JPH09508819A - ペースメーカによる心臓の捕捉確認法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 心捕捉を確認する方法である。心刺激パルスに応じて発生した心臓信号を電極経由で検出する。検出した信号はローパスフィルタで漉波して雑音を除去し惹起した心信号の周波数特性を透過する。漉波信号を処理して前記漉波信号の２次導関数を表わす波形信号を得て、２次導関数信号をさらに解析して心刺激パルス供給後の選択した遅延において始まる選択した時間ウィンドウの間の最小および最大振幅変化を検出する。最小と最大の間の振幅差を測定し第１の基準値と比較する。前記心刺激パルスの供給後選択した遅延において始まる第２の選択した時間ウィンドウの間に２次導関数の振幅を測定して第２の基準値と比較する。振幅差が第１の基準値を越えるが、振幅が第２の基準値を越えない場合に捕捉検出信号を生成する。

Description

【発明の詳細な説明】 ペースメーカによる心臓の捕捉確認法 技術分野 本発明は一般に埋込型心刺激装置を用いる心ペーシングに関し、より特定すれ ば心刺激装置による電気刺激パルスの適用後の心臓捕捉の確認に関する。 背景情報 心刺激装置、またはペースメーカは心周期内の心組織が興奮可能な区間で選択 した心室の心筋へ電気パルスを供給することにより心臓を「捕捉」する。電気パ ルスにより心細胞の脱分極が発生し、心筋へ供給されるペーシングパルスのエネ ルギーが閾値を越えていれば結果的に心室が収縮する。 電気パルスにより心筋へ供給するエネルギーが確実に心臓を捕捉できる最低レ ベルとなるようにペースメーカを調整するのが望まれる。このようなレベルでは 治療効果が見られると同時にペースメーカ電池寿命を最大限に延すことができる 。捕捉閾値は装置埋設ごとに異なるため、また時間の経過とともに変化すること があるのでペースメーカから心筋へ供給するパルスエネルギーを埋設中および埋 設後に調整できるようにすることも望まれる。埋設ペースメーカと通信する体外 プログラム装置を用いて時々用手的に調節を実行することができる。しかしさら に望ましいのは、捕捉閾値の変化に応じて自動的かつ動的にパルスエネルギーを 自分で調節するペースメーカを提供することである。 捕捉閾値の変化は任意のエネルギーレベルにおける刺激パルスの効果を監視す ることによって検出できる。それまでは捕捉を起すのに充分だった特定の刺激エ ネルギーレベルで捕捉が起こらない場合、捕捉閾値が増加し刺激エネルギーレベ ルを増加しなければならないことが推定できる。他方で、比較的大多数の連続し た刺激周期にわたって特定の刺激レベルで捕捉が定常的に見られる場合、刺激閾 値が減少しペーシングエネルギーは必要以上に高いエネルギーレベルで供給され ていることが有り得る。これは刺激エネルギーのレベルを低下させ新しいエネル ギーレベルでの捕捉の消失を監視すれば確認できる。 刺激エネルギーレベルの自動的かつ動的な調節を旨く行なうには埋込型心刺激 装置が捕捉の発生したことを確認できる必要がある。捕捉の確認は一般に刺激パ ルスによる心臓における興奮電位を検出して行なわれる。捕捉が起こらなかった 場合には興奮電位は検出されない。このあと心臓へ刺激パルスを供給するたびに 適当な期間にわたって心臓を監視し、その後興奮電位の存在を検出し、これによ り捕捉を確認することができる。しかし現実には興奮電位の確実な検出は簡単な ことではなく、特に刺激パルスを供給する電極と同じ電極で刺激電位を検出する のが所望の場合にはそうである。残留電荷は指数関数的に減少するが、刺激後数 百ミリ秒にわたって興奮電位より強いことが多い。残留電荷の影響を軽減するた めの幾つかの技術が従来技術において開示されている。 １９８９年８月２２日にキャラハン（Callaghan et al.）らに発行された米国 特許第４，８５８，６１０号では刺激パルスの供給後に電荷ダンピングを用いて リード線の分極を減少し、かつ独立したペーシング用と検出用電極を使用して検 出電極の分極を排除することを教示している。ショルダー（Sholder）に１９８ ７年８月１８日に譲受された米国特許第４，６８６，９８８号では、検出器に接 続され心房刺激パルス存在下にＰ波を検出するための独立した検出電極を使用す ることを教示しており、Ｐ波検出器はＰ波に関連する周波数を透過するように選 択した入力帯域通過特性を有している。米国特許第４，３７３，５３１号では、 リード線の分極を中和するための刺激前後の充電パルスの使用を教示している。 米国特許第４，５３７，２０１号では、興奮電位に起因し残存している非直線性 成分を検出するために非対数増幅器を介して検出信号を印加することにより指数 関数的に減少する検出信号の直線化を教示している。デコーテＪｒ．（DeCoteJr .）に１９８７年６月２３日に譲受された米国特許第４，６７４，５０９号では 、一対にしたペーシングパルスを多くとも各対の１つのパルスだけが捕捉を惹起 できるようにはなして生成することを教示している。パルス対のそれぞれの生成 後ペーシング用リード線で検出した波形を電子的に減算して刺激心応答を表わす 差分信号を取り出している。 埋込型心刺激装置において使用し心臓の捕捉を確認するため直前の刺激パルス に由来する残存電荷の存在下に心臓の興奮電位が検出可能で刺激パルスの供給に 用いたのと同じ電極を用いて興奮応答を検出できるような信号処理法を提供する ことが望まれる。上記およびその他の望ましい目標は本発明に適合している。 発明の開示 ペースメーカの出力パルス供給後に検出される捕捉と非捕捉信号形態の間の識 別法を発明した。非捕捉電位が形状的に指数関数的で捕捉興奮電位は一般に形状 が指数関数的だが指数関数波形上に重畳された小振幅の１つまたはそれ以上の揺 動を有していることを観察し、本発明は検出を容易にするためこれらの揺動を拡 大しようとするものである。揺動は比較的急激なスロープ変化をともない、信号 波形を微分処理してこれを拡大し興奮応答の２次導関数を取り出す。２次導関数 の急激なスロープ変化を用いて他の方法では識別が困難なことが多いような捕捉 を表わす形態的特徴を検出する。雑音に起因する急激なスロープ変化の検出を排 除するため、好適実施例ではローパスフィルタを微分前に使用する。 本発明の１つの態様において、心臓の捕捉を確認する方法は心刺激パルスに応 答して発生する心臓信号を電極により検出することが関係する。検出した信号を 漉波して雑音を除去する。漉波した信号を処理して漉波信号の２次導関数を表わ す波形信号を得る。２次導関数信号の最大および最小振幅変化が心刺激パルス供 給後に選択した時間ウィンドウ内で発生する場合、また最小と最大の振幅差が基 準値を越える場合、捕捉が発生したと判定する。 本発明の目的は心刺激パルス供給後に心内電極で検出した非捕捉および捕捉波 形の形態を弁別するための方法の改良を提供することである。 本発明の別の目的は心刺激パルス供給後に心内電極で検出した固有収縮波形の 形態から捕捉波形の形態を識別するための方法の改良を提供することである。 本発明のその他の目的および利点は図面を参照してなされる好適実施例につい ての以下の説明から明らかになろう。 図面の簡単な説明 図１は本発明を組み込んだ心刺激装置の好適実施例のブロック図である。 図２は捕捉検出アナログ信号処理回路を特に詳細に示す図１の捕捉検出ブロッ クのブロック図である。 図３、図４、図５は検出波形の１次および２次導関数の関連性を表わす一連の 波形を示す。 図６、図７は検出波形の捕捉と非捕捉を識別する際の２次導関数の有用性を示 す一連の波形を示す。 図８は本発明の方法との関連において有用な幾つかの時間ウィンドウと振幅閾 値に関連する検出波形の２次導関数を表わす。 図９は本発明による心臓の捕捉を検出するための検出波形の２次導関数を分析 する方法のフローチャートである。 発明を実施するための最良の態様 図１を参照すると、本発明の方法を組み込んだペースメーカ１０のブロック図 が図示してある。マイクロプロセッサと制御回路２０はペースメーカ制御および デジタル信号を処理するための手段を提供するのが好ましい。マイクロプロセッ サ２０は双方向バス２２でメモリ２４へ従来の方法で接続した入出力ポートを有 する。メモリ２４はＲＯＭとＲＡＭの両方を含むのが望ましい。ペースメーカの 動作ルーチンはＲＯＭに格納される。ＲＡＭは各種のプログラム可能なパラメー タと変数を格納する。 マイクロプロセッサ２０は線２８によりテレメトリ・インタフェース２６へ接 続した入出力ポートを有するのが好ましい。ペースメーカは埋設時にペーシング 制御パラメータおよび変数を体外プログラム装置の送信器から受信して所望すれ ばデータを体外プログラム装置の受信器へ送信できる。テレメトリ通信はアンテ ナ３０により通信しようとするデータで変調した電磁放射の送受信により行なう のが好ましい。 マイクロプロセッサ２０は心房刺激パルス生成器３２の入力と心室刺激パルス 生成器３４の入力へそれぞれ制御線３６、３８によって接続してある出力ポート も有する。マイクロプロセッサ２０はパルスパラメータ・データ、例えば振幅と 幅等ならびにイネーブル・ディスエーブルとパルス起始コードをそれぞれ制御線 ３６、３８で生成器３２、３４へ送信する。 マイクロプロセッサ２０は心房検出増幅器４０と心室検出増幅器４２の出力へ それぞれ線４４、４６で接続した入力ポートも有する。心室および心房検出増幅 器４０、４２はＰ波とＲ波の発生をそれぞれ検出する。心房検出増幅器４０はＰ 波を検出するとマイクロプロセッサ２０へ線４４で信号を出力する。心室検出増 幅器４２はＲ波を検出するとマイクロプロセッサ２０へ線４６上で信号を出力す る。 心房検出増幅器４０の入力と心房刺激パルス生成器３２の出力は、心臓５２の 右心房内部に取り付けるのが望ましいペーシング／検出電極５０へ、通常の心房 リード線を経由して接続してある第１の導体４８に接続される。 心室検出増幅器４２の入力と心室刺激パルス生成器３４の出力は、心臓５２の 右心室内部に取り付けるのが望ましいペーシング／検出電極５６へ、通常の心室 リード線を経由して接続してある第２の導体に接続される。 導体４８、５４はそれぞれ心房ならびに心室刺激パルス生成器３２、３４で生 成した刺激パルスをペーシング／検出電極５０、５６へ導く。ペーシング／検出 電極５０、５６とこれに対応する導体４８、５４も右心房と右心室で検出した心 電気信号をそれぞれ心房並びに心室検出増幅器４０、４２へ導く。 捕捉検出信号プロセッサ５８は導体５４に接続してある入力と、マイクロプロ セッサ２０の入力ポートへ線６０経由で接続してある出力とを有する。電極５６ により心室内で検出した信号は導体５４で捕捉検出信号プロセッサ５８へと導か れ、ここで検出信号をさらに詳細に後述するような方法で処理する。捕捉検出信 号プロセッサ５８からの処理信号は線６０でマイクロプロセッサ２０に導かれ、 信号をさらに処理し後述するような方法にしたがって解析する。 本発明では、心内配置電極を経由して刺激パルスの印加に応じて発生した電位 を検出することにより心臓の捕捉を検出することを意図している。本発明の有意 な利点は、刺激パルスを供給するのに用いる同じ電極を捕捉の検出にも使用でき ることである。これによりリード線チップとペースメーカ容器の間の単極ペーシ ングの使用において取り込み検出のための独立したリング電極が必要とされなく なる。これ以外にも、リード線チップとリング電極の間の双極ペーシングも第３ の電極を必要とせずに行なうことができる。さらに、双極ペーシングを使用する 場合にチップ電極を捕捉検出電極として使用できる。別の利点は、ペーシング用 パルス供給後７０ミリ秒以内に非捕捉が検出できることで、これは所望すれば直 ちにバックアップ用ペーシングパルスを供給するのに充分なだけ迅速である。 図２を参照すると、図１の捕捉検出信号プロセッサ５８がさらに詳細に図示し てある。好適実施例において、信号プロセッサ５８は心臓からの電気活動検出信 号が印加される入力を有する前置増幅器６２を含む。前置増幅器６２の入力は心 内リード線の導体５４を経由して心臓の右心室に配置してあるチップ電極５６へ 電気的に接続される。チップ電極５６からの信号は第２の電極に対して、好まし くは単極ペーシング構成におけるペースメーカ筐体または「容器」の外部導電性 表面に対して検出される。いずれにしても、前置増幅器６２への入力がリング電 極へも接続できることは理解されるべきである。これ以外に、前置増幅器６２へ の入力をチップ電極５６へ接続して双極ペーシング構成においてリング電極に対 する信号を検出することができる。最後に、捕捉検出信号プロセッサ５８は心室 内の電極へ接続してあるように図示してあるが、その代わりに心臓の心房内部の 電極に接続することもできることは理解されよう。 前置増幅器６２の増幅出力信号はカットオフ周波数約５０Ｈｚの後続のローパ スフィルタ段６４の入力に印加する。ローパスフィルタ段６４は捕捉を表わして いないが捕捉の誤検出につながるような高周波雑音の除去に用いる。 フィルタ段６４の漉波出力は後続のアナログ−デジタル変換器段６６の入力へ 印加し、後述するような捕捉検出方法にしたがって増幅され漉波されたアナログ 信号をマイクロプロセッサでさらに処理するためにデジタル化する。 図３、図４、図５は被刺激応答形態の導関数の一般的特性の幾つかを表わして いる。さらに特定すると、図３（ａ）、図４（ａ）、および図５（ａ）は仮定の 被刺激応答形態を表わす。図３（ｂ）、図４（ｂ）、および図５（ｂ）は図３（ ａ）、図４（ａ）、および図５（ａ）それぞれの形態の１次導関数を表わす。図 ３（ｃ）、図４（ｃ）、および図５（ｃ）はそれぞれ図３（ａ）、図４（ａ）、 および図５（ａ）の形態の２次導関数を表わす。指数関数的またはほぼ指数関数 的な波形６８は平滑で指数関数的またはほぼ指数関数的な１次導関数７０と２次 導関数７２とを有する。揺動のある指数関数波形７４、７６はそれぞれ１次導関 数波形７８、８０を有し、揺動が誇張されている。１次導関数波形はそれぞれ波 形７８、８０で図示したようにゼロ交差することもしないこともある。２次導関 数波形８２、８４は揺動をさらに強調しており変曲点に１次導関数のスロープが 達するとゼロ交差する。 図６および図７は非捕捉波形から捕捉を表わす被刺激応答波形を弁別するため の本発明の方法の実力を示している。図６（ａ）および図７（ａ）はそれぞれ非 捕捉並びに捕捉を表わす検出波形を表わす。図６（ｂ）および図７（ｂ）はロー パスフィルタを通して雑音を除去したあとの検出波形を示す。図６（ｃ）および 図７（ｃ）は漉波した波形の２次導関数を表わす。 ４Ｖ１ミリ秒幅の単極パルスをリード線のチップ電極ペースメーカ容器の間で 心臓に供給した。得られた波形はチップと容器の間で検出した。為すべきことは 捕捉形態８８から非捕捉形態８６を弁別することである。波形８６と８８は図１ の捕捉検出信号プロセッサ５８の典型的な入力波形に対応する。図６（ｂ）およ び図７（ｂ）に図示したようなローパスフィルタ６４の出力波形９０、９２は弁 別が困難である。本発明の方法にしたがって生成した２次導関数９４、９６は捕 捉形態における揺動を明確に展開しているが、非捕捉形態は比較的特徴がないま まである。 図８および図９を参照すると、本発明の方法が図示してある。捕捉検出信号プ ロセッサ５８からの漉波しデジタル化した信号がデジタル化した検出波形を微分 して２次導関数を得る先行ステップを含む図９に図示した方法にしたがってマイ クロプロセッサ２０で分析される。図８は刺激パルス供給後約４０ミリ秒から約 ７０ミリ秒の第１の時間ウィンドウ内において観察される変動振幅Ａを有する２ 次導関数波形の一部を示す。最小ピークＡ₁と最大ピークＡ₂の両方が４０から７ ０ミリ秒の時間ウィンドウ終端までにみつからない場合、振幅Ａの絶対値が第１ の時間ウィンドウ内の経験的に決定した閾値Ｒｅｆ₂例えば０．００００５Ｖ／ 秒²、または−Ｒｅｆ₂例えば−０．００００５Ｖ／秒²を越えないかぎり、刺激 パルスを心臓を捕捉しなかったものとして分類される。少なくとも１つの最小ピ ークＡ₁と１つの最大ピークＡ₂（どちらの順序でも発生することがある）が４０ ないし７０ミリ秒のウィンドウ内にみつかったがＡ₁とＡ₂の間のピーク間振幅差 が経験的に決定した閾値Ｒｅｆ₁、例えば０．００００１Ｖ／秒²等より小さい場 合も、振幅の絶対値が閾値Ｒｅｆ₂の絶対値を越えていないかぎり心臓を捕捉し なかったものとして刺激パルスを分類する。Ａ₁とＡ₂のピーク間振 幅差が閾値Ｒｅｆ₁と等しいかまたはこれより大きい場合、捕捉が発生したと試 験的に決定するが、捕捉を表わす被刺激応答によるものではなく第１の時間ウィ ンドウ内に見られる固有収縮の発生によってピーク間変動域が第１の閾値Ｒｅｆ₁ を越えなかった可能性もある。固有収縮により発生した信号は捕捉を表わす被 刺激応答より有意に大きな大きさになる傾向にある。この方法は拡張した時間ウ ィンドウにわたり、すなわち刺激パルスの供給後約４０ミリ秒から約１００ミリ 秒にわたり２次導関数の振幅Ａを測定し、固有収縮を同定するものである。振幅 Ａの絶対値が約４０ミリ秒から約１００ミリ秒の拡張ウィンドウ時間の間のいず れの時点でも拡張時間ウィンドウ内の第２閾値Ｒｅｆ₂の絶対値を越えない場合 、かつピーク間振幅差が約４０ミリ秒から約７０ミリ秒の第１の時間ウィンドウ の間に第１の閾値Ｒｅｆ₁を越えなかった場合に、捕捉が発生したと決定する。 図９を特に参照すると、マイクロプロセッサ２０で実行される検出波形の２次 導関数の解析に関して本発明の方法が詳細に説明してあり、２次関数もマイクロ プロセッサ２０によって得られる。刺激パルス供給後約４０ミリ秒の選択した遅 延から開始して、本法では決定ステップ１００として図示してあるように波形振 幅Ａの絶対値を基準値Ｒｅｆ₂の絶対値と比較する。振幅Ａの絶対値がＲｅｆ₂の 絶対値を越えている場合、ステップ１０２に示したように固有収縮が発生したも のと判定する。振幅Ａの絶対値が基準値Ｒｅｆ₂の絶対値を越えない場合には、 振幅Ａの絶対値がＲｅｆ₂の絶対値を越えるまで、または時刻ｔ＝７０ミリ秒に 達するまでのいずれかで、決定ステップ１０４に示したように比較を繰り返す。 これ以外に、振幅Ａの絶対値をＲｅｆ₂の絶対値と比較するのではなく、正と負 の振幅ピークＡ₂およびＡ₁をそれぞれに対応する正と負の基準値Ｒｅｆ₂ならび に−Ｒｅｆ₂と比較することができる。 時刻ｔ＝７０で、波形がそれまでに固有収縮に分類されていない場合、本法は 決定ステップ１０６に示してあるように、振幅の最大値と最小値が時間間隔ｔ＝ ４０からｔ＝７０までの間にみつかったと決定する。最大および最小ピークがど ちらもみつからなかった場合、ステップ１０８に示したように、捕捉が発生しな かったものと決定する。最大と最小振幅ピークがどちらもみつかった場合、決定 ステップ１１０に示したように、本法は最大および最小振幅ピーク間の振幅差の 絶対値がＲｅｆ₁より小さいかを調べ、次に捕捉が発生しなかったと判定する。 振幅差がＲｅｆ₁と等しいかまたはこれを越える場合、本法は決定ステップ１１ ２に示したように波形振幅Ａの絶対値がＲｅｆ₂の絶対値を越えるかを調べる。 Ｒｅｆ₂の絶対値を越える場合、ステップ１１４に示したように、波形は固有収 縮の結果であり、捕捉によるものではないと判定する。次に本法は、Ｒｅｆ₂の 絶対値を越えるまでまたはｔ＝１００ミリ秒を越えるまで振幅の絶対値をＲｅｆ₂ の絶対値と比較を続ける。ｔ＝１００ミリ秒でｔ＝７０ミリ秒からｔ＝１００ ミリ秒の期間中にＲｅｆ₂の絶対値を越えなかった場合、ステップ１１８に示し たように、捕捉が発生したと判定する。 前述し図９に図示した本法の適用で、ステップ１０８に示したように、ｔ＝７ ０において第１の時間ウィンドウの終端で非捕捉と決定した場合でも、ｔ＝７０ からｔ＝１００ミリ秒までの拡張時間ウィンドウの部分に発生する固有収縮を検 索し続けることが有用であろう。これはｔ＝７０からｔ＝１００までＲｅｆ₂の 絶対値に波形振幅Ａの絶対値を比較することにより実現できる。この時間間隔の 間にＲｅｆ₂の絶対値を越える場合、非捕捉が固有収縮を伴ったと判定する。 好適実施例に特に関して本発明を図示し説明したが、これが本発明の範囲の制 限を意図していないことは理解されるべきである。本発明の範囲は本明細書に付 録の請求項によってのみ決定されるものである。また本明細書で説明し本発明の 原理を含む特定の実施例の変化が当業者によって為されても尚且つ付録の請求項 の範囲内に含まれることを理解すべきである。さらに本発明の方法ではマイクロ プロセッサを用いて実現するものとして開示したが、アナログ回路とハードウェ ア結線したデジタル論理回路の組み合せを用いて本法を実現することも可能であ ることは理解されるべきである。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．心刺激パルスの供給後電極（５６）を介して心臓信号を検出することによる 心捕捉の検出法であって、 前記心刺激パルスの供給に続けて前記電極において波形信号を検出するステ ップと、 前記検出した波形信号を漉波（６４）して惹起された心捕捉信号の周波数特 性を透過するステップとを含み、 ａ）前記漉波した波形信号を処理して前記漉波信号の２次導関数を表わす ２次導関数波形信号を得るステップと、 ｂ）前記２次導関数波形信号を処理解析（１０６）して前記心刺激パルス 供給後選択した遅延において始まる選択した時間ウィンドウの間の最小（Ａ₁） と最大（Ａ₂）の振幅変動を検出するステップと、 ｃ）前記最小と前記最大の間で振幅差（｜Ａ₂−Ａ₁｜）を測定するステッ プと、 ｄ）基準値（Ｒｅｆ₁）に対して前記振幅差を比較するステップと、 ｅ）１）前記振幅差が前記基準値を越えない場合に非捕捉検出信号（１０ ８）を生成するか ２）前記振幅差が前記基準値を越える場合に捕捉検出信号（１１８）を生 成するか のどちらか一方を実行するステップと、 を含むことを特徴とする方法。 ２．ｆ）前記２次導関数波形信号の振幅（｜Ａ｜）を前記心刺激パルスの供給後 選択した遅延において始まる第２の選択した時間ウィンドウの間に測定するステ ップと、 ｇ）第２の基準値（Ｒｅｆ₂）に前記振幅を比較（１１２）するステップと 、 ｈ）前記振幅が前記第２の選択した時間ウィンドウの間に前記第２の基準値 を越えた場合に限って固有収縮検出信号（１１４）を生成するステップと をさらに含むことを特徴とする請求の範囲第１項に記載の方法。 ３．前記第２の時間ウィンドウが前記第１の時間ウィンドウより遅い時刻に終了 することを特徴とする請求の範囲第２項に記載の方法。 ４．固有収縮検出信号がステップ ｈ）に準じて生成されない場合に限ってステ ップ ｅ）が実行されることを特徴とする請求の範囲第２項に記載の方法。 ５．前記第２の基準値が前記第１の基準値より大きいことを特徴とする請求の範 囲第２項に記載の方法。 ６．前記第２の基準値が前記第１の基準値より大きいことを特徴とする請求の範 囲第３項または第４項に記載の方法。 ７．固有収縮検出信号がステップ ｈ）に準じて生成されない場合に限ってステ ップ ｅ）が実行されることを特徴とする請求の範囲第３項または第５項に記載 の方法。 ８．前記第２の時間ウィンドウが前記第１の時間ウィンドウより遅い時刻に終了 することを特徴とする請求の範囲第４項または第５項に記載の方法。