JP3816101B2 - 心臓ペースメーカ - Google Patents
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Description
発明の分野
本発明は、体内に植込み可能な自動心臓ペースメーカの分野に関し、特に、レート応答型心臓ペーシングを行う装置に関する。
発明の背景
心臓ペースメーカは、一般に、異常な心臓の自然のペーシング機能の一部または全てに置換するために用いられる電気装置である。ペースメーカは、典型的に、心筋層を収縮即ち「搏動」を生じるように設計された、時にペーシング脈搏と呼ばれる適切に調時された電気刺激信号を送出するように動作する。技術水準のペースメーカにおいては、刺激信号が送られるレートが変更可能であり、このような変更は患者の物理的活動レベルにおける検知された変化に応答して自動的に生じる。このようなレート即ち活動状態に応答するペースメーカは、自然に生じる（内在性の）心臓の電気的活動を測定し、あるいは患者の心室内部の圧力を測定するセンサからの信号の如き生理学的に基く信号に依存する。このような生理学的に基く信号は、心機能およびペースメーカの介在の必要に関する情報を提供し、これにより酸素飽和血液に対する患者の代謝要求を決定するのに有効である。
酸素飽和血液に対する患者の要求を測定するための１つの一般的な方法は、マイクロフォンの如き圧電型トランスジューサにより患者の物理的活動レベルを監視することである。このような方法を用いるペースメーカは、Ａｎｄｅｒｓｏｎ等の米国特許第４，４８５，８１３号に開示されている。
典型的な従来技術のレート応答型ペースメーカにおいては、ペーシング・レートが活動センサからの出力に従って決定される。ペーシング・レートは予め定めた最大および最小のレベル間で変更可能であり、これらのレベルは複数のプログラム可能な上限および下限のレート設定間から医師によって選択可能である。活動センサ出力が患者の活動レベルが増加したことを示す時、ペーシング・レートは、活動センサの出力の関数として決定される増分量だけプログラムされた比較的低いレートから増加される。即ち、レート応答型ペースメーカにおける応答性レート即ち「目標」ペーシング・レートは下記のように決定される。即ち、
目標レート＝プログラムされた低レート＋ｆ（センサ出力）
但し、ｆは典型的にセンサ出力の一次関数、即ち単調関数である。患者の活動が表示され続ける限り、ペーシング・レートは、上式に従って計算されたレートに達するまで（あるいは、このレートとプログラムされた上限レートの低い方に達するまで）、増分量だけ周期的に増加される。このように、増加されたペーシング・レート（即ち、プログラムされた下限レートより高いレート）は、患者の活動期間中維持される。患者の活動が停止すると、プログラムされた下限レートに達するまでペーシング・レートは徐々に低減される。任意の公知のレート応答型ペースメーカにおいては、センサ出力が可能なかぎり患者の実際の代謝需要および生理学的需要と高度に相関し、結果として得られるレート応答性ペーシング・レートが適切なレベルに調整できるようにすることが明らかに望ましい。圧電活動センサは、代謝需要を間接的に決定するためにのみ使用することができる。圧電トランスジューサにより検知される物理的活動は、ある場合には、身体上部の運動によって影響を受け得る。従って、腕の運動を伴う体操は、代謝需要より不当に大きい信号を生じることがある。反対に、自転車に乗ることのような身体下部のみを刺激する体操は、実際の要求がより高いのに代謝需要の低い表示を生じ得る。
従来技術においてこれらの認識された短所に対して、患者の代謝需要の評価において他の生理学的に基くパラメータを用いることが提案されてきた。分時換気量（ＶE）が患者の実際の代謝需要と生理学的需要と直接的に相関するパラメータであることが臨床的に提示されている。分時換気量は、下式によって定義される。即ち、
ＶE＝ＲＲ×ＴＶ
但し、ＲＲは１分当たりの呼吸における呼吸率（ｒｅｓｐｉｒａｔｉｏｎ ｒａｔｅ）、およびＴＶはリッタ単位の一回呼吸量（ｔｉｄａｌ ｖｏｌｕｍｅ）である。臨床的には、ＶEの測定は、換気量を測定して１分当たりの全体積を計算する装置に対して直接患者に呼吸させることにより行われる。ＶEの直接測定は、植込み装置の場合は実用的でない。しかし、胸郭のインピーダンス変化の測定は、植込みペースメーカで実現することができ、胸郭を経由する心臓インピーダンスがＶEと良好に相関することが示されている。インピーダンス測定能力が提供されたペースメーカは、１９８７年１０月２７日発行のＮａｐｐｈｏｌｚ等の米国特許第４，７０２，２５３号に開示されている。インピーダンス信号の変化の大きさは一回呼吸量に対応し、変化の周波数は呼吸率に対応している。このように、心臓インピーダンスの測定は、ＶEデータを取得するための１つの方法として用いることができる。
実際において、心臓インピーダンスは、心臓ペースメーカと関連してペーシングおよび（または）検知のため他の方法で用いられる電極の如き２つ以上の心臓電極間に存在するインピーダンスの評価によって測定することができる。特に、心臓インピーダンスは、電流が心臓組織の一部領域に流れされるように２つの「ソース」電極間に定電流励起パルスを供給することにより測定できることが示されている。心臓組織に励起電流パルスを流すことから生じる電圧差によって反映される如きインピーダンスを確認するため、２つの「記録」電極間の電圧差を測定することができる。このようなインピーダンス測定手法は、心臓ペースメーカの如き植込み可能な装置に関して実施可能であることが証明されている。
Ｌａｍｐａｄｉｕｓの米国特許第４，７２１，１１０号には、ペースメーカの基本ペーシング・レートがレオグラフィにより得られる呼吸率信号によって部分的に決定される心臓ペースメーカに対するレオグラフィ装置が記載されている。
心臓における血液のインピーダンスとの呼吸および胸郭経由圧力の変動の相関関係もまた、２つの電極間のインピーダンス測定について記載するＡｌｔの米国特許第４，８８４，５７６号において認識されている。Ａｌｔの特許第４，８８４，５７６号によれば、インピーダンス信号の低域通過フィルタ処理が、患者の呼吸率が得られる信号を生じ、同じ信号の高域通過フィルタ処理は患者の心機能が観察できる信号を生じる。
現在、レオグラフィ手法を用いて代謝需要に応答してペーシング・レートを調整する幾つかの植込み可能装置が市販されている。例えば、イタリア国ＢｏｌｏｇｎａのＢｉｏｔｅｃ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ社により製造されるＢｉｏｒａｔｅ装置は、双極レオグラフィ装置を用いて患者の呼吸率を監視する。米国コロラロ州ＥｎｇｌｅｗｏｏｄのＴｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓ社により製造されるＭｅｔａ−ＭＶ装置は、３極レオグラフィ装置を用いて患者の酸素飽和血液の代謝需要を監視する。米国ミネソタ州Ｓｔ．ＰａｕｌのＣＰＩにより製造されるＰｒｅｃｅｐｔ装置は、４極レオグラフィ構成を用いて患者の収縮前間隔（ＰＥＩ）、一回搏出量、および心臓組織の収縮性を監視する。
米国ミネソタ州ＭｉｎｎｅａｐｏｌｉｓのＭｅｄｔｒｏｎｉｃ社により製造され、現在合衆国内の臨床試験を受けているＬｅｇｅｎｄ Ｐｌｕｓ（登録商標）パルス発生器は、レート応答機能の支援にレオグラフィ装置を用いる植込み可能ペースメーカの別の事例である。このＬｅｇｅｎｄ Ｐｌｕｓ（登録商標）は、パルス発生器のカニスタ（不関電極として働く）と静脈経由ペーシング／検知リード線のリング電極との間に２相の励起信号を供給する。Ｌｅｇｅｎｄ Ｐｌｕｓ（登録商標）におけるインピーダンスの検知は、リード線の先端電極とパルス発生器カニスタ間で行われる。このＬｅｇｅｎｄ Ｐｌｕｓ（登録商標）インピーダンス測定回路は、呼吸と心臓収縮の両方が反映されるインピーダンス波形を生成する。この波形は、先に述べたように、ペースメーカの回路により用いられて分時換気量値ＶEを得る。Ｌｅｇｅｎｄ Ｐｌｕｓ（登録商標）は、患者のＶEを周期的に評価して、その基本ペーシング・レートをＶE値に反映される代謝需要に従って上下に調整する。（Ｌｅｇｅｎｄ Ｐｌｕｓ（登録商標）装置の種々の特質については、本発明の譲受人に同じく譲渡され参考のためその全容が本文に援用されるＷａｈｌｓｔｒａｎｄ等の米国特許第５，２７１，３９５号「レート応答型心臓ペーシングのための方法および装置（Ｍｅｔｈｏｄ ａｎｄ Ａｐｐａｒａｔｕｓ ｆｏｒ Ｒａｔｅ−Ｒｅｓｐｏｎｓｉｖｅ Ｃａｒｄｉａｃ Ｐａｃｉｎｇ）」）において更に詳細に記載される。）
植込み可能装置と関連するレオグラフィ装置の使用に関する別の開示は、インピーダンス波形を取得するための方法および装置を提案する、１９９４年４月２８日出願のＷａｈｌｓｔｒａｎｄ等の係属中の米国特許出願第０８／２３３，９０１号「心機能の検知のための方法および装置（Ｍｅｔｈｏｄ ａｎｄ Ａｐｐａｒａｔｕｓ ｆｏｒ Ｓｅｎｓｉｎｇ ｏｆ Ｃａｒｄｉａｃ Ｆｕｎｃｔｉｏｎｓ）」に見出すことができる。先に述べたＬｅｇｅｎｄ Ｐｌｕｓ（登録商標）において用いられたものと類似のインピーダンス波形の品質を改善するための専用リード線の使用に関するＷａｈｌｓｔｒａｎｄ等の米国特許出願は、その全容において参考のため本文に援用される。
植込み可能装置と関連するレオグラフィ装置の使用に関する更に別の開示は、１９９４年７月１９日出願のＧｉａｎｎｉ Ｐｌｉｃｃｈｉ等の係属中の米国特許出願第０８／２７７，０５１号「時分割多極型レオグラフィ装置（Ｔｉｍｅ−Ｓｈａｒｉｎｇ Ｍｕｌｔｉ−Ｐｏｌａｒ Ｒｈｅｏｇｒａｐｈｙ）」に見出すことができる。
先に述べたように、心臓ペースメーカにおける圧電型トランスジューサの利用は、有効ではあるが単に間接的な患者の実際の物理的活動レベルの表示を提供し、このため、患者の代謝需要の増加レベルの擬似正表示または擬似負表示の可能性を許容する。上体の運動と関連する先に述べた問題はこの一例である。
同様に、レオグラフィ技法を用いる心臓内インピーダンスの測定は、患者の呼吸と心臓レートの有効ではあるがやや間接的な表示を提供し、従ってこれもまた患者の代謝需要を決定時に誤りの可能性を許容する。分時換気量レベルを示すための胸郭経由インピーダンスの使用は、上体の筋肉電位干渉および姿勢の変化による高い代謝需要レベルの擬似正表示の潜在性を有することが示される。更にまた、過渡的な血液化学的変化のような徐々に働く生理学的パラメータもまたインピーダンス測定に影響を及ぼし得る。
更に、とりわけ分時換気量の測定における基本的ペーシング・レートは、体操の開始時に最適なペーシング・レートの増加を常に提示するとはかぎらない。一回呼吸量（ＴＶ）および呼吸率（ＲＲ）のレベルは、ＣＯ2レセプタと自律神経系統の応答により、固有の生理学的時間的遅れを有する。ＶEにおける増加は、増加した心臓出力に対する需要より遅れを生じ得る。
一方、圧電型トランスジューサから得られる活動信号は、典型的に、運動の開始時におけるこの同じ時間的遅れ現象を呈することはない。更に、胸郭経由インピーダンス測定から得られる分時換気量信号は、圧電型センサ信号の傾向よりも広範囲の運動の種類（例えば、自転車乗り、歩き、走り、など）に更に適切に比例しようとする傾向がある。この観点において、圧電的な活動信号および胸郭経由インピーダンスの測定は、患者の代謝需要レベルを確立する上で効率において相互に補完的である。即ち、各検知形式の潜在的な制約は異なる。このことは、圧電型トランスジューサを用いる活動状態の検知と、レオグラフィ技法を用いる分時換気量の検知の組合わせが、患者の代謝需要レベルを正確に追跡する改善された方法を提供することを示唆する。
発明の概要
上記の考察に照らして、本発明は、体内に植込み可能なパルス発生システムにおけるレート応答型心臓ペーシングを実現するための改善された装置に関するものである。
特に、本発明は、患者の生理学的要求における認識される変化に応答して増減する可変ペーシング・レートの決定時のインピーダンスの測定と活動状態の検知の両方を用いるペースメーカに関するものである。
本発明の１つの特質によれば、ペースメーカのインピーダンス検知回路と、（圧電型トランスジューサに基く）活動状態検知回路とは、個々に独立的に動作可能状態および不動作状態にすることができる。いずれか一方の検知回路が不動作状態にされるならば、ペースメーカのレート応答伝達関数（即ち、そのレート応答動作）は、もっぱら動作可能状態のセンサに基く。しかし、両方の検知回路が動作可能状態にされると、レート応答伝達関数は、活動状態検知回路とインピーダンス（分時換気量）検知回路の両方からの寄与を表わす組合わされた、即ち「混合された」活動信号に基くものである。
本発明の別の特質によれば、ペースメーカのインピーダンス検知サブシステムと活動状態検知サブシステムからの出力信号の混合は、活動信号とインピーダンス信号の相互寄与がその時の「センサのレート」の関数として変化する組合わせ信号を生じるように行われる（ここで用いられるセンサ・レートとは、レート応答モードで動作するペースメーカの変化するペーシング・レートを指す）。特に、本発明の望ましい実施形態においては、活動状態センサの出力信号の寄与は、ペースメーカのペーシング・レート範囲の下方終端またはその付近のペーシング・レートに対するセンサのレート値の計算時に優勢であり、インピーダンス・センサの出力信号においては、高いペーシング・レートにおけるセンサ・レートの計算時に優勢である。
本発明の更に別の特質によれば、本文に開示された構成は、患者の代謝需要のある表示を行う異なる種類のセンサ（即ち、インピーダンス・センサおよび活動状態センサ以外のセンサ）からの出力の組合わせ即ち「混合」を容易にすることができるものと信じられる。例えば、本発明の原理が任意の２重検知ペースメーカ、即ち、活動状態の検知、分時換気量の検知、酸素飽和の検知、圧力の検知、Ｑ−Ｔ間隔のセンサ、などのある組合わせが可能である任意のペースメーカに適用できると考えられる。このようなセンサの出力は、本発明によれば、活動状態とＱ−Ｔ検知の両能力、酸素飽和と分時換気量の検知能力、などを有するペースメーカにおけるように、種々の組合わせで組合わすことができる。
【図面の簡単な説明】
本発明の上記および他の特質および特徴は、添付図面に関して本発明の特定の実施の形態の詳細な記述を参照すれば更によく理解することができる。
図１は、人間の患者に植込まれた本発明によるペースメーカの図、
図２は、図１のペースメーカの機能的構成要素を示すブロック図、
図３は、図２のペースメーカにおけるインピーダンス測定回路により得られる励起電流パルスの図、
図４は、レート応答モードにおける図２のペースメーカの動作を示す機能的ブロック図、
図５は、レート応答モードにおける図２のペースメーカの分時換気動作を示す更に別の機能的ブロック図、
図６は、レート応答モードで動作する図２のペースメーカのセンサ混合機能のグラフ表示、および
図７は、レート応答モードで動作する図２のペースメーカのレート伝達関数のグラフ表示である。
本発明の特定の実施の形態の詳細な記述
一般的説明
図１において、本発明の１つの実施形態によるペースメーカ１０が患者１２に植込まれる図が全体的に示される。当技術における従来の慣例によれば、ペースメーカ１０は密閉された生物学的に不活性の外側カニスタ内部に収容され、このカニスタ自体が導電性でありこのためペースメーカのペーシング／検知回路における不関電極として働く。図１の参照番号１４ａ（心室）と１４ｂ（心房）で総合的に識別される１つ以上のペースメーカのリード線は、従来の方法でペースメーカ１０に電気的に接続されて静脈１８を介して患者の心臓１６まで延長している。リード線１４ａおよび１４ｂの遠端部に略々近く配置されているのは、心臓の電気信号を受取り、そして／またはペーシング電気的刺激を心臓１６へ送る１つ以上の露呈された導電性電極である。当業者にはよく理解されるように、リード線１４ａおよび１４ｂはその遠端部を心臓１６の心房または心室へ配置させて植込まれる。
次に図２において、本発明の現在開示された実施の形態によりペースメーカ１０を構成する電子回路のブロック図が示される。図２から判るように、ペースメーカ１０は、主要ペーシング／制御回路２０と、活動状態センサ回路２１と、分時換気回路２２とを含む。主要ペーシング／制御回路２０と関連する回路の多くは、例えば、Ｓｉｖｕｌａ等の米国特許第５，０５２，３８８号「パルス発生器における活動状態検知を実現する方法および装置（Ｍｅｔｈｏｄ ａｎｄ Ａｐｐａｒａｔｕｓ ｆｏｒ Ｉｍｐｌｅｍｅｎｔｉｎｇ Ａｃｔｉｖｉｔｙ Ｓｅｎｓｉｎｇ ｉｎ ａ Ｐｕｌｓｅ Ｇｅｎｅｒａｔｏｒ）」に開示される設計による従来の設計である。Ｓｉｖｕｌａ等の特許第５，０５２，３８８号は、その全容において参考のため本文に援用される。ペースメーカ１０のある構成要素がその設計および動作において完全に周知のものである範囲で、このような構成要素の設計および構成が当業者には周知のことであると考えられるので、この構成要素は本文では詳細には記述されない。例えば、図２の主要ペーシング／制御回路２０は、全て当技術では周知のものである、センス増幅器回路２４と、ペーシング出力回路２６と、水晶クロック２８と、ランダム・アクセス・メモリーおよび読出し専用メモリー（ＲＡＭ／ＲＯＭ）装置３０と、中央処理装置（ＣＰＵ）３２と、テレメトリ回路３４とを含む。
ペースメーカ１０は、外部プログラマ／制御装置によりプログラムすることができるように、内部テレメトリ回路３４を含むことが望ましい。本発明の実施時の使用に適するプログラマおよびテレメトリ・システムは、長年にわたり周知である。
公知のプログラマは、典型的に、２方向性無線周波テレメトリ・リンクを介して植込まれた装置と通信し、プログラマは植込まれた装置により受取られるべき制御コマンドおよび動作パラメータを送出することができ、従って植込まれた装置が診断および演算データをプログラマへ通信することができるようにする。本発明の実施目的に適すると考えられるプログラマは、米国ミネソタ州ＭｉｎｎｅａｐｏｌｉｓのＭｅｄｔｒｏｎｉｃ社から利用可能なモデル９７６０およびモデル９７９０プログラマを含む。外部プログラミング装置と植込まれた装置間に必要なチャンネルを提供するための種々のテレメトリ・システムが開発され、当技術において周知である。本発明の実施目的に適すると考えられるテレメトリ・システムは、下記の米国特許に開示されている。例えば、Ｗｙｂｏｒｎｙ等の米国特許第５，１２７，４０４号「植込まれた医療装置のためのテレメトリ・フォーマット（Ｔｅｌｅｍｅｔｒｙ Ｆｏｒｍａｔ ｆｏｒ Ｉｍｐｌａｎｔｅｄ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｄｅｖｉｃｅ）」、Ｍａｒｋｏｗｉｔｚの米国特許第４，３７４，３８２号「医療装置のためのマーカー・チャンネル・テレメトリ・システム（Ｍａｒｋｅｒ Ｃｈａｎｎｅｌ Ｔｅｌｅｍｅｔｒｙ Ｓｙｓｔｅｍ ｆｏｒ ａ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｄｅｖｉｃｅ）」、およびＴｈｏｍｐｓｏｎ等の米国特許第４，５５６，０６３号「医療装置用のテレメトリ・システム（Ｔｅｌｅｍｅｔｒｙ Ｓｙｓｔｅｍ ｆｏｒ ａ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｄｅｖｉｃｅ）」。Ｗｙｂｏｒｎｙ等の米国特許第５，１２７，４０４号、Ｍａｒｋｏｗｉｔｚの米国特許第４，３７４，３８２号、およびＴｈｏｍｐｓｏｎ等の米国特許第４，５５６，０６３号は、本発明の同じ譲受人に譲渡され、それぞれその全容において参考のため本文に援用される。
典型的に、前掲の米国特許に記載された如きテレメトリ・システムは、外部のプログラミング／処理装置と関連して用いられる。心臓ペースメーカを非侵入的にプログラミングするための１つのプログラマが、前掲のＨａｒｔｌａｕｂ等の′８８４特許に記載されている。
最も一般には、植込み可能な医療装置のためのテレメトリ・システムは、装置における無線周波（ＲＦ）送受信機と、外部プログラミング装置における対応するＲＦ送受信機とを用いる。植込み可能な装置の内部では、送受信機がワイヤのコイルを、ダウンリンク・テレメトリ信号を受取り、アップリンク・テレメトリに対するＲＦ信号を送信するアンテナとして利用する。このシステムは、空心結合変成器としてモデル化されている。このようなテレメトリ・システムの一例は、前掲のＴｈｏｍｐｓｏｎ等の米国特許第４，５５６，０６３号に示される。
ＲＦテレメトリを用いてディジタル・データを通信するために、Ｗｙｂｏｒｎｙ等の米国特許第５，１２７，４０４号に記載される如きディジタル・コード化方式を使用することができる。特に、ダウンリンク・テレメトリに対しては、パルス間隔変調方式が用いられ、この場合外部プログラマが一連の短ＲＦ「バースト」即ちパルスを送出し、このパルスでは連続パルス間の間隔（例えば、１つのパルスの後エッジから次のパルスの後エッジまでの間隔）が送られるべきデータに従って変調される。例えば、より短い間隔がディジタル「０」ビットをコード化し、より長い間隔はディジタル「１」ビットをコード化する。
アップリンク・テレメトリの場合は、パルス位置変調方式がアップリンク・テレメトリ・データをコード化するために用いられる。パルス位置変調のために、複数のタイム・スロットがデータ・フレーム内で定義され、各タイム・スロットの間に送られるパルスの存不在がデータをコード化する。例えば、１６位置のデータ・フレームが定義でき、タイム・スロットの１つにおけるパルスがデータの一義的な４ビット位置を表わす。
図１に示されるように、前掲のモデル９７６０および９７９０プログラマの如きプログラミング装置が、プログラミング・ヘッドまたはプログラミング・パドル、患者の植込まれた装置の植込み場所における患者の身体に置かれるための手持ち装置の使用により植込まれた装置と典型的にインターフェースする。プログラミング・ヘッドにおける磁石が、テレメトリ・セッションを開始するため植込まれた装置におけるリード・スイッチの閉鎖を行う。その後、アップリンクおよびダウンリンク通信が、植込まれた装置の送信機および受信機と、プログラミング・ヘッド内に配置された受信機および送信機との間に生じる。
図２を引き続き参照して、ペースメーカ１０は、植込まれた時、図１に関して先に述べたように、ペースメーカ１０の植込み場所と患者の心臓１６間に静脈を介して延長するリード線１４に接続される。明瞭にするため、リード線１４とペースメーカ１０の種々の構成要素との間の接続は図２に示されない。当業者には明らかであるが、例えば、リード線１４は、心臓の電気信号がセンス増幅器回路２４へ伝送できるように、またペーシング・パルスがリード線１４を介して心臓組織へ送られるように、一般的な慣例に従ってセンス増幅器回路２４およびペーシング出力回路２６に直接的あるいは間接的に必ず接続される。
ここで開示された実施の形態において、心房先端部とリング電極（図２のＡＴＩＰとＡＲＩＮＧ）を有する心房リード線１４Ａと、心室先端部とリング電極（図２のＶＴＩＰとＶＲＩＮＧ）を有する心室リード線１４Ｖの２つのリード線が用いられる。更に、先に述べたように、ペースメーカ１０の導電性の密閉カニスタが不関電極（図２のＣＡＳＥ）として働く。
先に述べたように、主要ペーシング／制御回路２０は、すぐ入手可能なプログラム可能マイクロプロセッサまたはマイクロコントローラでよいが、本発明の現在望ましい実施形態ではカスタム集積回路でよい中央処理装置３２を含む。ＣＰＵ３２と主要ペーシング／制御回路２０の他の構成要素間の特定の接続は図２に示さないが、当業者には、ＲＡＭ／ＲＯＭ装置３０に記憶されたプログラミングの制御下で、ＣＰＵ３２がペーシング出力回路２６およびセンス増幅器回路２４の調時動作を制御するように機能する。当業者はこのような動作構成に馴染みがあることと考える。
引き続き図２において、水晶発振回路２８、現在望ましい実施形態では３２，７６８Ｈzの水晶制御発振器が、主要調時クロック信号を主要ペーシング／制御回路２０と分時換気回路２２へ提供する。
図２に示されるペースメーカ１０の種々の構成要素は、当技術における一般的慣例に従って、ペースメーカ１０の密閉筺体内に含まれるバッテリ（図示せず）により給電されることを理解すべきである。図面の明瞭性のため、バッテリと、このバッテリとペースメーカ１０の他の構成要素間の接続とは示さない。
ＣＰＵ３２により発生される信号の制御下でペーシング刺激を生成するよう機能するペーシング出力回路２６は、例えば、全容において参考のため本文に援用されるＴｈｏｍｐｓｏｎの米国特許第４，４７６、８６８号「身体スティミュレータ出力回路（Ｂｏｄｙ Ｓｔｉｍｕｌａｔｏｒ Ｏｕｔｐｕｔ Ｃｉｒｃｕｉｔ）」に開示されたタイプでよい。しかし、再び、当業者が本発明の実施の目的に適する従来技術のペーシング出力回路の多くの種々のタイプから選択できると考えられる。
図２に示されるように、主要ペーシング／制御回路２０は、図２に３８として全体的に示される多数の信号線により活動状態センサ回路２１と分時換気回路２２とに接続される。主要ペーシング／制御回路２０におけるＩ／Ｏインターフェース４０と、活動状態センサ回路２１における対応するＩ／Ｏインターフェース４１と、分時換気回路２２における対応するＩ／Ｏインターフェース４２とが、３つの装置間の信号の伝送を関連付ける。
分時換気の検知
分時換気回路２２は、分時換気量に比例すると示された胸郭経由インピーダンスにおける変化を測定する。先に述べたように、分時換気は、一回呼吸量と呼吸率の積であり、このため代謝需要における変化の生理学的指標であり、従って心臓のレートを増加または減少する必要を識別する。
本発明のここで開示される実施の形態によるペースメーカ１０は、双極リード線１４と３極型測定システムを用いて胸郭経由インピーダンスを測定する。以下に更に詳細に記述するように、分時換気回路２２は、双極型リード線１４のリング電極と、１６Ｈzのレートで不関電極ＣＡＳＥとして機能するペースメーカ１０の導電性カニスタとの間に１ｍＡ（ピーク間）の３０マイクロ秒の２相電流励起パルスを送る。結果として生じる電圧は、リード線１４のＴＩＰ電極とペースメーカのＣＡＳＥ電極間で測定される。このようなインピーダンスの測定は、患者の心臓の心房または心室に生じるようにプログラムすることができる。
本発明の当該実施の形態に従ってインピーダンス測定のため送られる２相励起パルスの図が、図３に示される。図３に示されるもののような励起パルスの２相性が、パルスの全エネルギ内容が与えられ、電極の分極が打消され、ＤＣ電流が長期のリード線の金属イオンの酸化を避けるため均衡されるならば、励起パルスのピーク振幅が最小化される単相性パルスに勝る利点を提供するものと信じられる。図３に示されるように、２相パルスの各相は約１５マイクロ秒だけ継続し、パルスが０．０６２５秒ごとに１回（即ち、先に述べたように、１６Ｈzのレートで）送られる。
分時換気回路２２により得られるインピーダンス信号は、３つの主成分、即ちＤＣオフセット電圧、心臓の機能から結果として生じる心臓成分、および呼吸成分を有する。心臓成分と呼吸成分の周波数は、これらの生理学的起源と同じものであると見なされる。分時換気回路２２により得られるインピーダンス信号の呼吸成分が本発明の目的にとって主な関心であるので、インピーダンス信号は、ＤＣ成分および心臓成分を除去するため０．０５ないし０．８Ｈz（毎分３ないし４８呼吸に対応）の通過帯域を有する分時換気低域通過フィルタ（ＭＶ ＬＰＦ）４７の通過帯域におけるフィルタリングを受ける。
帯域通過フィルタ信号に対する呼吸率×ピークピーク振幅（一回呼吸量）機能を行うためにデルタ変調器回路（ＤＥＬＴＡＭＯＤ）５２とカウンタが用いられる。分時換気量に比例するデルタ変調器カウンタにより生成される値は、ＭＶデータ・レジスタ４９に累積される。このＭＶデータ・レジスタ値は、２ミリ秒ごとに１最下位ビット（ＬＳＢ）のレートで（１９０）x（下付きの「ｘ」は16進数を表わす）より小さいか等しいプログラム可能値に増加することができる。この（１９０）xの値は、インピーダンスにおける１分当たり６００Ω（ピークピーク）の変化に対応する。ＭＶデータ・レジスタにおける値は、２秒ごとに更新され、これにより、以下に更に詳細に述べるレート応答アルゴリズムにおけるＭＶ入力となる。
図２に関して、分時換気回路２２は実質的に、以下において更に詳細に述べるように、分時換気回路２２をＶＴＩＰ、ＶＲＩＮＧ、ＡＴＩＰ、ＡＲＩＮＧおよびＣＡＳＥ電極に選択的に結合し遮断するように機能するマルチプレクサであるリード線インターフェース回路４４を含む。
リード線インターフェース回路４４に結合されているのは、心臓インピーダンスを測定する目的のためリード電極（ＶＴＩＰ、ＶＲＩＮＧ、など）の種々の組合わせ間に２相の定電流パルスを送るように機能する分時換気励起（ＭＶ励起）回路４６である。特に、ＭＶ励起回路４６は、前述のＬｅｇｅｎｄ Ｐｌｕｓ（登録商標）装置により、本発明の譲受人に同じように譲渡されその全容において参考のため本文に援用されるＷａｈｌｓｔｒａｎｄ等の米国特許第５，２７１，３９５号に記載された方法および装置に従って送られるタイプの２相励起パルスを送出する。
励起パルスがその間に送られる電極は、心房または心室のどちらかのインピーダンスが評価されているかに従って変動することになる。電極の選択は、主要ペーシング／制御回路２０により表明される信号の制御下でリード線インターフェース回路４４により行われ、バス３８で分時換気回路２２へ伝送される。先に述べたように、分時換気量の測定は、心臓のいずれかの心室で生じるようにプログラムすることができる。心室ベースの分時換気量の評価のため、例えば、２相パルスを心室リング電極ＶＲＩＮＧとペースメーカのカニスタＣＡＳＥ間に１６Ｈzのレートで送ることができる。同様に、心房の分時換気量の評価のためには、パルスを心房リング電極ＡＲＩＮＧとＣＡＳＥ間に送ることができる。
心臓インピーダンスを測定するため、分時換気回路２２が、先に述べたように励起パルスが注入されるとるときに、電極対間に存在する電圧差を監視する。再び、電圧差が監視される電極は、心房または心室のどちらかの測定が行われているかに従って変動する。本発明の１つの実施形態においては、同じ電極（即ち、心室に対してはＶＲＩＮＧおよびＣＡＳＥ、心房に対してはＡＲＩＮＧおよびＣＡＳＥ）が、励起パルスの送出と電圧差の監視の両方のために用いられる。しかし、励起と測定のための電極の組合わせは、プログラミング・システムを用いて植込み後に変更できるプログラム可能な設定間にあり得ると考えられる。
インピーダンス測定前置増幅器回路（ＺＭＥＡＳ ＲＥＡＭＰ）４８は、励起パルスの送出中電圧差測定電極に結合される。ＺＭＥＡＳ ＰＲＥＡＭＰ回路４８は、３つの段を含む。第１段は、これも高域通過フィルタリング機能を行う低ノイズ増幅器（当該望ましい実施形態では２０の利得を持つ）である。第２段は、利得増幅器（当該望ましい実施形態では８の利得を持つ）である。最終段は、１６Ｈzのサンプル／ホールド回路である。先に述べたように、２相励起パルスが１６Ｈzのレートで送出され、従って、１６の電圧差の測定が毎秒行われる。ＺＭＥＡＳ ＰＲＥＡＭＰ回路４８のサンプル／ホールド段が、分時換気回路２２における残りの回路に与えるためのこれら電圧をそれぞれ保持する。
ＺＭＥＡＳ ＰＲＥＡＭＰ回路４８の前置増幅器、利得およびサンプル／ホールド段の設計および構成が当業者には日常の技術事項であろう。従って、ＺＭＥＡＳ ＰＲＥＡＭＰ回路４８の設計の詳細については、本文では記述しない。
引き続き図２において、ＺＭＥＡＳ ＰＲＥＡＭＰ回路４８からサンプルされた１６Ｈzの出力電圧が、先に述べたように、本発明の現在望ましい実施形態では０．０５ないし０．８Ｈzの通過帯域を持つ分時換気量の低域通過フィルタ回路ＭＶ ＬＰＦ４７へ与えられる。再び、ＭＶ ＬＰＦ回路５０の設計および構成が当業者には日常事であると考えられる。ＭＶ ＬＰＦ４７からの出力は、任意の所与の時間におけるレベルが選択された電極間で測定される心臓インピーダンスに正比例する電圧波形である。このため、ＭＶ ＬＰＦの出力信号は、ここではインピーダンス波形と呼ばれる。
ＭＶ ＬＰＦ４７における帯域通過フィルタ処理後に、前記のインピーダンス波形がデルタ変調器回路ＤＥＬＴＡＭＯＤ５２へ与えられ、これがアナログ／ディジタル変換（ＡＤＣ）機能を行う。ＺＭＥＡＳ ＰＲＥＡＭＰのサンプル／ホールド動作により規定される各１６Ｈzサイクルの初めに、ＤＥＬＴＡＭＯＤ５２がＭＶ ＬＰＦ回路４７の出力に存在するインピーダンス波形電圧を直前の１６Ｈzサイクルの間に存在するインピーダンス波形電圧と比較し、これら２つの電圧間の差を表わすΔ値を決定する。
ＤＥＬＴＡＭＯＤ回路５２は、各１６Ｈzサイクルの初めに計算するΔ値を表わすための「ステップ・サイズ」を定義する。本発明の現在望ましい実施形態において、ＤＥＬＴＡＭＯＤ５２は、心室インピーダンス測定のための２６ｍＶのステップ・サイズと、心房インピーダンス測定のための１４ｍＶのステップ・サイズとを定義する。このため、例えば、２つの連続的な１６Ｈzの電圧測定のための心室インピーダンス波形電圧間の差が２６０ｍＶ（即ち、Δ＝２６０ｍＶ）であったならば、ＤＥＬＴＡＭＯＤ回路５２はこれを１０のカウント値として表わすことになる（（Δ／ステップ・サイズ）＝（２６０ｍＶの２６ｍＶによる商））。この場合、ＤＥＬＴＡＭＯＤ回路５２は１６Ｈzサイクルの間１０だけＭＶレジスタ４９を増分することになる。
ＤＥＬＴＡＭＯＤ回路５２はカウント値を生成し、ＺＭＥＡＳ ＰＲＥＡＭＰ回路４８のサンプルおよびホールド動作により定義される各１６Ｈzサイクルにおいて（即ち、０．０６２５秒ごと）然るべくＭＶレジスタ４９を増分する。このため、２秒の間隔で、３２のこのようなカウント値がＭＶレジスタ４９において生成され加算される。
２秒の間隔ごとの終了時に、ＭＶレジスタ４９におけるアキュムレータ値が、以下に詳述される本発明のレート応答アルゴリズムに従って処理するため、Ｉ／Ｏ線３８を介して主要ペーシング／制御回路２０へ、特にＣＰＵ３２へ提供される。当該開示の目的のためには、ＭＶレジスタ４９から２秒ごとにＣＰＵ３２に対して提供される値は、ＭＶカウント（ＭＶ ＣＯＵＮＴ）値と呼ばれることになる。２秒のＭＶカウント値がＣＰＵ３２へ与えられる時、ＭＶレジスタ４９は別のＭＶカウント値を得ることに備えてゼロにリセットされる、即ちＤＥＬＴＡＭＯＤカウントの別の２秒の値打ちを累算する。
活動状態の検知
前述のように、本発明のここで開示される実施の形態によるペースメーカ１０は、その変更可能なレート応答ペーシング・レートを確立する際に活動状態の検知と分時換気量の測定の両方を用いる。本発明の現在望ましい実施形態においては、ペースメーカ１０における活動状態センサ回路２１は、活動状態の検知を実施するため図２における参照番号６０で示される圧電型のマイクロフォンの如きセンサを用いる。圧電型センサ６０は、当技術における従来の慣例に従って、ペースメーカの密閉筺体の内面にボンド付けされることが望ましい。このような構成は、例えば、全容において参考のため本文に援用される本発明の譲受人に譲渡された前掲のＡｎｄｅｒｓｏｎ等の米国特許第４，４８５，８１３号に開示されている。同様な構成は、前掲のＳｉｖｕｌａ等の米国特許第５，０５２，３８８号にも開示される。
Ｓｉｖｕｌａ等の米国特許第５，０５２，３８８号およびＡｎｄｅｒｓｏｎ等の米国特許第４，４８５，８１３号に開示される如き従来の活動状態応答型ペースメーカ・システムにおけるように、本発明のペースメーカ１０における圧電型センサ６０は、活動状態センサ回路２１における活動信号処理回路ＡＣＴ ＰＲＯＣ６２へ生の電気信号を与え、この活動状態回路がペースメーカのレートを確立する際に使用される活動信号を帯域通過濾波して処理する。予め定めた閾値を越える帯域通過濾波された活動信号におけるピークは、システム６２によりペーシング・レートにおける増加が保証される充分な大きさの患者活動の表示として解釈される。ペースメーカ１０のプログラム可能に選択できる値に含まれる予め定めた閾値は、低い患者活動を表わし、あるいは実際には患者の活動は表わさないセンサ６０により検知される物理的ストレスを表わすセンサ出力信号における背景「ノイズ」を除去するために意図される。
予め定めた閾値を越える帯域通過濾波されたセンサ信号におけるピークの各発生は、ここでは「活動状態カウント（ＡＣＴＩＶＩＴＹ ＣＯＵＮＴ）」と呼ばれる。活動状態センサ回路２１における活動状態レジスタ６４に保持される「活動状態カウント」値の和は、予め定めた期間、例えば２秒間隔にわたって計算される。本発明の現在望ましい実施形態によれば、２秒の「活動状態カウント」の和が、ＭＶレジスタ４９から主要ペーシング／制御回路２０に対する分時換気量アキュムレータ値の提供のための方法と同様に、Ｉ／Ｏバス３８を介して主要ペーシング／制御回路２０へ与えられる。次いで、ＣＰＵ３２は、以下において更に詳細に述べるように、２秒の「活動状態カウント」値と分時換気量値とをレート応答型「センサのレート」の計算時に用いることができる。
（圧電素子から患者の物理的活動レベルを表わす活動状態「カウント」を取得する概念は、先に述べたＡｎｄｅｒｓｏｎ等の特許第４，４８５，８１３号およびＳｉｖｕｌａ等の特許第５，０５２，３８８号により例示されるように、従来技術では周知であり理解されている。活動状態応答型心臓ペーシングにおいて活動検知を実施するため当業者は圧電型センサを使用することで馴染みであり、かつ本発明の実施目的に適する方法でこのような能力を容易に実現可能であると考えられる。）
レート応答伝達関数
ペースメーカ１０の基本レート応答動作に基本的な事項は、（ペースメーカ１０が「活動」レート応答モードにプログラムされる時、）検知された物理的活動量に基き、（ペースメーカ１０が「分時換気量」レート応答モードにプログラムされる時の）分時換気量に基き、あるいは（ペースメーカ１０が「デュアル・」レート応答モードにプログラムされる時）活動状態と分時換気量の混合組合わせに基き、「センサ・レート」を計算することである。このように得られた「センサ・レート」は、水晶発振器２８のサイクル（クロック・サイクル）単位における時間間隔として表わされる。
現在望ましい実施形態においては、「センサ・レート（Ｓｅｎｓｏｒ Ｒａｔｅ）」値は、動作可能状態のセンサからの入力に基いて、２秒ごと、即ち、ＭＶレジスタ４９における２秒の累積値（ＭＶカウント値）および（または）活動状態レジスタ６１からの２秒の累積された「活動状態カウント」値に更新される。ペースメーカ動作の各２秒間隔の終りにどのように更新されたＭＶカウントと活動状態カウント値が主要ペーシング／制御回路２０に与えられるかを述べたので、「センサ・レート」値がこれら値から得られる方法について次に述べることができる。
当業者には理解されるように、分時換気回路２２および活動状態センサ回路２１からそれぞれ与えられる「ＭＶカウント」と「活動状態カウント」の値に基く「センサ・レート」値の計算は、主要ペーシング／制御回路２０の記憶装置３０に保持される変数およびプログラム可能値について主としてＣＰＵ３２により行われる多数の計算を含む。
表１は、本発明のここで開示される実施の形態による「センサ・レート」の決定の以降の記述で用いられる種々の定義、頭文字語および略語を記載する。
表２は、レート応答動作と関連して用いられるペースメーカ１０の種々のプログラム可能パラメータを示す。
本発明のここに開示された実施形態に従ってペースメーカ１０における分時換気量および活動状態検知に基くセンサ・レートを決定するための全アルゴリズムが、図４の機能的ブロック図に示される。図４における各ブロックは、センサ・レート決定プロセスにおける１つの段階を示す。以下において更に詳細に述べるように、図４に示される多くの段階が、ペーシング／制御装置２０（図２参照）におけるＣＰＵ３２によって実施される。例えば、図４における参照番号１００で示されるブロックＭＶ処理は２秒ごとに与えられるＭＶ ＣＯＵＮＴ値の数値処理の段階に対応し、この数値処理は記憶装置３０に記憶されたプログラミング命令の制御下でＣＰＵ３２によって行われる。同様に、図４に示される他の段階、例えば組合わせ段階１０４、レート計算段階１０６、、などは、ＣＰＵ３２により行われる主として数値的な処理を含む。
センサ・レート（Ｓｅｎｓｏｒ Ｒａｔｅ）決定アルゴリズムのＭＶ処理段階１００の場合は、図５の機能的ブロック図に示されるように、３つのサブ段階が含まれる。図５のブロック１２０により示されるＭＶ処理段階における最初のステップは、２秒ごとに分時換気回路２２から与えられるＭＶ ＣＯＵＮＴ値についてのスルーレート制限（ＭＶ ＳｌｅｗＲａｔｅＬｉｍｉｔ）機能を行うことである。値「ＬｉｍｉｔｅｄＭＶＣｏｕｎｔ（制限されたＭＶカウント）」の計算の結果生じるブロック１２０の制限機能は、下式に従って行われる。即ち、
ＬｉｍｉｔｅｄＭＶＣｏｕｎｔ＝ＭＩＮ｛ＭＶＣＯＵＮＴ，ＩＮＴ｛ＬＳＴＡ＋ＳｌｅｗＲａｔｅＬｉｍｉｔＣｏｕｎｔ×２｝｝
但し、ＭＶ ＣＯＵＮＴは分時換気回路２２から与えられた最も後の「２秒」ＭＶ ＣＯＵＮＴ値であり、ＬＳＴＡはＭＶ ＣＯＵＮＴ値の制限された短期平均値（後で更に詳細に述べる）、ＳｌｅｗＲａｔｅＬｉｍｉｔＣｏｕｎｔは下式におけるように定義される。即ち、
ＳｌｅｗＲａｔｅＬｉｍｉｔＣｏｕｎｔ＝ＩＮＴ（ＵＲＣｏｕｎｔ×ＳｌｅｗＲａｔｅＬｉｍｉｔ／１００）
ＵＲＣｏｕｎｔおよびＳｌｅｗＲａｔｅＬｉｍｉｔはプログラム可能な一定値、ＩＮＴおけるＭＩＮはそれぞれ周知の整数と最小数学関数である。本発明の現在望ましい実施形態において、ＵＲＣｏｕｎｔは最大センサ・レート値を結果として生じ得る最小のＭＶ ＣＯＵＮＴ値を反映し、０ないし２５５からプログラム可能である。ＳｌｅｗＲａｔｅＬｉｍｉｔは、ＭＶ ＣＯＵＮＴ／２およびＬＳＴＡ間の最大許容正差に対する限度を表わし、ＵＲＣｏｕｎｔ値の関数として表わされる。本発明の現在望ましい実施形態においては、ＳｌｅｗＲａｔｅＬｉｍｉｔはＵＲＣｏｕｎｔの１．５、３、６、１２、２５、５０または１００％にプログラム可能であり、さもなければ、ＯＦＦである。
ＬｉｍｉｔｅｄＭＶＣｏｕｎｔ値を前式に示されように計算した後、ＭＶデルタ・ブロック１２２により示される図５のブロック図における次のステップは、ＬｉｍｉｔｅｄＤＭＶ（制限されたＤＭＶ）、ＵｎｌｉｍｉｔｅｄＤＭＶ（無制限ＤＭＶ）、ＬＳＴＡおよびＭａｘＭＶの値を含む他の値の計算および（または）更新におけるＬｉｍｉｔｅｄＭＶＣｏｕｎｔｓ値を用いることを含む。
ＬＴＡ（長期平均）値は、下式に従ってブロック１２２において再帰的に計算される。即ち、
但し、ＬｏｎｇＴｅｒｍＴｉｍｅは、現在望ましい実施形態においては、略々１８時間である（前式では３２，７６８の２秒間隔として表わされる）。
制限された短期平均（ＬＳＴＡ）値は、下式に従って計算される。即ち、
但し、ＳｈｏｒｔＴｅｒｍＴｉｍｅは、現在望ましい実施形態においては、３２秒である（上式では１６個の２秒間隔として表わされる）。
ＵＳＴＡ（無制限短期平均）値は、下式に従って計算される。即ち、
ＬＳＴＡ値とＬＴＡ値間の差を表わすＬｉｍｉｔｅｄＤＭＶ値は、下記のように定義される。即ち、
LimitedDMV ＝ MAX(0,INT(LSTA−LTA))
ＵｎｌｉｍｉｔｅｄＤＭＶ値は、下式に従ってブロック１２２において計算される。即ち、
UnlimitedDMV ＝ INT(USTA−LTA)
最後に、ＭａｘＬｉｍｉｔｅｄＭＶ値は、下式に従ってブロック１２２において計算される。即ち、
MaxLimitedMV ＝ MAX(LimitedDMV, MaxLimitedMV)
図５のＭＶデルタ・ブロック１２２における上記の処理サブステップを実行した後、センサ・レート計算プロセスの次のステップは、図５におけるＭＶハイ・ブロック１２４により表わされる。前記ＭＶハイ処理は、延長された期間に対する望ましくない高いレートのペーシングに対する防護策として生じる。分時換気量の検知が予め定めた期間（０、４、８、、、２４分にプログラム可能であるＵＲ時間基準として示されるプログラム可能値）に対して連続的にハイであり、かつ活動状態検知回路２１が同じ期間中に高められる生理学的需要（以下に述べる）を確証しなければ、いわゆるＭＶハイの介在が生じる。
本発明の現在望ましい実施形態によれば、上式に述べられる如く計算されたＵｎｌｉｍｉｔｅｄＤＭＶ値がＵＲＣｏｕｎｔより大きければ、分時換気量検知は高すぎると見なされる。一方、ＳｃａｌｅｄＡｃｔｉｖｉｔｙＡｖｅｒａｇｅ値（定義は以下に更に詳細に述べる）が下式に従って定義される予め定めた（プログラム可能な）ＡｃｔｉｖｉｔｙＣｒｏｓｓＣｈｅｃｋＣｏｕｎｔ値より小さければ、活動状態検知は低すぎると見なされる。即ち、
但し、ＡｃｔｉｖｉｔｙＣｒｏｓｓＣｈｅｃｋＬｅｖｅｌは、所与の患者に対して低いと見なされるＡＣＴＩＶＩＴＹ ＣＯＵＮＴレベルを反映しており、ＡＤＬＣｏｕｎｔ（「日常生活の活動」カウント）は、患者の日常活動に対して適当であると見なされるレートでペーシングを生じることができるＳｅｎｓｏｒＣｏｕｎｔの最小数に対応するプログラム可能値である。ＡｃｔｉｖｉｔｙＣｒｏｓｓＣｈｅｃｋＬｅｖｅｌは、ＡＤＬＣｏｕｎｔの一部として表わされることが望ましい（例えば、０％、１２．５％、２５％、３７．５％、５０％、６２．５％、７５％、８７．５％、１００％）。本発明の現在開示される実施の形態においては、いわゆるＡＤＬＲａｔｅはプログラム可能に（毎分４０ないし１８０拍の間に）決定され、ここでＡＤＬＲａｔｅは、所与の患者の日常活動に対して適切であるように植込み医師に見なされるペーシング・レートである。ＡＤＬＣｏｕｎｔは更に、ペースメーカ１０をＡＤＬＲａｔｅで搏動させることができるＳｅｎｓｏｒＣｏｕｎｔに対する最小値を定義する。１つの実施の形態において、ＡＤＬＣｏｕｎｔはＵＲＣｏｕｎｔの百分率で表わされ、ここでＵＲＣｏｕｎｔは、ペースメーカ１０をそのプログラムされたＵｐｐｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅ（即ち、ＭＶおよび（または）活動検知モードでペーシングする時、ペースメーカ１０の最大ペーシング・レート）で搏動させることができるＳｅｎｓｏｒＣｏｕｎｔに対する最小値である。（ＡＤＬ（日常生活の活動）の特徴に関するペースメーカ１０の機能およびパラメータについては、以下において更に詳細に述べる。）
ＭＶ ＣＯＵＮＴをハイ、ＡＣＴＩＶＩＴＹ ＣＯＵＮＴをローと見なすための先に述べた基準に従って、分時換気量が高すぎかつ検知された活動が低すぎるならば、ＣＰＵ３２はＭＶＨｉｇｈＴｉｍｅで示される変数を増分し、さもなければ、ＭＶＨｉｇｈＴｉｍｅはゼロにリセットされる。ＭＶＨｉｇｈＴｉｍｅ変数が値ＵＲＴｉｍｅＣｒｉｔｅｒｉａ（先に述べたように定義される）に達するならば、ＭＶハイの介在が生じる。ＭＶハイの介在中、ＤＭＶは、下式に従って定義される予め定めた（プログラム可能な）値ＭＶＳｗｉｔｃｈＣｏｕｎｔにセットされる。即ち、
ＭＶＳｗｉｔｃｈＬｅｖｅｌは、正常な分時換気プロセシングがＭＶハイの介在の挿入に従って再開するＡＤＬＣｏｕｎｔの一部を表わすプログラム可能な値である。ＭＶＳｗｉｔｃｈＬｅｖｅｌは、ＡＤＬＣｏｕｎｔの一部（例えば、ＡＤＬＣｏｕｎｔの０、２５、５０、７５、または１００％）として表わされることが望ましい。
ＭＶハイの介在中、上式に従って計算されたＭＶＳｗｉｔｃｈＣｏｕｎｔあるいはこれより小となるまで、先に計算されたＬｉｍｉｔｅｄＤＭＶが監視され、この時ＭＶハイの介在が終り、ＤＭＶがＬｉｍｉｔｅｄＤＭＶにリセットされる。
先に述べたように、ＡＣＴＩＶＩＴＹ ＣＯＵＮＴ値は活動状態レジスタ６４から２秒ごとに集められる。新たなＡＣＴＩＶＩＴＹ ＣＯＵＮＴ値がペーシング／制御装置２０に与えられるごとに、前のＡＣＴＩＶＩＴＹ ＣＯＵＮＴ値が４秒の活動カウント（４ＳｅｃＡｃｔＣｏｕｎｔ）値が計算できる順序でレジスタに保持される。特に、４ＳｅｃＡｃｔＣｏｕｎｔは、下式により与えられる。即ち、
4SecActCount ＝ ACTIVITYCOUNT ＋ LastActCount
但し、ＡＣＴＩＶＩＴＹ ＣＯＵＮＴは、その時の２秒の間隔の終りに活動状態センサ回路２１における活動状態レジスタ６４から得られた値であり、ＬａｓｔＡｃｔＣｏｕｎｔは、前の２秒の間隔の終りにレジスタ６４から得られたＡＣＴＩＶＩＴＹ ＣＯＵＮＴ値である。
従って、４ＳｅｃＡｃｔＣｏｕｎｔ値は、ＳｃａｌｅｄＡｃｔｉｖｉｔｙＣｏｕｎｔ値を生じるように分時換気量検知回路２１の範囲にスケールされる。このスケーリング動作は、図４のブロック１０２において生じ、スケールされた活動状態カウント値ＳＡｃｔＣｎｔの取得を結果として生じる。ＳＡｃｔＣｎｔは、下式に従って得られる。即ち、
２５５の天井値はＳＡｃｔＣｎｔ値に課される、即ち、上式に従って計算されたＳＡｃｔＣｎｔ値が２５５より大きければ、ＳＡｃｔＣｎｔは２５５にセットされる。
先に述べたように、スケールされた活動状態カウント値ＳＡｃｔＣｏｕｎｔの平均値がＭＶハイの介在および高いレートのクロスチェック演算において使用するため保持される。ＳＡｃｔＡｖｅｒａｇｅとして示されるこの平均値は、下式に従って計算される。即ち、
また、最大スケール活動状態の平均値ＭａｘＳＡｃｔＡｖｅｒａｇｅは、以下に更に詳細に述べるように、活動状態のスケーリングのためＣＰＵ３２によって保持される。ＭａｘＳＡｃｔＡｖｅｒａｇｅは、下式に従って計算される。即ち、
MaxSActAverage ＝ MAX(INT(SActAverage), MaxSActAverage)
本発明の１つの特質によれば、活動状態および分時換気量の両方の検知がペースメーカ１０において動作可能状態にされるならば、「混合」機能がセンサ出力について行われる。この混合機能は、活動状態検知がプログラムされたＬｏｗｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅから先に述べたように、患者の正常な日常活動レベルに適切と見なされるレートに医師によってプログラム可能である「日常生活の活動」（ＡＤＬ）レートまでの範囲内でＳｅｎｓｏｒＲａｔｅに対して影響を有する。安静時は、活動状態の検知がＳｅｎｓｏｒＲａｔｅの計算において優勢となる。ＳｅｎｓｏｒＲａｔｅが増加するに伴い、分時換気量の検知がより大きな影響を取得し、その結果ＡＤＬレートより上では、分時換気量が優勢となる。
活動状態センサ出力と分時換気量センサの「混合」が、図４の組合わせブロック１０４において生じる。図４に示されるように、図５に関して前に述べたように取得されるＤＭＶ値と、活動状態センサから得られたＳＡｃｔＣｎｔｖｌとは、ＳｅｎｓｏｒＲａｔｅ計算アルゴリズムの組合わせ段１０４に入力として与えられる。組合わせ段１０４において、混合されたセンサ・カウント値Ｓｅｎｓｏｒ３Ｃｏｕｎｔが得られる。第一に、ＳＡｃｔＣｎｔ値はＳＡｃｔＣｎｔとＵＲＣｏｕｎｔの小さい方にセットされ、即ち、上式に従って得られるＳＡｃｔＣｎｔは下式に従ってリセットされる。即ち、
SActCnt ＝ MIN (URCount, SActCnt)
次いで、混合されたセンサ値Ｓｅｎｓｏｒ３Ｃｏｕｎｔは下式に従って計算される。即ち、
さもなければ、
Ｃ関数は下式に従って与えられ場合、Ｃ１、Ｃ２、ＣＳ１ｏｐｅｌおよびＣＳ１ｏｐｅ２の値がそれぞれ、ＵｐｐｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅおよびＡＤＬＲａｔｅ間の関係に従って、かつＡＤＬＲａｔｅとＬｏｗｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅ間で変動する。特に、ＵｐｐｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅ≧ＡＤＬＲａｔｅ＋１０ならば、かつＡＤＬＲａｔｅ＞ＬｏｗｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅ＋１０ならば、Ｃ１、Ｃ２、ＣＳ１ｏｐｅ１およびＣＳ１ｏｐｅ２が下式により与えられる。即ち、
（上式および他の式において、「間隔」関数は、クロック・サイクル単位で、レート値から間隔値への変換を表わす間隔（ｘ）＝７６８０／ｘによって与えられる。）
しかし、ＵｐｐｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅ≦ＡＤＬＲａｔｅ＋１０、およびＡＤＬＲａｔｅ≧ＬｏｗｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅ＋１０であるならば、Ｃ１、Ｃ２、ＣＳｌｏｐｅ１およびＣＳｌｏｐｅ２は下式により与えられる。即ち、
一方、ＵｐｐｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅ＜ＡＤＬＲａｔｅ＋１０、およびＡＤＬＲａｔｅ＞ＬｏｗｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅ＋１０ならば、Ｃ１、Ｃ２、ＣＳｌｏｐｅ１およびＣＳｌｏｐｅ２は下式により与えられる。即ち、
最後に、ＵｐｐｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅ＜ＡＤＬＲａｔｅ＋１０、およびＡＤＬＲａｔｅ≦ＬｏｗｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅ＋１０ならば、Ｃ１、Ｃ２、ＣＳｌｏｐｅ１およびＣＳｌｏｐｅ２は下式により与えられる。即ち、
前式に従ってＳｅｎｓｏｒ３Ｃｏｕｎｔ値を計算することに加えて、「センサ・レート」計算アルゴリズムの組合わせ段１０４に関して行われる別の演算は、上式に従って計算されたＳｃａｌｅＡｃｔｉｖｉｔｙＡｖｅｒａｇｅ値の、上式に関して述べたＡｃｉｖｉｔｙＣｒｏｓｓＣｈｅｃｋＣｏｕｎｔ値に対する比較を含む高レートのクロスチェックである。ＳｃａｌｅｄＡｃｔｉｖｉｔｙＡｖｅｒａｇｅがＡｃｉｖｉｔｙＣｒｏｓｓＣｈｅｃｋＣｏｕｎｔより小さくＤＭＶがＭＶＣｒｏｓｓＣｈｅｃｋＣｏｕｎｔより大きければ、Ｓｅｎｓｏｒ３ＣｏｕｎｔはＭＶＣｒｏｓｓＣｈｅｃｋＣｏｕｎｔにセットされ、ここでＭＶＣｒｏｓｓＣｈｅｃｋＣｏｕｎｔは下式により与えられる。即ち、
ＭＶＣｒｏｓｓＣｈｅｃｋＣｏｕｎｔ＝ＡＤＬＷｉｄｔｈＣｏｕｎｔ＋
ＴｅｍｐＯｆｆｓｅｔ
但し、ＴｅｍｐＯｆｆｓｅｔは下式により与えられる。
但し、ＭＶＣｒｏｓｓＣｈｅｃｋＬｉｍｉｔは（ＵＲＣｏｕｎｔ−ＡＤＬＣｏｕｎｔ）の一部、例えば、０％、１２．５％、２５％、５０％または１００％として表わされる。
ＨｉｇｈＲａｔｅＣｒｏｓｓＣｈｅｃｋがＤＭＶを制限しなければ、ＳＡｃｔＣｎｔ、Ｓｅｎｓｏｒ３Ｃｏｕｎｔなどに対する式に関して先に述べた組合わせ関数が用いられる。この組合わせ関数は、活動入力がＬｏｗｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅからＡＤＬＲａｔｅまで影響を及ぼすように構成される。休息時に、活動状態はこの組合わせ関数において優遇される。ＳｅｎｓｏｒＲａｔｅが増加するに伴い、分時換気量が、ＡＤＬＲａｔｅより上ではＳｅｎｓｏｒ３Ｃｏｕｎｔ＝ＤＭＶとなるようにより大きな影響を有する。いつも、ＤＭＶがＳＡｃｔＣｎｔより大きければ、ＤＭＶが用いられる。
図４に示される如きＳｅｎｓｏｒＲａｔｅ計算の次の段階は、レート計算（ＲＡＴＥ ＣＡＬＣ）段１０６であり、これはプログラムされたＵｐｐｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅ、プログラムされたＡＤＬＲａｔｅ、プログラムされたＬｏｗｅｒＲａｔｅ、ＡＤＬＣｏｕｎｔおよびＵＲＣｏｕｎｔの値、およびＡＤＬＷｉｄｔｈＣｏｕｎｔの値からレート応答カーブを構成する。
ＴａｒｇｅｔＲａｔｅ（目標レート）を計算するため、２つの勾配値、ＲＳｌｏｐｅ１およびＲＳｌｏｐｅ２と、ＤＬＷｉｄｔｈＣｏｕｎｔ値とが、下式に従って計算される。即ち、
次に、ＴａｒｇｅｔＲａｔｅ値は下式に従って計算される。即ち、
但し、値ＳｅｎｓｏｒＣｏｕｎｔは、分時換気量と活動状態の両方の検知が可能にされるならば、上式に従って計算されるようにＳｅｎｓｏｒ３Ｃｏｕｎｔである。１つセンサが動作可能状態にされなければ、上式におけるＳｅｎｓｏｒＣｏｕｎｔは動作可能状態にされたセンサからのカウント値である（即ち、分時換気量の検知のみが動作可能状態にされるならば、ＳｅｎｓｏｒＣｏｕｎｔ＝ＤＭＶであり、活動状態の検知のみが動作可能状態にされるならば、ＳｅｎｓｏｒＣｏｕｎｔ＝ＳＡｃｔＣｎｔである。）
次に、ＴａｒｇｅｔＲａｔｅ値は、下記のようにＴａｒｇｅｔＩｎｔｅｒｖａｌ値へ変換される。即ち、
これは、図４に示されたアルゴリズムのレート計算段１０６を締めくくるものである。次の段、スムース（加減速）ブロック１０８は、ＳｅｎｓｏｒＩｎｔｅｒｖａｌの計算を含み、これは加速度パラメータと減速度パラメータとがペースメーカ１０の実際のペーシング・レート（間隔）がどれだけ早く目標レート（間隔）に達し得るかに影響を及ぼすことができる点においてＴａｒｇｅｔＩｎｔｅｒｖａｌとは異なり得る。即ち、ＳｅｎｓｏｒＩｎｔｅｒｖａｌは、分時換気量および活動状態の検知入力に基いてＴａｒｇｅｔＲａｔｅ（間隔）における非常に早い変化に対する可能性にも拘わらず、（自然心臓応答に更に厳密に近似させるために）増加または減少を早すぎないようにされる。
望ましい実施形態によれば、上式により計算されたＴａｒｇｅｔＩｎｔｅｒｖａｌがその時のＳｅｎｓｏｒＩｎｔｅｒｖａｌより小さいかあるいはこれと等しければ、ペーシング・レートがＴａｒｇｅｔＲａｔｅに向けて加速するようにＳｅｎｓｏｒＩｎｔｅｒｖａｌが低減される。プログラム可能なＡｃｃｅｌｅｒａｔｉｏｎパラメータは、ペーシング・レートがどれだけ早くＴａｒｇｅｔＲａｔｅに向けて増加するかを制御するために用いられる。加速中、ペースメーカ１０は、下記のように新たなＳｅｎｓｏｒＩｎｔｅｒｖａｌを（２秒ごとに）計算する。即ち、
一方、ＴａｒｇｅｔＩｎｔｅｒｖａｌがＳｅｎｓｏｒＩｎｔｅｒｖａｌより大きければ、ＳｅｎｓｏｒＩｎｔｅｒｖａｌは、ペーシング・レートがＴａｒｇｅｔＲａｔｅにむけて減速するように増加される。プログラム可能Ｄｅｃｅｌｅｒａｔｉｏｎパラメータは、ペーシング・レートがどれだけ早くＴａｒｇｅｔＲａｔｅに向けて低減するかを制御するために用いられる。減速中、ペースメーカ１０は、下記のように新たなＳｅｎｓｏｒＩｎｔｅｒｖａｌを（２秒ごとに）計算する。即ち、
ＳｅｎｓｏｒＩｎｔｅｒｖａｌに対する上式において、４によるＯＲ演算は、ＳｅｎｓｏｒＩｎｔｅｒｖａｌが常に、少なくともクロック２８（図２参照）の１サイクルの４／２５６に対応する時間量だけ増減されることを保証する。
加速または減速のいずれにおいても、ＳｅｎｓｏｒＩｎｔｅｒｖａｌはプログラムされたＬｏｗｅｒＲａｔｅＩｎｔｅｒｖａｌを越えること、あるいはプログラムされたＵｐｐｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅＩｎｔｅｒｖａｌより低下することが許されない。
現在望ましい実施形態においては、先に述べたように、ＡｃｃｅｌｅｒａｔｉｏｎおよびＤｅｃｅｌｅｒａｔｉｏｎパラメータが植込み医師によってプログラム可能であるパラメータに含まれるが、３０秒に対応するＡｃｃｅｌｅｒａｔｉｏｎ定数および２．６分に対応するＤｅｃｅｌｅｒａｔｉｏｎ定数が適切であると考えられる。更に、本発明はＳｈｅｌｔｏｎ等の米国特許第５，３１２，４５３号「レート応答型心臓ペースメーカおよび作業変調ペーシング・レートの減速の方法（Ｒａｔｅ Ｒｅｓｐｏｎｓｉｖｅ Ｃａｒｄｉａｃ Ｐａｃｅｍａｋｅｒ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ Ｗｏｒｋ Ｍｏｄｕｌａｔｉｎｇ Ｐａｃｉｎｇ Ｒａｔｅ Ｄｅｃｅｌｅｒａｔｉｏｎ）」に詳細に記載されたものの如き更に堅固な加減速アルゴリズムに関して有効に実施できると考えられる。前記Ｓｈｅｌｔｏｎ等の米国特許第５，３１２，４５３号は、本発明の譲受人に同様に譲渡され、参考のため全容において本文に援用される。
次に図６および図７において、図１ないし図５および前述の式に関して先に述べた如き分時換気量および活動状態の検知に基く計算から結果として得る、ペースメーカ１０に対するレート応答伝達関数の代替的なグラフィック表示が示される。
図６におけるセンサ間隔（Ｓｅｎｓｏｒ Ｉｎｔｅｒｖａｌ）範囲のグラフにおいて、横軸はクロック２８（図２参照）のサイクル単位で示されたセンサ間隔を表わす。図６に示されるように、センサ間隔は、プログラムされたＬｏｗｅｒＲａｔｅＩｎｔｅｒｖａｌ（下方レート間隔）（例えば、プログラムされたＵｐｐｅｒＲａｔｅＬｉｍｉｔ、即ちＵＲＬの逆数）と、ペースメーカ１０に対して許容され得るペーシング・パルス間の最大間隔（即ち、プログラムされたＵｐｐｅｒＲａｔｅＬｉｍｉｔ即ちＵＲＬの逆数）である、ＵｐｐｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅＩｎｔｅｒｖａｌ（上方センサ・レート間隔）との間の範囲内にある。
図６における縦軸は、計算されたＳｅｎｓｏｒＲａｔｅに対する分時換気量の寄与および活動状態の寄与の加重を表わす。縦軸上の最低点は、計算されたＳｅｎｓｏｒＲａｔｅに対するゼロ・パーセントの寄与（即ち、検知された活動または検知された分時換気量のいずれも計算されたＳｅｎｓｏｒＲａｔｅに何らの作用も及ぼさない）を表わし、縦軸の最高点は１００％の寄与を表わしている。
前式に関して先に述べた計算の結果から得るレート応答伝達関数は、図６においてプロット線１５０で表わされる。特に、検知された分時換気量の影響はプロット線１５０上方のハッチをかけた領域によって表わされ、検知された活動状態の影響はプロット線１５０より下方の領域によって示される。図６は、ＤＭＶがＳＡｃｔＣｎｔより大きい時、分時換気量は常に、レート応答伝達関数において、活動状態の検知に勝ることを示している。このため、ペースメーカ１０がプログラムされた下方レート間隔（即ち、プログラムされたＵＲＬ）においてペーシング中である時、混合機能の出力は検知された患者の「ＡＣＴＩＶＩＴＹ ＣＯＵＮＴ（活動状態カウント）」に完全に依存することになる。
ＬｏｗｅｒＲａｔｅＩｎｔｅｒｖａｌにおいて、代替的な方法で表わされると、「活動状態カウント」値は１００の加重係数だけ乗じられ、「ＭＶカウント」値は加重係数０によって乗じられる。この加重係数は、ＳｅｎｓｏｒＲａｔｅの決定時に、「活動状態カウント」値および「ＭＶカウント」値の影響即ち優勢を決定する。当業者には理解されるように、１のカウント値に対するゼロの加重係数は、このカウント値がレートの計算に影響を及ぼさないこと、および本発明により決定されるＳｅｎｓｏｒＲａｔｅがゼロより大きい加重係数を持つカウント値に完全に依存することを示唆する。
引き続き図６において、プロット線１５０は、プログラムされたＬｏｗｅｒＲａｔｅＩｎｔｅｒｖａｌと点Ｃ１との間のセンサ間隔範囲で下向き勾配ＣＳｌｏｐｅ１を有し、センサ間隔範囲における点Ｃ１と第２の点Ｃ２との間のセンサ間隔範囲で第２の下向き勾配ＣＳｌｏｐｅ２を有する。（点Ｃ１およびＣ２は、上式に関して述べた計算に基いて決定される。）このため、図６のグラフにおけるＬｏｗｅｒＲａｔｅＩｎｔｅｒｖａｌとＣ１の間では、「活動状態カウント」値に対する加重係数は、ペーシング・レートが増加するに伴ってＣＳｌｏｐｅ１に対応するレートで１００から減少し、「ＭＶカウント」値に対する加重係数は、ペーシング・レートが増加するに伴ってＣＳｌｏｐｅ１に対応するレートで０から増加する。
図６に示されるように、検知された分時換気量が計算されたＳｅｎｓｏｒＩｎｔｅｒｖａｌに及ぼす影響は、センサ間隔範囲において、ＬｏｗｅｒＲａｔｅＩｎｔｅｒｖａｌと点Ｃ１との間でゼロから約２５％まで徐々に増加し、その影響の増加率は先に定義したようにＣＳｌｏｐｅ１によって決定される。センサ間隔範囲における点Ｃ１と点Ｃ２との間では、計算されたＳｅｎｓｏｒＩｎｔｅｒｖａｌに対する検知された分時換気量の影響は、先にＣＳｌｏｐｅ２により決定されたように、更に早く増加する（また逆に、検知された活動状態の影響は更に早く減少する）。最後に、点Ｃ２とプログラムされたＵｐｐｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅＩｎｔｅｒｖａｌとの間では、計算されたＳｅｎｓｏｒＩｎｔｅｒｖａｌは完全に検知された分時換気量に依存する。即ち、点Ｃ２とプログラムされたＵｐｐｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅＩｎｔｅｒｖａｌとの間の範囲内では、検知された患者の活動状態はＳｅｎｓｏｒＩｎｔｅｒｖａｌ値には何の作用も持たない。即ち、レート応答伝達関数における「活動状態カウント」値に対する加重係数はゼロであるが、レート応答伝達関数における「ＭＶカウント」値に対する加重係数は１００である。
図７において、前記の諸式による演算から結果として生じるペースメーカ１０のレート応答伝達関数は、横軸に沿ってプロットされる前記式に従って計算される変更可能なＳｅｎｓｏｒＣｏｕｎｔにより、かつ（図６における如きセンサ間隔範囲ではなく）縦軸に沿って示されるセンサ・レート範囲（ＳｅｎｓｏｒＲａｔｅＲａｎｇｅ）により別の方法で示される。図７に示されるように、センサ・レート範囲は、先に述べたように、プログラムされたＬｏｗｅｒＲａｔｅＩｎｔｅｒｖａｌ（ＬＲＬ）とプログラムされたＵｐｐｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅ（ＵＳＲ）間に延在し、ＳｅｎｓｏｒＣｏｕｎｔ変数は０と２５５間の範囲にある。
図７は、ＳｅｎｓｏｒＣｏｕｎｔが０とＡＤＬＣｏｕｎｔとの間にある時、ＳｅｎｓｏｒＲａｔｅが前記式に従って計算されたＲＳｌｏｐｅ１である第１の勾配で増加することを示している。ＳｅｎｓｏｒＣｏｕｎｔがＡＤＬＣｏｕｎｔとＡＤＬＣｏｕｎｔ＋ＡＤＬＷｉｄｔｈとの間の範囲にある時、「センサ・レート」はＡＤＬＲａｔｅのレベルにある。ＡＤＬＣｏｕｎｔ＋ＡＤＬＷｉｄｔｈとＵＲＣｏｕｎｔとの間のＳｅｎｓｏｒＣｏｕｎｔについては、ＳｅｎｓｏｒＲａｔｅは、前記式に従って計算されたＲＳｌｏｐｅ２である第２の勾配で増加する。最後に、ＵＲＣｏｕｎｔと２５５との間のＳｅｎｓｏｒＲａｔｅについては、ＳｅｎｓｏｒＲａｔｅはプログラムされたＵｐｐｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅのレベルにある。
先に述べたように、本発明の現在開示される実施の形態によるペースメーカ１０によって用いられるＳｅｎｓｏｒＲａｔｅ決定アルゴリズムは、図６および図７に示される如きレート応答関数を得るために、幾つかの数値が保持されて周期的に更新されることを要求する。これらの値には、活動状態閾値（どんな程度の物理的活動が代謝需要を増すのに充分な患者の活動を表わすと見なされるかを決定する）と、分時換気量の検知と関連する、ＬＳＴＡ（ＬｉｍｉｔｅｄＳｈｏｒｔＴｅｒｍＡｖｅｒａｇｅ）値とＬＴＡ（ＬｏｎｇＴｅｒｍＡｖｅｒａｇｅ）値とが含まれる。本発明の現在望ましい実施形態においては、ＡｃｔｉｖｉｔｙＴｈｒｅｓｈｏｌｄ（活動状態閾値）パラメータを、５つの設定；下、中の下、中、中の上、および上の１つにプログラムすることができる。
活動状態閾値の如きペースメーカ１０により保持されねばならないこれらの値のあるものは患者単位に変動するが、ＬＳＴＡおよびＬＴＡの如き他の値は、予め定めた期間（例えば、ＬＴＡの場合は、数時間）にわたる患者の一義的な生理学的挙動を反映する。その結果、これらの値を、ペースメーカ１０がレート応答モードで動作される前に、患者にとって適切な個人化されたレベルに初期設定されることが必要である。このためには、本発明の現在開示される実施の形態によるペースメーカ１０は、自動初期設定能力が備えられている。
本発明の１つの実施形態では、ペースメーカ１０は更に、自動植込み検知能力が備えられ、この能力はペースメーカ１０を植込みと同時にデフォルト動作設定およびパラメータで動作するように自動的に付勢することを可能にする。このような能力により、以下に述べるレート応答値の自動的初期設定を植込みと同時に自ら初期設定することができる。この能力の１つの用途は、本願と同じ日付でＷａｈｌｓｔｒａｎｄ等の名義で出願され、本発明の譲受人に同様に譲渡された係属中の米国特許出願「植込み可能な医療装置のための自動的リード線認識（Ａｕｔｏｍａｔｉｃ Ｌｅａｄ Ｒｅｃｏｇｎｉｔｉｏｎ ｆｏｒ ａｎ Ｉｍｐｌａｎｔａｂｌｅ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｄｅｖｉｃｅ）」に詳細に記載されている。Ｗａｈｌｓｔｒａｎｄ等の米国特許出願は、その全容における参考のため本文に援用される。
自動的植込み検知能力は持たないペースメーカ１０の代替的な実施の形態では、ペースメーカ１０は、簡単なダウンリンク・テレメトリ・コマンドを介して植込みを「通知」することができ、このコマンドの受取りがペースメーカ１０に自動的初期設定手順を始動させる。
いずれの場合も、本発明の現在開示された実施の形態によれば、ペースメーカ１０のレート応答動作に関する設定の自動的な初期設定が、植込みの数時間（例えば、６時間）以内に行われることが望ましい。ペースメーカ１０の「日常生活活動」（ＡＤＬ）と関連する値の自動的初期設定の値は、植込み後数日（例えば、１０日）以内に行われることが望ましい。
以降の項は、ペースメーカ１０のレート応答動作と関連する各値がどのように植込み時に初期設定されるかの概要を示す。即ち、
ＡｃｔｉｖｉｔｙＴｈｒｅｓｈｏｌｄ（活動状態閾値）の自動初期設定
植込みが（先に述べたように、自動的に、あるいは医師のプログラミングにより）いったん確認されると、ペーシング／制御回路が各活動閾値設定によりサイクルして、各活動状態設定（即ち、下、中の下、中、中の上、および上）と関連する実行合計に追加するため２秒の活動状態カウントを集める。現在望ましい実施形態においては、これは６時間行われる。２秒の活動状態カウントを集める６時間の後に、活動状態閾値の設定が選択される。本発明の現在望ましい実施形態において、中の下の活動状態閾値で集められた活動状態カウント数が約１／１６Ｈzより小さい（即ち、毎秒１６の活動状態カウントより小さい）平均入力周波数に対応するならば、中の下が初期活動状態閾値設定として選択される。さもなければ、中の下、中あるいは中の上の設定は下記のように選択される。即ち、中の下の設定で集められるカウント数が上の設定で集められるカウント数の３倍より小さければ、中の下が選択される。もしそうでなく、中の設定で集められるカウント数が上の設定で選択されるカウント数の３倍より小さければ、中が選択される。さもなければ、中の上が選択される。
ＬＳＴＡおよびＬＴＡの自動初期設定
植込みがいったん確認されると、ＬＴＡが最初ＭＶＣｏｕｎｔに設定される。次いで、２秒の間隔ごとに、ＬｏｎｇＴｅｒｍＴｉｍｅパラメータの増加する値でＬＴＡ計算式を用いてＬＴＡが再計算される。望ましくは、ＬｏｎｇＴｅｒｍＴｉｍｅは、その３２，７６８の最終値に達するまで指数的に（即ち、１、２、４、８、など）増加する。
ＬＴＡのこのような初期設定の間、増加する時定数（ＬｏｎｇＴｅｒｍＴｉｍｅ）の各々がＬｏｎｇＴｅｒｍＴｉｍｅ時間として使用され、即ち、１のＬｏｎｇＴｅｒｍＴｉｍｅ値が１回用いられ、２のＬｏｎｇＴｅｒｍＴｉｍｅ値が２回用いられ、８のＬｏｎｇＴｅｒｍＴｉｍｅ値が８回用いられ、などである。このプロトコルが、最初の基線に厳密に適合する平均化関数を結果として生じるが、次は変化に対する抵抗が逓増する。このため、初期設定相から適合モードへの円滑な遷移を可能にする。
ＬＴＡ初期設定の間最後の３２，７６８ＬｏｎｇＴｅｒｍＴｉｍｅ定数に達するまで、運動によるＬＴＡの上方への可動域を制限するため「長期フリーズ」機能が課される。この長期フリーズは、（時定数における回数が増分されても）、ＳｅｎｓｏｒＩｎｔｅｒｖａｌ値がＡＤＬＲａｔｅＩｎｔｅｒｖａｌまたはそれより少なくそしてＭＶハイの介在が進行しなければ、所与の２秒の間隔に対して、ＬＴＡが更新されることを阻止することにより実現される。
Ｓｃａｌｉｎｇ Ｆａｃｔｏｒ（スケーリング・ファクタ）の自動初期設定
植込みと同時に、「ＭＶカウント」値により「活動状態カウント」値を校正するため用いられるＳｃａｌｉｎｇＦａｃｔｏｒは、予め定めた患者の活動レベル（例えば、活動状態センサ信号における１秒当たり閾値より３ないし５高いピーク）がＳｅｎｓｏｒＲａｔｅをＡＤＬレート付近で駆動することを許容する値に最初にセットされる。次に、以下に更に詳細に述べるように、ＳｃａｌｉｎｇＦａｃｔｏｒの調整が毎日生じて、「活動状態カウント」値を「ＭＶカウント」値に整合即ち校正する。
日常レート応答動作
ペースメーカ１０の日常レート応答動作は、長期センサ・レート・ヒストグラムの更新、レート応答療法の最適化、およびセンサ指標の再スケーリングを含む。
長期センサ・レート・ヒストグラムは、外部のプログラミング装置による照会により、例えば診療所における患者フォローアップ・セッションにおいてペースメーカ１０から利用可能なセンサ・レート・ヒストグラムである。センサ指標の再スケーリングは、ＭＶＣｏｕｎｔと同じスケールにＡｃｔｉｖｉｔｙＣｏｕｎｔを置くために用いられる乗数であるＳｃａｌｉｎｇＦａｃｔｏｒ値の調整を含む。レート応答初期設定の完了に続いて、ＳｅｎｓｏｒＩｎｔｅｒｖａｌの計算が可能にされる時、オフにプログラムされていなかったならば、再スケーリングは自動的に動作可能状態にされる。ＳｃａｌｉｎｇＦａｃｔｏｒは、最初、活動状態カウント（例えば、１秒当たり３、４または５の活動状態カウント）の予め定めた周波数がＳｅｎｓｏｒＲａｔｅをほぼＡＤＬＲａｔｅに駆動することを許容する値にセットされる。次に、スケーリング・ファクタの調整が毎日生じて、活動状態センサ・カウントの範囲を分時換気量センサ・カウントの範囲に整合する。
レート応答療法を最適化するようレート伝達関数を自動的に適合するための手段として最適化が提供される。本発明の現在開示された実施の形態による最適化アルゴリズムは、２つの（ほとんど）独立的な基準を用いて実際の長期センサ・レート・ヒストグラムを所望のセンサ・レート・ヒストグラムに整合させようと試みる。１組の基準が高いレート（ＨｉＲ）挙動を目標とされ、他はＡＤＬ挙動を目標とされる。ＡＤＬＲａｔｅかまたはそれより高い実際の事象数が所望の範囲外になるならば、ＡＤＬＣｏｕｎｔが小さすぎる（急激すぎる応答）か、大きすぎる（充分に急激でない応答）かのいずれかであると仮定され、然るべく調整される必要がある。同様に、指定された「高レート」かこれより高い実際の事象数が所望の範囲外になるならば、ＵＲＣｏｕｎｔが小さすぎるか大きすぎると仮定される。長期センサ・レート・ヒストグラムを更新して最適化を行うタスクは一日に１回生じる。
ＳｅｎｓｏｒＲａｔｅの計算アルゴリズム自体については、レート応答動作の最適化と関連する動作をサポートするためＣＰＵ３２により記憶ブロック３０に保持される多数の動的変数値とプログラム可能パラメータが存在する。これらは、下表３において要約される。
先に述べたように、装置１０は、予め定義された基準を用いて所望のセンサ・レート分布を決定する。ここで用いられる「センサ・レート分布」とは、どれだけ多くのペーシング・パルスがＳｅｎｓｏｒＲａｔｅ範囲内で可能なレートの各々で送られたかを反映するデータの集まりを指す。一実施形態においては、ＣＰＵ３２は、ＳｅｎｓｏｒＲａｔｅ範囲内の可能な各ペーシング・レートごとに「ビン」（例えば、メモリ・ブロック３０内の記憶場所）を定義する。各ビンにおける値は、このビンに関連するＳｅｎｓｏｒＲａｔｅで送られるパルス数を反映する。最適化の基準は、特定の患者に対して所望のセンサ・レート分布をカスタマイズするため医師により調整される。
毎日、その日のＳｅｎｓｏｒＲａｔｅ分布は加重された平均化方式を用いて長期分布に追加される。（ＲｅｉｎｉｔＨｉｓｔｏｒｙがセットされるならば、長期分布はクリヤされ、最適化は生じない。）
（再）初期設定の２４時間後に、一日の分布が長期分布となる。この後、最後の履歴定数（ＨｉｓｔｏｒｙＴｉｍｅ）が８に達するまで、２進の増加平均化定数が用いられる。
各「ビン」が値ＬｏｎｇＴｅｒｍＥｖｅｎｔを記憶し、それに対して更新式が下式により与えられる。即ち、
但し、ＨｉｓｔｏｒｙＴｉｍｅは、８まで２進的に増加する。
長期分布は、外部のプログラミング／診断装置により照会するため利用可能であることが望ましい。
ＬｏｎｇＴｅｒｍＥｖｅｎｔ値の長期分布が保持されるのと同じ方法で、ＡＤＬＲａｔｅＩｎｔｅｒｖａｌおよびこれより小さくかつＨｉＲａｔｅＩｎｔｅｒｖａｌおよびこれより小さい日常事象および長期事象が保持される。これらの事象は、所望の範囲に比較されてレート応答伝達関数が調整を必要とするかどうかを決定する。（全事象数が一定のままであるゆえに、事象に関する所望の範囲の表現が全事象の百分率での表現に相等する。）
２４時間ごとに実行される、ＡＤＬＲａｔｅ事象に対する更新式は下記のとおりである。即ち、
同様に、これもまた２４時間ごとに実行される高レート事象に対する更新式は下記のとおりである。即ち、
高レートの挙動は、日常事象および長期事象を所望の範囲ＭｉｎＨｉＲＥｖｅｎｔないしＭａｘＨｉＲＥｖｅｎｔに比較することにより評価される。事象がこの範囲より低くなれば、このことは、ＵｐｐｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅにマップされるＳｅｎｓｏｒＣｏｕｎｔ値を減少する必要を示す。事象がこの範囲より高くなれば、このことはＵｐｐｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅにマップされるＳｅｎｓｏｒＣｏｕｎｔ値を増加する必要を示す。ＡＤＬ挙動は、同じように取扱われる。
下記の表４は、長期および日常のＡＤＬ、および高レート（ＨｉＲ）および所見に基いてとられる処置を示す。表４において、「処置」欄の値は、以下に示される式に従って更新されたＡＤＬＣｏｕｎｔおよびＵＲＣｏｕｎｔ値を計算するため用いられる値を示す。
上記表４に示される処置に加えて、履歴の（再）初期設定後の予め定めた期間（例えば、１０日）以内にＡＤＬ動作に関して行われる３つの付加的な動作がある。長期と毎日の両履歴が減少の必要を表示した時に行われるこれら動作は下記の如くである。即ち、
但し、ＲＲＳｅｎｓｏｒＩｓＡｃｔｉｖｉｔｙは、活動状態の検知のみが動作可能にされるならば「真」であるブール変数である。
同様に、下記のように、履歴の（再）初期設定後の予め定めた期間（例えば、１０日）以内にＨｉＲ動作に関して行われる３つの付加的な動作がある。
ＵｐｐｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅにマップされたＳｅｎｓｏｒ３Ｃｏｕｎｔを変化させる式（即ち、ＵＲＣｏｕｎｔに対する式）は下記の如くである。
同様に、ＡＤＬＲａｔｅまたはそれより大きな実際の量がＭｉｎＡＤＬＲＥｖｅｎｔより小さいか、あるいはＭａｘＡＤＬＲＥｖｅｎｔより大きければ、ＡＤＬＲａｔｅにマップされたＳｅｎｓｏｒ３Ｃｏｕｎｔは、下式により与えられる如く減少あるいは増加される。即ち、
いずれか一方または両方の調整（即ち、ＡＤＬＣｏｕｎｔまたはＵＲＣｏｕｎｔ）は、日ごとに可能である。ＡＤＬＣｏｕｎｔの調整は、レート伝達関数およびＡＤＬＣｏｕｎｔに依存する任意のパラメータの両方の勾配の再計算を必要とする。ＵＲＣｏｕｎｔの調整は、レート伝達関数およびＡＤＬＷｉｄｔｈＣｏｕｎｔを含むＵＲＣｏｕｎｔに依存する任意のパラメータの上方勾配の再計算を必要とする。両方の調整が必要とされるならば、ＡＤＬＣｏｕｎｔ調整が最初に行われる。
ＭＶセンサ範囲と活動センサ範囲との間の関係は時間的に比較的一定であると予期されるが、時間的な変化がスケーリングに反映されることを保証するように日ごとに評価されることが望ましい。
２つの値、ＭａｘＭＶおよびＭａｘＳＡｃｔＡｖｅｒａｇｅが、２秒ごとに更新される。これらの値は日ごとに比較される。従って、ＳｃａｌｉｎｇＦａｃｔｏｒが下式で与えられるように調整される。即ち、
ＳｃａｌｉｎｇＦａｃｔｏｒが変更されたならば、ＭａｘＳＡｃｔＡｖｅｒａｇｅはＭａｘＭＶにセットされる。Ｒｅｓｃａｌｉｎｇは、最適化の調整と同日に発生し得る。この場合、ＭａｘＭＶは１／６４だけ減分されて、時間的にＭＶ信号における減少を許容する。
本発明の特定の実施の形態の以上の詳細な記述から、レート応答型心臓ペーシングのための新規な方法および装置が開示されたことが明らかであろう。本発明の特定の実施の形態をやや詳細に本文に記述したが、この記述は、もっぱら本発明をその種々の特質において例示する目的のためになされたもので、本文の記述が本発明の範囲を限定するものではないことを理解すべきである。本文に特定に記述した構成の選択を含みかつこれに限定されない本発明の本文に開示された実施の形態に対して種々の代替、変更および（または）修正が、請求の範囲に記載される如き本発明の趣旨および範囲から逸脱することなく本発明に対して可能であるものと考えられる。
本発明は、体内に植込み可能な自動心臓ペースメーカの分野に関し、特に、レート応答型心臓ペーシングを行う装置に関する。
発明の背景
心臓ペースメーカは、一般に、異常な心臓の自然のペーシング機能の一部または全てに置換するために用いられる電気装置である。ペースメーカは、典型的に、心筋層を収縮即ち「搏動」を生じるように設計された、時にペーシング脈搏と呼ばれる適切に調時された電気刺激信号を送出するように動作する。技術水準のペースメーカにおいては、刺激信号が送られるレートが変更可能であり、このような変更は患者の物理的活動レベルにおける検知された変化に応答して自動的に生じる。このようなレート即ち活動状態に応答するペースメーカは、自然に生じる（内在性の）心臓の電気的活動を測定し、あるいは患者の心室内部の圧力を測定するセンサからの信号の如き生理学的に基く信号に依存する。このような生理学的に基く信号は、心機能およびペースメーカの介在の必要に関する情報を提供し、これにより酸素飽和血液に対する患者の代謝要求を決定するのに有効である。
酸素飽和血液に対する患者の要求を測定するための１つの一般的な方法は、マイクロフォンの如き圧電型トランスジューサにより患者の物理的活動レベルを監視することである。このような方法を用いるペースメーカは、Ａｎｄｅｒｓｏｎ等の米国特許第４，４８５，８１３号に開示されている。
典型的な従来技術のレート応答型ペースメーカにおいては、ペーシング・レートが活動センサからの出力に従って決定される。ペーシング・レートは予め定めた最大および最小のレベル間で変更可能であり、これらのレベルは複数のプログラム可能な上限および下限のレート設定間から医師によって選択可能である。活動センサ出力が患者の活動レベルが増加したことを示す時、ペーシング・レートは、活動センサの出力の関数として決定される増分量だけプログラムされた比較的低いレートから増加される。即ち、レート応答型ペースメーカにおける応答性レート即ち「目標」ペーシング・レートは下記のように決定される。即ち、
目標レート＝プログラムされた低レート＋ｆ（センサ出力）
但し、ｆは典型的にセンサ出力の一次関数、即ち単調関数である。患者の活動が表示され続ける限り、ペーシング・レートは、上式に従って計算されたレートに達するまで（あるいは、このレートとプログラムされた上限レートの低い方に達するまで）、増分量だけ周期的に増加される。このように、増加されたペーシング・レート（即ち、プログラムされた下限レートより高いレート）は、患者の活動期間中維持される。患者の活動が停止すると、プログラムされた下限レートに達するまでペーシング・レートは徐々に低減される。任意の公知のレート応答型ペースメーカにおいては、センサ出力が可能なかぎり患者の実際の代謝需要および生理学的需要と高度に相関し、結果として得られるレート応答性ペーシング・レートが適切なレベルに調整できるようにすることが明らかに望ましい。圧電活動センサは、代謝需要を間接的に決定するためにのみ使用することができる。圧電トランスジューサにより検知される物理的活動は、ある場合には、身体上部の運動によって影響を受け得る。従って、腕の運動を伴う体操は、代謝需要より不当に大きい信号を生じることがある。反対に、自転車に乗ることのような身体下部のみを刺激する体操は、実際の要求がより高いのに代謝需要の低い表示を生じ得る。
従来技術においてこれらの認識された短所に対して、患者の代謝需要の評価において他の生理学的に基くパラメータを用いることが提案されてきた。分時換気量（ＶE）が患者の実際の代謝需要と生理学的需要と直接的に相関するパラメータであることが臨床的に提示されている。分時換気量は、下式によって定義される。即ち、
ＶE＝ＲＲ×ＴＶ
但し、ＲＲは１分当たりの呼吸における呼吸率（ｒｅｓｐｉｒａｔｉｏｎ ｒａｔｅ）、およびＴＶはリッタ単位の一回呼吸量（ｔｉｄａｌ ｖｏｌｕｍｅ）である。臨床的には、ＶEの測定は、換気量を測定して１分当たりの全体積を計算する装置に対して直接患者に呼吸させることにより行われる。ＶEの直接測定は、植込み装置の場合は実用的でない。しかし、胸郭のインピーダンス変化の測定は、植込みペースメーカで実現することができ、胸郭を経由する心臓インピーダンスがＶEと良好に相関することが示されている。インピーダンス測定能力が提供されたペースメーカは、１９８７年１０月２７日発行のＮａｐｐｈｏｌｚ等の米国特許第４，７０２，２５３号に開示されている。インピーダンス信号の変化の大きさは一回呼吸量に対応し、変化の周波数は呼吸率に対応している。このように、心臓インピーダンスの測定は、ＶEデータを取得するための１つの方法として用いることができる。
実際において、心臓インピーダンスは、心臓ペースメーカと関連してペーシングおよび（または）検知のため他の方法で用いられる電極の如き２つ以上の心臓電極間に存在するインピーダンスの評価によって測定することができる。特に、心臓インピーダンスは、電流が心臓組織の一部領域に流れされるように２つの「ソース」電極間に定電流励起パルスを供給することにより測定できることが示されている。心臓組織に励起電流パルスを流すことから生じる電圧差によって反映される如きインピーダンスを確認するため、２つの「記録」電極間の電圧差を測定することができる。このようなインピーダンス測定手法は、心臓ペースメーカの如き植込み可能な装置に関して実施可能であることが証明されている。
Ｌａｍｐａｄｉｕｓの米国特許第４，７２１，１１０号には、ペースメーカの基本ペーシング・レートがレオグラフィにより得られる呼吸率信号によって部分的に決定される心臓ペースメーカに対するレオグラフィ装置が記載されている。
心臓における血液のインピーダンスとの呼吸および胸郭経由圧力の変動の相関関係もまた、２つの電極間のインピーダンス測定について記載するＡｌｔの米国特許第４，８８４，５７６号において認識されている。Ａｌｔの特許第４，８８４，５７６号によれば、インピーダンス信号の低域通過フィルタ処理が、患者の呼吸率が得られる信号を生じ、同じ信号の高域通過フィルタ処理は患者の心機能が観察できる信号を生じる。
現在、レオグラフィ手法を用いて代謝需要に応答してペーシング・レートを調整する幾つかの植込み可能装置が市販されている。例えば、イタリア国ＢｏｌｏｇｎａのＢｉｏｔｅｃ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ社により製造されるＢｉｏｒａｔｅ装置は、双極レオグラフィ装置を用いて患者の呼吸率を監視する。米国コロラロ州ＥｎｇｌｅｗｏｏｄのＴｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓ社により製造されるＭｅｔａ−ＭＶ装置は、３極レオグラフィ装置を用いて患者の酸素飽和血液の代謝需要を監視する。米国ミネソタ州Ｓｔ．ＰａｕｌのＣＰＩにより製造されるＰｒｅｃｅｐｔ装置は、４極レオグラフィ構成を用いて患者の収縮前間隔（ＰＥＩ）、一回搏出量、および心臓組織の収縮性を監視する。
米国ミネソタ州ＭｉｎｎｅａｐｏｌｉｓのＭｅｄｔｒｏｎｉｃ社により製造され、現在合衆国内の臨床試験を受けているＬｅｇｅｎｄ Ｐｌｕｓ（登録商標）パルス発生器は、レート応答機能の支援にレオグラフィ装置を用いる植込み可能ペースメーカの別の事例である。このＬｅｇｅｎｄ Ｐｌｕｓ（登録商標）は、パルス発生器のカニスタ（不関電極として働く）と静脈経由ペーシング／検知リード線のリング電極との間に２相の励起信号を供給する。Ｌｅｇｅｎｄ Ｐｌｕｓ（登録商標）におけるインピーダンスの検知は、リード線の先端電極とパルス発生器カニスタ間で行われる。このＬｅｇｅｎｄ Ｐｌｕｓ（登録商標）インピーダンス測定回路は、呼吸と心臓収縮の両方が反映されるインピーダンス波形を生成する。この波形は、先に述べたように、ペースメーカの回路により用いられて分時換気量値ＶEを得る。Ｌｅｇｅｎｄ Ｐｌｕｓ（登録商標）は、患者のＶEを周期的に評価して、その基本ペーシング・レートをＶE値に反映される代謝需要に従って上下に調整する。（Ｌｅｇｅｎｄ Ｐｌｕｓ（登録商標）装置の種々の特質については、本発明の譲受人に同じく譲渡され参考のためその全容が本文に援用されるＷａｈｌｓｔｒａｎｄ等の米国特許第５，２７１，３９５号「レート応答型心臓ペーシングのための方法および装置（Ｍｅｔｈｏｄ ａｎｄ Ａｐｐａｒａｔｕｓ ｆｏｒ Ｒａｔｅ−Ｒｅｓｐｏｎｓｉｖｅ Ｃａｒｄｉａｃ Ｐａｃｉｎｇ）」）において更に詳細に記載される。）
植込み可能装置と関連するレオグラフィ装置の使用に関する別の開示は、インピーダンス波形を取得するための方法および装置を提案する、１９９４年４月２８日出願のＷａｈｌｓｔｒａｎｄ等の係属中の米国特許出願第０８／２３３，９０１号「心機能の検知のための方法および装置（Ｍｅｔｈｏｄ ａｎｄ Ａｐｐａｒａｔｕｓ ｆｏｒ Ｓｅｎｓｉｎｇ ｏｆ Ｃａｒｄｉａｃ Ｆｕｎｃｔｉｏｎｓ）」に見出すことができる。先に述べたＬｅｇｅｎｄ Ｐｌｕｓ（登録商標）において用いられたものと類似のインピーダンス波形の品質を改善するための専用リード線の使用に関するＷａｈｌｓｔｒａｎｄ等の米国特許出願は、その全容において参考のため本文に援用される。
植込み可能装置と関連するレオグラフィ装置の使用に関する更に別の開示は、１９９４年７月１９日出願のＧｉａｎｎｉ Ｐｌｉｃｃｈｉ等の係属中の米国特許出願第０８／２７７，０５１号「時分割多極型レオグラフィ装置（Ｔｉｍｅ−Ｓｈａｒｉｎｇ Ｍｕｌｔｉ−Ｐｏｌａｒ Ｒｈｅｏｇｒａｐｈｙ）」に見出すことができる。
先に述べたように、心臓ペースメーカにおける圧電型トランスジューサの利用は、有効ではあるが単に間接的な患者の実際の物理的活動レベルの表示を提供し、このため、患者の代謝需要の増加レベルの擬似正表示または擬似負表示の可能性を許容する。上体の運動と関連する先に述べた問題はこの一例である。
同様に、レオグラフィ技法を用いる心臓内インピーダンスの測定は、患者の呼吸と心臓レートの有効ではあるがやや間接的な表示を提供し、従ってこれもまた患者の代謝需要を決定時に誤りの可能性を許容する。分時換気量レベルを示すための胸郭経由インピーダンスの使用は、上体の筋肉電位干渉および姿勢の変化による高い代謝需要レベルの擬似正表示の潜在性を有することが示される。更にまた、過渡的な血液化学的変化のような徐々に働く生理学的パラメータもまたインピーダンス測定に影響を及ぼし得る。
更に、とりわけ分時換気量の測定における基本的ペーシング・レートは、体操の開始時に最適なペーシング・レートの増加を常に提示するとはかぎらない。一回呼吸量（ＴＶ）および呼吸率（ＲＲ）のレベルは、ＣＯ2レセプタと自律神経系統の応答により、固有の生理学的時間的遅れを有する。ＶEにおける増加は、増加した心臓出力に対する需要より遅れを生じ得る。
一方、圧電型トランスジューサから得られる活動信号は、典型的に、運動の開始時におけるこの同じ時間的遅れ現象を呈することはない。更に、胸郭経由インピーダンス測定から得られる分時換気量信号は、圧電型センサ信号の傾向よりも広範囲の運動の種類（例えば、自転車乗り、歩き、走り、など）に更に適切に比例しようとする傾向がある。この観点において、圧電的な活動信号および胸郭経由インピーダンスの測定は、患者の代謝需要レベルを確立する上で効率において相互に補完的である。即ち、各検知形式の潜在的な制約は異なる。このことは、圧電型トランスジューサを用いる活動状態の検知と、レオグラフィ技法を用いる分時換気量の検知の組合わせが、患者の代謝需要レベルを正確に追跡する改善された方法を提供することを示唆する。
発明の概要
上記の考察に照らして、本発明は、体内に植込み可能なパルス発生システムにおけるレート応答型心臓ペーシングを実現するための改善された装置に関するものである。
特に、本発明は、患者の生理学的要求における認識される変化に応答して増減する可変ペーシング・レートの決定時のインピーダンスの測定と活動状態の検知の両方を用いるペースメーカに関するものである。
本発明の１つの特質によれば、ペースメーカのインピーダンス検知回路と、（圧電型トランスジューサに基く）活動状態検知回路とは、個々に独立的に動作可能状態および不動作状態にすることができる。いずれか一方の検知回路が不動作状態にされるならば、ペースメーカのレート応答伝達関数（即ち、そのレート応答動作）は、もっぱら動作可能状態のセンサに基く。しかし、両方の検知回路が動作可能状態にされると、レート応答伝達関数は、活動状態検知回路とインピーダンス（分時換気量）検知回路の両方からの寄与を表わす組合わされた、即ち「混合された」活動信号に基くものである。
本発明の別の特質によれば、ペースメーカのインピーダンス検知サブシステムと活動状態検知サブシステムからの出力信号の混合は、活動信号とインピーダンス信号の相互寄与がその時の「センサのレート」の関数として変化する組合わせ信号を生じるように行われる（ここで用いられるセンサ・レートとは、レート応答モードで動作するペースメーカの変化するペーシング・レートを指す）。特に、本発明の望ましい実施形態においては、活動状態センサの出力信号の寄与は、ペースメーカのペーシング・レート範囲の下方終端またはその付近のペーシング・レートに対するセンサのレート値の計算時に優勢であり、インピーダンス・センサの出力信号においては、高いペーシング・レートにおけるセンサ・レートの計算時に優勢である。
本発明の更に別の特質によれば、本文に開示された構成は、患者の代謝需要のある表示を行う異なる種類のセンサ（即ち、インピーダンス・センサおよび活動状態センサ以外のセンサ）からの出力の組合わせ即ち「混合」を容易にすることができるものと信じられる。例えば、本発明の原理が任意の２重検知ペースメーカ、即ち、活動状態の検知、分時換気量の検知、酸素飽和の検知、圧力の検知、Ｑ−Ｔ間隔のセンサ、などのある組合わせが可能である任意のペースメーカに適用できると考えられる。このようなセンサの出力は、本発明によれば、活動状態とＱ−Ｔ検知の両能力、酸素飽和と分時換気量の検知能力、などを有するペースメーカにおけるように、種々の組合わせで組合わすことができる。
【図面の簡単な説明】
本発明の上記および他の特質および特徴は、添付図面に関して本発明の特定の実施の形態の詳細な記述を参照すれば更によく理解することができる。
図１は、人間の患者に植込まれた本発明によるペースメーカの図、
図２は、図１のペースメーカの機能的構成要素を示すブロック図、
図３は、図２のペースメーカにおけるインピーダンス測定回路により得られる励起電流パルスの図、
図４は、レート応答モードにおける図２のペースメーカの動作を示す機能的ブロック図、
図５は、レート応答モードにおける図２のペースメーカの分時換気動作を示す更に別の機能的ブロック図、
図６は、レート応答モードで動作する図２のペースメーカのセンサ混合機能のグラフ表示、および
図７は、レート応答モードで動作する図２のペースメーカのレート伝達関数のグラフ表示である。
本発明の特定の実施の形態の詳細な記述
一般的説明
図１において、本発明の１つの実施形態によるペースメーカ１０が患者１２に植込まれる図が全体的に示される。当技術における従来の慣例によれば、ペースメーカ１０は密閉された生物学的に不活性の外側カニスタ内部に収容され、このカニスタ自体が導電性でありこのためペースメーカのペーシング／検知回路における不関電極として働く。図１の参照番号１４ａ（心室）と１４ｂ（心房）で総合的に識別される１つ以上のペースメーカのリード線は、従来の方法でペースメーカ１０に電気的に接続されて静脈１８を介して患者の心臓１６まで延長している。リード線１４ａおよび１４ｂの遠端部に略々近く配置されているのは、心臓の電気信号を受取り、そして／またはペーシング電気的刺激を心臓１６へ送る１つ以上の露呈された導電性電極である。当業者にはよく理解されるように、リード線１４ａおよび１４ｂはその遠端部を心臓１６の心房または心室へ配置させて植込まれる。
次に図２において、本発明の現在開示された実施の形態によりペースメーカ１０を構成する電子回路のブロック図が示される。図２から判るように、ペースメーカ１０は、主要ペーシング／制御回路２０と、活動状態センサ回路２１と、分時換気回路２２とを含む。主要ペーシング／制御回路２０と関連する回路の多くは、例えば、Ｓｉｖｕｌａ等の米国特許第５，０５２，３８８号「パルス発生器における活動状態検知を実現する方法および装置（Ｍｅｔｈｏｄ ａｎｄ Ａｐｐａｒａｔｕｓ ｆｏｒ Ｉｍｐｌｅｍｅｎｔｉｎｇ Ａｃｔｉｖｉｔｙ Ｓｅｎｓｉｎｇ ｉｎ ａ Ｐｕｌｓｅ Ｇｅｎｅｒａｔｏｒ）」に開示される設計による従来の設計である。Ｓｉｖｕｌａ等の特許第５，０５２，３８８号は、その全容において参考のため本文に援用される。ペースメーカ１０のある構成要素がその設計および動作において完全に周知のものである範囲で、このような構成要素の設計および構成が当業者には周知のことであると考えられるので、この構成要素は本文では詳細には記述されない。例えば、図２の主要ペーシング／制御回路２０は、全て当技術では周知のものである、センス増幅器回路２４と、ペーシング出力回路２６と、水晶クロック２８と、ランダム・アクセス・メモリーおよび読出し専用メモリー（ＲＡＭ／ＲＯＭ）装置３０と、中央処理装置（ＣＰＵ）３２と、テレメトリ回路３４とを含む。
ペースメーカ１０は、外部プログラマ／制御装置によりプログラムすることができるように、内部テレメトリ回路３４を含むことが望ましい。本発明の実施時の使用に適するプログラマおよびテレメトリ・システムは、長年にわたり周知である。
公知のプログラマは、典型的に、２方向性無線周波テレメトリ・リンクを介して植込まれた装置と通信し、プログラマは植込まれた装置により受取られるべき制御コマンドおよび動作パラメータを送出することができ、従って植込まれた装置が診断および演算データをプログラマへ通信することができるようにする。本発明の実施目的に適すると考えられるプログラマは、米国ミネソタ州ＭｉｎｎｅａｐｏｌｉｓのＭｅｄｔｒｏｎｉｃ社から利用可能なモデル９７６０およびモデル９７９０プログラマを含む。外部プログラミング装置と植込まれた装置間に必要なチャンネルを提供するための種々のテレメトリ・システムが開発され、当技術において周知である。本発明の実施目的に適すると考えられるテレメトリ・システムは、下記の米国特許に開示されている。例えば、Ｗｙｂｏｒｎｙ等の米国特許第５，１２７，４０４号「植込まれた医療装置のためのテレメトリ・フォーマット（Ｔｅｌｅｍｅｔｒｙ Ｆｏｒｍａｔ ｆｏｒ Ｉｍｐｌａｎｔｅｄ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｄｅｖｉｃｅ）」、Ｍａｒｋｏｗｉｔｚの米国特許第４，３７４，３８２号「医療装置のためのマーカー・チャンネル・テレメトリ・システム（Ｍａｒｋｅｒ Ｃｈａｎｎｅｌ Ｔｅｌｅｍｅｔｒｙ Ｓｙｓｔｅｍ ｆｏｒ ａ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｄｅｖｉｃｅ）」、およびＴｈｏｍｐｓｏｎ等の米国特許第４，５５６，０６３号「医療装置用のテレメトリ・システム（Ｔｅｌｅｍｅｔｒｙ Ｓｙｓｔｅｍ ｆｏｒ ａ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｄｅｖｉｃｅ）」。Ｗｙｂｏｒｎｙ等の米国特許第５，１２７，４０４号、Ｍａｒｋｏｗｉｔｚの米国特許第４，３７４，３８２号、およびＴｈｏｍｐｓｏｎ等の米国特許第４，５５６，０６３号は、本発明の同じ譲受人に譲渡され、それぞれその全容において参考のため本文に援用される。
典型的に、前掲の米国特許に記載された如きテレメトリ・システムは、外部のプログラミング／処理装置と関連して用いられる。心臓ペースメーカを非侵入的にプログラミングするための１つのプログラマが、前掲のＨａｒｔｌａｕｂ等の′８８４特許に記載されている。
最も一般には、植込み可能な医療装置のためのテレメトリ・システムは、装置における無線周波（ＲＦ）送受信機と、外部プログラミング装置における対応するＲＦ送受信機とを用いる。植込み可能な装置の内部では、送受信機がワイヤのコイルを、ダウンリンク・テレメトリ信号を受取り、アップリンク・テレメトリに対するＲＦ信号を送信するアンテナとして利用する。このシステムは、空心結合変成器としてモデル化されている。このようなテレメトリ・システムの一例は、前掲のＴｈｏｍｐｓｏｎ等の米国特許第４，５５６，０６３号に示される。
ＲＦテレメトリを用いてディジタル・データを通信するために、Ｗｙｂｏｒｎｙ等の米国特許第５，１２７，４０４号に記載される如きディジタル・コード化方式を使用することができる。特に、ダウンリンク・テレメトリに対しては、パルス間隔変調方式が用いられ、この場合外部プログラマが一連の短ＲＦ「バースト」即ちパルスを送出し、このパルスでは連続パルス間の間隔（例えば、１つのパルスの後エッジから次のパルスの後エッジまでの間隔）が送られるべきデータに従って変調される。例えば、より短い間隔がディジタル「０」ビットをコード化し、より長い間隔はディジタル「１」ビットをコード化する。
アップリンク・テレメトリの場合は、パルス位置変調方式がアップリンク・テレメトリ・データをコード化するために用いられる。パルス位置変調のために、複数のタイム・スロットがデータ・フレーム内で定義され、各タイム・スロットの間に送られるパルスの存不在がデータをコード化する。例えば、１６位置のデータ・フレームが定義でき、タイム・スロットの１つにおけるパルスがデータの一義的な４ビット位置を表わす。
図１に示されるように、前掲のモデル９７６０および９７９０プログラマの如きプログラミング装置が、プログラミング・ヘッドまたはプログラミング・パドル、患者の植込まれた装置の植込み場所における患者の身体に置かれるための手持ち装置の使用により植込まれた装置と典型的にインターフェースする。プログラミング・ヘッドにおける磁石が、テレメトリ・セッションを開始するため植込まれた装置におけるリード・スイッチの閉鎖を行う。その後、アップリンクおよびダウンリンク通信が、植込まれた装置の送信機および受信機と、プログラミング・ヘッド内に配置された受信機および送信機との間に生じる。
図２を引き続き参照して、ペースメーカ１０は、植込まれた時、図１に関して先に述べたように、ペースメーカ１０の植込み場所と患者の心臓１６間に静脈を介して延長するリード線１４に接続される。明瞭にするため、リード線１４とペースメーカ１０の種々の構成要素との間の接続は図２に示されない。当業者には明らかであるが、例えば、リード線１４は、心臓の電気信号がセンス増幅器回路２４へ伝送できるように、またペーシング・パルスがリード線１４を介して心臓組織へ送られるように、一般的な慣例に従ってセンス増幅器回路２４およびペーシング出力回路２６に直接的あるいは間接的に必ず接続される。
ここで開示された実施の形態において、心房先端部とリング電極（図２のＡＴＩＰとＡＲＩＮＧ）を有する心房リード線１４Ａと、心室先端部とリング電極（図２のＶＴＩＰとＶＲＩＮＧ）を有する心室リード線１４Ｖの２つのリード線が用いられる。更に、先に述べたように、ペースメーカ１０の導電性の密閉カニスタが不関電極（図２のＣＡＳＥ）として働く。
先に述べたように、主要ペーシング／制御回路２０は、すぐ入手可能なプログラム可能マイクロプロセッサまたはマイクロコントローラでよいが、本発明の現在望ましい実施形態ではカスタム集積回路でよい中央処理装置３２を含む。ＣＰＵ３２と主要ペーシング／制御回路２０の他の構成要素間の特定の接続は図２に示さないが、当業者には、ＲＡＭ／ＲＯＭ装置３０に記憶されたプログラミングの制御下で、ＣＰＵ３２がペーシング出力回路２６およびセンス増幅器回路２４の調時動作を制御するように機能する。当業者はこのような動作構成に馴染みがあることと考える。
引き続き図２において、水晶発振回路２８、現在望ましい実施形態では３２，７６８Ｈzの水晶制御発振器が、主要調時クロック信号を主要ペーシング／制御回路２０と分時換気回路２２へ提供する。
図２に示されるペースメーカ１０の種々の構成要素は、当技術における一般的慣例に従って、ペースメーカ１０の密閉筺体内に含まれるバッテリ（図示せず）により給電されることを理解すべきである。図面の明瞭性のため、バッテリと、このバッテリとペースメーカ１０の他の構成要素間の接続とは示さない。
ＣＰＵ３２により発生される信号の制御下でペーシング刺激を生成するよう機能するペーシング出力回路２６は、例えば、全容において参考のため本文に援用されるＴｈｏｍｐｓｏｎの米国特許第４，４７６、８６８号「身体スティミュレータ出力回路（Ｂｏｄｙ Ｓｔｉｍｕｌａｔｏｒ Ｏｕｔｐｕｔ Ｃｉｒｃｕｉｔ）」に開示されたタイプでよい。しかし、再び、当業者が本発明の実施の目的に適する従来技術のペーシング出力回路の多くの種々のタイプから選択できると考えられる。
図２に示されるように、主要ペーシング／制御回路２０は、図２に３８として全体的に示される多数の信号線により活動状態センサ回路２１と分時換気回路２２とに接続される。主要ペーシング／制御回路２０におけるＩ／Ｏインターフェース４０と、活動状態センサ回路２１における対応するＩ／Ｏインターフェース４１と、分時換気回路２２における対応するＩ／Ｏインターフェース４２とが、３つの装置間の信号の伝送を関連付ける。
分時換気の検知
分時換気回路２２は、分時換気量に比例すると示された胸郭経由インピーダンスにおける変化を測定する。先に述べたように、分時換気は、一回呼吸量と呼吸率の積であり、このため代謝需要における変化の生理学的指標であり、従って心臓のレートを増加または減少する必要を識別する。
本発明のここで開示される実施の形態によるペースメーカ１０は、双極リード線１４と３極型測定システムを用いて胸郭経由インピーダンスを測定する。以下に更に詳細に記述するように、分時換気回路２２は、双極型リード線１４のリング電極と、１６Ｈzのレートで不関電極ＣＡＳＥとして機能するペースメーカ１０の導電性カニスタとの間に１ｍＡ（ピーク間）の３０マイクロ秒の２相電流励起パルスを送る。結果として生じる電圧は、リード線１４のＴＩＰ電極とペースメーカのＣＡＳＥ電極間で測定される。このようなインピーダンスの測定は、患者の心臓の心房または心室に生じるようにプログラムすることができる。
本発明の当該実施の形態に従ってインピーダンス測定のため送られる２相励起パルスの図が、図３に示される。図３に示されるもののような励起パルスの２相性が、パルスの全エネルギ内容が与えられ、電極の分極が打消され、ＤＣ電流が長期のリード線の金属イオンの酸化を避けるため均衡されるならば、励起パルスのピーク振幅が最小化される単相性パルスに勝る利点を提供するものと信じられる。図３に示されるように、２相パルスの各相は約１５マイクロ秒だけ継続し、パルスが０．０６２５秒ごとに１回（即ち、先に述べたように、１６Ｈzのレートで）送られる。
分時換気回路２２により得られるインピーダンス信号は、３つの主成分、即ちＤＣオフセット電圧、心臓の機能から結果として生じる心臓成分、および呼吸成分を有する。心臓成分と呼吸成分の周波数は、これらの生理学的起源と同じものであると見なされる。分時換気回路２２により得られるインピーダンス信号の呼吸成分が本発明の目的にとって主な関心であるので、インピーダンス信号は、ＤＣ成分および心臓成分を除去するため０．０５ないし０．８Ｈz（毎分３ないし４８呼吸に対応）の通過帯域を有する分時換気低域通過フィルタ（ＭＶ ＬＰＦ）４７の通過帯域におけるフィルタリングを受ける。
帯域通過フィルタ信号に対する呼吸率×ピークピーク振幅（一回呼吸量）機能を行うためにデルタ変調器回路（ＤＥＬＴＡＭＯＤ）５２とカウンタが用いられる。分時換気量に比例するデルタ変調器カウンタにより生成される値は、ＭＶデータ・レジスタ４９に累積される。このＭＶデータ・レジスタ値は、２ミリ秒ごとに１最下位ビット（ＬＳＢ）のレートで（１９０）x（下付きの「ｘ」は16進数を表わす）より小さいか等しいプログラム可能値に増加することができる。この（１９０）xの値は、インピーダンスにおける１分当たり６００Ω（ピークピーク）の変化に対応する。ＭＶデータ・レジスタにおける値は、２秒ごとに更新され、これにより、以下に更に詳細に述べるレート応答アルゴリズムにおけるＭＶ入力となる。
図２に関して、分時換気回路２２は実質的に、以下において更に詳細に述べるように、分時換気回路２２をＶＴＩＰ、ＶＲＩＮＧ、ＡＴＩＰ、ＡＲＩＮＧおよびＣＡＳＥ電極に選択的に結合し遮断するように機能するマルチプレクサであるリード線インターフェース回路４４を含む。
リード線インターフェース回路４４に結合されているのは、心臓インピーダンスを測定する目的のためリード電極（ＶＴＩＰ、ＶＲＩＮＧ、など）の種々の組合わせ間に２相の定電流パルスを送るように機能する分時換気励起（ＭＶ励起）回路４６である。特に、ＭＶ励起回路４６は、前述のＬｅｇｅｎｄ Ｐｌｕｓ（登録商標）装置により、本発明の譲受人に同じように譲渡されその全容において参考のため本文に援用されるＷａｈｌｓｔｒａｎｄ等の米国特許第５，２７１，３９５号に記載された方法および装置に従って送られるタイプの２相励起パルスを送出する。
励起パルスがその間に送られる電極は、心房または心室のどちらかのインピーダンスが評価されているかに従って変動することになる。電極の選択は、主要ペーシング／制御回路２０により表明される信号の制御下でリード線インターフェース回路４４により行われ、バス３８で分時換気回路２２へ伝送される。先に述べたように、分時換気量の測定は、心臓のいずれかの心室で生じるようにプログラムすることができる。心室ベースの分時換気量の評価のため、例えば、２相パルスを心室リング電極ＶＲＩＮＧとペースメーカのカニスタＣＡＳＥ間に１６Ｈzのレートで送ることができる。同様に、心房の分時換気量の評価のためには、パルスを心房リング電極ＡＲＩＮＧとＣＡＳＥ間に送ることができる。
心臓インピーダンスを測定するため、分時換気回路２２が、先に述べたように励起パルスが注入されるとるときに、電極対間に存在する電圧差を監視する。再び、電圧差が監視される電極は、心房または心室のどちらかの測定が行われているかに従って変動する。本発明の１つの実施形態においては、同じ電極（即ち、心室に対してはＶＲＩＮＧおよびＣＡＳＥ、心房に対してはＡＲＩＮＧおよびＣＡＳＥ）が、励起パルスの送出と電圧差の監視の両方のために用いられる。しかし、励起と測定のための電極の組合わせは、プログラミング・システムを用いて植込み後に変更できるプログラム可能な設定間にあり得ると考えられる。
インピーダンス測定前置増幅器回路（ＺＭＥＡＳ ＲＥＡＭＰ）４８は、励起パルスの送出中電圧差測定電極に結合される。ＺＭＥＡＳ ＰＲＥＡＭＰ回路４８は、３つの段を含む。第１段は、これも高域通過フィルタリング機能を行う低ノイズ増幅器（当該望ましい実施形態では２０の利得を持つ）である。第２段は、利得増幅器（当該望ましい実施形態では８の利得を持つ）である。最終段は、１６Ｈzのサンプル／ホールド回路である。先に述べたように、２相励起パルスが１６Ｈzのレートで送出され、従って、１６の電圧差の測定が毎秒行われる。ＺＭＥＡＳ ＰＲＥＡＭＰ回路４８のサンプル／ホールド段が、分時換気回路２２における残りの回路に与えるためのこれら電圧をそれぞれ保持する。
ＺＭＥＡＳ ＰＲＥＡＭＰ回路４８の前置増幅器、利得およびサンプル／ホールド段の設計および構成が当業者には日常の技術事項であろう。従って、ＺＭＥＡＳ ＰＲＥＡＭＰ回路４８の設計の詳細については、本文では記述しない。
引き続き図２において、ＺＭＥＡＳ ＰＲＥＡＭＰ回路４８からサンプルされた１６Ｈzの出力電圧が、先に述べたように、本発明の現在望ましい実施形態では０．０５ないし０．８Ｈzの通過帯域を持つ分時換気量の低域通過フィルタ回路ＭＶ ＬＰＦ４７へ与えられる。再び、ＭＶ ＬＰＦ回路５０の設計および構成が当業者には日常事であると考えられる。ＭＶ ＬＰＦ４７からの出力は、任意の所与の時間におけるレベルが選択された電極間で測定される心臓インピーダンスに正比例する電圧波形である。このため、ＭＶ ＬＰＦの出力信号は、ここではインピーダンス波形と呼ばれる。
ＭＶ ＬＰＦ４７における帯域通過フィルタ処理後に、前記のインピーダンス波形がデルタ変調器回路ＤＥＬＴＡＭＯＤ５２へ与えられ、これがアナログ／ディジタル変換（ＡＤＣ）機能を行う。ＺＭＥＡＳ ＰＲＥＡＭＰのサンプル／ホールド動作により規定される各１６Ｈzサイクルの初めに、ＤＥＬＴＡＭＯＤ５２がＭＶ ＬＰＦ回路４７の出力に存在するインピーダンス波形電圧を直前の１６Ｈzサイクルの間に存在するインピーダンス波形電圧と比較し、これら２つの電圧間の差を表わすΔ値を決定する。
ＤＥＬＴＡＭＯＤ回路５２は、各１６Ｈzサイクルの初めに計算するΔ値を表わすための「ステップ・サイズ」を定義する。本発明の現在望ましい実施形態において、ＤＥＬＴＡＭＯＤ５２は、心室インピーダンス測定のための２６ｍＶのステップ・サイズと、心房インピーダンス測定のための１４ｍＶのステップ・サイズとを定義する。このため、例えば、２つの連続的な１６Ｈzの電圧測定のための心室インピーダンス波形電圧間の差が２６０ｍＶ（即ち、Δ＝２６０ｍＶ）であったならば、ＤＥＬＴＡＭＯＤ回路５２はこれを１０のカウント値として表わすことになる（（Δ／ステップ・サイズ）＝（２６０ｍＶの２６ｍＶによる商））。この場合、ＤＥＬＴＡＭＯＤ回路５２は１６Ｈzサイクルの間１０だけＭＶレジスタ４９を増分することになる。
ＤＥＬＴＡＭＯＤ回路５２はカウント値を生成し、ＺＭＥＡＳ ＰＲＥＡＭＰ回路４８のサンプルおよびホールド動作により定義される各１６Ｈzサイクルにおいて（即ち、０．０６２５秒ごと）然るべくＭＶレジスタ４９を増分する。このため、２秒の間隔で、３２のこのようなカウント値がＭＶレジスタ４９において生成され加算される。
２秒の間隔ごとの終了時に、ＭＶレジスタ４９におけるアキュムレータ値が、以下に詳述される本発明のレート応答アルゴリズムに従って処理するため、Ｉ／Ｏ線３８を介して主要ペーシング／制御回路２０へ、特にＣＰＵ３２へ提供される。当該開示の目的のためには、ＭＶレジスタ４９から２秒ごとにＣＰＵ３２に対して提供される値は、ＭＶカウント（ＭＶ ＣＯＵＮＴ）値と呼ばれることになる。２秒のＭＶカウント値がＣＰＵ３２へ与えられる時、ＭＶレジスタ４９は別のＭＶカウント値を得ることに備えてゼロにリセットされる、即ちＤＥＬＴＡＭＯＤカウントの別の２秒の値打ちを累算する。
活動状態の検知
前述のように、本発明のここで開示される実施の形態によるペースメーカ１０は、その変更可能なレート応答ペーシング・レートを確立する際に活動状態の検知と分時換気量の測定の両方を用いる。本発明の現在望ましい実施形態においては、ペースメーカ１０における活動状態センサ回路２１は、活動状態の検知を実施するため図２における参照番号６０で示される圧電型のマイクロフォンの如きセンサを用いる。圧電型センサ６０は、当技術における従来の慣例に従って、ペースメーカの密閉筺体の内面にボンド付けされることが望ましい。このような構成は、例えば、全容において参考のため本文に援用される本発明の譲受人に譲渡された前掲のＡｎｄｅｒｓｏｎ等の米国特許第４，４８５，８１３号に開示されている。同様な構成は、前掲のＳｉｖｕｌａ等の米国特許第５，０５２，３８８号にも開示される。
Ｓｉｖｕｌａ等の米国特許第５，０５２，３８８号およびＡｎｄｅｒｓｏｎ等の米国特許第４，４８５，８１３号に開示される如き従来の活動状態応答型ペースメーカ・システムにおけるように、本発明のペースメーカ１０における圧電型センサ６０は、活動状態センサ回路２１における活動信号処理回路ＡＣＴ ＰＲＯＣ６２へ生の電気信号を与え、この活動状態回路がペースメーカのレートを確立する際に使用される活動信号を帯域通過濾波して処理する。予め定めた閾値を越える帯域通過濾波された活動信号におけるピークは、システム６２によりペーシング・レートにおける増加が保証される充分な大きさの患者活動の表示として解釈される。ペースメーカ１０のプログラム可能に選択できる値に含まれる予め定めた閾値は、低い患者活動を表わし、あるいは実際には患者の活動は表わさないセンサ６０により検知される物理的ストレスを表わすセンサ出力信号における背景「ノイズ」を除去するために意図される。
予め定めた閾値を越える帯域通過濾波されたセンサ信号におけるピークの各発生は、ここでは「活動状態カウント（ＡＣＴＩＶＩＴＹ ＣＯＵＮＴ）」と呼ばれる。活動状態センサ回路２１における活動状態レジスタ６４に保持される「活動状態カウント」値の和は、予め定めた期間、例えば２秒間隔にわたって計算される。本発明の現在望ましい実施形態によれば、２秒の「活動状態カウント」の和が、ＭＶレジスタ４９から主要ペーシング／制御回路２０に対する分時換気量アキュムレータ値の提供のための方法と同様に、Ｉ／Ｏバス３８を介して主要ペーシング／制御回路２０へ与えられる。次いで、ＣＰＵ３２は、以下において更に詳細に述べるように、２秒の「活動状態カウント」値と分時換気量値とをレート応答型「センサのレート」の計算時に用いることができる。
（圧電素子から患者の物理的活動レベルを表わす活動状態「カウント」を取得する概念は、先に述べたＡｎｄｅｒｓｏｎ等の特許第４，４８５，８１３号およびＳｉｖｕｌａ等の特許第５，０５２，３８８号により例示されるように、従来技術では周知であり理解されている。活動状態応答型心臓ペーシングにおいて活動検知を実施するため当業者は圧電型センサを使用することで馴染みであり、かつ本発明の実施目的に適する方法でこのような能力を容易に実現可能であると考えられる。）
レート応答伝達関数
ペースメーカ１０の基本レート応答動作に基本的な事項は、（ペースメーカ１０が「活動」レート応答モードにプログラムされる時、）検知された物理的活動量に基き、（ペースメーカ１０が「分時換気量」レート応答モードにプログラムされる時の）分時換気量に基き、あるいは（ペースメーカ１０が「デュアル・」レート応答モードにプログラムされる時）活動状態と分時換気量の混合組合わせに基き、「センサ・レート」を計算することである。このように得られた「センサ・レート」は、水晶発振器２８のサイクル（クロック・サイクル）単位における時間間隔として表わされる。
現在望ましい実施形態においては、「センサ・レート（Ｓｅｎｓｏｒ Ｒａｔｅ）」値は、動作可能状態のセンサからの入力に基いて、２秒ごと、即ち、ＭＶレジスタ４９における２秒の累積値（ＭＶカウント値）および（または）活動状態レジスタ６１からの２秒の累積された「活動状態カウント」値に更新される。ペースメーカ動作の各２秒間隔の終りにどのように更新されたＭＶカウントと活動状態カウント値が主要ペーシング／制御回路２０に与えられるかを述べたので、「センサ・レート」値がこれら値から得られる方法について次に述べることができる。
当業者には理解されるように、分時換気回路２２および活動状態センサ回路２１からそれぞれ与えられる「ＭＶカウント」と「活動状態カウント」の値に基く「センサ・レート」値の計算は、主要ペーシング／制御回路２０の記憶装置３０に保持される変数およびプログラム可能値について主としてＣＰＵ３２により行われる多数の計算を含む。
表１は、本発明のここで開示される実施の形態による「センサ・レート」の決定の以降の記述で用いられる種々の定義、頭文字語および略語を記載する。
センサ・レート（Ｓｅｎｓｏｒ Ｒａｔｅ）決定アルゴリズムのＭＶ処理段階１００の場合は、図５の機能的ブロック図に示されるように、３つのサブ段階が含まれる。図５のブロック１２０により示されるＭＶ処理段階における最初のステップは、２秒ごとに分時換気回路２２から与えられるＭＶ ＣＯＵＮＴ値についてのスルーレート制限（ＭＶ ＳｌｅｗＲａｔｅＬｉｍｉｔ）機能を行うことである。値「ＬｉｍｉｔｅｄＭＶＣｏｕｎｔ（制限されたＭＶカウント）」の計算の結果生じるブロック１２０の制限機能は、下式に従って行われる。即ち、
ＬｉｍｉｔｅｄＭＶＣｏｕｎｔ＝ＭＩＮ｛ＭＶＣＯＵＮＴ，ＩＮＴ｛ＬＳＴＡ＋ＳｌｅｗＲａｔｅＬｉｍｉｔＣｏｕｎｔ×２｝｝
但し、ＭＶ ＣＯＵＮＴは分時換気回路２２から与えられた最も後の「２秒」ＭＶ ＣＯＵＮＴ値であり、ＬＳＴＡはＭＶ ＣＯＵＮＴ値の制限された短期平均値（後で更に詳細に述べる）、ＳｌｅｗＲａｔｅＬｉｍｉｔＣｏｕｎｔは下式におけるように定義される。即ち、
ＳｌｅｗＲａｔｅＬｉｍｉｔＣｏｕｎｔ＝ＩＮＴ（ＵＲＣｏｕｎｔ×ＳｌｅｗＲａｔｅＬｉｍｉｔ／１００）
ＵＲＣｏｕｎｔおよびＳｌｅｗＲａｔｅＬｉｍｉｔはプログラム可能な一定値、ＩＮＴおけるＭＩＮはそれぞれ周知の整数と最小数学関数である。本発明の現在望ましい実施形態において、ＵＲＣｏｕｎｔは最大センサ・レート値を結果として生じ得る最小のＭＶ ＣＯＵＮＴ値を反映し、０ないし２５５からプログラム可能である。ＳｌｅｗＲａｔｅＬｉｍｉｔは、ＭＶ ＣＯＵＮＴ／２およびＬＳＴＡ間の最大許容正差に対する限度を表わし、ＵＲＣｏｕｎｔ値の関数として表わされる。本発明の現在望ましい実施形態においては、ＳｌｅｗＲａｔｅＬｉｍｉｔはＵＲＣｏｕｎｔの１．５、３、６、１２、２５、５０または１００％にプログラム可能であり、さもなければ、ＯＦＦである。
ＬｉｍｉｔｅｄＭＶＣｏｕｎｔ値を前式に示されように計算した後、ＭＶデルタ・ブロック１２２により示される図５のブロック図における次のステップは、ＬｉｍｉｔｅｄＤＭＶ（制限されたＤＭＶ）、ＵｎｌｉｍｉｔｅｄＤＭＶ（無制限ＤＭＶ）、ＬＳＴＡおよびＭａｘＭＶの値を含む他の値の計算および（または）更新におけるＬｉｍｉｔｅｄＭＶＣｏｕｎｔｓ値を用いることを含む。
ＬＴＡ（長期平均）値は、下式に従ってブロック１２２において再帰的に計算される。即ち、
制限された短期平均（ＬＳＴＡ）値は、下式に従って計算される。即ち、
ＵＳＴＡ（無制限短期平均）値は、下式に従って計算される。即ち、
LimitedDMV ＝ MAX(0,INT(LSTA−LTA))
ＵｎｌｉｍｉｔｅｄＤＭＶ値は、下式に従ってブロック１２２において計算される。即ち、
UnlimitedDMV ＝ INT(USTA−LTA)
最後に、ＭａｘＬｉｍｉｔｅｄＭＶ値は、下式に従ってブロック１２２において計算される。即ち、
MaxLimitedMV ＝ MAX(LimitedDMV, MaxLimitedMV)
図５のＭＶデルタ・ブロック１２２における上記の処理サブステップを実行した後、センサ・レート計算プロセスの次のステップは、図５におけるＭＶハイ・ブロック１２４により表わされる。前記ＭＶハイ処理は、延長された期間に対する望ましくない高いレートのペーシングに対する防護策として生じる。分時換気量の検知が予め定めた期間（０、４、８、、、２４分にプログラム可能であるＵＲ時間基準として示されるプログラム可能値）に対して連続的にハイであり、かつ活動状態検知回路２１が同じ期間中に高められる生理学的需要（以下に述べる）を確証しなければ、いわゆるＭＶハイの介在が生じる。
本発明の現在望ましい実施形態によれば、上式に述べられる如く計算されたＵｎｌｉｍｉｔｅｄＤＭＶ値がＵＲＣｏｕｎｔより大きければ、分時換気量検知は高すぎると見なされる。一方、ＳｃａｌｅｄＡｃｔｉｖｉｔｙＡｖｅｒａｇｅ値（定義は以下に更に詳細に述べる）が下式に従って定義される予め定めた（プログラム可能な）ＡｃｔｉｖｉｔｙＣｒｏｓｓＣｈｅｃｋＣｏｕｎｔ値より小さければ、活動状態検知は低すぎると見なされる。即ち、
ＭＶ ＣＯＵＮＴをハイ、ＡＣＴＩＶＩＴＹ ＣＯＵＮＴをローと見なすための先に述べた基準に従って、分時換気量が高すぎかつ検知された活動が低すぎるならば、ＣＰＵ３２はＭＶＨｉｇｈＴｉｍｅで示される変数を増分し、さもなければ、ＭＶＨｉｇｈＴｉｍｅはゼロにリセットされる。ＭＶＨｉｇｈＴｉｍｅ変数が値ＵＲＴｉｍｅＣｒｉｔｅｒｉａ（先に述べたように定義される）に達するならば、ＭＶハイの介在が生じる。ＭＶハイの介在中、ＤＭＶは、下式に従って定義される予め定めた（プログラム可能な）値ＭＶＳｗｉｔｃｈＣｏｕｎｔにセットされる。即ち、
ＭＶハイの介在中、上式に従って計算されたＭＶＳｗｉｔｃｈＣｏｕｎｔあるいはこれより小となるまで、先に計算されたＬｉｍｉｔｅｄＤＭＶが監視され、この時ＭＶハイの介在が終り、ＤＭＶがＬｉｍｉｔｅｄＤＭＶにリセットされる。
先に述べたように、ＡＣＴＩＶＩＴＹ ＣＯＵＮＴ値は活動状態レジスタ６４から２秒ごとに集められる。新たなＡＣＴＩＶＩＴＹ ＣＯＵＮＴ値がペーシング／制御装置２０に与えられるごとに、前のＡＣＴＩＶＩＴＹ ＣＯＵＮＴ値が４秒の活動カウント（４ＳｅｃＡｃｔＣｏｕｎｔ）値が計算できる順序でレジスタに保持される。特に、４ＳｅｃＡｃｔＣｏｕｎｔは、下式により与えられる。即ち、
4SecActCount ＝ ACTIVITYCOUNT ＋ LastActCount
但し、ＡＣＴＩＶＩＴＹ ＣＯＵＮＴは、その時の２秒の間隔の終りに活動状態センサ回路２１における活動状態レジスタ６４から得られた値であり、ＬａｓｔＡｃｔＣｏｕｎｔは、前の２秒の間隔の終りにレジスタ６４から得られたＡＣＴＩＶＩＴＹ ＣＯＵＮＴ値である。
従って、４ＳｅｃＡｃｔＣｏｕｎｔ値は、ＳｃａｌｅｄＡｃｔｉｖｉｔｙＣｏｕｎｔ値を生じるように分時換気量検知回路２１の範囲にスケールされる。このスケーリング動作は、図４のブロック１０２において生じ、スケールされた活動状態カウント値ＳＡｃｔＣｎｔの取得を結果として生じる。ＳＡｃｔＣｎｔは、下式に従って得られる。即ち、
先に述べたように、スケールされた活動状態カウント値ＳＡｃｔＣｏｕｎｔの平均値がＭＶハイの介在および高いレートのクロスチェック演算において使用するため保持される。ＳＡｃｔＡｖｅｒａｇｅとして示されるこの平均値は、下式に従って計算される。即ち、
MaxSActAverage ＝ MAX(INT(SActAverage), MaxSActAverage)
本発明の１つの特質によれば、活動状態および分時換気量の両方の検知がペースメーカ１０において動作可能状態にされるならば、「混合」機能がセンサ出力について行われる。この混合機能は、活動状態検知がプログラムされたＬｏｗｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅから先に述べたように、患者の正常な日常活動レベルに適切と見なされるレートに医師によってプログラム可能である「日常生活の活動」（ＡＤＬ）レートまでの範囲内でＳｅｎｓｏｒＲａｔｅに対して影響を有する。安静時は、活動状態の検知がＳｅｎｓｏｒＲａｔｅの計算において優勢となる。ＳｅｎｓｏｒＲａｔｅが増加するに伴い、分時換気量の検知がより大きな影響を取得し、その結果ＡＤＬレートより上では、分時換気量が優勢となる。
活動状態センサ出力と分時換気量センサの「混合」が、図４の組合わせブロック１０４において生じる。図４に示されるように、図５に関して前に述べたように取得されるＤＭＶ値と、活動状態センサから得られたＳＡｃｔＣｎｔｖｌとは、ＳｅｎｓｏｒＲａｔｅ計算アルゴリズムの組合わせ段１０４に入力として与えられる。組合わせ段１０４において、混合されたセンサ・カウント値Ｓｅｎｓｏｒ３Ｃｏｕｎｔが得られる。第一に、ＳＡｃｔＣｎｔ値はＳＡｃｔＣｎｔとＵＲＣｏｕｎｔの小さい方にセットされ、即ち、上式に従って得られるＳＡｃｔＣｎｔは下式に従ってリセットされる。即ち、
SActCnt ＝ MIN (URCount, SActCnt)
次いで、混合されたセンサ値Ｓｅｎｓｏｒ３Ｃｏｕｎｔは下式に従って計算される。即ち、
Ｃ関数は下式に従って与えられ場合、Ｃ１、Ｃ２、ＣＳ１ｏｐｅｌおよびＣＳ１ｏｐｅ２の値がそれぞれ、ＵｐｐｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅおよびＡＤＬＲａｔｅ間の関係に従って、かつＡＤＬＲａｔｅとＬｏｗｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅ間で変動する。特に、ＵｐｐｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅ≧ＡＤＬＲａｔｅ＋１０ならば、かつＡＤＬＲａｔｅ＞ＬｏｗｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅ＋１０ならば、Ｃ１、Ｃ２、ＣＳ１ｏｐｅ１およびＣＳ１ｏｐｅ２が下式により与えられる。即ち、
しかし、ＵｐｐｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅ≦ＡＤＬＲａｔｅ＋１０、およびＡＤＬＲａｔｅ≧ＬｏｗｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅ＋１０であるならば、Ｃ１、Ｃ２、ＣＳｌｏｐｅ１およびＣＳｌｏｐｅ２は下式により与えられる。即ち、
ＭＶＣｒｏｓｓＣｈｅｃｋＣｏｕｎｔ＝ＡＤＬＷｉｄｔｈＣｏｕｎｔ＋
ＴｅｍｐＯｆｆｓｅｔ
但し、ＴｅｍｐＯｆｆｓｅｔは下式により与えられる。
ＨｉｇｈＲａｔｅＣｒｏｓｓＣｈｅｃｋがＤＭＶを制限しなければ、ＳＡｃｔＣｎｔ、Ｓｅｎｓｏｒ３Ｃｏｕｎｔなどに対する式に関して先に述べた組合わせ関数が用いられる。この組合わせ関数は、活動入力がＬｏｗｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅからＡＤＬＲａｔｅまで影響を及ぼすように構成される。休息時に、活動状態はこの組合わせ関数において優遇される。ＳｅｎｓｏｒＲａｔｅが増加するに伴い、分時換気量が、ＡＤＬＲａｔｅより上ではＳｅｎｓｏｒ３Ｃｏｕｎｔ＝ＤＭＶとなるようにより大きな影響を有する。いつも、ＤＭＶがＳＡｃｔＣｎｔより大きければ、ＤＭＶが用いられる。
図４に示される如きＳｅｎｓｏｒＲａｔｅ計算の次の段階は、レート計算（ＲＡＴＥ ＣＡＬＣ）段１０６であり、これはプログラムされたＵｐｐｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅ、プログラムされたＡＤＬＲａｔｅ、プログラムされたＬｏｗｅｒＲａｔｅ、ＡＤＬＣｏｕｎｔおよびＵＲＣｏｕｎｔの値、およびＡＤＬＷｉｄｔｈＣｏｕｎｔの値からレート応答カーブを構成する。
ＴａｒｇｅｔＲａｔｅ（目標レート）を計算するため、２つの勾配値、ＲＳｌｏｐｅ１およびＲＳｌｏｐｅ２と、ＤＬＷｉｄｔｈＣｏｕｎｔ値とが、下式に従って計算される。即ち、
次に、ＴａｒｇｅｔＲａｔｅ値は、下記のようにＴａｒｇｅｔＩｎｔｅｒｖａｌ値へ変換される。即ち、
望ましい実施形態によれば、上式により計算されたＴａｒｇｅｔＩｎｔｅｒｖａｌがその時のＳｅｎｓｏｒＩｎｔｅｒｖａｌより小さいかあるいはこれと等しければ、ペーシング・レートがＴａｒｇｅｔＲａｔｅに向けて加速するようにＳｅｎｓｏｒＩｎｔｅｒｖａｌが低減される。プログラム可能なＡｃｃｅｌｅｒａｔｉｏｎパラメータは、ペーシング・レートがどれだけ早くＴａｒｇｅｔＲａｔｅに向けて増加するかを制御するために用いられる。加速中、ペースメーカ１０は、下記のように新たなＳｅｎｓｏｒＩｎｔｅｒｖａｌを（２秒ごとに）計算する。即ち、
加速または減速のいずれにおいても、ＳｅｎｓｏｒＩｎｔｅｒｖａｌはプログラムされたＬｏｗｅｒＲａｔｅＩｎｔｅｒｖａｌを越えること、あるいはプログラムされたＵｐｐｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅＩｎｔｅｒｖａｌより低下することが許されない。
現在望ましい実施形態においては、先に述べたように、ＡｃｃｅｌｅｒａｔｉｏｎおよびＤｅｃｅｌｅｒａｔｉｏｎパラメータが植込み医師によってプログラム可能であるパラメータに含まれるが、３０秒に対応するＡｃｃｅｌｅｒａｔｉｏｎ定数および２．６分に対応するＤｅｃｅｌｅｒａｔｉｏｎ定数が適切であると考えられる。更に、本発明はＳｈｅｌｔｏｎ等の米国特許第５，３１２，４５３号「レート応答型心臓ペースメーカおよび作業変調ペーシング・レートの減速の方法（Ｒａｔｅ Ｒｅｓｐｏｎｓｉｖｅ Ｃａｒｄｉａｃ Ｐａｃｅｍａｋｅｒ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ Ｗｏｒｋ Ｍｏｄｕｌａｔｉｎｇ Ｐａｃｉｎｇ Ｒａｔｅ Ｄｅｃｅｌｅｒａｔｉｏｎ）」に詳細に記載されたものの如き更に堅固な加減速アルゴリズムに関して有効に実施できると考えられる。前記Ｓｈｅｌｔｏｎ等の米国特許第５，３１２，４５３号は、本発明の譲受人に同様に譲渡され、参考のため全容において本文に援用される。
次に図６および図７において、図１ないし図５および前述の式に関して先に述べた如き分時換気量および活動状態の検知に基く計算から結果として得る、ペースメーカ１０に対するレート応答伝達関数の代替的なグラフィック表示が示される。
図６におけるセンサ間隔（Ｓｅｎｓｏｒ Ｉｎｔｅｒｖａｌ）範囲のグラフにおいて、横軸はクロック２８（図２参照）のサイクル単位で示されたセンサ間隔を表わす。図６に示されるように、センサ間隔は、プログラムされたＬｏｗｅｒＲａｔｅＩｎｔｅｒｖａｌ（下方レート間隔）（例えば、プログラムされたＵｐｐｅｒＲａｔｅＬｉｍｉｔ、即ちＵＲＬの逆数）と、ペースメーカ１０に対して許容され得るペーシング・パルス間の最大間隔（即ち、プログラムされたＵｐｐｅｒＲａｔｅＬｉｍｉｔ即ちＵＲＬの逆数）である、ＵｐｐｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅＩｎｔｅｒｖａｌ（上方センサ・レート間隔）との間の範囲内にある。
図６における縦軸は、計算されたＳｅｎｓｏｒＲａｔｅに対する分時換気量の寄与および活動状態の寄与の加重を表わす。縦軸上の最低点は、計算されたＳｅｎｓｏｒＲａｔｅに対するゼロ・パーセントの寄与（即ち、検知された活動または検知された分時換気量のいずれも計算されたＳｅｎｓｏｒＲａｔｅに何らの作用も及ぼさない）を表わし、縦軸の最高点は１００％の寄与を表わしている。
前式に関して先に述べた計算の結果から得るレート応答伝達関数は、図６においてプロット線１５０で表わされる。特に、検知された分時換気量の影響はプロット線１５０上方のハッチをかけた領域によって表わされ、検知された活動状態の影響はプロット線１５０より下方の領域によって示される。図６は、ＤＭＶがＳＡｃｔＣｎｔより大きい時、分時換気量は常に、レート応答伝達関数において、活動状態の検知に勝ることを示している。このため、ペースメーカ１０がプログラムされた下方レート間隔（即ち、プログラムされたＵＲＬ）においてペーシング中である時、混合機能の出力は検知された患者の「ＡＣＴＩＶＩＴＹ ＣＯＵＮＴ（活動状態カウント）」に完全に依存することになる。
ＬｏｗｅｒＲａｔｅＩｎｔｅｒｖａｌにおいて、代替的な方法で表わされると、「活動状態カウント」値は１００の加重係数だけ乗じられ、「ＭＶカウント」値は加重係数０によって乗じられる。この加重係数は、ＳｅｎｓｏｒＲａｔｅの決定時に、「活動状態カウント」値および「ＭＶカウント」値の影響即ち優勢を決定する。当業者には理解されるように、１のカウント値に対するゼロの加重係数は、このカウント値がレートの計算に影響を及ぼさないこと、および本発明により決定されるＳｅｎｓｏｒＲａｔｅがゼロより大きい加重係数を持つカウント値に完全に依存することを示唆する。
引き続き図６において、プロット線１５０は、プログラムされたＬｏｗｅｒＲａｔｅＩｎｔｅｒｖａｌと点Ｃ１との間のセンサ間隔範囲で下向き勾配ＣＳｌｏｐｅ１を有し、センサ間隔範囲における点Ｃ１と第２の点Ｃ２との間のセンサ間隔範囲で第２の下向き勾配ＣＳｌｏｐｅ２を有する。（点Ｃ１およびＣ２は、上式に関して述べた計算に基いて決定される。）このため、図６のグラフにおけるＬｏｗｅｒＲａｔｅＩｎｔｅｒｖａｌとＣ１の間では、「活動状態カウント」値に対する加重係数は、ペーシング・レートが増加するに伴ってＣＳｌｏｐｅ１に対応するレートで１００から減少し、「ＭＶカウント」値に対する加重係数は、ペーシング・レートが増加するに伴ってＣＳｌｏｐｅ１に対応するレートで０から増加する。
図６に示されるように、検知された分時換気量が計算されたＳｅｎｓｏｒＩｎｔｅｒｖａｌに及ぼす影響は、センサ間隔範囲において、ＬｏｗｅｒＲａｔｅＩｎｔｅｒｖａｌと点Ｃ１との間でゼロから約２５％まで徐々に増加し、その影響の増加率は先に定義したようにＣＳｌｏｐｅ１によって決定される。センサ間隔範囲における点Ｃ１と点Ｃ２との間では、計算されたＳｅｎｓｏｒＩｎｔｅｒｖａｌに対する検知された分時換気量の影響は、先にＣＳｌｏｐｅ２により決定されたように、更に早く増加する（また逆に、検知された活動状態の影響は更に早く減少する）。最後に、点Ｃ２とプログラムされたＵｐｐｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅＩｎｔｅｒｖａｌとの間では、計算されたＳｅｎｓｏｒＩｎｔｅｒｖａｌは完全に検知された分時換気量に依存する。即ち、点Ｃ２とプログラムされたＵｐｐｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅＩｎｔｅｒｖａｌとの間の範囲内では、検知された患者の活動状態はＳｅｎｓｏｒＩｎｔｅｒｖａｌ値には何の作用も持たない。即ち、レート応答伝達関数における「活動状態カウント」値に対する加重係数はゼロであるが、レート応答伝達関数における「ＭＶカウント」値に対する加重係数は１００である。
図７において、前記の諸式による演算から結果として生じるペースメーカ１０のレート応答伝達関数は、横軸に沿ってプロットされる前記式に従って計算される変更可能なＳｅｎｓｏｒＣｏｕｎｔにより、かつ（図６における如きセンサ間隔範囲ではなく）縦軸に沿って示されるセンサ・レート範囲（ＳｅｎｓｏｒＲａｔｅＲａｎｇｅ）により別の方法で示される。図７に示されるように、センサ・レート範囲は、先に述べたように、プログラムされたＬｏｗｅｒＲａｔｅＩｎｔｅｒｖａｌ（ＬＲＬ）とプログラムされたＵｐｐｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅ（ＵＳＲ）間に延在し、ＳｅｎｓｏｒＣｏｕｎｔ変数は０と２５５間の範囲にある。
図７は、ＳｅｎｓｏｒＣｏｕｎｔが０とＡＤＬＣｏｕｎｔとの間にある時、ＳｅｎｓｏｒＲａｔｅが前記式に従って計算されたＲＳｌｏｐｅ１である第１の勾配で増加することを示している。ＳｅｎｓｏｒＣｏｕｎｔがＡＤＬＣｏｕｎｔとＡＤＬＣｏｕｎｔ＋ＡＤＬＷｉｄｔｈとの間の範囲にある時、「センサ・レート」はＡＤＬＲａｔｅのレベルにある。ＡＤＬＣｏｕｎｔ＋ＡＤＬＷｉｄｔｈとＵＲＣｏｕｎｔとの間のＳｅｎｓｏｒＣｏｕｎｔについては、ＳｅｎｓｏｒＲａｔｅは、前記式に従って計算されたＲＳｌｏｐｅ２である第２の勾配で増加する。最後に、ＵＲＣｏｕｎｔと２５５との間のＳｅｎｓｏｒＲａｔｅについては、ＳｅｎｓｏｒＲａｔｅはプログラムされたＵｐｐｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅのレベルにある。
先に述べたように、本発明の現在開示される実施の形態によるペースメーカ１０によって用いられるＳｅｎｓｏｒＲａｔｅ決定アルゴリズムは、図６および図７に示される如きレート応答関数を得るために、幾つかの数値が保持されて周期的に更新されることを要求する。これらの値には、活動状態閾値（どんな程度の物理的活動が代謝需要を増すのに充分な患者の活動を表わすと見なされるかを決定する）と、分時換気量の検知と関連する、ＬＳＴＡ（ＬｉｍｉｔｅｄＳｈｏｒｔＴｅｒｍＡｖｅｒａｇｅ）値とＬＴＡ（ＬｏｎｇＴｅｒｍＡｖｅｒａｇｅ）値とが含まれる。本発明の現在望ましい実施形態においては、ＡｃｔｉｖｉｔｙＴｈｒｅｓｈｏｌｄ（活動状態閾値）パラメータを、５つの設定；下、中の下、中、中の上、および上の１つにプログラムすることができる。
活動状態閾値の如きペースメーカ１０により保持されねばならないこれらの値のあるものは患者単位に変動するが、ＬＳＴＡおよびＬＴＡの如き他の値は、予め定めた期間（例えば、ＬＴＡの場合は、数時間）にわたる患者の一義的な生理学的挙動を反映する。その結果、これらの値を、ペースメーカ１０がレート応答モードで動作される前に、患者にとって適切な個人化されたレベルに初期設定されることが必要である。このためには、本発明の現在開示される実施の形態によるペースメーカ１０は、自動初期設定能力が備えられている。
本発明の１つの実施形態では、ペースメーカ１０は更に、自動植込み検知能力が備えられ、この能力はペースメーカ１０を植込みと同時にデフォルト動作設定およびパラメータで動作するように自動的に付勢することを可能にする。このような能力により、以下に述べるレート応答値の自動的初期設定を植込みと同時に自ら初期設定することができる。この能力の１つの用途は、本願と同じ日付でＷａｈｌｓｔｒａｎｄ等の名義で出願され、本発明の譲受人に同様に譲渡された係属中の米国特許出願「植込み可能な医療装置のための自動的リード線認識（Ａｕｔｏｍａｔｉｃ Ｌｅａｄ Ｒｅｃｏｇｎｉｔｉｏｎ ｆｏｒ ａｎ Ｉｍｐｌａｎｔａｂｌｅ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｄｅｖｉｃｅ）」に詳細に記載されている。Ｗａｈｌｓｔｒａｎｄ等の米国特許出願は、その全容における参考のため本文に援用される。
自動的植込み検知能力は持たないペースメーカ１０の代替的な実施の形態では、ペースメーカ１０は、簡単なダウンリンク・テレメトリ・コマンドを介して植込みを「通知」することができ、このコマンドの受取りがペースメーカ１０に自動的初期設定手順を始動させる。
いずれの場合も、本発明の現在開示された実施の形態によれば、ペースメーカ１０のレート応答動作に関する設定の自動的な初期設定が、植込みの数時間（例えば、６時間）以内に行われることが望ましい。ペースメーカ１０の「日常生活活動」（ＡＤＬ）と関連する値の自動的初期設定の値は、植込み後数日（例えば、１０日）以内に行われることが望ましい。
以降の項は、ペースメーカ１０のレート応答動作と関連する各値がどのように植込み時に初期設定されるかの概要を示す。即ち、
ＡｃｔｉｖｉｔｙＴｈｒｅｓｈｏｌｄ（活動状態閾値）の自動初期設定
植込みが（先に述べたように、自動的に、あるいは医師のプログラミングにより）いったん確認されると、ペーシング／制御回路が各活動閾値設定によりサイクルして、各活動状態設定（即ち、下、中の下、中、中の上、および上）と関連する実行合計に追加するため２秒の活動状態カウントを集める。現在望ましい実施形態においては、これは６時間行われる。２秒の活動状態カウントを集める６時間の後に、活動状態閾値の設定が選択される。本発明の現在望ましい実施形態において、中の下の活動状態閾値で集められた活動状態カウント数が約１／１６Ｈzより小さい（即ち、毎秒１６の活動状態カウントより小さい）平均入力周波数に対応するならば、中の下が初期活動状態閾値設定として選択される。さもなければ、中の下、中あるいは中の上の設定は下記のように選択される。即ち、中の下の設定で集められるカウント数が上の設定で集められるカウント数の３倍より小さければ、中の下が選択される。もしそうでなく、中の設定で集められるカウント数が上の設定で選択されるカウント数の３倍より小さければ、中が選択される。さもなければ、中の上が選択される。
ＬＳＴＡおよびＬＴＡの自動初期設定
植込みがいったん確認されると、ＬＴＡが最初ＭＶＣｏｕｎｔに設定される。次いで、２秒の間隔ごとに、ＬｏｎｇＴｅｒｍＴｉｍｅパラメータの増加する値でＬＴＡ計算式を用いてＬＴＡが再計算される。望ましくは、ＬｏｎｇＴｅｒｍＴｉｍｅは、その３２，７６８の最終値に達するまで指数的に（即ち、１、２、４、８、など）増加する。
ＬＴＡのこのような初期設定の間、増加する時定数（ＬｏｎｇＴｅｒｍＴｉｍｅ）の各々がＬｏｎｇＴｅｒｍＴｉｍｅ時間として使用され、即ち、１のＬｏｎｇＴｅｒｍＴｉｍｅ値が１回用いられ、２のＬｏｎｇＴｅｒｍＴｉｍｅ値が２回用いられ、８のＬｏｎｇＴｅｒｍＴｉｍｅ値が８回用いられ、などである。このプロトコルが、最初の基線に厳密に適合する平均化関数を結果として生じるが、次は変化に対する抵抗が逓増する。このため、初期設定相から適合モードへの円滑な遷移を可能にする。
ＬＴＡ初期設定の間最後の３２，７６８ＬｏｎｇＴｅｒｍＴｉｍｅ定数に達するまで、運動によるＬＴＡの上方への可動域を制限するため「長期フリーズ」機能が課される。この長期フリーズは、（時定数における回数が増分されても）、ＳｅｎｓｏｒＩｎｔｅｒｖａｌ値がＡＤＬＲａｔｅＩｎｔｅｒｖａｌまたはそれより少なくそしてＭＶハイの介在が進行しなければ、所与の２秒の間隔に対して、ＬＴＡが更新されることを阻止することにより実現される。
Ｓｃａｌｉｎｇ Ｆａｃｔｏｒ（スケーリング・ファクタ）の自動初期設定
植込みと同時に、「ＭＶカウント」値により「活動状態カウント」値を校正するため用いられるＳｃａｌｉｎｇＦａｃｔｏｒは、予め定めた患者の活動レベル（例えば、活動状態センサ信号における１秒当たり閾値より３ないし５高いピーク）がＳｅｎｓｏｒＲａｔｅをＡＤＬレート付近で駆動することを許容する値に最初にセットされる。次に、以下に更に詳細に述べるように、ＳｃａｌｉｎｇＦａｃｔｏｒの調整が毎日生じて、「活動状態カウント」値を「ＭＶカウント」値に整合即ち校正する。
日常レート応答動作
ペースメーカ１０の日常レート応答動作は、長期センサ・レート・ヒストグラムの更新、レート応答療法の最適化、およびセンサ指標の再スケーリングを含む。
長期センサ・レート・ヒストグラムは、外部のプログラミング装置による照会により、例えば診療所における患者フォローアップ・セッションにおいてペースメーカ１０から利用可能なセンサ・レート・ヒストグラムである。センサ指標の再スケーリングは、ＭＶＣｏｕｎｔと同じスケールにＡｃｔｉｖｉｔｙＣｏｕｎｔを置くために用いられる乗数であるＳｃａｌｉｎｇＦａｃｔｏｒ値の調整を含む。レート応答初期設定の完了に続いて、ＳｅｎｓｏｒＩｎｔｅｒｖａｌの計算が可能にされる時、オフにプログラムされていなかったならば、再スケーリングは自動的に動作可能状態にされる。ＳｃａｌｉｎｇＦａｃｔｏｒは、最初、活動状態カウント（例えば、１秒当たり３、４または５の活動状態カウント）の予め定めた周波数がＳｅｎｓｏｒＲａｔｅをほぼＡＤＬＲａｔｅに駆動することを許容する値にセットされる。次に、スケーリング・ファクタの調整が毎日生じて、活動状態センサ・カウントの範囲を分時換気量センサ・カウントの範囲に整合する。
レート応答療法を最適化するようレート伝達関数を自動的に適合するための手段として最適化が提供される。本発明の現在開示された実施の形態による最適化アルゴリズムは、２つの（ほとんど）独立的な基準を用いて実際の長期センサ・レート・ヒストグラムを所望のセンサ・レート・ヒストグラムに整合させようと試みる。１組の基準が高いレート（ＨｉＲ）挙動を目標とされ、他はＡＤＬ挙動を目標とされる。ＡＤＬＲａｔｅかまたはそれより高い実際の事象数が所望の範囲外になるならば、ＡＤＬＣｏｕｎｔが小さすぎる（急激すぎる応答）か、大きすぎる（充分に急激でない応答）かのいずれかであると仮定され、然るべく調整される必要がある。同様に、指定された「高レート」かこれより高い実際の事象数が所望の範囲外になるならば、ＵＲＣｏｕｎｔが小さすぎるか大きすぎると仮定される。長期センサ・レート・ヒストグラムを更新して最適化を行うタスクは一日に１回生じる。
ＳｅｎｓｏｒＲａｔｅの計算アルゴリズム自体については、レート応答動作の最適化と関連する動作をサポートするためＣＰＵ３２により記憶ブロック３０に保持される多数の動的変数値とプログラム可能パラメータが存在する。これらは、下表３において要約される。
毎日、その日のＳｅｎｓｏｒＲａｔｅ分布は加重された平均化方式を用いて長期分布に追加される。（ＲｅｉｎｉｔＨｉｓｔｏｒｙがセットされるならば、長期分布はクリヤされ、最適化は生じない。）
（再）初期設定の２４時間後に、一日の分布が長期分布となる。この後、最後の履歴定数（ＨｉｓｔｏｒｙＴｉｍｅ）が８に達するまで、２進の増加平均化定数が用いられる。
各「ビン」が値ＬｏｎｇＴｅｒｍＥｖｅｎｔを記憶し、それに対して更新式が下式により与えられる。即ち、
長期分布は、外部のプログラミング／診断装置により照会するため利用可能であることが望ましい。
ＬｏｎｇＴｅｒｍＥｖｅｎｔ値の長期分布が保持されるのと同じ方法で、ＡＤＬＲａｔｅＩｎｔｅｒｖａｌおよびこれより小さくかつＨｉＲａｔｅＩｎｔｅｒｖａｌおよびこれより小さい日常事象および長期事象が保持される。これらの事象は、所望の範囲に比較されてレート応答伝達関数が調整を必要とするかどうかを決定する。（全事象数が一定のままであるゆえに、事象に関する所望の範囲の表現が全事象の百分率での表現に相等する。）
２４時間ごとに実行される、ＡＤＬＲａｔｅ事象に対する更新式は下記のとおりである。即ち、
下記の表４は、長期および日常のＡＤＬ、および高レート（ＨｉＲ）および所見に基いてとられる処置を示す。表４において、「処置」欄の値は、以下に示される式に従って更新されたＡＤＬＣｏｕｎｔおよびＵＲＣｏｕｎｔ値を計算するため用いられる値を示す。
同様に、下記のように、履歴の（再）初期設定後の予め定めた期間（例えば、１０日）以内にＨｉＲ動作に関して行われる３つの付加的な動作がある。
同様に、ＡＤＬＲａｔｅまたはそれより大きな実際の量がＭｉｎＡＤＬＲＥｖｅｎｔより小さいか、あるいはＭａｘＡＤＬＲＥｖｅｎｔより大きければ、ＡＤＬＲａｔｅにマップされたＳｅｎｓｏｒ３Ｃｏｕｎｔは、下式により与えられる如く減少あるいは増加される。即ち、
ＭＶセンサ範囲と活動センサ範囲との間の関係は時間的に比較的一定であると予期されるが、時間的な変化がスケーリングに反映されることを保証するように日ごとに評価されることが望ましい。
２つの値、ＭａｘＭＶおよびＭａｘＳＡｃｔＡｖｅｒａｇｅが、２秒ごとに更新される。これらの値は日ごとに比較される。従って、ＳｃａｌｉｎｇＦａｃｔｏｒが下式で与えられるように調整される。即ち、
本発明の特定の実施の形態の以上の詳細な記述から、レート応答型心臓ペーシングのための新規な方法および装置が開示されたことが明らかであろう。本発明の特定の実施の形態をやや詳細に本文に記述したが、この記述は、もっぱら本発明をその種々の特質において例示する目的のためになされたもので、本文の記述が本発明の範囲を限定するものではないことを理解すべきである。本文に特定に記述した構成の選択を含みかつこれに限定されない本発明の本文に開示された実施の形態に対して種々の代替、変更および（または）修正が、請求の範囲に記載される如き本発明の趣旨および範囲から逸脱することなく本発明に対して可能であるものと考えられる。
Claims (10)
- 心臓ペースメーカであって、
トリガ信号に応答して心臓刺激パルスを生成する刺激パルス発生器と、
心臓電気信号を検出する、前記心臓ペースメーカ内の第１の検知回路と、
少なくとも一つの導体と、一端で患者の心臓に電気的に接触する少なくとも一つの電極とを有する心臓ペーシング・リードであって、前記刺激パルス発生器からの心臓刺激パルスを患者の心臓に伝導し、且つ心臓電気信号を前記第１の検知回路に伝導する前記心臓ペーシング・リードと、
前記心臓ペーシング・リードに接続され、患者の分時換気量レベルを示すレベルを有する電気的なインピーダンス・レベル信号を発生するインピーダンス検知回路と、
患者の活動レベルを示すレベルを有する電気的な活動レベル信号を発生する活動検知回路と、
前記インピーダンス検知回路からの前記インピーダンス・レベル信号を受け、且つ前記活動検知回路からの前記活動レベル信号を受けるように接続され、現在のレート値と、前記活動レベル信号のレベルおよび前記インピーダンス・レベル信号のレベルの混合されたレベルとの関数として新しいレート値を周期的に発生するレート決定回路であって、新しいレート値は、予め決定された上限および下限によって規定されるレート範囲内にあり、前記活動レベル信号は、前記現在のレート値が前記レート範囲の下方にあるときに、前記レート値の発生に前記インピーダンス・レベル信号より大きな影響を与え、前記インピーダンス・レベル信号は、前記現在のレート値が前記レート範囲の上方にあるときに、前記レート値の発生に前記活動レベル信号より大きな影響を与える、前記レート決定回路と、
前記刺激パルス発生器、前記第１の検知回路および前記レート決定回路に接続され、周期的に発生された前記新しいレート値に応じて変化するレートで、一連の前記トリガ信号を発生する制御回路と、
を備えた心臓ペースメーカ。 - 前記活動検知回路は、前記患者の身体的な活動レベルを示すパルス状の電気出力信号を生成する圧電型トランスジューサを含む請求項１に記載の心臓ペースメーカ。
- 前記インピーダンス検知回路は、
前記心臓ペーシング・リードに接続された励起電流発生器であって、前記心臓ペーシング・リードの前記少なくとも一つの電極と、第２の電極とを介して、患者の心臓に供給される励起パルスを生成する、前記励起電流発生器と、
前記少なくとも一つの電極と前記第２の電極とに接続され、患者の心臓に供給される前記励起パルスを与える前記少なくとも一つの電極と前記第２の電極との間の電圧差を測定する電圧差検出回路と、
を含む請求項１に記載の心臓ペースメーカ。 - 心臓ペースメーカであって、
トリガ信号に応答して心臓刺激パルスを生成する刺激パルス発生器と、
心臓電気信号を検出する、前記心臓ペースメーカ内の第１の検知回路と、
少なくとも一つの導体と、一端で患者の心臓に電気的に接触する少なくとも一つの電極とを有する心臓ペーシング・リードであって、前記刺激パルス発生器からの心臓刺激パルスを患者の心臓に伝導し、且つ心臓電気信号を前記第１の検知回路に伝導する前記心臓ペーシング・リードと、
前記心臓ペーシング・リードに接続され、患者の分時換気量のインピーダンス・レベルを示す値を有する分時換気カウント値を周期的に発生するインピーダンス検知回路と、
患者の活動レベルを示す値を有する活動カウント値を周期的に発生する活動検知回路と、
前記インピーダンス検知回路からの分時換気カウント値を受け、且つ前記活動検知回路からの前記活動カウント値を受けるように接続され、入力パラメータとして、現在のレート値と、前記分時換気カウント値および前記活動カウント値の混合された値とを有する伝達関数に従って、新しいレート値を周期的に発生するレート決定回路であって、前記伝達関数は、新しいレート値が予め決定された上限および下限によって規定されるレート範囲内に存在するように定義され、前記伝達関数は更に、前記現在のレート値が前記レート範囲の下方にあるときに、前記活動カウント値が前記伝達関数に従って与えられるレート値に前記分時換気カウント値より大きな影響を与え、前記現在のレート値が前記レート範囲の上方にあるときに、前記分時換気カウント値が前記伝達関数に従って与えられるレート値に前記活動カウント値より大きな影響を与えるように定義される、前記レート決定回路と、
前記刺激パルス発生器と前記レート決定回路とに接続され、周期的に発生された前記新しいレート値に応じて変化するレートで、一連の前記トリガ信号を発生する制御回路と、
を備えた心臓ペースメーカ。 - 前記伝達関数は更に、前記伝達関数に従って決定されるレート値に対する前記活動カウント値および前記分時換気カウント値の相対的な影響を決定するための少なくとも一つのスケーリング・ファクタを使用するように定義される請求項４に記載の心臓ペースメーカ。
- 前記レート決定回路は更に、予め決定された時間間隔にわたって前記ペースメーカのレート応答動作を示すヒストグラム・データを記憶するメモリー回路を含む請求項４に記載の心臓ペースメーカ。
- 前記ヒストグラム・データによって示される前記レート応答動作は、予め決定された所望のレート応答データに周期的に比較されること、および前記ペースメーカのレート応答動作が周期的に最適化されるように、前記少なくとも一つのスケーリング・ファクタが前記比較の結果に基づいて周期的に調整される請求項６に記載の心臓ペースメーカ。
- 前記活動検知回路は、
前記患者の身体活動レベルを示すほぼパルス状の活動センサ出力信号を生成する圧電型トランスジューサと、
予め決定された閾値を超える前記ほぼパルス状の活動センサ出力信号の変位に応答して、活動検出出力信号を発生する閾値検出回路と、
前記活動検出出力信号の発生に応答して、活動レベル信号として前記レート決定回路に周期的に供給されるカウント値を増分するカウント回路と、
を含む請求項４に記載の心臓ペースメーカ。 - インピーダンス検知回路は、
前記心臓ペーシング・リードに接続された励起パルス発生回路であって、前記患者の胸郭領域の付近に供給される電流励起パルスを生成する前記励起パルス発生回路と、
前記心臓ペーシング・リードを介して前記少なくとも一つの電極に接続され、且つ前記患者の胸郭領域の付近に配置される第２の電極に接続された電圧差検出回路であって、前記励起パルスの印加の結果として生じる、前記少なくとも一つの電極と前記第２の電極との間の電圧差を示すインピーダンス・レベル信号を生成する前記電圧差検出回路と、
前記インピーダンス・レベル信号を受けるように接続されたデルタ変調器回路であって、該デルタ変調器回路が先行するその出力値を与えた後に、前記インピーダンス・レベル信号のレベルにおける変化を示す出力値を周期的に与える前記デルタ変調器回路と、
前記デルタ変調器回路からの連続する出力値の合計を維持し、且つ分時換気レベル信号として、前記合計を前記レート決定回路に周期的に供給するアキュムレータと、
を含む請求項４に記載の心臓ペースメーカ。 - プロセッサ処理命令のプログラムを記憶するためのディジタル・メモリ・ユニットを更に含み、前記制御回路は、前記伝達関数を処理するために、記憶された前記プログラムを実行するプロセッサを含む請求項４に記載の心臓ペースメーカ。
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| US5792196A (en) * | 1996-04-30 | 1998-08-11 | Cooper; Daniel | Rate-responsive pacemaker with automatic rate response factor selection |
| US5755740A (en) * | 1996-08-22 | 1998-05-26 | Nappholz; Tibor | Pacemaker with automatic calibration of the response of multiple sensors |
| US5836975A (en) * | 1996-12-19 | 1998-11-17 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for diagnosis and treatment of arrhythmias |
| US5817136A (en) * | 1997-05-02 | 1998-10-06 | Pacesetter, Inc. | Rate-responsive pacemaker with minute volume determination and EMI protection |
| US5836988A (en) * | 1997-05-02 | 1998-11-17 | Pacesetter, Inc. | Rate responsive pacemaker with exercise recovery using minute volume determination |
| US5817135A (en) * | 1997-05-02 | 1998-10-06 | Pacesetter, Inc. | Rate-responsive pacemaker with noise-rejecting minute volume determination |
| US6069917A (en) * | 1997-05-23 | 2000-05-30 | Lucent Technologies Inc. | Blind training of a decision feedback equalizer |
| US5987356A (en) * | 1997-06-05 | 1999-11-16 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for diagnosis and treatment of arrhythmias |
| US5991661A (en) * | 1997-10-17 | 1999-11-23 | Pacesetter, Inc. | System and method for measuring cardiac activity |
| FR2771298B1 (fr) * | 1997-11-25 | 2000-01-28 | Ela Medical Sa | Dispositif medical implantable actif, notamment stimulateur cardiaque, asservi a au moins un parametre physiologique |
| US6022322A (en) * | 1998-02-06 | 2000-02-08 | Intermedics Inc. | Non-invasive cardiorespiratory monitor with synchronized bioimpedance sensing |
| US5978713A (en) | 1998-02-06 | 1999-11-02 | Intermedics Inc. | Implantable device with digital waveform telemetry |
| US6076015A (en) * | 1998-02-27 | 2000-06-13 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Rate adaptive cardiac rhythm management device using transthoracic impedance |
| US6185454B1 (en) | 1998-04-29 | 2001-02-06 | Medtronic, Inc. | Power consumption reduction in medical devices employing just-in-time voltage control |
| US6167303A (en) * | 1998-04-29 | 2000-12-26 | Medtronic, Inc. | Power consumption reduction in medical devices employing just-in-time clock |
| US6163721A (en) * | 1998-04-29 | 2000-12-19 | Medtronic, Inc. | Power consumption reduction in medical devices by employing pipeline architecture |
| US6120467A (en) * | 1998-04-30 | 2000-09-19 | Medtronic Inc. | Spinal cord simulation systems with patient activity monitoring and therapy adjustments |
| FR2780290B1 (fr) * | 1998-06-26 | 2000-09-22 | Ela Medical Sa | Dispositif medical implantable actif asservi tel que stimulateur cardiaque, defibrillateur et/ou cardioverteur, notamment de type multisites |
| US6119040A (en) * | 1998-06-29 | 2000-09-12 | Chirife; Raul | Cardiac pacemaker upper rate limit control |
| US6104949A (en) * | 1998-09-09 | 2000-08-15 | Vitatron Medical, B.V. | Medical device |
| WO2000024457A1 (en) | 1998-10-26 | 2000-05-04 | Medtronic, Inc. | Accelerometer count calculation for activity signal for an implantable medical device |
| US7912143B1 (en) * | 1998-12-23 | 2011-03-22 | And Yet, Inc. | Biphase multiple level communications |
| US6434424B1 (en) | 1998-12-28 | 2002-08-13 | Medtronic, Inc. | Regularization of ventricular rate during atrial tachyarrhythmia |
| US6714811B1 (en) | 1999-03-05 | 2004-03-30 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for monitoring heart rate |
| US6341236B1 (en) | 1999-04-30 | 2002-01-22 | Ivan Osorio | Vagal nerve stimulation techniques for treatment of epileptic seizures |
| US8064997B2 (en) | 1999-05-21 | 2011-11-22 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for treating irregular ventricular contractions such as during atrial arrhythmia |
| US6275733B1 (en) | 1999-06-16 | 2001-08-14 | Pacesetter, Inc. | Dual sensor rate response pacemaker |
| US6339720B1 (en) | 1999-09-20 | 2002-01-15 | Fernando Anzellini | Early warning apparatus for acute Myocardial Infarction in the first six hours of pain |
| US7127290B2 (en) * | 1999-10-01 | 2006-10-24 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac rhythm management systems and methods predicting congestive heart failure status |
| US6490485B1 (en) | 1999-10-06 | 2002-12-03 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Automatic rate-adaptive pacing with auto-lifestyle |
| US6449508B1 (en) * | 1999-10-21 | 2002-09-10 | Medtronic, Inc. | Accelerometer count calculation for activity signal for an implantable medical device |
| US6408208B1 (en) | 1999-10-28 | 2002-06-18 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Fully automatic and physiologic rate-adaptive pacing |
| US6600949B1 (en) | 1999-11-10 | 2003-07-29 | Pacesetter, Inc. | Method for monitoring heart failure via respiratory patterns |
| US6752765B1 (en) | 1999-12-01 | 2004-06-22 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for monitoring heart rate and abnormal respiration |
| US6589188B1 (en) | 2000-05-05 | 2003-07-08 | Pacesetter, Inc. | Method for monitoring heart failure via respiratory patterns |
| US7239914B2 (en) * | 2000-05-13 | 2007-07-03 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Rate smoothing control |
| US7039461B1 (en) | 2000-05-13 | 2006-05-02 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac pacing system for prevention of ventricular fibrillation and ventricular tachycardia episode |
| US8512220B2 (en) | 2000-05-26 | 2013-08-20 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Rate smoothing control |
| US6522914B1 (en) * | 2000-07-14 | 2003-02-18 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatuses for monitoring hemodynamic activities using an intracardiac impedance-derived parameter |
| US6519495B1 (en) * | 2000-08-15 | 2003-02-11 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Rate-adaptive therapy with sensor cross-checking |
| US6839593B1 (en) | 2000-09-08 | 2005-01-04 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Rate-adaptive therapy with automatic limiting of maximum pacing rate |
| US6823214B1 (en) | 2000-09-08 | 2004-11-23 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Self-calibrating rate-adaptive pacemaker |
| US6681135B1 (en) | 2000-10-30 | 2004-01-20 | Medtronic, Inc. | System and method for employing temperature measurements to control the operation of an implantable medical device |
| US7069070B2 (en) * | 2003-05-12 | 2006-06-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Statistical method for assessing autonomic balance |
| US7369890B2 (en) | 2000-11-02 | 2008-05-06 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Technique for discriminating between coordinated and uncoordinated cardiac rhythms |
| US6629931B1 (en) | 2000-11-06 | 2003-10-07 | Medtronic, Inc. | Method and system for measuring a source impedance of at least one cardiac electrical signal in a mammalian heart |
| US6741885B1 (en) | 2000-12-07 | 2004-05-25 | Pacesetter, Inc. | Implantable cardiac device for managing the progression of heart disease and method |
| US6689117B2 (en) | 2000-12-18 | 2004-02-10 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Drug delivery system for implantable medical device |
| US6990375B2 (en) * | 2001-03-02 | 2006-01-24 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Adjustment of the breakpoint of the rate response curve based on minute ventilation values |
| US6597951B2 (en) * | 2001-03-16 | 2003-07-22 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Automatic selection from multiple cardiac optimization protocols |
| US6907288B2 (en) * | 2001-04-10 | 2005-06-14 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac rhythm management system adjusting rate response factor for treating hypotension |
| US6912420B2 (en) * | 2001-04-10 | 2005-06-28 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac rhythm management system for hypotension |
| US7206635B2 (en) * | 2001-06-07 | 2007-04-17 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for modifying delivery of a therapy in response to onset of sleep |
| US6731984B2 (en) | 2001-06-07 | 2004-05-04 | Medtronic, Inc. | Method for providing a therapy to a patient involving modifying the therapy after detecting an onset of sleep in the patient, and implantable medical device embodying same |
| US6748271B2 (en) * | 2001-07-27 | 2004-06-08 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and system for treatment of neurocardiogenic syncope |
| US7191000B2 (en) | 2001-07-31 | 2007-03-13 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac rhythm management system for edema |
| US6721592B2 (en) | 2001-09-12 | 2004-04-13 | Medtronic, Inc. | Automatic electrogram measurement |
| US6832113B2 (en) | 2001-11-16 | 2004-12-14 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Non-invasive method and apparatus for cardiac pacemaker pacing parameter optimization and monitoring of cardiac dysfunction |
| US6885891B2 (en) * | 2001-12-31 | 2005-04-26 | Medtronic, Inc. | Automatic rate response sensor mode switch |
| US6963777B2 (en) * | 2002-03-13 | 2005-11-08 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac rhythm management system and method using time between mitral valve closure and aortic ejection |
| US7031772B2 (en) * | 2002-04-29 | 2006-04-18 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for rate responsive adjustments in an implantable medical device |
| US7123965B2 (en) * | 2002-04-30 | 2006-10-17 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for injection of external data within an implantable medical device |
| US7136705B1 (en) | 2002-05-31 | 2006-11-14 | Pacesetter, Inc. | Method and apparatus for monitoring sensor performance during rate-responsive cardiac stimulation |
| US7089055B2 (en) * | 2002-06-28 | 2006-08-08 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for delivering pre-shock defibrillation therapy |
| US7092757B2 (en) | 2002-07-12 | 2006-08-15 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Minute ventilation sensor with dynamically adjusted excitation current |
| US7226422B2 (en) | 2002-10-09 | 2007-06-05 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Detection of congestion from monitoring patient response to a recumbent position |
| US7189204B2 (en) * | 2002-12-04 | 2007-03-13 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Sleep detection using an adjustable threshold |
| US7101339B2 (en) | 2002-12-13 | 2006-09-05 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Respiration signal measurement apparatus, systems, and methods |
| US7272442B2 (en) | 2002-12-30 | 2007-09-18 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Automatically configurable minute ventilation sensor |
| US8050764B2 (en) * | 2003-10-29 | 2011-11-01 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cross-checking of transthoracic impedance and acceleration signals |
| US7149573B2 (en) * | 2003-04-25 | 2006-12-12 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for impedance signal localizations from implanted devices |
| US7133718B2 (en) | 2003-06-19 | 2006-11-07 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for temporarily varying a parameter in an implantable medical device |
| US7200440B2 (en) | 2003-07-02 | 2007-04-03 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac cycle synchronized sampling of impedance signal |
| US7320675B2 (en) | 2003-08-21 | 2008-01-22 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for modulating cellular metabolism during post-ischemia or heart failure |
| EP1512430B1 (de) * | 2003-09-02 | 2008-02-13 | Biotronik GmbH & Co. KG | Vorrichtung zur Behandlung von Schlaf-Apnoe |
| US7392084B2 (en) | 2003-09-23 | 2008-06-24 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Demand-based cardiac function therapy |
| US8428717B2 (en) * | 2003-10-14 | 2013-04-23 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for monitoring tissue fluid content for use in an implantable cardiac device |
| US7572226B2 (en) | 2003-10-28 | 2009-08-11 | Cardiac Pacemakers, Inc. | System and method for monitoring autonomic balance and physical activity |
| US7657312B2 (en) | 2003-11-03 | 2010-02-02 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Multi-site ventricular pacing therapy with parasympathetic stimulation |
| US7706884B2 (en) | 2003-12-24 | 2010-04-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Baroreflex stimulation synchronized to circadian rhythm |
| US8126560B2 (en) | 2003-12-24 | 2012-02-28 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Stimulation lead for stimulating the baroreceptors in the pulmonary artery |
| US7647114B2 (en) | 2003-12-24 | 2010-01-12 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Baroreflex modulation based on monitored cardiovascular parameter |
| US9020595B2 (en) | 2003-12-24 | 2015-04-28 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Baroreflex activation therapy with conditional shut off |
| US20050149129A1 (en) * | 2003-12-24 | 2005-07-07 | Imad Libbus | Baropacing and cardiac pacing to control output |
| US8024050B2 (en) | 2003-12-24 | 2011-09-20 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Lead for stimulating the baroreceptors in the pulmonary artery |
| US7387610B2 (en) | 2004-08-19 | 2008-06-17 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Thoracic impedance detection with blood resistivity compensation |
| US7676261B2 (en) * | 2004-09-30 | 2010-03-09 | General Electric Company | Method and system for enhancing pace pulses |
| US8108046B2 (en) * | 2004-12-17 | 2012-01-31 | Medtronic, Inc. | System and method for using cardiac events to trigger therapy for treating nervous system disorders |
| US8108038B2 (en) * | 2004-12-17 | 2012-01-31 | Medtronic, Inc. | System and method for segmenting a cardiac signal based on brain activity |
| US8214035B2 (en) | 2004-12-17 | 2012-07-03 | Medtronic, Inc. | System and method for utilizing brain state information to modulate cardiac therapy |
| US8485979B2 (en) * | 2004-12-17 | 2013-07-16 | Medtronic, Inc. | System and method for monitoring or treating nervous system disorders |
| US20070239060A1 (en) * | 2004-12-17 | 2007-10-11 | Medtronic, Inc. | System and method for regulating cardiac triggered therapy to the brain |
| US8209009B2 (en) * | 2004-12-17 | 2012-06-26 | Medtronic, Inc. | System and method for segmenting a cardiac signal based on brain stimulation |
| US8112148B2 (en) * | 2004-12-17 | 2012-02-07 | Medtronic, Inc. | System and method for monitoring cardiac signal activity in patients with nervous system disorders |
| US8112153B2 (en) * | 2004-12-17 | 2012-02-07 | Medtronic, Inc. | System and method for monitoring or treating nervous system disorders |
| EP1833558B1 (en) * | 2004-12-17 | 2011-10-05 | Medtronic, Inc. | System for monitoring or treating nervous system disorders |
| US8209019B2 (en) * | 2004-12-17 | 2012-06-26 | Medtronic, Inc. | System and method for utilizing brain state information to modulate cardiac therapy |
| US7981065B2 (en) | 2004-12-20 | 2011-07-19 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Lead electrode incorporating extracellular matrix |
| US8874204B2 (en) | 2004-12-20 | 2014-10-28 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable medical devices comprising isolated extracellular matrix |
| US7680534B2 (en) * | 2005-02-28 | 2010-03-16 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable cardiac device with dyspnea measurement |
| US7493161B2 (en) | 2005-05-10 | 2009-02-17 | Cardiac Pacemakers, Inc. | System and method to deliver therapy in presence of another therapy |
| US7499748B2 (en) | 2005-04-11 | 2009-03-03 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Transvascular neural stimulation device |
| US7603170B2 (en) * | 2005-04-26 | 2009-10-13 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Calibration of impedance monitoring of respiratory volumes using thoracic D.C. impedance |
| US9089275B2 (en) | 2005-05-11 | 2015-07-28 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Sensitivity and specificity of pulmonary edema detection when using transthoracic impedance |
| US7907997B2 (en) | 2005-05-11 | 2011-03-15 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Enhancements to the detection of pulmonary edema when using transthoracic impedance |
| US7617003B2 (en) | 2005-05-16 | 2009-11-10 | Cardiac Pacemakers, Inc. | System for selective activation of a nerve trunk using a transvascular reshaping lead |
| US7340296B2 (en) | 2005-05-18 | 2008-03-04 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Detection of pleural effusion using transthoracic impedance |
| US7616990B2 (en) | 2005-10-24 | 2009-11-10 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable and rechargeable neural stimulator |
| US8046069B2 (en) * | 2005-12-22 | 2011-10-25 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for control of cardiac therapy using non-invasive hemodynamic sensor |
| US7937150B2 (en) * | 2006-01-31 | 2011-05-03 | Medtronic, Inc. | Lead-carried proximal electrode for quadripolar transthoracic impedance monitoring |
| WO2007105996A1 (en) * | 2006-03-15 | 2007-09-20 | St. Jude Medical Ab | Method and implantable medical device for assessing a degree of pulmonary edema of a patient. |
| EP2035084B1 (en) * | 2006-06-21 | 2010-09-22 | St. Jude Medical AB | Implantable heart stimulating device with stimulation rate optimization |
| US8065001B1 (en) * | 2007-03-01 | 2011-11-22 | Pacesetter, Inc. | Use of implantable body position and body movement sensors |
| US9381366B2 (en) * | 2007-03-16 | 2016-07-05 | Medtronic, Inc. | Methods and apparatus for improved IPG rate response using subcutaneous electrodes directly coupled to an implantable medical device (IMD) |
| US8000788B2 (en) | 2007-04-27 | 2011-08-16 | Medtronic, Inc. | Implantable medical device for treating neurological conditions including ECG sensing |
| US7970462B2 (en) | 2007-05-29 | 2011-06-28 | Biotronik Crm Patent Ag | Implantable medical devices evaluating thorax impedance |
| EP2135549B1 (en) * | 2008-06-17 | 2013-03-13 | Biotronik CRM Patent AG | Night respiration rate for heart failure monitoring |
| US9037237B2 (en) * | 2009-07-29 | 2015-05-19 | Medtronic, Inc. | Algorithm to modulate atrial-ventricular delay and rate response based on autonomic function |
| US8538526B2 (en) * | 2009-12-17 | 2013-09-17 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Automatic programming of rate-adaptive therapy via activity monitoring |
| US10512424B2 (en) | 2013-12-23 | 2019-12-24 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for selecting activity response vector |
| US9814887B2 (en) | 2014-02-06 | 2017-11-14 | Medtronic, Inc. | Selection of optimal accelerometer sensing axis for rate response in leadless pacemaker |
| US9452292B2 (en) | 2014-02-24 | 2016-09-27 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for detecting loss of capture |
| US9724518B2 (en) * | 2014-11-25 | 2017-08-08 | Medtronic, Inc. | Dynamic patient-specific filtering of an activity signal within a beating heart |
| US9937352B2 (en) | 2015-10-22 | 2018-04-10 | Medtronic, Inc. | Rate responsive cardiac pacing control using posture |
| US10130824B2 (en) | 2016-04-28 | 2018-11-20 | Medtronic, Inc. | Asystole detection and response in an implantable cardioverter defibrillator |
| US10207116B2 (en) | 2016-12-01 | 2019-02-19 | Medtronic, Inc. | Pacing mode switching in a ventricular pacemaker |
| US10864377B2 (en) | 2016-12-01 | 2020-12-15 | Medtronic, Inc. | Pacing mode switching in a ventricular pacemaker |
| US11158179B2 (en) * | 2017-07-27 | 2021-10-26 | NXT-ID, Inc. | Method and system to improve accuracy of fall detection using multi-sensor fusion |
| CN111886046A (zh) | 2018-03-23 | 2020-11-03 | 美敦力公司 | Av同步vfa心脏治疗 |
| CN111902187A (zh) | 2018-03-23 | 2020-11-06 | 美敦力公司 | Vfa心脏再同步治疗 |
| EP3768160B1 (en) | 2018-03-23 | 2023-06-07 | Medtronic, Inc. | Vfa cardiac therapy for tachycardia |
| US10780281B2 (en) | 2018-03-23 | 2020-09-22 | Medtronic, Inc. | Evaluation of ventricle from atrium pacing therapy |
| CN112312959B (zh) | 2018-06-28 | 2024-10-15 | 美敦力公司 | 心室起搏器中的起搏模式切换 |
| US20200069949A1 (en) | 2018-08-31 | 2020-03-05 | Medtronic, Inc. | Adaptive vfa cardiac therapy |
| CN112770807A (zh) | 2018-09-26 | 2021-05-07 | 美敦力公司 | 心房至心室心脏疗法中的捕获 |
| US11951313B2 (en) | 2018-11-17 | 2024-04-09 | Medtronic, Inc. | VFA delivery systems and methods |
| US20200197705A1 (en) | 2018-12-20 | 2020-06-25 | Medtronic, Inc. | Implantable medical device delivery for cardiac therapy |
| US20200197706A1 (en) | 2018-12-21 | 2020-06-25 | Medtronic, Inc. | Delivery systems and methods for left ventricular pacing |
| US11679265B2 (en) | 2019-02-14 | 2023-06-20 | Medtronic, Inc. | Lead-in-lead systems and methods for cardiac therapy |
| US11701517B2 (en) | 2019-03-11 | 2023-07-18 | Medtronic, Inc. | Cardiac resynchronization therapy using accelerometer |
| US11697025B2 (en) | 2019-03-29 | 2023-07-11 | Medtronic, Inc. | Cardiac conduction system capture |
| US11213676B2 (en) | 2019-04-01 | 2022-01-04 | Medtronic, Inc. | Delivery systems for VfA cardiac therapy |
| US11712188B2 (en) | 2019-05-07 | 2023-08-01 | Medtronic, Inc. | Posterior left bundle branch engagement |
| US11305127B2 (en) | 2019-08-26 | 2022-04-19 | Medtronic Inc. | VfA delivery and implant region detection |
| US11813466B2 (en) | 2020-01-27 | 2023-11-14 | Medtronic, Inc. | Atrioventricular nodal stimulation |
| US11911168B2 (en) | 2020-04-03 | 2024-02-27 | Medtronic, Inc. | Cardiac conduction system therapy benefit determination |
| US11813464B2 (en) | 2020-07-31 | 2023-11-14 | Medtronic, Inc. | Cardiac conduction system evaluation |
| US12005259B2 (en) | 2020-09-10 | 2024-06-11 | Medtronic, Inc. | Dual sensors to control pacing rate |
| US20230381523A1 (en) | 2022-05-25 | 2023-11-30 | Medtronic, Inc. | Single channel sensing using vfa device |
| WO2023230147A1 (en) | 2022-05-25 | 2023-11-30 | Medtronic, Inc. | Tachyarrhythmia detection using vfa devices |
Family Cites Families (33)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4476868A (en) * | 1978-11-06 | 1984-10-16 | Medtronic, Inc. | Body stimulator output circuit |
| US4556063A (en) * | 1980-10-07 | 1985-12-03 | Medtronic, Inc. | Telemetry system for a medical device |
| US4374382A (en) * | 1981-01-16 | 1983-02-15 | Medtronic, Inc. | Marker channel telemetry system for a medical device |
| US4485813A (en) * | 1981-11-19 | 1984-12-04 | Medtronic, Inc. | Implantable dynamic pressure transducer system |
| US4527568A (en) * | 1983-12-27 | 1985-07-09 | Vitafin N.V. | Dual chamber pacer with alternative rate adaptive means and method |
| DE3419439C1 (de) * | 1984-05-24 | 1985-11-21 | Eckhard Dr. 8000 München Alt | Belastungsabhaengig frequenzvariabler Herzschrittmacher |
| US4782836A (en) * | 1984-05-24 | 1988-11-08 | Intermedics, Inc. | Rate adaptive cardiac pacemaker responsive to patient activity and temperature |
| DE3428975A1 (de) * | 1984-08-06 | 1986-02-13 | Michael S. 8113 Kochel Lampadius | Atmungsgesteuerter herzschrittmacher |
| DE3687388D1 (de) * | 1985-09-17 | 1993-02-11 | Biotronik Mess & Therapieg | Herzschrittmacher. |
| US4702253A (en) * | 1985-10-15 | 1987-10-27 | Telectronics N.V. | Metabolic-demand pacemaker and method of using the same to determine minute volume |
| DE3541598A1 (de) * | 1985-11-25 | 1987-11-19 | Alt Eckhard | Belastungsabhaengig frequenzvariabler herzschrittmacher |
| US4722342A (en) * | 1986-06-16 | 1988-02-02 | Siemens Aktiengesellschaft | Cardiac pacer for pacing a human heart and pacing method |
| DE3732640C1 (de) * | 1987-09-28 | 1989-05-18 | Alt Eckhard | Medizinisches Geraet zum Ermitteln von physiologischen Funktionsparametern |
| GB2214813A (en) * | 1988-01-14 | 1989-09-13 | Stuart Charles Webb | Rate-responsive pacemaker |
| GB8803613D0 (en) * | 1988-02-17 | 1988-03-16 | Lewis L M | Rate-responsive pacemaker |
| GB2216011B (en) * | 1988-02-17 | 1990-02-28 | Stuart Charles Webb | Rate-responsive pacemaker |
| US4972834A (en) * | 1988-09-30 | 1990-11-27 | Vitatron Medical B.V. | Pacemaker with improved dynamic rate responsiveness |
| US5052388A (en) * | 1989-12-22 | 1991-10-01 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for implementing activity sensing in a pulse generator |
| US5127404A (en) * | 1990-01-22 | 1992-07-07 | Medtronic, Inc. | Telemetry format for implanted medical device |
| US5101824A (en) * | 1990-04-16 | 1992-04-07 | Siemens-Pacesetter, Inc. | Rate-responsive pacemaker with circuitry for processing multiple sensor inputs |
| US5154170A (en) * | 1990-08-14 | 1992-10-13 | Medtronic, Inc. | Optimization for rate responsive cardiac pacemaker |
| US5065759A (en) * | 1990-08-30 | 1991-11-19 | Vitatron Medical B.V. | Pacemaker with optimized rate responsiveness and method of rate control |
| EP0477420A1 (de) * | 1990-09-28 | 1992-04-01 | Pacesetter AB | Messvorrichtung zur intrakardialen Erfassung eines der körperlichen Aktivität eines Lebewesens entsprechenden Messsignales |
| US5184614A (en) * | 1990-10-19 | 1993-02-09 | Telectronics Pacing Systems, Inc. | Implantable haemodynamically responsive cardioverting/defibrillating pacemaker |
| US5156147A (en) * | 1991-02-05 | 1992-10-20 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Variable rate pacemaker having upper rate limit governor based on hemodynamic performance |
| US5271395A (en) * | 1992-04-17 | 1993-12-21 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for rate-responsive cardiac pacing |
| US5330513A (en) * | 1992-05-01 | 1994-07-19 | Medtronic, Inc. | Diagnostic function data storage and telemetry out for rate responsive cardiac pacemaker |
| US5312453A (en) * | 1992-05-11 | 1994-05-17 | Medtronic, Inc. | Rate responsive cardiac pacemaker and method for work-modulating pacing rate deceleration |
| EP0570895B1 (en) * | 1992-05-18 | 2003-12-03 | Cardiac Pacemakers, Inc. | System for event processing in biological applications |
| US5197467A (en) * | 1992-06-22 | 1993-03-30 | Telectronics Pacing Systems, Inc. | Multiple parameter rate-responsive cardiac stimulation apparatus |
| US5387229A (en) * | 1993-01-21 | 1995-02-07 | Pacesetter, Inc. | Multi-sensor cardiac pacemaker with sensor event recording capability |
| US5441524A (en) * | 1993-08-30 | 1995-08-15 | Medtronic, Inc. | Energy efficient multiple sensor cardiac pacemaker |
| US5376106A (en) * | 1993-10-18 | 1994-12-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Multi-sensor blending in a rate responsive cardiac pacemaker |
-
1994
- 1994-11-30 US US08/346,813 patent/US5562711A/en not_active Expired - Lifetime
-
1995
- 1995-11-13 AU AU44067/96A patent/AU706142B2/en not_active Ceased
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| Publication number | Publication date |
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| AU4406796A (en) | 1996-06-19 |
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