JP2623170B2 - レート応答型ペースメーカー - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 発明の技術分野 本発明は、植え込み型の医療用装置に関し、特に、酸
化血液のための患者の物質代謝デマンドに反応かつ対応
してペーシングレートを可変する心臓ペースメーカーに
関する。

発明の背景 多種類の心臓ペースメーカーが公知かつ市販されてい
る。ペースメーカーは概ね心臓のどの室を感知でき、ペ
ーシング刺激を供給し、それらの感知された本来の電気
的心臓の体動に対する反応によって特性を決定される。
ある種のペースメーカーは、自然の心臓の体動に関連さ
せずに固定的一定の間隔でペーシング刺激を供給する。
しかしながら一般には、ペースメーカーは心臓の室の１
つか両方で電気的心臓の体動を感知し、感知された自律
的な電気的事象の発生とその認識に基づいてペーシング
刺激を心臓へ供給し、阻止あるいはトリガする。たとえ
ば、いわゆる「VVI」ペースメーカーは、患者の心臓の
心室で電気的心臓の体動を感知する。そして、自律的心
室収縮を示す電気信号がないときにだけ心室にペーシン
グ刺激を供給する。他方、「DDD」ペースメーカーは、
患者の心臓の心房と心室の両方で電気信号を感知し、自
律的心房収縮を示す信号がないときに心房ペーシング刺
激を供給し、また自律的心室収縮を示す信号がないとき
に心室ペーシング刺激を供給する。DDDペースメーカー
による各々のペーシング刺激の供給は、先行して感知あ
るいはペーシングされた事象と同期させる。

患者の心室の内側の圧力を測定するためのセンサーか
らの信号や、患者の身体の体動レベルを測定するための
信号のように、他の生理的な信号タイプに反応するペー
スメーカーも知られている。近年、酸素のための物質代
謝のデマンドを測定し、それに対応してペーシングレー
トを可変するペースメーカーが、広く利用できるように
なった。酸化血液のためのデマンドを測定するための一
般に採用されている方法は、圧電変換器によって患者の
身体の体動を測定することである。体動感知のための圧
電性結晶は、一般的にはペースメーカーシールドに固定
され、患者の体動によってもたらされるペースメーカー
シールドの変形に応じて電気信号を発生させる。比較的
に安く、製造歩留りが高く、そして極めて信頼できる態
様で患者の運動の音響エネルギーを伝達できるので、圧
電マイクロホン状のセンサーが、広くレート応答型ペー
スメーカーで使用されている。圧電体動センサーを採用
しているペースメーカーが、Anderson等の米国特許第4,
485,813号に開示されている。圧電体動センサーが一般
的であるが、酸化血液のための患者の物質代謝デマンド
をモニターするには他の方法も存在する。例えば、血液
酸素飽和度は、直接測定できる。Bornzinの米国特許第
4,467,807号、Baudino等の米国特許第4,807,629号及びB
ruinwell等の米国特許第4,750,495号で開示されるよう
にまた、Schaldachの米国特許第4,867,160号で開示され
ているように、ペーシングレートは心拍血液量を示す測
定値の関数として可変できる。酸化血液のための患者の
物質代謝デマンドの指標として使用できる他の生理学的
な状態には、右心室血圧とその経時変化、静脈血温度、
呼吸速度、分換気、そして種々のプリ及びポスト収縮期
間隔がある。たとえばインピーダンスか圧力感知によっ
てそのような状態を心臓の右心室内で測定できる。

レート応答型ペースメーカーの典型的な先行公知例
は、ある種の体動センサーを有し、ペーシングレートが
センサー出力によって可変するものである。一般に、ペ
ーシングレートは、予め定められた最大、最小レベルの
間で可変し、該レベルは、複数のプログラマブルな上限
レートと下限のレートの間から医師によって選択可能で
ある。患者の体動レベルが増加したことを体動センサー
出力が示すとき、ペーシングレートはそれによって増大
させる。患者の体動がこの徴候を示し続ける限り、ペー
シングレートは、周期的にいくらかづつ計算された体動
ターゲットレートまで或いはプログラムされた上限レー
ト限度に達するまで増やされる。患者の体動が途絶える
と、プログラムされた下限レートに達するまでペーシン
グレートは徐々に減らされる。

患者の体動を変換ために圧電マイクロホン状のセンサ
ーを使用する従来技術においては、センサーからの生の
電気的信号出力がAC結合システムに印加され、ペースメ
ーカーのレート設定論理回路に印加される前に信号を帯
域濾過する。この装置は、Sivula等の米国特許第5,052,
388号で開示されている。Sivula等の特許によると、予
め定められた閾値を越える帯域濾過されたセンサー信号
のピークが十分な振幅の患者な体動の指標としてレート
設定論理回路によって解釈され、ペーシングレートの増
加が正当とされる得る。予め定められた閾値は、低振幅
の患者の動きを示すセンサー出力信号から背景「ノイ
ズ」として選別することを意図する複数のプロブラマブ
ル設定の１つから医師によって選択可能である。閾値レ
ベルを越える帯域濾過されたセンサー信号のピークの出
現が、各々「センサー検知」として知られている。この
センサー検知の和は、ある時間に渡って計算される。例
えば、センサー検知の数を２秒毎に決定し、その期間の
終わりに、もしセンサー検知の数が予め定められた値を
越えるならば、レート設定論理回路がペーシングレート
を増大させるべき徴候としてこれを把握する。

患者が抱えている問題を最小にするために、また植え
込まれたペースメーカーの有効寿命を延長するために、
プロブラマブルなペースメーカーパラメーターを供給す
ることが一般的な方法になり、医師がペースメーカーの
作用を微調整することを可能にし、患者の生理学的デマ
ンドに対してペーシング治療を最適化できるようになっ
てきた。例えば、医師は、ペースメーカーの電池寿命を
最大にするために、十分な安全率を確実に考慮して刺激
パルスエネルギーの設定を調整できる。さらに、医師
は、心臓組織の本来の減極を十分に感知できるようにす
るために、例えば筋電位差障害や電磁妨害雑音（EMI）
のような不要事象のオーバーセンシングを防ぎ、あるい
は最小にするように感知閾値を調整できる。

一般的にはペースメーカーのレート応答型作用に関係
する多くのプロブラマブルなパラメーターが存在する。
上記Sivula等特許で述べられたレート応答ペースメーカ
ーでは、例えば、上限レート限度、下限レート限度、及
びレート応答設定のうちの１つが選択されなければなら
ない。レート応答設定は、センサー出力の関数としてペ
ーシングレートの増分を、即ち検出された患者の体動に
応じたペーシングレート曲線の傾き決定するために使用
される。

同様に、Medtronic社のActivitrax IIモデル8412−1
4、同モデル8416−18、Siemens社、ElemaABのSensolog7
03、Cook Pacemaker社のモデルKelvin500、Telectronic
s社のMeta MVモデル1202、Cordis Pacing Systems社のP
rism CLモデル450A、Intermedics社のNova MR、そしてv
itatron MedicalB.V.社のDiamond等他のペースメーカー
は、それらのレート応答性に関連する種々の変数をプロ
グラムできるという特徴を有する。

Sensolog703ペースメーカーは、単腔体動感知、モー
ド変調、多重プロブラマブルパルス発生器である。その
主なプロブラマブル変数は、ペーシングモード、センサ
ー状態、最小及び最大ペーシングレート及び回復時間と
応答性である。パルス発生器の応答性は、「低負荷」
（LW）と「高負荷」（HW）と称する運動の２つレベルに
対応する２つのキャリブレーションポイントによって決
定する。調整処置の間に、医師はLWとHWの所望のペーシ
ングレートをプログラムし、患者に30秒間に渡り身体の
体動を遂行するように依頼することになる。体動の各レ
ベルで記録された最後のセンサー出力は、プログラマー
でアルゴリズムによって所望ペーシングレートと比較す
る。そして、プログラマブルな傾きと限界値の最適のセ
ットが医師に対して示される。Sensolog703ペースメー
カーは、植え込んだ後に種々の段階で再プログラムする
必要がある。パラメーターをプログラムするためにも必
要とされるセンサー値に対するレート応答に関するテー
ブルだけでなく、対応する傾きと閾値の組合わせに対す
るプログラマブルな設定に関する種々のテーブルも再プ
ログラムする必要がある。

Medtronic社のLegendand Activitrax IIモデルは、単
腔、多重プログラマブル、レート応答型ペースメーカー
であり、そのペーシングレートは、検出された身体の体
動に基づいて可変する。これらのペースメーカーは、モ
ード、感度、不応期、パルス振幅、パルス幅、下限及び
上限レート限界、レート応答ゲイン、そして体動閾値と
いうプロブラマブルなパラメーターを有する。

Cook Pacemaker社のモデルKelvin500は、単極、マル
チモード、レート応答型、演算処理装置付きペースメー
カーであり、心臓中の血液温度をモニターする能力があ
り、患者の生理学的なストレスの結果でペーシングレー
トを増大させる判断を行なう能力がある。このペースメ
ーカーは、モード、感度、不応期、パルス幅、下限及び
上限レート限度、そして中間レートというパラメーター
をプログラムできる。

Telectronics社のMate MVモデル1202は、マルチプロ
グラマブル、双極性ペースメーカーであり、抑制デマン
ド（VVIかAAI）、非同期（VOOかAOO）、自動的レート応
答を伴う呼吸の分通気中に感知された変化に基づく抑制
デマンド或いは適応非レート応答モードという４つのペ
ーシングモードの１つで作動するようにプログラムでき
る。モデル1202でプロブラマブルなパラメーターは、待
機レート、感度、パルス振幅、パルス幅、不応期、最小
限心拍数、及び最大の心拍数である。

Cordis Pacing System社のPrism CLモデル450Aは、レ
ート応答型、単腔、マルチプログラマブル心室ペースメ
ーカーである。モデル450Aでプロブラマブルなパラメー
ターはペーシングモード、レート応答（オンまたはオ
フ）、電極極性、下限及び上限レート限界、出力電流、
出力パルス幅、感度、不応期、及び自動的キャリブレー
ション速度である。Prism CLでは、レート応答が「オ
ン」とプログラムされたとき、最初にレート制御パラメ
ーター（RCP）と呼ばれる動的変数が初期化処理によっ
て決定される。Prism CLは、ペーシングレートを制御す
るために基準としてRCPを使用し、目標RCPと測定RCPを
比較して適切なレートをペースメーカーが決める。もし
測定RCPが目標RCPと異なれば、レートを増やすか、２つ
値が等しくなるまで減らす。ペースメーカーは、目標RC
Pへのレート応答の自動的調整を連続的に行なう。

患者が休息している間に、Prism CLの初期RCPが決定
される。初期設定の間に、目標RCPを確立するために、
約20ペーシング周期に渡りRCPを測定する。もし一時的
にでも本来の体動が初期化処理の間に感知されれば、初
期化は中断され、ペーシングが続くようになるまでレー
トを2.5パルス／分（PPM）で増大させる。初期設定が完
了し、目標RCPが確立されると、レート応答が自動的に
開始され、キャリブレーション機能が使用可能となる。
ペースメーカーは、次の周期で心電図特性を出すことに
より初期化処理の終了を表示する。

Prism CLの自動的キャリブレーション機能は、目標RC
Pの連続的キャリブレーションと生理学的なストレスに
関連するもの以外に、レードによる化膿、薬剤治療及び
他の生理学的な因子に起因するドリフト補正用の目標RC
Pの調整を行なう。調整周波数は、プログラムされたキ
ャリブレーション速度（ゆっくり、中間、速く）に部分
的に基く。

Intermedics社のNova MRは、単極性心房か心室ペース
メーカーであり、血液温度の変化を感知して、ペーシン
グレートを可変するためにこの情報を使用する。血液温
度の中の検出された変化へのペースメーカーの反応を決
定するために、レート応答、開始検知感度及びポスト運
動レート低下Vitatron Medical B.V.社のDiamondは、マ
ルチセンサー、マルチプログラマブル２腔ペースメーカ
ーであり、パラメーターの最大限の範囲がプログラマブ
ルであるモード、上限と下限のレート限界、最大トラッ
キング及びセンサーレート、パルス振幅と持続期間、感
度、不応期、体動加速度と減速率、夜間レート降下、リ
ード極性、ポスト刺激ブランキング間隔、体動閾値、セ
ンサーレート傾斜、上限レートアプローチ、その他がプ
ログラマブルである。

Vitatron Diamondも、プログラマブルに選択可能な
「適応AV遅延」機能を有し、心房性の刺激的パルスと心
室の刺激的パルスの供給の間の遅延が、検出された患者
の体動によってそれ自身が変化する現在のペーシングレ
ートにより変化する。適応AV遅延機能と共に、医師は、
全ペーシングレートに対する固定的AV遅延か、６秒また
は９秒に渡る脈拍10箇分の心房レート変化による適応AV
遅延を選択することができる。適応AV遅延機能は、正常
かつ健康な心臓のものとみなされ、AV伝導時間は心拍数
に逆比例する。たとえばDaubert等の論文「Physiologic
al Relationship Between AV Intervaland Heart Ratei
n Healthy Subjects:Applications to Dual Chamber Pa
cing」PACE誌（第９巻、1986年11−12月、第II部、1032
−1039頁）を参照されたい。レート適応ペーシングAV間
隔が心臓出力を増やすことも開示されている。たとえば
Rees等の論文「Effect of Rate−Adapting Atrioventri
cular Delayon Stroke Volume and Cardiac Output Dur
ing Atrial Synchronous Pacing」（Can.Cardiac Journ
al誌、第６巻、第10号、1990年12月、445−452頁）を参
照されたい。理想的には、ペースメーカーのAV遅延は、
本来のAV伝導をまねるように選ばれるべきである。なぜ
なら、心臓血液拍出量は本来のAV伝導で最大になるから
である。たとえばHarper等の論文「Intrinsic Conducti
on Maximizes Cardiopulmonary Performance in Patien
ts With Dual Chamber Pacemakers」（PACE誌第14巻、1
991年11月、第II部、1787−1791頁）を参照されたい。
もちろん、高度AVブロックのある患者は、本来の伝導は
最小か存在しない。

AV間隔レート適応の他の例が、下記の先行技術で示さ
れている。Lin等への米国特許第4,060,090号（発明の名
称：「Variable P−R Interval Pacemaker」）では、例
えば、心房収縮の検知と、感知された心房収縮のレート
と共に可変して心室収縮をもたらす電気的刺激の供給と
の間の時間を可能にする回路が開示されている。Markow
itzへの米国特許第4,421,116号（発明の名称：「Heart
Pacemaker With Separate A−V Intervals for Atrial
Synchronous and Atrial−Ventricular Sequential Pac
ing Modes」）では、心房同期と心房心室順次ペーシン
グのために別々に定義できるAV間隔を有するペースメー
カーが開示されている。

極めて高性能かつフル装備のペースメーカーでは、多
くの調整可能なパラメーターが設定されている。例え
ば、Sivula等のペースメーカーではレート応答設定、上
述のVitatron Diamondでは適応AV遅延設定が調整可能と
なっている。それらは従来より人の手でプログラムされ
かつ調整され、また反復して各患者のニーズに合わせて
最適化される。しばしば、プログラミングと個別化処理
が難しくかつ長時間を要するので、また所定のプログラ
マブル機能の有効性や影響が常に充分に医師によって理
解さているれるという訳ではないので、患者のパラメー
ターが常に完全に最適化されるという訳ではない。ある
場合には、医師は名目上（すなわち輸送用）の初期パラ
メーター設定だけを利用するかもしれない。従って、患
者がペースメーカーの最大限の能力を享受できないこと
もある。

ペースメーカーのメーカーは、ペースメーカーシステ
ムに付加的診断及びモニタリング能力を備えることによ
ってペースメーカー最適化の問題を軽減しようとした。
例えば、上述のVitatron Diamondペースメーカーは、付
加診断機能を与える。Diamondペースメーカーは、その
プログラマーに事象マーカーを伝送することができ、ペ
ーシングあるいは感知された心臓事象の発生を監視装置
で見たり、帯記録紙にプリントしたりできる。加えて、
Diamondペースメーカーは、Ｐ波振幅、心房レート、心
室レート、早発心室収縮（PVC）接続間隔、AV間隔対心
房レート、VA間隔、心房レートとPVC、PVC対時刻、そし
てSVT対時刻を示すヒストグラムを発生させることがで
きる。Diamondペースメーカーは、24時間ホルターモニ
ターとしても或いは体動センサー監視装置としても機能
する。Diamondペースメーカーのいくつかのカウンター
には、情報を医師に供給するために、プログラマーによ
って応答指令信号を送ることができる。上記情報として
は、心房や心室ペーシング事象の割合、感知された誘発
Ｔ波の比率、Ａ−Ｖ同期拍動の割合、PCVの数、そして
心房レートが上限レート限度を上回った時間がある。

Vitatron Diamondペースメーカーは、データを得るた
めにプログラミングユニットによっても応答指令信号を
送ることができる。上記データには、リードインピーダ
ンス、実測出力電圧、平均出力電流、Ｔ波、Ｐ波及びＲ
波振幅、VA間隔、AV間隔、QT間隔、患者の刺激閾値等が
ある。

利用できるすべてのこの情報と共に、医師は論理的に
より精しいパラメーターの選択を行なうことができる。
それによって医師は、患者のニーズに装置の作用をより
最適化させることができる。しかしながら、情報が意味
のある形で医師に示されることが重要である。そして、
プログラミング処理があまり難しくないか、時間が掛か
らないことも重要である。もちろん医師がペースメーカ
ーの作用に精通していることも重要である。さらに種々
のプログラマブルなパラメーターがどのようにその作用
に影響を及ぼすかについて知っていることも重要であ
る。

医師へのすべての診断上のデータと測定データを使用
可能とすることだけでなく、最適のペースメーカー設定
に到達するために、正しくすべての情報を理解すること
は難しい。しばしば種々の設定間の相互作用が明白でな
いことがある。ペースメーカーのプログラムされた上限
レートは、そのプログラムされた下限レートより高くな
ければならないが、他のプログラマブルな設定間の相互
作用もそれほど明白でないことがある。例えば、上記Si
vula等特許では、以下の問題が論じられている。即ち、
選択されたレート応答傾きは、最大のセンサー出力でペ
ースメーカーが実際に常にプログラムされた上限レート
に達することを可能にする基本ペーシングレートを十分
に増加させ得ないかもしれない。これは上限レートを選
択することについて医師の意図を妨害する。また、医師
が患者の個々のニーズにペースメーカーを細く調和させ
る能力を減少させる。

医師が最も適切なパラメーターを選択することを援助
するだけでなく、ペースメーカーのプログラムを作成す
ることにおいての医師の負担を減少させるために、ペー
スメーカーが、自動的にパラメーター選択できるように
することが既に提案されている。米国特許出願「Rate R
esponsive Pacemaker and Method for Automatically I
nitializing the Same」には、自動的にパラメーターを
初期化できるペースメーカーシステムが開示されてい
る。パラメーターには、感度閾値、ペーシングパルス
幅、ペーシグパルス振幅、体動閾値、そしてレート応答
ゲインがあげられている。

上記米国特許出願「Rate Responsive Pacemaker and
Method for Automatically Initializing the Same」が
示す植え込み型ペースメーカーのパラメーター選択方法
に関する改善に対し、本発明者は、なおいっそうの改善
の余地があり、ペースメーカー治療の最適化をさらに良
くすることができると考えている。特に、レート適応AV
遅延の供給に関してだけでなく、選択可能なレート応答
設定に関して、心拍数とAV間隔の逆比例関係を考慮に入
れた先行例（上記のVitatron Diamond）では、一般な患
者のフォローアップ診療では、医師が比較的「盲目的」
にレート応答とAV適応を行なっている。加えて、医師が
選択できる適応AV設定が比較的少ない。さらに、レート
応答設定選択とAV間隔調整は、一般的にはわずかな患者
の診断上のデータか血行力学性能データで行なうしかな
い。理想的には、個々の患者に合わせるには一個以上の
血行力学パラメーター、例えば放出率、心室充満、或い
は心拍血液量の最適化が必要である。しかしながらそれ
らのパラメーターの測定は、特殊なセンサーを必要とす
る。

発明の開示 それゆえに本発明は、レート適応と感知及びペーシン
グAV間隔を決めるために必要な患者の特性を判断し、適
切な使用可能レート応答設定を選択することについて医
師を援助することができる装置に関する。開示された体
動運動試験は、ペースメーカーとプログラマーを含む定
義済みのプロトコルを通して、適切なレート応答パラメ
ーターとAVレート適応特性を選択することについて医師
を援助する。試験成績は、新しい方法で示され、医師が
ペーシング治療上での体動感知の影響を観察することを
可能にする。医師は体動センサーパラメーターを変更で
き、そして結果として生じる影響を再検討することがで
きる。そのような予測能力は、運動間に生じ得るセンサ
ーとすべての本来の応答についての情報に基づいて、医
師が適切なセンサーパラメーターを選択することを可能
とする。本発明は、医師が患者のニーズに対してペース
メーカーの作用を非常に最適化することを可能にする。

本発明によれば、最適化されたレート応答とAVレート
適応の決定が、付加的かつ不便な血行力学的測定なしで
行なえ、現代のペースメーカーの広範な診断について使
用可能となる。

高度AVブロックのある患者のために、医師は、健康な
心臓の適応特性をまねたAV遅延レート適応をプログラム
することができる。しかしながら、心拍数の所定の範囲
において十分な本来の伝導がある患者のためには、本来
の心室収縮が生じるのを許すことが望ましく、それによ
って放出率を高め、心筋の効率を増大させ、そしてペー
スメーカー電池寿命を長くすることができる。本発明
は、いくらか本来の伝導がある患者のために、自動的レ
ート適応AVのパラメーターの選択及び／又はガイド可能
な装置に関する。

本発明では、体動試験プロトコルが、ペースメーカー
患者で例えば植え込み時或いは患者のフォローアップの
間に行なわれる。試験プロトコルには、短い患者の運動
期間を含む。この運動は、患者の生活様式にとって適切
であると思われる活発な歩行その他の運動とすることが
できる。

患者の運動の間に、一時的にペースメーカーは、プロ
グラマブルなAV持続期間値をセットする。この期間は比
較的長く（少なくとも250ミリ秒）、ペーシング及び感
知されたAV間の原点オフセットを伴う。つまり、心房感
知から心室ペーシング（ASからVP）へのAV遅延は、心房
ペーシングから心室ペーシング（APからVP）への遅延と
同一である。このペースメーカーは、もし患者が、休息
している状態で本来の心房レートを示すならば、メモリ
にAPからVSへのAV間隔持続期間だけでなく、すべてのAS
からVSへのAV間隔持続期間を記録する。AV間隔持続期間
値は、心房レートの関数として「ビン」に累算される
（感知し、ペーシングし、かつ心房レート決定するため
に不応感知された心房事象をカウントする）。結果は、
各レートビンにおける２つのタイプのAV伝導時間特性と
なる。

運動試験の間にも、Ａ−Ａ間隔持続期間、ペーシング
された事象の比率、及び運動の間の体動センサー検知を
反映するデータが記録される。加えて、ペースメーカー
は、心拍周期の総和に関するペーシングされた事象の比
率に関するデータを記録する。そして、同様にこのデー
タは、心房レートの関数としてビンに累算される。

運動の終わりに、累算されたデータはペースメーカー
のメモリから読取られ、外部のプログラミング／ディス
プレイ装置に送られる。このデータは、外部のユニット
に表示される。AV適応特性、測定AV間隔の２つのタイプ
（即ちASからVSとAPからVS）及び対心房レートを選択す
るために、プログラムされたAV特性及び「健康な」状態
の特性とともに、プログラマーは測定されたペーシング
感知AVオフセットを解釈し、ペーシング及び感知AV適応
特性を提案する。医師はプログラマー上で１つキーをス
トロークするだけで提案された特性を受け入れることが
でき、また提案された特性を変更することもできる。最
適のレート応答設定を選択するために、データは、医師
が個々のレート応答設定が患者にとって適切であるかど
うかを観察できる状態で表示される。

本発明では、ペースメーカーは、AV適応特性を自動的
かつ周期的に調整する能力を備え、AVレート適応応答を
動作中に最適化できる。本ペースメーカーは、もし本来
の伝導が最大許容レートに依存するAV遅延範囲内で成就
できるならば、これを可能にすることが患者にとって有
益であるとの仮定の下にプログラムが組まれている。AV
遅延は、レート増大に伴って線型に減少するべきであ
る。予めセットしたスケジュールによると、プログラム
された上限レートと下限のレート間で、本ペースメーカ
ーはプログラムされた感知及びとペーシングAV間隔を、
心房レートのサンプリングにより伸ばすことができる。
本ペースメーカーは、これらの測定値を２つとも線形特
性に適合させ、可能であれば本来の伝導が生じることを
許容する。そして本来の伝導が存在しないか、容認不可
能に遅い場合に心室ペーシングを生じさせる。

本発明では、すべての歩行による調整は、医師による
後の検索と調査のために、ペースメーカーの診断用メモ
リに記録される。

図面の簡単な説明 図１は、本発明の一実施例に係るペースメーカーの植
え込み例を示す。

図２は、図１のペースメーカーのブロック図である。

図３は、本発明の実施例に係る外部のプログラミング
ユニットのブロック図である。

図４は、運動試験の間のペーシングされた事象の比率
を決定するための本発明の実施例に係るアルゴリズムを
示すフローチャートである。

図５は、心房レートの関数としてビン値を計算するた
めの本発明の実施例に係るアルゴリズムを示すフローチ
ャートである。

図６は、本発明の実施例に係るプログラマー表示画面
の例を示す図である。

図７は、本発明の実施例に係る別のプログラマー表示
画面の例を示す図である。

実施例の詳細な説明 図１は、本発明の一の実施例に係るレート応答型、２
腔ペースメーカー10を患者11に植え込んだ状態を示す。
ペースメーカー10は、公知のように、密閉シールした、
生物学的に不活性な外周シールド或いは「本体」内に内
蔵されている。一個以上の従来公知のペースメーカーリ
ードを、ペースメーカー10に電気的に結合してあり、そ
れらは患者の心臓16に血管18を経て延びている。図１、
図２では、２つのそのようなリード（心室リード14と心
房リード15）を示す。リード14、15の遠位端には、一個
以上の露出伝導電極を設けてあり、心臓16への電気的ペ
ーシング刺激の供給及び／または電気的心臓信号の受信
を可能としてある。二腔ペーシングは、様々な異なるリ
ード構造によってなすことができ、複数の電極を有する
単一のリードだけを使用しても可能である。従って分離
した心房リードと心室リードを図示するが、本発明がこ
のようなリード構造に限定されないことは明らかであ
る。

加えて、本発明は、単腔レート応答型ペースメーカー
に関しても実施できる。

図２には、図１のペースメーカー10のブロック図を示
す。本発明は、マイクロプロセッサを有するペースメー
カー10として述べているが、このペースメーカー10は、
カスタム集積回路等を用いても実施できる。図２のペー
スメーカーは、「Method and Apparatus for Implement
ing Activity Sensing in a Pulse Generator」及び「M
ethod and Apparatus for Rate Responsive Cardiac Pa
cingで開示されているものに類似する。

また、レート応答型ペースメーカーとして開示する
が、本発明は「Method and Apparatus for Rate−Respo
nsive Cardiac Pacing」で開示されたペースメーカーの
ようなレート応答型ペースメーカーの多くの異なるタイ
プに関しても実施できることが明らかである。さらに、
本発明は、マイクロホン状の圧電センサーを利用してい
るレート応答型ペースメーカーとして開示しているが、
本発明を、酸化血液用の患者の物質代謝デマンドの指標
（たとえば、圧力、血液酸素、インピーダンス、温度
等）を供給する他のタイプのセンサーを有するペースメ
ーカーに関しても実施できることが明らかである。

図２の実施例では、ペースメーカー10は、体動センサ
ー20を含み、このセンサーは、例えばペースメーカーの
シールドの内側に設けた圧電素子とすることができる。
このようなペースメーカーと体動センサーの構造はAnde
rson等の上記特許の対象とされている。圧電センサー20
は、患者11の物質代謝デマンドに関する測定パラメータ
ーの関数として可変するセンサー出力を供給する。

図２のペースメーカー10は、図示せぬ外部のプログラ
ミングユニットによってプロブラマブルである。本発明
のために適当なプログラマーは、Medtronic社のモデル9
760プログラマーでり、これは市販されていて、全てのM
edtronic社のペースメーカーと一緒に使用できる。9760
プログラマーは、マイクロプロセッサーを用いており、
プログラミングヘッドによってペースメーカー10に一連
の符号化された信号を供給し、コード化した無線周波数
（RF）信号をテレメトリーシステムによってペースメー
カー10に伝える。テレメトリーシステムは、例えば、Wy
borny等の米国特許第5,127,404号（発明の名称：「impr
oved Telemetry Format」）に開示されている。しかし
ながら、本発明では上述のテレメトリーシステム以外の
ものを使用することもできる。もちろん、所望の情報が
ペースメーカーと外部のプログラマーの間で伝送できる
必要がある。

外部プログラマーは、後述のようにテキストデータと
グラフィックデータを示すことができる必要がある。ま
たプログラマーはペースメーカーの内部記憶装置への応
答指令信号を送信できる必要がある。

使用可能なペースメーカーのプログラマーは、当業者
にとっては周知のものである。しかしながら、Medtroni
c社のモデル9760プログラマーは、本発明にとって現在
もっとも望ましい。このプログラマーを以下に図３を参
照して詳細に説明する。

本発明の実施例では、ペースメーカー10の下限レート
がプロブラマブルであり、たとえば、40〜90パルス／分
（PPM）で10PPMずつ増えるようにでき、また上限レート
も100〜175PPMの間で25PPMずつ増えるようにプログラマ
ブルで、10箇のレート応答機能を使用可能である。

加えて、プログラマーは、ペーシングレートの変化率
を制限する加速と減速パラメーターのための手段を含
む。一般的には、これらのパラメーターはそれぞれ、加
速と減速設定或いは攻撃と減衰設定とレート応答ペース
メーカーでは称される。これらは、所望のターゲットレ
ートに対する体動閾値が一定のままであるとしたとき
の、現在のペーシングレートと目標ペーシング間隔の90
％の間で変化するのにペースメーカーに必要な時間間隔
として表される。加速時間の適切な選択可能値は、例え
ば、0.25分、0.5分及び１分である。減速時間の適切な
選択可能値は、例えば、2.5分、５分及び10分である。

ペースメーカー10は、電気的に患者の心臓16へペーシ
ングリード14、15によって接続するように図２で示され
ている。リード14、15は一個以上の心臓内電極を有し、
それらは図２で17、18としてあり、それぞれリード14、
15の遠位端近傍に位置する。そして、それらは心臓16の
右心室（RV）と右心房（RA）に位置決めされている。リ
ード14、15は、単極でも双極でも公知のものを用いるこ
とができ、また単一電極でも多重電極でも使用できる。

電極17、18は、入出力回路22の入力端子へ入力コンデ
ンサー19を通して適当なリード導電体によって接続す
る。本実施例では、体動センサー20は、ペースメーカー
の外周保護用シールド内に設けられている。図２で示す
ように、体動センサー20からの出力は、入出力回路22に
も接続されている。入出力回路22は、心臓16、体動セン
サー20、アンテナ23、及び心臓16への刺激的パルス印加
用の回路にインタフェースするためのアナログ回路を含
み、またソフトウェアのアルゴリズムの制御の下でレー
トを制御するマイクロコンピューター24を含む。

マイクロコンピューター24は、内部システムロック回
路26、基板搭載RAM7及びROM28を有するマイクロプロセ
ッサ25を含む。マイクロコンピューター24は、RAM/ROM
ユニット29をさらに含む。マイクロプロセッサ25とRAM/
ROMユニット29は各々入出力回路22内のデジタルコント
ローラー／タイマー回路31にデータ制御バス30によって
接続する。マイクロコピューター24は市販の汎用マイク
ロプロセッサやマイクロコンピューター、或いは標準的
RAM/ROMを増やしたカスタム集積回路装置を用いること
ができる。

図２で示す電気部品の各々には、公知のように適切な
植え込み型な電池電源32によって電源を供給できる。説
明を簡潔にするために、ペースメーカー10の種々の構成
要素への電源供給は図示していない。

アンテナ23は、RF送信機と受信機ユニット33を通した
アップリンク／ダウンリンクテレメトリーのため、入出
力回路22に接続する。ユニット33は、Thompson等の米国
特許第4,556,063号（発行日1985年12月３日）及びMcDon
ald等の米国特許第4,257,423号（発行日1981年３月24
日）で採用されているテレメトリーとプログラム論理に
対応する。アンテナ23と上述した外部プログラマーのよ
うな図２には示さない外部装置の間のアナログデータ及
び／又はディジタルデータの遠隔伝送は、Wyborny等の
上記特許に開示されているように、全てのデータをデジ
タル化し、RF搬送波に乗せたパルス位置変調によってな
し得る。個々のプログラミングと選択されたテレメトリ
ーの態様は、本発明にとって、操作パラメータ値の入力
と記憶を可能にしかつペースメーカーメモリへの呼掛け
を行なうために重要である。

水晶発振回路34は、一般的には32,768Hz水晶制御発振
器で、デジタルコントローラー／タイマー回路31に主タ
イミングクロック信号を供給する。VREF及びバイアス回
路35は、安定基準電圧とバイアス電流を入出力回路22の
アナログ回路のために発生させる。アナログ−ディジタ
ル変換器（ADC）とマルチプレクサユニット36は、アナ
ログ信号及び電圧をデジタル化し、「リアルタイム」テ
レメトリー心臓内信号及び電池寿命（EOL）置換機能を
供給する。パワーオンリセット（POR）回路37は、回路
に関する機能を、例えば初期装置電力投入時あるいは短
期電磁妨害雑音で生じる下限電池状態を検知してデフォ
ルト状態にリセットする手段として機能する。

ペースメーカー10のタイミングを制御するためのオペ
レーティングコマンドは、デジタルコントローラー／タ
イマー回路31にバス30によって供給される。この回路31
には、ディジタルタイマーとカウンターをペースメーカ
ーの全体的補充収縮間隔を確立するために採用し、種々
の不応間隔とブランキングその他のタイミング窓だけで
なく、入出力回路22内の周辺構成要素を制御するように
している。

デジタルコントローラー／タイマー回路31は、センス
アンプ回路38と感度制御回路39を含む感知回路に接続す
る。特に、デジタルコントローラー／タイマー回路31
は、Ａ−EVENT（心房事象）信号を線40上で、Ｖ−EVENT
（心室事象）信号を線41上で受信する。センスアンプ回
路38は、リード14、15に接続し、Ｖ−SENSE（心室感
知）とＡ−SENSE（心房感知）信号を心臓16から受信す
る。センスアンプ回路38は、心房事象（ペーシングされ
たか、あるいは本来の心房事象）が検出されたときに、
線40上にＡ−EVENT信号を確立する。また、心室事象
（ペーシングされたか、あるいは本来の心室事象）が検
出されたときに、Ｖ−EVENT信号を線41上に確立する。
センスアンプ回路38は、一個以上のセンスアンプを含
む。これは、例えば、Steinの米国特許第4,379,459号
（発行日1983年４月12日）に開示されたものに対応す
る。

感度制御39は、プログラムされた感度設定に従ってセ
ンスアンプ回路38のゲインを調整するために設けられて
いる。

Ｖ−EGM（心室心電図）アンプ42は、心臓16からＶ−S
ENSE信号を受信するために、リード14に接続する。同様
に、Ａ−EGM（心房心電図）アンプ43は、心臓16からＡ
−SENSE信号を受信するためにリード15に接続する。Ｖ
−EGMアンプ42とＡ−EGMアンプ43によって作りだされた
電位図信号は植え込まれた装置が外部プログラマーによ
って応答指令信号を送られているときに使用され、患者
の電気的心臓体動のアナログ電位図情報を、例えはThom
pson等の米国特許第4,556,063号に開示されているよう
に、アップリンクテレメントリーによって伝送する。

デジタルコントローラーとタイマー回路31は、それぞ
れＶ−TRIG（心室トリガー）とＡ−TRIG（心房トリガ
ー）と記した２つの線45、46によって出力アンプ回路44
に接続する。回路31は、線45上に、ペーシング／センシ
ングリード14を経た心臓16への心室刺激パルスの供給を
開始させるためのＶ−TRIG信号を確立する。同様に、回
路31は、線46上に、心房刺激的パルスをペーシング／セ
ンシングリード15を経て心臓16へ供給開始するためのＡ
−TRIG信号を確立する。出力アンプ回路44は、各心室補
充収縮間隔時間がタイムアウトするか、外部から伝送さ
れたページングコマンドを受信するか、或いは他の記憶
された公知のコマンドに応じて、デジタルコントローラ
ー／タイマー回路31によって作りだされたＶ−TRIG信号
に対応して、心臓16の右心室に心室ペーシングパルス
（Ｖ−PACE）を供給する。同様に、出力アンプ回路44
は、右心房16に、Ａ−TRIG信号によりデジタルコントロ
ーラー／タイマー回路31によって作りだされ心房ペーシ
ングパルス（Ａ−PACE）を供給する。出力アンプ回路44
は、一個以上の出力アンプを含む。これらは、Thompson
の米国特許第4,476,868号（発行日1984年10月16日）に
開示されている。

公知のように、刺激的パルスが出力アンプ回路44によ
って供給されているときに、リード14、15から入出力回
路、Ｖ−EGMアンプ42及びＡ−EGMアンプ43を一時的にセ
ンスアンプ回路38と減結合するデカップリング回路を含
む。説明を簡潔にするために、デカップリング回路は図
２では示さない。

センスアンプ回路、出力アンプ回路及びEGMアンプ回
路を具体的に示したが、これらは単なる例である。これ
らの回路は、刺激的パルスを発生させ心臓の自然の及び
／または刺激された収縮を示す信号のためのデジタルコ
ントローラー／タイマー回路であれば公知の回路であっ
てよい。

デジタルコントローラー／タイマー回路31は、体動回
路47に接続し、体動センサー20から体動信号の受信、処
理、増幅を行なう。体動回路47の適当な例は、上記Sivu
la等の特許に詳細に開示されている。体動回路47自体
は、公知の種々の体動回路を採用できる。

本発明の実施例に係るプログラマー11のブロック図を
図３に示す。図３で示すように、プログラマー11は、中
央処理装置50を含むパーソナルコンピュータータイプの
マイクロプロセッサ応用装置である。マイクロプロセッ
サは、例えば、インテル80386マイクロプロセッサ等を
利用できる。

システムバス51は、プログラマー11のCPU50と種々の
他の構成要素を相互に連結させる。例えば、バス51は、
CPU50と操作可能なプログラミングを記憶しているハー
ドディスクドライブ52の間の接続をプログラマー11のた
めに供給する。システムバス51には、グラフィック回路
53とインタフェース制御装置モジュール54も接続する。

グラフィック回路53は、グラフィック表示スクリーン
55に接続する。Medtronic社のモデル9760のケースで
は、720x348ピクセルの解像度を有する陰極線管（CRT）
スクリーン55である。本発明では、スクリーン55はタッ
チスクリーンタイプで、プログラマー11のユーザが、ス
タイラス56を使用してグラフィック回路53により、スク
リーン55上の種々の位置を指すことができるものが望ま
しい。種々のタッチスクリーンが公知で、市販されてい
る。

図３を参照すると、プログラマー11はインタフェース
・モジュール57をさらに含む。これは、デジタルの回路
58と非絶縁アナログ回路59及び絶縁したアナログ回路60
を含む。デジタル回路58は、インタフェース・モジュー
ル57がインタフェース制御装置モジュール54と通信する
ことを可能にする。

インタフェース・モジュール57中の非絶縁アナログ回
路59にプログラミングヘッド61を接続し、植え込まれた
装置とプログラマー11の間のテレメトリーリンクを確立
するために使用する。特に、プログラミングヘッド61
は、RF信号の伝送、受信のためのテレメトリーコイルを
含み、患者の体内のペースメーカー10の植え込み部位の
上に置く。

ペースメーカー10は、EGMアンプ42、43を備え、心室
及び心房EGM信号を生じさせる。これらのEGM信号は、AD
変換器36によってデジタル化され、プログラマー11にア
ップリンク伝送される。遠隔伝送されたEGM信号は、プ
ログラミングヘッド61で受信されて非絶縁アナログ回路
59に供給される。非絶縁アナログ回路59は、たとえばデ
ィジタル−アナログ変換器のようにデジタル化されたEG
M信号をアナログEGM信号に変換し。A EGM OUTとV EGM O
UTとして図３で指定された出力線上にこれらの信号を生
じさせる。これらは、ストリップチャートレコーダかCR
T等に印加され、医師による目視検査を可能にする。最
終的にはこれらの信号が心臓内の電極から得られるの
で、それらは、皮膚電極から得る従来の表面心電図信号
で使用できないかもしれない異なる情報をしばしば提供
する。

ペースメーカー10は、それが検出する異なる心臓事象
を示すいわゆるマーカーコードを発生させることができ
る。マーカーチャンネル能力のあるペースメーカーは、
例えば、Markowitzの特許「Marker Channel Telemetry
System for a Medical Device」に開示されている。ペ
ースメーカー10に供給されたマーカーは、プログラミン
グヘッド61によって受信され、非絶縁アナログ回路から
のMARKER CHANNEL出力線59上に生じさせられる。インタ
フェース・モジュール57中の絶縁アナログ回路60は、心
電図とEP信号を受信する。特に、アナログ回路60は、患
者の皮膚電極から心電図信号を受信し、プログラマーシ
ステムに供給する前にこれらの信号を処理する。回路60
は、非健康な組織を侵すEP研究のために、外部のEP刺激
器から電気生理学的な（EP）刺激パルスを受信する。

植え込まれた装置10に対してプログラミングヘッド61
を確実に位置決めするために、回路はユーザへのフィー
ドバック回路を備え、プログラミングヘッド61と接続し
てペースメーカー10から十分に強いRF信号を受信する。
このフィードバックは、例えば、図３中のプログラムヘ
ッド61によって供給される。ヘッド位置指示器62は、例
えば、固定したテレメトリーチャンネルを表示する発光
ダイオード（LED）等である。

プログラマー１は、帯記録紙プリンター63等を備え、
例えば、ペースメーカー10からのA EGM信号やV EGM信号
を印刷できる。本発明の実施例では、多くのカウンタ
ー、レジスター及びタイマーが存在する。それらはペー
スメーカー10デジタルのコントローラー／タイマー回路
31で用いられる。これらのレジスターとカウンターは、
所定の時間間隔を測定するために使用され、ペースメー
カー10のペーシング／レート応答アルゴリズムと他の機
能を実行するのに必要である。このようなカウンター、
レジスター及びタイマーの使用は公知であり、SteinとW
ahlstrand等の上記特許でも述べられている。

回路31中の１つのカウンターを、ペーシングカウンタ
ー（以下PACE COUNTER）と称し、装置によって供給され
るペーシング刺激の数に対応する数値を記憶するために
使用する。公知のように、二腔ペースメーカーのために
２つのカウント値を保持することができ、心房ペーシン
グカウンター（以下A PACE COUNTER）は、供給する心房
刺激パルスの数を反映し、心室ペーシングカウンター
（以下V PACE COUNTER）は、供給する心室刺激パルスの
数を反映する。他のカウンターには、トータル事象カウ
ンター（以下TOTAL EVENT COUNTER）と称するものがあ
り、発生する心臓事象の数に対応する記憶するために使
用する。さらに他のカウンターとして、体動カウンター
（以下ACTIVITY COUNTER）がある。これはセンサー検知
の数をカウントするために使用する。それゆえに、例え
ば与えられた間隔の間に供給される心室ペーシングパル
スの数を数え、回路31が当該間隔の始まりでV PACE COU
NTERをリセットし、それからV PACE COUNTERの値を心室
トリガー信号が示されるたびに１つインクリメントする
ようにできる。同様に、与えられた時間間隔の間に生じ
ている心拍周期数、たとえばＡ−Ａ間隔を数えることを
望むのであれば、回路31は、当該間隔の始まりでTOTAL
EVENT COUNTERをリセットし、心房事象信号がセンスア
ンプ回路38によって確立されるたびに、また心房トリガ
ーがデジタル回路31によって確立されるたびに、TOTAL
EVENT COUNTERの値を１つインクリメントする（もちろ
ん心拍周期数は、Ｖ−Ｖ間隔数をカウントすることによ
っても決定でき、その場合には、心室事象信号が確立さ
れるたびにTOTAL EVENT COUNTERを１つインクリメント
する。）。

回路31に用いるタイマーの１つをインターバルタイマ
ー（以下INTERVAL TIMER）と称し、心拍周期、すなわち
Ａ−Ａ間隔かＶ−Ｖ間隔の持続期間を測定するために使
用する。房室タイマー（以下AV TIMER）と称する他のタ
イマーをＡ−Ｖ間隔の持続期間、すなわち心房性のペー
シングあるいは感知された事象と心室のペーシングある
いは感知された事象の間の間隔を測定するために使用す
る。これらのINTERVAL TIMER、AV TIMERその他のタイマ
ーは、増減するクロック信号を受信するもので、カウン
ト値は１クロックサイクルごとにインクリメントあるい
はデクリメントされる。これからカウンターによって測
定される間隔のリアルタイム持続期間は、当該間隔の終
了時のカウント値及びカウンターに印加したクロック信
号の周波数に基づいて決定することができる。本発明の
実施例では、回路31中のタイマーには128Hzのクロック
信号を印加し、これを水晶発振回路34からのシステムク
ロック信号から得るようにしている。

ペースメーカー10は、心房及び心室感知能力を有する
２腔ペースメーカーであり、Ａ−Ａ間隔（すなわち、ペ
ーシングあるいは感知された１つの心房事象から次の心
房事象までの間隔）或いはＶ−Ｖ間隔（すなわち、ペー
シングあるいは感知された１つの心室事象からから次の
心室事象までの間隔）のいずれについても心拍周期を規
定する。本来、もしペースメーカー10が１つの室でだけ
感知能力を有する単腔ペースメーカーであれば、当然心
拍周期は感知された室における連続した事象に関して規
定される。以下の説明ために、「心拍周期」という用語
はＡ−Ａ間隔を示すために使用するが、心拍周期がＶ−
Ｖ間隔に関しても規定できることは理解すべきである。

本発明の実施例では、ペースメーカー10は、各々の心
拍周期の終わりに多くの作用を実行する。各心拍周期の
終わりに、回路31は、メモリ29に記憶、保持させるINTE
RVAL TIMER値を生じさせる。マイクロコンピューター回
路24は、連続したINTERVAL TIMER値を記憶するためにRA
M/ROMユニット29中の連続するメモリ領域を保持し、最
近の複数の心拍周期長に関する情報を検索することがで
きる。INTERVAL TIMERは、各心拍周期後にリセットさ
れ、心拍周期の終了時点のINTERVAL TIMER値が、その心
拍周期の持続時間を反映する。また、各心拍周期の終わ
りに回路31は、心房刺激パルスがその周期間に供給され
ていれば、１つPACE COUNTER値をインクリメントする。
なお、心拍周期がＶ−Ｖ間隔に関しても規定でき、その
ケースでは、心室刺激パルスがその周期の間に供給され
ていればPACE COUNTERがインクリメントされる。また、
分離したカウンターとタイマーを、心房と心室用に保持
できるが、１つの室だけをモニターしてメモリと処理能
力を浪費しないようにすることもできる。

レート応答アルゴリズムを実行するために、上記Stei
n及びWahstrand等の特許あるいは文献で開示されている
ように、ペースメーカー10が各２秒間隔の終わりに多く
の作用を遂行するようにすることができる。

本発明は、短時間、例えば５分間の運動の間に、心臓
とペースメーカー機能に関する時間データをペースメー
カー10に収集させる機能を含む。特に、体動テストの間
に、ペースメーカー10は所定の作用を遂行し、各々の心
拍周期の終わりにデータを記憶する。類似した態様で、
ペースメーカー10はいくらかの補助的作用を遂行し、体
動テストの間に各２秒の時間間隔の終わりにデータを記
憶する。体動テストが、規定プロトコルを通して適切な
レート応答パラメーター設定とAV適応設定を選択するこ
とについて医師を助ける。

体動テスト後に運動データが伝送され、グラフとして
プログラマー11の表示画面55に表示される。そのグラフ
によって医師は、レート応答パラメーターを変えること
の影響を把握できる。

概ね２セットのデータを、体動テスト間にペースメー
カー10が集める。１つのセットは、テストの間に各心拍
周期の終わりで収集されたデータからなり、他のセット
は、テストの間に各２秒間隔の終わりに収集されたデー
タからなる。

特に、各心拍周期の終わりに、その心拍周期のINTERV
AL TIMER持続期間が、以下に述べるアルゴリズムによっ
て「ビン数」に変換される。このビン数が、心拍数の範
囲を反映し、より高いビン数は、より高い心拍数に対応
する。それから、最新の心拍周期のためのAV間隔持続期
間に対応するデータが、その周期のビン数と一緒に記憶
される。AV間隔とビンデータと一緒に、AVデータが心房
感知から心室感知への間隔（ASからVS）或いは心房ペー
シングから心室感知への間隔（APからVS）を反映するか
どうかに関しての確認が行なわれる。単一ビット（すな
わち、１かゼロ）のデータは、APからVSへのデータから
ASからVSへのAVデータを見分けるために使用される。

各２秒間隔の終わりに、２秒間隔の最後の心拍周期の
持続期間を反映するINTERVAL TIMER値がビン演算アルゴ
リズムを使用してビン数に変換される。またマイクロコ
ンピューター24は、２秒間隔の間のペーシングされた事
象の比率を計算し、２秒間隔の間のセンサー検知数を判
断する。センサー検知値、ペーシング割合値（以下PERC
ENT PACED）、そして各２秒間隔に伴うビン数が２バイ
トのデータにまとめられ、その間隔の終わりにメモリ29
に記憶される。

２秒間隔ではなく４秒間隔として本発明を実施するこ
ともできる。この増加で発生するデータ量が半減し、そ
れによって記憶容量の制約を減少させる。しかしなが
ら、これは演算結果の表示の「解像度」を減少させ、記
憶に要する時間を２倍にする。

図４では、運動試験の各２秒間隔の終わりにおけるPE
RCENT PACED値の計算を含む処理ステップからなるフロ
ーチャートを示す。図４のブロック100は、ビン計算が
各２秒間隔の終わりにだけ遂行されることを示す。２秒
間隔の終わりに、図４の判断ブロック106によって示さ
れるように、PACE COUNTER値が０に等しいかどうか（す
なわち、最後の２秒間隔の間にペーシング事象が生じて
いない）を、マイクロコンピューター24は判断する。イ
エスであれば、ブロック108でPERCENT PACEDは０とされ
る。もしいくらかのペーシング事象が２秒間隔の間に生
じたならば、フローはブロック110に進み、PACE COUNTE
R値に８が掛けられ、そしてブロック112に進み、PERCEN
T PACED値がゼロに初期化される。次のブロック114で
は、PACE COUNTER値がゼロ以上であるかどうかが判断さ
れる。もしPACE COUNTER値がゼロ以上であれば、現在の
PACE COUNTER値は、ブロック116でTOTAL EVENT COUNTER
値を引いたPACE COUNTER値に対応している値とされ、ブ
ロック118でPERCENT PACED値は１つインクリメントされ
る。

ブロック118からフローは判断ブロック114に戻り、再
び現在のPACE COUNTER値が０以上であるかどうか判断す
る。PACE COUNTER値が、ブロック116で或る値を再割り
当てされているのでゼロ以上ではない。PACE COUNTER値
が、ブロック114でゼロ未満のとき、フローは判断ブロ
ック120に進み、PERCENT PACED値が３以上であるかどう
か判断する。イエスならば、ブロック122でPERCENT PAC
EDが１つデクリメントされ、そしてフローはブロック12
4に進む。もしブロック120でPERCENT PACED値が３以下
であれば、PERCENT PACED値が５以上であるかどうかの
判断がブロック124でなされる。イエスならば、ブロッ
ク126でPERCENT PACED値が１つデクリメントされる。し
かしながら、もしPERCENT PACED値がブロック124で５未
満であれば、フローはブロック128に進む。フローはま
たブロック126からブロック128に進む。PACE COUNTER値
は、ブロック128でゼロにリセットされ、そしてTOTAL E
VENT COUNTERはブロック130でリセットされる。それか
ら、次の２秒間隔の終了までPERCENT PACEDルゴリズム
は終わる。

また図４で示したアルゴリズムを疑似コードサブルー
チンの形で表すと以下のようになる。

IF（PACE COUNTER＝０） THEN PERCENT PACED＝０ ELES PACE COUNTER＝PACE COUNTER x 8 PERCENT PACED＝０ WHILE （PACE COUNTER≧０） PACE COUNTER＝PACE COUNTER−TOTAL EVENT COUNTER PERCENT PACED＝PERCENT PACED＋１ IF（PERCENT PACED＞３） THEN PERCENT PACED＝PERCENT PACED−１ IF（PERCENT PACED≧５） THEN PERCENT PACED＝PERCENT PACED−１ PACE COUNTER＝０ TOTAL EVENT COUNTER＝０ 前述のアルゴリズムから得られたPERCENT PACED値
（以下「ペーシング割合アルゴリズム」という。）は、
包括的に０から７の間の範囲で存在する。PERCENT PACE
D値は、次の表１で示した比率範囲（DPR）に関連する。

最新の２秒間隔のPERCENT PACED値が得られた後、現
在のRAM位置に３ビットで記憶させる（すなわち、RAMユ
ニット29中の位置が最新２秒間隔に対応する。）。

図５で、心拍数の範囲に対応するビン数にINTERVAL T
IMER値を変換するためにペースメーカー10で遂行される
アルゴリズムのフローチャートを示す。図５に示した演
算は、128Hzのクロックレートに基づきデジタルコント
ローラー／タイマー回路31のINTERVAL TIMERを各クロッ
クサイクルで１つデクリメントし、初期値256でスター
トするものとしている。もちろん、もし異なるクロック
レートが使用されれば、ビン演算アルゴリズム中の所定
の数値を変えなければならない。

図５で示されたビン演算アルゴリズムは、その周期の
Ａ−Ａ間隔と各２秒間隔の終了によって、各心拍周期の
終わりにペースメーカー10で遂行される。各２秒間隔の
終わりに遂行されるビン演算は、そのインターバルでの
最後の心拍周期の持続期間に基づく。図５で示されたア
ルゴリズムは、ブロック131で始まり、現在のINTERVAL
TIMER値を１つデクリメントする。次に、フローは判断
ブロック132に進み、マイクロコンピューター24によっ
て、最新の２秒間隔における最後の心拍周期のためのIN
TERVAL TIMER値が159より大きいかどうか（INTERVAL TI
MER値が、心拍周期中の128Hzのクロック周波数を反映す
ることを思い出されたい。）の判断が行なわれる。もし
INTERVAL TIMER値が159より大きければ、BIN値がブロッ
ク134で31にセットされ、図４で述べたように、図５の
ブロック136によって示すように、３、ビットのPERCENT
PACED値を含むバイトの残りの５ビットにこのBIN値が
記憶される。

他方、INTERVAL TIMER値が159以下ならば、フローは
ブロック132から判断ブロック138に進み、INTERVAL TIM
ER値が127より大きいかどうかの判断がなされる。もしI
NTERVAL TIMER値が127以上ならば、ブロック140でBIN値
には初期値が割り当てられる。その値は、４つバイナリ
ー値をシフトしたINTERVAL TIMER値に対応する（すなわ
ち、INTERVAL TIMER値を16で除したもの）。それからブ
ロック142で、この初期BIN値に21が加算され、最終のBI
N値を得てこれをメモリに記憶する（ブロック136）。

もしINTERVAL TIMER値がブロック138で127以下なら
ば、フローは判断ブロック144に進む。ブロック144で
は、もしINTERVAL TIMER値が95以上ならば、ブロック14
6でBIN値に初期値が割り当てられる。この値は３つバイ
ナリー値をシフトさせたINTERVAL TIMER値に対応する
（すなわち、INTERVAL TIMER値を８で除したもの）。そ
れから、ブロック148でこの初期BIN値に13が加えられ、
最後のBIN値を得てこの値をメモリに記憶する（ブロッ
ク136）。

もしINTERVAL TIMER値がブロック144で95以下なら
ば、フローは判断ブロック150に進む。ブロック150で
は、もしINTERVAL TIMER値が63以上ならば、ブロック15
2でBIN値に初期値が割り当てられる。この初期値は、２
つバイナリー値をシフトされたINTERVAL TIMER値（すな
わち、INTERVAL TIMER値を４で除したもの）に対応す
る。それから、ブロック154でこの初期BIN値が、１つイ
ンクリメントされ、最終のBIN値を得てこれをメモリに
記憶する（ブロック136）。

もしINTERVAL TIMER値がブロック150で63以下なら
ば、フローは判断ブロック156に進む。ブロック156で、
もしINTERVAL TIMER値が48以上ならば、ブロック158でB
IN値に初期値が割り当てられる。この初期値は、１つバ
イナリー値をシフトされたINTERVAL TIMER値に対応する
（すなわちINTERVAL TIMER値を２で除したもの）。それ
から、ブロック160でこの初期BIN値から15が引かれ、最
後のBIN値を得てこれをメモリに記憶する（ブロック13
6）。

もしINTERVAL TIMER値がブロック156で49以下なら
ば、フローは判断ブロック162に進む。ブロック162で、
もしINTERVAL TIMER値が41以上であれば、ブロック164
でBIN値に39を引いたINTERVAL TIMER値に対応する値が
割り当てられ、それからこのBIN値をメモリに記憶する
（ブロック136）。最後に、もしINTERVAL TIMER値がブ
ロック162で40以下であれば、BIN値に１つの値が割り当
てられ、この値をメモリに記憶する（ブロック136）。
図５で示したアルゴリズムを疑似コードサブルーチンの
形で表すと以下のようになる。

INTERVAL TIMER＝INTERVAL TIMER−１ IF（INTERVAL TIMERVALUE＞159）THEN BIN＝31 ELSE IF （INTERVAL TIMERVALUE＞127） THEN BIN＝INTERVAL TIMER VALUE SHIFTED RIGHT 4 PLACES BIN＝BIN＋21 ELSE IF （INTERVAL TIMERVALUE＞95） THEN BIN＝INTERVAL TIMER VALUE SHIFTED RIGHT 3 PLACES BIN＝BIN＋13 ELSE IF （INTERVAL TIMERVALUE＞63） THEN BIN＝INTERVAL TIMER VALUE SHIFTED RIGHT 2 PLACES BIN＝BIN＋１ ELSE IF （INTERVAL TIMERVALUE＞48） THEN BIN＝INTERVAL TIMER VALUE SHIFTED RIGHT 1 PLACE BIN＝BIN−15 ELSE IF （INTERVAL TIMER VALUE＞41） THEN BIN＝INTERVAL TIMER VALUE−39 ELSE BIN＝１ 下記の表２では、図５で示したアルゴリズムにより算
出されるBIN値、各BIN値のためのレート範囲（DR）、各
BIN値に対応するINTERVAL TIMER値の範囲（IT）、及び
各BIN値に対応するリアルタイム心拍数の範囲（HR）の
間の対応を示す。再び、INTERVAL TIMER値が128Hzのク
ロックに基づくものであることに留意されたい。

上述のように、本発明の実施例に係る体動テストは、
短時間、好ましくは少なくとも５分間の患者の運動時間
を含み、その間に、ペースメーカー10は、各心拍周期
（Ａ−Ａ間隔）と各２秒間隔の後にRAM29にデータを記
憶する。各２秒間隔の後に記憶された第１のバイトは、
上述のBIN値とPERCENT PACED値を含むが、第２のバイト
は、２秒間隔に渡るセンサー検知カウントを含む。これ
らのバイトは、RAM29の予備の部分で連続した２バイト
対として記憶され、それらの記憶値は、プログラマー11
による呼掛け信号により検索できる。

２秒間隔の後に記憶された２バイトが両方ゼロバイト
である特別の場合を考える。この特殊なケースは、運動
試験が進行中であるのにリードスイッチ閉の状態が生じ
たことを示すために使用できる。

上記SteinとWahlstrand等の特許出願で述べられたレ
ート応答アルゴリズムは、本発明の実施例に係る体動テ
ストの間に記憶されるのと同じ２秒間のセンサー検知デ
ータを使用する。従って、運動試験の間に累算されたセ
ンサー検知データが外部のプログラマー11に供給される
とき、プログラマー11は同じレート応答アルゴリズムを
独立して実行することができる。これは、ペースメーカ
ー10にプログラムされた同じレート応答パラメーター設
定を使用してペースメーカー10の内部で遂行される。し
かしながらそれに加えて、プログラマー11は、異なるレ
ート応答パラメーター設定を使用しているデータによる
レート応答演算も遂行でき、医師は、体動テストの間に
患者の同じ体動レベルを与える異なる設定のペースメー
カーのレート応答が生じたことを判断できる。これは、
もし患者の体動に対するペースメーカー10のより良いレ
ート応答において、レート応答設定の異なる組合わせが
結果として生じるならば、医師が定める異なるレート応
答設定を実験することを可能にする。

図６は、プログラマー11による体動テストデータの表
示例を示す。既に述べたように、グラフィックを示すこ
とができるペースメーカープログラマーについての図６
に示すような詳細は、本発明にとって必須ではなく、当
業者にとっては市販のプログラマーから選択することが
容易である。本発明の実施例では、プログラマー11はMe
dtronic社のモデル9760である。

本発明の実施例に係る体動運動試験は、プログラマー
スクリーン55として示した多くの教育用スクリーンを通
して観察し得る状態でなされる。使用可能なデータメモ
リが複数領域に分割されるようにペースメーカーはプロ
グラムする。１つの領域は、心拍数（ビン数）、ペーシ
ング割合、及びセンサー検知データを２秒間隔で収集し
たものである。別の領域は、ビン数、AV間隔、ASからVS
/APからVS間隔のデータを各心拍周期後に収集したもの
である。

患者が運動を行ない、ペースメーカー10が、検索と、
プログラマーのメモリに記憶するデータ収集の指令信号
を送った後、心拍数とペーシング割合のデータが図６で
示された動向フォーマットで示される。それ自身ペース
メーカー10で使用され、かつ演算された体動レートとし
て示された同じアルゴリズムを使用して、データが再計
算されることをセンサーは検出する。好ましくは初め
に、ペースメーカー10は、実際にプログラムされたパラ
メーターにより演算された体動レートを算出する。しか
しながら、本発明では医師がレート応答設定を変えるこ
とができ、変更された設定を使用して再演算されるべき
演算体動レートを生じさせる。従って医師は、疑似的設
定が実際の患者の運動でデータを有することの作用を観
察することができる。もし医師が、疑似的設定が現在プ
ログラムされた設定より好ましいと判断するのであれ
ば、図６で示されたスクリーンからペースメーカー10に
プログラムされるべき新規な設定を行なえる。

図６のプログラマースクリーンでは、パラメーター制
御域180が、体動閾値設定、加速、減速、下限レート、
上限体動レート、及びレート応答設定を含むペースメー
カーのパラメーター設定用領域である。既に述べたよう
に、パラメーター領域180中に始めに示される値は、現
在ペースメーカー10にプログラムされた値である。現在
プログラムされた値は、本発明の実施例に係る体動運動
試験の開始によりペースメーカー10からの呼掛け信号を
通して決定する。パラメーター領域180には、複数のパ
ラメーター制御ボタン182、184、186、188、190、192、
194、196、198、200が存在する。既述のように、プログ
ラマー11は、好ましくはタッチセンサースクリーンを有
し、種々のボタンはスタイラス56等によって操作でき
る。従ってたとえば、医師がレート応答加速設定を増大
させることを望むならば、ボタン194の領域でプログラ
マースクリーン55に触ればよい。下限レート設定を減少
させるには、ボタン192の領域でプログラマースクリー
ン55に触ればよい。その他の同様である。

パラメーター領域180には達成されたMax（imum）レー
トが示される。それはパラメーター領域180で示された
設定による運動試験の間にペースメーカー10で達成され
た最大ペーシングレートを反映する。所望レートと称さ
れるパラメーターは、ボタン182、184によって制御可能
である。所望レートは、ペーシングレートはテストの間
に患者によって実行された運動を与えるペースメーカー
10によって達成されるべきであるというアセスメントに
基づき、医師によって選択される。ボタン182、184を用
いて所望レートを変えることは、レート応答設定を変え
ることになり、それはパラメーター領域180でも示され
る。しかし、それは図６のスクリーンで直接それ自身調
整できない。

図示のプログラマースクリーンの左側はレート対時間
のグラフ（竪軸はパルス／毎分、水平軸は分）を含むデ
ータ表示領域202である。水平線204（UAR）はパラメー
ター領域180に示された上限体動レート設定を示す。水
平線206（DR）はパラメーター領域180に示された所望レ
ート設定を示す。水平線208（LR）はパラメーター領域1
80に示された下限レート設定を示す。

データ表示領域202の中の破線210が、テストの間の患
者によって遂行された体動を与えるペースメーカー10の
演算された体動レートと、パラメーター領域180に示さ
れるパラメーター設定を示す。線210によって示される
体動レートは、ペースメーカー10で使用された同じアル
ゴリズムにより演算される。従って、もしパラメーター
領域180で示されたパラメーターが、ペースメーカー10
にプログラムされたものと実際に同一であれば、線210
によって示す体動レートが、患者の運動の間におけるペ
ースメーカー10の実際のペーシングレートを反映する。
しかしながら、テストの後に医師がパラメーター領域18
0で設定を調整することができ、そして調整された設定
と同じアルゴリズムを使用して、線210によって示され
る体動レートが再計算される。これは医師が実際にペー
スメーカー10にそのような設定をプログラムする前に、
異なる設定の作用を観測することを可能にする。

図６のデータ表示領域202には、複数のボックス212、
214、216、218が示されている。各ボックスはビン値を
示す。本実施例では、各ボックスは、７ピクセル幅であ
る。それゆえに、もし運動試験が２分以下で実施されれ
ば、各ボックスは、単一の２秒間隔を示す。もし運動試
験が、２〜４分で実施されれば各ボックスは、２秒間の
２つのサンプリング値の平均値を示す。同様に、もしテ
ストが４〜６分で実施されれば、各ボックスは、３つの
２秒間隔の値の平均値を示す。演算された体動センサー
レートデータのために、テストが２分以下で実施された
場合の演算センサーレートデータを各ボックスの中央に
示してある。もしテストが、２〜４分で行なわれれば、
他の演算されたセンサーレートデータのいずれも、各ボ
ックスの中央に示される。またもしテストが４〜６分で
行なわれれば、第３の演算されたセンサーレートデータ
のいずれも、各ボックスの中央に示される。各ボックス
の高さと垂直位置がレートの範囲、即ち表２に示したよ
うなビンのためのレート範囲を示す。

例えば、図６のボックス212が28というビン値を示
す。表２によると60.47〜64.00毎分（BPM）の脈拍のレ
ート範囲に対応する。従って、ボックス212が、ボック
ス212に対応している２秒間隔の間に患者の心拍数が60.
47〜64.00BPMの間の範囲にあったことを示す。同様に、
ボックス214は、垂直位置で24のビン値に、水平位置で
２秒の時間間隔に対応し、患者の心拍数が80.84〜83.48
BPMの間の範囲にあったことを示している。

図６で示すように、ボックス212、214、216は異なる
シェードを有する。データ表示領域202で220として指定
された説明文が、ボックスの異なるシェードの意味を示
す。特に、ボックス212のような白いボックスは、その
ボックスに対応する２秒の間にペーシングされた事象の
比率が０〜10パーセントであったことを示し、ボックス
214、218のような灰色のボックスは、そのボックスに対
応する２秒の間にペーシングされた事象の比率が11〜89
パーセントであったことを示す。最後にボックス216の
ような黒いボックスは、そのボックスに対応する２秒の
間にペーシングされた事象の比率が90〜100パーセント
であったことを示す。

それゆえに、図６のデータ表示領域に示した個々のケ
ースで、患者の心拍数が増加するとペーシングされた事
象の比率が増加することがわかる。この挙動は、変時性
機能不全症と呼ばれる一般的状態の１つの典型的なもの
である。

図６では、３つだけ異なるシェードのボックスが示さ
れ、これらは３種類のペーシングされた範囲の割合を説
明するために使用されている。これは主に、表示画面55
の解像度による制限に起因する。しかしながら表１によ
れば、ペーシング割合データの７つの範囲が、図４のペ
ーシング割合アルゴリズムによって作りだされる。それ
ゆえに、本発明者は、もしより高い解像度のプログラマ
ースクリーンが使用可能であったならば、７つのシェー
ドが異なるボックスを示すことができ、ペーシングされ
た事象の比率のさらにより良い表示を、医師が患者の運
動の過程の全体にわたって見ることができるようになる
と考えている。

図６のディスプレーには、患者の心臓作用と相互作用
とペースメーカーに関してかなりの量の情報を示した。
これらの情報には、ペーシングされた事象の比率、患者
の実際の心拍数、そしてペースメーカーのペーシングレ
ートが含まれる。表示情報として、ペースメーカーと患
者の作用での異なるパラメーター設定の影響を示すこと
で容易に理解できかつ効果的であると考える。

図７は、別のプログラマースクリーンを示す。これ
は、患者の運動の間に各心拍周期の終わりに収集された
AV間隔データを示すために使用される。図７のスクリー
ンは、ビンと各心拍周期の終わりに得たAVデータを示す
ために使用される。

図７のスクリーンの中の説明文に述べるように、いく
つかのパラメーターが示されている。第１の線250は、
運動試験の間に一時的にAPからVPへの間隔が、高い値、
例えば200ミリ秒にプログラムされたことを示す。同様
に、線252は、運動試験の間に一時的にASからVPへの間
隔が高い値にプログラムされたことを示す。線254は、
プログラムされたAPからVPへの間隔特性（すなわち、運
動試験を開始する前にプログラムされたAPからVPへの特
性）を示す。そして線258はプログラムされたASからVP
への特性すなわち、運動試験を開始する前にプログラム
されたASからVPへの特性）を示す。最後に、線256は、
特に健康な心臓のAV特性を示す。

図７で示すように、本発明の実施例に係る体動運動試
験の間に収集されたAVデータは２つのグループで示され
る。１つはAPからVSへの心拍周期のためのAV間隔持続期
間を反映する。他は、ASからVSへの心拍周期のためのAV
間隔持続期間を反映する。外部のプログラマーにペース
メーカー10から伝えられた後のデータは、ビン数とAPか
らVSかASからVSへのデータを示すかどうかによってソー
トされる。APからVSへのデータは、符号240を付した中
実のデータポイントで示され、符号242を付した中空の
データポイントで示されるASからVSへとデータと区別で
きるように示してある。

図７の中の各データポイントは、表２の32箇のビンの
１つに対応する。各データポイントに関係するAV間隔持
続期間の範囲は、当該ビンのための最大と最小AV間隔持
続期間を示し、該データポイント自身は、ビン中の全て
のAV間隔持続期間の平均値を示す。従って、例えば、デ
ータポイント244とそれに関する範囲は、ビン22と関連
し、そして最大約130ミリ秒、最小約115ミリ秒、平均約
120ミリ秒のASからVSへのAV間隔持続期間を有するビン2
2に対応する患者の運動の間における持続期間中の心拍
周期を事実上示す。

図７は、高い値にプログラムされたASからVPへとASか
らVSへのAV間隔持続期間、特に200ミリ秒の場合を示
す。

プログラマーは、測定されたペーシング感知AVオフセ
ット（すなわち、ASからVSへのAV間隔とAPからVSへのAV
間隔の間の差）を解釈し、ペーシング及び感知AVレート
適応特性を示唆する。医師は、たとえばタッチスクリー
ンディスプレーに一回触わるだけでプログラマーの示唆
を受け入れることができ、或いは示唆された特性を変更
できる。

本発明のペースメーカー10は、患者がフォローアップ
のために医師を訪問するまでの間に周期的かつ自動的に
AVレート適応特性を調整するためのプログラムをそのメ
モリに内蔵できる。予めセットしたスケジュールによ
り、ペースメーカー10にプログラムされたASからVPへと
APからVPへのAV間隔を、好ましくはプログラムされた下
限と上限レートの間のいくつかの異なる心房レートで時
折延長させることができる。ペースメーカーのソフトウ
ェアに線形変換適合アルゴリズムを使用して本来のAV伝
導時間の測定に２つの線形特性を適合させる。本発明の
ペースメーカーは、ASからVPとAPからVP間隔特性を調整
し、本来の伝導が生じることを許容し、本来の伝導が存
続しないか、あまりに遅い場合に心室ペーシングが生じ
るようにすることが可能である。

ペースメーカー10を、自動的調整の間に得られたデー
タに対するAVレート適応特性に適合させるのに適当なア
ルゴリズム適合曲線は、既に挙げたJohnson氏の論文「M
ultidimensional Curve−Fitting Program for Biologi
cal Data」（Computer Programs in Biomedicine誌、第
18巻、1984年、第259−264頁）に開示がある。

フロントページの続き (72)発明者 トリンガー マイケル アール. アメリカ合衆国 ミネソタ州 55304 アンドーバー ワンハンドレッドフォー ティセカンンド アベニュー ノースウ エスト 1223 (72)発明者 バーグ ギャリー アメリカ合衆国 ミネソタ州 55439 エディナ パトリックス レーン スト リート 6801 (56)参考文献 特開 平３−16574（ＪＰ，Ａ)

Claims (10)

(57)【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】以下の要件からなるレート応答型ペースメ
   ーカーシステム。 電気的心臓信号を検出する感知手段、植え込み型パルス
   発生器、該植え込み型パルス発生器によるペーシングパ
   ルスの供給レートを制御する制御回路手段を含み、 正常の電気的心臓の信号が存在する状態でペーシングパ
   ルスの供給を抑制する手段を含む制御回路、 数値データを記憶するメモリユニット手段、 上記制御回路と上記メモリユニットに接続し、患者心房
   レートを反映するデータ及び連続する心拍周期の各々の
   AV間隔持続期間を反映するデータの同時演算及び上記メ
   モリユニットへの記憶を行なうタイミング回路手段、 上記メモリユニットと上記制御回路に接続し、応答指令
   信号に反応して上記心房レートデータと上記AV間隔デー
   タを伝送する第１のテレメトリー回路、 グラフィック及びテキストデータを生じさせる処理手
   段、上記グラフィック及びテキストデータを表示するデ
   ィスプレー手段、上記応答指令信号を送信するとともに
   上記第１テレメトリー回路によって伝送される上記デー
   タ信号を受信する第２テレメトリー回路手段、及び上記
   表示画面に上記心房レートデータ対上記AV間隔データを
   グラフで示すためのグラフィック回路手段からなる外部
   のプログラミングユニット。
2. 【請求項２】患者の酸化血液のための物質代謝デマンド
   を反映する出力信号を生じさせるセンサー手段を上記植
   え込み型パルス発生器に接続してなることを特徴とする
   請求項１のレート応答型ペースメーカーシステム。
3. 【請求項３】上記感知回路手段が心房電気信号感知手段
   を含み、上記パルス発生手段がAV間隔後に上記センサー
   出力信号の関数として可変する心室ペーシングパルスを
   得るために感知された心房信号に応答する請求項１のレ
   ート応答型ペースメーカーシステム。
4. 【請求項４】各予め定められた間隔のための上記心房レ
   ートデータが、該心房レートの範囲に対応するビン数か
   らなる請求項１のレート応答型ペースメーカーシステ
   ム。
5. 【請求項５】上記感知回路手段が、心房事象を検出する
   回路を含み、上記パルス発生手段が、上記心房事象検知
   に続くAV間隔が経過した後に上記患者の心室に上記ペー
   シングパルスを供給し、上記制御回路が上記センサー出
   力信号に応答して上記AV間隔を可変する請求項１のレー
   ト応答型ペースメーカーシステム。
6. 【請求項６】各心拍周期に渡る上記AV間隔データが、心
   房ペーシングパルスが上記周期に渡って供給されたかど
   うかの確認を含む請求項１のレート応答型ペースメーカ
   ーシステム。
7. 【請求項７】各心拍周期に渡る上記AV間隔データが、心
   室ペーシングパルスが上記周期に渡って供給されたかど
   うかの確認を含む請求項１のレート応答型ペースメーカ
   ーシステム。
8. 【請求項８】各心拍周期に渡る上記AV間隔データが、心
   房感知が上記周期に渡って供給されたかどうかの確認を
   含む請求項１のレート応答型ペースメーカーシステム。
9. 【請求項９】各心拍周期に渡る上記AV間隔データが、心
   室感知が上記周期に渡ってなされたかどうかの確認を含
   む請求項１のレート応答型ペースメーカーシステム。
10. 【請求項１０】上記心拍周期がＡ−Ａ間隔を含む請求項
    ９のレート応答型ペースメーカーシステム。