 and Z2
The proportion of the Doppler shifts combined has only one physical solution for the velocity calculation
Gives rise to a clear analytical formula. The arrangement itself is an azimuth plane and the catheter body 90
Compensate for gentle torsional movement. This restriction of the twisting movement is caused by an arbitrary angle Z1 or Z2.
Is closer to 900, that is, the angles are about 850 and 950 or less, respectively.
Below. The approach to the limit angle is three times faster than the heartbeat frequency by two digits.
Two velocity measurements by measuring the difference between the two measurements or by using beams 95 and 96
Of the asymptotically infinite tendencies are automatically detected by measurement and
Electronically detected. Its mathematical analysis is similar to continuous wave Doppler systems
Although applied in practice as a pulse wave Doppler system, the preferred embodiment is prior art
A pulsed Doppler technique known as
It is not sensitive to possible flow and migration around 97. Measurement in Figure 9
The electronics that serve the constant assembly have the ability to measure the Doppler shift,
Lashift is the same as electronic circuitry or software that undertakes the detection of such conditions.
To measure the difference between the continuous Doppler shift measurements and the ratio of the two measurements
And known in additional processing circuits.
In the embodiment of FIG. 10, a perspective view of a pacing wire segment is disclosed,
There is a transducer assembly for blood flow measurement, a temporary pacing bipolar conductor.
It is fixedly attached to the main body 100. Pacing into the cavity of the conductor body 100
And there are two conductors 101 and 102 for the transmission of the detection signal. At their other end
(Not shown) leads 101 and 102 are electrically connected to the electrodes of the leads.
At their central ends (not shown), leads 101 and 102 are lead connectors (see
Is electrically connected to the corresponding pin (not shown) and its connector is ultrasonically controlled
Allows connection with the electronics of a pacemaker (not shown). Transju
The service assembly consists of four transducers 103, 104, 105 and 106.
, Each having corresponding conductors 107, 108, 109 and 110, respectively. Explanation field
For purposes, the transducer assembly does not have an insulating cover layer. Disclosed Tran
The squeezer fragments are fixed to the surface of the conductor body, for example for further distinguishing purposes.
It is shown as follows. In the embodiment shown in FIG. 11, embedded in the conductor body 120.
Disclosed Possible Cross Sections of Transducer Array Assemblies Using Piezoelectric Platelets
Is done. Platelet 121 has two metal layers 125 and 126, which are actually
It is a lanced electrode. Therefore, the platelets 122 will have electrodes 127 and 128.
Platelets 123 have electrodes 129 and 130, and platelets 124 have electrodes
131 and 132 are provided. Trance
The juicer electrodes 125, 127, 129, 131 have solder connections 140, 142, 1
44 and 146, respectively, and by a decision connection 148 to the common conductor 149.
Continued. Lead 149, along with lead 150, is used to transmit cardiac pacing and sensing signals.
used. The transducer electrode 126 is connected to the conductive wire 134 by the solder connection 133.
Electrically connected to. The transducer electrode 128 is connected by the solder connection 164.
It is electrically connected to the lead wire 135. Transducer electrode 130 is soldered 1
36 electrically connects to a conductor 137. Transducer electrode 132
The electrical connection 138 electrically connects to the conductor 139. To the electrical connection disclosed
At the transducer platelet, the conductive wire 149 and the conductive wires 134, 135, 137 are used.
And 139. In this example the transducer is isolated
Protected by membrane 151.
In the embodiment of FIG. 12, a cross section similar to that in the previous figures is disclosed. Tiger
The transducer assembly comprises four piezoelectric segments 152, 153, 154 and 155.
Of an array of, which were obtained by cutting a tubular transducer. Electric
The electrical connections are similar to those disclosed in Figure 11 and so the electrical leads and connections are
Not shown. Transducer assembly in both examples of FIGS.
Is fixed so as to be embedded in the hollow plastic conductor body. Conductor body table
It is technically possible to fix the transducer segment to the surface, but an example
Is not shown.
By way of example, the disclosure aggregate from the previous three figures shows four transducer arrays.
The design is quite redundant. This design allows the surgeon to distribute the wires roughly.
Can be placed, and achieves an approximate rear ultrasonic beam directivity. correct
Directivity is obtained by selecting the appropriate adjacent pair of transducer segments.
This surgical principle
Provides a temporary cardiac pace when fast lead implants and instant system functionality are desired.
Is important to However, the system has two transducers.
Although it can function with a cement, this design is more sensitive to the radial direction. This setting
The meter has a simple connection and is more suitable for permanent cardiac pacing systems.
is there.
Measurement of vena cava flow means that the flow measuring transducer is in the blood flow itself.
It's easier because of the fact. Therefore, another simple flow measurement method is used. if
If ultrasound is used, we are disclosed in our US Patent No. 5,243,976
Recommend transducer set. Although a particular embodiment of the invention has been disclosed,
It should be understood that the examples are disclosed by way of illustration only. Disclosure above
Is in no way intended to limit the scope of the invention. Rather, the present invention is
The enclosure is only limited as specified in the appended claims
is there.
【手続補正書】特許法第１８４条の８
【提出日】１９９５年１２月１８日
【補正内容】
明細書
、この電気治療装置は電気治療制御のパラメータとして三尖流動を持つ我々の米
国特許番号5,243,976、5,316,991、及び5,318,595にだけ開示された。
クレーム１のプリアンブルに係る心臓電気治療装置はヨーロッパ特許番号A-0,
474,957により既知になった。その装置はその周辺のカテーテル手段に配設され
かつ取りつけられてカテーテル本体に隣接して本来狭い指向性特性を生成するこ
とを可能にする。本発明は右心臓だけをモニターするように制限される。
右心臓内に移植された導線により左心臓の血流力学パラメータをモニターする
ことが本発明の一般的な目的である。
通常心房リズムで、シンクロナスモードで動作し、且つ単一の導線の移植に対
する必要で心房−心室の同期を維持する心臓電気治療装置（ペースメーカ）を提
供することが本発明のさらなる目的である。
割合応答ペーシング用のセンサ及び心房細動検出用の信頼手段を提供し、心房
細動が受けられるときに割合応答ペーシングを維持することがさらなる目的であ
る。早い心室収縮を検出し同様に心室捕捉を確認することを可能にする心臓電気
治療装置（ペースメーカ）を提供することが本発明の特別の目的である。
発明の要約
本発明はクレーム１の特徴を特徴とする。本発明の有利な実施例はサブクレー
ムに開示される。
本発明は洞頻脈を病理学的な頻脈を識別し、且つ右心臓内に移植される導線に
より左心臓の血流力学パラメータをモニターすること
請求の範囲
３．少なくとも１つの圧電トランスジューサ手段（１７）は前記カテーテル手
段（１６）にこの位置で取り付けられるので、上大静脈（６）内の血液流速度が
検出され且つ前記電子回路は上大静脈（６）の検出血液流速度データを受け処理
するのに適する、請求項１又は２に記載の心臓電気治療装置。
４．心室電気活性と同期した決定時間間隔中に血液流速度の測定手段を具備す
る請求項１乃至３のいずれか１項に記載の心臓電気治療装置。
５．心房収縮により生じる逆流波（３２、５１）、心室収縮により生じる収縮
期流波（３８）、心室緩和により生じる拡張期流波（４２）間の識別手段と、全
３つの前記波のピーク速度（ＡＲ，Ｓ，Ｄ）の測定及び全３つの波の時間積分の
計算手段とを具備する、請求項１乃至４のいずれかに記載の心臓電気的治療装置
。
６．前記回路により検出される逆流波（５１）と同期する心室ペーシング（５
３）手段を具備し、心室ペーシングは生理学心房−心室遅延（５２）を維持する
、請求項５に記載の心臓電気治療装置。
７．心房細動つまり前記逆流波（３２、５１）の消滅検出手段と、心房細動が
受け入れられる間に割合応答心室ペーシングを維持する手段と、前記逆流波の発
生時に同期心室ペーシングに復帰する手段とを具備する請求項１乃至６のいずれ
か１項に記載の心臓電気治療装置。
８．前記３つの流動速度波の前記時間積分と前記ピーク速度の相互関係の計算
に基づく心房圧力測定手段を具備する、請求項１乃至６のいずれか１項に記載の
心臓電気治療装置。
９．前記３つの流動速度波の前記時間積分及び前記ピーク速度の相互関係の計
算に基づく心室及び上室の不整脈検出手段を具備する
、請求項１乃至６のいずれか１項に記載の心臓電気治療装置。
１０．前記収縮期波の前記積分変化の測定に基づくストローク容積変化の計算
手段を具備する、請求項１乃至６のいずれか１項に記載の心臓電気治療装置。
１１．前記収縮期波の第１次微分の測定手段を具備し、前記微分が増加しこの
逆のときはいつもペーシング割合が増加するように前記微分は割合応答ペーシン
グのセンサである、請求項７に記載の心臓電気治療装置。
１２．前記拡張期波の第１次微分の測定手段を具備し、前記微分が増加しこの
逆のときにはいつもペーシング割合が増加するように前記微分は割合応答ペーシ
ングセンサである、請求項７に記載の心臓電気治療装置。
１３．心室収縮の脱落、つまり前記収縮期波形（３８）の消滅検出手段と、も
し脱落収縮が捕捉喪失により又は心室細動又は頻脈により生じるかを識別する手
段とを具備する請求項５乃至９のいずれか１項に記載の心臓電気治療装置。
１４．単一の心拍で急激なストローク容積減少の検出手段を具備し、前記急激
な減少は前記単一心拍が心室の早い心拍であることを示す、請求項１０に記載の
心臓電気治療装置。
１５．連続の心拍で急激なストローク容積減少の検出手段を具備し、前記急激
な減少は前記連続心拍が心室の頻脈であることを示す、請求項１０に記載の心臓
電気治療装置。
１６．ドップラ測定心臓ペーシング導線と、ドップラ血液流速度測定用の電子
回路とを具備し、前記ドップラ測定心臓ペーシング導線は
プラスチックカテーテル本体（１６、９０、１００、１２０）、導線導体（１
０１／１０２／１０７／１０８／１０９／１１０、１
４９／１５０／１３４／１３５／１３７／１３９／１４１／１４３／１４５／１
４７）とペーシング電極と、少なくとも１対のドップラ測定超音波圧電トランス
ジューサ手段（１７、９１から９４、１０３から１０６、１２１から１２４、１
５２から１５５）を具備し、トランスジューサ電極（１２５から１３２）を具備
し、前記１対のトランスジューサ手段は、２つの超音波ビーム（９５、９６）を
、双方の前記ビームに対するドップラシフトの独立測定に対して、生成すること
が可能になるように、その周辺の前記心臓導線に配設されかつ取りつけられる請
求項１乃至１５のいずれか１項に記載の心臓電気治療装置。
１７．前記超音波ビーム及び前記血液流の方向間の実際の角度に無関係に血液
流速度の計算を可能にするように前記２つのビームの指向性軸が方位角度差（Ｘ
）に向けられる、請求項１６に記載の心臓電気治療装置。
１８．前記圧電トランスジューサ手段（１７、９１から９４、１０３から１０
６、１２１から１２４）は血小板の形状を持ち、前記心臓導線の周辺に取りつけ
られ、かつ前記トランスジューサ電極（１２５から１３２）により分極されて１
つの方位平面に放射指向性特性を生成する、請求項１６又は１７に記載の心臓電
気治療装置。
１９．前記圧電トランスジューサ手段（１７、１５２から１５５）は筒セグメ
ントの形状を持ち、前記心臓導線の周辺にとりつけられ且つ前記トランスジュー
サ電極（１２５から１３２）により分極されて１つの方位平面で放射指向性特性
を生成する、請求項１６又は１７に記載の心臓電気治療装置。
２０．前記トランスジューサ電極（１２５、１２７、１２９、１３１）の内部
アレーは接続（１４８、１４０、１４２、１４４、１４６）と補助的に導線導体
（１４１）１４３、１４５、１４７）と
により前記導線導体（１４９）の１つに電気的に接続され、他方前記トランスジ
ューサ電極（１２６、１２８、１３０、１３２）の外部アレーは接続（１３３、
１６４、１３６、１３８）により前記導線導体（１３４、１３５、１３７、１３
９）の分離セットに電気的に接続されて前記心臓電気治療装置のペーシング及び
検知機能を妨げないように前記トランスジューサのシーケンシャル切り換えを可
能にすると同様に全トランスジューサの同一極性を得る請求項１６乃至１９のい
ずれか１項に記載の心臓電気治療装置。
【手続補正書】特許法第１８４条の８
【提出日】１９９６年３月６日
【補正内容】
請求の範囲
１．心臓の右心室に血管（６）を経由して挿入されるのに適するカテーテル手
段（１６、９０、１００、１２０）と、
前記カテーテル手段の末端での末端ペーシング電極と、
カテーテル手段が心臓の右心室に挿入されるとき心臓内又は血管（１２、１３
）内の血液流の速度を検出する位置に前記カテーテル手段を取りつけられる少な
くとも１対のドップラ測定超音波圧電トランスジューサ手段（１７、９１から９
４、１０３から１０６、１２１から１２４、１５２から１５５）と、
前記カテーテル手段内に配設され、前記ペーシング電極及び前記トランスジュ
ーサ手段にそれぞれ末端で接続され且つ前記超音波圧電トランスジューサ手段に
より検出される、血液流速度データを受け処理する電子回路に中心端で接続され
又は接続可能である電気的導体（１５０）とを具備する心臓電気治療装置におい
て、
前記少なくとも１対の圧電トランスジューサ手段（１７）が前記カテーテル手
段（１６）にその位置の周辺で取り付けられるので、カテーテル手段が心臓の右
心室に挿入されるとき少なくとも肺静脈（１２、１３、９７）の１つの方向に前
記トランスジューサ手段（１７）により生成される超音波ビーム（１９／２０；
９５／９６）の指向性特性が向けられ且つ電子回路がこれらの静脈の血液流速度
データを受け処理するのに適することを特徴とする装置。
２．少なくとも１つの圧電トランスジューサ手段（１７）は前記カテーテル手
段（１６）にその位置で取り付けられるので超音波ビームの指向性特性は後の右
心房壁（２１）の方向に向けられかつ電子回路は前記壁（２１）の検出移動デー
タを受け処理するのに適する、請求項１に記載の心臓電気治療装置。
３．少なくとも１つの圧電トランスジューサ手段（１７）は前記カテーテル手
段（１６）にこの位置で取り付けられるので、上大静脈（６）内の血液流速度が
検出され且つ前記電子回路は上大静脈（６）の検出血液流速度データを受け処理
するのに適する、請求項１又は２に記載の心臓電気治療装置。[Procedure of Amendment] Article 184-8 of the Patent Act
[Submission date] December 18, 1995
[Correction contents]
Specification
, This electrotherapy device has our rice with tricuspid flow as a parameter of electrotherapy control
It was disclosed only in national patent numbers 5,243,976, 5,316,991, and 5,318,595.
A cardiac electrotherapy device according to the preamble of claim 1 has a European patent number A-0,
It became known by 474,957. The device is placed on the catheter means around it
And attached to produce an inherently narrow directional characteristic adjacent to the catheter body.
And enable. The present invention is limited to monitoring only the right heart.
Monitor hemodynamic parameters of the left heart with a lead implanted in the right heart
That is the general object of the invention.
Operates in synchronous mode, usually with atrial rhythm, and is compatible with single-lead implants.
We provide a cardiac electrotherapy device (pacemaker) that maintains atrial-ventricular synchronization when necessary.
It is a further object of the invention to provide.
A sensor for rate-responsive pacing and a reliable means for detecting atrial fibrillation are provided.
It is a further objective to maintain rate response pacing when fibrillation is received.
You. Cardiac electricity that allows early ventricular contractions to be detected and also confirms ventricular capture
It is a particular object of the invention to provide a therapeutic device (pacemaker).
SUMMARY OF THE INVENTION
The invention features the features of claim 1. An advantageous embodiment of the invention is the subclay
Disclosed in the
The present invention identifies sinus tachycardia as a pathological tachycardia and a lead implanted in the right heart.
Monitor hemodynamic parameters of the left heart more
The scope of the claims
3. At least one piezoelectric transducer means (17) is provided for said catheter hand.
Attached to the step (16) in this position, the blood flow velocity in the superior vena cava (6) is
And the electronic circuit receives and processes detected blood flow velocity data of the superior vena cava (6)
A cardiac electrotherapy device according to claim 1 or 2, which is suitable for
4. Equipped with means for measuring blood flow velocity during a determined time interval synchronized with ventricular electrical activity
The cardiac electrotherapy apparatus according to any one of claims 1 to 3.
5. Reflux wave (32, 51) caused by atrial contraction, contraction caused by ventricular contraction
A means for discriminating between the diastolic flow wave (38) and the diastolic flow wave (42) generated by ventricular relaxation, and
Of the peak velocities (AR, S, D) of the three waves and of the time integral of all three waves
A cardiac electrotherapy apparatus according to any one of claims 1 to 4, further comprising a calculation means.
.
6. Ventricular pacing (5) synchronized with the reflux wave (51) detected by the circuit
3) Means provided, ventricular pacing maintains physiological atrial-ventricular delay (52)
The cardiac electrotherapy device according to claim 5.
7. Atrial fibrillation, that is, the extinction detection means for the reflux wave (32, 51) and atrial fibrillation
A means for maintaining rate-responsive ventricular pacing during acceptance, and the generation of said reflux wave.
7. A means for returning to synchronous ventricular pacing at the time of birth.
The cardiac electrotherapy device according to item 1.
8. Calculation of the correlation between the time integral and the peak velocity of the three flow velocity waves
7. Atrial pressure measuring means based on
Cardiac electrotherapy device.
9. A measure of the interrelationship of the time integration and the peak velocity of the three flow velocity waves.
Arithmetic detection means for ventricle and supraventricle based on arithmetic
7. The cardiac electrotherapy apparatus according to claim 1.
10. Calculation of stroke volume change based on measurement of the integral change of the systolic wave
The electrocardiotherapy device according to claim 1, further comprising means.
11. A means for measuring the first derivative of the systolic wave, the derivative increasing
The derivative is a rate-responsive pacin so that the pacing rate increases whenever it is reversed.
The electrocardiographic treatment device according to claim 7, wherein the electrocardiotherapy device is a sensor for a heartbeat.
12. A means for measuring the first derivative of the diastolic wave, wherein the derivative increases
The derivative is a rate response pace so that the pacing rate increases whenever the opposite occurs.
The electrocardiotherapy device according to claim 7, wherein the electrocardiographic treatment device is a ring sensor.
13. Ventricular contraction dropout, that is, means for detecting disappearance of the systolic waveform (38),
To identify whether a dropout contraction is caused by loss of capture or by ventricular fibrillation or tachycardia.
The cardiac electrotherapy apparatus according to claim 5, further comprising a step.
14． It is equipped with means for detecting a rapid stroke volume decrease with a single heartbeat,
11. The reduced rate of claim 10 wherein the single heartbeat is an early ventricular heartbeat.
Cardiac electrotherapy device.
15. It is equipped with means for detecting rapid stroke volume decrease with continuous heartbeat,
11. The heart of claim 10, wherein a significant decrease indicates that the continuous heart beat is a ventricular tachycardia.
Electrotherapy device.
16. Doppler measurement cardiac pacing leads and electronic for Doppler blood flow velocity measurement
A Doppler measurement cardiac pacing lead
Plastic catheter body (16, 90, 100, 120), conductor (1
01/102/107/108/109/110, 1
49/150/134/135/137/139/141/143/145/1
47) and a pacing electrode, and at least one pair of Doppler measuring ultrasonic piezoelectric transformers.
Juicer means (17, 91 to 94, 103 to 106, 121 to 124, 1
52 to 155) and transducer electrodes (125 to 132)
Then, the pair of transducer means emits two ultrasonic beams (95, 96).
, For independent measurement of Doppler shift for both said beams, generating
To be installed and attached to the cardiac conductor in the vicinity thereof so that
The cardiac electrotherapy apparatus according to any one of claims 1 to 15.
17． Blood irrespective of the actual angle between the ultrasonic beam and the direction of blood flow
The directional axes of the two beams are set to the azimuth angle difference (X
), The cardiac electrotherapy device of claim 16.
18. The piezoelectric transducer means (17, 91 to 94, 103 to 10)
6, 121 to 124) have the shape of platelets and are attached around the cardiac wire.
And polarized by the transducer electrodes (125-132) 1
18. Electrocardiogram according to claim 16 or 17, which produces a radiation directional characteristic in one azimuth plane.
Qi therapy device.
19. The piezoelectric transducer means (17, 152 to 155) is a cylindrical segment.
Has the shape of an antenna, is attached to the periphery of the cardiac wire, and is
Radiation directivity characteristic in one azimuth plane by being polarized by the electrode (125 to 132)
An electrocardiographic treatment device according to claim 16 or 17, which produces
20. Inside of the transducer electrodes (125, 127, 129, 131)
Arrays are conductive conductors supplementary to connections (148, 140, 142, 144, 146)
(141) 143, 145, 147)
Is electrically connected to one of the conductors (149) by
The external array of fuser electrodes (126, 128, 130, 132) is connected (133,
164, 136, 138) and the conductors (134, 135, 137, 13).
9) electrically connected to the separate set of 9) for pacing the cardiac electrotherapy device and
Sequential switching of the transducers is possible without disturbing the detection function
The same polarity of all the transducers can be obtained in the same manner as described above.
The cardiac electrotherapy apparatus according to item 1.
[Procedure of Amendment] Article 184-8 of the Patent Act
[Submission date] March 6, 1996
[Correction contents]
The scope of the claims
1. Catheter hand suitable for insertion via the blood vessel (6) into the right ventricle of the heart
Steps (16, 90, 100, 120),
A distal pacing electrode at the distal end of the catheter means,
When the catheter means is inserted into the right ventricle of the heart, inside the heart or blood vessel (12, 13
) Within which the catheter means can be mounted at a position to detect the velocity of blood flow.
At least a pair of Doppler measuring ultrasonic piezoelectric transducer means (17, 91 to 9)
4, 103 to 106, 121 to 124, 152 to 155),
A pacing electrode and a transducer disposed within the catheter means.
To the ultrasonic piezoelectric transducer means.
Connected at the central end to an electronic circuit that receives and processes blood flow velocity data, which is detected by
Or a connectable electrical conductor (150) in a cardiac electrotherapy device
hand,
The at least one pair of piezoelectric transducer means (17) is provided in the catheter hand.
The catheter means is attached to the step (16) around its position so that the catheter means is to the right of the heart.
Anterior to at least one direction of the pulmonary vein (12, 13, 97) when inserted into the ventricle
The ultrasonic beam (19/20; generated by the transducer means (17);
95/96) directional characteristics and the electronic circuitry allows blood flow velocity in these veins.
A device characterized by being suitable for receiving and processing data.
2. At least one piezoelectric transducer means (17) is provided for said catheter hand.
Since it is attached to the step (16) at that position, the directional characteristics of the ultrasonic beam are
The electronic circuit is directed towards the atrial wall (21) and the electronic circuit is adapted to detect movement data of said wall (21).
A cardiac electrotherapy device according to claim 1, which is suitable for receiving and processing data.
3. At least one piezoelectric transducer means (17) is provided for said catheter hand.
Attached to the step (16) in this position, the blood flow velocity in the superior vena cava (6) is
And the electronic circuit receives and processes detected blood flow velocity data of the superior vena cava (6)
A cardiac electrotherapy device according to claim 1 or 2, which is suitable for