痛みを伴わない非刺激的リードインピーダンス測定

专利摘要:
本明細書は、特に、除細動電気ショックエネルギを対象物に伝達すべく構成された複数の電極と、前記電極に通信可能に接続されるとともに、非刺激的励起信号を用いて、前記電極のいずれか二つの間のインピーダンスを測定すべく構成されたインピーダンス測定回路と、前記インピーダンス測定回路に通信可能に接続されるとともに、ショックベクトルのインピーダンスを計算すべく構成されたコントローラとを備える装置について述べ、前記ショックベクトルは電気的に共に接続された第一電極及び第二電極と、第三電極とを備え、前記コントローラは、各電極が電気的に接続されていない時に、前記三つの電極の間で測定されたインピーダンスを用いて、前記インピーダンスを計算する。
公开号:JP2011505968A
申请号:JP2010537962
申请日:2008-12-11
公开日:2011-03-03
发明作者:エム． ムットネン、アンジェラ；ジェイ． リンダー、ウィリアム
申请人:カーディアック ペースメイカーズ， インコーポレイテッド；
IPC主号:A61N1-08

专利说明:

[0001] 本発明は、痛みを伴わない非刺激的リードインピーダンス測定に関する。]
背景技術

[0002] 植込み式医療機器（ＩＭＤ）は患者の体内に植込まれるように設計された機器を含む。これらの機器の例は、植込み式ペースメーカ、植込み式心臓除細動器（ＩＣＤ）、心臓再同期療法機器（ＣＲＴ）、及び二つ以上のこのような機能の組合わせを備える機器等の心機能管理（ＣＦＭ）機器を含む。これらの機器は電気療法または他の治療法を用いて患者を治療するため、あるいは患者の状態の内部モニタリングを介して患者の診断において医師または介護士を補助するために、用いることができる。機器は、患者体内の心臓の電気的活動を監視するために、一つ以上のセンスアンプに接続された一つ以上の電極を備え、ときには一つ以上の他の患者内部パラメータを監視するために一つ以上のセンサを備える。植込み式医療機器の他の例は、植込み式診断機器、植込み式ドラッグデリバリーシステム、あるいは神経刺激機能を備えた植込み式機器を含む。]
[0003] これらの機器が複雑さを増すにつれ、一つの機器に用いられるリードや電極の数が増加している。これにより、リードを構成する際の複雑さが増している。また、リードに接触不良がないか、あるいはリードに障害が生じていないかを判定することが望まれている。]
図面の簡単な説明

[0004] 心調律管理システムの一部の実施例を示す図。
リードインピーダンスを測定するためのシステムの一部の実施例を示す図。
インピーダンスを測定するための励起電流Ｉ及び得られる電圧Ｖの例を示す図。
心室ショックトライアッドベクトルのインピーダンスの回路モデルを示す図。]
実施例

[0005] 必ずしも一定の縮尺で描かれていない図面において、同様の符合は異なる図の同様の構成要素を示す。異なる末尾の文字を備える同様の符号は同様の構成要素の異なる例を示す。図面は一般に、例として、限定するものではない本明細書で説明するさまざまな例を示す。]
[0006] 図１は心調律管理システム１００の一部の実施例を示している。システム１００の多くの実施例は、体外式または植込み式ペースメーカ／除細動器、カーディオバータ、除細動器、これらの任意の組合わせ、あるいは心調律を利用または管理する任意の他のシステムを含む。] 図１
[0007] 心調律管理システム１００は、ペーシングリード線または除細動リード線１１５等の一つ以上の心内膜または心外膜のリード線を介して心臓１１０に接続された植込み式心調律管理機器１０５を備える。除細動リード線１１５は、第一除細動電極１２０Ａ又は第二除細動電極１２０Ｂを介して、除細動電気ショック（「ショック」）療法を実現させる等のために一つ以上の除細動電極を備える。除細動リード線１１５は、第一ペーシング電極１２５Ａ（例えば、「先端」電極）または第二ペーシング電極１２５Ｂ（例えば、「リング」電極）を介してペーシング治療を実現させる等のための付加的な電極も備えることができる。除細動電極１２０Ａ、Ｂ及びペーシング電極１２５Ａ、Ｂは、典型的には、一つ以上の心腔１１０に又はその近傍に配置される。除細動電極１２０Ａは右心室（ＲＶ）１４０に配置され、除細動電極１２０Ｂは右心房（ＲＡ）１３０に配置されて図示されている。]
[0008] 図１の実施例において、除細動リード線１１５は、各電極と、心調律管理機器１０５との間に独立した接続を設けるために、互いに絶縁された複数の導体を備える。一実施例において、除細動リード線は、第一ペーシング電極１２５Ａに又はその近傍において、螺旋体、鈎、あるいは類似の能動的または受動的固定機構等によって、心臓１１０に固定される。別の実施例において、心調律管理機器１０５は密閉されたハウジングを備え、ハウジングの一部は導電性の缶電極１５０を備え、缶電極はペーシングパルス又は除細動電気ショックを伝達するため、あるいは心臓の電気的活動信号を検出する等のために、心臓１１０に配置された電極の少なくとも一つと共に動作可能である。] 図１
[0009] いくつかの実施例において、電極は電気的に接続可能であり、複合電極を形成する。説明のための例として、ＲＡ電極１２０Ｂ及び缶電極１５０が電気的に接続され得る。システム１００は、ＲＶ電極１２０Ａと、複合電極１２０Ｂ、１５０との間に除細動電気ショックを供給する。これは、ときに心室ショックトライアッドベクトルと呼ばれる。同様に、ＲＶ電極１２０Ａ及び缶電極１５０が電気的に接続され得る。システム１００は、ＲＡ電極１２０Ｂと、複合電極１２０Ａ、１５０との間に除細動電気ショックを供給する。これは、ときに心房ショックトライアッドベクトルと呼ばれる。]
[0010] 本システムは、特に、心調律管理システムを提供し、該心調律管理システムは、痛みを伴う高電圧の除細動電気ショックを伝達することなく、除細動リードインピーダンスを測定する痛みを伴わない技術を提供する。結果として、測定を実施する際に患者が不快に感じることがないため、除細動リードインピーダンス測定は、ときに、定期的に、あるいは日常的にでさえ実施可能である。]
[0011] 図２は、リードインピーダンスを測定するためのシステム１００の一部の実施例を示す図である。第一除細動電極１２０Ａ及び第二除細動電極１２０Ｂが心臓１１０に接続されて示されている。心臓の抵抗２００が第一および第二除細動電極１２０Ａ、Ｂの間に配置されている。システム１００は、除細動電気ショックエネルギを発生する除細動出力供給源２０５を備える。除細動電気ショックエネルギは、高電圧ノード２１５と接地ノード２２０との間に接続された蓄積キャパシタ２１０に正の高電圧（例えば、約７００ボルトと、７５０ボルトとの間）として蓄積される。] 図２
[0012] 第一切替器２２５及び第二切替器２３０は、一実施例において、第一および第二除細動電極１２０Ａ、Ｂをそれぞれ接地ノード２２０に接続する絶縁ゲートバイポーラトランジスタ（ＩＧＢＴ）または他の切替装置である。一実施例において、第一切替器２２５は、第一除細動電極１２０Ａに接続されたコレクタと、コントローラ２３５等からの制御信号Ｓ１を受入れるように接続されたゲートと、接地ノード２２０に接続されたエミッタとを備える。第二切替器２３０は、第二除細動電極１２０Ｂに接続されたコレクタと、コントローラ２３５等からの制御信号Ｓ２を受入れるように接続されたゲートと、接地ノード２２０に接続されたエミッタとを備える。]
[0013] 第三切替器２４０及び第四切替器２４５は、一実施例において、高電圧ノード２１５を第一および第二除細動電極１２０Ａ、Ｂにそれぞれ接続するトライアック、サイリスタ、半導体制御整流素子（ＳＣＲ）、四層ダイオード、又は他の切替装置である。一実施例において、それぞれ第三切替器２４０及び第四切替器２４５の動作を制御するために、制御信号Ｓ３及びＳ４がコントローラ２３５から受信される。]
[0014] 第一ダイオード２５０は、第一除細動電極１２０Ａに接続されたカソードと、ノード２５２において、第一電流ソース又はシンク回路２５５および第一電圧測定回路２６０等のリードインピーダンス刺激及び測定回路に接続されたアノードとを備える。第二ダイオード２７０は、第二除細動電極１２０Ｂに接続されたカソードと、ノード２７２において、第二電流ソース又はシンク回路２７５および第二電圧測定回路２８０等のリードインピーダンス刺激及び測定回路に接続されたアノードとを備える。一実施例において、第一および第二電流ソース／シンク回路２５５及び２７５は、それぞれ、ノード２５２において第一ダイオード２５０のアノードと、ノード２７２において第二ダイオード２７０のアノードとの各々に接続された（例えば、多重化された）単一の回路内に結合される。別の実施例において、第一および第二電圧測定回路２６０及び２８０は、それぞれ、第一ダイオード２５０のアノードと、第二ダイオード２７０のアノードとの各々に接続される（例えば、多重化される）。他の実施例として、除細動リードインピーダンスの痛みを伴わない測定のシステム及び方法が、そのまま本願明細書に組込まれる１９９９年１月２５日に出願されたＬｉｎｄｅｒらの米国特許第６３１７６２８号明細書“Ｃａｒｄｉａｃ Ｒｈｙｔｈｍ Ｍａｎａｇｅｍｅｎｔ Ｓｙｓｔｅｍ ｗｉｔｈ Ｐａｉｎｌｅｓｓ Ｄｅｆｉｂｒｉｌｌａｔｉｏｎ Ｌｅａｄ Ｉｍｐｅｄａｎｃｅ Ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ”に記載されている。]
[0015] 電極１２０Ａ及び１２０Ｂを用いる電気経路に含まれるリード線のインピーダンスを測定するために、システム１００は、非刺激的な励起電流を電極の間に印加して、得られる電圧を測定する。励起電流は、ペーシング刺激の最小振幅よりも小さな振幅を有する、即ち、心臓脱分極を誘起しないほど十分に小さな振幅を有するため、非刺激的である。インピーダンスを求めるために、測定された電圧が励起電流で割られる。振幅がこのように小さな振幅であるため、システム２００は、痛みを伴う高電圧の除細動電気ショックを伝達することなく、除細動リードインピーダンスを測定する痛みを伴わない技術を提供する。]
[0016] 図３は、インピーダンスを測定するために用いられる励起電流Ｉおよび得られる電圧Ｖの例を示している。測定経路は一定の電気容量を備え得る。このため、励起電流Ｉは、電極１２０Ａ、１２０Ｂにおける電荷の蓄積を防ぐために、二相性波形３０５（例えば、正の位相及び負の位相）である。電圧測定回路３１０は得られる電圧Ｖを測定する。図３は、励起電流Ｉによって生じた電圧波形３１５も示している。二相性波形３０５の位相パルスは、時間がインピーダンス測定経路の充電時定数を許容するほどの幅を有するべきである。特定の実施例において、位相パルスは、８０マイクロ秒（μｓ）の幅と、８０マイクロアンペア（μＡ）の振幅を有する。インピーダンスを求めるために、測定電圧Ｖが励起電流Ｉで割られる。] 図３
[0017] 図２を参照すると、いくつかの実施例において、インピーダンス測定は四本のリード線測定であり、回路は、非刺激的励起電流を供給するための二つの測定点と、得られる電圧を測定するための二つの測定点とを用いる。いくつかの実施例において、インピーダンス測定は二本のリード線測定であり、回路は、電流を供給することと、得られる電圧を測定することとのために同一の二つの測定点を用いる。いくつかの実施例において、インピーダンスは脱分極の後の不応期中に測定されるが、励起電流が非刺激的であるため、これに限られない。] 図２
[0018] 図２のシステム１００はシステムの任意の二つの電極の間のインピーダンスを、痛みを伴わずに測定するために一般化され得る。特定の実施例において、システム１００は、任意の二つの電極（例えば、図１における電極１２５Ａ、１２５Ｂ、１２０Ａ、１２０Ｂ、１５０）をインピーダンス測定システム２００の電極１２０Ａ及び１２０Ｂに置き換えることを可能とする交換マトリックスを備える。医師または他の心臓治療の専門家は、測定システムを任意の与えられた除細動ショックベクトルのインピーダンスを測定するために用いることができる。また、測定システムは、任意のペーシングベクトルのインピーダンスを測定するために用いることができる。例えば、測定システムは、先端電極１２５Ａ及びリング電極１２５Ｂの間のインピーダンスを測定することができる。別の例示的実施例として、測定システムは、先端電極１２５Ａ及び缶電極１５０の間、あるいは、リング電極１２５Ｂ及び缶電極１５０の間のインピーダンスを測定可能である。] 図１ 図２
[0019] 電極が共に電気的に接続される時、複雑さが生じる。例えば、ＲＡ電極１２０Ｂ及び缶電極１５０が電気的に接続される場合、システム２００は、ＲＶ電極１２０Ａと、電気的に接続されたＲＡ−缶電極との間のベクトル（例えば、心室ショックトライアッドベクトル）に沿ってショックを伝達するように構成される。ＲＶ電極１２０Ａ及びＲＡ電極１２０Ｂの間のインピーダンスを単純に測定するだけでは、ベクトルインピーダンスの正確な測定値は得られない。]
[0020] 図４は、心室ショックトライアッドベクトルのインピーダンスの回路モデルを示している。Ａ点は缶電極１５０であり、Ｂ点はＲＡ電極１２０Ｂであり、Ｃ点はＲＶ電極１２０Ａである。ＲＶ電極１２０Ａと、電気的に接続されたＲＡ−缶電極との間のインピーダンスは、抵抗Ｒ２と並列な抵抗Ｒ１を抵抗Ｒ３に加えたもの、即ち、（Ｒ１｜｜Ｒ２）＋Ｒ３である。従って、Ｂ点及びＣ点の間のインピーダンスを単純に測定することは、並列の抵抗を計上することに失敗する。インピーダンスを決定するために、システムは、各点が電気的に接続されていない時に、三点の間のインピーダンスを測定する。その後、ショックトライアッドベクトルインピーダンスは、導出される方程式を用いて決定される。] 図４
[0021] Ｍ（ＡＢ）、Ｍ（ＢＣ）、及びＭ（ＡＣ）は、ショックトライアッドベクトル測定において実施された測定の値である。]
[0022] 三つの測定値により、以下のような三つの未知数を有する三つの方程式が得られる。]
[0023] Ｍｌ＝Ｍ（ＡＢ）、Ｍ２＝Ｍ（ＢＣ）、Ｍ３＝Ｍ（ＡＣ）とすると、ショックトライアッドインピーダンス（Ｒｌ｜｜Ｒ２）＋Ｒ３は以下のようになる。]
[0024] システムは三つの測定Ｍｌ、Ｍ２、Ｍ３を実施し、コントローラ２３５はショックトライアッドベクトルインピーダンスを決定できる。心房トライアッドベクトルインピーダンスは、同様に決定できる。電極は、三つの測定Ｍｌ、Ｍ２、及びＭ３が完了した後、ショックトライアッドベクトルに従って電気的に接続される。システム２００は計算されたインピーダンスを外部システムに通信可能である。]
[0025] 上述の詳細な記載は、詳細な記載の一部を形成する図面に対する参照を含む。図面は、説明のために、本発明が実施可能である特定の実施形態を示している。これらの実施形態も、本明細書において例として参照される。本明細書において参照される全て出版物、特許、及び特許明細書は、独立して参照により組込まれるように、全て参照により本明細書に組込まれる。本明細書と、参照により組込まれる明細書との間の一貫性のない使用法が存在する場合には、組込まれた参考文献の使用法は本明細書の使用法の補助的なものであるとしてみなされ、一致しない矛盾点に対しては、本明細書の使用法が支配する。]
[0026] 本明細書において、「ａ」又は「ａｎ」といった用語は、特許明細書において共通的であるように、任意の他の例や、「少なくとも一つ」又は「一つ以上」の使用と関係なく、一つ以上を含むものとして用いられる。本明細書において、「または」という用語は、特に指示しない限り、非排他的に言及する、即ち、「ＡまたはＢ」は、「ＡであるがＢでない」、「ＢであるがＡでない」、及び「Ａ及びＢ」を含む。特許請求の範囲において、「含む」及び「その中において」という用語は、「備える」及び「その中において」の各用語の一般的な英語の均等物として用いられる。また、特許請求の範囲において、「含む」や「備える」等の用語は非限定的な表現であり、即ち、請求項におけるこのような用語の前に列挙される要素以外の要素を含むシステム、装置、物品、又はプロセスは、依然として特許請求の範囲内にあることを意図する。さらに、特許請求の範囲において、「第一」、「第二」、及び「第三」等の用語はラベルとして用いられるに過ぎず、その対象物に関する数的な要求を課すものではない。]
[0027] 本明細書において述べた方法の実施例は、少なくとも部分的に機械またはコンピュータ実装されることができる。いくつかの実施例は、電子機器に上述の実施例で記載されたような方法を実施させるべく動作可能な命令でエンコード化されたコンピュータ読取り可能媒体または機械読取り可能媒体を含む。このような方法の実装方法はマイクロコード、アセンブリ言語コード、高級言語コード等のコードを含む。このようなコードは、様々な方法を実施するためのコンピュータ読取り可能命令を含む。コードはコンピュータプログラム製品の一部を形成しても良い。さらに、コードは、実行中または他の時点で、一つ以上の揮発性または不揮発性のコンピュータ読取り可能媒体上に明白に保存しても良い。これらのコンピュータ読取り可能媒体は、限定しないが、ハードディスク、取外し可能磁気ディスク、取外し可能光ディスク（例えば、コンパクトディスク及びディジタルビデオディスク）、磁気カセット、メモリーカード、メモリースティック、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）、リードオンリーメモリ（ＲＯＭ）、及び同様なものを含む。]
[0028] 上述の記載は説明のためのものであって、限定するものではない。例えば、上述の実施例（又はその一つ以上の態様）は、互いに組合わせて用いることができる。上述の記載を読むことによって当業者は他の実施例を用いることができる。要約書が米国特許法に適合するように提供され、読者が技術的開示の本質を迅速に確認することを可能とする。要約書は、特許請求の範囲または意図を解釈または限定するために用いるものではない。また、上述の詳細な記載において、本開示を簡素化するために、様々な特徴が共にグループ化され得る。特許請求されない開示特徴が任意の請求項にとって絶対必要であると解釈されるべきではない。むしろ、発明の主題は、特に開示された実施例の全ての特徴よりも少ない特徴にある。従って、特許請求の範囲は詳細な説明に組込まれ、各請求項は独立した実施例としてそれ自身に基づく。本発明の権利範囲は、このような特許請求の範囲が権利を付与する均等物の全範囲と共に、特許請求の範囲を参照して判断されるべきである。]

权利要求:

請求項1
除細動電気ショックエネルギを対象物に伝達すべく構成された複数の電極と、前記電極に通信可能に接続されるとともに、非刺激的励起信号を用いて前記電極のいずれか二つの間のインピーダンスを測定すべく構成されたインピーダンス測定回路と、前記インピーダンス測定回路に通信可能に接続されるとともに、ショックベクトルのインピーダンスを計算すべく構成されたコントローラとを備える装置であって、前記ショックベクトルは、共に電気的に接続された複数の電極と、少なくとも一つの他の電極とを備え、前記コントローラは、各電極が電気的に接続されていない時に前記電極の間で測定されたインピーダンスを用いて、前記ショックベクトルのインピーダンスを計算する装置。
請求項2
前記複数の電極は第一電極と第二電極とを備え、前記他の電極は第三電極であり、前記第一、第二、及び第三電極は、前記第三電極と、電気的に接続された前記第一および第二電極との間に除細動電気ショックエネルギを伝達するように、ショックトライアッドベクトルを形成する、請求項１に記載の装置。
請求項3
前記インピーダンス測定回路は非刺激的二相性励起信号を供給すべく構成された励起信号発生器を備える、請求項１又は２に記載の装置。
請求項4
前記励起信号発生器は、１００マイクロ秒（１００μｓ）より短い位相パルス幅を有する二相性励起信号を供給すべく構成される、請求項３に記載の装置。
請求項5
前記励起信号発生器は１００マイクロアンペア（１００μＡ）より小さな振幅を有する非刺激的電流を印加すべく構成され、前記インピーダンス測定回路は印加された前記非刺激的電流により生じる電圧を測定すべく構成された電圧測定回路を備える、請求項３又は４に記載の装置。
請求項6
前記インピーダンス測定回路に通信可能に接続されたコントローラを備え、該コントローラは脱分極の後の不応期外にインピーダンス測定を開始すべく構成される、請求項１から５のいずれか一項に記載の装置。
請求項7
共に電気的に接続された前記複数の電極は、缶電極と、心腔に配置された電極とを備える、請求項１から６のいずれか一項に記載の装置。
請求項8
前記インピーダンス測定回路は植込み式心臓除細動器（ＩＣＤ）に設けられ、前記ＩＣＤは導出された前記インピーダンスを他の機器に通信すべく構成される、請求項１から７のいずれか一項に記載の装置。
請求項9
前記インピーダンス測定回路は、電気的ペーシング治療を実現するために用いられる電極に、前記インピーダンス測定回路を通信可能に接続するために、切替回路を備える、請求項１から８のいずれか一項に記載の装置。
請求項10
前記インピーダンス測定回路は切替回路を備え、前記コントローラは、前記非刺激的励起信号を伴ってインピーダンス測定を開始する前に、前記複数の電極を互いに電気的接続を断つべく、かつ前記ショックベクトルを形成するために前記インピーダンス測定の後、前記複数の電極を電気的に再接続すべく構成される、請求項１から９のいずれか一項に記載の装置。
請求項11
前記インピーダンス測定回路は、非刺激的励起電流を印加するために二つの電極を用い、かつ得られる電圧を測定するために前記二つの電極を用いる、請求項１から１０のいずれか一項に記載の装置。
請求項12
除細動電気ショックエネルギを対象物に伝達するためにショックベクトルを形成する工程であって、前記ショックベクトルは共に電気的に接続された複数の植込み式電極と、少なくとも一つの他の電極とを備える工程と、植込み式医療機器を用い、前記ショックベクトルの電極の各対の間のインピーダンスを、非刺激的励起信号を用いて測定する工程であって、前記インピーダンスは、各電極が別の電極に電気的に接続されていない間に測定される工程と、測定された前記インピーダンスを用いて前記ショックベクトルのインピーダンスを導出する工程とを備える方法。
請求項13
ショックベクトルを形成する工程は、共に電気的に接続された第一及び第二電極と、第三電極とを備えるショックトライアッドベクトルを形成する工程を備え、前記インピーダンスを導出する工程は、前記第三電極と、電気的に接続された前記第一および第二電極との間のインピーダンスを得る工程を備える、請求項１２に記載の方法。
請求項14
非刺激的励起信号を用いてインピーダンスを測定する工程は、二相性励起信号を用いてインピーダンスを測定する工程を備える、請求項１２又は１３に記載の方法。
請求項15
二相性励起信号を用いてインピーダンスを測定する工程は、１００マイクロ秒（１００μｓ）より短い位相パルス幅を有する二相性励起信号を用いてインピーダンスを測定する工程を備える、請求項１４に記載の方法。
請求項16
非刺激的励起信号を用いてインピーダンスを測定する工程は、１００マイクロアンペア（１００μＡ）より小さい振幅を有する非刺激的電流を印加する工程と、得られる電圧を測定する工程とを備える、請求項１４又は１５に記載の方法。
請求項17
非刺激的励起信号を用いてインピーダンスを測定する工程は、脱分極の後の不応期外にインピーダンスを測定する工程を備える、請求項１２から１６のいずれか一項に記載の方法。
請求項18
ショックベクトルを形成する工程は、心腔に配置された電極に電気的に接続された缶電極を含むショックベクトルを形成する工程を備える、請求項１２から１７のいずれか一項に記載の方法。
請求項19
前記導出されたインピーダンスを別の機器に通信する工程を備える、請求項１２から１８のいずれか一項に記載の方法。
請求項20
前記ショックベクトルの各対の間のインピーダンスを測定する工程は、前記非刺激的励起信号を伴って前記インピーダンスを測定する前に、前記複数の電極を互いに電気的接続を断つ工程と、前記測定の後、前記ショックベクトルを再形成するために、前記複数の電極を電気的に再接続する工程とを備える、請求項１２から１９のいずれか一項に記載の方法。