JPS5985671A - 心臓ペ−スメ−カ - Google Patents

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】 本発明は、体外に装着され電極は心臓に接触して患者の
体内に埋込まれて、心電図による心ブロック観察を行う
ための心臓ベースメーカ、詳細には心ブロック観察中に
発生する虞れのある失神発作または突然死を回避するだ
めの心臓ベースメーカに関する。

心ブロック（心臓内の刺激伝達障害による一時的な心停
止）等の一時的心停止を原因とする失神発作または突然
死を防止するため、心臓に問題がある患者の体内に心臓
ドースメーカ（心停止が起きた場合、心臓に刺激パルス
を流して心臓を拍動させるものであり、心臓筋肉に無害
、無苦痛で長期に亘り刺激パルスを低電圧レベルで与え
ることのできる装置）を植え込む手術が原付われている
。

ところで、失神発作のある患者において心ブロックが原
因であるか否かを診断するにはＥＯＧ（心電図）による
長時間に亘る観察を必要とするが、その観察中にも失神
発作または突然死が断することは４ｉ１ｉめて難しい。

そのため、真に心臓ベースメーカの植え込み手術の必要
性が有るか否かを確認することなく、心ブロックによる
失神発作が疑われる患者に対シテモ、心臓ベースメーカ
の植え込み手術が行われているのが実情である。

この様な事情から、国内ても／個１００万円前後の体内
植え込み型心臓ベースメーカが年間数千個使用されてお
り、近年心臓ベースメーカの不必要な植え込み手術の問
題が表面化してきている。又、「１本の１００倍以」二
の数の心臓ペースメーカが消費されている米国では医療
費の膨張とともに不必要な植え込みが既に社会問題にな
っている。

斯かる問題を解決するためＧこる才、失神発イ乍カタあ
る患者において心プロ゛ンクカ；原因力１否力）を安全
に診断てきる装置、すなわち失神発（乍またＧま突然死
を防ぐための必要最低限の・已・４０１月量をイ呆障す
る様なベーシング゛をしつつ、なお月４つできるだけ長
時間に亘る心停止を観察１′るとし・う相矛盾した目的
を同時に果たすことσ〕できる装置面を必要とする。

この様な装置を考えた場合、先ず、ベーシングレート　
（７分間に心臓に刺激％　）レスを流す回数）の設定が
問題となる。

何故なら、自然心拍数が７分間７０１回（立し−の患者
に心停止がｑ秒間化じても失Ｆ１１発（’ｐ　＆ま起き
ないであろう。そこで、刺激〕々ルスの［用隔をグ秒ず
なわちベーシングレートを／　Ｉ））　Ｉｔｓｊｔ　ｓ
回とＬ７てデマンドベーシング（心臓が自発的に拍動し
ている時は刺激パルスは発せず、拍動が欠如した時に刺
激を′ｊ・えるベーシング゛の方法）を１−ればダ秒ま
での心停止にを観察できることになる。

しかし、この様にした場合自然心拍数カダ／分間３０回
位いの徐脈の患者ては心停止力τｑ秒未満で失神発作を
起こす虞れがある。

また、心停止が持続して完全ベースメーカＩ）ズムとな
った場合、ペーシングレートカζ／分間ｌＳ回では十分
な心拍出量が維持できず、失刈１発作を起こしたり、あ
るいは不可逆性の脳障害を引き起こす危険がある。

したがって、従来のデマンド型体外ペースメーカでは心
ブロック観察時の待機ベースメーカとしての用は１．ｒ
　Ｌ得ない。また、最新の自然↑白動から最初の刺激パ
ルスまでの時間間隔が連続する刺激パルスの間隔より長
い［頻度ヒステリシス」デマンドペースメーカを用いて
もその時間間隔の長さに制限があるため、到底心ブロッ
ク観察時の待機ペースメーカとしての機能は望めない。

また、短時間に限っては患者の血圧や心拍出量をモニタ
ーしながら、これらを一定の水準以上に保つ様に医師が
刺激パルスを発生させることが行われている。しかし、
失神発作の原因を正確に診断するには長時間の観察を必
要とするが、患者が日常生活をしている最中に血圧や心
拍出量をモニターすることは極めて困難である。

そこで、体外に装着して使用され日常生活をしている最
中にも長時間に亘り安全に心ブロックを観察できる新し
い心臓ペースメーカの開発が切望されている。

本発明は、に記の要望に十分答えることのできる改良型
心臓ペースメーカを提供することを目的とし、その１ｊ
的を達成するために、血行動態のシミュレーション全ペ
ースメーカ自体に行わせたものであって、その特徴とす
るところは、心ブロック観察中に発生する虞れのある失
神発作または突然死を回避するために必要な最低限の心
拍出量を保障するように人工ベーシング刺激を発生して
ｉｉＪ及的に長時間に亘る心停止の観察を可能ならしめ
るために、対象患者に合わせてあらかじめ定数を設定す
ることにより血圧又は血流を電気的に模擬する血行動態
の模擬手段と、模擬された１１１【正値又は血流値が上
記保障のだめの値以下になったら人工ベーシング刺激を
反覆して発生する手段を有することにある。

また、心臓の自発リズムを誘起するために、最新の自然
拍動に近い時間間隔で人工ベーシング刺激を発生し、そ
のベーシングレートを自動的に漸次下げていき、心停止
が起きるまで待機する状態に入ることを含む人工ベーシ
ング刺激発生手段を有し、泪算機を用いて測定と治療的
ベーシングを必要な時間をおいて自動的に繰り返すこと
を付加的特徴とするものである。

次に−」二記特徴に基く一実施例を添（＝Ｊ図面により
説明する。

心拍は第１図の心電図波形に示すようにＰ波、ＱＲ３波
およびＴ波の複合波として電気的に表わされ、そのうち
顕著なものはＲ波であって心臓の収縮を刺激しかつこれ
を表わすものであるが・そのＲ波が自然のＰ波に従うこ
とができず心臓収縮が生じない場合に刺激〕々ルスを送
って心臓を収縮さゼることがデマンドペースメーカの機
能であり、その−搬的な動作は第２図の回路ブロック図
のようにカテーテル電極１て検知された心筋電位が増幅
器２て増幅されてカウンタ３へ送られる。そのカウンタ
３にはあらかしめ一定のベーシングレートが設定されて
おり、患者の状態に適した心拍数を選択するデマン１゛
機能を有している。増幅器２からのパルスをリセット信
号としてカウンタ３ては発振器４からのり（コックパル
スを計数し始める。そして設定された計数値だけ語数す
るとカウンタ３から命令信号がパルス発生器５と増幅器
２へ送られてパルス発生器５では心臓の刺激パルスを生
みカテーテル電極１へ送り、増幅器２では再びカウンタ
３へのリセット信号を生み、デマンドベーシングが繰り
返される。

このようなデマンドペースメーカの場合、カウンタ３に
設定されたベーシングレートが自然心拍数に近いため、
その時間間隔が短かすぎて心’７’　口７りの観察は無
理であり、ベーシングレートを下げて心ブロックの観察
を可能にすると失神発作を起こす危険を生じることは既
に述べた通りである。

そこで本発明では、血行動態を模疑するための電気的シ
ミコレ−ジョンをペースメーカ自体に行わせ、その結果
に基いて刺激パルス発生のタイミングを決定させたので
あり、血行動態を模擬する回路の−・例を第３図に示し
ている。回路の抵抗１１および抵抗１２は血管抵抗に相
当し、　　　−１゛°− １−一４鋼−一コンデンサ１３は血管のコンプライアン
スに相当しており、７回の拍出ｍ１血圧および血管のフ
ンプライアンスが患者によってそれぞれ異な−）でいる
ことから、あらかじめ非観血的に測定した脈拍数と血圧
から抵抗１１，１２、フンテン−＋　１３の値を患者ご
とにあらかじめ設定する。この様なＯＲ回路に、カテー
テル電極から心電図のＲ波を７回感知するごとに７回抽
出量または血圧に相当する一定電気量の方形波がパルス
発生器１４に入力される。ノクルスが入力側に加わると
コンデンサ１３に充電され、充電された電荷は抵抗１２
を通して、コンデンサ１３の容量および抵抗１１．１２
の時定数で放電し、出力端の電圧は降下する。この電圧
は面圧に相当し、この電圧があらかじめ指定された關値
を割った時すなわち安全のための必要最低限の心拍出量
を保障できる値以下になった時に、ペースメーカのパル
ス発生器に命令信号を送って最初の刺激パルスをカテー
テル電極へ送る。

この様にすれば長い心停止が発生ずる直前の血行動態に
応動して、ペースメーカによる刺激ノ・ぐルス発生のタ
イミングを　１１容範囲内で最長にとることができ、し
たがって心停止の観察時間を失神発作を起さない範囲で
最大にとることができることになる。それを図示すれ、
ば、第９図（Ａ）　（Ｂ）の出力電圧波形図のようにあ
る患者の血圧が高い時の出力が心停止によって観値ｖｂ
に達する時間１．の方が、その患者の血圧が低かった場
合の出力がｖｂに達する時間ｔ、より長くなり、その１
．．１．はその患者の心停止発生直前の血圧に対し安全
が保障される最長の時間となる。

なお、時定数がコンデンサ、抵抗および入力電圧の値に
よって決められるためコンデンサ。

抵抗および人力′「Ｂ圧の数を増すことによって患者の
血行動態を一層正確に模擬することができる。また第３
１図のＯＲ回路は一例を示したにすぎずデジタル１０回
路等を用いてもよいことは勿論である。

この様にして、長い心停止を７回観察した後は、血行動
態を正常の状態に戻し−、脳や他の組織に生じた虚血状
態を回復させる必要がある。

そこで、一旦ベースメー力がベージングを開始したら、
ベーシングレートを正常の心拍数である／分間７０回程
度にしてしばらくの間（１〜３分間）ベーシングを続け
るものである。したがって本発明ペースメーカｃｊ１泊
療を目的とした心臓ペースメーカとして応用しても良好
な効果を期待できることになる。

体組織が虚血状態から回復したら、再度ペースメーカは
ベーシングを止めて、心ブロック待機状態に入るが、こ
の際ベーシングを急に止めると、心臓にはベーシングに
よる抑制が働いており、しばらくの間拍動を開始しない
。そこで、ベーシングｌノートを徐々に下げてし・き、
心臓の自動能を喚起する。例えばデマンドベーシングを
しながら、ベーシングレートを／外回７０回から７分毎
に７分間７０回の下げｌＪで７分回３０回まで下げてい
く。

そして、この間に自発リズムが９〜１０拍以上連続して
出現したらベーシングを中止し、心ブロック待機状態に
入る。

以上のイ；Ｃに、血行動態のシミュレーションをペース
メーカ自体に行わせ、電圧比較器等を用いて、模擬され
た１ｍ圧正値はｔｆｍ流値が保障のための閾値を割一つ
だ時に、ペースメーカのパルス発生器および増幅器に命
令信号を送るように構成し、ペースメーカから最初の刺
激パルスが送られた後は、患ｎの自然拍動数によって制
御される可変周波数発振器を用いて、自動的にベーシン
グレートを下げていくようにしてもよいが、マイクロコ
ンピュータ−を用いて制御するならば一層の効果を期待
できるであろう。そして、その場合のブロック図の一例
を第Ｓ図に、処理フロー図の一例を第４図にそれぞれ示
している。

第Ｓ図において、２１は例えば第６図で示されるあらか
じめ設定したベーシング発生プログラムによりデジタル
演算処理を行う演算手段、例えばマイクロコンピュータ
であって、ＭＡＸレート、Ｍ工Ｎレート、刺激時間、レ
ート下げ幅、Ｒ大Ｒ波間隔、自発Ｒ波、カウント数上限
等の数値情報入力手段となるデジタルスイッチパネル２
２と、演算手順をステップ単位に順次記録したプログラ
ムを有するＲＯＭ２３と、このＲＯＭ２３のプログラム
を順次読出し、それに応じた演算処理を実行するｃｐｔ
ｒ２４と、この０ＰＵ２４の演算処理に関係する各種デ
ータを一時記憶すると共にそのデータのａｐｕ２４によ
る読出しが可能なＲＡＭ２５と、これら演算のための基
準クロックパルスを発生するクロック発生部２６と、信
号の入出力を調整するｒ／ａ回路部２７を主要な構成と
している。

またＣＰＵ２４に関連して第３図に一例を示した血行動
態の模擬回路２８およびベーシングパルス発生器２９が
設けられており、０ＰＵ２４゜と模擬回路２８とパルス
発生器２９に関連してＲ被検出器３０が設けられている
。検出器３０には図示しないカテーテル電極によりＲ波
が入力され、パルス発生器２９からの刺激パルスもカテ
ーテル電極によって常法通り心臓に加えられる。

次に前記構成において、その動作の一例を第４図の処理
フロー図にしたがって説明する。

先ず患者の拍動が正常の場合全想定すれば、ステップ１
００によりデマンドモードにセットされ、ステップ１０
１でモードがデマンドであるかとうか判定し、ＹＥＳで
あるならステップ１０２に進み、マイクロコンピュータ
２１はベーシングパルス発生器２９にＭＡＸレートを出
力（第Ｓ図出力ａ）し、タイマにセットされたデマンド
時間がＲＡＭ２５に記憶される。

次にステップ１０３に進み、Ｒ波がＲ被検出器３０から
マイクロコンピュータ２１に入力（第り輿入力ｂ）され
ているかを判定し、ＹＥＳであるならステップ１１０に
進み、’ＲＡＭ２５のひとつをカウンタとして使用され
、そのカウンタ用ＲＡＭ２５は自発リズムを語数し、同
時ニヘーシングパルス発生器２９にカウンタクリア信号
が人力（第Ｓ図人力Ｃ）してベーシングパルス発生器２
９はリセットする。

その後ステップ１０５に進み、自発リズムが喚起される
に必要な回数Ｎまたとえば５回の自発リズムがあるかど
うかを判定し、ＹＥＳであるなら、ステップ１１１によ
り心電図による観察に入る。

今、患者に心停止が起きたと想定すると、模擬回路２８
からマイクロコンピュータ２１に入力（第ｓ図人力ｄ）
する脈圧丁降検出信号があらかじめＪ（Ａ　Ｍ　２５に
記憶されている既述したＭＡ　値Ｖｂを割ると、マイク
ロコンピュータ２１からベーシングパルス発生器２９に
命令信号が送られる（第Ｓ図出力ｅ）。この様にしてス
テップ１０２に戻り、ＭＡＸレートでベーシングパルス
発生器２９から刺激パルスが送られる。

次にステップ１０３によりＲ波がでたかどうか判定し、
ＮＯであるならステップ１０４によりベーシングパルス
発生６２９からマイクロコンピュータ２１へ入力（第Ｓ
図人力ｆ）したスパイク信号によりステップ１１０によ
って自発リズムカウンタがリセットする。

その後ステップ１０５による自発リズム回数Ｎの判定が
Ｎｏであるならステップ１０６に進みタイマに設定され
たデマンド時間の割込みが有るかどうかを判定し、ＮＯ
であるならステップ１０３に戻る。以後ステップ１０３
からステップ１０６までの動作を繰り返しステップ１０
６でＹＥＳと判″、ｉ！されるまて演算を続ける。

そして、ステップ１０６でＹＥＳと判定されるとステッ
プ１０７によりレートを下げ、タイマのセット時１１１
１を変更しＱ　Ｍ工Ｎレートをセットスル。次にステッ
プ１０８でＭ工Ｎレート以下かどうかを判定し、ＮＯで
あるならステップ１０３に戻る。

以後ステップ１０３からステップ１０８までの動作を繰
り返す間に’Ｍ　Ｉ　Ｎレートに達してステップ１０８
でＹＥＳと判定されるまでコンピュータ２１は演算を続
けてレートを漸次下げていくが、その間に自発リズムが
喚起されてＮに達するならば、ステップ１１１に進んで
再び観察が行われ、ベーシングは心停止が起きるまて待
機する状態に入り、観察と治療的ベーシングが自動的に
繰り返される。なお第４図の処理フロー図は一例を示し
たにすぎず変更してもよいことは勿論である。

以上述べた様に本発明心臓ペースメーカは、心ブロック
観察中に発生する虞れのある失神発作または突然死を回
避するために必要な最低限の心拍出量を保障するように
人工ベーシング刺激を発生して可及的に長時間に亘る心
停＋にの観察を可能ならしめるものであってミ対象患者
に合わゼであらかじめ定数を設定することにより血圧又
は血流を模擬する血行動郭を模擬手段と、模擬された血
圧値又は面流値が、上記保障のための閾値以下になった
ら人工ベーシング刺激を発生する手段を有することを特
徴とし、さらに心臓の自発リズムを誘起するためにペー
ジングレートを自動的に漸次下げていき、心停ＪＪカが
ル（（きるまで待機する状態に入ることを含む人工ベー
シング刺激発生手段を有することを付加的特徴としてい
るから、患者が「）常生活をしるｆからでも、長時間に
ほり、安全が保障された状態で心ブロックの観察を行う
ことが可能になる。したがって、失神発作が、真に心ブ
ロックを原因としているのか盃かという従来困難とされ
ていた診断を、本発明によれば極めて正確、安全かつ容
易に実施できる。

したかつ−Ｃ１従来行われていた不必要な毛膨ベースメ
ーカの植え込み手術、すなわち失神発作や突然死を恐れ
てペースメーカの必要性を確認ぜずに行われていた不必
要な植え込み手術を全く解消でき、それによって及ぼさ
れる患者の生球学的、Ｉｆｌ的利益は多大なものがあり
、社会的意義も誠に大きい。

【図面の簡単な説明】

図面は本発明の実施例であり、第１図は心臓で生起する
電圧波形図、第１図は一般的なデマントペースメーカの
ブロック図、第３図は模擬回路図、第り図（Ａ）　（Ｂ
）は脈圧下降状態を示す電圧波形図、第Ｓ図は本発明心
臓ペースメーカのブロック図、第４図は処理フロー図で
ある。 ２１・・マイクロコンビコーータ　２８・・模擬回路　
２９・・ベーシングパルス発生器３０・・Ｌ波検出器

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 ｌ　心ブロック観察中に発生する虞れのある失神発作ま
   たは突然死を回避するために必要な最低限の心拍出量を
   保障するように人工ベーシング刺激を発生して可及的長
   時間に亘る心停止の観察を可能ならしめる心臓ベースメ
   ーカであって、対象患者に合わせてあらかじめ定数を設
   定することにより抽圧又は血流を電気的に模擬する血行
   動態の模擬手段と、模擬された血圧値又は血流値が、上
   記保障のための値以下になったら人工ベーシング刺激を
   発生する手段をイＩすることを特徴をする心臓ベースメ
   ーカ。 コ、心臓の自発リズムを誘起するためにベーシングレー
   トを自動的に漸次下げていき、心停止が起きるまで待機
   する状態に入ることを含む人工ベーシング刺激発生手段
   を有することを特徴とする特許精求の範囲第１項記載の
   心臓ベースメーカ。