(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
患者の呼吸筋系からＥＭＧを測定するための検出用リードを有する心臓ペースメーカであって、更に
前記の検出用リードから受信される信号から決定を行ってＥＭＧの移動時間平均値を与えるための信号解釈手段、
前記の移動時間平均値から平均傾斜値、最大傾斜値及びデルタ値、又はそれらのいずれかの値を決定するための処理手段、
第１及び第２のしきい値を設定するためのしきい値保持手段、
続いて起こる処理されたＥＭＧ信号振幅が前記の第１のしきい値を超えた時点としての吸気時間の開始、即ちＢＩＴ、及び
前記のＥＭＧ信号振幅が前記の第２のしきい値より下に低下した時点としての吸気時間の終了、即ちＥＩＴの一方又は両方を決定するための吸気時間測定手段、並びに
最初のＥＩＴと次に続くＥＩＴとの間の又は最初のＢＩＴと次に続くＢＩＴとの間の時間量に基づいて換気量率を決定するための換気量率処理手段、
を含んでいる心臓ペースメーカ。
【請求項２】
前記の換気量率処理手段が更に、
前記の平均傾斜値、最大傾斜値又はデルタ値の一つ又は組合せに基づいてある値を与えるための一回換気量指数手段、
前記のＥＩＴ及びＢＩＴ時間、又はそのいずれかから全呼吸時間を決定するための手段、並びに
一回換気量指数値を全呼吸時間で除算して分時換気量に対応する値を生成すること、
を含んでいる、請求項１に記載のペースメーカ。
【請求項３】
分時換気量に対応する前記の値が呼吸ごとに更新される、請求項２に記載のペースメーカ。
【請求項４】
前記の換気量率処理手段からの前記の換気量率が、植え込まれたときに前記のペースメーカが供給することのできる心榑調整用パルスのタイミングを調整するために信号値を歩度決定用処理装置に供給する、請求項１ないし３のいずれかのペースメーカ。
【請求項５】
心臓の検出された自然の脱分極の欠如の際に心搏調整用逸脱期間の終了時に歩度制御信号により変更可能な制御された歩度で患者の心臓を心搏調整するための手段、心臓の自然の脱分極を検出して前記の逸脱期間をリセットするための手段、心榑調整用パルスを患者の心臓に導くために前記の心搏調整するための手段および検出する手段を心筋組織に結合するための且つ前記の検出する手段に対する患者の心臓の自然の電気的脱分極を含んでいる電極・導線手段、呼吸筋組織への固定のためのリード、並びにこれからＥＭＧを読み取るための且つＥＭＧ処理手段を有する手段、を有する歩度応答式応需型ペースメーカであって、呼吸分時換気量を決定するための前記のＥＭＧ処理手段が更に、
筋電図信号を増幅し且つ帯域フィルタリングするための手段、
増幅され且つ帯域フィルタリングされた筋電図信号を整流し且つ移動時間平均処理するための手段、
連続した移動時間平均処理された筋電図信号の吸気時間、呼気時間、及び全呼吸時間、又はそれらのいずれかの時間を決定するための手段、
前記の移動時間平均ＥＭＧ信号の平均傾斜値、ピーク傾斜値及びデルタ値、又はそれらのいずれかの値に基づいて一回換気量指数値を決定するための手段、並びに、
前記の一回換気量指数及び前記の全呼吸時間に関係する関数として前記の歩度制御信号を発生するための手段、
を有している、歩度応答式応需型ペースメーカ。
【請求項６】
心臓の検出された自然の脱分極の欠如の際に心搏調整用逸脱期間の終了時に歩度制御信号により変更可能な制御された歩度で患者の心臓を心搏調整するための手段、
心臓の自然の脱分極を検出して前記の逸脱期間をリセットするための手段、
心搏調整用パルスを患者の心臓に導くために前記の心搏調整するための手段及び検出する手段を心筋組織に結合するための且つ前記の検出する手段に対する患者の心臓の自然の電気的脱分極を含んでいる電極・導線手段、
呼吸に関連して呼吸筋組織で発生した筋電図信号を前記の心榑調整するための手段に導くための電極手段、並びに
前記の筋電図信号に応答して、繰り返し発生する筋電図信号の移動時間平均信号処理により呼吸分時換気量を決定することのできる筋電図信号処理手段、
を含んでいて、前記の筋電図信号処理手段が更に、
筋電図信号を増幅し且つ帯域フィルタリングするための手段、
増幅され且つ帯域フィルタリングされた筋電図信号を整流し且つ移動時間平均処理するための手段、
連続した移動時間平均処理された筋電図信号に対する値を呼吸ごとの基準で決定するための手段、
前記の移動時間平均ＥＭＧ信号の平均傾斜値、ピーク傾斜値及びデルタ値、又はそれらのいずれかの値に基づいて一回換気量指数値を決定するための手段、
前記の一回換気量指数値の信号に基づいて全呼吸時間を決定するための手段、並びに
前記の一回換気量指数値及び前記の全呼吸時間に関係する関数として前記の歩度制御信号を発生するための手段、
を含んでいる歩度応答式応需型ペースメーカ。
【請求項７】
前記の心搏調整するための手段が更に、呼吸筋組織を有する体組織への能動的固定のために構成された、ケースから延長する少なくとも一つの第１電極手段を有する前記のケース、及び心筋と密接に関連した体組織への能動的固定のために構成された第２の電極手段を保持している前記のケースから延長するリードを含んでおり、且つ
前記のケースの前記の第１電極手段が呼吸筋組織に結合されるように構成され且つ前記の第２の電極手段が患者の心臓に取り付けられるように構成されている請求項６に記載の歩度応答式応需型ペースメーカ。
【請求項８】
前記の心搏調整するための手段が更に、体組織への能動的固定のために構成された、ケースから延長する少なくとも一つの第１電極手段を有する前記のケース、及びこのケースから延長しており且つ体組織への能動的固定のための第２電極手段を保持しているリード上における更なる電極手段を含んでおり、且つ前記の第１及び更なる電極手段がそれぞれ患者の心臓及び患者の呼吸筋系に電気的に結合されるように構成されている、
請求項６に記載の歩度応答式応需型ペースメーカ。
【請求項９】
制御された心搏調整歩度で患者の心臓を心搏調整するための手段、
少なくとも一方が患者の呼吸筋系の近傍において血管内に配置されるように構成された一対の隔置された電極手段、
前記の電極手段に結合され、吸気及び呼気、又はそのいずれかと関連した呼吸筋系の筋電図を検出するための手段、
患者の分時換気量を表している歩度制御測度を与えるために筋電図信号を処理するための手段、
を含んでおり、前記の筋電図信号を処理するための手段が更に、
筋電図信号を増幅し且つ帯域フィルタリングするための手段、
増幅され且つ帯域フィルタリングされた筋電図信号を整流し且つ移動時間平均処理するための手段、
連続した移動時間平均処理された筋電図信号の吸気時間、呼気時間及び全呼吸時間に対する値を決定するための手段、並びに
前記の吸気時間値、呼気時間値、及び全呼吸時間値のうちの少なくとも一つのものの関数として前記の歩度制御信号を発生するための手段、
を含んでいる歩度応答式応需型ペースメーカ。
【請求項１０】
吸気時間値、呼気時間値及び全呼吸時間値を決定するための前記の手段が更に、
吸気時間相の期間中における増幅され且つ帯域フィルタリングされた筋電図信号の傾斜の移動時間平均値を発生するための手段、
処理された筋電図信号のピーク振幅値の移動時間平均を発生するための手段、並びに
移動時間平均傾斜値及びピーク値を使用して、連続した処理された筋電図信号が第１しきい値を超えた時に吸気時間の開始を決定し且つ処理された筋電図信号のピーク振幅が第２しきい値より下に低下した時に吸気時間の終了を決定するために前記の第１しきい値及び前記の第２しきい値を設定し、これにより吸気時間が前記の第１及び第２しきい値を通過する処理された筋電図信号の続いて起こる軌跡間の経過時間によって決定され且つ前記の呼気時間が前記の第２しきい値と前記の第１しきい値との間の処理された筋電図信号の続いて起こる軌跡間で経過した時間から決定されるようにするための手段、
を含んでいる、請求項９に記載の歩度応答式応需型ペースメーカ。
【請求項１１】
逸脱期間タイミングにより決定される歩度で心榑調整パルスを与えるためのパルス発生器および逸脱期間タイミング手段を含んでいる制御された心搏調整歩度で患者の心臓を心搏調整するための手段、
前記のパルス発生器から患者の心臓まで延長しており且つ心搏調整パルスを心臓に印加してこれから電気的心臓信号を検出するために少なくとも一つの心搏調整・検出用電極を有している手段及び心搏調整用リード手段、
少なくとも一つの検出用電極を呼吸筋に近接して又は呼吸筋中へ配置してここからのＥＭＧ信号を前記のパルス発生器に導くために電極手段を配置されているＥＭＧ検出用リードであって、血管内で前記のパルス発生器に近接した点に配置され、患者の静脈系統内で所定の経路を通って延長し、静脈系統を出てそして選択された呼吸筋系に近接した点で静脈系統を出て、選択された呼吸筋系に近接して又はこれの中へ前記の電極を配置するように構成された前記のＥＭＧ検出用リード、
患者の分時換気量を表している歩度制御信号値を与えるために前記のＥＭＧ信号を処理するための手段であって、
ＥＭＧ信号を増幅し且つ帯域フィルタリングするための手段、
増幅され且つ帯域フィルタされたＥＭＧ信号を整流し且つ移動時間平均処理するための手段、
連続した移動時間平均処理されたＥＭＧ信号の吸気時間、呼気時間及び全呼吸時間を決定するための手段、並びに
前記の吸気時間の値、呼気時間の値及び全呼吸時間の値のうちの少なくとも一つのものの関数として前記の歩度制御信号の値を使用するための手段、
を含んでいる前記のＥＭＧ信号を処理するための手段、
を含んでいる歩度応答式応需型ペースメーカ。
【請求項１２】
逸脱期間タイミング手段により決定される歩度で心搏調整パルスを供給するためのパルス発生器及び逸脱期間タイミング手段、及び前記のパルス発生器から患者の心臓まで延長しており且つ心搏調整パルスを心臓に印加してここからの電気的心臓信号を検出するために少なくとも一つの心搏調整・検出用電極を有している心搏調整用手段を含んでいる制御された心搏調整歩度で患者の心臓を心榑調整するための手段、
前記の心搏調整用リード手段に結合されたＥＭＧ検出用リード手段であって、前記の心搏調整用リード手段の遠位部分に配置された少なくとも一つのＥＭＧ電極、及びＥＭＧ信号を前記のパルス発生器に導くために前記のＥＭＧ電極から前記の心搏調整用リード手段の近位端部まで延長している少なくとも一つの絶縁ＥＭＧセンス導線を含んでいて、前記の心搏調整用リード手段が患者の心臓の心室内の経静脈法で配置されるように構成されており、且つ更に前記の心搏調整・検出用電極から前記のパルス発生器まで延長した少なくとも一つの絶縁ペース・センス導線を含んでおり、且つ前記のＥＭＧ検出用リード手段が心筋壁を通して心室の内部から心室の外部に延長されるように構成されていて前記の遠位部分及びＥＭＧ検出用電極を患者の横隔膜と接触させて配置することができて、吸気と関連した横隔膜のＥＭＧを検出することができるようになっている前記のＥＭＧ検出用リード手段、
患者の分時換気量を表している歩度制御信号値を与えるためにＥＭＧ信号を処理するための手段であって、
ＥＭＧ信号を増幅し且つ帯域フィルタリングするための手段、
増幅され且つ帯域フィルタリングされたＥＭＧ信号を整流し且つ移動時間平均処理するための手段、
連続した移動時間平均処理されたＥＭＧ信号の吸気時間値、呼気時間値及び全呼吸時間値を決定するための手段、並びに
前記の吸気時間値、呼気時間値及び全呼吸時間値の関数を前記の歩度制御信号として使用するための手段、
を含んでいる前記のＥＭＧ信号を処理するための手段、
を含んでいる歩度応答式応需型ペースメーカ。
【発明の詳細な説明】
発明の背景
１．発明の分野
この発明は心臓ペースメーカに、更に詳しくは、患者の代謝要求量、特に呼吸分時換気量に基づいて心搏調整歩度（ペーシング・レート）を変える歩度（心拍：レート）応答式ペースメーカに関係している。
２．従来技術の説明
近年、代謝エネルギー生成量の増大を生理学的に測定して歩度（レート）応答式ペースメーカの心搏調整歩度を制御するために、血液酸素飽和度、血液ｐＨ、中心核温度、血圧及びその誘導量、心臓鼓動量、平均心房率、及び患者の運動中の物理的活動度を含む、代謝要求量を推定するための種々のセンサ及び方策が必要とされてきた。
周知のことであるが、心臓血管及び呼吸系は血液気体及び代謝恒常性を維持するために協力してそれらの活動を増大又は減小する。すべての種類の患者は身体的、感情的及び精神的緊張によりその呼吸努力を増大する傾向がある。理想的は、臨床患者の換気量を測定するために、実際の呼吸量、すなわち分時換気量が測定されるべきである。臨床実施においては、これはかさばった装置、例えば肺活量計又は空気流速計を利用して行われ得るが、この装置は吸い口、マスク、又は気管内の管により患者の気道に物理的に接続されなければならない。不幸にもそのような方式は患者における長期の実施のためには実用的でない。それゆえに、患者の呼吸努力のある種の測度を与えるために、内部的に且つ連続的に検出され得る呼吸努力率が創り出されなければならない。分時容量／分時換気量の呼吸率にある種の方法で依存し又は関係づけられたレート応答式ペースメーカを実現するために過去において種々の方策が提案されてきた。
心搏調整関連においては、初めの提案の一つは胸部横断電極を使用してインピーダンス体積変動信号を発生し、これを周波数−直流変換器において変換して、心房−心室順次式ペースメーカの心搏調整歩度を制御する信号を発生することであって、これはクラスナ（Ｋｒａｓｎｅｒ）外に対する米国特許第３５９３７１８号に記述されている。
植込み可能な胸部横断電極を使用して歩度制御信号を発生するインピーダンス体積変動記録法も又プリッキ（Ｐｌｉｃｃｋｉ）及びカンドゥッチ（Ｃａｎｄｕｃｃｉ）に対する米国特許第４５９６２５１号から知られている。この従来技術のペースメーカは補助リードを用いた胸部インピーダンス測定により呼吸率を導出している。又、ナップホルツ（Ｎａｐｐｈｏｌｚ）外に対する米国特許第４７０２２５号には、患者の胸膜腔の近傍における血管内に配置された電極から、患者の分時容量の関数である胸膜圧の関数として変化するインピーダンス信号を抽出することが提案されている。
ＥＰＯ特許出願番号第０２２６１６４号から見られるように、心臓作用信号の振幅変動の検出を含む、呼吸信号を得る他の諸方法が最近提案された。
心搏調整パルス供給中の電圧降下を測定してインピーダンス信号を導出することも又、レコルム（Ｌｅｋｈｏｌｍ）外に対する米国特許第４７７６３３８号、第４６９４８３０号及び第４６９７５９１号において提案されている。ハインツエ（Ｈｅｉｎｚｅ）外に対する米国特許第４８０５６２１号及び第４８２３７９７号においては、インピーダンス信号を高域及び低域フィルタに通して組織コンダクタンスに起因する変動から呼吸に対する変動を分離することがインピーダンス体積変動記録関係信号の処理において提案されている。
カンドゥッチ（Ｃａｎｄｕｃｃｉ）に対する更なる米国特許第４９６１４２３号においては、特定の筋電図すなわちＥＭＧ（筋肉活動と関連した電気信号の図表）信号処理回路部を通常の心臓ペーシング（心搏調整）リードシステムと関連して使用して、患者の心臓と接触した電極間で反射されたものとしての患者の呼吸を反映する制御信号を導出することが提案されている。特定のフィルタ使用及び信号処理によって、心電図（ＥＣＧ）信号からＥＭＧ信号を且つ心搏調整用チップ及びカン電極対間で又はＥＭＧの検出専用の別個の電極間で拾い上げられた集成信号から心搏調整用刺激インパルスを分離することが提案されている。胸郭の筋肉組織の筋電位が呼吸との関連した機械的移動によって振幅変調されること及び筋肉組織が呼吸により振幅変調された広範囲スペクトル雑音源としてモデル化され得ることが仮定されている。広範囲スペクトル雑音源の誘因には患者の身体的活動、患者の心臓の鼓動、及び患者の呼吸率に一部分起因する心臓におけるチップ電極の機械的移動又は変位と共に、患者の心臓の頂部に最も接近した隔膜筋肉自体の筋電気寄与分が含まれている。信号処理回路部はパワースペクトルのスペクトルピークにおける周波数偏位を高周波における同時発生の偏位と共に、活動的呼吸が、心臓及び心内膜のリードシステムに作用する隔膜自体の特性に起因して周波数領域において比較的狭い通過帯域へパワーを移動させるという学説に基づいて検出しようと努める。
他の研究者は他のセンサ技術及び配置を提案している。フンケ（Ｆｕｎｋｅ）は、１９７５年「ビオメディッシェ・テヒニク（Ｂｉｏｍｅｄｉｓｃｈｅ  Ｔｅｃｈｎｉｋ）」に発表された「負荷依存性周波数調整を伴ったペースメーカ（Ｅｉｎ  Ｈｅｒｚｓｃｈｒｉｔｍａｃｈｅｒ  ｍｉｔ  Ｂｅｌａｓｔｕｎｇｓａｂｈａｎｇｉｇｅｒ  Ｆｒｅｇｕｅｎｚｒｅｇｕｌａｔｉｏｎ）」において胸膜下又は胸郭下圧力を監視するためのマイクロホンの使用について報告した。この論文においてフンケは又、横隔膜又は肋間筋肉組織における電気的活動度の検出に基づいたシステムを示唆し、且つ排除している。
比較的最近、ゲッツェル（Ｇｅｔｚｅｌ）外は、「ＩＥＥＥ  Ｒｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ  ｏｆ  ３２ｎｄ  ＣＥＭＢ，１９７９」１２３ページ所載「呼吸に関する心臓ペースメーカ歩度の変動（Ｖａｒｉａｔｉｏｎ  ｏｆ  Ｃａｒｄｉａｃ  Ｐａｃｅｍａｋｅｒ  Ｒａｔｅ  Ｒｅｌａｔｉｖｅ  ｔｏ  Ｒｅｓｐｉｒａｔｉｏｎ）」、及び「ＩＥＥＥ  Ｔｒａｎｓ．ｏｎ  Ｂｉｏｍｅｄ．Ｅｎｇ．」ｖｏｌ．ＢＭＥ−２６，Ｎｏ．９，Ｓｅｐｔ．１９７９の５２６ページ所載「呼吸に関する心臓ペースメーカ歩度の変動（Ｖａｒｉａｔｉｏｎ  ｏｆ  Ｃａｒｄｉａｃ  Ｐａｃｅｍａｋｅｒ  Ｒａｔｅ  Ｒｅｌａｔｉｖｅ  ｔｏ  Ｒｅｓｐｉｒａｔｉｏｎ）」において、横隔膜筋電図を電子的に調整して呼吸分時容量に比例した制御信号を発生し、ペースメーカのための制御用生理的入力として使用することを記述した。
ある単一の「生理的」変数に基づいている歩度（レート）応答性特徴を生成することがペースメーカ産業における重要な競争目標として残っている。特定の変数に基づいた歩度応答式ペースメーカのための特徴を生成するためには、この特徴の応答が問題の実際の変数に高度に相関していなければならない。呼吸応答装置を考察する際には基本的な変数は分時換気量である。植込み可能な装置で人間の分時換気量を測定することはこの時点では実用的でないので、分時換気量と十分に相関のある関係指標が必要とされる。
呼吸筋ＥＭＧは多数の研究者によって広範囲に研究され且つ上述のように歩度応答性パラメータとしての使用のために準備されてきた。
発明の要約
しかしながら、従来技術の教示とは対照的に、この発明は、外肋間筋、内肋間筋、胸骨傍肋間筋、横隔膜、又は任意の他の呼吸筋、例えば斜角筋及び胸鎖乳様突起、からなる筋肉群の選択された集合からＥＭＧ信号を抽出し、それから得られた信号を移動時間平均信号処理システムで処理し、これから移動時間平均ＥＭＧ信号の上昇傾斜波形の高さ又は平均若しくは最大の傾斜を表している信号を全吸気及び呼気時間に関連して使用して、定常状態及び過渡期間を含む広範囲の患者活動を通して実際の呼吸分時容量と高い相関を有する信号を発生する。
この発明の信号処理回路部は心搏調整システムに組み込まれることができるが、このシステムは、選択された呼吸筋群に結合されるように構成された遠位配置電極を有する別個のリードシステムと関連して心臓に結合された通常植込み式のペースメーカ及び心搏調整用リードシステム、患者の静脈系統を通じて選択された筋肉群に近接した電極を配置する位置に進められるように構成された別個のリード及び電極システムを備えた通常植込み式の心搏調整用パルス発生器及びリードシステム、患者の心外膜に直接心搏調整用パルス発生器を固定するように構成された固定電極を有し且つＥＭＧ信号を拾い上げるために選択筋肉群に結合された更なるリード及び電極システムを有する特別に設計された心搏調整システム、心搏調整用パルス発生器を選択筋肉群に取り付けるように構成された電極を有し且つ患者の心外膜におけるペース／センス電極の取付け位置に又は患者の心臓内の所望の位置に経静脈的に延びるように構成された心搏調整用リードシステムを有する特別に設計された心搏調整システム、静脈の開口部を通過させられるように構成され且つ横隔膜又は選択呼吸筋群に取り付けられ又は近接して配置された別個のリードシステムと関連した通常植込み式のペースメーカ及び心搏調整用リードシステム、並びに心室頂の比較的厚い心筋層を通して進められ且つ横隔膜に取り付けられ又は近接して配置されるように構成された小形化遠位ＥＭＧ検出用電極及び遠位リードセグメントを経静脈式リードシステムが有している通常植込み式のペースメーカ及び経静脈式心搏調整用リードシステムを含んでいる。後者の二つの場合及びこれの変形版においては、比較的小さい直径の検出用電極による静脈又は右心室心筋層の穿刺は静脈又は心筋層の貫通及び筋肉又は横隔膜への取付けのためのねじ込み電極を用いて行われることができる。
この発明の一実施例は、患者の呼吸筋肉組織からＥＭＧを測定するための検出用リードを有する心臓ペースメーカであって、
前記の検出用リードから受信されるべき信号からＥＭＧの移動時間平均値を与えるように決定を行う信号解釈手段、
前記の移動時間平均値から平均傾斜、最大傾斜及び／又はデルタの値を決定するための処理手段、
第１及び第２のしきい値を設定するためのしきい値保持手段、
後続の処理ＥＭＧ信号の振幅が前記の第１しきい値を越える時点としての吸気時間の開始（「ＢＩＴ」）及び
ＥＭＧ信号振幅が前記の第２しきい値より下に低下する時点としての吸気時間の終了（「ＥＩＴ」）
の一方又は両方を決定するための吸気時間測定手段、並びに
第１及び次の後続ＥＩＴ間又は第１及び次の後続ＢＩＴ間の時間量に基づいて換気率を決定するための換気率処理手段、
を更に備えている前記の心臓ペースメーカであり得よう。
【図面の簡単な説明】
この発明の上記の及びなお更なる目的、特徴及び利点は添付の諸図面に関連して行われた現在採択された諸実施例についての次の詳細な説明から明らかになるであろうが、この諸図面中、
図１はこの発明の回路部のシステム階層のブロック図であり、
図２は空気吸入中の犬の心室電気記録図、呼吸流速計空気流、未処理の胸骨傍肋間筋筋電図、及び移動時間平均筋電図のチャート記録であり、
図３は信号処理ソフトウェアによる移動時間平均筋電図のしきい値、タイミング、及び測定の決定を描いており、
図４は図１におけるＥＭＧ信号処理回路の諸構成部分の一般的な概略図であり、
図４ＡはＥＭＧ信号を処理するための方法／サブルーチンの流れ図であり、
図５は犬における二酸化炭素吸入に対する定常状態反応、すなわち分時換気量対最大傾斜、の図表であり、
図６は犬における二酸化炭素吸入に対する過渡的反応、すなわち分時換気量最大傾斜、の図表であり、
図７Ａ〜７Ｃは人間の胸郭の外肋間筋及び内肋間筋の描写であり、
図８は心膜嚢、横隔膜、不対の静脈、胸郭並びに関連の外肋間筋及び内肋間筋の相対的位置を描いた右側縦隔部分として取られた、諸器官並びに人間の骨格の描写であり、
図９は、奇静脈内に存在するＥＭＧリードシステムと関連して通常のペース及びセンスリードシステムを有するこの発明のＥＭＧ信号処理概念を具体化した心搏調整システムの第１実施例の概略的図解であり、
図１０は患者の心臓の心筋層と横隔膜との間の心搏調整システムの相互接続の第２実施例を示す概略的図解であり、また患者の心臓の心筋層と横隔膜との間の心搏調整システムの相互接続の第３実施例を示す概略的図解であり、
図１１は静脈壁を貫通して横隔膜に取り付けられたＥＭＧリード及び電極と関連した通常植込み式のペースメーカ並びにペース及びセンス・リードシステムの相互接続の更なる実施例の概略的図解であり、
図１２は心房心筋層を貫通して横隔膜に取り付けられたＥＭＧリード及び電極と関連した通常植込み式のペースメーカ並びにペース及びセンス・リードシステムの相互接続の更なる実施例の概略的図解であり、又
図１３は心室心筋層を貫通して横隔膜に取り付けられたＥＭＧリード及び電極と関連した通常植込み式のペースメーカ並びにペース及びセンス・リードシステムの相互接続の更なる実施例の概略的図解である。
採択実施例の説明
この発明の採択実施例は図１のブロック図、及び図２〜図４に関連して記述されたＥＭＧ信号処理を使用した歩度（レート）応答式心搏調整システムの図９〜図１２の身体的実施例を含んでいるが、これらはすべて図２〜図６及び表１〜表１７に関連して記述された試験設備及び実験結果並びに図７Ａ〜図７Ｃ及び図８に関連して記述された人間の生理機能に関連して取られたものである。
図１はこの発明の概念を具体化した歩度応答式応需型徐脈ペースメーカを図解したブロック図を示している。図１の採択実施例においては、ペースメーカ回路１００は心搏調整用（ぺーシング）リード１０２を介して患者の心臓１０４に電気的に結合されて概略的に示されている。リード１０２はリード１０２の遠位端において患者の心臓１０４の右心室（ＲＶ）内に配置された二極式電極１０３及び１０５を含んでいる。リード１０２は技術上周知のように単極式又は二極式の電極のいずれかを備えることができる。この採択実施例においては、ペースメーカを心室心内膜に結合するリード１０２はステロイド先端部付き電極、二極式リードからなっている。電極１０３及び１０５は適当なリード導体を経由し、出力コンデンサ１０８を通して接続点１１０と入出力回路ブロック１１２の入出力端子とに結合されている。
入出力回路１１２は、心臓から得られる電気信号、例えばＲ波及び（ＥＧＭ増幅器１４８を介しての）心臓内ＥＧＭ、の検出のために並びに心臓に刺激用パルスを印加してそれの歩度（レート）をマイクロコンピュータ回路１１４におけるソフトウェア実施式アルゴリズム並びにデータ母線１３０及び１３１を移動する制御及びデータ信号の制御の下で制御するために必要なディジタル制御及びタイミング（ディジタル制御器／タイマ）回路１３２のための動作入力及び出力アナログ回路を含んでいる。
マイクロコンピュータ回路１１４はオンボード回路１１６及びオフボード回路１１８からなっている。オンボード回路１１６はマイクロプロセッサ１２０、システムクロック１２２、並びにオンボードＲＡＭ１２４及びＲＯＭ１２６を含んでいる。オフボード回路１１８はオフボードＲＡＭ／ＲＯＭユニット１２８を含んでいる。マイクロコンピュータ回路１１４はデータ通信母線１３０によってディジタル制御器／タイマ回路１３２に結合されている。マイクロコンピュータ回路１１４は標準ＲＡＭ／ＲＯＭ構成部分により増大された注文ＩＣデバイスから製作されることができる。技術に通じた者によって理解されることであるが、図１に表示された電気的構成部分は適当な植込み可能な等級の電池電源（図示されていない）によって給電される。
アンテナ１３４が１３６で示されたＲＦ送受信機回路（ＲＦ  ＴＸ／ＲＸ）を通してアップリンク／ダウンリンク遠隔測定（テレメトリー）の目的のために入出力回路１１２に接続されている。アンテナ１３４と外部装置との間のアナログ及びディジタルデータの遠隔測定は採択実施例においては、１９９０年１月２２日に出願され、そしてこの発明の譲受人に譲渡された同時出願係続中の米国特許出願連続番号第０７／４６８４０７号に実質上記述されたように、最初ディジタル符号化されそして次に減衰ＲＦ搬送波にパルス位置変調されたすべてのデータによって行われる。
水晶発振器回路１３８、典型的には３２７６８Ｈｚ水晶制御発振器は主タイミングクロック信号をディジタル制御器／タイマ回路１３２に供給する。Ｖｒｅｆ／バイアス回路１４０は入出力回路１１２のアナログ回路のために安定な電圧基準及びバイアス電流を発生する。アナログ−ディジタル（ＡＤＣ）／マルチプレクサ回路（ＡＤＣ／ＭＵＸ）１４２はアナログ信号及び電圧をディジタル化して遠隔測定及び交換時表示機能（ＥＯＬ）の準備をする。パワーオン・リセット回路（ＰＯＲ）１４４は、例えば、最初の装置パワーアップ時に発生し又は電磁的干渉の存在時に過渡的に発生するような低電池状態の検出時に回路及び関連の機能をリセットするための手段として機能する。
図１に示されたペースメーカのタイミングクを制御するための動作指令は母線１３０によってディジタル制御器／タイマ回路１３２に結合されるが、ここでディジタルタイマはペースメーカの全逸脱（エスケープ）期間、並びに入出力回路１１２内の周辺構成部分の動作を制御するための種々のレフラクトリ、ブランキング及び他のタイミング窓をセットする。この発明の関連においては、ＥＭＧ電極から拾い上げられ（そしてブロック１５４で処理された）ＥＭＧ信号は回路１１４において数学的に処理されて現在のエスケープ期間を発生する。
ディジタル制御器／タイマ回路１３２は患者の心臓１０４の近界電気活動度を表わしているリード１０２及びコンデンサ１０８を通して電極１０３及び１０５から拾い上げられた増幅され且つ処理された信号を受けるためのセンス増幅器（ＳＥＮＳＥ）１４６に結合されている。センス増幅器１４６は回路１３２内のエスケープ期間タイマをリセットするために心室センス（ＶＳ）事象信号を発生する。出力パルス発生器１５０は、エスケープ期間が切れるたびごとに若しくは外部送信の心搏調整用指令が受信されるたびごとにディジタル制御器／タイマ１３２により発生される（ＶＰ）トリガ信号に応答して又は心搏調整技術において周知であるように他の記憶された指令に応答して、患者の心臓１０４に心搏調整用刺激を供給する。
一つを超えた生理学的センサを使用した実施例、例えば、ベネット（Ｂｅｎｎｅｔ）外の名義で１９９０年８月１４日に出願され、共有譲渡された同時出願係属中の米国特許連続番号第５６７４７６号に開示されたシステムにおいては、ディジタル制御器／タイマ回路１３２はセンサＳ1及び活動度を表している関連のＡＣＴＩＶＩＴＹ回路部からの増幅され且つ処理されたセンサ出力（ＯＵＴＰＵＴａｃｔ）を受けるために処理／増幅回路（ＡＣＴＩＶＩＴＹ）１５２に結合されることができる。この発明のある採択実施例においては、ペースメーカ１００はＶＶＩ、ＶＯＯ及びＶＶＴを含む種々の非歩度応答性モード、並びにＶＶＩＲ、ＶＯＯＲ及びＶＶＴＲの対応歩度応答性モードにおいて動作することができ、又は以下で記述されるある実施例においては二重室ＤＤＤ／ＤＤＲ心搏調整システムとして形成されることができる。ペースメーカのこの部分を実施するために適した回路構成の更なる例は米国特許第４５９６２５１号及び第４２５３４６６号において見いだされることができ、これらの特許は論及によりこの明細書に組み込まれる。
図１のブロック図は更に、移動時間平均ＥＭＧ信号の前述の測定特性により明示されるような患者の分時換気量の関数としてＶ−Ｖエスケープ期間タイマ回路が相関させられるＶ−Ｖエスケープ期間値を発生するためにこの発明のＥＭＧ信号処理回路１５４を含んでいる。ＥＭＧ信号処理回路１５４は、例えば図２に示された未処理ＥＭＧ胸骨傍信号として示されたような、呼吸筋に又はこれの近くに配置された二極式電極１６０、１６２（又、図１においては第２センサＳ2として示されている）間の未処理ＥＭＧ信号を拾い上げて、この信号をやはり図２に示された移動平均ＥＭＧ胸骨傍信号に変換する。図２の移動時間平均ＥＭＧ副胸骨信号は、すべて図３に示された平均傾斜、最大傾斜、ピーク、吸気時間及び呼気時間を検出して患者の分時換気量の関数として心搏調整用歩度制御信号を発生するようにブロック１３２及び１１４内で処理される。
図１に示されたように、ＥＣＧは第３センサＳ3において回路１００に入力され、そして次に増幅器１５６によって増幅された後にＥＭＧ信号処理回路１５４に入力される。
ＥＭＧ信号処理回路１５４（これは以下で記述される動物実験において使用された）の詳細は次に図４を参照して記述される。二極式電極１６０及び１６２から受信された未処理ＥＭＧ信号は入力線４０４を経由して、ＥＭＧ信号を前置増幅し且つ帯域フィルタするための前置増幅器／前置フィルタ部分４０６に入力される。前置増幅及び帯域フィルタリングが繰り返された後、処理されたＥＭＧ信号はＥＣＧブランキング部分４０８に入力されるが、このＥＣＧブランキング部分は又入力線４０２を経由してＥＣＧ信号を受ける。ＥＣＧブランキング部分４０８はＥＣＧにおけるＶＳ及びＶＰ信号が所定のブランキング周期の間（例えば、０ないし１００ミリ秒）全波整流器４１０に送られるのを阻止するように動作し、従ってＶＳ又はＶＰ信号はＥＭＧの信号処理に影響を及ぼさない。ＥＣＧブランキング部分４０８は、技術上知られているアナログ遅延方法を用いて、ＥＣＧを含んでいない純粋のＥＭＧ信号の隣接部分でＥＣＧアーティファクトを置き換えることによってＥＭＧ信号からＥＣＧアーティファクトを除去する。
全波整流器４１０はＥＣＧ信号を全波整流した後これを移動時間平均化部分４１２に送り、この部分は例えばペインタ（Ｐａｙｎｔｅｒ）フィルタを用いて滑らかな移動時間平均を生成し、適当な動的応答を確実にする。移動時間平均化部分４１２により計算された移動時間平均値は増幅器／フィルタ部分４１４によって増幅され且つ低域フィルタされて、採択実施例においては１００Ｈｚより大きい周波数成分が除去される。増幅され且つフィルタされた移動時間平均信号は心搏調整用エスケープ（逸脱）期間の持続時間を制御するための心搏調整用エスケープ期間制御信号値を発生するためにブロック４１６により表示されたソフトウェアによって更に処理される。システム１００はＥＭＧ移動時間平均値からの歩度影響性分時換気量の導出を歩度適応式応需型ペースメーカと新たに組み合わせる。
心博調整用エスケープ期間制御信号値、従って分時換気量変化に応答しての心搏調整用エスケープ期間を発生するためのソフトウェア４１６の動作は次に図４Ａの流れ図を参照して記述される。サブルーチン（段階（ステップ）５００）の開始時にマイクロプロセッサ１２０はＥＧＭ増幅器１４８、ＡＤＣ／ＭＵＸ１４２、及びディジタル制御器／タイマ回路１３２を通して新しいディジタル化ＥＧＭ値を得る。全呼吸タイマ（ＴＢＴ）が１標本（サンプル）期間、すなわち採択実施例においては５ミリ秒、だけ増分される（段階５１０）。全呼吸面積（ＴＢＡ）が前のＴＢＡに現在のＥＭＧ値を加算することによって更新される（段階５２０）。
段階５３０において、相ラベル（ＰＨＬａｂ）フラグの試験によって患者の呼吸の吸気相（ＩＮＰｈ）にあるかどうかに関しての決定が行われる。ＰＨＬａｂフラグが吸気相（ＩＮＰｈ）を表示しているならばプログラムは段階５４０に行く。そうでなければ、プログラムは段階５６０に進む。
段階５４０において、現在のＥＭＧ傾斜値（ＥＭＧ  ＳＬＰ）が試験されて、これが呼気しきい値（ＥｘＴｈ）レベルを越えたかどうかが決定される。しきい値ＥｘＴｈが越えられたならば、呼気相ＥｘＰｈの開始が表示されて、プログラムは段階５５０に行き、これは更なる計算を行わない。プログラムは次に開始点に返される。
呼気しきい値レベルＥｘＴｈが越えられなければプログラムは段階６２０に行き、ここで現在のＥＭＧ（ＣＵＲ  ＥＭＧ）値がＥＭＧの一時的ピーク（Ｔｍｐ  ＥＭＧＰｋ）と比較される。ＣＵＲ  ＥＭＧがＴｍｐＥＭＧＰｋを越えたならば、プログラムは段階６３０に行く。そうでなければ、プログラムは下に記述される段階６６０に飛び越す。段階６３０、６４０及び６５０において、それぞれＴｍｐＥＭＧＰｋはＣＵＲ  ＥＧＭに等しく設定され、一時的吸気時間（ＴｍｐＩｎＴ）はＴＢＴに等しく設定され、又一時的吸気面積（ＴｍｐＩｎＡ）はＴＢＡに等しく設定される。
ＥＭＧの現在（ＣＵＲ）傾斜（ｄＥ／ｄｔ）は段階６６０においてＥＭＧの傾斜の一時的値（ＴｍｐｄＥ）と比較される。ｄＥ／ｄｔがＴｍｐｄＥより小さいか又はこれに等しいならば、プログラムは開始段階５００に復帰する。そうでなければ、ＴｍｐｄＥはｄＥ／ｄｔに等しく設定され（段階６７０）、そしてプログラムは段階５００に復帰する。
段階５３０に戻って、患者がＰＨＬａｂフラグにより表示されたように吸気相ＩＮＰｈにないならば、プログラムは段階５６０に移動し、ここで現在のＥＭＧ傾斜ＥＭＧ  ＳＬＰが吸気しきい値ＩｎＴｈと比較される。ＥＭＧ  ＳＬＰがＩｎＴｈより大きいならば、吸気時間ＩｎＴはＴｅｍｐＩｎＴに等しく設定され、吸気面積ＩｎＡはＴｅｍｐＩｎＡに等しく設定され、そしてｄＥ／ｄｔはＴｍｐｄＥに等しく設定されるが（段階５６５）、これらは呼吸の呼気相の最終値としてのものであり、これらの最終値は図１のペースメーカ１００のマイクロコンピュータ記憶領域１２４に記憶される。ＥＭＧ  ＳＬＰがＩｎＴｈより小さいか又はこれに等しいならば、更なる計算は行われず、プログラムは段階５００に戻る。
段階５６５の後ＰＨＬａｂは吸気相状態ＩｎＰｈに設定されて（段階５７０）、患者が呼吸の吸気相ＩｎＰｈに入っていることを示す。そこで次のことが生じる。すなわち、ちょうど終わったばかりの呼吸の呼気時間ＥｘＴが段階５８０においてＴＢＴマイナスＩｎＴ（ＴＢＴ−ＩｎＴ）に等しく設定され、ちょうど終わったばかりの呼吸の呼気面積ＥｘＡが段階５９０においてＴＢＡマイナスＩｎＡ、（ＴＢＡ−ＩｎＡ）、に設定され、そしてちょうど終わったばかりの呼吸に対するＥＭＧのピーク値（ＰｋＥＭＧ）がＴｍｐＥＭＧＰｋに等しく設定される（段階６００）。次に、ちょうど終わったばかりの呼吸に関係したすべての一時的値がこれの関連のプログラム変数からクリアされて（又はリセット）、プログラムが次の呼吸からの情報を処理することができるようになる。その後、プログラムは開始段階５００に復帰する。
この発明の概念の外部の実験的確認のために適した図４及び図４Ａの信号処理ブロック／段階は動物実験及び結果についての次の記述に示されている。理解されることであるが、上述の多段増幅及びフィルタリング段階は単一の帯域通過増幅器へ統合されることができる。植込み可能な心搏調整システムに対しては、その回路構成は、図４Ａに示されたパラメータの詳述に関連して、論及によりこの明細書に組み込まれた上掲の米国特許第４９６１４２３号から得られるであろう。信号処理ソフトウェアは前述の共有譲渡された米国特許出願番号第５６７４７６号に記述された形式のアルゴリズムにおいて帯域フィルタ通過ＥＭＧ関係信号を使用することができるが、この米国特許出願はある範囲の心搏調整歩度にわたってＥＭＧ関係信号の大きさに対する心搏調整歩度変化の感度に影響を与える固定の及びプログラム可能な信号処理値を詳述している。心搏調整歩度における変化度は又プログラムされた下方及び上方の心搏調整歩度限界間の範囲におけるその時優勢な心搏調整歩度に依存しているかもしれない。
実験的研究及び結果−上述のように拾い上げられ且つ処理されたＥＭＧ信号から分時換気量関係歩度制御心搏調整システムを導出する概念はメトドロニック社生理学研究所（Ｍｅｄｔｒｏｎｉｃ，Ｉｎｃ．Ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｉｃａｌ  Ｒｅｓｅａｒｃｈ  Ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ）において行われた一連の犬の研究において探求された。次の表１〜１７は次の説明において論述されたように集めにれたデータを示している。
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今度は図５及び図６に移って、ただ一頭の犬についての犬試験から得られたデータは、試験中にその犬により呼吸された空気中の二酸化炭素のある範囲の値にわたってのリットル／分単位の同時測定の分時換気量に対するボルト／秒単位の最大傾斜の相関を示している。この最大傾斜は分時換気量と大いに相関しており、この発明のアルゴリズムに対する一つの基礎を形成している。
概念の実行可能性を示すために企てられた実験的動物研究においては、５頭の犬が標準呼吸流量計システムによる実際の分時換気量の測定のために長期にわたる気管切開を外科的に形成した。これらの動物は又、胸骨傍肋間筋（５頭の犬）、横隔膜、及び胸部肋間筋（それぞれ一頭の犬）からの筋電計信号を検出するために注文のリードを長期にわたって植え込まれた。これらの筋肉は呼吸の吸気期間中だけ物理的に収縮した。この因子は一つの呼吸を別の呼吸と区別して呼吸率（レート）を計算することを可能にした。それは又筋電計信号から種々の呼吸ごとの一回換気量指数を計算することを可能にした。呼吸率及び一回換気量指数の積は幾つかの分時換気量指数を与えるであろう。生（未処理）の筋電図は増幅され、帯域フィルタ（１００〜３０００Ｈｚ）をかけられ、全波整流され、心電図除去され、そして移動時間平均化される（２００ミリ秒）。移動時間平均値及び呼吸流量計信号は空気（５犬）の並びにそれぞれ２０分の、空気中に４（４犬）、６（５犬）及び８パーセント（３犬）の二酸化炭素の吸入中連続的に記録された。分時換気量の指数は、移動時間平均信号の高さ、この信号の最大傾斜、この信号の二点平均傾斜及び全呼吸時間により除算されたこれらのそれぞれ、を含んでいた。それぞれは空気の吸入から二酸化炭素を含む気体までの及びその逆の数分の遷移期間中に並びに各気体吸入の安定な定常状態期間中に呼吸ごとの方式で得られた。相関は呼吸率の呼吸流量図及び筋電図測度間、並びに実際の分時換気量と分時換気量の筋電図指数のそれぞれとの間で行われた。
定常状態中における筋電図導出の呼吸率対真の呼吸率の相関係数は、胸骨傍肋間筋については全呼吸時間に対して０．９７及び呼吸度数に対して、０．９９、横隔膜については０．９９及び０．９９、又は胸部肋間筋については０．７９及び０．９４であった。過渡的反応に関しては、相関関数は胸骨傍肋間筋については全呼吸時間に対して０．８１又横隔膜については０．６７であった。胸部肋間筋については何も行われなかった。定常状態中における実際の分時換気量と六つの筋電図分時換気量指数との相関関数は、胸骨傍肋間筋については０．８１及び０．９８の間、横隔膜については０．６９及び０．９９の間、又胸部肋間筋については０．３７及び０．８６の間であった。過渡的反応に関しては、相関係数は胸骨傍肋間筋については０．６９と０．８５の間、又横隔膜については０．３６ないし０．８９であった。最も多くの部分に関して、最高の相関係数は全呼吸時間について正規化された指数に対して生じた。
呼吸筋筋電図を利用して分時換気量を評価することは明確に実用可能であることが結論された。この研究の結果は動物の数、測定場所及び特定の実験条件によって制限されたが、将来の歩度応答式心搏調整に対する筋電計準拠式呼吸検出特徴は有望であろうと検討された。
この研究のために、最大数三つの多極リードが頸静脈を通して経静脈法で植え込まれ、又二つの多極リードが代わりの経路により植え込まれた。
メドトメニック（Ｍｅｄｔｒｏｎｉｃ）モデル４０１６、４０１６Ａ、４０５８二極ねじ込みリードが右心室へ挿入されるか又は注文の四極心房／心室ねじ込みリードが各犬に植え込まれた。４頭の犬において、７Ｆ注文四極リードが奇静脈へ挿入され、そしてその場所へできるだけ遠位に押し込まれた。注文リードのうちの二つは短いまた付きで作られ、又二つはまたなしで作られていた。各リードは先端部（チップ）電極を有しており、電極間距離は１０ｍｍであった。注文リードからの各電極線コイルはリード製造中にリードの本体内の一時的心臓電線にかしめ接続された。心臓電線だけが動物の皮膚を通って出て行くことができた。標準二極心臓リードは植込み手術の時点でインライン・リード心臓電線アダプタに接続された。心臓電線の出口の場所は両肩の間の背側中線の所であった。経静脈法リードに加えて、代替経路リード植込みの二つの場所があった。各犬において、メドトメニック（Ｍｅｄｔｒｏｎｉｃ）二重モデル４９５１注文二極リードが筋電計検出のために各犬において胸骨傍肋間筋の上方に手術により配置された。更に、１頭の犬においては横隔膜筋電計信号が中線腹壁切開の後の筋肉の中線肋骨部分への二重モデル４９５１注文二極リードの直線電極挿入によって１頭の犬において検出された。胸骨傍リード及び筋電計リードに対する電極は筋束に平行に筋肉へ挿入された。経静脈法リードの場合のように、これらのリードの電極電線はその製造中にリード本体内の同じ一時的心臓電線にやはりかしめ接続された。心臓電線は他のリードと同じ場所において動物の皮膚を通って出ていた。
二重モデル４９５１は二つの形式のものであった。二つとも電極間のプラスチックパッドを切断し、次にこの二つを接着して、並んだ電極間距離が３ｍｍになるようにすることを必要とした。これは第１の形式に対して行われるべきすべてであった。第２の形式においては、電極の有刺部分は電極を下に曲げてウレタンパッドに垂直になるようにし、次に電極を３又は６ｍｍの長さに合わせて切断することによって改変された。第１形式のものは横隔膜及び一つの胸骨傍肋間場所に対して使用され、又第２形式のものは４頭の犬において胸骨傍の場所に植え込まれた。最小限の手術後３日で治癒が与えられ、その後任意の研究プロトコルが開始された。
実験は次のものを含む装備ハードウェアで行われた。すなわち、デル（Ｄｅｌｌ）コンピュータ及びモニタ、ＴＥＡＣ  ＸＲ−５０  １４チャネルビデオカセットデータレコーダ、グラース（Ｇｒａｓｓ）Ｐ１５  ＡＣ前置増幅器、二つのテクトロニクス（Ｔｅｋｔｒｏｎｉｘ）ＡＭ５０２差動増幅器、８チャネルグールド（Ｇｏｕｌｄ）静電記録システム、ハンス  ルドルフ（Ｈａｎｓ  Ｒｕｄｏｌｐｈ）３８１３線形肺呼吸流量計（バリダイン（Ｖａｌｉｄｙｎｅ）ＤＰ４５差分圧力変換器及びＣＤ２３搬送波復調器付き）、コール−パーマ（Ｃｏｌｅ−Ｐａｒｍｅｒ）高流量可変面積空気流量計、ＣＷＥ社ＳＢ−１  ＥＫＧブランカ、並びにＭＡ−８２１／ＲＳＰラック取付式移動平均化器、テープ及びチャート記録チャネルは、心室電気記録図、空気流、種々の生の（未処理）筋電図の一つ、及び全波整流された移動時間平均化筋電図であった。
筋電計信号は一般的には振幅がわずかマイクロボルト程度であるので、未処理の呼吸信号は通常心臓電気活動度、心電図からの高振幅干渉信号を含んでいる。これを除去するために、大抵の研究者は所望の筋電計信号成分の品質を妥協して処理することなしにこの干渉の大部分を希望的に除去するために５０ないし１００Ｈｚ以上の高域通過周波数フイルタ作用を利用してきた。完全な心電計信号除去は起こらず、且つ筋電図の若干のものが失われる。他の研究者等は筋電計信号から心電図成分を検出して除去するためにブランキング又はゲーティング回路を開発した。これらの研究においては、１００から３０００Ｈｚまでの帯域通過周波数フイルタ作用と、グラス（Ｇｒａｓｓ）Ｐ１５ＡＣ前置増幅器及び直列のテクトロニクス（Ｔｅｋｔｒｏｎｉｘ）ＡＭ５０２差動増幅器、並びにＣＷＥ社製のブランキング回路との組合せが使用された。信号は次に、やはりＣＷＥ社製の三次ペインタ（Ｐａｙｎｔｅｒ）フイルタを用いて全波整流され且つ積分されて、２００ミリ秒の時定数を有する信号の移動時間平均として知られているものを生成した。直流から１００Ｈｚまでの低域通過フイルタ作用の最終段階が信号の計算機解析に先立って別のテクトロニクス増幅器で行われた。実験的信号獲得装置は図１に呈示されている。
実験に先立って、呼吸流量計がコールパーマ（Ｃｏｌｅ−Ｐａｒｍｅｒ）流量計から測定された。通常５０リットル／分の、既知の空気流で校正された。バリダイン（Ｖａｌｉｄｙｎｅ）搬送波復調器からの出力は次に、選択された空気流に関係する所望の出力電圧、通常０．５ボルトに設定された。筋電図信号の存在することが確認され且つ信号の心電図成分が消去されると、気管内管が動物の気道に挿入され、そしてそれが呼吸流量計及び気体供給システムに接続された。気管内管はこれの気管開口部への容易な通過を可能にし且つこの管による任意の刺激反応性を麻痺させるために１％のリドカインで被覆された。動物が咳、短い空咳、過度の呼吸、又は絶え間のない動きによって示されるように気管内管に耐えられなかった場合には、犬は３０ｍｇ／ｋｇペントバルビタールナトリウムで静脈注射により麻酔をかけられ、体温を維持するために加熱毛布上で左側に置かれ、そしてその後実験が進行した。
実験のプロトコルは次のとおりであった。
制御      １０分間室内空気の吸入、
気体１    ２０分間空気中に４、６又は８パーセントの二酸化炭素を含む気体の吸入、
制御      １０分間室内空気の吸入、
気体２    ２０分間異なった二酸化炭素含有気体の吸入、
制御      １０分間空気の吸入、
気体３    耐えられるならば、２０分間二酸化炭素を含む第３の気体の吸入、
制御      １０分までの間空気の吸入、
４、６又は８％二酸化炭素吸入は一般的には任意の順序で供給された。８％二酸化炭素気体の不耐性は激しい体運動を伴う顕著な興奮によって示された。これが起こった場合にはこの気体は直ちに空気と取り替えられた。生理学的に大きい哺乳動物においては分時換気量定常状態に達するのに少なくとも６分かかり、その後この報告書における論題以外の論題のためのデータの獲得に数分を要したので、２０分の時間が選択された。炭酸過剰の吸入薬の等級段階特性の目的は動物による等級付された増大した分時換気量反応を促すことであった。
データ解析は心臓非同期呼吸波形の呼吸ごとの解析及び導出パラメータの記憶を利用した。呼吸流量計信号並びに未処理及び移動時間平均筋電計信号のチャート記録は図２に示されている。信号振幅しきい値法が呼吸流量計信号における検出のために使用された。吸気の開始は事前選択の負のしきい値を超えた信号によって検出された。同様に、呼気の開始及び吸気の終了は事前選択の正のしきい値を超えた呼吸流量計信号によって検出された。
呼吸流量計信号に対する振幅しきい値検出方式とは対照的に、傾斜変化検出法が筋電計信号移動時間平均化のために使用された。吸気の開始は移動時間平均の傾斜が事前選択の正の傾斜値を超えたときに検出された。吸気終了の検出及び事実上呼気の開始は、信号の負の傾斜が事前選択のしきい値より下に行ったときに発生した。これらの傾斜しきい値検出は動物移動のアーティファクトに起因する電気的基線の低方周波数変化をフィルタする目的に役立った。
呼吸流量図からの各呼吸の計算機導出の測度は、吸気時間、呼気時間、全呼吸時間、吸気一回換気量、呼気一回換気量、並びに吸気導出及び呼気導出の分時換気量を含んでいた。分時換気量は一回換気量と全呼吸時間から決定された呼吸率との積として呼吸ごとの方式で計算された。
筋電図に関しては、移動時間平均の計算機導出測度はやはり吸気時間、呼気時間、及び全呼吸時間を含んでいた。他の測度は次のものを含んでいた。すなわち、
吸気面積  −  しきい値正の吸気傾斜電圧からピーク電圧までの曲線の下の面積、
呼気面積  −  ピーク電圧から次のしきい値正の吸気傾斜電圧までの曲線の下の面積、
デルタ  −  ピーク電圧としきい値正の吸気傾斜電圧との間の差、
平均傾斜  −  しきい値正の吸気傾斜電圧とビーク電圧との間の移動時間平均の二点傾斜、
最大傾斜  −  吸気移動時間平均の最大傾斜、
ＭＶデルタ  −  デルタと全呼吸時間との比、
ＭＶ平均傾斜  −  平均傾斜と全呼吸時間との比、
ＭＶ最大傾斜  −  最大傾斜と全呼吸時間との比、
しきい値、タイミング、及び移動時間平均のための測定値決定の図解は図３に示されている。記述のデルタ及び平均傾斜に類似した人間の横隔膜に対する測度は、二酸化炭素再呼吸に対する短期間の過渡的反応の期間中における実際の分時換気量と大いに相関があることが他のものによって示されている。
実験後のデータ処理はＬＯＴＵＳ（ロータス）１−２−３を利用した。呼吸流量計及び筋電計測度及び指数の四呼吸移動平均が異なるデータ解析の前に計算された。ピアソン（Ｐｅａｒｓｏｎ）積−モーメント相関が各動物において吸入二酸化炭素に対する定常状態及び過渡反応について行われた。種々の呼吸流量計及び筋電計測定のそれぞれに対する平均定常状態値は各動物において、各気体に対する換気反応がかなり安定な値に達した時点で構成された。これらの平均値を用いて、各動物について所定範囲の気体にわたって関連の呼吸流量計及び筋電計タイミング及び容量測定間で（例えば、呼吸流量計法により決定された吸気時間対筋電計法により決定された吸気時間）相関が行われた。これらの解析は実験的に得られた筋電計値と、呼吸流量計信号により測定されたそれらの標準、参照対応部分との間の相関度の決定を可能にした。加えて、呼吸流量計法により決定された分時換気量と筋電計タイミング及び努力測定値及び指数との間（例えば、分時換気量対デルタ）の相関が行われた。研究は換気気体変更が行われて動物が一つの呼吸定常状態から別のそれへの遷移状態にある期間中における実験的変数の機能についても行われた。種々の呼吸流量計及び筋電計測定のそれぞれに対する数度呼吸値が所定の動物においてこれらの比較的短い過渡的期間中に生成された。相関は各動物についてこれらの過渡的期間中上述の定常状態反応と同じ比較で行われた。各動物に関して、平均過渡相関係数がその後計算された。
５頭の動物のうちの２頭は気管内管の挿入に耐えなかった。残り３頭の意識のある犬のうちの１頭だけが８％二酸化炭素を含有する気体の吸入に耐えた。奇静脈中に植え込まれたリードのうちの一つだけが行われるべき筋電図研究のために十分長くその場所にとどまった。これは二つのまた付きリードのうちの一つであった。多分、その静脈からの高血液流及びその動物の運動と、リードの大きいたわみ性及び小さい直径のためにリードは移動を生じた。リード先端部は血液流で移動して右心室に達した。表１は実験用の犬のメドトロニック社（Ｍｅｄｔｒｏｎｉｃ，Ｉｎｃ．）生理学研究所識別番号、性別、重量、成功した植込み、吸入した気体、及びそれぞれの検査状態を記載している。
二酸化炭素の増大する濃度のものを含有する気体の吸入により、定常状態実際呼吸度数、吸気一回換気量及び分時換気量における著しい増大、並びに呼気時間及び呼吸当りの全時間における減小が観察された。吸気時間及び呼気一回換気量は二酸化炭素の吸入により変化しなかった（表２）。理論的には、吸気及び呼気の一回換気量は互いに非常に接近しているべきである。これは意識のある動物については事実であった。呼吸ごとの方式では、吸気及び呼気一回換気量間の相関係数は０．９９、０．９９、及び０．９９であった。２頭の麻酔状態の犬については、同じ比較は０．３５及び０．８３の相関係数を与えた。意識のある動物及び麻酔状態の動物に対する吸気及び呼気一回換気量測定値間の差に関する原因は未知であるが、二つの状態における特定の呼吸パターンの差、呼吸流量計システム及びこれのタイミング検出方法の制約下で一方の換気量を他方のそれに対して過小評価した差に起因しているのかもしれない。大抵の参照文献は呼気分時換気量を「分時換気量」のための測度として記述している。それゆえに、実際の分時換気量と筋電計タイミング及び努力測定値及び指数との間の相関は呼吸流量計呼気分時換気量測定値を使用していた。
また、増大する濃度の二酸化炭素の吸入については、筋電図的に決定された呼気時間及び呼吸当りの全時間は呼吸度数の増大につれて累進的に減小した。吸気時間は変化したようには見えなかった（表３）。定常状態呼吸流量計及び定常状態筋電計タイミング変数との間で研究が行われたときに、呼気時間、呼吸当りの全時間、及び呼吸度数について非常に高い相関が観察された。これは筋電計システムが定常状態においてよく呼吸率に追従することを示している。吸気及び呼気面積の「容量」測定間の相関、リットル対ボルト・秒は事実上高くはなかった（表４）。
各犬において種々の気体について定常状態分時換気量と呼吸タイミング及び努力の筋電計測定値との間で相関が行われた。平均相関係数は図５に呈示されている。図５は動物における二酸化炭素の吸入に対する定常状態反応を図解している。分時換気量との最も良い相関は全呼吸時間によって除算された移動時間平均デルタ及び傾斜測定値、ＭＶデルタ、ＭＶ平均傾斜、及びＭＶ最大傾斜、に対してであった。単独で、移動時間平均の最大傾斜は又分時換気量と非常によく相関した。これは筋電計システムが定常状態においてよく呼吸努力に追従していることを示している。
各犬において、種々の二酸化炭素含有気体、空気対Ｘ％二酸化炭素及びＸ％二酸化炭素対空気、に対する過渡的反応に関して、呼吸流量計及び筋電計のタイミング、容量及び努力の測定値及び指数の間でその後相関が行われた。犬における８％二酸化炭素の吸入に対する過渡的反応の図表が図６に呈示されている。各動物について、その全過渡的観察値が平均化され、そしてそれらの動物の平均値が表６及び７に呈示されている。幾つかの要因、すなわち、遷移期間中に筋電計信号のあるものがある時点で一時的に喪失したこと、テープレコーダが遷移期間中ある時点で止められたこと、識別可能な遷移呼吸パターンが認められなかったこと、動物の呼吸パターンがあまりにも不規則に遷移期間に入りまたはこれを終わるので遷移期間を適当に区分することができなかったこと、及び遷移期間における呼吸の数が非常に小さかったこと、のためにことごとくの犬において過渡的反応のすべてが解析されたわけではなかった。１頭の麻酔状態の動物における過渡的反応は第１の要因のために排除された。残りの動物のうちの３頭は四つの過渡的応答が解析され、又１頭は三つのそれが解析された。定常状態期間の場合のように、呼吸流量計及び筋電計の呼気時間及び全呼吸時間の間には良好な相関が示された。また、定常状態期間におけるように、吸気移動時間平均の最大傾斜、ＭＶデルタ、ＭＶ平均傾斜、及び移動時間平均のＭＶ最大傾斜は実際の分時換気量と良好な相関を有していた。これらの結果は筋電計システムが定常状態においてだけでなく遷移期間中においても又呼吸率及び努力の両方によく追従することを示している。
六つの表８ないし表１３はただ一つの横隔膜筋電図実験に関して、五つの胸骨傍肋間筋実験に関する六つの表２ないし表７に対応している。この動物の空気及び６％二酸化炭素吸入に対する定常状態呼吸測定値（表８）のすべては５頭の動物の群に対する一つの標準偏差（表２）の範囲内に入っている。同じことは筋電計システムによって決定された定常状態呼吸タイミング測定値についても事実である（表３及び表９）。
胸骨傍肋間筋についての二酸化炭素吸入に対する定常状態反応（表４）と同様に、呼気時間、全呼吸時聞及び呼吸度数の呼吸タイミング測定値は呼吸流量計システムと筋電計システムとの間で高度の相関があった（表１０）。これは、胸骨傍肋間筋実験と同様に、横隔膜に対する筋電計システムが定常状態中よく呼吸率に追従することを示している。
分時換気量と呼気時間、全呼吸時間、吸気面積及び呼気面積の筋電図法決定値との間の二酸化炭素吸入に対する定常状態反応の相関は高かった。また、高い相関係数を有していたのは分時換気量とデルタ、平均傾斜、最大傾斜、ＭＶデルタ、及びＭＶ最大傾斜との間の関係であった（表１１）。胸骨傍肋間筋実験と同様に、これは横隔膜に対する筋電計システムが定常状態中呼吸努力によく追従することを示している。
横隔膜筋電図を記録するために機器を装備された動物に対しての６％二酸化炭素の開始及び除去に対する過渡的反応に関しては、呼吸流量計及び筋電計のタイミング及び容量測定値の間にはあまり良い相関はなかった（表１２）。全呼吸時間によって除算されたデルタ及び最大傾斜決定値は分時換気量とよく相関していたが、相関係数は０．９０を越えなかった。これに対する理由は胸骨傍肋間筋実験（表７）に比べて呼吸の数が小さいこと及びただ二つの過渡的観察が記録されたことであった。
肋間筋実験の記録についての表１４ないし表１７は胸骨傍肋間筋実験についての表２ないし表５及び横隔膜実験についての表８ないし表１１に対応している。空気、４％及び６％二酸化炭素吸入についてのこの動物の定常状態呼吸測定値（表１４）のすべては５頭の動物の群についての一つの標準偏差内に入る（表２）。このことは筋電計システムにより決定された定常状態呼吸タイミング測定値についても事実である（表３及び表１５）。
奇静脈によつて肋間筋筋電図を得るために使用されたリードは１０ｍｍの電極間距離を持った四極リードであった。最少量の心電図又はブランキングのアーティファクトで呼吸に対応する最大の筋電計信号を得るために種々の電極間組合せが行われた。これらの基準を満たした唯一の電極組合せは電極２及び４であり、ここで電極４はチップ電極であった。
呼吸流量計測定値と奇静脈からの筋電計測定値から得られたものとの間の二酸化炭素吸入に対する定常状態反応の相関は表１６に呈示されている。吸気時間、呼吸度数及び呼気面積については高い相関が示されている。表１７は分時換気量と奇静脈を通して観察された吸気筋からの筋電計タイミング及び努力測定値及び指数との間の相関係数を例示している。呼気時間、全呼吸時間及び吸気面積についての高い相関の外に、ＭＶ平均傾斜は分時換気量と非常によく相関した。これら及びその他の相関の多くは胸骨傍肋間筋及び横隔膜から観察されたそれとは著しく異なっていた。
中央胸部の混交した内／外肋間筋の２及び４の電極組合せに対する筋電図は空気から４％又は６％二酸化炭素への及びその逆への遷移の期間中には記録されなかった。それゆえに、この筋肉群について報告するべき過渡的筋電図データはない。
呼吸ＥＭＧ研究のために、電位筋を選択するときの重要な考慮事項はそれのＥＭＧ活動度の形式及びパターンである。この研究において調査された筋肉はすべて相活動度、すなわち吸気中の全収縮、を所有しており、呼気中電気的に静かである。この相特性は個々の呼吸の持続時間を決定する。すなわち呼吸率を決定するために重要である。加えて、相活動度は一つの呼吸を別のものと区別して呼吸ごとの努力特性を検査することを可能にする。
歩度応答式心搏調整のための相筋電計信号の別の貴重な利点は得られた長期基線に対する比較の必要性がないことである。そのような要件は現在利用可能な、計画されたインピーダンス準拠式呼吸装置を複雑にする。ＥＭＧ準拠式ペースメーカにおいては、各呼吸の吸入相に続く電気的沈黙が基線である。
種々のＥＭＧ心搏調整装置のために有用であるかもしれない更に別の重要な要件は信号の利用しやすさである。胸骨傍肋間筋はこれが植込み場所における可能なペースメーカポケットに近接しているのでやはり研究のために選ばれた。それゆえに、信号は伝統的植込み手順に合わせたわずかな変更により利用されることができる。外肋間筋は補助的経静脈法リード−大抵のペースメーカ植込み者により全く扱いやすい手順−により電気活動度を得ることができるために付加的に選ばれた。対比的に、横隔膜は呼吸の主要筋肉として医師によく知られているために又多くの方法で利用され得るためにやはり選ばれた。
人間における過渡的呼吸の研究に基づいて文献に報告されていることであるが、横隔膜ＥＭＧ移動時間平均のデルタ及び平均傾斜に類似した測定値は実際の分時換気量と非常によく相関している。この証拠に基づいて我々が立てた仮定によると、同じことは犬において−過渡的事象についてだけでなく、定常状態解析についても又−生じるはずである。加えて、我々が更に仮定したことであるが、これらの相関は他のすべての主要な呼吸筋の間に移し換えられるはずである。
この研究においては、幾つかの吸気呼吸筋のＥＭＧからの幾つかの直接の又は導出された呼吸努力測定値が実験条件の下で実際の分時換気量とよく相関した。
一組の二極式電極間で記録されたＥＭＧは筋肉群の特定の領域の総合電気的活動度を表している。この電気的活動度は後程その筋肉領域の機械的活動度と関連させられる。記録された呼吸筋の増大したＥＭＧ活動度は吸入期間中におけるより多くの運動単位の補充を必要とする。運動単位は中枢神経系から来る単一の神経及びこれが刺激する個々の筋線維のすべてからなっている。移動時間平均の振幅、デルタは所与の呼吸のために補充された運動単位の総量の推定値とみなされてよい。移動時間平均の二つの傾斜はこの呼吸のための運動単位の補充率の推定値を与えるであろう。呼吸筋運動単位の量及び補充率は所与の呼吸のための呼吸努力の指数であり、その呼吸の実際の呼吸の大きさ、すなわち一回換気量に関係づけられるはずである。これらの値を全呼吸時間で除算すること、これはこれらの値を呼吸率で乗算することに等しいが、これは実際の分時換気量の類似の指数である。実際、胸骨傍肋間筋からのこれらの指数、ＭＶデルタ、ＭＶ平均傾斜、及びＭＶ最大傾斜、の値はすべて実際の分時換気量と高度に相関した。これらの良好な相関は定常状態及び遷移の両期間について存在した。類似の結果は横隔膜について、またより小さい程度で、奇静脈により検出された外、肋間筋について観察されたが、もっともこれらについては最小限のデータが利用可能ではあった。呼吸努力の指数と実際の分時換気量との間の良好な相関に加えて、我々は又全呼吸時間及び呼吸筋ＥＭＧから導出された呼吸率と呼吸流量計信号から得られたそれらとの間に非常に良好な相関を見いだした。
これらの結果から、分時換気量を追跡するための実用的筋電計特徴システムが構想され得るであろう。しかしながら、幾つかの技術的設計問題が考慮されるべきである。まず、研究された三つの呼吸筋群からのＥＭＧの特性が二酸化炭素ストレスに対して幾分変化した。これは植込み可能なパルス発生器におけるＥＭＧ測定特徴が特定の目標筋肉に合わせて調整されなければならないであろうことを示している。次に、この研究において行われたようにペースメーカがＥＭＧを連続的に測定することは実用的ではないであろう。それゆえ、関心事の測定を行うために必要に応じて測定をオンオフ制御することはエネルギー要件をより実用的にするであろう。一つのシステムは移動時間平均の最大傾斜を利用することができるであろう。この信号は既に移動時間平均の傾斜の「瞬時」測度である。この画像は運動アーティファクトを仮定していない。運動アーティファクトが存在するならば、電気的沈黙は小さい傾斜によって置き換えられるであろう。吸入の開始を示す傾斜しきい値がその場合必要であろう。吸入期間中の最大瞬時傾斜を呼吸度数、６０（秒／分）／呼吸間隔（秒）、で乗算すると、分時換気量指数が得られるであろう。しかしながら、移動時間平均の呼吸筋最大傾斜のすべてが分時換気量を記述するためにも機能したわけではない。
人間の解剖学的構造−今度は図７Ａ〜図７Ｃに移ると、吸気及び呼気の期間中の横隔膜、胸郭、外及び内肋間筋を含む人間の骨格胸部の三つの図が描かれている。図７Ａは呼気の期間中の及び吸気事象間の期間における胸郭、横隔膜並びに内及び外肋間筋の相対的配位を示している。図７Ｂは収縮する横隔膜の下降につれての軸方向寸法の増大に主として起因する吸気中の胸部の容積の増大を示している。胸部の前後方向寸法は外肋間筋の収縮により引き起こされた肋骨の回転によって増大される。胸骨及び鎖骨を持ち上げる副筋は胸部寸法を増大するのに役立つ。図７Ｃは外及び内肋間筋並びに横隔膜神経及び横隔膜の配位を示している。外肋間筋は正常吸気においては肋骨を持ち上げ、そして肋骨が下降するにつれてこれらの筋の弛緩が呼気を生じさせる。内肋間筋は強制呼気又は非常に深い呼吸においてだけ活動的である。
横隔膜は呼吸筋のうちの最も重要なものである。それは胸部と腹部との間の薄い可動の隔壁であって、胸部に対して丸天井形の屋根を形成している。横隔膜は左側よりも右側の方が高い。中央部分は胸部からの出口の縁に取り付けられた非常に強い腱である。筋肉部分は肋骨及び胸骨で又は上腰椎で後部において始まる丸天井形の構造を形成している。横隔膜は大動脈、食堂、及び下大静脈が通過している三つの大きい開口及び数個の小さい開口を有している。
横隔膜の収縮は三つの直径において、しかし主として図７Ａから図７Ｂに描かれたように横隔膜が下降するにつれて胸部空胴の軸方向直径を長くすることによって、胸部空胴の大きさを増大する。横隔膜は呼吸の主な筋肉である。これが弛緩すると、受動的呼気が結果として生じるが、これは静かな呼吸のためには十分である。
外肋間筋は正常の、静かな呼吸の際の肋骨の持上げに対して主として責任がある。それは図７Ｃに描かれたように二つの隣接した肋骨の間に挿入されて、前方及び後方へ傾斜している。これらの筋の弛緩は受動的呼気を引き起こす。
内肋間筋は肋骨間でより深い層の筋肉組織を形成していて、線維は反対方向に、上から下方及び後方へ走っている。収縮時に、これらの筋は肋骨を押して、強制された又は非常に深い呼吸の期間中の呼気を助ける。これは能動的又は強制の呼気である。
胸部空胴の大きさの増大は肺の外側の空胴内の胸膜圧に影響を与えるが、この圧力はフンケ（Ｆｕｎｋｅ）によって胸膜空胴内の圧力変換器を用いて測定され、そしてナップホルツ（Ｎａｐｐｈｏｌｚ）によって大静脈及び心臓内の血液インピーダンスの測定においてあてにされた。インピーダンス体積記録法を使用した技法のすべては胸郭内の容積の膨張及び収縮に依存して、呼吸率及び／又は分時換気量を表す信号を発生している。
呼吸筋の電気的活動度の生理学的反応は多数の研究者によって広範囲に研究された。上に明確に記述されたものに加えて呼吸筋のすべてがある程度まで研究された。すべてが呼吸の活動度に役割を有しており、若干のものは努力中のその活動度を増大し、また幾つかのものは平常時かなり姿勢に寄与する。多くの活動度を持ったそのような筋肉は、心搏調整歩度制御信号を発生するための首位の候補として、外胸骨傍、及び内肋間筋、斜角筋、胸鎖乳様突起筋、並びに横隔膜から出たＥＭＧ信号を発生するためには適当でない。
呼吸ＥＭＧ研究のための電位筋を選択するときの重要な考慮事項はそのＥＭＧ活動度の形式及びパターンである。この研究において調査された筋肉は間隔活動度として作用し、すべては吸気中収縮し、そして呼気中電気的に静かである。この相特性は個々の圧迫の持続時間を決定する。従って呼吸率を決定するために重要である。加えて、相活動度は一つの呼吸を別の呼吸から区別して各呼吸の努力特性を検査することを可能にする。
今度は図８に移ると、胸郭及び呼吸筋系統に対する内臓の配位が右側縦隔図で描かれている。図８は心臓、横隔膜、大静脈、胸郭、並びに内及び外肋間筋の相対的配位を示している。図９ないし図１３の特定の心搏調整システムは骨格的呼吸筋、横隔膜、心臓及び静脈系統の相対的位置を利用するように設計されている。
特定のシステム形態−通常心搏調整パルス発生器は胸郭の外側の胸部領域における皮膚の下に配置されるので、経静脈法の心搏調整用リードは右鎖骨下静脈又は右内頸静脈を通して右心へ、上大静脈を通して右心房へ、そして心室心搏調整システムのために三尖弁を通して右心室へ導入されることができる。この発明に従って、通常のペースメーカシステム及び植込み技法は、ペースメーカのコネクタブロックに結合されそして経静脈法で右鎖骨下静脈又は右内頸静脈を通って上大静脈の上方部分へと進められそれから奇静脈へ進められそして肋間筋鞘及び横隔膜の表面に隣接した位置に進められた付加的なリード及び電極と共に使用されることができる。電極システムのそのような導入及び配位は図９に概略的に示されている。
図９において、ペースメーカパルス発生器２００及びリードシステム２０２は胸骨の外側で患者の皮膚の下にある典型的な植込み位置に示されていて、リードシステム２０２は右内頸静脈２０４中へ延びている。心搏調整パルス発生器２００は導電性のケース２０６を含んでおり、これはリード２１２の先端部で患者の心臓２１０の右心室へ延びている能動的ペース／センス電極２０８と共に中性のぺース／センス電極として作用することができる。リード２１２は技術上周知の方法でコネクタブロック２１４においてパルス発生器２００に結合されている。
この発明に従って、リードシステム２０２は奇静脈リード２１６を含んでおり、これも又右内頸静脈へと導入され、そして蛍光透視鏡の制御の下で上大静脈へと進められ且つ回転させられて、奇静脈へと向けられ、そして奇静脈中で上流方向に、２２０で概括的に示された横隔膜において２１８で概括的に示された肋間筋鞘の表面に隣接した位置に進められる。奇静脈リード２１６は一対の隔置された検出用電極２２２及び２２４を所有しており、これらの電極は二極式ペースメーカ・ペース／センス・リード及び電極と同じ方法で構成されている。使用の際、呼吸筋からのＥＭＧ信号は電極２２２及び２２４間で拾い上げられそしてリード２１６内の導線を通して前述の方法による処理のためにパルス発生器２００に導かれる。
明確には示されないけれども、図９の実施例は奇静脈リードを使用する代わりにパルス発生器の外科的植込みの近傍における呼吸筋組織へと掛け留められた一つ以上のメドトロニック（Ｍｅｄｔｒｏｎｉｃ）モデル４９５１形電極を使用してもよい。外科医が図９の心臓２１０の頂部の近くに心外膜心搏調整用リードを植え込むことを好都合と認める場合には、横隔膜２２０はリードを配置するために限定開胸手順で露出させられ、そして縫合式又は掛留め式電極リードが横隔膜筋２２０に直接配置されることができる。そのような手順において、心搏調整パルス発生器２００は図９に示されたように胸にではなく、腹部領域において皮下に植え込まれることになるであろう。
図９に描かれたような横隔膜に対する心臓の配位は、開胸外科手順において、患者の心臓の心外膜と横隔膜の表面との間にわたる心搏調整システムを使用する機会を与える。心臓から横隔膜の近傍は心外膜又は横隔膜に直接結合されるように構成されたパルス発生器及び電極システムをこれら二つの器官の他方に外科的に取り付けられ得る短いリード及び電極システムと共に有しているコネクタ無しの心搏調整システムの使用を可能にする。そのような心搏調整システムの二つの実施例が図１０に概略的に描かれている。
図１０に描かれた一方の実施例はペースメーカパルス発生器２３０、ＥＭＧセンス電極２３２、ペース／センス電極２３４、及びパルス発生器２３０とペース／センス電極２３４との間に延びたリード延長部２３６からなっている。図１０に描かれた別の実施例はパルス発生器２４０、ペース／センス電極２４２、ＥＭＧセンス電極２４４、及びＥＭＧ電極２４４とパルス発生器２４０との間に延びたリード延長部２４６からなっている。予想されることであるが、図１０に描かれた二つの実施例の一方又は他方は、空間２５２を露出させるために矢印２５０の方向に行われる正中胸骨切開及び限定開胸を必要とする外科的手順において使用されるであろう。図解の都合上、心搏調整システムは空間２５２からずらされて示されている。第２又は第３実施例のいずれのシステムが植え込まれようと、やはり理解されるように、心臓を取り囲む心膜嚢はこの手順においては第２実施例の電極２３４又は第３実施例の電極２４２及びパルス発生器２４０を心室心筋に直接取り付けるために露出させられるであろうし、又心膜嚢は取り囲まれた心膜嚢を出て横隔膜の方へ延びるリード本体２３６、２４６だけを残して元どおり縫合されることになるであろう。
図１０に描かれた実施例においては、掛留め式電極対を電極２３２、２３４及び２４２、２４４として使用することが予想されるが、しかし、メドトロニック（Ｍｅｄｔｒｏｎｉｃ）モデル６９１７形の又は論及によりこの明細書に組み込まれた米国特許第４１５７７２０号及び第４２５６１１５号に示された形式のらせん式ねじ込み電極が、心筋用ねじ込み電極の購入された場合、少なくとも電極２３４又は２４２として、心筋を貫通することなくパルス発生器を支持するのに十分な比較的厚い心筋において使用され得るであろうことは理解されるであろう。電極２３２及び２４４の横隔膜への固定の際、上に記述された形式の掛留め式電極はその比較的浅い侵入深度のゆえに使用されるであろうことが予想される。加えて、電極２３４、２４４におけるパルス発生器ケース２３０、２４０を付加的購入のために正しい位置に縫合することが必要であろうことは予想される。
心臓の心外膜表面と横隔膜との間の比較的短い距離を考慮して、パルス発生器及びリード組立体は、少なくともコネクタブロックの付加がパルス発生器の容積を増すような第３実施例の場合には、コネクタブロックなしで構成されることが予想される。心筋と横隔膜との間の近い距離及びリード２３６、２４６を配置するために探り針を使用する必要性の欠如のゆえに、心搏調整システムはどちらの場合でも永久取付け式コネクタ無しリードシステムを使用することができる。
今度は図１１ないし図１３に移ると、この発明のＥＭＧ検出及び歩度応答式心搏調整及び電極システムの三つの更なる実施例が描かれており、ここでは、特に穿刺器具が正しい場所に残されたならば、心筋及び静脈壁を通る穿刺を自己密封する低圧右心房、心室及び静脈システムの傾向を利用している。文献に報告されていることであるが、心搏調整用リードは不注意に右心室頂心筋を通過して横隔膜と接触し、心搏調整パルスが放出されるたびごとに患者にしゃっくりを起こさせる。そのような場合には、心筋がリード本体を圧迫して比較的低い静脈圧で穿刺を密封する傾向があるので、故意でない貫通は破局的な出血を生じることにはならない。同様に、リードが比較的安定であるかぎり、密封前に最少限の出血で穿刺し且つリードに心房心筋壁又は静脈を通過させることが可能である。
図１１の実施例において、ペースメーカ２００、２０６、２１４及び心搏調整用リードシステム２０２、２０８、２１２は図９に関連して記述されたように植え込まれ且つ相互に接続されている。しかしながら、ＥＭＧ検出用リード２６０は、その遠位先端部にねじ込み電極２６２を有していて、リード２１２と共に経静脈法で上大静脈へ送られ、しかしそれから、心臓２１０のすぐ下で横隔膜２２０の近くにある下大静脈２６２における開口部を通過させられる。それゆえ、リード２６０は右心房及び心室を迂回して、上大静脈から延びて下大静脈に入り、ここで導管を出て横隔膜へねじ込まれる。
下大静脈の貫通は好ましくはねじ込み電極２６２自体の鋭い先端部によって行われる。小直径のリード本体では、チップ電極２６２及びリード本体は開口部を通されて横隔膜へねじ込まれ、リード２６０のある長さを心膜嚢と横隔膜との間の空間に残してそれの呼吸移動を可能にするようにされることができる。短い時間の後、静脈壁を通るリードにより作られた傷は密閉される。別の方法として、ねじ込み電極を静脈壁経由で隣接の横隔膜中へと直接回転させてそれらを一緒に取り付け、線維形成に依存してその後一緒に長期にわたって保持することが可能であろう。
図１２においは、心房ペース／センス電極２６８を有する心房リード２６６の減小直径延長部がねじ込みＥＭＧセンス電極２７０’を構成している。この実施例においては、電極２７０は右心房の内側から薄い心房心筋及び心膜嚢を通してねじ込まれ、それから隣接の横隔膜中へとねじ込まれる。心臓２１０は横隔膜上に支えられていて呼吸の際横隔膜移動に追従するので、電極２６８を右心房内に保持しながら電極２７０を固定することが可能である。心房心筋を通しての固定は心臓２１０の切取り部分に図解されている。
図１２に描かれた心搏調整システムは右心室に配置された第２のリード２１２を有する二重室ペースメーカである。図９及び図１１の実施例も同様に二重室心搏調整システムで実施されることができる。
図１３においては、心室ペース・センス電極２７４を有する心室リード２７２の減小直径延長部がねじ込みＥＭＧセンス電極２７６を構成している。この実施例において、電極２７６は右心室の内側から相対的に厚い右心室心筋及び心膜嚢を通して直接隣接の横隔膜中へねじ込まれている。図１２の心房実施例におけるように、ねじ込み電極２７６が心臓２０８をこの横隔膜２２０に非常に鋭く取り付けている区域においては慣性の組織線維症が生じることが予想される。しかしながら、ねじ込み電極２７６の小部分だけを露出させると、心臓ＥＣＧと区別して横隔膜ＥＭＧを拾い上げることが可能になる。この固定もやはり心臓２１０の切取り部分により図解されている。
図１１〜図１３のＥＭＧ検出用リード２６０、２６６、２７２及び電極２６２、２７０、２７６は単極式又は二極式のいずれの電極形態においても実施されることができる。電極の固定は図示されたらせん状電極以外の手段によって、例えば、能動的固定のためにはフック、バーブ（さかとげ）オープンヘリックス、若しくは広がる電線によって、又は受動的固定のためには組織の内成長を促進するための電極の表面変更によって行われることができる。二極式ねじ込み電極は隔置された非絶縁の巻回を有する絶縁同軸多糸導線を準備することによってなし遂げられ得る。それゆえに、図１３の実施例の単一パスリード２２２全体は二極式ペース／センス電極２７４及びＥＭＧ電極２７６に接続された４本までの別々に絶縁された同軸多糸導線を含むことができ、又は二つの付加的なそのような導線及び一対の心房ペース・センス電極を含むことさえもできる。すべての場合において、ＥＭＧ検出用電極及びペース／センス電極はＥＭＧ及びＥＣＧ検出を簡単化するために互いに絶縁され且つそれぞれ横隔膜及び心筋から離して保持されなければならない。
電極２６２、２７０、２７６が静脈壁又は心筋を自体で貫通するように設計されていないならば、通常の組織コアリングカテーテルがまず所望の場所に挿入されそしてその通過のための穴をあけるために使用されるであろう。
図面に明確には描かれていないけれども、図１０に示された形成の心搏調整システムが、パルス発生器を通常の方法でポケット２５２に又は胸郭の外側に位置させて患者の心臓の心外膜に及び別個に横隔膜に配置可能な第１及び第２の組の電極を有するパルス発生器を使用してもようことは更に予想される。図９〜図１２に描かれた実施例は呼吸筋ＥＭＧを拾い上げてこれをパルス発生器に導くためにＥＭＧ電極を心搏調整システムに結合することのできる種々の方法を例示している。この発明に従って、信号は上述の選択信号の移動時間平均を使用して処理されて心搏調整歩度制御システムを開発させる。
この発明の心搏調整システムの形態の幾つかの変更例は前述の開示内容に照らして技術に通じた者には直ちに明らかになるであろう。それゆえに、この発明の範囲は次の諸請求項を開示内容に照らして読むときの、その諸請求項からだけ解釈されるべきである。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図４Ａ】
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【図５】
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【図６】
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【図７Ａ】
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【図７Ｂ】
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【図７Ｃ】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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