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技術 心臓の電気信号が心房脱分極により生じたか否かを検出するための方法および装置

出願人 ペースセッターアクチボラゲット
発明者 クリステルエクヴァル
出願日 1994年5月12日 (26年6ヶ月経過) 出願番号 1994-098806
公開日 1994年11月29日 (25年11ヶ月経過) 公開番号 1994-327642
状態 未査定
技術分野 生体の電気現象及び電気的特性の測定・記録
主要キーワード 疲労故障 測定電気信号 プログラミングユニット バンドパス型 多極電極 ローパス型 刺激インパルス 誤った解釈
関連する未来課題
重要な関連分野

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図面 (11)

目的

電気信号心室で測定される場合に心房脱分極を心室脱分極から区別するための、安全な最も効率的な方法および装置を提供する。

構成

電気信号を第1の電極表面(8;138)により心室心臓組織で測定し、心房脱分極により生じた測定電気信号を心室脱分極により生じた測定電気信号から区別することにより、心臓(4;134)の電気信号が心房脱分極により生じたものかまたは心室脱分極により生じたものなのかを検出するための方法において、第1の電極表面(8、138)は、心室心臓組織の一部で電気信号を測定するように心臓の心房半部の近傍に近接配置されている。

概要

背景

健康な心臓では、心拍洞結節自発発生する電気インパルスにより開始する。インパルスはまず心房脱分極を引き起こし、これにより心房筋が収縮する(心房収縮期)。心房筋の収縮は血液をそれぞれ心房から心室へ搬送する。遅延の後、インパルスはA−V結節を介して心室に伝導され、心室脱分極を引き起こす。これにより心室筋が収縮する(心室収縮期)。心室筋の収縮は血液を心臓から循環系および肺循環へ放出する。心房および心室の心組織は次に再分極し、心組織は弛緩する(拡張期)。次に心臓には血液が血管から再充填される。洞結節が新たなインパルスを発生するとき、サイクル再スタートする。

所定の心臓欠陥を有する人々に対してはペースメーカが非常に優れた補助手段となる。ペースメーカは、自然の自発自己刺激が作用しない場合に心臓組織刺激を代わりに行うことができる。例えばA−V結節が心房からの信号伝導をブロックするが、洞結節は正常に動作して自然に心房の脱分極をトリガする場合、ペースメーカは刺激される心臓の周期が健康な心臓の心周期にできるだけ近似するように心室組織を刺激することができ、有利である。

このことを実現するためには、心房脱分極を検出することができなければならず、かつ同時に心室組織に刺激インパルス送出することができなければならない。この場合、デュアルチャンバーペースメーカを使用することが公知である。デュアルチャンバーペースメーカでは、第1の電極の電極表面が心房脱分極を検出するため右心房に配置され、第2の電極の電極表面が心室組織を刺激するため右心室尖端に配置される。このようなペースメーカは米国特許第4343311号明細書に記載されている。少なくとも2つの電極を心臓に挿入しなければならないので、この装置をさらに複雑なものにしている。複雑性は電極埋込中にさらに増大することがあり、失敗の危険性が高まる。さらに電極が複数であると、血液の心臓への帰還がある程度妨げられる。

血管系を介して心臓に挿入しなければならない電極の数を低減するため、多極電極が発明された。この多極電極は、少なくとも1つの電極表面を心室を刺激するために心室に有し、少なくとも1つの電極表面を心房脱分極を検出するため心房に有する。このような電極は米国特許第4444195号明細書に記載されている。心房脱分極を確実に検出するため、心房の電極表面は心房組織にできるだけ近接すべきである。したがって電極は、心房組織に実質的に一定の接触を維持するように堅くなければならない。このことは筋収縮中に心臓組織を刺激することとなる。また一般的に多極電極は単極電極よりも大きな直径を有する。

それぞれ1つの電極リード線を有する複数の電極を使用しても、複数の電極リード線を有する多極電極を使用しても、リード線断線は常に危険である。多数のリード線を使用すれば、念入りに製造したり品質管理をしてもこれらの1つが僅かな欠陥を有したり、減少された摩擦抵抗を有する確率が増大する。

米国特許第4905696号明細書には、心室のインピーダンス単極測定する検出器が記載されている。ここではインピーダンス信号から心房脱分極を急速な短い変化として識別することができる。

スエーデン特許出願番号9203642−5号の明細書には、少なくとも2つの積分器を有する検出器が記載されている。心臓の電気信号が測定される。モノフェーズ信号およびバイフェーズ信号は、それぞれ積分器が異なる極性を有する信号を積分すると区別することができる。心房の脱分極は信号を心室で測定するとモノフェーズであり、心室の脱分極は心室で測定するとバイフェーズであるから、検出器は心房と心室の脱分極をそれぞれ心室にて単極で測定された電気信号に基づき区別することができる。しかし前記先行出願ではその他の従来技術と同じように、最も確実に区別が実行できるように信号をピックアップすべきであることは考慮されていない。また心臓組織が受ける刺激をどのように低減すべきかについて記載されていない。

概要

電気信号が心室で測定される場合に心房脱分極を心室脱分極から区別するための、安全な最も効率的な方法および装置を提供する。

電気信号を第1の電極表面(8;138)により心室心臓組織で測定し、心房脱分極により生じた測定電気信号を心室脱分極により生じた測定電気信号から区別することにより、心臓(4;134)の電気信号が心房脱分極により生じたものかまたは心室脱分極により生じたものなのかを検出するための方法において、第1の電極表面(8、138)は、心室心臓組織の一部で電気信号を測定するように心臓の心房半部の近傍に近接配置されている。

目的

本発明の課題は、電気信号が心室で測定される場合に心房脱分極を心室脱分極から区別するための、安全に最も効率的な方法を提供することである。本発明の方法は同時に最も自然に心室を刺激することができ、心臓に埋め込まれる電極が心臓の動きを妨げることは最小に留まるようにすべきである。

効果

実績

技術文献被引用数
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牽制数
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請求項1

電気信号を第1の電極表面(8;138)により心室心臓組織で測定し、心房脱分極により生じた測定電気信号を心室脱分極により生じた測定電気信号から区別することにより、心臓(4;134)の電気信号が心房脱分極により生じたものかまたは心室脱分極により生じたものなのかを検出するための方法において、第1の電極表面(8、138)は、心室心臓組織の一部で電気信号を測定するように心臓の心房半部に近接配置されていることを特徴とする、心臓の電気信号が心房脱分極により生じたか否かを検出するための方法。

請求項2

前記第1の電極表面(8;138)は、心室隔壁(10;140)の電気信号を測定するように配置されている請求項1記載の方法。

請求項3

心房脱分極は心室脱分極から、測定された電気信号がモノフェーズ経過を有するかまたはバイフェーズ経過を有するかの検出によって区別され、モノフェーズ経過は心房脱分極として解釈され、バイフェーズ経過は心室脱分極として解釈される請求項1または2記載の方法。

請求項4

モノフェーズ経過の持続時間が検出され、所定の持続時間よりも短い持続時間を有するモノフェーズ経過だけが心房脱分極として解釈される請求項3記載の方法。

請求項5

第2の電極表面(142)が心室隔壁(140)でまたは近傍で、第1の電極表面(138)から尖端方向に所定の間隔をおいて電気信号を測定し、2つの電極表面(138、142)により測定された電気信号の時間順序を検出し、第1の電極表面(138)により測定されるよりも前に第2の電極表面(142)により測定された電気信号が心室脱分極として解釈される請求項2記載の方法。

請求項6

心臓(4;134)の電気信号が心房脱分極により生じたものなのか、心室脱分極により生じたものなのかを検出するための装置(2;132)であって、第1の電極表面(8;138)を有する電極リード線(6;136)と、第1の電極表面(8;138)を介して電気信号を測定するための検出器(20;154)と、検出器(20;154)により測定された電気信号に基づき心房脱分極を心室脱分極から区別するための制御装置(18;152)とを有する装置において、電極リード線(6;136)は、右心室に挿入され、緩やかな湾曲を以て第1の電極表面(8;138)が心室隔壁(10;140)の上部に取り付け可能にポジショニングするよう構成されており、検出器(20;154)は、心房脱分極により生じた信号と心室脱分極により生じた信号とを区別するための手段(21〜24;35、37、43;53、55、57、59、61;156、158)を有することを特徴とする、心臓の電気信号が心房脱分極により生じたか否かを検出するための装置。

請求項7

心房脱分極により生じた信号と心室脱分極により生じた信号とを区別するための手段(21〜24)は、高周波ノイズを除去するためのローパスフィルタ(22)と、第1のコンパレータ(23)と、第2のコンパレータ(24)とを有し、前記第1のコンパレータは、ろ波された信号の振幅を第1の閾値(VPOS)と比較し、ろ波された信号の振幅が閾値(VPOS)を越えるときに出力信号送出し、前記第2のコンパレータは、ろ波された信号の振幅を第2の閾値(VNEG)と比較し、ろ波された信号の振幅が閾値(VNEG)を下回るときに出力信号を送出し、制御装置(18)は、第1のコンパレータ(22)からだけ出力信号を発生させる信号を信号を心房脱分極として解釈し、両方のコンパレータ)22、23)から出力信号を発生させる信号を心室脱分極として解釈する請求項6記載の装置。

請求項8

制御装置(18)は、第1のコンパレータ(22)が出力信号を送出している間の時間を測定するためのタイマを有し、第1のコンパレータ(22)に所定の持続時間よりも短い持続時間を有する出力信号を発生させる測定心臓信号が心房脱分極として解釈される請求項7記載の装置。

請求項9

心房脱分極により生じた信号と心室脱分極により生じた信号とを区別するための手段(35、37、43)は積分器(35)と、コンパレータ(37)とを有し、前記積分器は測定信号を積分し、前記コンパレータは積分された信号を所定の閾値(VPOS)と比較し、積分された信号が所定の閾値(VPOS)を越えるときに出力信号を発生し、制御装置(18)はタイマ(39)を有し、該タイマは積分された信号の振幅が所定の閾値(VPOS)を越えている間の時間を測定し、制御装置(18)は、第1の所定の値よりも短い持続時間を心室脱分極として解釈し、第1の所定の値よりも長い持続時間を心房脱分極として解釈する請求項6記載の装置。

請求項10

制御装置(18)は持続時間を第1の所定の値よりも長い第2の所定の値と比較し、第1の所定の値よりも長く、かつ第2の所定の値よりも短い持続時間を心房脱分極として解釈する請求項9記載の装置。

請求項11

心房脱分極により生じた信号と心室脱分極により生じた信号とを区別するための手段(53、55、57、59、61)は第1の積分器(55)と第2の積分器(59)とを有し、前記第1の積分器は、正の極性を有する信号成分を積分し、前記第2の積分器は、負の極性を有する信号成分を積分し、制御装置は、モノフェーズ信号を心房脱分極として、バイフェーズ信号を心室脱分極として解釈する請求項6記載の装置。

請求項12

電極リード線(136)は、第2の電極表面(142)を有し、該第2の電極表面を介して、検出器(154)は心室組織からの電気信号を測定し、第2の電極表面(142)は第1の電極表面(138)から所定の間隔をおいて配置されており、第2の電極表面(142)は心室隔壁(140)と接触し、第1の電極表面(138)から尖端方向に所定の間隔をおいて配置されており、心房脱分極により生じた信号と心室脱分極により生じた信号とを区別するための手段(156、158)は、第1の電極表面(138)および制御装置(152)に接続された第1の素子(156)と、第2の電極表面(142)および制御装置(152)に接続された第2の素子(158)とを有し、制御装置(152)は第1の電極表面(138)によって検出されるより前に第2の電極表面(142)によって検出された電気信号を心室脱分極として解釈する請求項6記載の装置。

請求項13

刺激パルスを発生し、心室組織に第1の電極表面(8;138)を介して送出するためのパルス発生器(16;150)が設けられており、制御装置(18;152)はパルス発生器(16;150)を検出器(20;154)により測定された電気信号に基づき制御する請求項6から12までのいずれか1項記載の装置。

技術分野

0001

本発明は、心臓電気信号心房脱分極によるものなのかまたは心室脱分極によるものなのかを、心室心臓組織の表面の第1電極により電気信号を測定することによって検出し、心房脱分極による測定電気信号を心室脱分極による測定電気信号から区別するための方法に関する。

0002

本発明はさらに、心室の電気信号を測定し、心房脱分極による測定電気信号を心室脱分極による測定電気信号から区別するための装置に関する。

背景技術

0003

健康な心臓では、心拍洞結節自発発生する電気インパルスにより開始する。インパルスはまず心房脱分極を引き起こし、これにより心房筋が収縮する(心房収縮期)。心房筋の収縮は血液をそれぞれ心房から心室へ搬送する。遅延の後、インパルスはA−V結節を介して心室に伝導され、心室脱分極を引き起こす。これにより心室筋が収縮する(心室収縮期)。心室筋の収縮は血液を心臓から循環系および肺循環へ放出する。心房および心室の心組織は次に再分極し、心組織は弛緩する(拡張期)。次に心臓には血液が血管から再充填される。洞結節が新たなインパルスを発生するとき、サイクル再スタートする。

0004

所定の心臓欠陥を有する人々に対してはペースメーカが非常に優れた補助手段となる。ペースメーカは、自然の自発自己刺激が作用しない場合に心臓組織の刺激を代わりに行うことができる。例えばA−V結節が心房からの信号伝導をブロックするが、洞結節は正常に動作して自然に心房の脱分極をトリガする場合、ペースメーカは刺激される心臓の周期が健康な心臓の心周期にできるだけ近似するように心室組織を刺激することができ、有利である。

0005

このことを実現するためには、心房脱分極を検出することができなければならず、かつ同時に心室組織に刺激インパルス送出することができなければならない。この場合、デュアルチャンバーペースメーカを使用することが公知である。デュアルチャンバーペースメーカでは、第1の電極の電極表面が心房脱分極を検出するため右心房に配置され、第2の電極の電極表面が心室組織を刺激するため右心室尖端に配置される。このようなペースメーカは米国特許第4343311号明細書に記載されている。少なくとも2つの電極を心臓に挿入しなければならないので、この装置をさらに複雑なものにしている。複雑性は電極埋込中にさらに増大することがあり、失敗の危険性が高まる。さらに電極が複数であると、血液の心臓への帰還がある程度妨げられる。

0006

血管系を介して心臓に挿入しなければならない電極の数を低減するため、多極電極が発明された。この多極電極は、少なくとも1つの電極表面を心室を刺激するために心室に有し、少なくとも1つの電極表面を心房脱分極を検出するため心房に有する。このような電極は米国特許第4444195号明細書に記載されている。心房脱分極を確実に検出するため、心房の電極表面は心房組織にできるだけ近接すべきである。したがって電極は、心房組織に実質的に一定の接触を維持するように堅くなければならない。このことは筋収縮中に心臓組織を刺激することとなる。また一般的に多極電極は単極電極よりも大きな直径を有する。

0007

それぞれ1つの電極リード線を有する複数の電極を使用しても、複数の電極リード線を有する多極電極を使用しても、リード線断線は常に危険である。多数のリード線を使用すれば、念入りに製造したり品質管理をしてもこれらの1つが僅かな欠陥を有したり、減少された摩擦抵抗を有する確率が増大する。

0008

米国特許第4905696号明細書には、心室のインピーダンス単極測定する検出器が記載されている。ここではインピーダンス信号から心房脱分極を急速な短い変化として識別することができる。

0009

スエーデン特許出願番号9203642−5号の明細書には、少なくとも2つの積分器を有する検出器が記載されている。心臓の電気信号が測定される。モノフェーズ信号およびバイフェーズ信号は、それぞれ積分器が異なる極性を有する信号を積分すると区別することができる。心房の脱分極は信号を心室で測定するとモノフェーズであり、心室の脱分極は心室で測定するとバイフェーズであるから、検出器は心房と心室の脱分極をそれぞれ心室にて単極で測定された電気信号に基づき区別することができる。しかし前記先行出願ではその他の従来技術と同じように、最も確実に区別が実行できるように信号をピックアップすべきであることは考慮されていない。また心臓組織が受ける刺激をどのように低減すべきかについて記載されていない。

発明が解決しようとする課題

0010

本発明の課題は、電気信号が心室で測定される場合に心房脱分極を心室脱分極から区別するための、安全に最も効率的な方法を提供することである。本発明の方法は同時に最も自然に心室を刺激することができ、心臓に埋め込まれる電極が心臓の動きを妨げることは最小に留まるようにすべきである。

0011

本発明はまたこの方法を実施するための装置を適用しようとするものである。

課題を解決するための手段

0012

上記課題は本発明により、第1の電極表面は、心室心臓組織の一部で電気信号を測定するように心臓の心房半部に近接配置されているように構成して解決される。

0013

本発明の装置は、電極リード線は、右心室に挿入され、緩やかな湾曲を以て第1の電極表面が心室隔壁の上部に取り付け可能にポジショニングするよう構成されており、検出器は、心房脱分極により生じた信号と心室脱分極により生じた信号とを区別するための手段を有するように構成される。

0014

心室組織の上部で電気信号を測定することは、心房と心室両方からの信号を検知することを容易にする。ここでは異なる形式の検出器を当該信号を弁別するために使用することができる。本発明の方法を実施するための装置に関連して説明する。心室上部で電気信号を測定するために、電極が心臓に次のように挿入される。すなわち、電極が心室で緩やかに湾曲し、電極表面が心臓組織に埋め込まれるように挿入される。電極の緩やかな湾曲は心臓の収縮相中に電極リード線により生じる刺激を低減する。なぜなら、心臓は心房と心室の間の隔壁(バルブ面)を各心室収縮中に尖端方向へ引っ張るからである。この隔壁に血液循環への出口が配置されている。緩やかな湾曲部は弾力的に電極の表面を心組織の大部分にわたって分散させる。したがって収縮運動時に電極により及ぼされる機械的圧力が低減される。組織での炎症等の危険性も相応に減少する。電極での機械的負荷および疲労故障の危険性もまた同時に低減する。

0015

これに関連して、第1の電極をこれが心室隔壁の電気信号を測定するように配置すると有利である。

0016

脱分極波は健康な心臓ではA−V結節(これは心室隔壁の上部に位置する)を介して心室に伝導されるから、この電極位置は心房信号の測定と識別を容易にする。なぜなら電極表面が心房筋に近接するからである。さらにこの位置は心室が刺激されるときに最も自然な脱分極作用を引き起こす。

0017

前に述べたように、心房脱分極は心室で測定するときモノフェーズとして観察され、心室脱分極はバイフェーズとして観察される。したがって、測定された電気信号がモノフェーズ経過を有するか、またはバイフェーズ経過を有するかを検出することにより心房脱分極を心室脱分極から区別するのが有利である。ここでモノフェーズ経過は心房脱分極として解釈され、バイフェーズ経過は心室脱分極として解釈される。付言すると心室脱分極に対する信号のバイフェーズ形態は、測定を心室の上部で行うと尖端部での測定と比較してさらに明瞭になる。これを行うことのできる検出器は上に述べたように先行出願の対象である。本発明の検出器を以下説明する。

0018

心房脱分極の識別の信頼性を向上するために、モノフェーズ経過の持続時間を測定し、所定の持続時間よりも短い持続時間を有するモノフェーズ経過だけを心房脱分極として解釈すると有利である。というのは心室再分極も同じようにモノフェーズ経過を有するが、これが測定されても心房脱分極から容易に区別することができることを意味する。なぜなら心室再分極は格段に長い持続時間を有するからである。

0019

本発明の方法の改善実施例では、第2の電極表面が心室隔壁でまたは心室隔壁の近傍で、第1の電極表面から尖端方向に所定の間隔をおいて電気信号を測定し、2つの電極表面により測定された電気信号の時間シーケンスが検出される。これにより、第1の電極表面により測定されるよりも前に第2の電極表面により測定された電気信号が心室脱分極として解釈される。

0020

心室隔壁の上部、すなわち上部1/3付近では、心室脱分極が底部から心室と心房の間の隔壁方向へ伝播する。しかし測定された心房脱分極は反対方向に伝播する。第1電極表面と第2電極表面によりそれぞれ測定された信号に対して閾値を定めることにより検出基準が得られる。この検出基準では、心房脱分極は第1電極表面によってだけ測定され、これに対して心室脱分極および心室再分極は第1と第2両方の電極表面により測定される。

0021

心臓の電気信号が心房脱分極によって発生したのかまたは心室脱分極によって発生したのかを検出するための装置は、第1の電極表面を備えた電極リード線と、第1の電極表面を介して電気信号を測定するための検出器と、検出器により測定された電気信号に基づいて、心房脱分極を心室脱分極から区別するための制御装置を有する。この装置は、電極リード線が右心室に挿入され、第1電極表面を心室隔壁の上部に緩やかな湾曲を以て取り付けることができるように構成されており、検出器は心房脱分極により生じた信号と心室脱分極により生じた信号とを区別するための手段を有することを特徴とする。

0022

本発明により得られる単極装置では、心房脱分極により生じた信号と心室脱分極により生じた信号とを区別するための手段が高周波ノイズを除去するためのローパスフィルタを有し、第1のコンパレータと第2のコンパレータが設けられており、第1のコンパレータはろ波された信号の振幅を第1の閾値を比較して、ろ波された信号の振幅が第1の閾値を越えたとき出力信号送出し、第2のコンパレータはろ波された信号の振幅を第2の閾値と比較し、ろ波された信号の振幅が第2の閾値よりも小さいときに出力信号を送出する。これにより制御装置は、第1のコンパレータからの出力信号を発生させた信号を心房脱分極として解釈し、両方のコンパレータからの出力信号を発生させた信号を心室脱分極として解釈する。

0023

心房脱分極はモノフェーズであり、一方心室脱分極はバイフェーズであることにより信号を区別することができるので、それぞれの信号の識別は信号振幅ベースラインの両側の閾値と比較する検出器によって行うと簡単である。モノフェーズ信号だけが1つの閾値に対する条件を満たすことができ、これに対してバイフェーズ信号は両方の閾値に対する条件を満たすことができる。

0024

この関連から制御装置が、第1のコンパレータが出力信号を送出する間の時間を測定するためのタイマを有すると有利である。これにより、所定の持続時間よりも短い持続時間を有する、第1コンパレータからの出力信号を発生させた測定心臓信号が心房脱分極として解釈される。これにより心室再分極が心房脱分極とされる誤った解釈が回避されることとなる。

0025

単極装置の択一的な実施例では、心房脱分極により生じた信号と心室脱分極により生じた信号とを区別するための手段が測定信号を積分する積分器とコンパレータを有し、コンパレータは積分信号を所定の閾値と比較して、積分信号の振幅が所定の閾値を越えたとき出力信号を発生し、制御装置はタイマを有し、タイマは積分信号の振幅が所定の閾値を越えている間の時間を測定する。これにより制御装置は第1の所定の値より短い持続時間を心室脱分極として解釈し、第1の所定の値より長い持続時間を心房脱分極として解釈する。

0026

バイフェーズ信号は正信号成分と負信号成分の両方を有するから、この信号は積分中に閾値を短期間の間しか越えない。これに対してモノフェーズ信号の積分は閾値を比較的に長い期間にわたって越える。

0027

この関連から制御装置が持続時間を第1の所定の値よりも大きい第2の所定の値と比較すると有利である。これにより第1の所定の値よりも大きく、かつ第2の所定の値よりも小さい持続時間が心房脱分極として解釈される。

0028

このようにして心房脱分極はまたこの実施例でも、検出器に信号が存在するときに心室脱分極から区別することができる。

0029

第3の単極装置では、心房脱分極により生じた信号と心室脱分極により生じた信号とを区別するための手段が第1の積分器と第2の積分器を有し、第1の積分器は正の極性を有する信号成分を積分し、第2の積分器は負の極性を有する信号成分を積分し、制御装置はモノフェーズ信号を心房脱分極として、バイフェーズ信号を心室脱分極として解釈する。

0030

本発明の双極装置では、電極リード線が第2の電極表面を有し、この第2の電極表面を介して検出器は心室組織からの電気信号を測定することができ、第2の電極表面は第1の電極表面から所定の距離をおいて配置されており、これにより第2の電極表面は心室隔壁と接触し、かつ第1の電極表面から尖端方向に所定の距離をおいて配置され、心房脱分極により生じた信号と心室脱分極により生じた信号とを区別するための手段は第1の要素と第2の要素を有し、第1の要素は第1の電極表面と制御装置に接続されており、第2の要素は第2の電極表面と制御装置に接続されており、これにより制御装置は第1の電極表面によって検出されるよりも前に第2の電極表面により検出された電気信号を心室脱分極として解釈する。

0031

単極装置でも双極装置でも、刺激パルスを発生し心室組織に第1の電極表面を介して送出するためのパルス発生器を有し、制御装置がパルス発生器を検出器により検出された電気信号に基づき制御すると有利である。

0032

図1に示された単極ペースメーカ2は心臓4に電極リード線6により接続されている。電極リード線6の端部にはチップ電極8がある。チップ電極は心臓4の右心室で心室隔壁10の上部に取り付けられている。電極リード線6は電極導体12を有し、この電極導体はチップ電極8をペースメーカ電子回路に接続する。ペースメーカ2には不関電極14が配置されており、刺激パルスをペースメーカ2から電極リード線6およびチップ電極8を介して心臓4ないし隔壁10に送出することができる。刺激パルスは身体組織を介して不関電極14に帰還する。心臓の電気信号はまたチップ電極8を介して測定することができる。

0033

電極リード線6の心室内での緩やかな湾曲およびチップ電極8の隔壁10の上部でのポジショニングにより、チップ電極8が尖端に配置された場合よりも心臓組織への刺激が少ない。心筋の収縮は血液をそれぞれの血液循環系へ搬送するため弁膜を尖端方向へ下方に引っ張るから、電極リード線6の表面は心臓組織の大部分にわたって分散され、リード線は定常的に心室の形状変化追従する。緩やかな湾曲および隔壁10の上部でのポジショニングは心臓の自然な運動を妨げず、電極導体12への負荷も低減される。

0034

心信号15はチップ電極8を介して測定される。これは図2に示されている。心信号は3つの群に分類することができる。最初は心房脱分極すなわちP波であり、これに心室脱分極すなわちQRS波、さらに心室再分極すなわちT波が続く。心房も再分極するが、しかしこの再分極からの信号は通常、QRS波に埋もれている。信号15が示すようにP波とT波はモノフェーズであり、QRS波はバイフェーズである。このことが単極ペースメーカ2において心房脱分極と心室脱分極を確実に区別するために使用される。

0035

図3には単極ペースメーカ2のブロック回路図が示されている。パルス発生器16は刺激パルスを発生し、こおを電極導体12を介してチップ電極8に送出する。パルス発生器16はまた不関電極14にも接続されている。パルス発生器16の刺激パルスの送出および刺激パルスの振幅と持続時間は制御装置18により制御される。検出器20が心信号を測定するため並列にパルス発生器16の出力端子を介して接続されている。電極チップ8の隔壁10上部でのポジショニングは検出器20による心房と心室両方からの信号の検出を簡単にする。検出器20の心信号の測定および信号検出のための閾値レベルの決定は制御装置18により制御される。

0036

ペースメーカ2はまたテレメータユニット28を有し、これは制御装置18に接続されている。テレメータユニット28を介して情報を制御装置18と外部プログラミングユニットとの間で伝送することができる。

0037

検出器20の第1の実施例が図4に示されている。チップ電極8は電極導体12によりコンデンサ21に接続されている。コンデンサはDC成分を除去し、信号に対して所定のベースラインを維持する。測定された信号は次にローパスフィルタ22に供給され、筋信号からのノイズおよびその他のノイズが低減される。ローパスフィルタは有利には100Hzの遮断周波数を有する。ろ波された信号は次に第1のコンパレータ23と第2のコンパレータ24に供給される。ろ波された信号は第1のコンパレータ23にて正の閾値VPOSと比較され、第2のコンパレータにて負の閾値VNEGと比較される。2つうの閾値は同じ絶対値または異なる絶対値を有することができる。第1のコンパレータ23はろ波された信号が第1の比較値よりも大きい間、第2のコンパレータは第2の閾値よりも小さい間、それぞれ出力信号を発生する。コンパレータ23、24からの出力信号は制御装置18に送出される。

0038

図5には、図2に示した検出器20への入力信号15に対するそれぞれのコンパレータ23、24からの出力信号が示されている。信号25は第1のコンパレータ23からの出力信号、信号26は第2のコンパレータ24からの出力信号を示す。図2の信号15からのP波は第1コンパレータ23からの矩形波27を発生させる。QRS波は第1のコンパレータ23からの短い矩形波29と、第2のコンパレータ24からの短い矩形波31を発生させ、T波は第1のコンパレータ23からの長い持続時間の矩形波33を発生させる。第2のコンパレータ24はバイフェーズ信号が存在するときのみ出力信号を発生するから、心室脱分極は非常に簡単に識別される。T波は長い矩形波33を発生させるから、制御装置18は第1のコンパレータ23からの出力信号(この信号は所定の持続時間よりも短い)だけを心房脱分極として解釈するように構成することができる。

0039

図6には検出器20の第2の実施例が示されている。この検出器はモノフェーズ信号とバイフェーズ信号を区別することができる。チップ電極8により検出された信号は電極導体12を介してフィルタ43に供給される。このフィルタは、図4のフィルタ22と同じようにローパス型とすることができる。しかし低周波のT波を除去したければバンドパス型とすることもできる。ろ波された信号は積分器35で積分され、コンパレータ37で閾値VPOSと比較される。積分器35は飽和を防止し、信号がベースラインに接近するようにDCロールオフを有する。DCロールオフは、積分信号が心房脱分極の後、QRS波が到来する前にベースラインに復帰するように選択される。ここで積分器35の抵抗および容量はDCロールオフ量が約15Hzであるように選択することができる。

0040

コンパレータ37からの出力信号は制御装置18に供給される。制御装置18はまずタイマ39によりコンパレータ37からの出力信号の持続時間を測定する。測定された持続時間は解析器41に供給される。解析器は検出された信号の形式を確定する。

0041

図7にはコンパレータ37からの出力信号が図2の入力信号に関して示されている。P波は持続時間が約40から100msの矩形波47を発生させる。QRS波はコンパレータ37からの矩形波49を発生させ、これの持続時間は40msより短い。T波は100msより長い矩形波51を発生させる。

0042

図6の解析器41は、コンパレータ37からの信号が低下するインターバルに基づき含まれる信号の形式を検出する。すなわちその信号が心房脱分極または心室脱分極または心室再分極を表すのかを検出する。

0043

図8には検出器20の第3の実施例が示されている。心臓組織からの信号はチップ電極8により検出され、電極導体12を介してフィルタ53に供給される。このフィルタは前のフィルタと同じようにローパスフィルタまたはバンドパスフィルタとすることができる。ろ波された信号は第1の積分器55および第2の積分器59にそれぞれ供給される。第1の積分器55は正の極性を有する信号成分だけを積分し、第2の積分器59は負の極性を有する信号成分だけを積分する。正に積分された信号は第1のコンパレータ57に供給され、負に積分された信号は第2のコンパレータ61に供給される。積分された信号はそれぞれコンパレータ57、61で、第1の閾値VPOSおよび第2の閾値VNEGとそれぞれ比較される。積分された信号が閾値VPOSより大きいとき、第1のコンパレータ57が、積分された信号が閾値VNEGより小さいとき、第2のコンパレータ61がそれぞれ出力信号を発生する。出力信号は制御装置18に供給され、基本的に図5に示した出力信号のように処理される。この検出器20の実施例では、閾値VPOS,VNEGをそれぞれ、ベースライン付近の信号ノイズが心信号として解釈されるのを防止するため比較的小さく設定することができる。

0044

図9には双極ペースメーカ132が示されている。このペースメーカは心臓134に電極リード線136を介して接続されている。電極リード線136は右心室に挿入され、チップ電極138を以て心室隔壁140の上部に係止される。電極リード線136は心室に緩やかな湾曲を以て挿入される。この緩やかな湾曲はチップ電極138周辺の心臓組織の刺激を低減する。リング電極142はチップ電極138から所定の間隔をおいて配置されており、隔壁140に押し付けられている。チップ電極138はペース電子回路に第1の電極導体144を介して接続され、リング電極142はペース電子回路に第2の電極導体146を介して接続されている。ペースメーカ132はまた不関電極148を有し、不関電極もペース電子回路に接続されている。刺激パルスは、第1の電極導体144、チップ電極138、心臓組織および不関電極148を介して単極で送出することも、第1の電極導体、チップ電極138、心臓組織、リング電極および第2の電極導体146を介して双極で送出することもできる。この場合、リング電極142は不関電極として機能する。チップ電極138もリング電極142も心臓134の電気活動を検出することができる。

0045

ペースメーカ132は図10にブロック回路図で示されており、刺激パルス発生器150を有する。パルス発生器150は第1の電極導体144と第2の電極導体146に接続されている。パルス発生器150はまた不関電極148に接続されている。制御装置152はパルス発生器の刺激パルスの送出およびパルス振幅と持続時間を制御する。制御装置152はまた、パルス発生器150が単極刺激パルスを送出すべきかまたは双極刺激パルスを送出すべきかを決定する。

0046

検出器ユニット154が並列にパルス発生器150の出力端子を介して接続されている。ここで検出器ユニット154は第1の検出器156と第2の検出器158とを有する。第1の検出器156は第1の電極導体144と不関電極148に接続されており、チップ電極138にて心信号を検出するためのものであり、第2の検出器158は第2の電極導体146と不関電極148に接続されており、リング電極142で心信号を検出するためのものである。検出された信号は制御装置152に送出される。制御装置は、例えば検出器156、158が心信号を測定すべき場合に検出器ユニット154と心信号を検出すべき感度を制御する。

0047

図3の単極ペースメーカ2と同じように、双極ペースメーカ132はテレメータユニット160を有し、これを介して情報を制御ユニット152とプログラミングユニット162との間で伝送することができる。

0048

心房脱分極が発生すると、心房心信号がチップ電極138により検出され、したがって心房脱分極として解釈される。心室隔壁140の上部では、心室脱分極は下方から上方への伝播方向を有する。すなわち心室脱分極はまずリング電極152により検出され、次にチップ電極138により検出される。したがって制御装置152は簡単に心房脱分極と心室脱分極とを区別することができる。心房脱分極はチップ電極138だけに検出され、心室脱分極はリング電極142とチップ電極138の両方により検出される。

0049

T波を除去するフィルタが検出器156、158に装備されていないこれらの実施例では、このT波を簡単に識別することができる。なぜなら心室再分極は脱分極よりも比較的に長い伝播経路を有し、したがってチップ電極138とリング電極142により同時に検出されるか、まずチップ電極138により検出され、次にリング電極142により検出されるからである。再分極はまた単極ペースメーカ2と同じようにして識別することもできる。

0050

心室再分極は、これが自発脱分極に続くとき比較的一定の振幅を有する。制御装置152はまた心信号の振幅を測定するから、再分極信号を簡単に識別することができる。この環境はまた自発心室脱分極と刺激脱分極とを区別するのにも使用することができる。

0051

心室再分極が識別されれれば脱分極の識別も可能となる。なぜなら、心室再分極は心室脱分極が介在しないで心房脱分極に続くことはできないからである。

0052

単極ペースメーカ2と同じように双極ペースメーカ132も、心信号がモノフェーズかまたはバイフェーズかを検出し、種々異なる脱分極と再分極とのインターバルを測定するように構成することができる。心信号がチップ電極138においてモノフェーズかまたはバイフェーズか検出されれば、双極ペースメーカ132は単独で単極モードで動作することができる。すなわち第2の電極導体146が断線すれば、ペースメーカ132は単極ペースメーカ2と同じように動作することとなる。

0053

上記複数の機能は単極電極および双極電極の両方により相応に使用することができる。

発明の効果

0054

本発明により、電気信号が心室で測定される場合に心房脱分極を心室脱分極から区別するための、安全な最も効率的な方法および装置が得られる。

図面の簡単な説明

0055

図1本発明の単極ペースメーカの実施例を示す概略図である。
図2心臓から検出された電気信号の波形図である。
図3単極ペースメーカのブロック回路図である。
図4モノフェーズ信号をバイフェーズ信号から分離する検出器の第1実施例の回路図である。
図5第1実施例の検出器からの出力信号を表す波形図である。
図6モノフェーズ信号をバイフェーズ信号から分離する検出器の第2実施例の回路図である。
図7第2実施例の検出器からの出力信号を表す波形図である。
図8モノフェーズ信号をバイフェーズ信号から分離する検出器の第3実施例の回路図である。
図9双極ペースメーカの概略図である。
図10双極ペースメーカの回路図である。

--

0056

2単極ペースメーカ
4心臓
6電極リード線
8チップ電極
10 隔壁

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