JPH0414005B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 発明の背景 本発明は、心臓内電気信号を感知するために技
術および装置に関し、特定すると、感知装置下の
局部的心臓内電気的パターンを弁別的に感知し、
それを所望しないすべてのフイールド外電気事象
から区別する技術および装置に関する。

人間の心臓は基本的にポンプであり、血液は、
このポンプを通つて心房すなわち上部室に引き込
まれ、ついで接続弁を介して心室すなわち下部室
を充たす。血液は、ついで心室から身体の器官へ
と送り出される。このポンプの各サイクルは、特
定の順序で起こる一連の事象で開始される。心臓
のポンプとして特定の効率を決定するのは、一部
はこれらの電気的事象の順序および関係である。
電気的サイクルは、洞房結節の細胞の自発的デポ
ラリゼーシヨンで始まる。洞房結節とは、上大静
脈−右心房境界に隣接する小領域の特定の組織を
いう。デポラリゼーシヨン（減極）の前面は、洞
房結節内を緩やかに拡がり、次いで結節周辺組織
を通つて心房心筋を賦活する。心房心筋組織塊が
賦活されると、電気的事象が発生する。これは、
心体表面で検出されるとき、Ｐ液と称される。心
臓室内から検出されるとき、この同じ事象は「心
房電気図」と指称される。心房電気図および表面
記録Ｐ液の特性は、賦活された心房心筋の質量と
その人間の心臓内で生ずる特定の賦活動作態様の
関数である。心房心筋の収縮および心室の少くと
も部分的充填をもたらすのはこの電気的賦活動作
態様である。

しかしながら、心房電気励起波は、もしも特定
の多成分心房心室（AV）伝達系が、心房と心室
間の繊維状境界を横切る電気的情報の伝達を引き
受けなければ、繊維状境界で終つてしまうであろ
う。AV結節は、冠状洞の入口と心臓の中央繊維
体間の途中の心房の床に配置された小さい１〜２
cmの構造体である。この構造体は、別個の３種の
細胞より成るもので、電気的フイルタとして働
き、適当な心房の充填を許容するに十分の減速伝
達領域を心房および心室間に提供する。AV結節
への電気的入力は、一部は普通の心房心筋を介し
て、一部は、洞房結節に隣接する領域と心房−心
筋結節の上部、中部および下部領域間の電気的情
報の伝達を司る３つの特定の心房内路を介して行
なわれる。AV結節内の伝達は、自律感応、心臓
血管の薬物処理や心臓疾患の作用にきわめて敏感
である。

電気的デポラリゼーシヨンの前面がAV結節を
前進すると、AVまたはHis束に入る。これは、
解剖学的心房と心室間の電気的インパルスの伝達
を司る。この構造体は、実際には、心臓の繊維骨
格を横切り、膜状心室内隔壁内を数センチ進む。
心室内隔壁の頂点にて、特別AV伝達系は、２つ
の主ブランチ、すなわち右束と左束に分割され
る。左束は、心室隔壁賦活、高部側面の心室心筋
の賦活を司る特定の繊維、および隔壁塊および左
心室心筋の賦活を司る後部部分に分けられる。右
束は右心室の賦活を司る。

電気的活動は、特別の技術を使用することによ
り、心臓の伝達系の特定の領域から検出される
が、表面心電図技術では、AV結節、AV束、ま
たは束ブランチのいずれかに起こる別個の電気的
事象を示すことができない。電気的活性は、心室
心筋塊が賦活され始め、QRS群が刻まれるまで、
Ｐ波に続く表面電気図上に認められない。このパ
ルス群は、一般に身体表面で記録されるとき、Ｐ
波よりも当大きい振幅を有する。何故ならば、相
当大きな心室心筋塊がこれを発生しているからで
ある。心膜室の内部から記録するとき、この事象
は「心室電気図」と称される。心房心筋のリポラ
リゼーシヨン事象は、心体表面または心室内部の
いずれから検出されるかに拘らず、Ｔ波と称され
る。

洞房結節の通常の拡張期デポラリゼーシヨンと
それに続く心房および心室中の電気的励起の通常
の伝搬で、洞房結節の放電割合および心房および
心臓励起の速度を変える神経系の作用に応答する
周波数を有する通常の心臓リズムを生ずる。しか
しながら、種々の疾患状態は、支配的な自然の心
臓ペースメーカのリズムならびに電気的励起パタ
ーンに作用することがある。異常なリズムは次の
ような場合に発生される。すなわち、洞房結節イ
ンパルスが洞房結節から間欠的に導出されない場
合。心房心筋の異常の場合、これは動悸や細動の
ような急速な心房の不整脈をもたらす。AV結節
伝達の異常または存在の場合、これは心室内の下
部から緩速の不十分な固有のペースメーカを出現
させ、異常に緩速の心臓リズムをもたらす。束ブ
ランチの１つまたは全部の疾患の場合、これは部
分的または完全なAVブロツクをもたらし、これ
も緩速で不十分な心臓速度をもたらす。心室心筋
の異常の場合、これは急速な頻拍、心室細動や死
をもたらす。現代の医術は、このような欠陥性の
電気的デポラリゼーシヨン動作態様が、一般的に
ペースメーカとして考えられる外部または植込み
電子的装置を用いて心臓を電子的に刺激すること
より微候的に処置され得るところまで進んだ。

もつとも簡単でもつともしばしば採用される電
子的装置は、標準的VVI型ペースメーカである。
この装置は、心室電気図を感知し、デポラリゼー
シヨンレートが予定されたレベル以下に落ちる
と、刺激が心室心筋に供給され、電気的デポラリ
ゼーシヨン波を生じさせ、それに続いて心室心筋
収縮を起こさせる。このような電気的な逃避また
は補助装置は、心室（VVI）または心房（AAI）
レベルに埋め込まれて、AV伝達または洞戻結節
関数の異常を修正することができる。もつと新式
のペースメーカ装置は、心房および心室の電気的
励起の通常の動作態様を復旧させるため、心房お
よび心室レベルに電極を採用し、いずれかのまた
は両部位にて感知および調速を行なう。他の植込
み可能な電気的装置は、心房および／または心室
頻拍を変換し、入力の一部を心室細動を終了させ
るように設計された植込み可能な電気的装置に供
給するために使用された。

しかしながら、これらのどの装置も、それが適
当に機能するかどうかの能力は、心房または心室
内から感知される電気的信号の適切さによつて決
して決定されない。けれども、適当なペースメー
カ出力は、適切な信号すなわち感知入力によつて
のみ決定されるものである。一般にたいていの従
来装置は、刺激の不存在の際に心筋のデポラリゼ
ーシヨンを感知するため心筋の刺激に使用される
のと同じ電極を利用している。一般に、たいてい
の装置は、心房または心室心筋に埋め込まれた１
つの電極、または同じカテーテル本体に沿つて刺
激電極に近接して配置されたリングの形式（双極
感知）またはペースメーカそれ自体より成る（単
極感知）第２の電極より成つていた。単極または
双極感知を使用して検出されたＰおよびQRS群
の平均信号振幅は、10年以上にわたり心臓の文献
に十分記載されていた。

植込み電極が接触して配置される心筋からのみ
誘導される信号を提供することの必要性は、確認
されている。外部磁界や電界および電気かみそり
や電子レンジにより発生される電・磁界のような
患者の外部の電気機械的干渉の問題も、いまでは
一般公衆により十分認められている。しかしなが
ら、10年来、身体内で起こる他の電気的事象に起
因して心臓電気事象の誤測定を生じ易いという認
識が高まつて来た。例えば、電磁干渉シンポジウ
ム、PACE，Vol.5，1982年１〜２月、参照。特
に、単極電極装置において、ペースメーカアノー
ド自体に隣接する骨格心筋からの電気信号の感知
（筋電位感知）は、これらのペースメーカの誤抑
止の頻繁な原因として認識されている。標準双極
リング電極は、筋電位およびEMI感知が行なわ
れる割合を減ずるのに役立つが、これらの装置
は、外界や患者や周囲で発生される電気現象にあ
まり不感知でなさすぎる。EMIに不感知な装置
は大なる臨床的価値があろう。

心室心筋の賦活（心室電気図）を感知するため
に心室内に単極または双極の接触電極装置のいず
れかを配置すると、一般に10〜12mvの十分な心
室電気図信号が得られ、そして心房心筋に比して
心室心筋の質量は大きいため、心房デポラリゼー
シヨンを反映する電気的活性は、このカテーテル
によつてあつてもほとんど感知されない。しかし
ながら、これは本当でなく電気図は心房内の種々
の位置から誘導される。接触している電気的感知
装置は、単極であれ双極であれ、すべて同じ欠点
を受けており、右心房付属器内における位置づ
け、右心房の側壁または基部−末端冠状洞内でほ
とんど独立である。問題は、心臓解剖学的に固有
のものと思われる。すなわち、心房の質量は小さ
く、その結果、Ｐ液も、心房内から感知されてさ
え一般に相当小さく１〜2mvである。心室心筋の
質量は、心房心筋の質量をある程度越すから、心
室のデポラリゼーシヨンは、心房内からでも別個
の電気事象として捕えることができる。しかし
て、この電気事象は、信号の大きさおよび形態に
おいて心房の電気事象から差別し得るものであ
る。

ほとんどの欠点のみのために、心房抑止
（AAI）およびＰ液同期（VATまたはVDD）型
システムの開発と発達は非常に遅いものとなつ
た。これは、心房および心室両レベルで感知する
ように設計されたデユアルチヤンバデマンド型ペ
ースメーカ（DDDシステム）の開発においては、
殆んど打勝ち難い問題となつた。心室および心房
レベルにおける適当な急速心拍変換ペースメーカ
の開発も、標準ペースメーカシステムにより感知
される心房および心室事象間の信号弁別の欠如に
より著しく阻害された。

これらのペースメーカ技術では、静脈を介して
心臓に挿入されるカテーテルにより電気図を感知
することにより、刺激パルスのための確実なトリ
ガ信号を発生させようと試みた。一般に、１つの
心臓室で感知される信号またはその不存在は、そ
の同じ心臓室を調速するに必要とされる情報を提
供していた。心臓の上部、すなわち心房における
電気的活性を感知し、心房で感知された速度に適
当な速度で心室を調速できるようなペースメーカ
システムを作ることが心臓学者の長い間の志向で
あつた。ほとんどの従来のシステムは、２つのカ
テーテルを採用しており、１つは右心房付属器と
接触して配置され、他方は右心室頂点と接触して
配置される。このようにして、心房において感知
される信号をパルスジエネレータで取り出し、刺
激を適当な速度で心室に供給できる。

心房活動を感知して心室レベルで調速を行なう
のに使用できる単一のカテーテルについての従来
技術に関する記述も数種存在する。一般に、各場
合とも、感知要素は刺激電極に類似の電極である
が、カテーテルの軸に沿つてどこへでも配置され
た。例えば、心房電気図を感知するために心房レ
ベルに１または２つのリング電極を配置するもの
が、Thalerの「Ｐ液制御、Ｒ波抑止心室刺激装
置」と題する米国特許第4091817号に示されてい
る。他の類似の設計は、O′Neillの「変形可能な
心臓ペーサリードおよび組立および体器官への取
付け」と題する米国特許第4154247号、
BerKovitsの「心房および心室刺激のための単一
カテーテル」と題する米国特許第3825015号、
Buresの「静脈横断軸方向カテーテル」と題する
米国特許第3865118号に記載されている。たいて
いの場合、従来は、電極を心房の内表面と物理的
に接触させるのが必須と思われた。何故ならば、
心臓波は心筋組織内で発生され、O′Neillおよび
Buresの米国特許に示されるように接触が必須で
あると考えられたからである。

ある従来技術では、心房接触は必須であると考
えられなかつた。１つの従来装置は、Thalerの
米国特許第4091817号に記載されている。これは、
２つの周囲リング電極Ｅ１およびＥ２からＰ液を
感知し、心室刺激を発生するペースメーカを示し
ている。Thalerの特許は、従来の技術が、心室
デポラリゼーシヨンおよび後続の心臓波群の波要
素からＰ液を区別するために考案しようとした複
雑な回路の例示である。これは重要な問題であ
る。何故ならば、非接触リング電極から感知され
るＰ波は、実質的に後続のQRS群と実質的に同
一であるからである。同時に、Ｐ波をそれに伴な
うQRST波列から自動化手段によりスペクトル分
析その他の方法で弁別する確実な方法はない。心
臓ペーサと関連して使用される他の複雑な回路
は、Berkovits，Lin等の「可変Ｐ−Ｒインター
バルペースメーカ」と題する米国特許第4060090
号およびFunkeの「不整脈防止装置」と題する米
国特許第3937226号に図示、論述されている。

心房および心室両レベルにおける信号弁別の問
題は、心房または心室レベルにおけるペースメー
カそれ自体による電気的刺激の影響を考慮すると
一層複雑となる。単極または双極の５ボルトの電
気的人工的刺激により惹起される心筋デポラリゼ
ーシヨンをその刺激に使用されるのと同じ電極に
より感知しようとすると、電極−心筋境界に電気
的な現象（後電位として使われる）が生じる。こ
れは、数ボルトの振幅および200〜500msecの継
続時間の電位である。これは、惹起された隣接す
る心筋応答を圧倒してしまい、もしも極度に複雑
な回路がないと、刺激された心筋事象はペースメ
ーカそれ自体によつて感知されない。この結果、
従来技術においては、すべての刺激ないし惹起さ
れたデポラリゼーシヨンに続いて「難感知期間」
と称されるものが認識されている。「後電位」は、
心室刺激のみの結果として心室レベルで作用する
が、心房レベルでは、心房または心室のいずれか
の刺激の結果、相当の期間心房電気図の不明瞭化
をもたらす。

いずれにしても、従来技術では、Ｐ液をそれに
続く心臓波群から好く取り出すことができないた
め、容認できるＰ同期、VDDおよびDDDデマン
ド型ペースメーカを考案することが殆んど成功せ
ず、座折した。この座折は、感知電極および付属
の回路がペースメーカ自体により発生される強い
刺激パルスにより圧倒され、その結果デポラリゼ
ーシヨンが好く刺激されたか否かにペースメーカ
が盲目となつたという事実により悪化された。

複雑なデユアルチヤンバペーサシステムにおけ
る周波数の増大で遭遇する問題は、心房の異常な
逆行賦活の問題である。これは、心室の自発的な
早期のデポラリゼーシヨン、または心室とAV結
節を横切る逆行ないし逆伝達との整速から起こ
る。逆行伝達は、AV結節の通常の能力であり、
洞房結節機能障害をもつ患者の90％にみられる。
それゆえ、この問題は、DDDペーサシステムに
対してきわめて重要な問題である。逆行伝達が所
与のＰ液の原因となるかどうかを決定する試み
は、心筋賦活が起こつている方向を正確に分析す
る普通の電気的センサを本質的に欠くため、極度
に複雑な回路の使用に依存した。

この同じ困難性は、標準心室感知システムを利
用して、通常導生されるインパルスと心室内の異
常病巣により発生されるインパルスを区別しよう
とすると、すなわち通常の前方伝達を心室の早期
デポラリゼーシヨンから区別しようとする場合、
かゝるシステムでも遭遇する。この後者の能力
は、頻拍変換ペースメーカの問題を考慮するとき
わめて重要となる。いまゝでは、適切なセンサを
欠くため、心室事象が起こる割合のみが不所望の
頻拍から所望のものを区別するのに使用できる。
通常の洞房リズム、１：１の伝達をもつ心房頻
拍、可変伝達をもつ心房フラツタ、同様に心室頻
拍は、すべて心室頻拍変換に対して予め選択され
た割合を越える割合で生じよう。かくして、心室
頻拍の存在を決定するのに割合のみを使用する
と、相当の診断エラーが生ずることになろう。

それゆえ、必要なものは次のような方法と装置
である。

１ 調速カテーテルに隣接する組織から得られる
局部的電気図が、同じ室の他の領域、供給され
る電気的刺激または反対の室のデポラリゼーシ
ヨンにより発生されるすべての外界電気事象か
ら弁別的に感知され得ること。

２ 局部的電気図が、EMIおよび筋電位感知の
影響に不感知にされること。

３ 惹起されるデポラリゼーシヨンが、電極心筋
界面におけるデポラリゼーシヨンの作用（後電
位感知）により干渉を受けることなく感知され
得ること。

４ 心房心筋から誘導される電気図が、相当の高
振幅で記録でき、心房事象を生じさせる電気力
の大きさが本質的に大きくしても心房電気事象
から明瞭に弁別できること。

５ 多領域から記録された局部的心筋デポラリゼ
ーシヨンが、通常の賦活パターンを異常な賦活
パターンから弁別するのに使用できること。

この種の別個の特定の電気的センサの開発は、
心博の電気的乱調の処理に遭遇する問題に応用さ
れるとき、心臓不整脈の治療に正確で確実な電気
的装置の開発をもたらすであろう。

発明の概要 本発明は、局部的励起波が感知される１対の点
に近接する心臓組織内のデポラリゼーシヨンベク
トルにほゞ垂直な平面に存する１または複数の点
を介して所望の電気図を感知することにより、複
雑な一連の波、ペースメーカ刺激および／または
心臓外の電気的事象から所望の局部的心臓電気事
象を弁別することを含む心臓の電気的活動を感知
する方法の改良に係る。この１対または複数対の
点で感知される信号は、所望の局部的電気図に特
有の差信号を誘導するように電気的に比較される
が、これらの信号は、複雑な心臓波の他のすべて
の要素または外部の電気的事象から実質的に無関
係である。それは、後者が「フイールド外」電気
的事象であるという事実に依る。この方法に依る
と、如何なる心臓の電気的事象も、確実かつ明白
に感知され、どのような複雑な心臓波または非局
部的電気的事象からも選択される。そしてこれ
は、たとえこれらの非局部的事象が相当大きい大
きさを有する信号を発生しても可能である。

所望の局部的電気図の弁別は、特に、心筋（心
臓組織）と必ず接触する対の感知電極を備えない
ことにより特徴づけられる。換言すると、感知電
極は、心臓キヤビテイ内に自由に浮動している。
また、特に、心筋刺激に利用されない電気図感知
に専用の電極を備え、電極−心筋界面におけるポ
ラリゼーシヨン効果（後電位感知）により隠され
ない態様で惹起（刺激）された電気的事象の感知
を可能にすることにより特徴づけられる。

さらに詳述すると、心房内電気図（Ｐ液）を、
心室レベルで生ずるデポラリゼーシヨンのような
すべての他のデポラリゼーシヨンから弁別する段
階は、心臓組織と接触する感知電極を備えないこ
とにより特徴づけられる。右心房または右心房付
属器のいずれに位置づけられるにせよ、感知電極
は心臓キヤビテイ内に自由に浮動している。

本発明の第２の具体例においては、Ｐ液を弁別
する段階も、近傍の心臓組織内におけるデポラリ
ゼーシヨンベクトルに垂直な平面内の２以上の点
においてＰ波を感知することを含む。１つの具体
例においては、心臓信号は、この平面内にある円
の回りに等間隔で離間された３または４の点で感
知され、そしてこの感知から、２または複数の信
号が誘導される。

加えて、通常の心房または心室の賦活動作態様
すなわち心臓内における電気的活性の通常の拡が
りから生ずる賦活動作態様は、心房または心室の
種々の部分に２またはそれ以上のセンサを利用す
ることにより、急速不整脈、単一の早期のデポラ
リゼーシヨンや逆行伝達のような異常な賦活動作
態様から区別できる。各領域のセンサの特性は、
前述したものと同一である。たゞし、各誘導され
た電気図の賦活動作態様を指示する感知信号に、
通常または異常賦活パターンが確実に弁別できる
ように論理が適用されるものとする。

本発明のこれらおよびその他の目的は、図面を
参照して行なつた以下の好ましい具体例について
の説明から明らかとなろう。

以下、本発明の好ましい実施例について添付図
面を参照して詳細に説明する。

本発明は、局所心臓信号が他のすべての所望し
ない電気信号から、これら電気信号が同じ心臓の
室の他の領域で発生されたか、他の心臓の室で発
生されたか、あるいは骨格筋または外部の電気雑
音で発生されたような心臓の外部の電気的事象と
して生じたかに関係なく、識別可能に感知される
態様で、限局性の心臓の電気的活動が感知される
方法を含む。

本発明の方法論が根拠とする電磁界機構は十分
に理解されていない。しかしながら、最も近いま
たは隣接する心筋組織における局所デポラリゼー
シヨンベクトルの方向と直角な平面内に実質的に
ある２つまたはそれ以上の点において心臓波を感
知し、そしてこれら２つ以上の感知された信号を
差動的に増幅することによつて、高振幅の局所電
気図が非常に高い信号対雑音比（SN比）でもつ
て生成されることが分つた。例えば、非常に高振
幅のQRS群、随伴するＴ波、あるいは関連する
ペースメーカーによつて発生される多量の刺激パ
ルスは心臓の非常に小さいＰ液を確実に感知し、
それによつてこのＰ液を他のすべての自然のまた
は人工的に導入された電気的活動から確実に識別
するために、本方法論の効力に全く影響しないこ
とが分つた。

第１図は正常な心拍の通常の表面すなわち皮膚
心電図（EKG）をライン１０で例示するもので、
この心電図は心房心筋のデポラリゼーシヨンの表
面表示であるＰ波１２、同様に心室心筋のデポラ
リゼーシヨンを反映するＰ波１２に続くQRS群
１４、および心室のリポラリゼーシヨンを反映す
る、その後に続くＴ波１６を示す。ライン１８は
心房内で浮動しているか、あるいは右心房付属器
と接触している従来技術のリング電極プローブに
よつて代表的には測定されたような通常の心房
EKGである。通常の心房EKGは代表的には、参
照数字２０で総括的に指示された双極のＰ波レス
ポンスとこれに続く、参照数字２２で総括的に指
示された若干振幅の小さい双極のQRSレスポン
スとを有する。QRSレスポンス２２の波形はＰ
波レスポンス２０とおおむね同じであるが、しか
しより滑らかでかつ振幅が小さい傾向がある。し
かしながら、正常な個人間でさえ、１人の心臓波
群は他の個人の測定された心臓波群とは、あるい
は同じ個人でも別の時間に測定された心臓波と
は、大きく相違する可能性がある。各成分レスポ
ンスの相対振幅の変動を含む、心房EKGにおけ
るライン１８で示す成分レスポンスからの種々の
成分レスポンス間の間隔の僅かな変動は異常心臓
において予期されることである。Ｐ波レスポンス
２０およびQRSレスポンス２２の波形および振
幅の変動は、人間の観察者であつても、あらゆる
環境においてこの２つを完全に区別することは非
常に困難なことである。従つて、電子回路および
論理がＰ波レスポンス２０とQRSレスポンス２
２とを確実に区別することは、人間の観察者の場
合よりもさらに困難であり、この欠点が現在の心
臓ペースメーカーの開発に一般的に制限を与えて
いた。

ライン２４は標準の接触電極システムから得ら
れた通常の心室電気図であり、ライン１０の表面
心電図に示されたQRSおよびＴ波に対応する参
照数字２６で総括的に指示した心室活動に対する
比較的大きなレスポンスを示す。この心室EKG
はＰ波１２に対応する認識できるレスポンスがな
い。

ライン２８は本発明によつて考案された直交プ
ローブを使用することにより右心房付属器から取
つた電気図である。感知された信号はＰ波を示す
参照数字３０で総括的に指示されたレスポンスで
あり、２〜10mV、15〜40ミリ秒の持続時間の鋭
い認識できるスパイクの形状を有し、他の心臓の
電気的事象に対する他のレスポンスは事実上存在
しない。ライン３２は本発明に従つて感知された
心室電気図であり、参照数字３４で総括的に指示
された大きな認識できるQRSレスポンスと、参
照数字３６で総括的に指示された非常に小さいＴ
波レスポンスとを示しており、他の心臓事象に対
する、心房Ｐ波を含む他の認識できるレスポンス
は存在しない。

ライン１０，１８、および２４は、ライン２８
および３２と比較して、本発明に従つて取り出さ
れた心内電気図で得られた限局性の個々のレスポ
ンスを、従来技術の装置および方法によつて感知
できるものと比較したときに、顕著に例示してい
る。本発明のライン２８および３２で示す電気図
では信号対雑音比が相当によくなるだけでなく、
レスポンスの持続時間が限局されたフイールドま
たは近傍の心臓の事象のみを示す。例えば右心房
付属器に置かれたプローブはライン２８で例示さ
れたレスポンスを発生し、ライン１８で例示され
た通常の心房電気図とは著るしく対照的に、心室
でのいかなる心臓の活動によつても全く影響を受
けない。

第２図は本発明が心臓のフイールド近傍の事象
のみを感知し、それに応答して非常に高い信号対
雑音比で鋭いデポラリゼーシヨンスパイクを提供
するということをさらに例示するものである。表
面EKGは第２図にライン１６として再現されて
おり、通常の心房電気図は第２図にライン１８と
して再現されている。これは複数の直交する感知
電極を有するカテーテルで感知された電気図、す
なわち、右心房上部に配置された感知電極からの
ライン３８で例示する電気図および右心房下部に
配置された感知電極からのライン４０で例示する
電気図と比較される。正常な漸進的な伝導中、右
心房上部で感知されるＰ液レスポンス４２はＰ波
の初期の段階中のある時間に始まるようにライン
３８で明瞭に示されている。しかしながら、右心
房下部の電極によつて感知されるライン４０のＰ
波はレスポンス４２と比較して遅れた時間に現わ
れるＰ波レスポンス４４を示す。この間隔は心房
の上部から下部への心臓内の正常な伝播遅延を示
す。各場合に、右心房上部領域あるいは下部領域
で取られた電気図は心室近傍で発生される大きな
心室信号に事実上応答しない。

第２図を続けて参照すると、逆方向で伝播する
心臓波の通常の表面電気図がライン４６で例示さ
れており、Ｐ波レスポンス１２′が反転され、
QRS群が続いている。その出力がライン３８お
よび４０で描かれている第１図に使用されたのと
同じ感知電極が右心房上部からライン４８で示す
ような電気図を、また右心房下部からライン５０
で示すような電気図を発生する。前記したよう
に、右心房上部レスポンスは鋭いＰ波レスポンス
５２であり、また右心房下部レスポンスは鋭いＰ
波レスポンス５４である。これらEKG４８およ
び５０の波形は、それらの時間シーケンスが互い
に逆であるという点を除き、EKG３８および４
０の波形と本質的に同じである。右心房上部Ｐ波
レスポンス５２は右心房下部レスポンス５４より
明らかに時間的に遅れている（この逆行する心房
のデポラリゼーシヨンはＰ波１２′の反転をもた
らす）。しかしながら、ライン５３で示すような、
逆行する心臓波に対応する通常の心房電気図はラ
イン１８で示すような正常な心臓波に対応する通
常の心房電気図と事実上、区別ができない。かく
して、本発明による複数の感知領域を使用するこ
とによつて、初めて特定の心臓の室内の事象の伝
播シーケンスが正確に検出でき、そして正常な心
拍を異常な心拍から識別するために使用できるよ
うになつたのである。

第３図は本発明の方法を人間の心臓に実施した
場合を示す。参照数字５６で総括的に指示された
心臓の一部分の断面斜視図が第３図に概略的に例
示されており、通常の医術によつて主静脈の１つ
を通じて心臓５６中へ挿入される単一の繊条のカ
テーテル５８を示している。第３図は心臓内の一
般化した位置を表わすが、少なくとも心房あるい
は心室内の任意の場所を含むものと解釈すべきで
ある。カテーテル５８で隣接する心筋組織６４の
デポラリゼーシヨンベクトル６２にほぼ直角な平
面にあるように配置された少なくとも２つの電極
６０を備えている。デポラリゼーシヨンベクトル
６２は心筋組織６４内で進行する心臓波の方向を
数学的にシンボル化したものであり、各点におい
て波面に直角である。電極６０で受信された感知
信号はカテーテル５８内に含まれる通常の可撓性
導電性リードによりペースメーカー回路（図示せ
ず）に送信される。本発明は従来は実現不可能な
多くのペースメーカーを生み出すことが予期され
るけれど、通常のペースメーカー回路が使用でき
る。

第４図は第３図を４−４線にて切断した概略断
面図であり、心筋組織６４に隣接するカテーテル
５８内の電極６０の近傍を例示するものである。
第４図に例示した平面内での電極６０の角度的配
向状態に関係なく、電極６０はこれら電極６０の
極く近傍における電気的活動のみを感知するとい
うことが本発明によつて決定された。電極６０は
心臓の他の室で生じる、心臓の外部であるが、し
かし隣接する筋組織で生じる心臓の活動、あるい
は外部の電磁界干渉に対してはレスポンスを発生
しない。第４図においてカテーテル５８および電
極６０は心臓５６の内壁に接触していないが、従
来技術において間違つて信じられていたように、
有益な信号を発生するためにカテーテル５８およ
び電極６０が心臓５６の内壁に接触する必要はな
いということを注意すべきである。

第５図は第３図を５−５線にて切断した断面図
であり、点線６８によつてシンボル化された平面
内でのカテーテル５８の電極６０の配置状態を例
示するものである。この平面６８は隣接する心筋
組織６４における局所デポラリゼーシヨンベクト
ル６２にほぼ直角である。

第６図は心臓５６の液体で満たされた室、すな
わち右心房７０および右心室７２、内へのカテー
テル５８の挿入状態を心臓５６の概略断面図で例
示する。心房感知および心室刺激の実施例での第
６図に示す感知電極６０は第６Ａ図に拡大して示
す右心房上部の領域６Ａに位置付けされている。
カテーテル５８は心房７０を通り、三尖弁を通つ
て心臓５６の頂点７６へと下方に延在している。
第６図に６Ｂと指示された心臓５６の領域を例示
する第６Ｂ図に拡大して示すように、刺激用チツ
プ７８が心室の頂点７６内に植設するためにカテ
ーテル５８の端部に設けられている。心室の頂点
７６の心筋組織と直接接触するために刺激用チツ
プ７８がカテーテル５８の端部に設けられてい
る。通常のペースメーカーによつて大電圧の刺激
用パルスがチツプ７８に与えられ、確立された医
学上の原理によつて必要な心室の収縮を開始させ
る。刺激用チツプ７８は心室頂点７６の隣接する
心筋組織内にチツプ８の植え込みおよび係留を容
易にする任意の固定具（図示せず）を含む任意の
通常のチツプでよい。

第７図は心室７２を拡大して概略的に、断片的
に例示するように、心室７２内に含まれた感知電
極８０を含むものとしてカテーテル５８が図示さ
れている本発明の他の実施例を例示する。電極８
０は心臓５６の心室壁中の心室の心筋組織８２の
近傍に配置されている。前記したように、電極８
０によつて感知される信号は引続く処理およびチ
ツプ７８に供給される刺激用パルスの発生のため
に、通常のペースメーカー回路に通常の可撓性リ
ードを介して結合されている。

従来技術の方法に従つて感知が行なわれると、
チツプ７８に供給される大きな刺激用パルスが心
室内に置かれた刺激手段に付属の感知回路を完全
に圧倒することになる。それ故、チツプ７８に与
えられる刺激用パルスによつて開始され得る心臓
の活動が従来技術で知られているいかなる方法に
よつても確実には感知できない。しかしながら、
心臓の電気的活動が隣接する心筋組織８２の最も
近いデポラリゼーシヨンベクトルにほぼ直角な平
面内に位置付けられた電極８０の場所で感知さ
れ、該感知された信号が差動増幅器において差を
取られると、第１図のライン３２で示すような
個々の限局された電気図レスポンス３４が確実に
発生され、このレスポンスは、たとえ感知電極８
０が刺激用パルスの１〜３cmの供給領域内にある
第７図に示す適用例においてさえ、チツプ７８に
供給される刺激用パルスによつて影響を受けな
い。

それ故、本発明の方法は初めての真のデマンド
型ペースメーカーをもたらす。換言すれば、刺激
用パルスは前の心室刺激用パルスが心臓の収縮を
引き起したか否かに応答してだけ発生できる。

第８図は心臓の刺激が拡大して概略的に、断片
的に例示する、参照数字８６で指示された右心房
付属器に与えられる本発明の第３の実施例を示
す。カテーテル８８は電極９０による上部横方向
の心房壁での、すなわち右心房付属器８６での心
房感知を可能にするためにＪ形状に形成されてい
る。再び、電極９０は隣接する心筋組織（図示せ
ず）の最も近いデポラリゼーシヨンベクトルにほ
ぼ直角な平面内におおむね存在する。カテーテル
８８の端部は第７図に示し、第７図と関連して記
載した通常の刺激用チツプ８と類似の刺激用チツ
プ９２を備えている。第８図に例示した心房付属
器８６は参照数字９４で指示した右心室の流出路
に接近している。心室すなわち流出路９４と関連
し得る電気的活動にも拘わらず、心房付属器８６
内の電極９０はフイールド近傍の最も近い心臓の
活動のみを感知し、第１図にライン２８で例示し
たように、大きな信号対雑音出力信号を発生す
る。

本発明は複数の領域から局所心筋デポラリゼー
シヨンを感知することが達成できる第９図に示す
第４の実施例を実現することができる。電気図は
右心房下部領域９８から電極１００によつて、ま
た心房床１０２の近傍から電極１０４によつて記
録される。前記したように、上部右心房信号は電
極６０によつて感知される。電極６０，１００，
および１０４のそれぞれは隣接する心筋組織にお
ける最も近いデポラリゼーシヨンベクトルにおお
むね直角である。電極６０，１００および１０４
のそれぞれは第２図のライン３８，４０，４８お
よび５０に示すような種類の最も近い、局所の心
臓の活動を示す個々のスパイク形状のレスポンス
を発生する。これら電極６０，１００および１０
４のそれぞれは、引続く処理および刺激用パルス
の適当な発生のために、カテーテル１０６内の対
応する可撓性リードを通じてペースメーカー回路
（図示せず）に結合されている。第９図に例示さ
れたような複数の感知電極の使用は心臓内の心臓
の活動の単に不存在または存在に基づくものでは
ない、心臓の活動の逐次の進行状態に基づく心臓
の処理を生じさせる。

かくして、本発明の方法論およびプローブは心
臓構造のまたはその近傍の任意の場所で、多種類
の形状のプローブで使用できることは明白であ
る。例えば、心房付属器、心房内の種々の場所
で、および心室で感知するように図示されている
けれど、冠状静脈洞にプローブを配置することも
できる。この場合にも、冠状静脈洞の局所のすな
わちフイールド近傍の事象のみがプローブによつ
て受信され、これら事象が近くの大振幅信号源か
らの干渉なしに確実に監視できる。

第１０ないし１２図はプローブの種々の実施例
を拡大して概略的に、断片的に例示するものであ
る。例えば、第１０図に拡大して例示したプロー
ブは前の図面のそれぞれにおいてシンボル的に使
用されたものであり、２つの対向する電極板１０
８および１１０より構成されている。各電極板１
０８，１１０は対応する可撓性のワイヤリード１
１２および１１４をそれぞれ有する。電極板１０
８および１１０は仮想の円筒１１８の表面上で、
カテーテル１１６のまわりに、円周に配置されて
いる。円筒１１８の表面はカテーテル１１６の物
理的表面１２０の直下に実際にあつてもよい。外
部保護および絶縁被覆材でよいカテーテル１１６
の表皮は電極板１０８および１１０を露出させる
ように切除され、取囲む血液と直接接触するよう
にしてある。

このようにして電極板１０８および１１０はリ
ード１１２および１１４をそれぞれ介して第１０
図に概略的に示す差動増幅器１２２に結合され
る。この差動増幅器１２２の出力は第１図および
第２図に図示し、記載したトリガパルスである。
リード１１２および１１４は直線として概略的に
図示したが、実際の場合には、これらリードは人
間の心臓内で予期される屈曲に順応するように開
発された非常に高い疲労公差を有するマルチラン
ドのコイルワイヤより構成されている。２つの
点、すなわち電極板１０８および１１０のみが最
も近いデポラリゼーシヨンベクトル１５０を感知
するために使用される第１０図に例示した場合に
は、２つの信号が通常の差動増幅器１２２に対す
る入力として使用される。差動増幅器１２２の出
力、すなわちスパイク形状のレスポンスは参照数
字１２６によつて概略的に指示された皮下に配置
されたペースメーカー内に含まれる、通常の設計
のものでよい処理およびパルス発生回路１２４に
結合される。処理およびパルス発生（論理）回路
１２４は差動増幅器１２２によつて提供されるト
リガパルスに基づいたこの技術分野で周知の原理
に従つて応答して刺激用パルスを発生する。この
刺激用パルスは通常の可撓性リード１２８により
カテーテル１１６（図示せず）を通つて刺激用電
極チツプに結合される。

第１１図は４つの感知電極１３２〜１３８を備
えたカテーテル１３０の一部分を概略的に例示す
るものである。第１０図の電極板１０８および１
１０の場合と同様に、電極１３２〜１３８はそれ
ぞれカテーテル１３０内に定められた仮想円筒１
４０の表面にある。実際には、仮想円筒１４０と
してここでは記載される円筒の支持表面はカテー
テル１３０の下側にある被覆材であつても、ある
いは電極１３２〜１３８を支持するための型とし
て作用する非導電性の円筒状リングであつてもよ
い。４つの電極が第１１図に示すように使用され
る場合には、真の直交感知の信号を取り出すこと
ができる。例えば、電極１３２〜１３８はカテー
テル１３０の円周に沿つて等間隔に配置されてお
り、従つて互いに90゜ずつ離れている。電極１３
４は電極１３８と対をなし、また電極１３６は電
極１３２と対をなしている。各対はそれらの対応
する可撓性のリードを介して関連する差動増幅器
に導びかれる。例えば、電極１３４および１３８
は入力信号を差動増幅器１４２に提供し、一方電
極１３６および１３２は入力信号を差動増幅器１
４４に提供する。差動増幅器１４２および１４４
の出力は皮下のペースメーカー１４８内に含まれ
る、回路１２４に類似する処理およびパルス発生
回路１４６に対して入力信号として与えられる。
２つの差動増幅器の出力は、第１０図ないし第１
２図に矢印１５０としてシンボル的に図示された
局所デポラリゼーシヨンベクトルに直角な平面内
でのカテーテル１３０の角度配向には関係のない
絶対大きさの信号を得るためにその後処理するこ
とができるＸおよびＹ信号を構成する。

第１２図の実施例では、電極１５２〜１５６が
カテーテル１６０内に定められた仮想円筒１５８
の表面に等間隔で配置されている。３つの電極が
使用されるこの実施例では、各電極は120゜ずつ離
れているが、これら電極の２つ、例えば電極１５
２および１５６が直径の両側に対向配置され、電
極１５４が電極１５２および１５６のそれぞれか
ら90゜ずつ離間されたそれらの中間に離間されて
いる場合にも感知が可能であることが分つた。い
ずれの場合でも、電極１５２〜１５６は擬似直交
信号を引き出すための電極対を形成するように任
意の論理態様で関連付けることができる。例え
ば、電極１５６は共通電極として随意に選択する
ことができ、第１の信号が差動増幅器１６２にお
いて電極１５２と１５６との間で発生される。第
２の信号が同様にして電極１５６と１５４間で発
生でき、差動増幅器１６４に入力として提供され
る。かくして差動増幅器１６２および１６４の出
力は第１１図と関連して記載した態様で回路１４
６によつてその後処理できる擬似ＸおよびＹ信号
を構成する。

第１０図ないし第１２図は、あたかも電極が第
１図ないし第９図と関連して記載した適用例にお
ける感知環境と関連した点であるかのように、た
とえ電極が記載されても、これら電極が明らかに
２次元であることを例示している。明らかに、点
感知は実際には決して実現されない算学上の概念
である。しかしながら、これら電極は十分に小さ
く、従つて点感知に近い。カテーテルの直径は１
〜４mmの範囲内でよく、各電極に対する最適の領
域は約１〜４mm²であるということが実験的に決定
された。各電極の面積が例えば10mm²に増大される
と信号の振幅が低下することが分つた。

第１０図ないし第１２図を観察すると、矢印１
５０は各カテーテルの感知電極に最も近い隣接す
る心筋組織におけるデポラリゼーシヨンベクトル
の方向をシンボル的に表わす。デポラリゼーシヨ
ンベクトルに関する電極の角度配向は、これら電
極が互いに接近している限り、すなわち互いに１
cm以内にある限り、かつ各電極の幾何中心がデポ
ラリゼーシヨンベクトル１５０と実質的に直角な
平面内におおむねある限り、重要なことではな
い。各電極の表面の平面が、デポラリゼーシヨン
ベクトルが存在する仮想平面にほぼ平行であると
きに、最大の感知が生じるようである。この理想
状態からの小さな変動は本発明の動作能力あるい
は有効性を実質的に低下させない。

さらに、第１図ないし第９図と関連して記載し
た各実施例において、感知電極は隣接する心筋組
織と接触しないように心臓内に配置された。これ
は、信頼できる有益な信号を得るためには電極を
組織と接触させる必要があるという従来技術の信
念と正反対のことである。これは刺激パルスを心
臓に提供する場合にはおおむね真実であつたけれ
ど、しかし感知信号に関しては間違つていること
が分つている。実際に、最も近い心筋組織から局
所の電気的心臓事実を感知する有効さは、接触し
ていない場合に増大される。長期にわたる接触は
線維症を導びき、肉体組織によつてカテーテルの
接触している部分の全体または一部分をおおう結
果を生じる。線維症はこのようにおおわれた電極
から感知し得る信号をおおむね減衰させることが
分つた。不完全にしか理解されていないけれど、
電極が隣接する心筋組織と直接の物理的接触状態
にない場合、局所の電気的心臓事象がより有効に
感知できるようである。かくして、電極を隣接す
る組織に接触させるまたは固定するための用意は
従来技術の教示とは正反対に、本発明の方法論内
には含まれていない。実際に、第１０〜１２図に
示した各実施例と関連して記載した電極はそれぞ
れのカテーテル内で僅かに凹んでおり、従つて、
万一カテーテルが隣接する組織と物理的に接触し
ても、電極それ自体は物理的に接触されないであ
ろう。

第１３図は第１０〜１２図に例示されたプロー
ブで第２〜９図に記載した実施例と関連して記載
した方法の実施を一般的に要約する流れ図であ
る。第１３図の流れ図は単一の心臓サイクルを例
示するものである。

心臓波がステツプ１６６において感知され、上
記したように局所電気図を得る。第１０図のカテ
ーテルの場合には、差動増幅器１２２の出力とし
て単一の信号が発生され、一方、第１１図および
第１２図の各実施例では対応する複数の差動増幅
器から多極性信号が発生される。

いずれの場合にも、複数対の信号がステツプ１
６６において感知され、各関連する対の差がステ
ツプ１６８において取られ、１つ以上のトリガま
たはレスポンスパルスを発生する。例示の実施例
では、差を取ることはアナログ差動増幅器によつ
て行なわれるように記載した。しかしながら、感
知信号をデイジタル化し、それらの演算平均をス
テツプ１６６において取るような任意の等価の手
段が使用できる。

ステツプ１６６で得られたトリガ信号は十分に
理解された設計原理に従つて、および信頼できる
感知信号が本発明のように得られるとした場合に
確立されると予測できる原理に従つて、随意の多
数の異なる方法の任意の１つでステツプ１６８に
おいて処理される。

信号がステツプ１６８において処理できる１つ
の方法は可変の振幅調整を実現させる。一連の刺
激パルスの電圧はすぐ前のパルスの成功に依存し
て、あるいは応答性心臓収縮を刺激する際に前の
一群のパルスの成功パーセントに依存して、変化
できる。かくして、刺激パルスが不十分な強度の
ために心筋をデポラリゼーシヨンさせることがで
きない場合には、この不首尾が感知され、感知電
極に結合された差動増幅器の出力にレスポンスま
たはトリガパルスがないことがステツプ１６８に
おいて処理回路で検知される。次のパルスは刺激
強度をあらかじめ定められた値増大させて発生さ
せることができる。成功したパルス出力が得られ
るまで繰返えすことができ、この点で心臓の状態
が再び変化するまで、調整パルス出力が安定に保
持できる。これは、例えば、心筋組織の応答度が
薬あるいはイシエミーによつて変更された状態に
おいて予期できることである。

かくして、刺激パルスの電流の大きさは心臓の
収縮あるいは任意の他のあらかじめ定められたパ
ターンの心臓活動を生じさせる際に前のパルスの
あるいは任意の前のパルス群の成功に依存して増
大できる。刺激パルスの時間的間隔あるいはパル
スの大きさが条件付けられる基準は十分に理解さ
れた医学上の原理に従つて多種の方法で決定でき
る。情報がこの中で記載された感知方法によつて
処理される態様は本発明を限定するものではな
い。

ステツプ１７０は心臓刺激パルスの発生を禁止
する決定をもたらし、それによつてステツプ１７
２においてペースメーカーをその初期状態にリセ
ツトする判断論理を含んでいてもよい。これに反
し、客観的基準に基づいて、心臓刺激を発生また
はトリガするように決定を行ない、それによつて
適当な刺激が発生され、送給されるステツプ１７
４に入るようにしてもよい。その後、ペースメー
カーはリセツトされ、ステツプ１７６においてそ
の初期設定状態に房る。

ステツプ１７０での処理の結果、刺激パルスを
発生すべきか否か、発生すべき場合にはどの形式
の刺激パルスかについての決定が処理規則に従つ
て行なわれる。パルスのタイミングおよび振幅が
上記したように変化できるだけでなく、パルスの
供給場所も選択できる。例えば、２つの刺激電極
を同じまたは異なるカテーテルに設け、刺激が隣
接する心臓組織に与えられる点の選択を行なつて
もよい。また、２または状のまたは多チツプのカ
テーテルにより複数の心臓の場所、例えば一方は
心室の頂点、他方は心房付属品、の任意の１つに
適当な刺激を供給してもよい。同様に、心房およ
び心室の選択的刺激が心臓内の任意の点で本発明
に従つて観察された心臓の活動に依存して容易に
実現できる。

かくして、第１３図は本発明の感知方法論の融
通性および能力を例示している。人間の心臓に存
在する自然のおよび人工の両電子信号のうねりか
ら局所の電気心臓波を確実に、識別可能に取り出
すことができるということによつて、初めて心臓
が事実上、制限のない、随意の態様で調整する
（ペースをとる）ことができる。心臓内の任意の
場所での局所の心臓波事象を感知する本方法の能
力は従来心臓内の監視されなかつた状態およびパ
ターンを検出し、それに選択的に応答する能力を
相当に増大させる。

上記した本発明の方法の種々の実施例は例示の
目的のためにのみ記載されたものであり、本発明
の範囲を限定するものではないということを理解
すべきである。特許請求の範囲に記載された本発
明の精神から逸脱することなしに、多くの変更お
よび変形がこの分野の技術者によつてなし得るこ
とはいうまでもない。

【図面の簡単な説明】

第１図は通常の表面心電図と、右心房付属器お
よび右心室頂点から得られた心房および心室電気
図間の時間関係を、本発明の感知プローブにより
記録された電気図と比較するために示すグラフ、
第２図は正常心拍の通常の表面心電図と、標準の
心房付属器の電気図と、本発明の感知プローブに
より得られた上部右心房および下部右心房の電気
図との間の時間関係を示すグラフ、第３図は心筋
組織に隣接して本発明のセンサを含むカテーテル
を示す断片的な概略斜視図、第４図は第３図を４
−４線にて切断した断面図、第５図は第３図を５
−５線で切断した断面図、第６図は本発明のカテ
ーテルを挿入した人間の心臓の右心房および右心
室を示す概略図、第６Ａ図は第６図の円で囲つた
部分６Ａの拡大図、第６Ｂ図は第６図の円で囲つ
た部分６Ｂの拡大図、第７図は心室の頂点にある
心室感知および心室刺激用プローブの断片的概略
図、第８図は右心房付属器に配置されたＪ形状の
心房感知および心房刺激用プローブの断片的概略
図、第９図は心房内に置かれた複数の感知電極を
有する単一繊条カテーテルを示す概略断面図、第
１０図は２つの電極が感知のために設けられたカ
テーテルの一部分を拡大して示す断片的概略図、
第１１図は４つの電極が使用される実施例を示す
カテーテルの拡大した概略図、第１２図は３つの
電極が使用される実施例を示すカテーテルの一部
分を拡大して示す概略図、第１３図は本発明の方
法論の概要を示す流れ図である。 ５６……心臓、５８……単一の繊条のカテーテ
ル、６０……電極、６２……デポラリゼーシヨン
ベクトル、６４……心筋組織、７０……右心房、
７２……右心室、７６……心臓の頂点、７８……
刺激用チツプ、８０……感知電極、８２……心筋
組織、８６……右心房付属器、８８……カテーテ
ル、９０……電極、９２……刺激用チツプ、９４
……右心室流出路、９８……下部右心房領域、１
００……電極、１０２……心房床、１０４……電
極、１０８，１１０……電極板、１１２，１１４
……可撓性ワイヤリード、１１６……カテーテ
ル、１１８……仮想円筒、１２０……カテーテル
１１６の物理的表面、１２２……差動増幅器、１
２４……処理およびパルス発生回路、１２６……
ペースメーカー、１３０……カテーテル、１３２
〜１３８……感知電極、１４０……仮想円筒、１
４２，１４４……差動増幅器、１４６……処理お
よびパルス発生回路、１４８……ペースメーカ
ー、１５２〜１５６……電極、１５８……仮想円
筒、１６０……カテーテル、１６２，１６４……
差動増幅器、１６５……ペースメーカー。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 近接する心臓組織内のデポラリゼーシヨンベ
   クトルにほぼ垂直な平面内にある１対の点にて局
   部的心臓波を感知することにより、局部的心臓信
   号を他の心臓内信号から弁別するプローブと、前
   記平面内にある前記プローブの前記１対の点で感
   知された信号を相互に比較して、前記局部的心臓
   信号を指示しかつ前記他の心臓内信号と実質的に
   無関係の差信号を誘導する回路とを含み、前記局
   部的心臓波信号を前記他の心臓内信号から確実か
   つ明瞭に感知、選択せしめることを特徴とする、
   心臓活動を感知するための装置。 ２ 前記局部的心臓信号を弁別するプローブが、
   前記心臓組織に近接する前記平面内の位置にて前
   記心臓活動を感知し、前記プローブ内の前記１対
   の点のいずれも前記心臓組織と接触されない特許
   請求の範囲第１項記載の心臓活動感知装置。 ３ 前記の局部的心臓信号を弁別するプローブ
   が、前記プローブ内における前記平面内の２以上
   の点で前記心臓活動を感知する特許請求の範囲第
   １または２項記載の心臓活動感知装置。 ４ 前記の局部的心臓信号を弁別するプローブ
   が、該プローブ内の３点で前記心臓活動を感知す
   る特許請求の範囲第３項記載の心臓活動感知装
   置。 ５ 前記心臓活動が、前記プローブ内における前
   記平面内に存する円の回りに等間隔で離間された
   ３点で感知される特許請求の範囲第４項記載の心
   臓活動感知装置。 ６ 前記の局部的心臓信号を弁別する前記プロー
   ブが、心室組織に近接して前記心臓活動を感知す
   る特許請求の範囲第１項記載の心臓活動感知装
   置。 ７ 前記回路が、前記差信号を処理して、前記プ
   ローブから得られる前記の弁別的に感知された局
   部的心臓信号に対する応答を発生する特許請求の
   範囲第１項記載の心臓活動感知装置。 ８ 前記回路が、前記応答として心室調速信号を
   発生する特許請求の範囲第７項記載の心臓活動感
   知装置。 ９ 前記の回路での心室調速信号の発生が、前記
   プローブにおける前記の弁別的に感知される局部
   心臓信号の存在の確認を条件とし、前記回路が、
   前記プローブから得られる前記の弁別的に感知さ
   れる局部的心臓信号が不存在の場合に、前記心室
   調速信号を発生する特許請求の範囲第８項記載の
   心臓活動感知装置。 １０ 前記回路が、前記プローブから得られる先
   に弁別的に感知された局部的心臓信号の複数のも
   のの計算された測定値により決定される割合で、
   前記心室調速信号を発生する特許請求の範囲第９
   項記載の心臓活動感知装置。 １１ 前記回路が、前記プローブから得られる先
   に弁別的に感知された局部的心臓信号の存在また
   は不存在に応答して電流の大きさを可変的に変え
   て、前記心室調速信号を発生する特許請求の範囲
   第８項記載の心臓活動感知装置。 １２ 前記の局部的心臓信号を弁別するプローブ
   が、心房心臓組織に近接して前記心臓活動を感知
   する特許請求の範囲第１項記載の心臓活動感知装
   置。 １３ 前記の局部的心臓活動を感知するプローブ
   が、心房の後部側面領域に近接して前記心臓活動
   を感知する特許請求の範囲第１２項記載の心臓活
   動感知装置。 １４ 前記の心臓活動を感知するプローブが、心
   房付属器に近接して前記心臓活動を感知する特許
   請求の範囲第１２項記載の心臓活動感知装置。 １５ 前記の心臓活動を感知するプローブが、冠
   状静脈洞に近接して前記心臓活動を感知する特許
   請求の範囲第１２項記載の心臓活動感知装置。 １６ 前記の心臓活動を感知するプローブが、心
   房床に近接して前記心臓活動を感知する特許請求
   の範囲第１２項記載の心臓活動感知装置。 １７ 前記回路が、前記差信号を処理して、前記
   プローブから得られる前記の弁別的に感知された
   局部的心臓信号に対する応答を選択的に発生する
   特許請求の範囲第１項記載の心臓活動感知装置。 １８ 前記回路が、前記応答として心室調速信号
   を発生する特許請求の範囲第１７項記載の心臓活
   動感知装置。 １９ 前記回路が、前記応答として心房調速度信
   号を発生する特許請求の範囲第１７項記載の心臓
   活動感知装置。 ２０ 一平面内にある少なくとも２つの近接した
   位置にて心臓内の心臓活動を感知するプローブ
   と、前記プローブ内の少なくとも２つの位置にお
   いて感知された信号の差を取つて、前記局部的心
   臓信号を指示するトリガパルスを誘導する回路と
   を含み、前記局部的心臓信号を、前記心臓内にお
   ける前記局部的心臓信号の発生源に拘りなくプロ
   ーブで確実かつ明瞭に感知し、前記心臓波から弁
   別せしめることを特徴とする、心臓内において心
   臓内信号から局部的心臓信号を弁別するためのプ
   ローブおよび回路組合せ装置。 ２１ 前記の心臓活動を感知するプローブが、前
   記平面内または該平面近傍にある該プローブ内の
   ３つの位置にて前記局部的心臓信号を感知し、前
   記プローブ内の前記３つの位置が前記プローブ内
   の２対の位置を含むように関連づけられており、
   前記プローブ内の前記３つの位置の１つがこの関
   連づけのため前記プローブ内の共通の位置として
   働く特許請求の範囲第２０項記載のプローブおよ
   び回路組合せ装置。 ２２ 前記の心臓活動を感知するプローブが、該
   プローブ内の３つの等間隔位置にて前記局部的心
   臓信号を感知する特許請求の範囲第２１項記載の
   プローブおよび回路組合せ装置。 ２３ 前記プローブにおける前記位置にて前記局
   部的心臓信号を感知するプローブが、該プローブ
   に近接する心筋組織内の前記デポラリゼーシヨン
   ベクトルに概平行な平面にほぼ存在する電極によ
   り前記プローブ内の前記各位置にて前記局部的心
   臓信号を感知する特許請求の範囲第２０項記載の
   プローブおよび回路組合せ装置。 ２４ 前記の心臓活動を感知するプローブが、回
   転面を有する前記プローブ内の電極により前記プ
   ローブ内の各位置にて前記局部的心臓信号を感知
   する特許請求の範囲第２０または２３項記載のプ
   ローブおよび回路組合せ装置。 ２５ 前記プローブ内の前記電極により前記局部
   的心臓信号を感知するプローブが、１〜４mm²の範
   囲内の平坦な幾何的平面により限定された幾何的
   形態を有する電極により前記局部的心臓信号を感
   知し、前記プローブ内の前記各位置が10mm以内前
   記プローブ内の前記各位置から分離されている特
   許請求の範囲第２４項記載のプローブおよび回路
   組合せ装置。 ２６ 近接する心筋組織内のデポラリゼーシヨン
   ベクトルに該垂直な平面内または該平面近傍に存
   する複数の近接離間した点にて局部的電気的活動
   を感知するためのプローブと、該プローブ内の前
   記複数の点で感知された前記局部的電気的活動度
   の差を取つて、局部的心臓信号を指示する少なく
   とも１つのトリガパルスを得、少なくとも１つの
   トリガパルス信号を処理して、刺激パルスが発生
   されるべきか否かを決定し、前記刺激パルスを発
   生して、該刺激パルスを前記プローブを介して心
   臓に結合して心臓の収縮を刺激する回路とを含
   み、それにより心臓の真のデマンド調速を行うこ
   とを特徴とする、心臓波コンプレツクス信号およ
   び心臓外電磁雑音から局部的心臓信号を弁別的に
   感知するためのプローブおよび回路組合せ装置。 ２７ 前記の電気的活動度を感知するプローブ
   が、該プローブ内の前記複数の点に位置づけられ
   た対応する複数の電極で前記プローブ内の前記複
   数の点で感知し、前記電極のいずれもが前記プロ
   ーブと近接する前記心筋組織と接触されない特許
   請求の範囲第２６項記載のプローブおよび回路組
   合せ装置。 ２８ 前記回路の信号処理部が、先行の刺激パル
   スに続くＰ波の存在または不存在に依存して刺激
   パルスを発生するか否かを決定する特許請求の範
   囲第２６項記載のプローブおよび回路組合せ装
   置。 ２９ 前記回路の信号処理部が、直前の刺激パル
   スの発生に続く時点に前記プローブにより感知さ
   れる位置における前記心臓波コンプレツクスに前
   記プローブからの特定の局部的心臓信号が存在し
   たか否かにしたがつて、刺激パルスの大きさを増
   減するかどうかを決定し、前記プローブおよび回
   路が、前記プローブからの前記特定の局部的心臓
   信号の不存在を指示するときには、前記刺激パル
   スの大きさを増大し、前記プローブからの前記特
   定の局部的心臓信号の存在を指示するときには、
   前記刺激パルスの大きさを減じる特許請求の範囲
   第２６または２８項記載のプローブおよび回路組
   合せ装置。 ３０ 前記回路が、前記プローブからの特定の局
   部的心臓信号の存在または不存在を指示するかど
   うかにしたがつて、連続する刺激パルス間の時間
   的間隔を決定する特許請求の範囲第２６項記載の
   プローブおよび回路組合せ装置。 ３１ 前記の電気的活動を感知するプローブが、
   該プローブにおける複数の位置にて前記電磁的活
   動度を感知し、前記プローブ内における各位置
   が、前記プローブに近接する心筋組織内のデポラ
   リゼーシヨンベクトルに概垂直の平面上または該
   平面近傍にある複数の近接離間した点に配置され
   る特許請求の範囲第２６項記載のプローブおよび
   回路組合せ装置。 ３２ 前記回路が、前記プローブにおける前記対
   応する複数の点にて前記プローブの各位置におけ
   る前記電気的活動度の差を取つて、対応する複数
   のトリガ信号を発生する特許請求の範囲第３１項
   記載のプローブおよび回路組合せ装置。 ３３ 前記の回路の信号処理部が、前記複数のト
   リガ信号を処理して、前記プローブから得られる
   心臓活動度の弁別的に感知された局部的な逐次の
   パターンを検出する特許請求の範囲第３１または
   ３２項記載のプローブおよび回路組合せ装置。