JPH09511432A - 電荷平衡を保たれた抗不整脈ショックを与えるための方法および装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 この発明の方法および装置は患者の心臓に頻脈または細動のような不整脈の挿入を終了させるべく与えられる多相の電荷平衡を保たれたカーディオバージョンおよび細動除去ショックを発生させるためのものである。作動中キャパシタ（８２）は、制御回路（７４）の指令のもとに電池（８０）および電圧ブースト回路（７９）により所望のエネルギーレベルに充電され、制御回路はまたスイッチング回路（８４）にショックが電荷平衡を保たれていることを保証するべく与えられたショックの極性を反転するべく指令する（すなわち時間積分された正のショック位相電流は時間積分された負のショック位相電流に等しい）。電荷平衡を保たれたショックの利用は従来のショックが心臓に与えられるときに生ずるポスト‐ショック‐ブロックの作用を著しく減少させるのに役立つ。

Description

【発明の詳細な説明】 電荷平衡を保たれた抗不整脈ショックを与えるための方法および装置 発明の背景 本発明は、患者の心臓にカーディオバージョンおよび細動除去ショックを与え るための方法および装置、一層詳細には、心臓に電荷平衡を保たれたショック（ 波形）を与えるための方法および装置に関する。 ペースメーカおよびカーディオバータ細動除去装置のような心臓刺激装置はよ く知られている。典型的には、心臓刺激装置は患者の心臓により発生される種々 の心拍信号をモニタするための検出回路を含んでいる。検出回路を有する心臓刺 激装置は、電気的パルスが心臓に与えられるべき時点およびそのエネルギーレベ ルを決定するべく、患者の心拍信号を解析し得る。 いくつかの心臓刺激装置は患者が頻脈または細動事象の挿入のような不整脈を 患っているかどうかを決定し得る。不整脈が検出されると、心臓刺激装置は患者 の心臓に電気的パルスを与えることにより不整脈を終了させようと試みる。これ らのパルスは高エネルギーのカーディオバージョンおよび細動除去ショックの形 態であってよい。カーディオバージョンパルスは約２〜５Ｊの範囲内のエネルギ ーを有する。典型的な細動除去ショックは約３０〜４０Ｊの範囲内のエネルギー を有する。 ショックはリードおよび電極を経て患者の心臓に与えられる。電流が間質液ま たは血液のような電解質のなかに浸されている電極を通されると、電極／電解質 界面が分極することがよく知られている。ショックにより誘発された分極は、患 者の心拍信号を隠蔽し得る電圧上昇を生ずる。“ポスト‐ショック‐ブロック” として一般に知られているこの作用は、ショックを与えるのに使用される電極が 心拍信号を検出するのに使用される電極に近いかまたはそれと同一であるシステ ムにおいて最も劇的である。 ポスト‐ショック‐ブロックの結果として、カーディオバージョンまたは細動 除去ショックが心臓に与えられる時には常に、ブロッキング電圧が減衰するまで 検出回路が心拍信号を検出することが不可能になる。ショックにより誘発された 電圧が減衰するまでの５〜３０秒の周期の間は、心臓刺激装置は患者の条件をモ ニタすることができない。従って、心臓刺激装置はまさに与えられたショックが 不整脈を終了させるのに成功したか否かを決定することができない。頻脈または 細動を終了させるのに失敗すれば、さらに不整脈を終了させようと試みて一層侵 襲性の治療が施されることが必要であろう。不幸なことに、ポスト‐ショック‐ ブロックのゆえに、ショックにより誘発された分極電圧が減衰するまで行動の適 切なコースを決定することは可能でない。 従って、ポスト‐ショック‐ブロックの効果を減ずる方策が必要とされる。 発明の概要 本発明の原理に従って、患者の心臓に電荷平衡を保たれたカーディオバージョ ンおよび細動除去ショックを与えるための方法および装置が提供される。 不整脈挿入を終了させるべく従来のカーディオバージョンおよび細動除去ショ ックが心臓に与えられると、このようなショックを与えるのに使用される電極／ 電解質界面は分極された状態になる。分極された界面は、これらの信号をモニタ するのに使用される検出回路からの心拍信号を隠蔽するポスト‐ショック‐ブロ ックとして知られている作用を生ずる。電荷平衡を保たれたショックは少なくと も１つの正のショック位相および少なくとも１つの負のショック位相を有する。 ショックの正の位相の時間積分された電流の和はショックの負の位相の時間積分 された電流の和に等しい。その結果として、正の位相の間に電極／電解質界面に 供給される電荷は負の位相の間に除去される電荷により平衡される。この形式の ショックは従来のショックのように界面を分極せず、こうしてポスト‐ショック ‐ブロックの作用を著しく減少する。 特に適当な電荷平衡を保たれた２つのショック波形は二相のショック波形およ び三相のショック波形である。二相の電荷平衡を保たれたショック波形は単一の 正のショック位相および単一の負のショック位相を有する。正のショック位相の 時間積分された電流は負のショック位相の時間積分された電流に等しい。電荷平 衡を保たれた二相のショック波形が不整脈を終了させるべく患者の心臓に与えら れると、検出電極／電解質界面は、従来のショック波形が使用される時よりも少 なく分極されており、それによりポスト‐ショック‐ブロックの作用を減少する 。 適当な三相の電荷平衡を保たれたショック波形は２つの正のショック位相およ び単一の負のショック位相もしくは２つの負のショック位相および単一の正のシ ョック位相を有する。２つの位相の時間積分された電流の和は逆極性のショック 位相の時聞積分された電流に等しい。電荷平衡を保たれた三相のショック波形が 不整脈を終了させるべく患者の心臓に与えられると、検出電極／電解質界面は、 従来のショック波形が使用される時よりも少なく分極されており、従ってポスト ‐ショック‐ブロックの作用は著しく減少される。電荷平衡を保たれた二相のシ ョックおよび特に三相のショックの細動除去効果は従来のショックの細動除去効 果に匹敵し、またはそれよりも優れている。 電荷平衡を保たれたショックは任意の適当なリード配置を使用して患者の心臓 に与えられ得る。たとえば、バイポーラまたはトリポーラなリードが使用され得 る。心臓刺激装置内の適当な蓄積キャパシタが、電荷平衡を保たれたショックを 与えることが望まれる時に充電され得る。好ましくは切換回路が患者の血液およ び心臓組織を通じてキャパシタを放電させることにより心臓に正および負のショ ック位相を代替的に与えるのに使用される。制御回路が、正および負のショック 位相の継続時間が、正の位相の時間積分された電流の全体的な大きさが負の位相 のそれに等しいような継続時間であることを保証する。 図面の簡単な説明 本発明の上記および他の利点は添付の図面を参照しての以下の詳細な説明を考 察することにより明らかになろう。図面を通じて同一の部分には同一の符号が付 されている。 図１は心臓刺激装置に接続されているバイポーラリード装置の斜視図である。 図２は血液および心臓の組織と接触している図１の缶、コイルおよび尖端電極 の等価回路を示す概要図である。 図３は心臓刺激装置に接続されているトリポーラリード装置の斜視図である。 図４は種々のショック波形に対するポスト‐ショック‐ブロックの作用の大き さを決定するのに使用される実験装置の簡単化された概要図である。 図５は従来の蛍相のショック波形である。 図６は図５の従来の単相のショックを与えた後のポスト‐ショック‐ブロック の作用を示す二重グラフである。 図７は従来の等位相継続時間の二相のショック波形である。 図８は図７の従来の等位相継続時間の二相のショックを与えた後のポスト‐シ ョック‐ブロックの作用を示す二重グラフである。 図９は二相の電荷平衡を保たれたショック波形である。 図１０は図９の二相の電荷平衡を保たれたショックを与えた後のポスト‐ショ ック‐ブロックの作用を示す二重グラフである。 図１１は三相の電荷平衡を保たれたショック波形である。 図１２は図１１の三相の電荷平衡を保たれたショックを与えた後のポスト‐シ ョック‐ブロックの作用を示す二重グラフである。 図１３は電荷平衡を保たれた抗不整脈ショックを心臓に与え得る心臓刺激装置 の概要図である。 図１４は正および負の位相の電荷平衡を保たれたショックを心臓に与えるため のプロセスの概要を示すフローチャートである。 好ましい実施例の詳細な説明 ペースメーカおよびカーディオバータ‐細動除去装置のような心臓刺激装置は よく知られている。健康な心臓リズムを維持するため患者の心臓に電気的パルス を与える種々の装置が現在利用可能である。いくつかの心臓刺激装置は単に規則 的な予め定められた間隔で患者の心臓に整調パルスを与える。一層典型的には、 心臓刺激装置は患者の心臓により発生される種々の心拍信号をモニタするための 検出回路を含んでいる。検出回路を有する心臓刺激装置は、電気的パルスが心臓 に与えられるべき時点およびそのエネルギーレベルを決定するべく、患者の心拍 信号を解析し得る。 いくつかの心臓刺激装置は患者が頻脈（心臓が過度に速く拍動する条件）また は細動事象（心臓が無秩序に震動する条件）の挿入のような不整脈を患っている かどうかを決定し得る。不整脈が検出されると、適切な補正的治療が心臓に与え られ得る。いくつかの心臓刺激装置は患者の心臓にかなり弱い電気的パルスのバ ーストを与えることにより頻脈挿入を終了させようと試みる。他の心臓刺激装置 は心臓に高エネルギーのショックを与え得る。たとえば、いくつかの装置は、不 整脈を終了させるべく約２〜５Ｊの範囲内のエネルギーを有する個別パルスが心 臓に与えられることを許すカーディオバージョン回路を含んでいる。細動除去能 力を有する心臓刺激装置は心臓の細動を終了させるべくさらに高いエネルギーの パルスを与え得る。典型的な細動除去ショックは約３０〜４０Ｊの範囲内のエネ ルギーを有する。 ショックは種々の電極を含んでいるリードを使用して患者の心臓に与えられる 。電流が間質液または血液のような電解質のなかに浸されている電極を通される と（たとえば細動除去ショック）、電極／電解質界面が分極すること（電流の流 れの停止後に電位を維持しようとすること）はよく知られている。ショックによ り誘発された分極は、患者の心拍信号を隠蔽し得る電圧上昇を生ずる。“ポスト ‐ショック‐ブロック”として一般に知られているこの作用は、ショックを与え るのに使用される電極が心拍信号を検出するのに使用される電極に近く、または それと同一であるシステムにおいて最も劇的である。 ポスト‐ショック‐ブロックの結果として、カーディオバージョンまたは細動 除去ショックが心臓に与えられる時に常に、ブロッキング電圧が減衰するまで検 出回路が心拍信号を検出することが不可能になる。しかし、ショックにより誘発 された電圧が検出回路による患者の心拍信号の検出を許すのに十分に減衰するま でに約５〜３０秒が経過するであろう。この周期の間は、心臓刺激装置は患者の 条件をモニタすることができない。従って、心臓刺激装置は、まさに与えられた ショックが不整脈を終了させるのに成功したか否かを決定することができない。 頻脈または細動挿入の成功裡の終了は整調パルスが与えられないこと、または 患者の心臓がそれ自体で拍動しないときにのみ整調パルスが与えられることを必 要としよう。頻脈または細動の成功裡の終了が失敗したときは、さらに不整脈を 終了させようと試みて一層侵襲性の治療が施されることを必要としよう。しかし 、ポスト‐ショック‐ブロックのゆえに、ショックにより誘発された分極電圧が 減衰するまで行動の適切なコースを決定することは可能でない。 ポスト‐ショック‐ブロックの作用を緩和するためのアプローチは、カーディ オバージョンまたは細動除去ショックを与えるのに使用される電極（“ショック 電極”）を心拍信号を検出するのに使用される電極（“検出電極”）から離れた 位置に置くことである。これは理論的には可能であるが、実際には、検出電極と 同一のリードの上に少なくとも１つのショック電極を有する一層コンパクトなリ ード装置がしばしば好まれる。一般的に使用される２つのリード装置はバイポー ラリードおよびトリポーラリードである。 典型的なバイポーラリード２０が図１中に示されている。バイポーラリード２ ０は２つの電極、すなわち尖端電極２２およびコイル電極２４を有する。バイポ ーラリード２０は心臓刺激装置２８に接続されている。心臓刺激装置２８は患者 の心拍信号をモニタするため、また検出された不整脈に応答して心臓に高エネル ギーのパルスを与えるための回路を含んでいる。心臓刺激装置２８は典型的には 、必要とされる時に心臓に整調パルスを与えることができる。 作動中、バイポーラリード２０は患者の心臓（たとえば患者の右心室）に外科 的に植え込まれている。尖端電極２２は典型的には心臓の壁に付設され得る。た とえば、尖端電極２２は尖端を所定の位置に保つタイン２６を有し得るし、また は尖端電極２２はそれが所定の位置にねじ込まれることを許す部分を有し得る。 患者の心拍信号は心臓刺激装置２８のなかに含まれている検出回路を使用して尖 端電極２２とコイル電極２４との間の電圧を測定することによりモニタされる。 こうして、バイポーラリード内の検出電極は尖端電極２２およびコイル電極２４ である。 もし心臓刺激装置２８が整調能力を有するならば、整調パルスは尖端電極２２ およびコイル電極２４を経て心臓に供給され得る。コイル電極は尖端電極よりも はるかに大きいので、電流密度は尖端電極２２の付近で最大であり、従って整調 パルスの電気的刺激のほとんどは尖端電極２２の付近で心臓に与えられる。この 構成では、コイル電極２４は整調および検出に対する無差別な電極として知られ ている。 高エネルギーの抗不整脈ショックはコイル電極２４および缶電極３０（心臓刺 激装置２８の金属製ハウジング）を使用して心臓に与えられる。こうして、典型 的なバイポーラリード配置に対しては、２つのショック電極がコイル電極２４（ すなわち中立の整調および検出電極）および缶電極３０により形成される。缶電 極３０はコイル電極２４よりもはるかに大きいので、缶電極３０は中立のショッ ク電極である。 図１のバイポーラリード構成が使用されると、コイル電極２４および缶電極３ ０により与えられるショックはこれらの２つの電極の電極／電解質界面を分極さ せる。図１の装置の等価回路が図２に示されている。よく知られているように、 心臓刺激装置内の血液と患者の心臓組織との間の界面および各電極は抵抗（ワル ブルク抵抗）と直列のキャパシタンス（ワルブルクキャパシタンス）としてモデ ル化され得る。これらの抵抗およびキャパシタンスの双方はファラディック抵抗 として知られている抵抗と並列に接続されている。図２中に示されているように 、図１のリード構成に対しては、缶３０、コイル２４および尖端２２のワルブル クキャパシタンスはＣ_CAN、Ｃ_COILおよびＣ_TIPである。図１のシステムに対する ワルブルク抵抗はＲ_W(CAN)、Ｒ_W(COIL)およびＲ_W(TIP)であり、またファラディ ック抵抗はＲ_F(CAN)、Ｒ_F(COIL)およびＲ_F(TIP)である。電圧Ｖ_CAN、Ｖ_COILおよ びＶ_TIPはそれぞれの電極と周囲の血液および心臓組織との間に生ずる半セル電 位である。抵抗Ｒ₁、Ｒ₂およびＲ₃は電極間の血液および組織のバルク抵抗を表 わす。 ショックが缶電極３０とコイル電極２４（図１）との間に与えられると、キャ パシタンスＣ_CAN、Ｃ_COILは血液および心臓組織を通ってこれらの電極の間を流 れる電流により充電される。キャパシタンスＣ_TIPは細動除去ショックに起因す る検出回路内の漏れ電流により充電される。Ｃ_TIP、Ｐ₁およびＰ₂を通るＣＡＮ （缶）、ＣＯＩＬ（コイル）およびＴＩＰ（尖端）の間の漏れ電流経路が図２中 に示されている。漏れ要素Ｐ₁およびＰ₂は装置のエレクトロニクスのなかの寄生 的な通路であり、また抵抗性要素であってもよいし、容量性であってもよいし、 過渡的な高電圧に対して検出エレクトロニクスを保護するのに使用されるツェナ ーダイオードのような非線形要素であってもよい。キャパシタＣ_COILおよびＣ_{TI P} 上の電圧はポスト‐ショック‐ブロックの作用を生じさせる。図２の種々のキ ャパシタンスおよび抵抗は連続的に変動するので、キャパシタンス上に誘発され る電圧が所与のショックが心臓に与えられる時のものであることを決定すること は可能でない。その結果として、心臓刺激装置２８（図１）内の検出回路が ＴＩＰとＣＯＩＬとの間の電圧差を測定することにより患者の心拍をモニタしよ うと試みると、Ｃ_COILおよびＣ_TIP上の電圧差が心拍信号を隠蔽する。キャパシ タＣ_CAN、Ｃ_COILおよびＣ_TIPは種々の抵抗を通って結局は放電するけれども、キ ャパシタがキャパシタ上の電圧を患者の心拍信号のレベル以下に減少するのに十 分に放電するまで、心臓刺激装置２８（図１）は患者の条件をモニタすることが できない。 ポスト‐ショック‐ブロックの作用は、バイポーラリード装置の代わりにトリ ポーラリード装置が使用される時には、多少厳しさを減ずる。図３中に示されて いるように、トリポーラリード３２はバイポーラリードとほとんど同一の仕方で 心臓刺激装置３４に接続され得る。しかし、バイポーラリード装置とは異なり、 共通の検出およびショック電極が存在しない。検出（および整調）は尖端電極３ ６と整調および検出に対する中立電極であるリング電極３８との間で行われる。 ショックはコイル電極４０および缶電極４２により与えられる。缶電極４２は中 立なショック電極である。 細動除去ショックが図３のトリポーラリード構成を使用して患者の心臓に与え られると、電流は主にコイル電極４０と缶電極４２との間を流れる。その結果と して、コイル電極４０および缶電極４２と結び付けられるキャパシタンスが充電 され、また電極／電解質界面が分極する。しかし、検出がコイル電極４０および 缶電極４２からある程度絶縁されている尖端電極３６とリング電極３８との間で 行われるので、ポスト‐ショック‐ブロックの作用はバイポーラリード装置が使 用される時のように甚だしくはない。それにもかかわらず、装置の電子回路内の 漏れ電流が尖端電極３６およびリング電極３８と結び付けられるキャパシタンス をなお充電するので、ポスト‐ショック‐ブロックの作用は消去されない。 さらに、トリポーラリードは一般にカーディオバージョンおよび細動除去ショ ックを与えるためのバイポーラリードのように魅力的ではない。トリポーラリー ドは、リング電極の存在を財酌するために、トリポーラリード内のショックコイ ルがバイポーラリード内のショックコイルよりも短く、また短いコイルはコイル 電極が心臓にショックを与える効率を減少することが判明しているという観点で 、バイポーラリードに劣る。両方の形式のリードのコイル電極が延びるリードに 沿 っての最も遠い距離は、リードが置かれる心臓チャンバの寸法により制限されて いる。しかし、トリポーラリード内ではコイル電極がリング電極３８を受け入れ なければならない。こうして、トリポーラリード３２（図３）内のコイル電極４ ０はリードに沿って、コイル電極（図２）が尖端電極２２（図２）に向かって延 びることができるほど遠くに尖端電極３６（図３）に向かって延びることができ ない。さらに、トリポーラリードの構造は、余分の電極およびそれと結び付けら れる導体の存在およびリード内での接続に起因して、より複雑である。加えて、 トリポーラリードは、余分の導体および絶縁材料の存在に起因して、バイポーラ リードよりも大きい直径および強固なリードボディを有する。 こうして、すべてのリードシステムに対して、ポスト‐ショック‐ブロックの 作用を減少し得ることは望ましいであろう。ポスト‐ショック‐ブロックの作用 の減少は心臓刺激装置が、従来のカーディオバージョンおよび細動除去ショック の間に誘発されたブロッキング電圧により隠蔽された状態になることなしに、患 者の心拍信号をモニタすることを許す。本発明によれば、もし心臓に与えられる ショックが電荷平衡を保たれている（すなわちＤＣ成分を含んでいない）ならば 、ポスト‐ショック‐ブロックの作用が著しく減少され得ることが決定されてい る。図４由に概要を示されている実験装置は、この形式のショックがポスト‐シ ョック‐ブロックの作用が著しく減少することを確認するのに使用された。正規 の塩性溶液のタンク４４が患者の血液および心臓組織を表わすのに使用された。 継続時間が１０ｍｓの単一の１Ｖピーク‐ピークの正弦波サイクルが電圧源４６ により毎秒２パルスの繰り返しレートで発生された。正弦波サイクルは心臓内で 生起する正規の心拍信号に比較可能な塩性溶液内の信号を生じた。塩性溶液内の 信号はリード５２の尖端電極４８およびコイル電極５０を使用してモニタされた 。 尖端電極４８とコイル電極５０との間の電圧が検出回路５４を使用して測定さ れた。測定された電圧は処理ユニット５８に与えられた。ポスト‐ショック‐ブ ロックの作用をシミュレートすることが望まれる場合には、パルス発生回路５４ からの高エネルギーのパルスが金属板電極５６およびコイル電極５０を経て塩性 の溶液に供給された。 心臓刺激装置内で、整調パルスは典型的には、望ましくないＤＣ電流をフィル タ除去するブロッキングキャパシタを通して心臓に与えられる。整調パルスは典 型的には数Ｖのオーダーの大きさを有するので、デノジタルスイッチング回路を 使用して心臓刺激装置の電池から直接に整調パルスを発生することが可能である 。しかし、カーディオバージョンおよび細動除去ショックを発生するためには、 著しく高い電圧（たとえば５０〜１０００Ｖ）を発生することが必要である。こ の大きさの電圧を有するショックを発生するべく、心臓刺激装置は、ショックを 与えることが望まれる時に電池により充電される蓄積キャパシタを含んでいる。 いったん蓄積キャパシタが適切なレベルに充電されると、心臓刺激装置内の切換 回路が心臓に接続されているショック電極を通じてキャパシタを放電させるのに 使用される。 一般的に使用されるカーディオバージョンおよび細動除去ショック波形は単相 ショックである。典型的な単相ショック波形は図５に示されている。図５の単相 ショックは指数関数的な減衰を呈する。減衰の時定数はショックを発生するのに 使用されるキャパシタンスとキャパシタンスの放電経路をなす血液および心臓組 織の抵抗との積に等しい。 図５の単相ショックは図４の装置を使用して塩性溶液に与えられた。その結果 として尖端電極４８とコイル電極５４との間で測定された電圧が図６の上側に示 されている。尖端電極４８とコイル電極５４との間の電圧が予め定められたしき いを超過したことを処理ユニット５８が決定した時には常に、処理ユニット５８ は心拍信号が検出されたことを確認した。比較可能なアルゴリズムが典型的な心 臓刺激装置内で、測定された信号が心臓事象に相当するか否かを決定するのに使 用される。 図６の上側に示されているように、Ｔ０からＴ１までの周期の間に、例示され ている心拍信号６０のような測定された心拍信号のピーク‐ピーク間の大きさは 近似的に３．５ユニットである。図６中の下側は、どのようにこれらの心拍信号 の各々が成功裡に検出されたかを示す。時点Ｔ１で、図５の単相ショックがコイ ル電極５０および板電極５６（図４）により塩性溶液に与えられた。続いて尖端 電極４８とコイル電極５０との間で測定された信号、たとえば図示されている心 拍信号６２は（近似的に２〜２．５ユニットの）減少された大きさを有し、従っ てまた、図６の下側に示されているように、処理回路５８により検出されない。 心拍信号は時点Ｔ２（ショックが与えられてから９秒後）で成功裡に検出される けれども、心拍信号のかなりの検出不足がショックが与えられた後に長く持続す る。たとえば、ショックが与えられた後に３０秒以上が経過した時点Ｔ３で、心 拍信号が正しく検出されなかった。 同様の結果が、図７の従来の等位相継続時間の二相ショックが与えられた時に 得られた。図８中に示されているように、図７の二相ショックが時点Ｔ１で与え られた後に、心拍信号はポスト‐ショック‐ブロックの作用に起因して少なくと も３０秒間にわたり著しく検出不足を生じた。こうして、図６および図８中に示 されているように、従来の単相および二相ショックは、処理ユニット５８が心拍 信号を検出する能力と干渉する実質的なポスト‐ショック‐ブロックの作用を生 ずる。 対照的に、電荷平衡を保たれたショックが使用される時には、ポスト‐ショッ ク‐ブロックの作用は実質的に減少される。カーディオバージョンまたは細動除 去ショックとして使用するために適した二相の電荷平衡を保たれたショック波形 が図９に示されている。図９のショックは、ショックの正の位相（ｔ＝０ｍｓか ら近似的にｔ＝３ｍｓまで）の間に心臓に与えられる時間積分された電流がショ ックの負の位相（近似的にｔ＝３ｍｓからｔ＝１０ｍｓまで）の聞に心臓に与え られる時間積分された電流と等しい大きさを有するので、“電荷平衡を保たれた ショック”と呼ばれる。こうして、正の位相の間に尖端電極４８（図４）により 血液および組織に供給される電荷はショックの負の位相の間にこの領域から除去 される電荷により平衡される。電極を通して供給される電荷の平衡により、ポス ト‐ショック‐ブロックの原因である電極／電解質インタフェースの分極が著し く減少される。 心臓に電荷平衡を保たれたショックを与えるための任意の適当な装置が使用さ れ得る。電荷平衡を保たれたショックを発生するための好都合なアプローチは充 電された蓄積キャパシタから心臓にショックを与えることである。このアプロー チにより、ショックは図５および図７の従来のショックにより呈されるものと同 一の特性的な指数関数的減衰を呈する。図９に示されている形式の電荷平衡を保 たれた二相のショックに対して、ショックの正および負の位相の間の電流の良好 な近似は式（１）により与えられる。 ショック電流＝＋（Ｖ₀／Ｒ）ｅ^-t/RCｏ＜ｔ＜ｔ₁ −（Ｖ₀／Ｒ）ｅ^-t/RCｔ₁＜ｔ＜ｔ₂ (1) ０ その他のとき ショックが供給される際に通る血液および心臓組織の抵抗はＲである。ショッ クを供給するのに使用される蓄積キャパシタはＣのキャパシタンスを有する。キ ャパシタの両端の初期電圧はＶ₀である。式１において、ｔは時間を表わす。正 ショック位相の継続時間はｔ₁である。ショックの全継続時間はｔ₂である。ｔ＝ ０（ショックの開始）からｔ₁まで、ショック電流は正である。ｔ₁からｔ₂まで 、ショック電流は負である。式１から、ショックの正位相に対する時間積分され た電流の大きさは式２により与えられる。 式２中の積分を行うと、式３の関係が得られる。 正の時間積分された電流＝Ｖ₀Ｃ（１−ｅ^-t1/RC） (3) ショックの負位相に対する時間積分された電流の大きさは式４により与えられ る。 式４中の積分を行うと、式５の関係が得られる。 負の時間積分された電流＝Ｖ₀Ｃ（ｅ^-t1/RC−ｅ^-t2/RC） (5) 電荷平衡を保たれたショックに対して、正ショック位相の時間積分された電流 の大きさは負ショック位相の時間積分された電流の大きさに等しい。従って、式 ３および式５は互いに等しいとされ、また、式６に示されているように、全ショ ック継続時間（ｔ₂）の関数として正ショック位相（ｔ₁）の継続時間に対して解 かれる。 ｔ₁＝RC 1n［2/(1+e^(-t ₂ ^/RC)］ (6) 選ばれた全ショック継続時間（たとえば１０ｍｓ）に対して、式６は、ショッ クが電荷平衡を保たれていることを保証するべく、患者の血液および心臓組織の 抵抗および心臓刺激装置の蓄積キャパシタのキャパシタンスの関数として第１の （正の）位相の継続時間を決定するのに使用され得る。正および負のショック位 相に対する適切な相対的継続時間を選ぶのに式６を使用することに加わえて、初 期ショック電圧に対する値Ｖ₀が選ばれなければならない（式１を見よ）。電圧 Ｖ₀は好ましくは、カーディオバージョンおよび細動除去ショックの強度に対す る適切な値を決定するための従来の方法を使用して選ばれる。 図９の電荷平衡を保たれた二相のショックにより発生されるポスト‐ショック ‐ブロックの作用の大きさは図４のシステムを使用して評価された。図１０中の 上側に示されているように、Ｔ０からＴ１までの周期の間、図示されている心拍 信号６４のような測定された心拍信号のピーク‐ピーク聞の大きさは近似的に３ ．５ユニットである。図１０中の下側は、どのようにしてこれらの心拍信号の各 々が成功裡に検出されたかを示す。時点Ｔ１で、図９の電荷平衡を保たれた二相 のショックがコイル電極５０および板電極５６（図４）により塩性溶液に与えら れた。電荷平衡を保たれたショックが与えられてから３秒以内の時点Ｔ２で、心 拍信号６６のような尖端電極４８とコイル電極５０との間で測定された心拍信号 は処理ユニット５８（図４）により成功裡に検出されるのに十分な大きさ（近似 的に３．５ユニット）であった。こうして、図１０中の下側に示されているよう に、心拍信号の検出の唯一の中断はＴ１からＴ２までの周期である３秒以内の遅 れであった。 ポスト‐ショック‐ブロックの著しい減少は図１１由に示されている三相の電 荷平衡を保たれたショックを使用しても成就された。図１１の電荷平衡を保たれ たショックは下記の３つの位相、すなわち近似的に０ｍｓから２．７ｍｓまでの 正の位相、近似的に２．７ｍｓから６．３ｍｓまでの負の位相および近似的に６ ．３ｍｓから１０ｍｓまでの正の位相から成っている。図１１の三相ショックは 、ショックの２つの正の位相の聞に心臓に与えられる時間積分された電流が負の 位相の間に心臓に与えられる時間積分された電流と等しい大きさを有するので、 電荷平衡を保たれている。 電荷平衡を保たれた三相ショックを発生するための適当なアプローチは、充電 された蓄積キャパシタから心臓にショックを与えることである。三相ショックは こうして、図１１中に示されているように、抵抗を通って放電するキャパシタの 特性的な指数関数的減衰を呈する。図１１に示されている形式の三相のショック に対して、ショックの２つの正の位相および１つの負の位相の間の電流の良好な 近似は式（７）により与えられる。 ショック電流＝＋(Ｖ₀/R)ｅ^-t/RC０＜ｔ＜ｔ₁ −(Ｖ₀/R)ｅ^-t/RCｔ₁＜ｔ＜ｔ₂ (7) ＋(Ｖ₀/R)ｅ^-t/RCｔ₂＜ｔ＜ｔ₃ ０ その他のとき ショックが供給される際に通る血液および心臓組織の抵抗はＲである。ショッ クを供給するのに使用される蓄積キャパシタはＣのキャパシタンスを有する。キ ャパシタの両端の初期電圧はＶ₀である。第１の正ショック位相の継続時間はｔ₁ である。ｔ＝０（ショックの開始）からｔ₁まで、ショック電流は正である。負 のショック電流はｔ₁で開始し、またｔ₂で終了し、従ってｔ₁からｔ₂ではショッ ク電流は負である。第２の正のショック位相はｔ₂で開始し、ｔ₃で終了する。第 ２の正ショック位相の間はショック電流は正である。式７に続き、ショックの第 １の正位相に対する時間積分された電流の大きさは式８により与えられる。 式８中の積分を行うと、式９の関係が得られる。 第１の正の時間積分された電流＝V₀C(１−ｅ^-t ₁ ^/RC) (9) ショックの負位相に対する時間積分された電流の大きさは式１０により与えら れる。 式１０中の積分を行うと、式１１の関係が得られる。 負の時間積分された電流＝ VO C(ｅ^-t ₁ ^/RC−ｅ^-t ₂ ^/RC) (11) ショックの第２の正位相に対する時間積分された電流の大きさは式１２により 与えられる。 式１２中の積分を行うと、式１３の関係が得られる。 第２の正の時間積分された電流＝VO C(ｅ^-t ₂ ^/RC−e^-t ₃ ^/RC) (13) 図１１の三相の電荷平衡を保たれたショックに対して、第１および第２の正シ ョック位相の時間積分された電流の大きさの合計は負ショック位相の時間積分さ れた電流の大きさに等しい。この関係が式１４に示されている。 第１の正の時間積分された電流＋ 第２の正の時間積分された電流＝ 負の時聞積分された電流 (14) 式９、１１および１３を式１４に代入すると、第１、第２および第３の位相の 間のどの関係が電荷平衡を保たれた三相のショックを生ずるかが決定され得る。 ｔ₂に対して式１４を解くと式１５が得られる。 ｔ₂＝RC 1n［2/｛2e^(-t ₁ ^/RC)＋ｅ^(-t ₃ ^/RC)-１｝〕 (15) ｔ₃（全体のショック継続時間）およびｔ₁（第１の正のパルスの継続時間）の 所与の値に対して、図１１のショックが電荷平衡を保たれていることを保証する べくｔ₂の適当な値を決定するのに、式１４が使用され得る。負の位相の継続時 間はｔ₂−ｔ₁である。もし式１５がｔ₁に対して解かわるならば、図１１の三相 ショックが電荷平衡を保たれていることを保証するべくｔ₁の適切な値を決定す るのに、ｔ₃およびｔ₂の値が使用され得る。 図１１の電荷平衡を保たれた三相ショックにより発生されるポスト‐ショック ‐ブロックの作用の大きさは図９の電荷平衡を保たれた二相ショック波形を評価 するのに使用されたものと同一の実験装置（図４）を使用して評価された。図１ ２由の上側に示されているように、、Ｔ０からＴ１までの周期の間、図示されて いる心拍信号６８のような測定された心拍信号のピーク‐ピーク間の大きさは近 似的に３．５ユニットである。図１２中の下側は、どのようにしてこれらの心拍 信号の各々が成功裡に検出されたかを示す。時点Ｔ１で、図１１の電荷平衡を保 たれた三相のショックがコイル電極５０および板電極５６（図４）により塩性溶 液に与えられた。電荷平衡を保たれたショックが与えられてから３秒以内の時点 Ｔ ２で、心拍信号６６のような尖端電極４８とコイル電極５０との間で測定された 心拍信号は処理ユニット５８（図４）により成功裡に検出されるのに十分な大き さ（近似的に３．５ユニット）であった。 こうして、図９の二相の電荷平衡を保たれたショックおよび図１１の三相の電 荷平衡を保たれたショックは共に、図５および図７の従来のショックが使用され た時に呈される作用に比較してポスト‐ショック‐ブロックの作用を減少した。 もし望まれるならば、より多数の位相を有する電荷平衡を保たれたショックも使 用され得る。しかし、電荷平衡を保たれたショックの全体の長さは好ましくは近 似的に１０ｍｓ以下にとどまるべきである。この継続時間のショックが低エネル ギーレベルでの不整脈挿入を終了させるのに有効であることが経験的に示されて いる。各位相が少なくとも近似的に２〜３ｍｓの継続時間であることも好ましい 。２ｍｓよりもかなり短いパルスは不整脈を終了させるのにそれより長いパルス のように有効ではない。なぜならば、心臓は短いパルスを減衰させる低域通過フ ィルタとして挙動するからである。 電荷平衡を保たれたショックが不整脈を終了させる効果は横静脈細動除去シス テムを植え込まれた犬のモデルを使用して評価された。第１の位相では、右心室 のなかの電極が陰極として使用され、また皮下パッチに共通の上大静脈内の電極 が陰極として使用された。三相の電荷平衡を保たれた波形は従来の二相ショック の細動除去特性と比較可能なまたはそれよりも優れた細動除去特性を呈した。選 ばれた継続時間に対して、細動除去しきいは電荷平衡を保たれた二相ショックを 使用する場合よりも若干高いことが見い出された。従来の二相ショックおよび図 示されている二相および三相の電荷平衡を保たれたショックに対する測定された 細動除去しきいが第１表に示されている。 細動除去しきいは３つの別々の回路を使用して評価された。ＤＦＴしきいは細 動除去するのに必要な最小エネルギーを決定するべく２進ツリー探索パターンを 使用することにより得られるしきいである。たとえば１６Ｊの最初の細動除去エ ネルギーが細動除去に成功したならば、８Ｊ（１６／２）のパルスエネルギーが 次の細動除去の試みで使用される。もし８Ｊのパルスが細動除去に失敗したなら ば、パルスエネルギーが１２Ｊ（（１６＋８）／２）に増される。もし１２Ｊの パルスが細動除去に成功したならば、１０Ｊ（（８＋１２）／２）の細動除去エ ネルギーが次に使用される。このプロセスは、所望のレベルの精度が得られるま で継続される。結果としてのＤＦＴしきいは細動挿入を成功裡に終了させること が見い出された最小エネルギーである。ＤＦＴ＋しきいはしきいＤＦＴに類似し ているが、さらに同一のエネルギーでのショックの第２の成功裡の印加を必要と する。Ｅ５０しきいは最後の３つの“リバーサル”でのショックエネルギーの重 み付けされた平均である。リバーサルは細動除去における失敗した試みが成功裡 の試みにより続けられ、また成功裡の試みが失敗により続けられる時点である。 第１表に示されているように、電荷平衡を保たれた二相ショックに対するこれ らの特定の継続時間に対する細動除去しきいは従来の二相ショックに対するそれ よりも若干高い。三相の電荷平衡を保たれたショックに対する細動除去しきいは 従来のショックに対するしきいと比較可能であり、またはそれよりも優れている 。こうして、電荷平衡を保たれたショック、特に三相ショックは細動除去の目的 に適しており、他方においてポスト‐ショック‐ブロックの作用に関して従来の ショックよりも優れている。 電荷平衡を保たれたショックを使用する他の利点は電極の電解腐食が減少され ることである。電極間のクリンプ接続のようなリード部分、リード内の内部導体 および電極は患者の血液および組織内のイオンに露出されている。カーディオバ ージョンおよび細動除去ショックが与えられると、ショック電流はイオンに露出 されているリード部分に電解腐食を生ずる。しかし、電荷平衡を保たれたショッ ク波形により電流の正味の供給はない。その結果、ショックにより誘発される電 解腐食は最小にされている。 図９および図１１中に示されている波形のような電荷平衡を保たれた波形は図 １３中に示されている心臓刺激装置の配置を使用して患者の心臓に与えられ得る 。心臓刺激装置７２は種々の制御ルーチンを実行するべく命令を実行する能力の ある制御回路７４を含んでいる。ショックが患者の心臓７６に与えられるべきこ とが決定されると、制御回路７４がスイッチ７８を閉じるので、電池８０がキャ パシタ８２を充電する電圧ブースト回路７９に電力を与える。キャパシタ８２が 所望のエネルギーレベルのショックを供給するのに十分に充電された後、スイッ チ７８が開かれ、またショックがスイッチング回路８４およびリード８６を経て 心臓７６に与えられる。任意の適当なリード装置が使用され得る。たとえば、リ ード８６はバイポーラまたはトリポーラリードであってよい。中立のショック電 極は心臓刺激装置の缶、皮下パッチまたはたとえば上大静脈内に植え込まれた電 極であってよい。ショック電極が検出電極から離れた個所に置かれているリード 装置も使用され得る。 制御回路７４は好ましくは、与えられるショックの極性を決定するルーチンを 実行するべく命令を実行する能力がある。こうして、ショックの供給の間の適切 な時に、制御回路７４はスイッチング回路８４に、ショックが電荷平衡を保たれ ていることを保証するべく、与えられるショックの極性を反転するべく指令する 。 図１４中に示されているように、もし制御回路７４（図１３）が検査ステップ ８８で、カーディオバージョンまたは細動除去ショックが患者の心臓（図１３） に与えられるべきであることを決定すれば、ステップ９０でスイッチ７８（図１ ３）が閉じられ、電池８０（図１３）をして電圧ブースト回路７９に電力を与え させ、それによりキャパシタ８２（図１３）を充電する。キャパシタ８２（図１ ３）が十分に充電された時、スイッチ７８（図１３）が開かれる。ステップ９２ で心臓刺激装置（図１３）は心臓７６（図１３）に第１の位相のショックを与え る。与えられるショックの極性はスイッチング回路８４（図１３）により決定さ れる。好ましくは、スイッチング回路８４（図１３）は入力端子９４および９６ （図１３）から出力端子９８および１００（図１３）へ通されるショック電圧の 極性を、ショック電圧の大きさに作用を与えることなしに、反転するための適当 な通常の回路を含んでいる。ステップ１０２で、心臓刺激装置７２（図１３）は 心臓７６（図１３）に予め定められた時間間隔にわたり第２の位相のショックを 与える。第２の位相のショックは第１の位相のショックと極性が逆である。 もし二相の電荷平衡を保たれたショックが望まれるならば、心臓刺激装置７２ （図１３）は第１の位相の間に心臓に与えられた時間積分された電流と平衡する のに十分な時間間隔にわたり第２の位相のショックを与える。もし３つまたはそ れ以上の交互の正および負の位相を有する電荷平衡を保たれた波形が望まれるな らば、心臓刺激装置７２（図１３）はステップ１０４で追加的な位相のショック 波形を与える。電荷平衡を保たれたショックが３つまたはそれ以上の交互の位相 から成ると、心臓刺激装置７２（図１３）は、正および負の位相の間に心臓に与 えられる時間積分された電流と平衡するのに適切な時間間隔にわたり正および負 の位相を与える。 こうして、患者の心臓に電荷平衡を保たれたショックを与えるための方法およ び装置が提供される。当業者は、本発明が以上に説明した実施例とは異なる形態 で実施され得ることを理解するであろう。以上に説明した実施例は本発明の範囲 を制限するものではなく、本発明の範囲は請求の範囲によってのみ制限されるも のとする。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．ポスト‐ショック‐ブロックの作用を減少するべく患者の心臓に電荷平衡を 保たれた抗不整脈ショックを与えるための装置において、 心臓に少なくとも１つの正のショック位相を与えるための手段を含んでおり、 前記の正のショック位相は正のショック位相電流を有し、また 心臓に少なくとも１つの負のショック位相を与えるための手段を含んでおり、 前記の負のショック位相は負のショック位相電流を有し、時間積分された正のシ ョック位相電流が時間積分された負のショック位相電流に実質的に等しい ことを特徴とする患者の心臓に電荷平衡を保たれた抗不整脈ショックを与えるた めの装置。 ２．前記の少なくとも１つの正のショック位相を与えるための前記手段が単一の 正のショック位相を与え、また 前記の少なくとも１つの負のショック位相を与えるための前記手段が単一の負 のショック位相を与える ことを特徴とする請求項１記載の装置。 ３．前記の正および負のショック位相を与えるための前記手段が１つの極性の最 初および最終のショック位相と前記の極性と逆の極性の中間のショック位相とを 与えることを特徴とする請求項１記載の装置。 ４．予め定められた電圧に充電されるキャパシタと、 交互の極性で心臓にキャパシタの両端の電圧を与えるための切換回路とを含ん でいる ことを特徴とする請求項１記載の装置。 ５．ポスト‐ショック‐ブロックの作用を減少するべく患者の心臓に電荷平衡を 保たれた抗不整脈ショックを与えるための方法において、 心臓に少なくとも１つの正のショック位相を与えるステップを含んでおり、前 記の正のショック位相は正のショック位相電流を有し、また 心臓に少なくとも１つの負のショック位相を与えるステップを含んでおり、前 記の負のショック位相は負のショック位相電流を有し、時間積分された正のショ ック位相電流が時間積分された負のショック位相電流に実質的に等しい ことを特徴とする患者の心臓に電荷平衡を保たれた抗不整脈ショックを与えるた めの方法。 ６．心臓に正および負のショック位相を与えるステップが、 単一の正のショック位相を与えるステップと、 単一の負のショック位相を与えるステップとを含んでいる ことを特徴とする請求項５記載の装置。 ７．心臓に正および負のショック位相を与えるステップが、 １つの極性の最初および最終のショック位相を与えるステップと、 前記の極性と逆の極性の中間のショック位相を与える ことを特徴とする請求項５記載の装置。 ８．キャパシタを充電するステップと、 交互の極性で心臓にキャパシタの両端の電圧を与えるべくスイッチング回路を 使用するステップとを含んでいる ことを特徴とする請求項５記載の方法。 ９．ポスト‐ショック‐ブロックの作用を減少するべく患者の心臓に電荷平衡を 保たれた抗不整脈ショックを与えるための心臓刺激装置において、 電池と、 キャパシタと、 患者に前記の電荷平衡を保たれた抗不整脈ショックを与えることが望まれる時 に前記電池により前記キャパシタを充電するための手段とを含んでおり、また 前記キャパシタから心臓に少なくとも１つの正のショック位相を与えるための 手段を含んでおり、前記の少なくとも１つの正のショック位相は負のショック位 相電流を有し、また 前記キャパシタから心臓に少なくとも１つの負のショック位相を与えるための 手段を含んでおり、前記の少なくとも１つの負のショック位相は正のショック位 相電流を有し、時間積分された正のショック位相電流が時間積分された負のショ ック位相電流に実質的に等しい ことを特徴とする患者の心臓に電荷平衡を保たれた抗不整脈ショックを与えるた めの心臓刺激装置。 １０．前記の少なくとも１つの正のショック位相を与えるための前記手段が単一 の正のショック位相を与え、また 前記の少なくとも１つの負のショック位相を与えるための前記手段が単一の負 のショック位相を与える ことを特徴とする請求項９記載の心臓刺激装置。 １１．心臓に正および負のショック位相を与えるための前記手段が１つの極性の 最初および最終のショック位相と、前記の極性と逆の極性の中間のショック位相 とを与えることを特徴とする請求項９記載の心臓刺激装置。 １２．正および負のショック位相を与えるための前記手段がバイポーラなリード を含んでいることを特徴とする請求項９記載の心臓刺激装置。 １３．正および負のショック位相を与えるための前記手段がトリポーラなリード を含んでいることを特徴とする請求項９記載の心臓刺激装置。