JPH06508289A - 多重周波数インピーダンス測定システム - 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】 多重周波数インピーダンス測定システム関連出願へのクロスリファレンス 同時係属する米国特許出願第０７１５６６．６３６号、発明の名称ｒＦｉｅｌｄ 　Ｄｅｎｓｉｔｙ　Ｃｌａｍｐ　ｆｏｒ　Ｓｅｎｓｉｎｇ　ＣａｒｄｉａｃＤｅ ｐｏｌａｒｉｚａｔｉｏｎｓＪ　、出願日１９９０年８月１０日、発明者Ｔｅｒ ｒｅｎｃｅ　Ｒ，Ｈｕｄｒｌｉｋ、米国特許出願第０７／６２６，０６１、発明 の名称ｒＥ１ｅｃｔｒｏｎｉｃ　Ｃａｐｔｕｒｅ　Ｄｅｔｅｃｔｉｏｎｆｏｒ　 ａ　ＰａｃｅｒＪ　、出願日１９９０年１２月１２日及び米国特許出願第０７／ ７３０，１６０号、発明の名称ｒＭｅｄｉｃａｌ　ＳｔｉｍｕｌａｔｏｒＷｉｔ ｈ　０ｐｅｒａｔｉｏｎａｌ　Ａｍｐｌｉｆｉｅｒ　０ｕｔｐｕｔ　Ｃ１ｒｃｕ ｉｔＪ、出願日１９９１年７月１５日、発明者Ｔｅｒｒｅｎｃｅ　Ｒ。

Ｈｕ　ｄ　ｒ　１　ｘ　ｋａこれらはその記載の全内容を本明細書に引用する。

本出願は、これらの引用された３つのすべてについて一部継続出願である。

発明の背景 この発明は、皮下埋設可能なペースメーカー、電気的除細動器、細動除去器、皮 下埋設可能なモニター装置さらには皮下埋設可能な薬剤ディスペンサーのような 診断上の、そして皮膚組織の刺激装置、特に酸化された血液に対する患者の物質 代謝のデマンドの機能としてそのベーシングレートを変化させるレート応答型皮 下埋設可能ペースメーカーに関する。

初期のペースメーカーは、感知された心房及び／または心室減極によるデマンド でリセットされる固定レート刺激パルス発生器であった。最新のペースメーカー は、複雑な刺激パルス発生器とセンスアンプとリードを含み、単腔あるいは２腔 動作モードで作動するように構成されるがあるいはプログラムでき、固定的レー トか上限レート限界と下限レート限界の間で変化する可変レートで心房及び／又 は心室にベーシング刺激を供給する。

より最近では単腔と２腔ペースメーカーはさらに発展しており、特殊性の度合の 大小があっても、心臓血管系に酸化された血液を供給することについての人体の 要求を感知する生理学的なセンナに対応するようになってきている。例えば、患 者の呼吸レートに基づくレート応答型ベーシングシステムが開発されている。

そのようなペースメーカーには例えば、米国特許第３，５９３，７１８号と同第 ４．５９６，２５１号に開示されＢｉｏｔｅｃａｎｄ　Ｔｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃ Ｓ社によって商品化されたものがある。これらのペースメーカーは、呼吸信号を 得るためにインピーダンス呼吸曲線記録器を使用している。より最近、米国特許 第４，７５７，８１５号で開示されるように、振幅が患者の活動及び／または呼 吸の機能として変化することを前提の上で、レート制御信号として波高値心電図 信号の変化と振幅を採用することが提案された。

先行技術のインピーダンス呼吸曲線記録器測定技術は、閾値下の刺激エネルギー 準位で交流のパルスかパルスバーストを一対の電極間に注入し、インピーダンス 測定を引き出すために電圧か電流レベルを測定することを含む。電極は、Ｐ１ｉ ｃｃｈｉ氏等の米国特許第４，５９６，２５１号に示すように、胸部のどちら側 にでも位置させることができる。またＡｌｔ氏の米国特許第４，９１９゜１３６ 号に示すように、両方とも心臓内に位置させるか、あるいは１つの電極が心臓と 接触し他の１つが胸部に位置するように配置することもできる。米国特許第４， ７０２，２５３号は、双極ベーシング電極を採用するシステムを示している。一 定の電圧パルス列が１つの電極とペースメーカ一本体の間の組品に注入され、電 流の測定値は心臓内の他の電極とペースメーカ一本体の間で取り出される。イン ピーダンスは、吐出と吸入と共に変化する。

Ｈｅｌｎｚｅ氏等の米国特許第４，８０５，６２１号は、そのようなシステムの 正確度を向上させるために組品インピーダンス全体における長期変化の効果を最 小にするためのアプローチを提案する。このＨｅ１ｎｚｅ特許の装置では、励振 信号が組品インピーダンスによって変調されるので、励振信号周波数を取り除く ために第１のローパスフィルターを通す。そして呼吸活動に対応するように、時 間内におけるインピーダンス変化を示す信号を生じさせる。それからこのインピ ーダンス信号は、組織インピーダンス中に全体的変化が生じるように定められた 超低周波を取り除くために、バイパスフィルタを通す。

発明の開示 組品−電極インタフェースの性質の研究、特に、上述の米国特許出願第０７１５ ６６．６３６号で述べられるような電場密度クランプ作用のための理論的な根拠 を発展させるために、本発明者は、人体組織の周波数従属インピーダンス特性を 検討した。広帯域インピーダンスを人体組織と接触する２つの電極間で測定し、 そしてコール−コール（Ｃｏ　１　ｅ−Ｃｏ　ｌ　ｅ）プロットで示すならば、 一般的にはインピーダンスプロットあるいはインピーダンス特性はいくつかのピ ークと谷を示す。ピークに関する周波数は、「転移周波数」と言われる。

本発明者は、組品への血液供給の顕著な減少のようにひどい組織損傷が、インピ ーダンス特性の劇的な偏位を引き起こすことを測定した。このタイプの変化が、 徐々に作りだされた２血性状態の結果としても生じることが予想される。また、 組品が永久に損害を与えられなかったケースで血流が回復するときは、元の特性 が戻ることが予想される。

また異なる組品がかなり異なる周波数でインピーダンスピークを持つかもしれな いことに本発明者は注目した。インピーダンスの測定値と一定の間隔で配置され た２つの電極間の周波数は、電極の感知フィールド範囲内で組織タイプに基いて いくつかのインピーダンスビークを示す。ピーク間に対応するインピーダンスの 極小値がある。隣接した電極間の組品が、一連の並列ＲＣ結合ブロックとして説 明できるということをインピーダンス特性は示す。異なるインピーダンスビーク のある異なる組織タイプが、同様に異なる成分値を有している一連のＲＣブロッ クとして説明される。

本発明は、少な（とも１つの所望の組織タイプに関わるインピーダンス変化を感 知するために最適化されるインピーダンス検出器を提供するために、この生理的 な徴候の取り扱いについて有利な点を有する。本発明は、各組織タイプのインピ ーダンス変調の感知に関して増大された信号対雑音比を可能にする。本発明はこ れらの結果を得るために、スペクトルによって選択された複数の励起信号を採用 する。

本発明では、電極は所定の時間に渡って同時か順次にスペクトルによって選択さ れた複数の励起信号を印加するために使用される。選択周波数における測定イン ピーダンスが、励起信号が印加された組品の状態を感知するが、組品のインピー ダンスに関する他の生理学的なパラメーターを感知するために使用される。

二個以上励起周波数が使用され、１つがインピーダンスビークのもので他の１つ がインピーダンスビークから変位したもの、好ましくはインピーダンス極小値を 定める周波数のものである。励起周波数は、重要事象が励起周波数におけるイン ピーダンスの相対的値の実質的変化を引き起こすように選ばれるべきである。

例えば複数の周波数励起信号は、虚血や薬剤治療への組品の反応のような心臓組 識の窮迫を検出するために使用される。また複数の周波数励起信号は、呼吸特け あるいは患者の体動レベルに関する他のパラメーターを測定するために使用され ることもある。本発明のこの面に関しては、本発明はインピーダンス測定値に基 づいてベーシングレートを変化させる心臓ペースメーカーを可能にする。

本発明は好ましくは、上記引用された米国特許出願第０７／７３０，１６０号に 述べられるような、オペレーショナルアンプＩ１０回路を使用して実施される。

このアンプは２つの電極系の使用を許容して、励振あるいは励起信号を供給しか つ問題の人体組織のインピーダンスを測定するために使用される。このアンプは 、心臓ペースメーカーに使用するときは心臓をベーシングしかつ心臓組識の減極 を感知するために使用される。

図面の簡単な説明 本発明のなおいっそうの目的、特徴および利点は、以下の実施例と添付の図面に よってより詳細に示される。

図１は、励起信号を印加するために使用された電極場の範囲内で、いくつかの組 織タイプの種々の電源インピーダンスをシミュレートしている回路の例である。

図２は、励起信号周波数の機能として、人体組織に励起信号を印加するために使 用された電極間のインピーダンスを示す。

図３は、図２中に示されたインピーダンス対周波数曲線上の虚血効果のグラフで ある。

図４ａは、ペースメーカーと心臓間の連結を示している図である。

図４ｂ、４ｃ、４ｄは本発明で使用可能な電極構造の図である。

図５は、本発明を採用したペースメーカーのブロック図である。

図６は、本発明の他の実施例のブロック図である。

好ましい実施例の詳細な説明 以下本発明の詳細な説明するが、本発明がこれらの実施例に限定されることはな い。

本実施例は、身体の運動による電極間組織インピーダンス特性の短期あるいは長 期の変調、例えば呼吸か磨１者の体動、及び／又は心筋減極、虚血、同種移植片 拒絶反応、薬剤治療あるいは他の理由による組織インピーダンスの変調と関連が ある変化に関する情報を含む経時変動する信号を供給するためのものである。

リード本体のインピーダンス特性が、リード導電体の破損か絶縁劣化の結果で変 化するかもしれないことに注意すべきである。開示されたインピーダンス測定値 システムは、そのような状態を明示するために使用できる。

上述のように、異なる組織タイプは、異なる周波数感度インピーダンス特性を持 ち、一連の並列に接続した抵抗と静電容量からなる。これらのインピーダンス要 素の各々は、異なる時定数を有する。各要素の局部的インピーダンスビークを以 下では「転移周波数」という。

先にも述べたように、これらの転移周波数ビークの周波数位置は、組織状態（特 に研究されている虚血）に対して非常に高感度である。これらのインピーダンス ビークオーバータイムの追跡が、組織状態の中の変化に関する情報を与える。同 様に、心臓疾患を処理するための薬剤処方計画上の患者の１時間ごとのこれらの ビークの追跡が、薬剤治療効果の表示を可能にする。

集束しカリ特に２つの周波数に合わせた２つのスペクトルによって選択された励 起信号の使用は、わずかに異なる面からの同じ組織の２つの図を与える。それに 加えて、これらの周波数が極小と極大でセットされるとき、重要事象の発生によ るインピーダンスの変化は、２つの周波数で顕著に異なる。選択された周波数に おいてのインピーダンス変化の間の相対的差が、事象の発生を明示するために使 用できる装置が皮下埋設された個体ごとの自己正規化比を与えるために使用され る。

選択された励起周波数は、好ましくは少なくとも１０の因子によって分離される 。この分離係数は、組織のインピーダンスによって変調されたものとして印加さ れた信号の同調フィルター離間を容易に許容する。デジタル濾過技術が改良され れば、分離係数がかなり減少していることが予想される。スペクトルによって選 択された励起信号は、測定のために組織に結合する電極間に、時間多重化された 態様で順次にあるいは同時に印加される。

本発明を心臓ペースメーカーに用いた例では、励起信号は、探針と本体電極の間 または探針電極と心臓上あるいは心臓内の第２の電極の間で印加される。インピ ーダンス測定値システムを基底型導度変化を検出するか、心筋減極を分析するた めに使用した実施例では、励起信号は、好ましくはベーシングパルスの供給ある いは減極の発生検知の直後の定められた時間の間に印加される。薬剤治療の影響 を評価するための例を含む他の実施例では、他の測定値時間がより適するがもじ れない。

図２は、周波数帯における実数対虚数インピーダンスのＣｏ１ｅ−Ｃｏｌｅプロ ットである。本発明によれば、スペクトルによって選択された励起信号は、図２ に示すように、転移周波数（極大値）に同調させた第１励振周波数信号（Ｆ、１ ）及びインピーダンスプロットの極小値に対応する周波数に同調させた第２励振 周波数信号（Ｆ２）を含むようになっている。この態様でわずかに異なる面から の同じ組織の２つの図が得られる。同様に、もし２つの組織タイプをモニターす るならば、３つの以上周波数を、特にその組織の状態変化を示すようにした周波 数の関連の対を有している各組織タイプごとに採用する。

２つの図によって与えられた増大されたＳ／Ｎ比が、動電学的障害、電極によっ て引き起こされるノイズ及び／またはそれらのインタフェースにおいての組織運 動の隔離を可能にする。呼吸をモニターする実施例では、肺組織の重要な部分が 電極の間に存在するように、電極は取り付けられる。結果は、呼吸か体動への高 レベルの相関作用と共に変調するインピーダンス測定値である。心臓の虚血の検 知を行なう実施例では、少なくとも電極の１つが、心臓組織に隣接して位置する 。

全体的組織／電極インピーダンスの長期的変化は図２で示されるようにインピー ダンスのプロット値を上下動させ、そのため２つの選ばれた周波数間の相対的イ ンピーダンス差は、あまり影響を受けないという事実によって、単一の周波数シ ステムと比較して増大されたＳ／Ｎ比が実現する。全体的組織／電極インピーダ ンスの変化の効果は、選択された第２の周波数において測定されたインピーダン スと比較すれば、選択された転換ポイントにおける測定されたインピーダンスの 相対的振幅を使用することによって最小にされる。従って本発明は、この問題を 扱うことのために、上記引用したＨｅ１ｎｚｅ等の特許第４，８０５，６２１号 で提案されたものと関連がない新規かつ非自明な方法を可能にする。

図３は、正弦波励起信号を使用して、正常の腸管組織と２血性の腸管組織間での 周波数対インピーダンスのシミュレートしたプロットを示す。図示のように、正 常の組織は周波数Ｆ−１で局部的インピーダンスビーク値を示し、そして周波数 Ｆ−２で局部的インピーダンス極小値を示す。他方、２血性の組織は、実質的に は異なる周波数プロットを示す。一般に組織状態の中の変化、たとえば虚血か薬 剤治療による変化が、周波数依存インピーダンス特性の変化によって示される。

例えば図３で示すように、インピーダンスの極小と極大が生じる周波数がシフト あるいは転位するかもしれない。それゆえに、複数の周波数に渡るインピーダン ス特性をモニターすることによってそのような変化を識別できる。

図２．３で示されるように、インピーダンスプロットの極大と極小周波数が変化 するが、周波数従属インピーダンス特性は概ね人体組織で生じると思われるが、 局部的インピーダンス極大と極小は、電極に結合する人体組織のために経験的に 決定される。個々の電極組織システムについての図２．３に示すようなプロット 値の測定は、当業者であれば従来公知の装置によって容易に行なえる。

区３では、虚血は、モニターされる組織上あるいはその内部に電極を設置するか 、あるいはモニターされる組織を電極間に位置させ、周波数Ｆ−１とＦ−２と励 振あるいは励起信号を作り出すことによって検出できる。周波数Ｆ−１とＦ−２ で相対的インピーダンスレベルをモニターすることによって、組織の周波数依存 インピーダンス特性の変化が容易に識別できる。局部的インピーダンス極大と局 部的インピーダンス極小に関わる励起信号を選択することによって、２つの選ば れた周波数においての相対的インピーダンス値におけるそれらの実質的効果に起 因する極小と極大周波数の偏位が容易に検出される。

組織状態の変化を確かめるために、組織インピーダンスをモニターするために測 定されたインピーダンス振幅は、長時間、たとえば数日から数週間に渡って平均 され、モニターされていた組織の身体の運動、呼吸、ぜん動性の運動等によるイ ンピーダンス特性の短期変調は無視できる。また２つの周波数で測定されたイン ピーダンスの組織の正常機能による関係の短期変調（たとえば呼吸か６搏による 変調）が測定、記録されるようにしてもよい。そのような組織関連体動に伴う変 調振幅とレートの変化が測定され、そして同様に、組織状態の短期あるいは長期 の変化または全体的物質代謝機能を検出するために使用される。

例えば、６搏か呼吸による２つの周波数においてのインピーダンスの関係の測定 された変調の中の短期変化は、心臓ペースメーカーのベーシングレートを制御す るために使用される。また心臓収縮に伴う平均の変調特性のより長期の変化は、 心臓の虚血あるいは心臓組織の状態に関する他の因子を示すようにしてもよい。

図４ａは、心臓ペースメーカーと心臓の間の相互接続を示す図である。例示のた めに、複合単極性／双極性心室抑制ペースメーカーが心室内に位置する２つの電 極を支持しているリードと共に示しである。一般的には、ペースメーカー１４は 胸郭の外側の皮膚下に皮下埋設される。ベーシングリード１２は、心臓１０の右 心室に経静脈法で通されている。ベーシングリード１２は、心臓にベーシングパ ルスを供給するために使用される。またペースメーカー１４へ心臓の減極から生 じる電気的信号を伝えるために使用される。ベーシングリードのための２つの基 本的電気的構造が、伝統的に存在する。単極の構造は、先端電極２２と本体ある いはケース電極２４を含む。双極構造ではリング電極２１が先端電極２２と共に 使用される。心臓組織と直接に接触する電極２２を、以下では探針電極という。

単極の構造では、ペースメーカーは、本体電極表面２４を肋骨１８及び概ね心臓 １ｏに向けて皮下埋設される。この電極構造では少なくとも先端電極２２が心臓 内に位置し、そしてケース電極２４は心臓外部で近傍に位置し、心臓のシンシチ ウムと電極の間に位置する顕著な肺組織量を伴う。一般的には遠位の先端電極２ ２とペースメーカ一本体電極２４の間隔は、１０〜３０ｃｍである。

双極構造では、ケース電極２４は、使用されない。そして先端と基部リング電極 ２２と２１はペースメーカーパルス発生器出力回路及びセンスアンプに連結する 。一般的には先端電極２２とリング電極２１は０．５〜３．０ｃｍの間隔をとっ て配置される。同様に２腔ペースメーカーでは、単極性及び／又は双極極板は、 心房か冠状静脈洞に位置している。

より最近のペースメーカーモデルは、外部のプログラミングコマンドの制御の下 で単極性と双極極板構造の結合を採用するための適応性を有する。例えば、単極 のベーシングが双極感知と関連して選択される。本発明をペースメーカーとして 実施した場合は、種々の単極あるいは双極極構造またはそれらの結合構造のいず れでも採用できる。同様に、２つの電極が励起信号を供給して組織インピーダン スを測定するために用いられる。

図４ｂ、４ｃ、４ｄは本発明と関連して使用される他の電極構造を示す。もちろ ん電極の位置は、モニターされる組織に基く。しかし心臓組織インピーダンスの 測定においては、両方の電極を心臓組織に直接接触するように位置させる。図示 された電極構造は、心臓組織に励起信号を印加するためにそして心臓組織のイン ピーダンスを測定するために用いられる。しかし、他の組織を測定することもで きる。

３つの例はすべて、リード本体１２ａ、１２ｂ、１２ｃの遠位端に一対の密接に 一定の間隔をとって配置された電極を採用する。電極２１ａ、２２ａ（図４ｂ） は分割リング形態を取る。電極２１ｂ、２２ｂ（図４ｃ）は一対の密接に一定の 間隔をとって配置された矩形の電極である。電極２１ｃ、２２ｃ（図４ｄ）は中 央の小さい電極を囲んでいるリング電極の形態をとる。図４ｂ、４ｃ、４ｄの電 極は、リード本体あるいはペースメーカーハウジングに位置する他の電極と組み 合わせてＲ波感知と心臓ベーシング機能のために使用され得る。

もし本発明が他の組織タイプをモニターする装置の形で具体化されるならば、他 の電極構造が必要とされるかもしれない。そのようなリードに取り付けられる電 極は、モニターされる組織に個別に取り付けられるか、挿入される。例えば、現 存する市内電極、神経刺激電極等あるいはそれらの変形したものが用いられる。

図５は、本発明を実施した心臓ペースメーカーの実例を示す回路図である。オペ レーショナルアンプ３８は、上記引用されたＨｕｄｒｌｉｋ氏の出願で論じられ るようにフィールド密度クランプアンプとして作動する。アンプ３８は、基準電 極２１か２４へ接続する正の入力を有する。アンプ３８への負の入力は、先端あ るいは探針電極２２に接続する。先端電極２２は、システムのための仮想負荷イ ンピーダンスをセットするために使用される可変抵抗器４４を通して結合する。

抵抗４８によってアンプ３８のフィードバック経路が形成される。仮想負荷抵抗 を通して比例した電圧に電流を変換する。オペレーショナルアンプ３８は、同じ 電圧にその入力を保持する。それゆえに、組織−電極インタフェースにおける電 気的平衡状態の障害に応じて、アンプ３８は、等しい電位差でその入力を保持す るのに十分な量で電極２２を介して仮想負荷抵抗４４に電流を印加する。上記引 用したＨｕｄｒ　ｌ　ｉｋ氏の出願で述べられるように、電極２２に印加された 電流は、通過する減極波面の電力を示すとともに、電極組織インタフェースにお ける平衡状態を再確立する。動作においては、オペレーショナルアンプ３８は、 その出力に電圧信号を供給する。この電圧信号は、心臓の減極波面の通過に応じ て仮想負荷抵抗４４を介して印加された電流の量を示す。

少なくとも医療用で入力アンプが非常に高レベル入力インピーダンスを持つこと は、従来公知である。センスアンプの入力インピーダンスが少なくとも電源イン ピーダンスより高いオーダーでなければならないことを音道の生物医学工学設計 実務は示す。例えば、Ｃａｒｒ氏及びＢｒｏｗｎ氏によるＪｏｈｎ、Ｗｉ　ｌｅ ｙ＆５ｏｎｓ社発行（１９８１年）のｒＩｎｔｒｏｄｕｃｔｉｏｎ　ｔｏ　Ｂｉ 。

ｍｅｄｉｃａｌ　Ｅｑｕｉｐｍｅｎｔ　ＴｅｃｈｎｏｌｏｇｙＪ中のｒＢｉｏｅ ｌｅｃｔｒｉｃ　ＡｍｐｌｉｆｉｅｒｓＪ　（４１−４４ページ：記載は４２ペ ージ）を参照されたい。しかしながら本発明によれば、オペレーショナルアンプ ３８の入力インピーダンスは、電源インピーダンスよりも少ないために、仮想負 荷抵抗４４の調整によって可変される。心臓組織のケースでは、−４的にはＥＣ Ｇ信号で鋭く高められたピークに起因して５００−１０００オームの範囲にある 。

同様に低レベルの仮想負荷インピーダンスは、アンプが励起信号を印加し、組織 インピーダンスを示す信号出力を供給するために使用されるケースでも有益であ ると思われる。

本実施例ではＲ波をモニターしかつ組織のインピーダンスを測定するために、オ ペレーショナルアンプ３８を採用するが、本発明ではこれに限定されず、他の素 子を採用することもできる。また本実施例の回路に限定されず、他の回路を採用 することもできる。同様に本発明では、分離型のアンプをＲ波感知とインピーダ ンス測定値に採用できる。

本発明は従来のベーシングリードと電極と共に実施される。しかしながら、図示 されたオペレーショナルアンプ回路は、図４ｂ、４ｃ、４ｄで示されるように、 従来より小さい表面積の電極と共に使用できる。心臓の電極の表面積は、人間へ の使用のため１．０−１０．０ｍｍ２の範囲にあることが好ましい。最適の電極 サイズは、最適の電極サイズを有する電極物質によっても変化する。電極サイズ は、電極物質の伝導性が減少するにつれて概ね増加する。例えば、最適にはガラ ス状の炭素電極棒の活性表面は、対応する白金電極より幾分より大きい。採用す べき２１Ｍサイズは、適用によって変化するものであり、本発明の特定の適用と 関連させて経験的に決定すべきである。Ｈｕｄｒｌ　ｉ　ｋ氏の上記引用した米 国特許出願第０７／７３０，１６０号で述べられるように、オペレーショナルア ンプ３８は、刺激パルスを発生させるためにも使用される。本ケースでは、抵抗 ７０に掛かる電圧を発生させる制御信号発生器６４によって達成される。この電 圧（よ、オペレーショナルアンプ３８の正の入力に印加され、仮想負荷抵抗４４ を介するアンプ３８への供給電流を生じさせる。この供給電流は、等電位差にオ ペレーショナルアンプ３８の正負の入力を保持するのに十分なものである。仮想 負荷抵抗４４を介して供給される電流は、アンプ３８の正の入力に印加された信 号に対応する刺激パルスとなる。Ｈｕｄｒｌ　ｉｋ氏の上記引用した米国特許出 願で述べられるように、アンプ３８は、センスアンプ及び土カアンプとして作動 し、アンプ３８は刺激パルスの供給の後に、急速に電極／組織インターフェース を元の平衡状態に回復させる。信号発生器６４は、好ましくは調整可能な持続期 間の方形パルスを供給する。しかしながら、例えば正弦波、三角波、台形波等の 他の波形を採用することもできる。刺激信号を発生させるためにアンプ３８を使 用することの利点は、アンプ３８の出力能力によってのみ強制される任意波形の 刺激パルスの発生を許容することである。

励起信号の発生は、類似の態様で実行される。信号発生器６６．６８はそれぞれ 、周波数Ｆ−１、Ｆ−２の正弦波励起信号を供給する。好ましくは励起信号は、 アンプ３８の正の入力に抵抗器７０を介して印加された正弦波の信号形を取る。

対応してアンプ３８は、等しい電位差でその入力を保持するために、仮想負荷抵 抗４４を介して探針電極２２へ正弦波信号を供給する。好ましくはアンプ３８に よって組織に印加された励起信号の振幅は、関係する組織の電気的刺激のしきい 値を下まわる。およそ１−１−１Ｏ０の範囲の励起信号が、適切であると思われ る。

信号源６６．６８は同時にあるいは順次に起動される。電極２２と２１／２４の 間で測定される組織のインピーダンスは、仮想負荷抵抗４４を介して印加された 電流で示され、アンプ３８からの出力信号の振幅を変調する。従って励振信号を 印加している間のオペレーショナルアンプ３８の信号出力の振幅が、電極間の組 織のインピーダンスの測定値を与える。本実施例では複数の独立した電流Ｂ６４ ．６６．６８が図示しであるが、選択された励起周波数の合計された信号として 駆動される電流コンバーターに単一の電圧を掛けても動作可能である。

図示のように本発明者は、ベーシングと励起信号を発生させるためにオペレーシ ョナルアンプ回路を採用したが、本発明の他の実施例ではこれらの機能を果たす ために、他の電圧あるいは電流源を採用することが考えられる。本発明の他の実 施例では、分離型の電流か電圧源をベーシング及び励起信号の発生のために採用 することが考えられる。同様に本発明の他の実施例では、励起信号を供給しイン ピーダンスを測定するための分離型の回路だけでなく、ベーシングパルスの供給 とＲ波の感知のために分離型の回路を採用することが考えられる。

オペレーショナルアンプ３８の出力は、Ｒ波検知ブロック４０、周波数Ｆ−１に 同調させたフィルター４２、周波数Ｆ−２に同調させた第２のフィルター４６に 供給される。Ｒ波検出器４０の出力は、ペースメーカー制御／タイミング回路５ ０に結合され、心臓ベーシング及び種々の信号発生器６４．６６．６８の起動と 制御に必要な全てのタイミングと制御機能を果たす。フィルター４２．４６の出 力は、マルチプレクサ−５２に供給され、そしてその後ＡＤ変換器５４に供給さ れ、それによって生じる信号は、記・１と分析のためにデジタル化される。べ一 スメーカーの作用の全体的制御は、ランダムアクセスメモリ５８の中の記憶され たプログラミングの制御下でマイクロプロセッサ６２により供給される。プログ ラミング情報のランダムアクセスメモリ５８へのエントリーとランダムアクセス メモリ５８に記憶されたメモリの読出しは、マイクロプロセッサ６２が休止状態 にある間もデータ記憶を許容するダイレクトメモリアドレッシング回路６０によ って行なわれる。

ペースメーカーの作用は、電極２２が位置する心室の減極の感知で始まることに よって最もよく理解される。電極２２における電極−組織平衡状態の結果として 生じる障害は、アンプの入力を等電位差に保持するために、仮想負荷抵抗４４を 介するアンプ３８による電流の供給で生じる。アンプ３８の出力は、予め定めら れた感知閾値とその出力振幅を比較するＲ被検出器４０に結合される。Ｒ液検知 回路４０は、はとんどの心臓ペースメーカーで用いられている公知のものである 。アンプ３８の出力が比較する閾値は固定的か、先のＲ波の検出された振幅に基 いて変化する。ともかく、デジタルの信号（ＶＳ）はペースメーカー制御／タイ ミング論理回路５０にＲ被検出器４０によって供給される。

ペースメーカー制御／タイミング論理回路５０は、ペースメーカーの作用を制御 する基本的タイマーを含む。特に、マイクロプロセッサ６２が予め定められた時 間間隔をロードするための少なくとも１つのブロブラマブルタイマーを含む。

また、タイマーのリセット後の種々の予め定められた時間間隔の終了をデコード オるタイマーに関係するデコード論理回路も含む。また、心臓ベーシング機能の 実施に必要な種々の時間間隔を定義するために、ペースメーカー制御／タイミン グ論理回路５０は、各々個別に制御できる分離型のタイマーを含むようにしても よい。遅少限、ペースメーカー制御／タイミング回路５０は、隣接するベーシン グパルスの間隔と続くベーシングパルスから感知した減極を分離する間隔を示す 補充収縮間隔、↑１ｊ激パルスの供給に関連しその間Ｒ波検出器４０の出力が考 虜されないブランキング期間、Ｆ−１とＦ−２の信号源の起動を制御しアンプ３ ８を介して励起信号を供給する一個以上の時間間隔を供給する能力を有する必要 がある。

Ｒ被検出器４０による減極の検知あるいはベーシングパルスの供給に応じて、ペ ースメーカー制御／タイミング回路５０は、アドレス／データ／バス５６上に割 り込み信号を発生させ、マイクロプロセッサ６２を起動させ、マイクロプロセッ サ６２は結局法に続くベーシング間隔のための適切な値を算出し、そしてそれを アドレス／データバス５６を介してペースメーカー制御／タイミング回路にロー ドする。

インピーダンス情報を得るために、減極あるいはベーシングパルスの供給の検知 に続いて、ペースメーカー制御／タイミング回路も、信号源６６．６８起動させ るため信号線７４．７６上に信号を発生させる。上述のように、信号源６６．６ ８は順次にあるいは同時に起動され、そして好ましくは周波数Ｆ−１とＦ２の信 号を発生させる。励起信号の印加の間にアンプ３８の出力が、フィルター４２． ４６の入力に印加される。フィルター４２．４６はそれぞれＦ−］とＦ−２に同 調された搬送周波数を有する帯域フィルターである。マイクロプロセッサ６２の 制御の下でそれらの出力は、マルチプレクサ−５２に印加され、アナログ／デジ タルコンバーター５４によってデジタル化される。デジタル化された信号は、ダ イレクトメモリアドレッシング回路６０の制御の下でランダムアクセスメモリ５ ８に記憶される。

もし装置が減極か再分極の間の心臓組織及び／又は血液のインピーダンスを測定 するものであるならば、測定値はベーシングパルスの供給あるいは心室減極の感 知後すぐに初期化される。同様に、もし呼吸を測定するのであれば、インピーダ ンス測定値はこの時に処理される。

減極に関するインピーダンス変化のより完成した記録が望まれる場合には、イン ピーダンス測定値は、ベーシングパルスの供給と関連させた時間を除いて連続的 に処理される。測定されたインピーダンス値は、最も最近のデータが最も古いデ ータの上に重ねて記憶されるタイプのルーピングメモリに記憶される。このルー ピングメモリは好ま１バは少なくとも２００ミリ秒に渡る測定値を記憶する容量 を有する。インピーダンス測定値の分析あるいは従来のＲ波検出器によって自発 的減極の発生を検知した上で、１００ミリ秒あるいはそれより大きい遅延が、本 明細書に引用するＬａｎｇｅｒ氏等の米国特許第４，２２３，６７８号に開示さ れるシステムに類似しているこの時間間隔の後に凍結されたメモリに指定される 。分析のために利用できるデータは、減極前、中、後のインピーダンス測定値を 含む。

もし装置が減極より前の組織起源の状態を測定することを意図するならば、次の 減極の予想時間が算出され、信号源６６．６８は予想される減極より前に起動さ れ、受動的組織コンダクタンス特性の情報をもたらす。装置は減極期間の間に、 信号源６６．６８を起動させ、それは減極に関係するインピーダンス変化と比較 でき、虚血を数量化するか明示するのに使用されるベースラインデータを供給す る。

図示のように、フィルター４２．４６の出力はマルチプレクサ−５２に直接印加 される。しかしながらある実施例では、マルチプレクサ−５２に対して示す帯域 フィルターの出力の包絡線復調を行う搬送周波数Ｆ−１、Ｆ−２を取り除くため に、フィルター４２．４６の出力を低域フィルターに通すことが望ましい。どち らのケースでも、フィルター出力はランダムアクセスメモリ５８で記・障されて 、そして２つの選択された周波数で相対的インピーダンスを測定するために、マ イクロプロセッサ６２の制御下で分析される。

上述のように、測定されたインピーダンス値は、例えば虚血及び薬剤治療、同種 移植片拒絶反応及びリード破損あるいは絶縁劣化によって誘発される組織状態の 変化を検出するために採用される。例λば、心臓ペースメーカーの場合には、マ イクロプロセッサ６２は、２つの周波数における記憶されたインピーダンス値を 時間、日、週あるいは月間に渡って平均し、２つの周波数と測定されたインピー ダンス値を比較し、そしてこれらの延長した時間に渡る相対的平均インピーダン ス値に関して予め定められた変化の検知に応じて、検出された虚血を減らために 最小限あるいは基本ベーシングレートを増加させる。

２つの周波数の相対的測定されたインピーダンスの中の示された変化が、印加さ れた薬剤治療の機能として組織状態における変化を示す場合、マイクロプロセッ サ６２は、後日に医師に通知するために、外部へのテレメトリ−のために内部の フラッグをセットするようにしてもよい。また、図示は省略するが、ペースメー カーは、関連する皮下埋設された薬剤ディスペンサーに情報信号を与え、組織イ ンピーダンスの検出された変化に応じて薬剤治療の変調を許容するようになって いる。

インピーダンス測定値システムがベーシングレートの制御のために呼吸を測定す るために採用される場合、右心室２４とペースメーカーの本体電極内に位置する 電極２２が、電極の感知場内に位置すべき肺組織の実質的容量を許容するために 優先的に使用されるものと考えられる。そのような場合、同様にマイクロプロセ ッサ６２は、フィルター４２と４６の出力の処理を制御するが、採用されるタイ ムスケールは顕著に短い。例えば、選択された局部的インピーダンス極大の中央 に位置するフィルター４２の出力と局部的インピーダンス極小のために選択され たフィルター４６の出力間の測定差は、両方共ごく短時間に渡るそれらの振幅を 測定するために処理される。例えば、フィルターＦ−２の出力の振幅が、瞬時周 波数従属インピーダンス特性の測定値を引き出すために、フィルターＦ−１の出 力の振幅から減算される。瞬間的なインピーダンス特性の変調が測定され、周波 数従属インピーダンス特性の変調についての振幅とレートが呼吸速度及び／又は 、上記引用したＰｌｉｃｃｈｉ氏、Ｎａｐｐｈｏ１ｔｚ氏及びＡｌｔ氏の特許で 述べられたものと類似の態様で分時拍出量を算出するために使用される。

例えば、２つの励起周波数においての瞬間的なインピーダンス差を示す信号は、 デルタ変調器に印加され、測定された瞬間的なインピーダンス差の中の測定値か ら測定値への変化は、分通気の測定値を得るために短い時間（例えば３０秒）に 渡って合計される。上述のようにこのアプローチは、装置が皮下埋設された人の ために自己照合測定値システムを供給する。また２つの励起周波数における瞬間 的なインピーダンス差の個々の測定値から呼吸及び／又は分時拍出量の測定値を 得るために、上記引用されたＡｌｔ氏、Ｐｌｉｃｃｈｉ氏及びＮａｐｐｈＯ１ｔ ２氏の特許で採用されている信号処理技術のいずれでも採用できる。

図６は、幾分異なるインピーダンス測定値システムを採用する本発明の他の実施 例を示す。図５のシステムと同一の構成要素には共通の符号を付けてあり、追加 のあるいは代替の構造のみを以下に説明する。

図６のピンクノイズジェネレーター８０は、図５の信号源６６．６８と置換され たものである。同様に、可同調バンドパスフィルター８２．８４は、図５の固定 的バンドパスフィルター４２．４６と置換されたものである。フィルター８２． ８４の帯域通過特性の制御は、アドレス／データバス５６を介してマイクロプロ セッサ１６２によって供給される。例えば図示されたシステムでは、可同調バン ドパスフィルター８２．８４の周波数の選択は、ピンクノイズジェネレーター８ ０によって供給される周波数範囲を通しての初期走査に応じてなされる。

そのような走査に応じて、図３と関連した論じたように、局部的インピーダンス 極大と最小を示す周波数が認識され、フィルター８２．８４の搬送周波数を明確 に選択するために使用される。その後、装置の作用は、測定される組織を励起す る２つの分離信号源を順次にあるいは同時に起動させるのではな（、ピンクノイ ズジェネレーター８０を起動させる以外は、図４で図示された装置のそれに対応 するかもしれない。

第１の実施例では上述のように、可同調フィルター８２．８４の出力はランダム アクセスメモリ５８に記憶され、そして極小と極大の偏位が生じたかどうかを判 断するためマイクロプロセッサ６２によって分析される。周波数従属インピーダ ンス特性の偏位の発生が、基本的ベーシングの変化をトリガする。またあるいは 図５と関連して述べたような、他の修正動作がなされる。この場合、調整（ベー シングレートの増大あるいは薬剤処方計画の変更）は、正常の組織状態への復帰 を示すものとして組織の元の周波数依存インピーダンス特性を回復しようとする ものとなる。標準状態への復帰の検知により、ベーシングあるいは薬剤治療の変 動が、周波数従属組織インピーダンに続いて起こる変化の検知が終わるまで中止 される。

第２の実施例では、組織の周波数従属インピーダンスの変化の検知に応じて、可 同調バンドパスフィルター８２．８４の搬送周波数を変化させることによってピ ンクノイズジェネレーター８０に関する周波数を通しての新規な走査は、マイク ロプロセッサ６２の制御の下で行なわれるものと考えられる。そのようなケース で、局部的インピーダンス極小と極大の周波数偏移の測定値が、有用な追加の診 断情報を供給する。

図５．６で開示された本発明は、例えばＭｅｄｔｒｏｎｉｃ社の米国特許第４． ７５４，７５３号に記載されているような多重プロブラマブル、多重モード演算 処理システムで実行可能である。上述した種々のタイミング間隔と信号処理はソ フトウェアアルゴリズム制御の下で処理Ｗｉｔによって実行される。以上本発明 の詳細な説明してきたが、本発明はこれらの実施例に限定されない。例えば、図 示の実施例のデジタルやアナログ回路の機能はマイクロコンピュータで置換でき るものもある。また本発明によって発生するインピーダンス関連情報は広い診断 上の適用価値を有する。そのために本発明によるインピーダンス測定値の使用は 開示されていない治療にも広く効果を有する。

ＦＩＧ、Ｉ ＦＩＧ、　２ 周波数 ＦＩＧ、３ ＦＩＧ、４ｂ　ＦＩＧ、４ｃ　ＦＩＧ、４ｄ平成５年１１月２６日

Claims (22)

【特許請求の範囲】
1. （１）以下の要件からなる心臓ペースメーカー。 心臓のペーシンクパルスを発生させ、患者の心臓に上記心臓ペーシンクパルスを 供給するパルス発生手段、 上記ペーシンクパルスを発生させるレートを制御するために上記パルス発生手段 へ結合するタイミング手段、 以下の要件からなる上記患者の人体組識をモニターする手段、モニターすべき上 記組識と接触する一対の電極、上記一対の電極へ印加する電気信号を少なくとも 第１と第２の周波数で発生させる信号発生手段、 上記第１と第２の周波数において信号に反応し、上記第１と第２の周波数におけ る上記一対の電極間のインピーダンスを測定する測定手段、及び上記第１と第２ の周波数で測定したインピーダンスの関係の変化を検出する手段、及び 上記モニター手段及び上記タイミング手段に接続し、上記第１と第２の周波数の 上記測定したインピーダンスの関係における変化の検知に応じて上記ベーシング パルスを発生させる上記レートを可変させる手段。
2. （２）上記第１と第２の周波数はそれぞれ上記人体組識のインピーダンス極大と インピーダンス極小が生じる周波数である請求項１の心臓ペースメーカー。
3. （３）上記第１と第２の周波数が１０以上の因子によって区切られる請求項１の 心臓ペースメーカー。
4. （４）上記ペースメーカーは、上記ベーシングパルスの発生後の予め定められた 時間で上記モニター手段をを起動させる手段をさらに含む請求項１の心臓ペース メーカー。
5. （５）上記信号発生器手段は、各々上記第１と第２の周波数の一つを発生させる 第１、第２信号源を含む請求項１の心臓ペースメーカー。
6. （６）上記信号発生手段が、上記第１と第２の周波数を含んでいる周波数帯を越 えて電気信号を発生させるピンクノイズジェネレーターを含む請求項１の心臓ペ ースメーカー。
7. （７）選択的に上記第１と第２の周波数の信号の通過を許容する第１、第２の同 調バンドパスフィルター手段を含み、上記測定手段が、上記第１、第２バンドパ スフィルター手段の出力に反応する手段を含む請求項１、５、６のいずれかの心 臓ペースメーカー。
8. （８）上記モニター手段が、上記第１と第２の周波数で予め定められた時間に渡 り測定された上記インピーダンスの平均値を算出する手段を含み、上記検出手段 が、上記第１と第２の周波数で上記測定したインピーダンスの上記関係の変化を 検出するため上記平均値を比較する手段を含む請求項１の心臓ペースメーカー。
9. （９）上記モニター手段が、上記人体組識の機能と関連する上記第１と第２の周 波数で上記インピーダンスの変化を測定する手段を含み、上記検出手段が、上記 時間を超過する変化を検出する手段を含む請求項１の心臓ペースメーカー。
10. （１０）上記一対の電極を、上記患者の肺組識の相当の量が上記電極の間に存在 するように位置させ、上記モニター手段が、上記第１と第２の周波数で測定した 上記インピーダンスの上記関係の変調を測定する手段を含み、上記可変手段が、 上記測定した変調のレートの機能として上記ペーシンクパルスの発生レートを変 化させる手段を含む請求項１の心臓ペースメーカー。
11. （１１）少なくとも上記一対の電極の一つを心臓組織に隣接させ、上記モニター 手段が、上記第１と第２の周波数で測定した上記インピーダンスの上記関係の変 化を測定する手段を含み、上記可変手段が、測定した変化をに応じて上記ペーシ ンクパルスの発生レートを変化させる手段を含む請求項１の心臓ペースメーカー 。
12. （１２）少なくとも上記一対の電極の一つを心臓組織に隣接させ、上記パルス発 生手段を、上記一対の電極の少なくとも一つに結合させた請求項１の心臓ペース メーカー。
13. （１３）以下の要件からなる生理的モニター装置。 以下の要件からなる上記患者の人体組識をモニターする手段、モニターすべき上 記組識と接触する一対の電極、上記一対の電極へ印加する電気信号を少なくとも 第１と第２の周波数で発生させる信号発生手段、 上記第１と第２の周波数において信号に反応し、上記第１と第２の周波数におけ る上記一対の電極間のインピーダンスを測定する測定手段、及び上記第１と第２ の周波数で測定したインピーダンスの関係の変化を検出する手段、及び 上記第１と第２の周波数で測定された上記インピーダンスの上記関係における上 記検出された変化の徴候を供給するために上記モニター手段に接続する手段。
14. （１４）上記第１と第２の周波数はそれぞれ上記人体組識のインピーダンス極大 ヒインピーダンス極小が生じる周波数である請求項１３の装置。
15. （１５）上記第１と第２の周波数が１０以上の因子によって区切られる請求項１ ３の装置。
16. （１６）上記信号発生器手段は、各々上記第１と第２の周波数の一つを発生させ る第１、第２信号源を含む請求項１３の装置。
17. （１７）上記信号発生手段が、上記第１と第２の周波数を含んでいる周波数帯を 越えて電気信号を発生させる手段を含む請求項１３の装置。
18. （１８）選択的に上記第１と第２の周波数の信号の通過を許容する第１、第２の 同調バンドパスフィルター手段を含み、上記測定手段が、上記第１、第２バンド パスフィルター手段の出力に反応する手段を含む請求項１３、１６、１７のいず れかの装置。
19. （１９）上記モニター手段が、上記第１と第２の周波数で予め定められた時間に 渡り測定された上記インピーダンスの平均値を算出する手段を含み、上記検出手 段が、上記第１と第２の周波数で上記測定したインピーダンスの上記関係の変化 を検出するため上記平均値を比較する手段を含む請求項１３の装置。
20. （２０）上記モニター手段が、上記人体組識の機能と関連する上記第１と第２の 周波数で上記インピーダンスの変化を測定する手段を含み、上記検出手段が、上 記時間を超過する変化を検出する手段を含む請求項１３の装置。
21. （２１）上記一対の電極を、上記患者の肺組識の相当の量が上記電極の間に存在 するように位置させ、上記モニター手段が、上記第１と第２の周波数で測定した 上記インピーダンスの上記関係の変調を測定する手段を含む請求項１３の装置。
22. （２２）少なくとも上記一対の電極の一つを心臓組織に隣接させた請求項１３の 装置。