JP2914874B2 - 心臓ペースメーカー - Google Patents
心臓ペースメーカーInfo
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- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
- A61N1/362—Heart stimulators
- A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
- A61N1/36585—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by two or more physical parameters
-
- A—HUMAN NECESSITIES
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- A61N1/362—Heart stimulators
- A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
- A61N1/368—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions
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- General Health & Medical Sciences (AREA)
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Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、電池エネルギーをセー
ブする機能を採用している皮下埋設された電池駆動の心
臓ペースメーカーに関し、特に、電池エネルギーの保存
性をよくするために、別のペースメーカーセンサーによ
って１つのペースメーカーセンサーを制御する手段を有
する心臓ペースメーカーに関する。
ブする機能を採用している皮下埋設された電池駆動の心
臓ペースメーカーに関し、特に、電池エネルギーの保存
性をよくするために、別のペースメーカーセンサーによ
って１つのペースメーカーセンサーを制御する手段を有
する心臓ペースメーカーに関する。
【０００２】
【従来の技術及び発明が解決しようとする課題】レート
応答ペースメーカーシステムは、広く公知となってい
る。レート応答システムは、少なくとも１つの患者変数
をモニターし、患者の状態に関して最適にペーシングレ
ートを制御するために、感知したペーシング変数の関数
として指標ペーシングレートを決定する手段を含む。こ
のようなレート応答ペースメーカーは、プロブラマブル
な固定的レートペースメーカーと比較すれば、患者の生
理的なニーズに対して改良された応答を与えるものとし
て広く認識されている。
応答ペースメーカーシステムは、広く公知となってい
る。レート応答システムは、少なくとも１つの患者変数
をモニターし、患者の状態に関して最適にペーシングレ
ートを制御するために、感知したペーシング変数の関数
として指標ペーシングレートを決定する手段を含む。こ
のようなレート応答ペースメーカーは、プロブラマブル
な固定的レートペースメーカーと比較すれば、患者の生
理的なニーズに対して改良された応答を与えるものとし
て広く認識されている。
【０００３】たくさんの患者変数やレート制御パラメー
ターが、公知の技術文献で提案されており、また商業的
にも使用されている。レート制御のために利用される１
つの生理的なパラメーターに、患者の体動レベルがあ
る。体動センサーは、ペースメーカーとともに患者の一
般的体動レベルを検出し、検出した体動レベルに応じて
ペーシングレートや補充収縮間隔を制御するために広く
利用されている。このようなペースメーカーは、例えば
Ａｎｄｅｒｓｏｎ等の米国特許第４，４２８，３７８号
に開示されている。
ターが、公知の技術文献で提案されており、また商業的
にも使用されている。レート制御のために利用される１
つの生理的なパラメーターに、患者の体動レベルがあ
る。体動センサーは、ペースメーカーとともに患者の一
般的体動レベルを検出し、検出した体動レベルに応じて
ペーシングレートや補充収縮間隔を制御するために広く
利用されている。このようなペースメーカーは、例えば
Ａｎｄｅｒｓｏｎ等の米国特許第４，４２８，３７８号
に開示されている。
【０００４】最近では、レート応答性を最適化するため
に、２個以上の複数のセンサーを使用し、一のセンサー
及び／またはアルゴリズムの欠点を、異なる特性を有す
る他のセンサーによって補正するようにした技術が開発
されている。このようなアプローチは、Ｒｉｃｋａｒｄ
ｓの米国特許第４，５２７，５６８号に開示されてい
る。この特許は、１つのモニターされたパラメーターか
らの別の制御パラメーターへのレート応答性のスイッチ
ング制御を開示する。複数のセンサーを用いた技術につ
いては、例えば米国特許第５，１０１，８２４号、同第
４，９２６，８６３号、同第４，９０５，６９７号のよ
うに、他にも多くの文献がある。これらは、１つのアル
ゴリズムから他のものへのレート制御パラメーターのモ
ニターされた値に基づいて、１つのセンサーから他のも
のへ制御を切り換えるという特徴がある。
に、２個以上の複数のセンサーを使用し、一のセンサー
及び／またはアルゴリズムの欠点を、異なる特性を有す
る他のセンサーによって補正するようにした技術が開発
されている。このようなアプローチは、Ｒｉｃｋａｒｄ
ｓの米国特許第４，５２７，５６８号に開示されてい
る。この特許は、１つのモニターされたパラメーターか
らの別の制御パラメーターへのレート応答性のスイッチ
ング制御を開示する。複数のセンサーを用いた技術につ
いては、例えば米国特許第５，１０１，８２４号、同第
４，９２６，８６３号、同第４，９０５，６９７号のよ
うに、他にも多くの文献がある。これらは、１つのアル
ゴリズムから他のものへのレート制御パラメーターのモ
ニターされた値に基づいて、１つのセンサーから他のも
のへ制御を切り換えるという特徴がある。
【０００５】多くのレート応答、多重センサー使用心臓
ペースメーカーは、レート最適化によって電池寿命を改
良するために、エネルギー消費量を減少させようとして
いる。それに加えて、エネルギーセーブ手段がペースメ
ーカーの電力消費量を減少させている。現在開発されて
いる電極は、分極電圧を非常に小さくするようになって
おり、ペーシングに必要なエネルギーを減少させるよう
にしている。Ｈｅｉｎｚ等の米国特許第４，９７９，５
０７号には、刺激閾値を最適化することによるエネルギ
ーセーブ型の心臓ペースメーカーが開示されている。し
かしながら、複合的な最適心拍数を作り出すために、多
重センサーの出力を混成することによる障害なしに電池
エネルギー消費量を最小にするために、１つの生理的な
センサーを別の生理的なセンサーと共に制御することに
ついては、上記従来の心臓ペースメーカーのいずれも開
示していない。
ペースメーカーは、レート最適化によって電池寿命を改
良するために、エネルギー消費量を減少させようとして
いる。それに加えて、エネルギーセーブ手段がペースメ
ーカーの電力消費量を減少させている。現在開発されて
いる電極は、分極電圧を非常に小さくするようになって
おり、ペーシングに必要なエネルギーを減少させるよう
にしている。Ｈｅｉｎｚ等の米国特許第４，９７９，５
０７号には、刺激閾値を最適化することによるエネルギ
ーセーブ型の心臓ペースメーカーが開示されている。し
かしながら、複合的な最適心拍数を作り出すために、多
重センサーの出力を混成することによる障害なしに電池
エネルギー消費量を最小にするために、１つの生理的な
センサーを別の生理的なセンサーと共に制御することに
ついては、上記従来の心臓ペースメーカーのいずれも開
示していない。
【０００６】心臓ペースメーカーのための複合心拍数を
作り出す２個以上のセンサーの出力を混成するアルゴリ
ズムを作り出そうとすると、そのようなアルゴリズムは
全て、個別に各センサーによって選択されたレートの上
限内に存在する値の複合心拍数を生じさせるため、１つ
のセンサーが、複合センサー極値の１つでのペーシング
レートを要求するとき、ある補助的センサーによって供
給される補助的情報がその結果を伝送できるが、最小レ
ートより遅いレートあるいは最大レートより速いレート
でのペーシングを与えることができない。
作り出す２個以上のセンサーの出力を混成するアルゴリ
ズムを作り出そうとすると、そのようなアルゴリズムは
全て、個別に各センサーによって選択されたレートの上
限内に存在する値の複合心拍数を生じさせるため、１つ
のセンサーが、複合センサー極値の１つでのペーシング
レートを要求するとき、ある補助的センサーによって供
給される補助的情報がその結果を伝送できるが、最小レ
ートより遅いレートあるいは最大レートより速いレート
でのペーシングを与えることができない。
【０００７】体動センサーのように反応が速いセンサー
や分通気（ＭＶ）センサーのように反応が遅いセンサー
は、胸郭等を経由したインピーダンスによって測定され
るように、ペーシングレートがその最小値あるいはその
最大値でなければならないと認められるとき、動作の遅
いセンサーを動作不能にする場合がある。ＭＶアルゴリ
ズムの例が、米国特許出願第０７／８７０，０６２号
（出願日１９９２年４月１７日）に、「レート応答型心
臓ペーシングのための方法と装置」（Ｍｅｔｈｏｄ Ａ
ｎｄ Ａｐｐａｒａｔｕｓ Ｆｏｒ Ｒａｔｅ−Ｒｅｓ
ｐｏｎｓｉｖｅＣａｒｄｉａｃ Ｐａｃｉｎｇ）と題し
て開示されている。このＭＶアルゴリズムは、「長期平
均値」として知られている約３４分に渡る移動平均を含
む。この値がその最小あるいは最大に達すると、患者は
約１．５時間に渡りゆっくりあるいは急速に呼吸しなけ
ればならなくなる。最も適当な状況は、患者が眠ること
である。
や分通気（ＭＶ）センサーのように反応が遅いセンサー
は、胸郭等を経由したインピーダンスによって測定され
るように、ペーシングレートがその最小値あるいはその
最大値でなければならないと認められるとき、動作の遅
いセンサーを動作不能にする場合がある。ＭＶアルゴリ
ズムの例が、米国特許出願第０７／８７０，０６２号
（出願日１９９２年４月１７日）に、「レート応答型心
臓ペーシングのための方法と装置」（Ｍｅｔｈｏｄ Ａ
ｎｄ Ａｐｐａｒａｔｕｓ Ｆｏｒ Ｒａｔｅ−Ｒｅｓ
ｐｏｎｓｉｖｅＣａｒｄｉａｃ Ｐａｃｉｎｇ）と題し
て開示されている。このＭＶアルゴリズムは、「長期平
均値」として知られている約３４分に渡る移動平均を含
む。この値がその最小あるいは最大に達すると、患者は
約１．５時間に渡りゆっくりあるいは急速に呼吸しなけ
ればならなくなる。最も適当な状況は、患者が眠ること
である。
【０００８】体動センサーがまったく瞬間的な体動を示
さず、分通気の長期平均値が基底状態にある睡眠中の患
者は、最小にプログラムされたペーシングレートを必要
とする。ＭＶセンサーは、体動センサーが基底状態にあ
る限り、いかなる情報も加えないようになっている。こ
のためＭＶセンサーからのいかなる入力も、ゆっくり変
化することが求められる。
さず、分通気の長期平均値が基底状態にある睡眠中の患
者は、最小にプログラムされたペーシングレートを必要
とする。ＭＶセンサーは、体動センサーが基底状態にあ
る限り、いかなる情報も加えないようになっている。こ
のためＭＶセンサーからのいかなる入力も、ゆっくり変
化することが求められる。
【０００９】ＭＶセンサーと対応するアルゴリズムは回
路を作動させる電力、インピーダンスを測定するために
二つの電極間に掛かる電力、及び演算を実行するマイク
ロプロセッサを作動させる電力（マイクロプロセッサが
電力も必要としない待機モードの場合を除く）を消費す
る。それゆえに本発明は、多重センサーの挙動を分ける
ことなく電力の消費を抑えることができる心臓ペースメ
ーカーを供給することを目的とする。
路を作動させる電力、インピーダンスを測定するために
二つの電極間に掛かる電力、及び演算を実行するマイク
ロプロセッサを作動させる電力（マイクロプロセッサが
電力も必要としない待機モードの場合を除く）を消費す
る。それゆえに本発明は、多重センサーの挙動を分ける
ことなく電力の消費を抑えることができる心臓ペースメ
ーカーを供給することを目的とする。
【００１０】
【課題を解決するための手段】本発明に係る心臓ペース
メーカーは上記目的を達成するために、患者の第１の生
理的パラメーターを測定する第１センサー手段と、患者
の第２の生理的パラメーターを測定する第２センサー手
段とを含み、上記第１センサーは作動時に上記第２セン
サー手段より多くエネルギーを消費し、さらに、ペーシ
ングレートにおけるペーシングパルスを作り出すパルス
発生手段と、測定された上記第１の生理的パラメーター
の関数として上記ペーシングレートを決定する制御手段
と、予め定められた最小値を下回る、測定された上記第
２の生理的パラメーターに応じて上記第１センサー手段
を作動不能化する手段とを含む心臓ペースメーカーにお
いて、上記作動不能化手段が、予め定められた最小値を
下回る、測定された上記第１及び第２の生理的パラメー
ターに応じて上記第１センサー手段を作動不能化する手
段を含むことを特徴とする心臓ペースメーカー。
メーカーは上記目的を達成するために、患者の第１の生
理的パラメーターを測定する第１センサー手段と、患者
の第２の生理的パラメーターを測定する第２センサー手
段とを含み、上記第１センサーは作動時に上記第２セン
サー手段より多くエネルギーを消費し、さらに、ペーシ
ングレートにおけるペーシングパルスを作り出すパルス
発生手段と、測定された上記第１の生理的パラメーター
の関数として上記ペーシングレートを決定する制御手段
と、予め定められた最小値を下回る、測定された上記第
２の生理的パラメーターに応じて上記第１センサー手段
を作動不能化する手段とを含む心臓ペースメーカーにお
いて、上記作動不能化手段が、予め定められた最小値を
下回る、測定された上記第１及び第２の生理的パラメー
ターに応じて上記第１センサー手段を作動不能化する手
段を含むことを特徴とする心臓ペースメーカー。
【００１１】本発明に係る心臓ペースメーカーは、予め
定められた値を越える、測定された上記第２の生理的パ
ラメーターに応じて上記第１センサー手段を能動化する
手段を含む構成とすることができる。
定められた値を越える、測定された上記第２の生理的パ
ラメーターに応じて上記第１センサー手段を能動化する
手段を含む構成とすることができる。
【００１２】本発明に係る心臓ペースメーカーは、上記
制御手段が、長期間に渡って作動不能化されていた上記
第１センサー手段を能動化する手段を含む構成とするこ
とができる。
制御手段が、長期間に渡って作動不能化されていた上記
第１センサー手段を能動化する手段を含む構成とするこ
とができる。
【００１３】本発明に係る心臓ペースメーカーは、上記
制御手段が、予め定められた時間に渡って作動不能化さ
れていた上記第１センサー手段を能動化する手段を含む
構成とすることができる。
制御手段が、予め定められた時間に渡って作動不能化さ
れていた上記第１センサー手段を能動化する手段を含む
構成とすることができる。
【００１４】本発明に係る心臓ペースメーカーは、上記
第１センサー手段が、予め定められた時間に渡って上記
第１の生理的パラメーターの平均値を測定する手段を含
み、上記作動不能化手段が、上記測定平均値と上記第２
の生理的パラメーターの測定値の双方が予め定められた
最小値を下回るのに応じて、上記第１センサー手段を作
動不能化する手段を含む構成とすることができる。
第１センサー手段が、予め定められた時間に渡って上記
第１の生理的パラメーターの平均値を測定する手段を含
み、上記作動不能化手段が、上記測定平均値と上記第２
の生理的パラメーターの測定値の双方が予め定められた
最小値を下回るのに応じて、上記第１センサー手段を作
動不能化する手段を含む構成とすることができる。
【００１５】本発明に係る心臓ペースメーカーは、上記
第１のセンサー手段が、患者の呼吸による体動を測定す
る手段を含み、上記第２センサー手段が、上記患者の身
体動作による体動を測定する手段を含む構成とすること
ができる。
第１のセンサー手段が、患者の呼吸による体動を測定す
る手段を含み、上記第２センサー手段が、上記患者の身
体動作による体動を測定する手段を含む構成とすること
ができる。
【００１６】また本発明に係る心臓ペースメーカーは上
記目的を達成するために、患者の第１の生理的パラメー
ターを測定する第１センサー手段と、患者の第２の生理
的パラメーターを測定する第２センサー手段とを含み、
上記第１センサーは作動時に上記第２センサー手段より
多くエネルギーを消費し、さらに、ペーシングレートに
おけるペーシングパルスを作り出す発生手段と、測定さ
れた上記第１の生理的パラメーターの関数として上記ペ
ーシングレートを決定する制御手段と、上記第１センサ
ー手段を作動不能化する手段とを含む心臓ペースメーカ
ーにおいて、長期間に渡って作動不能化されていた上記
第１センサー手段を能動化する手段を含む構成としたも
のである。
記目的を達成するために、患者の第１の生理的パラメー
ターを測定する第１センサー手段と、患者の第２の生理
的パラメーターを測定する第２センサー手段とを含み、
上記第１センサーは作動時に上記第２センサー手段より
多くエネルギーを消費し、さらに、ペーシングレートに
おけるペーシングパルスを作り出す発生手段と、測定さ
れた上記第１の生理的パラメーターの関数として上記ペ
ーシングレートを決定する制御手段と、上記第１センサ
ー手段を作動不能化する手段とを含む心臓ペースメーカ
ーにおいて、長期間に渡って作動不能化されていた上記
第１センサー手段を能動化する手段を含む構成としたも
のである。
【００１７】本発明に係る心臓ペースメーカーは、上記
制御手段が、予め定められた時間に渡って作動不能化さ
れていた上記第１センサー手段を能動化する手段を含む
構成とすることができる。
制御手段が、予め定められた時間に渡って作動不能化さ
れていた上記第１センサー手段を能動化する手段を含む
構成とすることができる。
【００１８】本発明に係る心臓ペースメーカーは、上記
作動不能化手段が、予め定めた最小値を下回る上記第１
及び第２の生理学的パラメーターの測定値によって上記
第１センサー手段を作動不能化する手段を含む構成とす
ることができる。
作動不能化手段が、予め定めた最小値を下回る上記第１
及び第２の生理学的パラメーターの測定値によって上記
第１センサー手段を作動不能化する手段を含む構成とす
ることができる。
【００１９】本発明に係る心臓ペースメーカーは、上記
第１のセンサー手段が、患者の呼吸による体動を測定す
る手段を含み、上記第２センサー手段が、上記患者の身
体動作による体動を測定する手段を含む構成とすること
ができる。
第１のセンサー手段が、患者の呼吸による体動を測定す
る手段を含み、上記第２センサー手段が、上記患者の身
体動作による体動を測定する手段を含む構成とすること
ができる。
【００２０】
【実施例】以下本発明の実施例を図面を参照して説明す
る。図１は本発明の一実施例に係るペースメーカー１０
を患者１２に皮下埋設した状態を示す。ペースメーカー
１０は、公知の態様で密閉シールして生物学的に不活性
な外周シールドあるいはケース内に収納してある。ペー
シングリード１４は、電気的にペースメーカー１０に接
続し、患者の心臓１６へ血管１８を通して伸びている。
ペーシングリード１４の遠位端には、電気的心臓信号を
受信するため及び／又は心臓１６に電気的ペーシング刺
激を供給するための伝導性の電極が露出している。ペー
シングリード１４は、その遠位端を心臓１６の心房か心
室に皮下埋設する。
る。図１は本発明の一実施例に係るペースメーカー１０
を患者１２に皮下埋設した状態を示す。ペースメーカー
１０は、公知の態様で密閉シールして生物学的に不活性
な外周シールドあるいはケース内に収納してある。ペー
シングリード１４は、電気的にペースメーカー１０に接
続し、患者の心臓１６へ血管１８を通して伸びている。
ペーシングリード１４の遠位端には、電気的心臓信号を
受信するため及び／又は心臓１６に電気的ペーシング刺
激を供給するための伝導性の電極が露出している。ペー
シングリード１４は、その遠位端を心臓１６の心房か心
室に皮下埋設する。
【００２１】図２は、図１のペースメーカー１０のブロ
ック図を示す。なお、本実施例は、マイクロプロセッサ
を用いたペースメーカー１０について説明しているが、
論理回路（例えばカスタム集積回路）を用いても実施で
きる。また本発明は、電気的除細動器、細動除去器、心
臓援助システム等の他の皮下埋設可能な医療用装置と関
連しても利用できる。
ック図を示す。なお、本実施例は、マイクロプロセッサ
を用いたペースメーカー１０について説明しているが、
論理回路（例えばカスタム集積回路）を用いても実施で
きる。また本発明は、電気的除細動器、細動除去器、心
臓援助システム等の他の皮下埋設可能な医療用装置と関
連しても利用できる。
【００２２】図２の実施例では、ペースメーカー１０は
体動センサー２０を含む。この体動センサー２０は、例
えばシールド内側に取り付けた圧電素子からなる。この
ようなペースメーカーと体動センサーの組合わせについ
ては、Ａｎｄｅｒｓｏｎ等の米国特許第４，４８５，８
１３号に開示がある。体動センサー２０は、患者１２の
物質代謝要求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。
体動センサー２０を含む。この体動センサー２０は、例
えばシールド内側に取り付けた圧電素子からなる。この
ようなペースメーカーと体動センサーの組合わせについ
ては、Ａｎｄｅｒｓｏｎ等の米国特許第４，４８５，８
１３号に開示がある。体動センサー２０は、患者１２の
物質代謝要求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。
【００２３】図２のペースメーカー１０は、図示せぬが
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。本発明の目的のために適当なプログラマーとし
ては、例えば本願出願人が販売するＭｅｄｔｒｏｎｉｃ
Ｍｏｄｅｌ ９７６０（商標）プログラマーがある。
このプログラマーは、ペースメーカー１０への符号化さ
れた一連の信号を与えるマイクロプロセッサ装置であ
る。一連の信号は、プログラミングヘッドによってコー
ド化された無線周波数（ＲＦ）信号としてペースメーカ
ー１０へテレメトリーシステムによって伝送される。こ
れについては、例えば、１９８１年１２月１５日のＷｅ
ｉｓｂｒｏｄ等の米国特許第４，３０５，３９７号、１
９８２年４月６日のＮｅｌｍｓの米国特許第４，３２
３，０７４号、１９８５年１０月２９日のＢａｋｅｒの
米国特許４，５５０，３７０号に開示されている。もち
ろん本発明では、所望の情報をペースメーカーに伝送で
きるものであればいかなるプログラムでも採用できる。
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。本発明の目的のために適当なプログラマーとし
ては、例えば本願出願人が販売するＭｅｄｔｒｏｎｉｃ
Ｍｏｄｅｌ ９７６０（商標）プログラマーがある。
このプログラマーは、ペースメーカー１０への符号化さ
れた一連の信号を与えるマイクロプロセッサ装置であ
る。一連の信号は、プログラミングヘッドによってコー
ド化された無線周波数（ＲＦ）信号としてペースメーカ
ー１０へテレメトリーシステムによって伝送される。こ
れについては、例えば、１９８１年１２月１５日のＷｅ
ｉｓｂｒｏｄ等の米国特許第４，３０５，３９７号、１
９８２年４月６日のＮｅｌｍｓの米国特許第４，３２
３，０７４号、１９８５年１０月２９日のＢａｋｅｒの
米国特許４，５５０，３７０号に開示されている。もち
ろん本発明では、所望の情報をペースメーカーに伝送で
きるものであればいかなるプログラムでも採用できる。
【００２４】プログラマーは、プログラムされるべき所
望のパラメーターの選択と所望のパラメーターの設定入
力を医師が容易に行なえるようにする。本発明にとって
は、プログラマーの作用特性は重要ではないが、プログ
ラマーが所望のペーシングレートを選択する手段を含
み、ペーシングレートの変化率を制限する加減速率のパ
ラメーターを選択する手段を含むものであればなおよ
い。
望のパラメーターの選択と所望のパラメーターの設定入
力を医師が容易に行なえるようにする。本発明にとって
は、プログラマーの作用特性は重要ではないが、プログ
ラマーが所望のペーシングレートを選択する手段を含
み、ペーシングレートの変化率を制限する加減速率のパ
ラメーターを選択する手段を含むものであればなおよ
い。
【００２５】図２のペースメーカー１０は、電気的に患
者の心臓１６へペーシングリード１４によって接続して
いる。ペーシングリード１４は、心臓内に入り込んでい
る先端に電極２４を有する。この電極２４は、遠位端の
近くに位置し、心臓１６の右心房（ＲＶ）あるいは右心
室（ＲＡ）内に位置決めされる。ペーシングリード１４
は、公知の２極式のものである。また本実施例では、シ
ングルチャンバーのペースメーカーのみについて説明す
るが、本発明はもちろん２腔ペースメーカーでも採用で
きる。
者の心臓１６へペーシングリード１４によって接続して
いる。ペーシングリード１４は、心臓内に入り込んでい
る先端に電極２４を有する。この電極２４は、遠位端の
近くに位置し、心臓１６の右心房（ＲＶ）あるいは右心
室（ＲＡ）内に位置決めされる。ペーシングリード１４
は、公知の２極式のものである。また本実施例では、シ
ングルチャンバーのペースメーカーのみについて説明す
るが、本発明はもちろん２腔ペースメーカーでも採用で
きる。
【００２６】電極２４は、ペーシングリード１４によっ
て入力コンデンサー２６を介してノード２８へ接続し、
また入出力回路３０の入出力端子へも接続する。また図
２で示すように、体動センサー２０からの出力も入出力
回路３０に接続している。
て入力コンデンサー２６を介してノード２８へ接続し、
また入出力回路３０の入出力端子へも接続する。また図
２で示すように、体動センサー２０からの出力も入出力
回路３０に接続している。
【００２７】入出力回路３０は、心臓１６、体動センサ
ー２０及びアンテナ５２とのインタフェース用のアナロ
グ回路と、心臓１６へ刺激パルスを印加するとともにマ
イクロコンピューター回路３２においてソフトウェアに
より実行されるアルゴリズムの制御の下でレートを制御
する回路を含む。
ー２０及びアンテナ５２とのインタフェース用のアナロ
グ回路と、心臓１６へ刺激パルスを印加するとともにマ
イクロコンピューター回路３２においてソフトウェアに
より実行されるアルゴリズムの制御の下でレートを制御
する回路を含む。
【００２８】マイクロコンピューター回路３２は、基板
搭載回路３４と基板非搭載回路３６を含む。基板搭載回
路３４は、マイクロプロセッサ３８とシステムクロック
回路４０、基板搭載ＲＡＭ４２及びＲＯＭ４４を含む。
本実施例では、基板非搭載回路３６はＲＡＭ／ＲＯＭユ
ニットを含む。基板搭載回路３４と基板非搭載回路３６
は、デジタルコントローラー／タイマー回路５０へデー
タバス４８によって接続する。マイクロコンピューター
回路３２は、標準的ＲＡＭ／ＲＯＭ要素からなるカスタ
ム集積回路から構成することができる。
搭載回路３４と基板非搭載回路３６を含む。基板搭載回
路３４は、マイクロプロセッサ３８とシステムクロック
回路４０、基板搭載ＲＡＭ４２及びＲＯＭ４４を含む。
本実施例では、基板非搭載回路３６はＲＡＭ／ＲＯＭユ
ニットを含む。基板搭載回路３４と基板非搭載回路３６
は、デジタルコントローラー／タイマー回路５０へデー
タバス４８によって接続する。マイクロコンピューター
回路３２は、標準的ＲＡＭ／ＲＯＭ要素からなるカスタ
ム集積回路から構成することができる。
【００２９】図２で示す各電気部品は、公知の適切な皮
下埋設可能な電源電池５１によって電力を供給される。
図の内容を明確にするために、ペースメーカー１０の種
々の構成要素への電源供給線は図示を省略した。
下埋設可能な電源電池５１によって電力を供給される。
図の内容を明確にするために、ペースメーカー１０の種
々の構成要素への電源供給線は図示を省略した。
【００３０】アンテナ５２は、ＲＦ送信機と受信機ユニ
ット５４を介してのアップリンク／ダウンリンクテレメ
トリーのために入出力回路３０に接続する。ユニット５
４は、１９８５年１２月３日のＴｈｏｍｐｓｏｎ等の米
国特許第４，５５６，０６３号と１９８１年３月２４日
のＭｃＤｏｎａｌｄ等の米国特許第４，２５７，４２３
号に開示されているテレメトリー及びプログラム論理回
路に対応する。アンテナ５２と例えば上述した外部のプ
ログラマー（図示せず）のような外部装置の間のアナロ
グ及び／又はディジタルデータの遠隔測定が、本実施例
でもなされる。即ち、まず全てのデータをデジタルコー
ド化し、次に、「改良されたテレメトリーにフォーマッ
ト」（Ｉｍｐｒｏｖｅｄ Ｔｅｌｅｍｅｔｒｙ Ｆｏｒ
ｍａｔ）と題する１９９２年７月７日の米国特許第５，
１２７，４０４号に示されるように抑制ＲＦ搬送波に乗
せてパルス位置変調する。個々のプログラミングとテレ
メトリーの態様は重要ではなく、上記レート応答パラメ
ーター値の入力と記憶が可能であれば適当なものを採用
すればよい。
ット５４を介してのアップリンク／ダウンリンクテレメ
トリーのために入出力回路３０に接続する。ユニット５
４は、１９８５年１２月３日のＴｈｏｍｐｓｏｎ等の米
国特許第４，５５６，０６３号と１９８１年３月２４日
のＭｃＤｏｎａｌｄ等の米国特許第４，２５７，４２３
号に開示されているテレメトリー及びプログラム論理回
路に対応する。アンテナ５２と例えば上述した外部のプ
ログラマー（図示せず）のような外部装置の間のアナロ
グ及び／又はディジタルデータの遠隔測定が、本実施例
でもなされる。即ち、まず全てのデータをデジタルコー
ド化し、次に、「改良されたテレメトリーにフォーマッ
ト」（Ｉｍｐｒｏｖｅｄ Ｔｅｌｅｍｅｔｒｙ Ｆｏｒ
ｍａｔ）と題する１９９２年７月７日の米国特許第５，
１２７，４０４号に示されるように抑制ＲＦ搬送波に乗
せてパルス位置変調する。個々のプログラミングとテレ
メトリーの態様は重要ではなく、上記レート応答パラメ
ーター値の入力と記憶が可能であれば適当なものを採用
すればよい。
【００３１】水晶発振器回路５６は、例えば３２，７６
８Ｈｚ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５０に主タイミングクロック信号を供給す
る。基準電圧及びバイアス回路５８は安定した基準電圧
とバイアス電流を入出力回路３０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）
及びマルチプレクサユニット６０は、「リアルタイム」
テレメトリー心臓内信号と電池寿命（ＥＯＬ）置換機能
を実現するためにアナログ信号と電圧をデジタル化す
る。△Ｚプロセッサ１００は、米国特許出願第０７／８
７０，０６２号に述べられているインピーダンスセンサ
ーからの出力信号に関して用いられる。パワーオンリセ
ット（ＰＯＲ）回路６２は、手段として機能する。例え
ば電源投入時にあるいは短期の電磁妨害雑音で生じる低
電池状態の検知により関連回路の機能をデフォルト状態
にリセットする
８Ｈｚ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５０に主タイミングクロック信号を供給す
る。基準電圧及びバイアス回路５８は安定した基準電圧
とバイアス電流を入出力回路３０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）
及びマルチプレクサユニット６０は、「リアルタイム」
テレメトリー心臓内信号と電池寿命（ＥＯＬ）置換機能
を実現するためにアナログ信号と電圧をデジタル化す
る。△Ｚプロセッサ１００は、米国特許出願第０７／８
７０，０６２号に述べられているインピーダンスセンサ
ーからの出力信号に関して用いられる。パワーオンリセ
ット（ＰＯＲ）回路６２は、手段として機能する。例え
ば電源投入時にあるいは短期の電磁妨害雑音で生じる低
電池状態の検知により関連回路の機能をデフォルト状態
にリセットする
【００３２】ペースメーカー１０のタイミングを制御す
るための作動コマンドは、デジタルコントローラー／タ
イマー回路５０にバス４８によって送られる。デジタル
コントローラー／タイマー回路５０では、ペースメーカ
ーの全体的補充収縮間隔及び種々の不応間隔、ブランキ
ング間隔及び入出力回路３０内の周辺構成要素の作用を
制御するその他のタイミングウィンドーを確立するた
め、ディジタルタイマーとカウンターが採用されてい
る。
るための作動コマンドは、デジタルコントローラー／タ
イマー回路５０にバス４８によって送られる。デジタル
コントローラー／タイマー回路５０では、ペースメーカ
ーの全体的補充収縮間隔及び種々の不応間隔、ブランキ
ング間隔及び入出力回路３０内の周辺構成要素の作用を
制御するその他のタイミングウィンドーを確立するた
め、ディジタルタイマーとカウンターが採用されてい
る。
【００３３】デジタルのコントローラー／タイマー回路
５０は、感知回路に接続される。感知回路は、センスア
ンプ６４とピーク感知及び閾値測定ユニット６５と比較
／閾値検出器６９からなる。デジタルのコントローラー
／タイマー回路５０は、さらに電位図（ＥＧＭ）アンプ
６６からの出力信号を受信するようになっている。ＥＧ
Ｍアンプ６６は、増幅、処理されたマルチプレクサー８
４からの電気信号を受信する。マルチプレクサー８４
は、２つの信号を受信する。一つは、電極２４、ペーシ
ングリード１４、コンデンサー２６を介して受信する患
者の心臓１６の電気的体動を示す信号である。他の一つ
は、上記米国特許出願第８７０，０６２号に述べられて
いるようなインピーダンス回路８２の作用により生じる
インピーダンス波形信号である。
５０は、感知回路に接続される。感知回路は、センスア
ンプ６４とピーク感知及び閾値測定ユニット６５と比較
／閾値検出器６９からなる。デジタルのコントローラー
／タイマー回路５０は、さらに電位図（ＥＧＭ）アンプ
６６からの出力信号を受信するようになっている。ＥＧ
Ｍアンプ６６は、増幅、処理されたマルチプレクサー８
４からの電気信号を受信する。マルチプレクサー８４
は、２つの信号を受信する。一つは、電極２４、ペーシ
ングリード１４、コンデンサー２６を介して受信する患
者の心臓１６の電気的体動を示す信号である。他の一つ
は、上記米国特許出願第８７０，０６２号に述べられて
いるようなインピーダンス回路８２の作用により生じる
インピーダンス波形信号である。
【００３４】センスアンプ６４は感知された電気的心臓
の信号を増幅し、ピーク感知及び閾値測定回路６５にこ
の増幅した信号を供給する。ピーク感知及び閾値測定回
路６５は、多重導電体信号線６７上に現われるピーク感
知電圧とセンスアンプ閾値電圧の指標をデジタルコント
ローラー／タイマー回路５０へ与える。増幅されたセン
スアンプ信号は、比較／閾値検出器６９に供給される。
センスアンプ６４は、１９８３年４月１２日のＳｔｅｉ
ｎの米国特許第４，３７９，４５９号に開示されている
ものに対応する。ＥＧＭアンプ６６によって作りだされ
た電位図信号は、例えば米国特許第４，５５６，０６３
号に開示されているような患者の電気的心臓体動のアナ
ログ電位図の表現をアップリンクテレメトリーによって
転送するために、図示せぬ外部のプログラマによって皮
下埋設装置に応答指令信号が送られているときに用いら
れる。既に述べたように、ＥＧＭアンプ６６は、外部の
プログラマにもアップリンクテレメトリーによって伝送
され得るインピーダンス波形をも選択的に受信する。
の信号を増幅し、ピーク感知及び閾値測定回路６５にこ
の増幅した信号を供給する。ピーク感知及び閾値測定回
路６５は、多重導電体信号線６７上に現われるピーク感
知電圧とセンスアンプ閾値電圧の指標をデジタルコント
ローラー／タイマー回路５０へ与える。増幅されたセン
スアンプ信号は、比較／閾値検出器６９に供給される。
センスアンプ６４は、１９８３年４月１２日のＳｔｅｉ
ｎの米国特許第４，３７９，４５９号に開示されている
ものに対応する。ＥＧＭアンプ６６によって作りだされ
た電位図信号は、例えば米国特許第４，５５６，０６３
号に開示されているような患者の電気的心臓体動のアナ
ログ電位図の表現をアップリンクテレメトリーによって
転送するために、図示せぬ外部のプログラマによって皮
下埋設装置に応答指令信号が送られているときに用いら
れる。既に述べたように、ＥＧＭアンプ６６は、外部の
プログラマにもアップリンクテレメトリーによって伝送
され得るインピーダンス波形をも選択的に受信する。
【００３５】出力パルス発生器６８は、デジタルコント
ローラー／タイマー回路５０によって各補充収縮間隔の
終了時あるいは外部から伝送されたペーシングコマンド
の受信時に作られたペーシングトリガ信号に応じて、ま
たあるいはペーシング技術で公知の他の記憶されたコマ
ンドに応じて、結合コンデンサー７４を通して患者の心
臓１６にペーシング刺激を供給する。出力アンプ６８
は、１９８４年１０月１６日のＴｈｏｍｐｓｏｎの米国
特許第４，４７６，８６８号に開示されたものに対応す
る。
ローラー／タイマー回路５０によって各補充収縮間隔の
終了時あるいは外部から伝送されたペーシングコマンド
の受信時に作られたペーシングトリガ信号に応じて、ま
たあるいはペーシング技術で公知の他の記憶されたコマ
ンドに応じて、結合コンデンサー７４を通して患者の心
臓１６にペーシング刺激を供給する。出力アンプ６８
は、１９８４年１０月１６日のＴｈｏｍｐｓｏｎの米国
特許第４，４７６，８６８号に開示されたものに対応す
る。
【００３６】ただし、センスアンプ６４、出力アンプ６
８及びＥＧＭアンプ６６には適当なものを採用すればよ
い。本発明者は、これらの回路が刺激的パルスを発生さ
せる手段となり、心臓の自己調律及び／または刺激され
た収縮を示す信号をデジタルコントローラー／タイマー
回路５０に供給できるものであればよいと考えている。
８及びＥＧＭアンプ６６には適当なものを採用すればよ
い。本発明者は、これらの回路が刺激的パルスを発生さ
せる手段となり、心臓の自己調律及び／または刺激され
た収縮を示す信号をデジタルコントローラー／タイマー
回路５０に供給できるものであればよいと考えている。
【００３７】デジタルコントローラー／タイマー回路５
０は、体動センサー２０からの信号の受信、処理及び増
幅のために体動回路７０に接続する。デジタルコントロ
ーラー／タイマー回路５０は、信号線８０を介して△Ｚ
プロセッサ回路１００とインピーダンス回路８２に接続
する。インピーダンス回路８２は、ペーシングリード１
４に直接接続する。インピーダンス回路８２は、ペーシ
ングリード１４へ周期的に二相電流パルスを出力し、そ
の結果生じる電圧を感知することによって心臓のインピ
ーダンスを測定する。感知された電圧は、電圧波形（以
下に「インピーダンス波形」という）を発生させるため
に復調される。このインピーダンス波形は、基底値を減
ずることによってインピーダンスの変化を反映するもの
になる。心臓ペースメーカーにこのタイプのインピーダ
ンスセンサーを使用する例は、Ｎａｐｐｈｏｌｚ等の米
国特許第４，７０２，２５３号に開示されている。測定
されたインピーダンス変化は、呼吸による周波数と振幅
の変化に関連がある。アナログインピーダンス波形は基
準化され、インピーダンス回路で８２で濾波される。米
国特許出願第８７０，０６２号に開示されているよう
に、結果として生じる波形は、ディジタルデータへの変
換のために△Ｚプロセッサ１００に供給される。インピ
ーダンス波形の時間的変化は、分通気（ＭＶ）パラメー
ターを示す。このため△Ｚプロセッサ回路１００とイン
ピーダンス回路８２はＭＶセンサーを構成する。
０は、体動センサー２０からの信号の受信、処理及び増
幅のために体動回路７０に接続する。デジタルコントロ
ーラー／タイマー回路５０は、信号線８０を介して△Ｚ
プロセッサ回路１００とインピーダンス回路８２に接続
する。インピーダンス回路８２は、ペーシングリード１
４に直接接続する。インピーダンス回路８２は、ペーシ
ングリード１４へ周期的に二相電流パルスを出力し、そ
の結果生じる電圧を感知することによって心臓のインピ
ーダンスを測定する。感知された電圧は、電圧波形（以
下に「インピーダンス波形」という）を発生させるため
に復調される。このインピーダンス波形は、基底値を減
ずることによってインピーダンスの変化を反映するもの
になる。心臓ペースメーカーにこのタイプのインピーダ
ンスセンサーを使用する例は、Ｎａｐｐｈｏｌｚ等の米
国特許第４，７０２，２５３号に開示されている。測定
されたインピーダンス変化は、呼吸による周波数と振幅
の変化に関連がある。アナログインピーダンス波形は基
準化され、インピーダンス回路で８２で濾波される。米
国特許出願第８７０，０６２号に開示されているよう
に、結果として生じる波形は、ディジタルデータへの変
換のために△Ｚプロセッサ１００に供給される。インピ
ーダンス波形の時間的変化は、分通気（ＭＶ）パラメー
ターを示す。このため△Ｚプロセッサ回路１００とイン
ピーダンス回路８２はＭＶセンサーを構成する。
【００３８】１つのセンサー（すなわち体動センサー）
を別のセンサー（すなわち、分通気センサー）によって
制御する処理を、図３のフローチャートで示す。図３で
は、処理は、体動センサー２０と△Ｚプロセッサ１００
をブロック３０２で起動することによって開始する。
を別のセンサー（すなわち、分通気センサー）によって
制御する処理を、図３のフローチャートで示す。図３で
は、処理は、体動センサー２０と△Ｚプロセッサ１００
をブロック３０２で起動することによって開始する。
【００３９】次に測定周期数を示すカウンターのカウン
ト値は、ブロック３０４でゼロに初期化される。ブロッ
ク３０６では、分通気（経胸腔的あるいは他を経由する
インピーダンスによって測定される）が測定され、長期
平均値が例えば上記米国特許出願第８７０，０６２号に
開示されているようなＭＶアルゴリズムにより算出され
る。
ト値は、ブロック３０４でゼロに初期化される。ブロッ
ク３０６では、分通気（経胸腔的あるいは他を経由する
インピーダンスによって測定される）が測定され、長期
平均値が例えば上記米国特許出願第８７０，０６２号に
開示されているようなＭＶアルゴリズムにより算出され
る。
【００４０】ブロック３０８では、患者の現在の体動レ
ベルが測定され、ブロック３１０ではブロック３０６、
３０８における２つの算出値に基づて目標レート応答ペ
ーシングレートが計算される。
ベルが測定され、ブロック３１０ではブロック３０６、
３０８における２つの算出値に基づて目標レート応答ペ
ーシングレートが計算される。
【００４１】次に、判断ブロック３１２では、測定され
た最近の体動レベルがその最小実測値であるかどうか、
そして同時に、ＭＶ長期平均値がその最少値であるかど
うかを決定するための比較がなされる。その判断がＮＯ
であれば、ブロック３０４へ戻って正常のペーシングレ
ートアルゴリズムが続けられる。判断がＹＥＳであれ
ば、ブロック３１４でカウンターのカウント値が１つイ
ンクリメントされ、正常のペーシングモードループから
離れる。
た最近の体動レベルがその最小実測値であるかどうか、
そして同時に、ＭＶ長期平均値がその最少値であるかど
うかを決定するための比較がなされる。その判断がＮＯ
であれば、ブロック３０４へ戻って正常のペーシングレ
ートアルゴリズムが続けられる。判断がＹＥＳであれ
ば、ブロック３１４でカウンターのカウント値が１つイ
ンクリメントされ、正常のペーシングモードループから
離れる。
【００４２】ブロック３１６では、ブロック３１８、３
２０で示されるように、２つの条件を満足するまで患者
の体動のレベルを測定し続ける。
２０で示されるように、２つの条件を満足するまで患者
の体動のレベルを測定し続ける。
【００４３】ブロック３１８では、測定された体動レベ
ルが、その最小の実測値と再び比較され、患者の体動レ
ベルが最少であれば、別の比較がブロック３２０で行な
われる。ブロック３２０では、カウンターに記憶されて
いる測定周期の現在のカウント値が、ＭＶ測定が行なわ
れずに３０となっているかどうかが判断される。カウン
ト値が３０に達していなければ、最小の体動レベルと最
小の長期平均△Ｚ測定値を入力として使用してペーシン
グレートアルゴリズムが続けられる。しかしながら、ブ
ロック３１６で測定された患者の体動の現在レベルが、
最小レベルでなければ（判断ブロック３１８における
「ＮＯ」の判断によって示される）、新規なペーシング
レートが決められる。この決定は、体動信号だけでな
く、図３で示されるように、ブロック３０４を通ってペ
ーシングレートアルゴリズムに入ることによりＭＶ長期
平均の新規な測定値によってなされる。
ルが、その最小の実測値と再び比較され、患者の体動レ
ベルが最少であれば、別の比較がブロック３２０で行な
われる。ブロック３２０では、カウンターに記憶されて
いる測定周期の現在のカウント値が、ＭＶ測定が行なわ
れずに３０となっているかどうかが判断される。カウン
ト値が３０に達していなければ、最小の体動レベルと最
小の長期平均△Ｚ測定値を入力として使用してペーシン
グレートアルゴリズムが続けられる。しかしながら、ブ
ロック３１６で測定された患者の体動の現在レベルが、
最小レベルでなければ（判断ブロック３１８における
「ＮＯ」の判断によって示される）、新規なペーシング
レートが決められる。この決定は、体動信号だけでな
く、図３で示されるように、ブロック３０４を通ってペ
ーシングレートアルゴリズムに入ることによりＭＶ長期
平均の新規な測定値によってなされる。
【００４４】また、ブロック３１８の「ＹＥＳ」の判断
によって示されるように、体動レベルが最小レベルのま
まであれば、カウンターがチェックされ、カウント値が
決定される。本実施例では、２秒おきの連続する３０個
までのＭＶの生データを排除するために、３０をカウン
ト値として使用する。この値は、複合心拍数を生じさせ
るために多重センサーの出力を混成する多重センサー心
臓ペースメーカーの機能を悪化させずに電池寿命を相当
改善するのに有効であると考えられる。これは判断ブロ
ック３２０で示すように、いったんカウンターのカウン
ト値が３０に達すると、正常のペーシングレートアルゴ
リズムが、再びブロック３０４を通って実行され続け、
カウンターが再びゼロに初期化され、ペーシングレート
は、体動測定値と△Ｚ測定値の入力値に基づいて再び算
出されることからわかる。
によって示されるように、体動レベルが最小レベルのま
まであれば、カウンターがチェックされ、カウント値が
決定される。本実施例では、２秒おきの連続する３０個
までのＭＶの生データを排除するために、３０をカウン
ト値として使用する。この値は、複合心拍数を生じさせ
るために多重センサーの出力を混成する多重センサー心
臓ペースメーカーの機能を悪化させずに電池寿命を相当
改善するのに有効であると考えられる。これは判断ブロ
ック３２０で示すように、いったんカウンターのカウン
ト値が３０に達すると、正常のペーシングレートアルゴ
リズムが、再びブロック３０４を通って実行され続け、
カウンターが再びゼロに初期化され、ペーシングレート
は、体動測定値と△Ｚ測定値の入力値に基づいて再び算
出されることからわかる。
【００４５】なお、たとえ体動センサーがその最小値の
ままであっても、ＭＶセンサーは１分につき少なくとも
１度サンプリングされるようにするとよい。
ままであっても、ＭＶセンサーは１分につき少なくとも
１度サンプリングされるようにするとよい。
【００４６】
【発明の効果】本発明に係る心臓ペースメーカーは以上
説明してきたように、１つのセンサーを他のセンサーに
よって制御するようにしたので、電力の消費を抑えるこ
とができ、長寿命化を図れるという効果がある。
説明してきたように、１つのセンサーを他のセンサーに
よって制御するようにしたので、電力の消費を抑えるこ
とができ、長寿命化を図れるという効果がある。
【図１】本発明の一実施例に係る心臓ペースメーカーを
患者に取り付けた状態を示す概念図である。
患者に取り付けた状態を示す概念図である。
【図２】図１のペースメーカーの機能的構成ブロック図
である。
である。
【図３】分通気センサー信号と体動センサー信号の混合
を制御する処理を示すフローチャートである。
を制御する処理を示すフローチャートである。
１０ ペースメーカー １２ 患者 １４ ペーシングリード １６ 心臓 １８ 血管 ２０ 体動センサー ２４ 電極 ２６ 入力コンデンサー ２８ ノード ３０ 入出力回路 ３２ マイクロコンピューター回路 ３４ 基板搭載回路 ３６ 基板非搭載回路 ３８ マイクロプロセッサ ４０ システムクロック回路 ４２ ＲＡＭ ４４ ＲＯＭ ４８ データバス ５０ デジタルコントローラー／タイマー回路 ５１ 電池 ５２ アンテナ ５４ ＲＦ送信機と受信機ユニット ５６ 水晶発振器回路 ５８ 基準電圧及びバイアス回路 ６０ アナログ−ディジタル変換器及びマルチプレクサ
ユニット ６２ パワーオンリセット回路 ６４ センスアンプ ６５ ピーク感知及び閾値測定ユニット ６６ 電位図アンプ ６７ 多重導電体信号経路 ６８ 出力パルス発生器 ６９ 比較／閾値検出器 ７０ 体動回路 ８０ 信号線 ８２ インピーダンス回路 ８４ マルチプレクサー １００ △Ｚプロセッサ回路
ユニット ６２ パワーオンリセット回路 ６４ センスアンプ ６５ ピーク感知及び閾値測定ユニット ６６ 電位図アンプ ６７ 多重導電体信号経路 ６８ 出力パルス発生器 ６９ 比較／閾値検出器 ７０ 体動回路 ８０ 信号線 ８２ インピーダンス回路 ８４ マルチプレクサー １００ △Ｚプロセッサ回路
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 米国特許5063927（ＵＳ，Ａ) 欧州特許出願公開191404（ＥＰ，Ａ １) (58)調査した分野(Int.Cl.6，ＤＢ名) A61N 1/365
Claims (10)
- 【請求項１】 患者の第１の生理的パラメーターを測定
する第１センサー手段と、上記患者の第２の生理的パラ
メーターを測定する第２センサー手段と、ペーシングレ
ートにおけるペーシングパルスを作り出すパルス発生手
段と、測定された上記第１の生理的パラメーターの関数
として上記ペーシングレートを決定する制御手段と、測
定された上記第２の生理的パラメーターが予め定められ
た最小値を下回るのに応じて上記第１センサー手段を作
動不能化する手段と、を含み、上記第１センサー手段が
作動時に上記第２センサー手段より多くのエネルギーを
消費する構成を有する心臓ペースメーカーにおいて、上
記作動不能化する手段が、測定された上記第１及び第２
の生理的パラメーターの双方が予め定められた最小値を
下回るのに応じて上記第１センサー手段を作動不能化す
る手段を含むことを特徴とする心臓ペースメーカー。 - 【請求項２】 測定された上記第２の生理的パラメータ
ーが予め定められた値を越えるのに応じて上記第１セン
サー手段を能動化する手段を含むことを特徴とする請求
項１の心臓ペースメーカー。 - 【請求項３】 上記制御手段が、上記第１センサー手段
が長期間に渡って作動不能化されていたのに応じて上記
第１センサー手段を能動化する手段を含むことを特徴と
する請求項１または２の心臓ペースメーカー。 - 【請求項４】 上記制御手段が、上記第１センサー手段
が予め定められた時間に渡って作動不能化されていたの
に応じて上記第１センサー手段を能動化する手段を含む
ことを特徴とする請求項３の心臓ペースメーカー。 - 【請求項５】 上記第１センサー手段が、予め定められ
た時間に渡って上記第１の生理的パラメーターの平均値
を測定する手段を含み、上記作動不能化する手段が、測
定された上記平均値及び測定された上記第２の生理的パ
ラメーターの双方が予め定められた最小値を下回るのに
応じて上記第１センサー手段を作動不能化する手段を含
むことを特徴とする請求項１〜３のいずれかの心臓ペー
スメーカー。 - 【請求項６】 上記第１センサー手段が、患者の呼吸に
よる体動を測定する手段を含み、上記第２センサー手段
が、上記患者の身体動作による体動を測定する手段を含
むことを特徴とする請求項１〜３のいずれかの心臓ペー
スメーカー。 - 【請求項７】 患者の第１の生理的パラメーターを測定
する第１センサー手段と、上記患者の第２の生理的パラ
メーターを測定する第２センサー手段と、ペーシングレ
ートにおけるペーシングパルスを作り出すパルス発生手
段と、測定された上記第１の生理的パラメーターの関数
として上記ペーシングレートを決定する制御手段と、上
記第１センサー手段を作動不能化する手段と、を含み、
上記第１センサー手段が作動時に上記第２センサー手段
より多くのエネルギーを消費する構成を有する心臓ペー
スメーカーにおいて、上記第１センサー手段が長期間に
渡って作動不能化されていたのに応じて、上記第１セン
サー手段を能動化する手段を更に含むことを特徴とする
心臓ペースメーカー。 - 【請求項８】 上記能動化する手段が、上記第１センサ
ー手段が予め定められた時間に渡って作動不能化されて
いたのに応じて、上記第１センサー手段を能動化する手
段を含むことを特徴とする請求項７の心臓ペースメーカ
ー。 - 【請求項９】 上記作動不能化する手段が、測定された
上記第１及び第２の生理的パラメーターの双方が予め定
められた最小値を下回るのに応じて、上記第１センサー
手段を作動不能化する手段を含むことを特徴とする請求
項７の心臓ペースメーカー。 - 【請求項１０】 上記第１センサー手段が、患者の呼吸
による体動を測定する手段を含み、上記第２センサー手
段が、上記患者の身体動作による体動を測定する手段を
含むことを特徴とする請求項７〜９のいずれかの心臓ペ
ースメーカー。
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