JP2014023870A - 心臓電気刺激装置及び心臓刺激方法 - Google Patents

Abstract

【課題】後電位を良好に制御して、短時間で精度の良い心電波形を得ることができる心臓電気刺激装置を提供すること。
【解決手段】内部インピーダンス制御部２０４は、電気刺激信号のエネルギーが大きいほど、また、生体インピーダンスＲｓが大きいほど、可変抵抗１４の抵抗値Ｒａを大きくする。これにより、容量Ｃｓからの電荷の放電が終了するまでは、電荷蓄積コンデンサーＣａの電荷の放電が終了しないような、最小の抵抗値Ｒａを選択できる。この結果、ディスチャージ動作を良好に行いつつ、測定電圧を短時間で基線レベルに復帰させることができるようになる。
【選択図】図４

Description

本発明は、心臓電気刺激装置及び心臓刺激方法に関する。

従来、心臓の刺激伝導系が正常であるか否かを検査するために、生体に装着された電極カテーテルに電気刺激パルスを出力し、そのときに得られる生体反応を電極カテーテルを介して得ることにより、心電波形（心内心電図）を得る心臓刺激検査装置がある。この種の心臓刺激検査装置は、例えば特許文献１〜３で開示されている。

簡単に説明すると、心臓刺激検査装置は、電極カテーテルに電気刺激パルスを出力する心臓電気刺激装置と、電極カテーテルの電圧に基づいて心電波形を測定する心臓カテーテル検査装置と、を有する。心臓電気刺激装置は、電極カテーテルを介して電気刺激パルスを与えることにより、意図的に不整脈を誘発させたり、不整脈を停止させる。心臓カテーテル検査装置は、心臓電気刺激装置によって刺激が与えられた直後に現れる生体からの反応電圧を電極カテーテルを介して取得することで、心電波形を測定する。

ここで、特許文献１及び特許文献２に開示されているように、心臓電気刺激装置によって生体に電気刺激パルスを与えると、分極による後電位が生じる。後電位は、電気刺激パルスを与えた直後には大きな値となるが、ディスチャージ（放電）により徐々に小さくなる。後電位が心電波形と比較して非常に大きい状態では、心電波形が後電位によってマスクされてしまうので、心電波形の測定は後電位が十分に小さい値に減衰してから行う必要がある。

米国特許第４，４９８，４７８号明細書 特表２００２−５１６７３２号公報 特開平６−１５４１８２号公報

ところで、後電位の大きさは、電気刺激パルスの振幅とパルス幅とによって決まる。つまり、振幅が大きくなるほど、またパルス幅が大きくなるほど、後電位が大きくなる。後電位が大きくなると、当然、心電波形を測定することができるようになるまでの時間も長くなる。

現状では、電気刺激パルスは、電圧が数ボルト〜数十ボルトであり、パルス幅が１０［ｍｓｅｃ］程度である。因みに、測定したい心電波形の電圧は、数ミリボルトの大きさである。

また、現状では、例えば、電気刺激パルスが振幅５Ｖ、パルス幅１［ｍｓｅｃ］の刺激条件の下で、心電波形の基線レベルが５０［ｍｓｅｃ］以内の時間で、±１［ｍＶ］以内の精度に収まることが、心臓刺激検査装置の性能として求められており、実際に実現されている。

ところで、検査しようとする心臓の部位によっては、電気刺激に対する反応が鈍い部位もあるので、そのような部位を検査するためには、電気刺激パルスの振幅及びパルス幅を大きくすることが有効である。例えば、振幅３０Ｖ、パルス幅１０［ｍｓｅｃ］といった大きなエネルギーの電気刺激パルスを用いることも考えられている。

このような大きなエネルギーの電気刺激を与えると、当然、後電位も大きくなるので、後電位が心電波形の測定を行うことができる程度に減衰するまでの時間も長くなる。一方で、通常、ある電気刺激パルスを与えてから次の電気刺激パルスを与えるまでの時間（つまり電気刺激パルスの間隔）は、例えば１００［ｍｓｅｃ］に決められている。そのため、この１００［ｍｓｅｃ］以内に心電波形を測定しなければならないが、後電位が大きいと、その時間内に心電波形を測定できないおそれがある。

また、ハイパスフィルタにより後電位を除去して心電波形を抽出する方法も考えられるが、この場合でも後電位の方が心電波形よりも非常に大きいレベルとなっている場合には、精度の良いフィルタリング結果を得るには長い時間を要する。

本発明は、後電位を良好に制御して、短時間で精度の良い心電波形を得ることができる心臓電気刺激装置及び心臓刺激方法を提供することを目的とする。

本発明の心臓電気刺激装置の一つの態様は、
生体に装着された電極カテーテルに、心臓を刺激するための電気刺激信号を供給する刺激信号供給部と、
前記生体のインピーダンスを算出する生体インピーダンス算出部と、
前記電気刺激信号のエネルギーと、前記生体インピーダンスとに基づいて、ディスチャージ時の内部インピーダンスを制御する内部インピーダンス制御部と、
を具備する。

本発明の心臓刺激方法の一つの態様は、
心臓電気刺激装置によって行われる心臓刺激方法であって、
生体に装着された電極カテーテルに、心臓を刺激するための電気刺激信号を供給するステップと、
前記生体のインピーダンスを算出するステップと、
供給した前記電気刺激信号のエネルギーと、算出した前記生体インピーダンスとに基づいて、ディスチャージ時の内部インピーダンスを制御するステップと、
を含む。

本発明によれば、電気刺激信号のエネルギーと、生体インピーダンスとに基づいて、ディスチャージ時の内部インピーダンスを制御するので、後電位を良好に制御して、短時間で精度の良い心電波形を得ることができるようになる。

心臓電気刺激装置の原理構成を説明するための等価回路であり、図１Ａは刺激時の状態を示す図、図１Ｂはディスチャージ時の状態を示す図 心臓刺激検査により得られる測定電圧Ｖの様子を示す図 心臓刺激検査装置の全体構成を示す図 心臓電気刺激装置の基本構成を示す図 内部抵抗Ｒａに対する、測定電圧Ｖの復帰時間の関係を示す図 内部インピーダンス制御部が有するテーブルの説明に供する図

以下、本発明の実施の形態について、図面を参照して詳細に説明する。

（１）原理
先ず、実施の形態の構成を説明する前に、本発明の原理について説明する。

図１Ａ及び図１Ｂは、心臓電気刺激装置の原理構成を説明するための等価回路である。図１Ａは刺激時の状態を示し、図１Ｂはディスチャージ時の状態を示す。

図１の等価回路は、生体に装着される電極カテーテル（電極リード）Ｔ１、Ｔ２を境に、回路側と生体側に分けられる。回路側とは心臓電気刺激装置１０であり、生体側とは生体モデル２０である。

心臓電気刺激装置１０は、電気刺激パルス生成部１１と、電荷蓄積コンデンサーＣａと、内部抵抗Ｒａと、スイッチ１２、１３と、を用いて表すことができる。生体モデル２０は、抵抗Ｒｓと、コンデンサーＣｓと、を用いて表すことができる。

図１Ａに示した刺激時には、スイッチ１２が端子ａ側に接続されると共にスイッチ１３がＯＦＦされることにより、電気刺激パルス生成部１１で生成された刺激パルスが電荷蓄積コンデンサーＣａによって蓄積された後に、生体モデル２０へと供給される。つまり、電気刺激パルス生成部１１及び電荷蓄積コンデンサーＣａは、生体に装着された電極カテーテルＴ１、Ｔ２に、心臓を刺激するための電気刺激信号を供給する刺激信号供給部として機能する。

一方、図１Ｂに示したディスチャージ時には、スイッチ１２が端子ｂ側に接続されると共にスイッチ１３がＯＮされることにより、生体モデル２０のコンデンサーＣｓに蓄積された電荷がディスチャージされる。そして、このディスチャージ時に、心臓カテーテル検査装置（図３）によって、電極リードＴ１、Ｔ２間の電圧Ｖが測定されることにより、心電波形が測定される。

図２は、心臓刺激検査により得られる測定電圧Ｖの様子を示すものである。時点ｔ１から時点ｔ２の期間は心臓電気刺激装置１０が図１Ａの状態とされている期間であり、時点ｔ３から時点ｔ４の期間は心臓電気刺激装置１０が図１Ｂの状態とされている期間であり、時点ｔ４から時点ｔ５の期間は心臓電気刺激装置１０が図１Ａの状態とされている期間である。心臓電気刺激装置１０は、このように刺激とディスチャージとを繰り返す。そして、心臓カテーテル検査装置（図３）によってディスチャージ期間における電極リードＴ１、Ｔ２間の電圧Ｖが測定される。

ディスチャージ期間の電圧は、時間の経過に従って減衰していく。ここで、ディスチャージ期間の電圧には、電気刺激による分極が原因となって生じる後電位（afterpotential）と、電気刺激による心臓の誘発反応である心電波形と、が含まれる。このうち、心電波形が測定したい波形である。刺激時の直後では後電位の値が心電波形と比較して非常に大きいので、後電位が心電波形をマスクしてしまう。そこで、後電位の値が十分に小さくなってから心電波形を測定するようになっている。具体的には、心電波形の測定は、測定電圧Ｖが閾値電圧Ｖ１よりも小さくなった時点ｔ１０以降に行うようにする。

（２）構成
図３は、心臓刺激検査装置の全体構成を示す。心臓刺激検査装置１００は、心臓電気刺激装置２００と、心臓カテーテル検査装置３００と、を有する。心臓電気刺激装置２００は、生体に装着された電極カテーテルＴ１、Ｔ２に、心臓を刺激するための電気刺激信号を供給する。心臓カテーテル検査装置３００は、電極カテーテルＴ１、Ｔ２の電圧に基づいて心電波形を測定し、これをモニタに表示したりプリンタから出力する。また、心臓電気刺激装置２００と心臓カテーテル検査装置３００は、ケーブルによって接続されており、互いの情報を送受信できるようになっている。なお、実施の形態では、説明を簡単化するために、電極カテーテルが２つの電極カテーテルＴ１、Ｔ２で構成されている場合について述べるが、勿論、電極カテーテルの数は３つ以上であってもよい。また１つの電極カテーテルに２つの電極を備えていてもよい。

図４は、心臓電気刺激装置２００の基本構成を示すブロック図である。なお、図４は、本実施の形態において特徴的な要素のみを示した図である。図４の構成要素の中には、図１で既に説明した要素も含まれるので、ここでは図１では説明しなかった構成要素及び図１とは異なる構成要素について説明する。

状態制御部２０１は、スイッチ１２及び１３の接続を制御することにより、図１Ａに示した刺激状態と図１Ｂに示したディスチャージ状態を切り換える。因みに、図４は、ディスチャージ状態を示している。

刺激エネルギー制御部２０２は、電気刺激パルス生成部１１で生成される刺激パルスの振幅及びパルス幅を制御することにより、刺激エネルギーを制御する。

生体インピーダンス算出部２０３は、電極カテーテルＴ１、Ｔ２が装着された生体のインピーダンス、つまり生体モデル２０のインピーダンスを算出する。生体インピーダンス算出部２０３は、電極カテーテルＴ１、Ｔ２の電圧と電流とに基づいて生体インピーダンスを算出する。すなわち、実際上、心臓電気刺激装置２００又は心臓カテーテル検査装置３００には、電極カテーテルＴ１、Ｔ２の電圧を検出する電圧計（図示せず）と、電極カテーテルＴ１、Ｔ２に流れる電流を検出する電流計（図示せず）とが設けられており、生体インピーダンス算出部２０３は、この電圧計及び電流計によって検出された値に基づいて生体インピーダンスを算出する。

内部インピーダンス制御部２０４は、電気刺激信号のエネルギーと、生体インピーダンスとに基づいて、ディスチャージ時の内部インピーダンスを制御する。実際上、内部インピーダンス制御部２０４は、刺激エネルギー制御部２０２から出力された制御信号に基づいて電気刺激信号のエネルギーの情報を得ると共に、生体インピーダンス算出部２０３から生体インピーダンスの情報を得る。

本実施の形態の場合、内部インピーダンス制御部２０４は、可変抵抗１４の抵抗値Ｒａを制御するようになっている。内部インピーダンス制御部２０４は、電気刺激信号のエネルギーが大きいほど、可変抵抗１４の抵抗値Ｒａを大きくする。また、内部インピーダンス制御部２０４は、生体インピーダンスが大きいほど、可変抵抗１４の抵抗値Ｒａを大きくする。

このように、電気刺激信号のエネルギーと、生体インピーダンスとに基づいて、抵抗値Ｒａを制御する理由について説明する。

刺激時は、生体モデル２０の容量Ｃｓに電荷がチャージされ、電圧が発生する。ディスチャージ時には、この容量Ｃｓの電荷が放電し、図４の電圧Ｖが消失していく（つまり、後電位が基線レベルへと復帰していく）。

ここで、図５に示したように、可変抵抗１４の抵抗値Ｒａの値を小さくするほど、測定電圧Ｖが基線レベルに復帰する時間は短くなる。しかしながら、抵抗値Ｒａを過度に小さくすると、容量Ｃｓからの電荷の放電が終了しない時点で、電荷蓄積コンデンサーＣａの電荷の放電が終了し、ディスチャージ動作が終了してしまうので好ましくない。

これを考慮して、本実施の形態では、電気刺激信号のエネルギーが大きいほど（容量Ｃｓの電荷が大きいほど）、また、生体インピーダンスＲｓが大きいほど、可変抵抗１４の抵抗値Ｒａを大きくする。これにより、容量Ｃｓからの電荷の放電が終了するまでは、電荷蓄積コンデンサーＣａの電荷の放電が終了しないような、最小の抵抗値Ｒａを選択できる。この結果、ディスチャージ動作を良好に行いつつ、測定電圧Ｖを短時間で基線レベルに復帰させることができるようになる。

次に、抵抗値Ｒａを設定するための具体例を説明する。この例では、抵抗値Ｒａの値として、Ｒａ１＜Ｒａ２＜Ｒａ３の３つの値の中から切り換える例について説明する。内部インピーダンス制御部２０４は、図６に示すようなテーブルを有し、刺激エネルギー及び生体インピーダンスを条件として（読み出しアドレスとして）で、抵抗値Ｒａ１、Ｒａ２又はＲａ３を選択する。

以上説明したように、本実施の形態によれば、電気刺激信号のエネルギーと、生体インピーダンスとに基づいて、ディスチャージ時の内部インピーダンス１４を制御したことにより、後電位を良好に制御して、短時間で精度の良い心電波形を得ることができるようになる。

なお、上述の実施の形態では、内部インピーダンス制御部２０４が制御する内部インピーダンスは、ディスチャージ時に生体インピーダンスと並列に接続される抵抗１４の抵抗値である場合について説明したが、内部インピーダンス制御部２０４が制御する内部インピーダンスはこれに限らない。内部インピーダンス制御部２０４が制御する内部インピーダンスは、ディスチャージ時に生体インピーダンスと並列に接続される電荷蓄積コンデンサー１５の容量であってもよい。具体的には、電気刺激信号のエネルギーが大きいほど（容量Ｃｓの電荷が大きいほど）、また、生体インピーダンスＲｓが大きいほど、電荷蓄積コンデンサー１５の容量Ｃａを大きくすれば、実施の形態と同様の効果を得ることができる。

以上、本発明者によってなされた発明を実施の形態に基づいて具体的に説明したが、本発明は上記実施の形態に限定されるものではなく、その要旨を逸脱しない範囲で変更可能である。

今回開示された実施の形態はすべての点で例示であって制限的なものではないと考えられるべきである。本発明の範囲は上記した説明ではなくて特許請求の範囲によって示され、特許請求の範囲と均等の意味および範囲内でのすべての変更が含まれることが意図される。

本発明は、例えば心内心電図を得るための心臓電気刺激装置に適用し得る。

１０、２００ 心臓電気刺激装置
１１ 電気刺激パルス生成部
１２、１３ スイッチ
１４ 可変抵抗
１５ 電荷蓄積コンデンサー
２０ 生体モデル
１００ 心臓刺激検査装置
２０１ 状態制御部
２０２ 刺激エネルギー制御部
２０３ 生体インピーダンス算出部
２０４ 内部インピーダンス制御部
Ｔ１、Ｔ２ 電極カテーテル

Claims (8)

1. 生体に装着された電極カテーテルに、心臓を刺激するための電気刺激信号を供給する刺激信号供給部と、
   前記生体のインピーダンスを算出する生体インピーダンス算出部と、
   前記電気刺激信号のエネルギーと、前記生体インピーダンスとに基づいて、ディスチャージ時の内部インピーダンスを制御する内部インピーダンス制御部と、
   を具備する心臓電気刺激装置。
2. 前記内部インピーダンス制御部が制御する前記内部インピーダンスは、ディスチャージ時に前記生体インピーダンスと並列に接続される抵抗の抵抗値である、
   請求項１に記載の心臓電気刺激装置。
3. 前記内部インピーダンス制御部が制御する前記内部インピーダンスは、ディスチャージ時に前記生体インピーダンスと並列に接続されるコンデンサーの容量である、
   請求項１に記載の心臓電気刺激装置。
4. 前記コンデンサーは、刺激時には前記生体インピーダンスに直列に接続される電荷蓄積コンデンサーである、
   請求項３に記載の心臓電気刺激装置。
5. 前記内部インピーダンス制御部は、前記電気刺激信号のエネルギーが大きいほど、前記内部インピーダンスを大きくする、
   請求項１から請求項４のいずれか一項に記載の心臓電気刺激装置。
6. 前記内部インピーダンス制御部は、前記生体インピーダンスが大きいほど、前記内部インピーダンスを大きくする、
   請求項１から請求項５のいずれか一項に記載の心臓電気刺激装置。
7. 前記内部インピーダンス制御部は、
   前記電気刺激信号のエネルギーと、前記生体インピーダンスとを読み出しアドレスとして、前記制御する前記内部インピーダンスを選択するテーブルを有する、
   請求項１から請求項６のいずれか一項に記載の心臓電気刺激装置。
8. 心臓電気刺激装置によって行われる心臓刺激方法であって、
   生体に装着された電極カテーテルに、心臓を刺激するための電気刺激信号を供給するステップと、
   前記生体のインピーダンスを算出するステップと、
   供給した前記電気刺激信号のエネルギーと、算出した前記生体インピーダンスとに基づいて、ディスチャージ時の内部インピーダンスを制御するステップと、
   を含む心臓刺激方法。
   
   

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