JPH07504596A

JPH07504596A - 電気的医療用刺激器と電気的刺激方法

Info

Publication number: JPH07504596A
Application number: JP6502388A
Authority: JP
Inventors: バーディ　ギュスト　エイチ．; メーラ　ラッフル
Original assignee: メドトロニック　インコーポレーテッド
Priority date: 1992-06-30
Filing date: 1993-06-09
Publication date: 1995-05-25
Also published as: EP0647149A1; AU660828B2; DE69307509D1; US5356425A; DE69307509T2; EP0647149B1; AU4410193A; CA2138045A1; WO1994000190A1

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】電気的医療用刺激器と電気的刺激方法発明の背景この発明は植え込み型の刺激器に関し、特に植え込み型の神経刺激器とペースメーカーに関する。

迷走神経の刺激は、房室伝導時間を延ばすだけでなく、洞レートを減少させ、或いは刺激エネルギーが十分高ければ房室ブロックを誘発することができることが知られている。」二基性の不整脈と狭心症を処理するために、迷走神経性の神経刺激を使用することが、Ｂｉ　１　ｇｕｔａｙ等による論文ｒＶａｇａｌ　Ｔｕｎｉｎｇ（迷走神経性の同調Ｎ　（Ｊｏｕｒｎａｌ　ｏｆ　Ｔｈｏｒａｃｉｃ　ａｎｄ　Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃｕｌａｒ　５ｕｒｑｅｒｙ（胸郭と心臓血管手術ジャーナル）誌、Ｖｏｌ、５６、第１号、１９６８年７月、第７１−８２頁）に開示されている。Ｂｒａｕｎｗａｌｄ等による論文ｒＣ，ａｒｏｔｉｄ　５ｉｎｕｓＮｅｒｖｅ　Ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ　ｉｎ　ｔｈｅ　Ｔｒｅａｔｍｅｎｔ　。

ｆ　Ａｎｇｉｎａ　ＰｅｃｔｏｒＬｓ　ａｎｄ　５ｕｐｒａｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ　Ｔａｃｈｙｃａｒｄｉａ（狭心症と上室性の頻脈の処理における頚動脈側神経刺激）Ｊ　（Ｃａｌｉｆｏｒｎｉａ　Ｍｅｄｉｃｉｎｅ誌、Ｖｏｌ、１１２．４１−５０頁、１９７０３月発行）に開示されているように、頚動脈洞神経の刺激が類似した結果を引き起こすことも知られてる。

心臓の周期を調節している神経系は、心臓上の種々の位置に極めてたくさんの神経節をもった神経叢か「脂肪パッド」を含む（測用結節と房室結節に伴う脂肪パッドを含む。）。測用結節に関係している脂肪パッドは、右の肺静脈の曲がった入り口にあり、はとんどの人間で腹側の房室溝に沿って位置する。房室結節に関係している脂肪パッドは、工大静脈と下位の左心房の曲がった接合部に位置し、そしてほとんどの人間で背面の房室の溝に沿って位置する。

Ｒａｎｄａｌ　１等によるｒＦｕｎｃｔｉｏｎａｌ　Ａｎａｔｏｍｙ　ｏｆ　ｔｈｅ　Ｃａｒｄｉａｃ　Ｅｆ’ｆｅｒｅｎｔ　Ｉｎｎｅｒｖａｔｉｏｎ（心臓導出の神経支配の機能的解Ｏす学的構造）」と題する論文（Ｎｅｕｒｏｃａｒｄｉｏｌｏｇｙ誌、Ｆｕｔｕｒａ　Ｐｕｂｌｉｓｈｉｎｇ　Ｃｏ、、１９８８年発行、Ｋｕｌｂｅｒｔｕｓ等編集）で述べられているように、測用結節に伴う脂肪パッドの直接の外科的切除は、房室結節に顕著な影響を及ぼすことなく測用結節機能に影響を及ぼす。同様に房室結節に伴う脂肪パッドの切除測用結節に顕著な影響を及ぼさずに房室結節機能に影響を及ぼす。Ｂｌｕｅｒｅｅｌ等によるｒＰａｒａｓｙｍｐａｔｈｅｔｉｃ　Ｐｏｓｔｇａｎｇｌ　１ｏｎｉｃ　Ｐａｔｈｗａｙｓｔｏ　ｔｈｅ　５ｉｎｏａｔｒｉａｌ　ＮｏｄｅＪ　（測用結節への副交感神経の神経節後の経路）と題する論文（Ａｍ、Ｊ、Ｐｈｙｓｉｏｌ、２５９　（Ｈｅａｒｔｃｉｒｃ、Ｐｈｙｓｉｏｌ、２８）Ｈ２ＳＯ４Ｈ１５１０（１９９０年））で述べられているように、測用結節に伴う脂肪パッドの刺激は、通常は迷走神経性の神経刺激から生ずる洞レートをＡ−Ｖ伝導時間の延長を伴うことな（遅（する。またこの論文は、房室結節に関わる脂肪パッドの刺激が、房室結節に限られる対応する影響、即ち洞レートを同時に遅くするＡ−Ｖ伝導時間の延長を引き起こすと思われることを示している。

Ｃｏｏｐｅｒ等のｒＮｅｕｒａｌ　Ｅｆｆｅｃｔｓ　ｏｎ　５ｉｎｕｓ　Ｒａｔｅ　ａｎｄ　Ａｔｒｉａｌ　Ｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ　ＣｏｎｄｕｃｔｉｏｎＰｒｏｄｕｃｅｄ　ｂｙ　Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ　ＳｔｉｍｕｌａｔｉｏｎＦｒｏｍ　ａ　Ｔｒａｎｓｖｅｎｏｕｓ　Ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ　Ｃａｔｈｅｔｅｒ　１ｎｔｈｅ　Ｃａｎ１ｎｅ　Ｒｉｇｈｔ　Ｐｕｌｍｏｎａｒｙ　ＡｒｔｅｒｙＪ　（イヌ右肺動脈中の経静脈電極カテーテルからの電気的刺激によって引き起こした洞レートと心房心室伝導の上の神経性の影響）と題する論文（ＣＬｒｃｕｌａｔｉｏｎ　Ｒｅ５ｅａｒｃｈ社、１９８０年１月発行、第４６巻、第１号、４８ −５７頁）で述べられているように、房室結節と測用結節に関わる脂肪ノ（ラドが、右肺動脈中に位置する電極によって刺激される得る。得られた結果は、多くとも５０ｍＡ、２　８０Ｈｚでの連続的刺激に応じて、洞レートの低下とＡ−■ 伝導時間の延長を含む。

発明の開示本発明は非同期であるいは検出された心室減極に同期して房室結節の脂肪パッドを刺激することにより、高い心室レートの検知に反応する。房室結節の脂肪パッドは、ヒト心臓の後部の房室溝に隣接して位置する。刺激は、右心房及び／または冠状静脈洞中に位置する電極を担持するリードによって行なう。また脂肪パッド刺激は、測用結節の脂肪パッドに直接取り付けた心外膜あるいは心筋の電極によって行なう。経験的に判断すると、他の電極位置でも実行可能である。

房室結節の脂肪パッドの刺激が、心臓ブロックの増大による誘発で生じ、心室に伝えられた心房減極の比率を減少させる。従って本発明は不適当に高い心室レートを誘発することから心房性細動を防ぐ。本発明は脂肪パッド刺激の影響が心臓レートを遅くすることで生じないようにするペースメーカーをも含む。

房室結節の脂肪パッドの刺激の誘導のための心室レート閾値は、固定あるいは感知された心房レートか生理学的なセンサー、例えば体動センサー、呼吸センサー、圧力センサーあるいは酸素飽和度センサー等の出力に対応して可変する。

また脂肪パッド刺激機能は、連続的に能動化され得る。センサーは、ベーシングレートを調節するために使用され得る。

房室結節の脂肪パッドに向けられる刺激パルスの振幅か周波数は、十分な心臓ブロックを引き起こすように選ばれ、心室ペースメーカーにより規定されるベーシングレート及び脂肪パッド刺激機能を開始するのに要求される心室レートを調停するレートに心室レートを遅くする。また刺激レベルは、ベーシングレートを下回る本来の心室レートの速度を遅くするようにも選ばれ、ペースメーカーは心室レートを制御する。刺激パルス振幅や周波数の調整は、外部のプログラマ−を用いて医師によってなされる。あるいはこの調整は、自発的心室レートへの脂肪パッド刺激の測定された影響で基づいて刺激器によって自動的になされ得る。

図面の簡単な説明図ＩＡ〜ＩＥは、本発明の基本的作用を示し、シミュレートした心室ＥＧＭトレーシングとタイミング図を含む。

図２は、本発明で使用するための心室ベーシングと房室結節の脂肪パッド刺激リードシステムの結合の１つの実施例を示す。

図３は、本発明に係る植え込み型のペースメーカー／脂肪パッド刺激器を示す機能ブロック図である。

図４Ａ〜４Ｃは、図３で示された装置の動作を示す機能的フローチャートである。

詳細な実施例の説明本発明は、結合ペースメーカー／脂肪パッド刺激器、特に慢性心房性細動或いは心房性粗動に苦しみ、薬剤によっては満足な処置ができない患者に植え込めるようにしたもので実施するものである。本装置は急速な心室レートの発生を感知し、絶対的あるいは相対的な心臓ブロックを誘発するために、房室結節に伴う脂肪パッドを刺激するための刺激パルスを印加するものである。本装置は、心房性細動の存在下で、心房減極が心室収縮を開始させるのに効果的なレートを減少させるように作動する。

本装置の３つの実施例を開示する。第１の実施例では、以下「上限レート」という第１のレートを上回る心室レートの検知により、本装置は、房室結節伝導の遅延度を増大させるために、房室結節に伴う脂肪パッドにバースト刺激パルスを供給することを開始する。刺激パルスは、プリセット振幅から始まり、その後、ペースメーカーによって規定したベーシングレートを越える以下「中間レート」という第２のレートを下回る心室レートを減少させるのに十分なレベルに増大される。第１の実施例では、完全な心臓ブロックの誘発は望まれない。この実施例では、刺激パルス振幅は、好ましいレベルに心室レートを減少させるようになっているが、完全な心臓ブロックを引き起こすことが必要ではない。本発明の第１の実施例は主に、心房性細動か粗動が連続的ではないが繰り返し発現している患者に植え込んで用いるものである。ベーシングレートより大きい中間レートを選択することによって、装置が心房性細動の終了及び自発的心室周期中の対応する減少に反応すること及びバースト刺激を停止させることが可能である。

本発明の第２の実施例では、心房性細動がだいたい連続的である患者での使用を意図しており、房室結節に伴う脂肪パッドの刺激が、装置のペースメーカ一部分が心室レートを判断することを可能にするのに必要な程度に心臓ブロックを誘発する。この実施例では、ペースメーカーが心臓血液搏出量のためのデマンドに関連した生理学的なパラメーターのセンサー、例えば体動センサー、呼吸センサーあるいは酸素飽和度センサーを含むことが特に望ましい。患者の心室レートがペースメーカーによって調節されるので、自発的心室周期をモニターすることによる心房性細動の休止を判断することは、もはや可能でない。オプションとして本装置は、適切かどうかを判断し、そして心室レートが上限レートを再び越えるまでバースト刺激を停止するのにレートが適切であれば、潜在的心室周期をモニターするのに十分な時間に渡ってバースト刺激を周期的に中断させるタイマーを備えることができる。

本発明の第３実施例は、単にバースト刺激物理療法に自動的に人出する能力だけを除外したものである。そのような装置では、いつもバースト刺激が供給され、心臓ペースメーカーは基本的心室レートだけを供給する。またこの実施例では、酸化された血液のための測定された生理学的なデマンドの関数としてそのベーシングレートを可変するペースメーカーが特に望ましい。

本発明に係る装置を実際に市販する際には、測定レート自体ではな（、測定されたＲ−Ｒ間隔に反応するものになることが予期される。それゆえに、以下開示する装置は、測定されたＲ−Ｒ間隔と、上限レートに対応する第１の間隔（以下「上限レート間隔」）、中間レートに対応する第２の間隔（以下［中間レート間隔Ｊ）及び／又はベーシングレートに対応する第３の間隔（以下「ベーシング間隔」）とを比較することによって心室周期を測定する。

また本装置を市販する際には、医師により本装置を植え込まれた患者に最も適切な作用モードを選択するための外部のプログラマ−によって、上記３つの実施例を選択するようになることも予期される。

図ＩＡは、密接に一定間隔でならぶシミュレートした心室減極（Ｒ波）１０．１２．１４によって示されるような上限レートを上回る急速な心室周期の感知に応じた本発明の第１の実施例の作用を示す。Ｒ波１２により、本装置は、上限レート間隔より多くない予め定められた数の連続するＲ−Ｒ間隔を検出せず、それに応じて、バースト刺激機能を始動させたと推定される。

刺激パルス２０の第１のバーストが、Ｒ波１２に同期して送出される。バースト２０は、好ましくはＲ波の感知の後の１０〜５０ミリ秒の間に心室が刺激に不応の間に供給する。図示のように、パルスバースト２０の振幅は、Ｒ波１４のタイミングによって示されるように心室周期に対して顕著に影響を及ぼすのには十分でない。それゆえに次のバースト２２内のパルスの振幅は増大される。Ｒ波１４．１６間の延長した間隔によって示されるように、心臓ブロックが増大しているように、即ち心臓ブロックが２対１から４対１へ増大しているように見える。Ｒ波１４．１６とＲ波１６．１８を分ける間隔が上限レート間隔を越えかつ中間間隔より小さいので、Ｒ波１６．１８に同期した刺激パルスバースト２４．２６は、刺激パルスバースト２２と同じ振幅で供給される。

図ＩＢは、自発的心室レートの減少に応じた本発明の第１の実施例の作用を示す。Ｒ波３０．３２は、中間間隔より小さい間隔によって分離され、それゆえに刺激バースト３８．４０を伴う。Ｒ波３２．３４とＲ波３４．３６は中間間隔より大きい間隔によって分離され、したがって対応する刺激バーストを誘発しない。

さらに、バースト刺激を伴わないそのような延長したＲ−Ｒ間隔の予め定められた数の発生は、適切なレートへの心室周期の復帰を示すものとして本装置によって解釈され、バースト刺激機能を終わらせる。より低い心室レートへの復帰は、心房と心室の間の自然な心臓ブロックの増大度、心房性細動の性質変化あるいは心房性細動の休止の結果であろう。本装置は、理由に関わらず不要時にバースト刺激を止め、電池の消耗を減少させて装置寿命を延長させ得る機構を備える。

図ＩＣは、刺激パルスが刺激の後のＲ−Ｒ間隔が中間間隔を越えるまで心臓ブロックを誘発する状況における本発明の第１の実施例の作用を示す。Ｒ波５０．５２はバーストベーシング機能を起動させるために必要な上限レートを越える間隔によって分離される。第１のバースト６０は、次の心臓周期のための完全な心臓ブロックの誘発で生じるＲ波５２に同期して送出される。それゆえにペースメーカーは５４でベーシングパルスを供給し、それに続いて減極を誘発する。Ｒ波５２とベーシングされたＲ波５４を分離している間隔は、中間間隔より大きいので、ベーシングされたＲ波５４と同期してはいかなる刺激バーストも供給されない。中間間隔より短いＲ−Ｒ間隔の終点を規定する次に続くＲ波５Ｇの発生に応じて、パルスバースト６２がより低い振幅で供給される。Ｒ波５６．５８が中間間隔より短い間隔によって分離されないので、パルスバーストは、Ｒ波５８に同期して６４で供給される。パルスバーストの振幅はバースト６２と変わらない。

図ＩＡ〜図ＩＣに示した本発明の第１の実施例の作用は、心室レートがバーストベーシング機能の能動化のために必要な上限レートを下回るが中間レートは上回るポイントへ心室レートを減少させるために、バースト刺激パルスの自動調整を可能にする。これはバースト刺激機能を阻止するために、より正常な心室周期への復帰の検知を可能にする。

図ＩＤとＩＥは本発明の第２の実施例を示し、この実施例では、刺激パルス振幅は、ベーシングレートを下回るように自発的心室ベーシングレートを減少させるのに十分な心臓ブロックを作り出すように調整される。図ＩＤは、密接に一定の間隔で位置するＲ波７０．７２によって示される高い心室レートの発生と、刺激パルスバースト７８の供給によって示されるバースト刺激機能の対応する能動化を示す。パルスバースト７８は、ベーシングレートを下回るレートに次の６搏周期のための心室の自発的周期を減少させるのに十分な振幅のものである。その結果、対応するペースメーカーの補充収縮間隔は、ベーシングされたＲ波７４により終了する。

本発明のこの実施例では、Ｒ波７４．７６に同期したパルスバースト８０．８２によって示されるように、刺激バーストはベーシングされたＲ波に同期して供給される。脂肪パッド刺激器を有するペースメーカーがレート応答型ペースメーカーであり、酸化された血液のための患者のデマンドに応じてベーシングレートを可変できるとすると、合理的に正常な心臓レートが与えられるべきである。

図ＩＥは、不適当に高レベルの心室周期が消えた状況における本発明装置の第２の実施例の作用を示す。図ＩＥでは、バースト刺激パルス９８，１００は図１Ｄで示すように、バースト刺激機能のより早い能動化に基づいて、ベーシングされたＲ波９０．９２に対応して送出されるものとする。本実施例では、バースト刺激機能の能動化で作動を開始するタイマーを備える。バースト刺激機能の能動化に続く予め定められた間隔の終了で、タイマーは、ｉｉｌ在的心的心室周期帰するのを許すために、バースト刺激機能をターンオフする。図ＩＥで示されるように、自己調律心室レートは、非常に急速なものではなく（このケースでは上限レートを越えない）、バーストベーシング機能は、上限レートを心室レートが越えるまで使用不能のままとされる。

上述した本発明の第３実施例は、単にバースト刺激機能を伴う自動的な能動化、非能動化機能をだけを除外したものであり、同期したバースト刺激パルスは連続的に加えることを想定したものである。バーストパルスの振幅の調整は、植え込みの時点で医師によってなされか、或いは図１Ｄ、ＩＥと関連して論じた調整基準を使用して自動的に植え込まれた装置によって遂行される。そのような装置の作用は、バースト刺激機能の能動化が、Ｒ波７０の後に外部のプログラミングコマンドの結果で生じるものと想定して図１Ｄを見直すことによっても理解できる。本装置はセンサーで決定したベーシングレートでベーシングし続けるだけであり、そして再プログラムされるまで同期したバースト刺激パルスを供給し続ける。

図２は、植え込み型のペースメーカー／脂肪パッド刺激器と、対応するリードシステムを示す心臓の断面図である。脂肪パッド刺激器２００は、２つの心内膜リード２０２．２０４を備える。リード２０２は、単一の電極を担持している冠状静脈洞リードか、或いは２１０で示された部位で冠状静脈側に位置させる一対の電極を担持している。リード２０４は、標準的心室ベーシングリードであり、電ｔ１２０６．２０８からなる双極電極対を備える。電極２０６，２０８は、心室減極の感知と心室のベーシングのために使用される。リード２０２の電極は、上述のように心臓ブロックを増大させるために、房室結節に伴う脂肪パッドを刺激するため用いられる。もしリード２０４が１つの電極だけを備えるならば、それは刺激器２００のハウジング上の電極と対になる。もし電極を２つ備えるならば、それらは房室結節の脂肪パッドを刺激する双極対となる。

図３は、本発明を実施する植え込み型のペースメーカー／脂肪パッド刺激器の機能的回路図である。この回路図は、単に本発明の具体例を示すもので、本発明はこの図の装置に限定されず、植え込み型のペースメーカー及び／又はペースメーカー／電気的除細動／細動除去器あるいはこれらに類似の装置を含む、多種類の装置で有効に実施できる。

本装置は、図２で示された電極６００．６０２を含む脂肪パッド刺激のための一対の電極を備える。また電極６００．６０２は、房室結節に伴う脂肪パッドあるいはその近くに設ける心外膜あるいは心筋電極である。

電極６１２，６１４は心室に位置し、Ｒ波アンプ３００に結合する。Ｒ波アンプ３００は好ましくは、測定Ｒ波振幅に応じて調整し得る感知閾値を供給するゲイン制御アンプとする。電極６１２．６１４間で感知された信号が、本感知閾値を越えるときはいつでも、信号がＲ−ｏｕｔ線３０２上に生じる。

アンプ３００の帯域特性は、感知するＲ波のために最適化される。Ｒ波アンプ３００．３０４の全体的作用は、現在心臓ペースメーカーに採用されている種々のその種のアンプのいずれかに対応し得る。

バーストジェネレーター３３２は、３０ｍＡ以下の振幅、２ミリ秒以下のパルス幅及び１ＯＯＯＨｚ以下の周波数を有するパルスかパルス列の形の刺激パルスの発生のために適当なものを採用すればよい。例えば、Ｍｅｄｔｒｏｎｉｃ社のモデル２３４９ブロブラマブル刺激器は上述のＣｏｏｐｅｒ等の論文で述べられているように、適切な刺激パルスと列を発生させる回路を含む。パルス発生のためのそのような回路を付加することは当業者には周知であるので、詳細な開示は省略する。パルスの特定のタイミングと振幅と持続期間と数はメモリ３２６に記憶されたプログラミングの制御の下でアドレス／データバス３１８を介してマイクロプロセッサ３２４によって制御される。メモリ３２６で記憶されたプログラミングの変更は、この機能をなすために公知のペースメーカーで採用されている回路に対応するテレメトリ−回路３２２によってなされる。

残りの回路のほとんどは、心臓ベーシング治療の設備として専用の公知のものである。ペースメーカータイミング／制御回路３１２は、公知のＶＶＩベーシングに伴う基本的時間間隔を制御するプロブラマブルディジタルカウンターを含む。

回路３１２は、心房と心室で抗頻拍性不整脈ベーシングに関わる補充収縮間隔をも公知の頻拍性不整脈検知とベーシング治療を採用して制御するようにできる。

ベーシング回路２１２により規定される間隔には、心房と心室ベーシング補充収縮間隔、感知されたＲ波が補充収縮間隔のりスタートタイミングに無効とされる不応期、そしてベーシングパルスのパルス幅が含まれる。これらの間隔の持続期間は、メモリ３２６に記憶されたデータに応じてマイクロプロセッサ３２４によって（そして選択的には、公知の酸素飽和度センサー、呼吸センサーすなわち、体動センサー等のような生理学的センサー３２０に応じて）決定される。センサー信号は、酸化された血液のための患者の生理学的なデマンドを示す信号を生じさせるために、センサー処理回路３２８によって処理する。そしてＢｏｒｎｚｉｎの米国特許第４，４６７．８０７号に述べられているように、この信号は結局、ベーシングレートに対応して調節するために使用される。これらの間隔の持続期間は、アドレス／データバス３１８によってベーシング回路３１２に伝えられる。ペースメーカー回路３１２も、マイクロプロセッサ３２４の制御の下で心臓のベーシングパルスの振幅を決定する。

ベーシングの間に、信号線３０２上の信号によって示されるように、ペースメーカータイミング／制御回路３１２内の補充収縮間隔カウンターがＲ波の感知により、及び電極６１２．６１４に結合するペースメーカー出力回路３１４によるベーシングパルスのタイムアウトトリガー発生でリセットされる。補充収縮間隔カウンターはベーシングパルスの発生でもリセットされ、そして抗頻拍性不整脈ベーシングを含む心臓ベーシング機能の基本的タイミングを制御する。感知されたＲ波あるいは送出されたベーシングパルスによってリセットされるときの補充収縮間隔カウンターの現在カウント値が、Ｒ−Ｒ間隔の持続期間を測定するために使用される。

マイクロプロセッサ３２４は、割り込み駆動装置として作動し、それは感知されたＲ波の発生に対応しかつ心臓のベーシングパルスの発生に対応するペースメーカータイミング／制御回路３１２からの割り込みによって起動される。これらの割り込みは、データ／アドレスバス３１８によって供給される。マイクロプロセッサ３２４によって遂行される必要な数学的な計算と、ペースメーカータイミング／制御回路３１２によって制御される値或いは間隔のいかなる更新処理も、そのような割り込みの後に行なわれる。

例えば、感知或いはベーシングされた心室減極かＲ波に応じて、直前のベーシングされ或いは感知されたＲ波からそのＲ波を分離している間隔（Ｒ−Ｒ間隔）が記憶される。一連の先行するＲ波が、予め定められた上限レートを越える心室周期を示す場合、マイクロプロセッサ３２４は、脂肪パッド刺激機能を始動させ、刺激機能が能動化している間に、次の検出されたＲ波に同期したパルスバース　トを供給するために、適切なときにバーストジェネレーター３３２を制御する。

記憶されたＲ−Ｒ間隔の測定値が、心室レートを減少させることについての脂肪パッド刺激の効力を判断するために使用され、それによって、記憶されたＲ−Ｒ間隔の測定値は、図ＩＡ〜ＩＥで示したように、バーストベーシングパルスの振幅を調節するために使用される。同様に、Ｒ−Ｒ間隔の持続期間は、マイクロプロセッサ３２４が脂肪パッド刺激機能をターンオフすることを可能にしつつ、房室結節の脂肪パッドの刺激を必要とする範囲外にある自発的心室レートの復帰を示すために使用される。

図４Ａ〜４Ｃは、本発明の第１〜第３の実施例の作用を示している機能フローチャートである。図４Ａは、全ての実施例に共通である。図４Ｂは、第１の実施例中のバースト刺激機能の作用を示す。図４０は、上述した第２実施例の作用を説明している図４Ｂの例の作用をいくつか非能動化した改良例を示す。

図４Ａは、本発明の心臓ベーシング機能の基本的作用を示す機能図である。このフローチャートには、心臓のベーシングパルスの供給或いは自発的心室減極（Ｒ波）の感知のすぐ後に４００で入る。この時点で、心室ベーシングパルスか感知された心室減極の後に続（心室不応期が有効である。同様に、心室減極の感知か心室ベーシングパルスの供給で開始した補充収縮間隔が再び開始する。不応期間の間、感知された心室減極は、補充収縮間隔タイマーを再スタートするのに無効である。４０２においての不応期の終了の後に、感知されたＲ波は、補充収縮間隔タイマーをリセットするために有効になる。不応期の後に、マイクロプロセッサは、４０６における感知されたＲ波か４０８における補充収縮間隔の終了を示す割り込みを待つ。もしＲ波が、補充収縮間隔の終了より前に４０６で感知されるならば、補充収縮間隔と心室の不応間隔が４１０でリセットされ、もし適切であるならば補充収縮間隔と不応間隔の値は４１６で更新される。例えば、生理学的なセンサー備えた実施例では、心臓血液搏出量のための患者の表示された生理学的なデマンドの変化に応じてこの時に新規な補充収縮間隔が指定される。

同様に、上限レート間隔及び中間間隔のための有効作用値は、ベーシングレートと関連しても可変され、そのため、バースト刺激機能の能動化と非能動化のための基準は、心室周期とセンサー判断レートの不一致の度合いに基づく。そのようなケースでは、同様に上限レート間隔と中間間隔の値が、バーストベーシングサブルーチンへ入るより前に４１６で更新される。

補充収縮間隔がＲ波の感知より前に４０８で終わる場合、上述のように、心室ベーシングパルスが４１２でトリガされ、補充収縮間隔と不応期が４１０でリセットされる。再び、補充収縮間隔と不応期のリセットに続いて、もし４１６で適切であればパラメーターが更新される。４１６においての補充収縮間隔と不応期の更新に続いて、４１８でバーストベーシングサブルーチンに入る。

図４Ｂのフローチャートには、ベーシングパルスの供給の或いはＲ波の感知後に４１８で入る。先のＲ−Ｒ間隔の値が、上述のように中間間隔より大きいがどうか判断するために、４２０で評価される。ペースメーカーが生理学的なセンサーを備える場合、中間間隔の持続期間は固定されるか、補充収縮間隔と共に可変される。例えば、このレートは毎分１３０拍で固定されるか、或いは毎分２０拍のセンサー指標ベーシングレートに等しくされる。これらの値は、可能なパラメーター設定値の一例としてだけのものである。医師は、装置が植え込まれた各患者のニーズと状態の評価に基づて個々のレートと対応する間隔を選択する。

最近のＲ−Ｒ間隔が中間間隔より大きい場合、上限レートカウントは、４２４でリセットされる。このカウントは、上述のように、上限レートを上回るレートで生じている心室事象に対応している順次Ｒ−Ｒ間隔の数を反映する。

４４８では、マイクロプロセッサは、先行するＲ−Ｒ間隔を開始させている心室事象（ベーシングされたか自発的なＲ波）がバースト刺激パルスの供給を伴ったかどうかを判断するためにチェックする。もし伴っていれば、バースト刺激パルスの振幅が過度であるという事実を示すものとして中間間隔を越えているＲ−Ｒの発生が処理される。それゆえに４５０で、次に供給する刺激バーストがより低い振幅で生じるように、刺激パルスレベルは減少させられる。本装置の動作は概ね、図ＩＢで示すシミュレートしたＥＧＭとタイムチャートに対応する。

先のＲ−Ｒ間隔を開始している心室事象が、４４８でバースト刺激に伴わなかった場合、中間レートカウンターは中間間隔より大きいＲ−Ｒ間隔の発生を示している４５６でインクリメントされて、そしてバースト刺激に付随して生じない。

マイクロプロセッサは、下限レートカウントが予め定められた数ｒＮ」、一般的には１〜３、を越えるかどうか決めるために４５４でチェックする。「Ｎ」のカウント値或いはより大きい値は、自発的心室周期が、中間レートを下回っており、それゆえにバースト刺激関数が４５２でターンオフされることを示すものとして処理される。バースト刺激モードの次の能動化は、上限レートが上述の自発的心室レートを超えることの検知を必要とする。中間レートカウント値が「Ｎ」より小さければ、４００において徐脈ベーシングに戻り、図４Ａと関連して述べらた機能を実行する。

検出されたＲ−Ｒ間隔が、４２０において中間間隔より小さければ、中間レートカウンターが、４２２でリセットされ、記憶されたＲ−Ｒ間隔は、４２６で上限レート間隔と比較される。もしＲ−Ｒ間隔が上限レート間隔より大きければ、上限レートカウンターは４２８でリセットされ、マイクロプロセッサはバースト刺激機能が現在４３２で起動されているかどうかを判断する。もし起動されていれば、前に生じている心室減極同期したバースト刺激が４３６で供給される。本装置の作用のこの面は、図ＩＡの後段部分に対応する。Ｒ−Ｒ間隔が、上限レート間隔と中間間隔の間に位置するので、刺激レベルが適切であると決定され、それゆえに刺激レベルは調整されない。

検出されたＲ−Ｒ間隔が上限レート間隔より短ければ、上限レートカウンターは４３０でインクリメントされ、マイクロプロセッサは、予め刺激器が始動させられたかどうか判断するために４３４でチェックする。もし起動されていれば、上限レートを下回る心室レートを減少させなかったために刺激の振幅が不十分であることを示す指標と受け取られる。それゆえに、刺激パルス振幅が、４３８でインクリメントされ、インクリメントされた振幅の刺激パルスが４４４で供給され、その後４００で徐脈ベーシングに戻る。フローチャートのこの部分は、Ｒ−Ｒ間隔の延長を作り出すための初期パルスの不全に応じた実施とパルス振幅を示す図Ｉへの第１の部分で示された作用に対応する。

刺激が４３４で予め始動されていない場合は、マイクロプロセッサは、上限レートカウントが予め定められたバースト刺激機能を起動させるために必要な最小値［ＭＪ　（一般的には５−２０）を越えるかどうか判断するために４４２でチェックする。もし越えていれば、バースト刺激機能が４４６で起動され、プリセットレベルの刺激パルスが４４４で供給される。この部分は、図ＬＡ、ＩＣ１ＩＤで示された刺激の誘導に対応する。プリセット刺激レベルは医師によって判断され、心室レートの反応に基く増減に従うようにされると考えられる。上限レートカウントが４４２でｒＭＪに達していなければ、４００で徐脈ベーシングに戻る。

このように、図４Ｂは、上限レート間隔以下の値を有する順次Ｒ−Ｒ間隔の予め定められた数ｒＭ」がバースト刺激器を始動させのに必要とされる装置について開示する。同様に、中間間隔より大きい順次間隔の予め定められた数ｒＮＪは、バースト刺激機能を動作不能にするか、ターンオフすることで生じる。上限レートと中間間隔はバースト刺激への心室周期の反応をモニターするためにも使用され、そしてバーストパルス振幅をインクリメントあるいはデクリメントするためにも使用される。

図４Ｃは、上述した図４Ｂの第２実施例の作用を改良したフローチャートを示す。図４０のフローチャートは、図４Ｂと異なる部分のみを示している。図４Ｂと同一符号を付したブロックは図４Ｂのものに対応する。フローチャートは、図４Ｂで示されたフローチャートの入口に対応する４１８で入る。しかしながらその後の作用は異なる。４６０でマイクロプロセッサは、バースト刺激機能が始動させられたかどうか判断するためにチェックする。もし起動していれば、先のＲ− Ｒ間隔が心室ベーシングパルスと共に終了したかどうか判断するために４６６でチェックする。終了していなければ、刺激パルス振幅が十分に心室周期を減少させるために無効だったと判断し、それゆえに４７０において刺激振幅をインクリメントする。刺激パルスバーストは、インクリメントされた振幅で４７４で供給される。

もし先のＲ−Ｒ間隔が、心室ベーシングパルスで終わっていれば、刺激パルス振幅は、ペースメーカー、好ましくはレート応答型ペースメーカー、が心室レートを決定するのを許すのに十分だった、と判断する。それゆえに、刺激は前に調整された振幅で４７４で供給される。フローチャートの作用のこの部分は、図ＩＢで示した装置の作用に対応する。

バースト刺激の供給後、マイクロプロセッサは、刺激機能が予め定められた時間「Ｔ」を越えたかどうか判断するために、４７８でチェックする。越えていれば、バースト刺激は、内因性の心室レートがバースト刺激がもはや必要でないポイントまで遅くなったかどうか判断するために、４８０で非能動化される。図示のように、これは上限レートを下回るいかなるレートにも対応する。この作用は図ＩＥで示されたものに対応する。

もし刺激機能が起動されなければ、予め測定されたＲ−Ｒ間隔は、それが上限レート間隔より短いかどうか判断するために、４６２でチェックされる。もし短ければ、上限レートカウンターが４６８でインクリメントされ、バースト刺激が起動されるべきかどうか判断するために、４７２において予め定められた値「Ｍ」と比較される。もし上限レートカウントがｒＭＪを越えていれば、バースト刺激機能が４７６でターンオンされ、バースト刺激が４７４で供給される。短くなければ４００で徐脈ベーシングに戻る。装置の作用のこの部分はバースト刺激の誘導に係る図ＩＤで示されたものに対応する。

このように、図４０は、バースト刺激が上限レート間隔より小さいＲ−Ｒ間隔の予め定められた数「Ｍ」の発生に応じて始動させられる装置を開示する。バースト刺激の起動に続き、対応する心室ペースメーカーが心室周期の制御を想定することを可能にするように十分に心臓ブロックが誘導されるまで、刺激振幅はインクリメントされる。潜在的心室周期がバースト刺激の能動化に必要な上限レートを下回るレベルに戻ったかどうかを判断するために、バーストベーシング機能は周期的に非能動化される。

上述のように５本発明の第３実施例は、心臓ブロックを誘発するのに十分と判断されたレベルの医師がセットした振幅で或いは同じ結果を生じさせるために装置によって自動的に調整したレベルで、全ての検出された心室事象に同期したバースト刺激だけを生じさせる。別途にフローチャートを示さないが１図４０のフローチャートは、刺激機能を全ての時間に渡りロックすることを指定するだけで、そのような機能を生じさせることができるようになっている。そのため、４８０で刺激を動作不能にする機能が削除され、４６０においての刺激機能チェックが、肯定的な結果をいつも与えるようになっている。

上述した３つの実施例で、たとえ必要とされなくても、バースト刺激機能が延長した期間に渡り駆動されることもある。神経刺激の他の領域で、刺激の効力が時間と共になくなる適応として知られている徴候が生じるのが分かっている。従って適応を防ぐための手段備えることが本発明でも望ましいかもしれない。

いろいろな形で適応が生じると考えられている。例えば現在市販の神経刺激器と同様に、振幅が減少させられるにつれて刺激パルスの振幅とパルス幅が周期的に増大され、あるいは逆にされるかもしれない。また、バースト機能は、通常の間隔で周期的に使用不能とされ得る。さらに他のアプローチとしては、バーストパルスの出力振幅をモニターし、もし、所望の心室レートを遅くすることなぐ最大振幅のパルスが延長した期間に渡って供給されるならば、一時的にバースト刺激機能を使用不能とすることがある。すべてのこれらのアプローチは、図３で示したようなマイクロプロセッサを用いた制御装置で容易に実行でき、また適応が臨床上問題であると証明されなければならないのであれば、利用可能な神経刺激器に類似の形態で、バーストジェネレーター内のハードウェア自身で実行できる。

以上の説明では、単腔の心室ペースメーカーについて開示しているが、本発明は２腔ペースメーカーや植え込み型のペースメーカー／電気的除細動／細動除去器でも利用可能である。また本発明の実施例は、バーストベーシング機能の起動を高レベルの心室レートの感知に基づくようにしているが、バーストベーシング機能を、１つ以上の心房電極を使用して行なう心房性細動の検知に応じて始動させるようにしてもよい。

また、本実施例装置はマイクロプロセッサを用いたブロブラマブルな刺激器に基づいているが１本発明の作用が十分に単純であるので、カスタムデジタル集積回路に基づく装置の形で、あるいは類似のタイミング回路を用いても実施できる。

従って本発明は以上説明してきた実施例や図示の実施例に限定されることはない。

ＦＩＧ、　ＩＡＦＩＧ、旧ＦＩＧ、　ＩＣＦＩＧ、　ＩＤＦＩＧ、旧ＦＩＧ、４ＡＦＩＧ、　４Ｃ平成６年１２月２８日

Claims

【特許請求の範囲】

１．以下の要件からなる電気的医療用刺激器。ヒト心臓の房室結節に伴う脂肪パッドへの電気的刺激を供給する電極手段、刺激パルスを発生させ、上記電極手段に上記刺激パルスを供給するパルス発生手段、ヒト心臓が拍動しているレートを感知する手段、第１の心臓レートを規定する手段、そして上記感知手段に反応し、上記上記第１心臓レートを越えるヒト心臓のレートに応じて上記パルス発生手段の作用を開始させる開始手段。
２．以下の要件からなる電気的医療用刺激器。ヒト心臓の房室結節に伴う脂肪パッドへの電気的刺激を供給する電極手段、刺激パルスを発生させ、上記電極手段に上記刺激パルスを供給するパルス発生手段、ヒト心臓が拍動しているレートを感知する手段、第１の心臓レートを規定する手段、そして上記感知手段に反応し、上記上記第１心臓レートを越えるヒト心臓のレートに応じて上記パルス発生手段の作用を開始させる開始手段、上記レート感知手段が、上記ヒト心臓の心室減極を感知する手段を含み、上記パルス発生手段が上記感知手段にも反応し、上記刺激パルスを上記感知された心室減極に同期させて供給する。
３．以下の要件からなる電気的医療用刺激器。ヒト心臓の房室結節に伴う脂肪パッドへの電気的刺激を供給する電極手段、刺激パルスを発生させ、上記電極手段に上記刺激パルスを供給するパルス発生手段、上記ヒト心臓の心室減極を感知する手段を含み、ヒト心臓が拍動しているレートを感知する手段、第１の心臓レートを規定する手段、そして上記感知手段に反応し、上記上記第１心臓レートを越えるヒト心臓のレートに応じて上記パルス発生手段の作用を開始させる開始手段、上記パルス発生手段が上記感知手段にも反応し、上記刺激パルスを上記感知された心室減極に同期させて供給し、かつ上記ヒト心臓の心室の不応期の間に上記刺激パルスを供給する手段を含む。
４．第２の心臓レートを規定する手段と、上記感知された心臓レートが上記第２の心臓レートを下回るときに、上記ヒト心臓をペーシングする手段とを含も請求項１〜３のいずれかの刺激器。
５．上記ペーシング手段が上記ヒト心臓の心室をペーシングする手段を含む請求項４の刺激器。
６．心臓レートのほかの生理学的なパラメーターを感知する手段を含み、上記第１の心臓レートを規定する手段が、上記生理学的なパラメーターに応じて上記第１の心臓レートを規定する手段を含む請求項４の刺激器。
７．上記第２レートを上回り、上記第１のレートを下回る第３の心臓レートを規定する手段を含み、上記パルス発生手段が上記第２の心臓レートを規定する手段に反応し、上記ヒト心臓のレートが上記第３の心臓レートを上回るときにだけ上記パルス発生手段が上記電極手段への上記刺激パルスを供給する請求項６の刺激器。
８．上記第２の心臓レートと上記第３の心臓レートを規定する手段が上記第１と第２の心臓レートを上記生理学的なパラメーターに応じて規定する手段を含む請求項７の刺激器。
９．以下の要件からなる電気的医療用刺激器。ヒト心臓の房室結節に伴う脂肪パッドへの電気的刺激を供給する電極手段、刺激パルスを発生させ、上記電極手段に上記刺激パルスを供給するパルス発生手段、ヒト心臓が拍動しているレートを感知する手段、第１の心臓レートを規定する手段、上記感知手段に反応し、上記上記第１心臓レートを越えるヒト心臓のレートに応じて上記パルス発生手段の作用を開始させる開始手段、上記ヒト心臓のレートでの上記刺激パルスの影響を判断するために上記感知手段と上記パルス発生手段に反応する手段、そして上記判断された刺激パルスの影響に応じて上記刺激パルスのエネルギーを調整する手段。
１０．上記判断手段が、予め定められた上限レートへの上記刺激パルスの供給後に上記ヒト心臓のレートを比較する手段を含み、上記調整手段が、供給する刺激パルスが上記上限レートを下回るように上記ヒト心臓の心臓レートを減少させることに失敗したこと及び上記刺激パルスのエネルギーを増加させることに反応する請求項９の刺激器。
１１．上記判断手段が、上記刺激パルスの供給の後に上記ヒト心臓のレートを上記上限レートより小さい中間心臓レートと比較するとともに、上記ヒト心臓のレートが上記中間レートを下回るように減少することで生じる上記刺激パルスの供給に応じて上記刺激パルスのエネルギーを減少させる請求項１０の刺激器。
１２．上記ヒト心臓のレートが、上記中間レートを下回る予め定められたペーシンクレートを下回るときに上記ヒト心臓をペーシンクする手段を含む請求項１１の刺激器。
１３．上記感知手段が、上記ヒト心臓の心室減極を感知する手段を含む請求項１、９〜１２のいずれかの刺激器。
１４．上記心臓のレートが上記第１心臓レートを下回る規定レートを永続的に下回ることに応じて、上記パルス発生手段の作用を停止させる上記感知手段に反応する非能動化手段を含む請求項１の刺激器。
１５．以下の要件からなる電気的刺激方法。ヒト心臓の房室結節の脂肪パッドを刺激するための適切な位置に電極を設け、第１の心臓レートを規定し、ヒト心臓の拍動レートを感知し、そして上記電極に、上記心臓が拍動している上記第一の心臓レートを超えるレートに応じての上記ヒト心臓の室の減極に同期した上記刺激パルスを供給する。
１６．上記パルス供給ステップが、上記ヒト心臓の上記室の減極後に不応期間の間に上記刺激パルスを供給する請求項１５の方法。
１７．さらに以下のステップを含む請求項１５〜１７のいずれかの方法。上記第１心臓レートを下回る第２の心臓レートを規定し、そして上記ヒト心臓が上記第２の心臓レートを下回るレートのときに上記ヒト心臓をペーシンクする。
１８．上記第２の心臓レートを上回る第３の心臓レートを規定するステップを含み、上記電極へ上記刺激パルスを供給するステップが上記ヒト心臓のレートが上記第３のレートを上回る間だけ続けられる請求項１７の方法。予め定められたレートを越える感知心房レートに応じて心室レートを減少させるために洞房結節の脂肪パッドに刺激パルスを供給する刺激器である。心室レートがペーシングレートを下回る場合に心室をペーシングする心臓ペースメーカーと一緒に用いられる。心室レートにおける刺激パルスの判断された影響に応じて、房室結節の脂肪パッドに印加した刺激パルスのパラメーターを制御するフィードパック制御も備える。
１９．上記ヒト心臓が拍動しているレートで上記刺激パルスの作用を判断し、そして上記刺激パルスの判断された影響に応じて上記刺激パルスの振幅を調整する請求項１５の方法。
２０．上記ヒト心臓のレートにおける上記刺激パルスの影響を判断するステップが、上記刺激パルスの予め定められた上限レートへの供給後の上記ヒト心臓のレートを比較し、上記調整ステップが、上記上限レートを下回るように上記ヒト心臓のレートを減少させるための上記刺激パルスの失敗に反応して上記刺激パルスの振幅をインクリメントする請求項１９の方法。
２１．上記ヒト心臓のレートにおける上記刺激パルスの影響を判断するステップが、上記上限レートより小さい中間心臓レートへの上記刺激パルスの予め定められた供給後に上記ヒト心臓のレートを比較し、上記調整ステップが、上記中間レートを下回る上記ヒト心臓のレートの減少で生じる上記刺激パルスの供給に応じて上記刺激パルスの振幅を減少させる請求項２０の方法。
２２．以下の要件からなる電気的医療用刺激器。ヒト心臓の房室結節に伴う脂肪パッドへの電気的刺激を供給する電極手段、刺激パルスを発生させ、上記電極手段に上記刺激パルスを供給するパルス発生手段、ヒト心臓が拍動しているレートを感知する手段、第１の心臓レートを規定する手段、上記感知手段に反応し、上記上記第１心臓レートを越えるヒト心臓のレートに応じて上記パルス発生手段の作用を開始させる開始手段、第２の心臓レートを規定する手段、上記ヒト心臓が上記第２の心臓レートを下回るレートのときに上記ヒト心臓の心室をペーシングする手段、上記第２の心臓レートを上回りかつ上記第１の心臓レートを下回る第３の心臓レートを規定する手段、上記パルス発生手段が、上記ヒト心臓のレートが上記第３のレートを上回るときにだけ上記電極手段へ上記刺激パルスを供給する。