JPH01212572A - 血行力学的に反応する、心機能不全治療のための方法と装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 ５発明の分野〕 本発明は、心機能不全を治療するための装置と方法に関
するものであり、より具体的には心機能不全を検知して
除細動を行なう装置と方法に関するものである。本発明
は、機能不全の心臓の除細動を行なうとともに、除細動
を行なわないで頻脈を治療する可能性をも提供するもの
である。

°　；発明の背景１ 近年、ペースメーカーが大巾に進歩し、７種々の心異常
や不整脈を効果的に治療するための除細動の技術が発達
した。従来の努力により、植込み式の電子ペースメーカ
ーや細動除去器が開発された。

これは、心臓の調律異常の検知に反応して、心臓に接続
された。または患者の胸部に置かれた電極を通じて充分
なエネルギーを放出し、脱分極化を行なって心臓を正常
な調律に戻すものである。この除細動の技術の早期の例
は、ミロウスキーはか、　の米国特許第３．９４２．５
３６号に開示されている。

除細動が望ましいか、または必要であるかどうかを判定
するために、心臓の活動をモニタする信頼できる技術の
開発のために努力がなされてきた。

このような技術は、心室拍動の速度をモニタするか、ま
たは確率密度関数（ＰＤＦ）に基づき細動の存在を判断
することを含む。後者の技術は、ランガーほかの米国特
許第４．１８４．４９３号および第４．２０２，３４０
号に記載されている。

ランガーほかの米国特許第４．４７５．５５１号に記載
されているより最近の技術は、心臓の調律異常を判定す
るためのＰＤＦ技術と心拍数検知回路の両方を使用し、
心室細動と正常な洞調律による高度の頻脈または低度の
頻脈とを区別する。

これらの過去の努力および高度の従来技術にも拘わらず
、これらの装置には潜在的な困難性や欠陥が存在する。

現在においては、頻脈治療装置は、主として心拍数を測
定することにより不整脈を検知するものであり、血行力
学的に安定な調律と不安定な調律とを区別するのには不
充分である。たとえば、これらの装置は、安定した上室
性の頻脈（ＳＶＴ）の場合にも発火して患者に苦痛を与
え、また電力を浪費し、心臓に損傷を与えることもあ°
る。

よく使用されている植込み式頻脈治療装置は、ミネソタ
州５５１６４セントボール、ノース・ハムリン・アヴエ
ニュー４１００のカーブイアツク・ペースメーカーズ・
インコーホレーテッドから出されている型式番号１５０
０．１５１０およびｌ５２０の自動植込み式除細動器（
ＡＩＣＤ）である。これらの装置は、心筋の電気的活動
を継続的にモニタし、心室性頻脈（ＶＴ）と心室性細動
（ＶＦ）を検知し、心筋にショックを与えて不整脈を除
去するものである。ミロウスキーほかの「自動植込み式
細動除去器の最近の臨床的実験」（「医療器械」第２０
巻（１９８６）、第２８５頁から第２９１頁）において
報告されているように、ジョンズ・ホプキンス病院およ
びスタンフォード・メディカル・センターにおける研究
によると、予想死亡率が５０％減少することが立証され
ている。

ミロウスキーのＦ自動植込み式除細動器概論」　（「Ｊ
ＡＣＣ」第６巻第２号（１９８５年８月）、第４６１頁
から第４６６頁まで）に報告されているように、心拍数
またはＰＤＦにおいて不整脈の条件が満たされると、装
置は、不整脈の発生後約１７秒間２５ジユールのシュー
ダーの打切り指数形パルスを発生する。最初のパルス放
出が効果がないときは、３回繰り返してパルスを発生し
、第二、第三および第四のパルスの強度は、３０ジユー
ルに増加される。前記ミロウスキーほかおよびミロウス
キーの論文は、本発明が対象とする除細動に関する背景
材料を要約した形で述べている。

現在の装置の問題の一つは、それらが主として心拍数を
検知する装置であり、病的でない頻脈に対しても、病的
な頻脈に対すると同様に発火することである。このよう
な発火は有害であり、心筋を損傷し、電力を浪費し、意
識のある患者に苦痛を与えるおそれがあり、これらはす
べて明らかに短所であり不利な点である。

７発明の要約］ 本発明の目的は、不必要な発火を避け、それにより心筋
に対する危険を減少し、電力を節約し。

かつ苦痛を避けることのできる、除細動装置および方法
を提供することである。

本発明の実施例によれば、血行力学的基準または血行力
学的基準と心拍数の両方を、直列または並列に使用した
新しい検知アルゴリズムが提案されている。直列形アル
ゴリズムは、心臓内、心臓外または体表面のＲ波センサ
ーにより心拍数を検知することにより実行される。心拍
数がプログラムされた基準値を超えると、たとえば平均
右心房圧（ＭＲＡＰ）、平均右心室圧（ＭＲＶＰ）、平
均中心静脈圧（ＭＣＶＰ）または平均動脈圧（ＭＡＰ）
等の少なくとも一つの血行力学的パラメーターの基線か
らの偏位がモニタされる。平均左心房圧（ＭＬＡＰ）ま
たは平均左心室圧（ＭＬＶＰ）も、変化をモニタするた
めの血行力学的基線パラメーターとして適当である。平
均右心房圧（ＭＲＡＰ）、平均右心室圧（ＭＲＶＰ）ま
たは平均中心静脈圧（ＭＣＶＰ）があらかじめ定めた時
間内にそれぞれの基線よりも増加すると、血行力学的異
常を示し、装置が発火する。平均左心房圧（ＭＬＡＰ）
または平均左心室圧（ＭＬＶＰ）があらかじめ定めた時
間内にそれぞれの基線から増加すると、血行力学的異常
を示し、装置が発火する。

平均動脈圧（ＭＡＰ）がその基線からあらかじめ定めた
一定値以上減少すると、血行力学的異常を示し、装置が
発火する。このようなそれぞれの圧の変化が、あらかじ
め定めた値よりも小さいときは、心拍数の基準が満足さ
れる限り、圧を測定して、それぞれの変化がそれぞれの
平均値から生じたものであるかどうかを判定する。心拍
数と血行力学的基準とが同時に機能する並列形アルゴリ
ズムもまた提案されている。しかしながら、継続的に圧
変化を測定することの方が電力の節約上おそらく望まし
いであろう。いずれの形のアルゴリズムも、右心房また
は右心室に入れた圧トランスデユーサと右心室に入れた
カテーテルの先端の単一または一対のＲ波検知用電極と
からなる単一のカテーテルに使用することができる。動
脈から得られた血行力学的情報、スワンガンツカチーチ
ル（すでに集中治療室内の患者に使用されている）また
は自動機械的血圧測定用腕帯セあっても、心電図と一体
化して、−時的な自動頻脈治療システムを提供すること
ができる。除細動は、外部に貼付したパッチを使用して
も行なうことができる。圧測定のために、ドツプラー技
術を使用した非侵襲的な血行力学応答頻脈治療装置も可
能である。ＰＤＦ（狭い範囲の関数）と心拍数／圧検知
アルゴリズムとは同時に使用することができ、それによ
り心拍数／圧基準が満足され（血行力学的に有意なＳＶ
ＴまたはＶＴを示すと）、装置は除細動を行ない、ＰＤ
Ｆか満足されＶＦを示すと除細動が行なわれる。このパ
ルス伝達装置は、また単一のカテーテルに組み込むこと
ができる。

圧基準は満足されないが、心拍数基準は満足されると、
頻脈治療ペースメーカーを作動させて心機能不全を是正
することもできる。

ＭＡＰは、優れたパラメーターであるが、継続して測定
するためには、動脈カテーテルまたはトランスデユーサ
を体内に留置しなければならず、これらは時間がたつと
感染や塞栓（全身的な塞栓症の原因となる）を起こしや
すい。ＭＲＡＰおよびＭＲＶＰは、特定の不整脈の血行
力学的状態に関する有用な情報を提供する。三尖弁狭窄
が存在すると、ＭＲＶＰはおそら＜ＭＲＡＰよりも信頼
度が高い。犬を使って予備的な実験を行なった結果では
、ＭＲＡＰおよびＭＲＶＰの僅か３ｍｍＨｇの変化およ
びＭＡＰの僅か１５ｍｍＨｇの変化でも、本発明の実施
において有意に使用することができる。

心拍数／圧検知アルゴリズムは、また除細動器を頻脈治
療ペースメーカーと一体化するのに役立つ。血行力学的
関数によって、これらの装置のうちどちらを使用するか
を決定する。たとえば、血行力学的に有意な頻脈が検知
されれば、除細動器を使用して不整脈を除去する。血行
力学的に安定な頻脈が検知されると、頻脈治療ペースメ
ーカーが、たとえばオーバードライブ、バースト、特別
刺激ベーシング、増加的または減少的スキャニング、ま
たは超高周波刺激等の方法を使用して不整脈を除去しよ
うとする。頻脈がさらに促進されれば、心拍数／圧検知
アルゴリズムによって検知され除細動される。ペースメ
ーカーがあれば、徐脈用安全装置も装置に組み込むこと
ができる。

血行力学的パラメーターを頻脈治療用装置に使用するこ
とは、その現在の機能に対する必然的な改良である。Ｍ
ＲＡＰとＭＲＶＰは、いずれも（静脈路を介して）容易
に測定できるパラメーターであり、重要な血行力学的情
報を提供するように思われる。ＭＡＰは、集中心臓治療
室内において容易に測定することができ、心電計と一体
化して一時的な自動頻脈治療システムを構成することが
できる。直列または並列に構成された心拍数／圧検知ア
ルゴリズムは、ＰＤＦ装置と一体化することができ、そ
れにより血行力学的に有意なＳＶＴ。

ＶＴ、およびＶＦを検知することができる。心拍数／圧
検知アルゴリズムは、また除細動器と頻脈治療ペースメ
ーカーを組み合わせたものに応用することができる。

本発明は、電気エネルギーを貯える蓄積手段を有するタ
イプの、心機能不全治療用システムであると考えること
ができる。電極手段が、蓄積手段を心臓に接続する。本
発明の著しい特徴の一つは、循環系の特定地点における
圧を検知するための、圧に反応する検知手段を含むこと
である。基線圧を表わす第一の信号を発生するための手
段が設けられる。検知手段の出力に反応する手段により
、一定時間内の平均圧を表わす第二の信号が発生される
。第一の信号を発生する手段からの出力と第二の信号を
発生する手段からの出力とに反応して、蓄積手段に貯え
られた電気エネルギーを（胸部上または心臓の外部また
はその内部に位置された）電極手段を介して、平均圧が
基線圧から少なくともあらかじめ定めた値だけ変化した
とき心臓内に放出する。基線圧は、一定期間の圧力より
も大きいあらかじめ定めた期間にわたる平均圧であって
もよい。

本発明は、また心機能不全を治療するための方法として
も見ることができ、循環系の一定の地点における圧力を
検知し、基線圧を表わす数字を提供し、当該地点におい
て一定期間にわたり検知された圧から平均現在圧を算定
し、平均現在圧が基線圧から少なくとも一定のあらかじ
め定めた値だけ変化したとき、心臓に対し除細動用電気
エネルギーを与えるステップを含む。ここでもまた、基
線圧は、一定期間よりも大きいあらかじめ定めた期間に
わたる平均圧を表わすものであってもよい。

若干見方を変えると、本発明は、少なくとも−つの制御
信号に反応して、患者に対して心機能不全の治療入力を
供給する、患者の心機能不全治療用装置として見ること
もでさる。圧反応手段が、患者の循環系の少なくとも一
つの地点において圧を検知する。一定期間にわたって測
定された平均現在圧が、基線圧からあらかじめ定めた量
だけ変化すると、制御信号を発生する手段が設けられて
いる。基線圧は、一定期間より大きいあらかじめ定めた
期間にわたって決定してもよい。

本発明は、また患者の循環系の少なくとも一つの地点に
おいて圧を検知し、一定期間の平均現在圧を決定し、平
均現在圧があらかじめ定めた値だけ基線圧から変化する
と、患者に対し不機能治療の入力を与える、患者に対し
少なくとも一つの機能不全治療のための入力を与えるこ
とによって患者の機能不全の心臓を治療するための方法
として見ることもできる。基線圧は、あらかじめ定めた
長さの期間にわたって定めてもよく、かかるあらかじめ
定めた長さの期間は、一定の長さの期間よりも大きい。

本発明の方法および装置の新規な特長は、特許請求の範
囲に記載されている。本発明の構成および作用ならびに
その他の目的および特徴は、下記の例示的な実施例の説
明を図面と関連して読むことにより理解されるべきもの
である。図面においては同一の符号は同一の部品を表わ
す。

■実施例の詳細な説明］ 第１図に示すように、植込み式自動除細動装置は全体的
に符号１０で表わされ、人体９の内部に植込まれたとこ
ろが略図的に示されている。除細動装置１０は、植込ま
れたハウジング１２を含み、その中に主要な回路部品が
収容されている。第一の電極１３は、人体９の心臓１１
内に設置されており、この第一の電極１３の設置方法と
性質は、以下で参照する第２Ａ図から第２Ｆ図において
より具体的に示されている。パッチ電極１４として図示
されている第二の電極は、心臓１１の外側にその心尖部
に設置されている。一対の電極１３゜１４は、ハウジン
グ１２内の回路の制御のもとに、直流の除細動エネルギ
ーをハウジング１２がら心臓１１に供給する目的のため
に設けられているものであり、一対の絶縁したリード１
６および１５がこの目的のために設けられている。一対
の心拍数検知電極１８が心臓１１の内部に設置され、こ
れらの電極１８は組織内に設けられ、絶縁ケーブル１７
を通ってハウジング１２内の回路に導通的に接続されて
いる。もう一つの一対のリードが、絶縁ケーブル１９を
通って圧反応圧−電圧トランスデューサ２０からハウジ
ング１２内の回路に延びている。絶縁リード１５および
１６．絶縁ケーブル１７（またはその内部の一対のリー
ド）および絶縁ケーブル１９（またはその内部の一対の
り−ｌ−′）は、単一のケーブル内に組み込むことがで
き、電極１３．心拍数検知電極１８およびトランスデユ
ーサ２０は、カテーテルによって担持され、その部品を
構成する。

ハウジング１２の内部にペースメーキング回路を設けて
、頻脈治療用ペースメーキング信号を、心臓１１の右側
の組織内に固定したところが図示されている一対のベー
シング電極２１．２２に対して供給することもできる。

ベーシング電極２１゜２２は、ケーブル２３の内部のそ
れぞれの導通性リードにより接続されており、ケーブル
２３はハウジング１２内の回路と連結されている。

第２Ａ図を参照すると、除細動装置１０の部品の心臓１
１内部における設置方法が略図的ではあるが、より詳細
に示されるように、人体９の心臓１１がより詳細に、か
つ断面で示されている。図示した心臓１１は、右心室２
６．右心房２７．左心房２８および左心室３０を含む。

電極１３は、上大静脈２９の内部に設置されている。電
極１３と協力するパッチ電極１４を異なった形状に変更
して、心臓１１の内部に設置することも可能である。電
極１３の代わりにパッチ電極を使用して、心臓１１の表
面に置くことも可能であり、本発明を逸脱するものでは
ない。植込みを行なわない場合には、電極１３．１４の
代わりに、従来のパドル電極、その他外部的に人体９と
係合する電極を使用しても、本発明を逸脱するものでは
ない。したがって、本発明は、集中治療室等における−
時的な治療処置としても使用することができる。

第２Ａ図においては、ベーシング電極２１，２２は説明
の目的のために、右心室２６の外壁上に位置されたとこ
ろを示す。これらのベーシング電極２１．２２は、□特
定の心機能不全の治療をするために最も適当な位置、特
定の患者とその心臓ｌｌの状態等、患者の個人的な必要
性にしたがって、心臓１１の表面またはその内部の他の
位置に設けることもできる。

心拍数（Ｒ波）検知電極１８ａおよび１８ｂは、説明の
ために、右心室２６内の心尖部の近くに設置したところ
を図示する。特定の患者およびその心臓１１の状態を考
慮して他の位置を選択することもできる。心拍数電極１
８ａおよび１８ｂは、絶縁ケーブル１７内のり−ド１７
ａ、１７ｂを通ってハウジング１２内の回路と導通的に
接続されている。

第２Ａ図に示すように、圧を電圧に変換するトランスデ
ユーサ２０は、右心室２６の内部に置かれている。絶縁
ケーブル１９（第１図参照）内の２本の導通性リード１
９ａ、１９ｂは、トランスデユーサ２０からハウジング
１２（第１図参照）内の回路への電気接続を提供する。

このようにして、右心室２６内の実際の一時的圧を表わ
す直流電圧信号は、植込まれたハウジング１２（第１図
参照）内の回路へ送られる。

第２Ｂ図から第２Ｆ図に示すように、心臓１１およびト
ランスデユーサ２０以外の本発明の除細動装置１０の部
品は、第２Ａ図に示した心臓１４および除細動装置ＩＯ
の部品に対応する。トランスデユーサ２０の位置は、第
２Ｂ図から・第２Ｆ図までの各図において異なっている
。第２Ａ図に示したように、トランスデユーサ２０は、
その出力において、右心室２６（循環系の一定の地点）
内の常時変動している圧を表わす可変直流電圧である。

第２Ｂ図から第２Ｅ図においてそれぞれ示したように、
トランスデユーサ２０は心臓ｌｌ内に設置され、右心房
２７（循環系の一定の地点）。

中心静脈系（とくに上大静脈２９．循環系の一定の地点
）、左心室３０（循環系の一定の地点）。

左心房２８（循環系の一定の地点）および動脈系（とく
に心臓１１から離れた位置にある、循環系の一定の地点
である動脈３１）のそれぞれの内部における圧を表わす
変動する直流電圧を発生する。

第２Ｇ図にお□いては、集中治療室（ＩＣＵ）。

回復室、冠動脈治療室（ＣＣＵ）および／または平常の
患者治療室において使用することができる、心拍数およ
び圧検知のための非侵襲的装置の一部を示す。第２Ｇ図
の装置は、第１図および第２Ａ図から第２Ｆ図に示した
侵襲的装置の代わりに使用することができる装置である
。患者２００は、ベット２０１の上に横臥しでいる。一
対のパルス発生電極２０２，２０４　（第２Ａ図から第
２Ｆ図の電極１３．１４の代わりに用いられている）は
、患者２００の前胸部および後胸部に置かれ、除細動エ
ネルギーを患者２００に供給する。絶縁り一部２０５お
よび２０６（第２Ａ図から第２Ｆ図の絶縁リード１５．
１６の代わりに用いられている）およびケーブル２０３
が設けられ、パルス発生装置２０８（第１図のハウジン
グ１２内の回路の代わりに用いられている）からのパル
スを患者２００に伝達する。絶縁リード２０５．２０６
および電極２０２．２０４は、本発明の除細動装置１０
が、第１図および第２Ａ図から第２Ｆ図に示した植込み
形ではなく、非侵襲的の定置形、ポータプル形または患
者携帯形で使用される場合に、除細動電極１３．１４（
第１図および第２Ａ図から第２Ｆ図）め代わりに使用さ
れるものである。各電極２０２．２０４と同心的に、か
つそれらから絶縁され□て、ベーシング電極２１０，２
１１　（第１図および第２Ａ図から第２ＦＵ！！ｉのベ
ーシング電極２１．２２の代わりに用いられている）が
設けられている。一対の心拍数（Ｒ波）検知電極２１２
゜２１３（第１図の心拍数検知電極１８および第２Ａ図
から第２Ｆ図の心拍数検知電極１８ａ、１８ｂの代わり
に用いられている）がパルス発生電極２０２．２０４の
中心に、かつそれから絶縁されて設けられている。一対
の心拍数検知電極２１２゜２１３は、絶縁リード２１４
．２１５およびケーブル２１６を通ってパルス発生装置
２０８に接続されている。一対のベーシング電極２１０
．２１１は、それぞれ絶縁リード２１７．２１８および
ケーブル２１９を通ってパルス発生装置２０８に接続さ
れている。

さらに、第１図および第２Ａ図から第２Ｆ図に示した形
式の侵襲的圧トランスデユーサを使用する代わりに、本
発明の除細動装置１０を変形して、通常の腕帯２０７を
使用して非侵襲的に動脈圧を感知することができる。図
示したように、腕帯２０７は、患者２００の右上腕部に
着脱可能に取り付けられ、腕帯２０７内の従来のトラン
スデユーサにより、感知された圧に関連する電気信号が
発生される。空気管２０９は、自動的、かつ断続的に圧
縮空気を腕帯２０７に送るとともに、可聴音を聴取する
か（この可聴音は、パルス発生装置２０８内で処理され
、ＭＡＰを表わすデータを発生する）、または腕帯２０
７内に設けられたトランスデユーサからの電気出力を受
信する。トランスデユーサが発生した電気出力信号は、
空気管２０９内の一対のリード上に現われる。腕帯２０
７は、従来のように、空気管２０９を通って断続的に圧
縮空気を供給される。第２Ｇ図に示した構成は、動脈血
を、たとえば３０秒毎に短時間断続的にモニタするため
に使用される。このようにして得られた血圧データを使
用して、長時間平均基線血圧関連信号や短時間（現在）
の平均血圧関連信号が得られる。

このようにして断続的に得られた入力は、当業者が容易
に理解できるように、トランスデユーサ２０（第１図お
よび第２Ａ図から第２Ｆ図）の代わりに使用して、下記
に説明する回路に関連して使用するための圧および心拍
数関連入力信号を得ることができる。パルス発生装置２
０８には、心拍数表示装置２２０．基線ＭＡＰ表示装置
２２１および現在のＭＡＰ表示装置２２３を設けること
ができる。心拍数（Ｒ波）感知電極２１２．２１３を含
む電極接続構成（図示省略）により、心電図の結果をテ
ープ２２２に記録することができる。

植込み可能な形のハウジングＩ２の一例を第３図に示す
。ハウジング１２は、チタンで作られたケース３２と、
エポキシ材料で作られ、ケース３２に固定されたヘッダ
ー３３を含む。すべての外部部品は密封され、人体９に
植込むため、人体９と生物学的に適合するようになって
いる。ケース３２の内部には、バッテリーパックまたは
電池３４、電力蓄積用コンデンサ３５および電子モジュ
ール３６が設けられ、バッテリーパックまたは電池３４
および電力蓄積用コンデンサ３５以外の回路構成部品が
、電子モジュール３６の中または上に設けられている。

電子モジュール３６の中、上またはそれと接続される代
表的回路の実施例は、以下で参照する第４図、第６図、
第８図および第１０図に示されている。複数の対の受は
口３７ないし４０がヘッダー３３に示されており、それ
ぞれ絶縁リード１５．１６および絶縁ケーブル１７゜１
９．２３（第１図）の中に収容された対応する対のリー
ドを受は入れる。

第４図を参照すると、ハウジング１２（第１図から第３
図）またはベットサイドのパルス発生装置２０８（第２
Ｇ図）の内部に設けることができる回路部品の代表的実
施例は、トランスデユーサ２０（第１図および第２Ａ図
から第２Ｆ図）または非侵襲的トランスデユーサ（第２
Ｇ図の装置における）からの圧を表わす可変直流電圧出
力信号を受は取る一対の入力端子４１．４２を含む。入
力端子４２は、回路基準電位（接地）点に接続されてい
る。入力端子４１．４２は、増幅器４３に接続され、増
幅器４３は圧を表わす直流入力信号を増幅し、それをそ
れぞれバッファ増幅器４４゜４５に送る。第４図の回路
は、圧だけの基準を使用して機能不全の心臓１１を治療
するのに適している。

バッファ増幅器４５からの出力は、並列に接続された大
容量の可変抵抗４８を有する直列に接続された蓄積コン
デンサ４７を通って接地された可変抵抗４６で構成され
るＲＣ回路に供給される。

これらの回路部品の時定数（充電および放電）は、蓄積
コンデンサ４７の直流電圧が、トランスデユーサ２０（
第１１図および第２Ａ図から第２Ｆ図）または非侵襲的
トランスデユーサ（第２Ｇ図の装置における）によって
比較的長い時間にわたって感知された平均圧を表わすよ
うになっている。この感知時間は□、たとえば先行する
１５分間またはそれ以上（たとえば数時間）またはある
場合にはそれ以下（たとえば１２０秒間）である。可変
抵抗４６．４８は、医者が個々の患者に応じてセットす
ることができる。ただし、基線データを得るための時間
の長さ（あらかじめ定めた時間）が最も適当だと思われ
るものでなければならない。このようにして、蓄積コン
デンサ４７に現われる直流電圧（第一の信号）は、長時
間の平均基線圧を表わす。ここで使用した「平均」とい
う語は、広義に使用されており、平均値だけでなく平均
に近い値も含む。バッファ増幅器４４からの出力は、コ
ンデンサ５１を通って接地されている可変抵抗５０から
なる第二のＲＣ回路に供給される。コンデンサ５１には
可変抵抗５２が並列に接続されている。これらの回路構
成部品の時定数（充電と放電）は、コンデンサ５１に現
われる直流電圧（第二の信号）が、トランスデユーサ２
０（第１図および第２Ａ図から第２Ｆ図）または非侵襲
的トランスデユーサ（第２Ｇ図の装置における）により
、比較的短い時間、たとえば先行する１５秒間またはそ
れ以上（たとえば６０秒間）または場合によってはそれ
以下（たとえば６秒間）にわたって、感知された短期間
平均圧を表わすようになってい。

る。可変抵抗５０．５２は、個々の患者に応じて医者が
セットすることができる。ただし、現在のデータを得る
ための最適期間（一定期間）が最も適当だと思われるも
のでなければならない。

図示したように、蓄積コンデンサ４７およびコンデンサ
５１に現われる長期間（基線）および短期間（現在）の
直流電圧信号は、それぞれ演算増幅器５３の反転および
非反転端子に送られ、差を表わす直流信号は、演算増幅
器５３からの出力として現われる。図示したよううに、
演算増幅器５３の反転および非反転端子は、心房圧以外
の圧を測定すると仮定した場合の接続方法によっている
。

ＭＡＰが血行力学的パラメーターである場合には、それ
らの端子は逆になる。演算増幅器５３からの直流出力信
号は、第一の比較器５４の第一の入力端子に送られ、比
較器５４の第二の入力端子は、接地と内部電力供給バス
から＋１５ボルトとして例示した固定直流電位点との間
に接続された電位差計５５のワイパに接続されている。

゛演算増幅器５３から比較器５４に供給される電圧が、
電位差計５５からワイパを通して供給される電圧を超え
ると、比較器５４から出力端子上の低（ゼロ）レベルが
高（１）レベルとなり、このｌの信号はイネーブル信号
としてゲート５６およびサンプルホールド回路５７に接
続され、これらはその信号入力端子において、コンデン
サ５１に現われる現在の平均圧を表わす電圧と、蓄積コ
ンデンサ４７に現われる平均基線圧を表わす電圧とを受
は取る。

サンプルホールド回路５７からの直流出力は、説明のた
めにコンデンサ５８として図示した記憶回路に記憶され
る。平均基線（長期）圧を表わすこの記憶された電圧信
号（記憶された第一の信号）は、演算増幅器６０の反転
入力端子に送られる。

演算増幅器６０の非反転入力端子は、ゲート５６の出力
端子に接続されており、このゲート５６はイネーブルさ
れると、コンデンサ５１に現われ、現在（短期）の平均
圧を表わす直流電圧信号を演算増幅器６０に送る。図示
したように、演算増幅器６０の反転および非反転端子は
、心房圧以外の圧を測定すると仮定した場合の接続とし
て図示されている。ＭＡＰが選択された血行力学的パラ
メーターである場合には、それらの端子は逆になる。

演算増幅器６０からの出力は、比較器６１の入力端子へ
送られ、比較器６１の他の入力は、接地と＋１５ボルト
の電力供給バスとの間に接続された電位差計６２のワイ
パに接続されている。演算増幅器６０から比較器６１に
供給される電圧が、電位差計６２から供給される電圧を
超えると、血行力学的異常を示し、比較器６１の出力端
子は低（ゼロ）から高（１）に進み、このｌの信号は、
ＤＣ−ＤＣコンバータ６３のイネーブル端子に送られる
。電位差計５５および６２のワイパは、それぞれ独立に
調節することができる。その結果、電位差針６２のワイ
パは、その出力をゼロから１に進める圧力差が、比較器
５４にイネーブル機能を開始させる圧力差よりも僅かに
大きくなるように位置させることができる。ＤＣ−ＤＣ
コン／（−タロ３は、イネーブルされると、低電圧バ・
ンテリーパックまたは電池６４からの電流を受けて、そ
れをたとえば７２０ポルトの直流高電圧に変換し、その
高電圧は、ＤＣ−ＤＣコンバータ６３がイネーブルされ
たとき、抵抗６６の高圧側を通って、エネルギー蓄積コ
ンデンサ６５を充電するのに使用される。このエネルギ
ー蓄積コンデンサ６５は充分な大きさを有し、したがっ
て必要な除細動）くバスを発生するために充分なレベル
の電力を充電する。好ましいパルスは、血行力学的異常
の発生から約１７秒間発生される、約２５ジユールの打
切り指数形パルスである。このパルスは、とくにカーデ
ィオヴアージョンが失敗した後、除細動を行なう場合に
、やや遅れて、かつより大きなエネルギーレベルで発生
させることができる。

エネルギー蓄積コンデンサ６５が、除細動を行なうため
の充分な電気エネルギーを供給できる程度に高い直流電
圧レベルまで充電されたことは、比較器６７によって判
定される。比較器６７は、一方の入力端子に、エネルギ
ー蓄積コンデンサ６５の増加する直流電圧に比例する電
圧を受は取る。

抵抗の高い分圧器６８がエネルギー蓄積コンデンサ６５
と並列に設けられている。比較器６７の第二の入力端子
は、接地と＋１５ボルトのバスとの間に接続された電位
差計７０のワイパに接続されている。エネルギー蓄積コ
ンデンサ６５の電圧が、機能不全の心臓１１に対し、除
細動エネルギーパ　　。

バスを与えるのに充分な程度に高くなると、比較器６７
の一つの入力端子に与えられる電圧が、電位差計７０か
らそのワイパを通して、比較器６７のもう一つの入力端
子に与えられる電圧よりも高くなる。これらの条件の下
において、比較器６７からの出力は低（ゼロ）から高（
１）に進み、その１の信号がアナログゲート７１をイネ
−グルする。アナログゲート７１の信号入力端子は、パ
ルス整形器７２からの入力を受は取るように接続されて
おり、パルス整形器７２は心拍数検知電極１８ａ、１８
ｂ　（第１図および第２Ａ図から第２Ｆ図）または心拍
数検知電極２１２．２１３　（第２Ｇ図）からの入力を
受は取り、これらの電極１８ａ、１８ｂまたは電極２１
２，２１３から供給されるＲ波と同調してパルス列を発
生する。パルス整形器７２からのパルス列が存在すると
、これらのパル　スはアナログゲート７１を通って論理
和回路７３に送られ、そこから５ＣＲ７４のゲート電極
に送られる。存在すればゲート電極に現われるこれらの
パルスのうち最初のパルスが５ＣＲ７４を点弧し、それ
によりそれまでエネルギー蓄積コンデンサ６５に充電さ
れていたエネルギーを、電極１３もよび１４（第１図お
よび第２Ａ図から第２Ｆ図）または電極２０２および２
０４（第２Ｇ図）を通って機能不全の心臓１１へ放電し
、カーディオヴアージョンを行なう。この放電は、Ｒ波
と同期して行なわれる。

Ｒ波が存在しないため、パルス整形器７２が５ＣＲ７４
を点弧するためのパルスを発生しない場合には、比較器
６７からの１の信号は、遅延回路７５を通って通過し、
遅延回路７５は約３秒以上の遅延を発生させ、パルス発
生器７６をイネーブルして除細動を開始するための出力
パルスを発生する。この出力パルスは、論理和回路７３
を通って５ＣＲ７４のゲート電極に供給され、５ＣＲ７
４を点弧する。そのときまでに、より高いレベルまで充
電されたエネルギー蓄積コンデンサ６５は、５ＣＲ７４
および電極１３．１４（第１図および第２Ａ図から第２
Ｆ図）または電極２０２．２０４（第２Ｇ図）を通って
機能不全の心臓■１に放電し、除細動を行なう。このエ
ネルギーレベルは、エネルギー蓄積コンデンサ６５が３
秒前に放電したと仮定した場合よりも高い。遅延回路７
５は、比較器６７に接続されたＲＣ回路により構成して
もよく、それによりそのコンデンサが１のレベルへゆっ
くりと充電される。たとえば、上記のように、コンデン
サが１のレベルに達するまで約・３秒以上かけることが
でき、それによりパルス整形器７２から、もしあれば１
つまたはそれ以上の同期同期パルスを受は取る時間の余
裕ができる。

サンプルホールド回路５７は、比較器６１の出力が１か
らゼロになる毎にリセットされる。これは、基線平均圧
を表わす記憶された信号と現在の平均圧を表わす信号と
の差が、血行力学的異常が克服されたことを示す正常な
レベルまで戻ったときに起きる。このリセッティングは
、インバータ７７と、インバータ７７の出力端子から接
地まで示された順序で直列に接続されてコンデンサ７８
および抵抗８０によって構成されている微分回路によっ
て行なわれる。比較器６１からインバータ７７への入力
が１からゼロになる度毎に抵抗８０には正の継続したス
パイクが現われる。

心臓１１に対して与えられた最初のパルスが圧の是正に
失敗したときは（それにより、比較器５４．６１の出力
がゼロになり、サンプルホールド回路５７とＤＣ−ＤＣ
コンバータ６３からのイネーブル信号を除去する）、エ
ネルギー蓄積コンデンサ６５は、たとえばさらに３回充
電および放電を繰り返し、機能不全を除去しようと努め
る。放電の回数は、計数器８１によって検知される。計
数器８１の入力は、論理和回路７３の出力に接続されて
いる。計数器８１が一定の時間内、たとえは３分以内に
４を数えると、その出力はゼロから１になり、そのｌの
信号はディスニーブリング（ＯＦＦ）信号としてＤＣ−
ＤＣコンバータ６３に与えられる。ＤＣ−ＤＣコンバー
タ６３内の内部タイマは、一定時間ＤＣ−ＤＣコンバー
タ６３をオーｙ　（ＯＦＦ）の状態に保つ。それにより
、患者が一定時間内にそれ以上のショックを受けること
を防ぐ。

その時間が経過すると、ＤＣ−ＤＣコンバータ６３はレ
ディ状態に戻り、比較器６１からのイネーブル信号に再
び応答することができるようになる。

計数器８１は、その最大計数の４に達するか、または一
定時間内に４の計数に達しないときは、ゼロにリセット
される 上記に説明した第４図の回路は、少なくとも部分的には
、制御装置または処理装置であると考えられ、マイクロ
プロセッサによって実現することができるものである。

処理装置を符号８２で示す。

処理装置８２は、その関連構成部品とともに、第５Ａ図
および第５Ｂ図の流れ図に示したステップを実行する。

第４図の回路は、必要に応じて、頻脈治療用のペースメ
ーカーおよび／または徐脈治療用のペースメーカーに使
用することができる。

第６図を参照すると、ハウジング１２（第１図および第
３図）またはパルス発生装置２０８（第２Ｇ図）内に設
置することのできる回路部品のもう一つの実施例は、一
対の入力端子４１．４２を含み、これらの入力端子４１
．４２はトランスデユーサ２０（第１図および第２Ａ図
から第２Ｆ図）または非侵襲的トランスデユーサ（第２
Ｇ図の装置における）からの圧を表わす可変直流電圧出
力信号を受は取る。入力端子４２は、回路基準電位（接
地）点に接続されている。入力端子４１，４２は、増幅
器４３に接続され、増幅器４３は圧を表わす直流入力信
号を増幅して、それをバッファ増幅器４４．４５に送る
。第６図の回路は、その関連構成部品とともに、圧基準
および心拍数基準の両方を考慮に入れた本発明の実施に
適している。

まず、心拍数基準を調べ、もし基準に合致すれば、つぎ
に圧基準を考慮する。

バッファ増幅器４５からの出力は、並列に接続された大
容量の可変抵抗４８を有する直列に接続された蓄積コン
デンサ４７を通して接地された可変抵抗４６により構成
されているＲＣ回路に供給される。これらの回路構成部
品の時定数（充電と放電）は、蓄積コンデンサ４７の直
流電圧（第一の信号）が、トランスデユーサ２０（第１
図および第２Ａ図から第２Ｆ図）または非侵襲的トラン
スデユーサ（第２Ｇ図の装置における）により比較的長
い時間、たとえば先行する１５分間またはそれ以上（た
とえば数時間）または場合によってはそれ以下（たとえ
ば１２０秒間）の間において、検知された平均圧を表わ
すことができる程度のものである。蓄積コンデンサ４７
に現われる直流電圧（第一の信号）は、このようにして
長期平均基線圧を表わす。ここで使用する「平均」とい
う語は広義に用いられ、平均値だけでなく平均に近い値
も含む。バッファ増幅器４４からの出力は、並列に接続
された可変抵抗５２を有するコンデンサ５１を通して接
地された可変抵抗５０によって構成された第二のＲＣ回
路に供給される。これらの回路の時定数（充電および放
電）は、コンデンサ５１に現われる直流電圧（第二の信
号）が、トランスデユーサ２０（第１図および第２Ａ図
から第２Ｆ図）または非侵襲的トランスデユーサ（第２
Ｇ図の装置における）によって比較的短い時間。

たとえば先行する１５秒間またはそれ以上（たとえば６
０秒間）または場合によってはそれ以下（たとえば６秒
間）にわたって、検知された短期平均圧を表わすことが
できる程度のものである。

図示したように、それぞれの蓄積コンデンサ４７および
５１に現われる長期（基線）および短期（現在）の直流
電圧信号は、それぞれサンプルホールド回路５７の信号
入力端子とゲート５６の信゛　号入力端子に送られる。

心拍数検知回路８３は、心拍数検知電極１８ａ、１８ｂ
　（第１図および第２Ａ図から第２Ｆ図）または心拍数
検知電極２１２．２１３（第２Ｇ図）からの心拍数（Ｒ
波）信号を受は取るように構成されている。心拍数が頻
脈を示す一定の値、たとえば１分間に１５５回を超える
と、心拍数検知回路８３の出力端子は低（ゼロ）から高
（１）に進む。この１の信号（第一の制御信号）は、イ
ネーブル入力としてゲート５６およびサンプルホールド
回路５７に供給される。

コンデンサ５１に現われる現在の平均圧を表わす直流電
圧は、イネーブルゲート５６を通って演算増幅器６０の
非反転入力端子に送られる。蓄積コンデンサ４７に現わ
れる平均基線圧を表わす直流電圧は、サンプルホールド
回路５７に送られ、そのコンデンサ５８に現われる。平
均基線圧を表わすこの記憶された直流電圧は、演算増幅
器６０の反転入力端子に送られる。演算増幅器６０の非
反転入力端子はゲート５６の出力端子に接続され、ゲー
ト５６は、上記のようにイネーブルされると、コンデン
サ５１に現われる現在の平均圧を表わす直流電圧を演算
増幅器６０に送る。図示したように、演算増幅器６０の
入力端子は、心房圧以外の信号を受は取ると仮定した場
合の接続である。ＭＡＰが選択された血行力学的パラメ
ーターである場合は、これらの端子は逆になる。

演算増幅器６０からの出力は、比較器６１の入力端子に
供給される。比較器６１の他の入力は、接地と＋１５ボ
ルト電力供給バスとの間に接続された電位差計６２のワ
イパに接続されている。演算増幅器６０から比較器６１
に供給された電圧が、電位差計６２から供給される電圧
より高くなって血行力学的異常か示されると、比較器６
１の出力端子は低（ゼロ）から高（１）に進み、そのｌ
の信号（第二の制御信号）は、ＤＣ−ＤＣコンバータ６
３のイネーブル端子に送られる。ＤＣ−ＤＣコンバータ
６３はイネーブルされると、低電圧バッテリーパックま
たは電池６４からの電流を受は取り、それをたとえば７
２０ポルトの直流高電圧に変換する。この高電圧は、Ｄ
Ｃ−ＤＣコンバータ６３がイネーブルされると、抵抗６
６の高圧側方向を通ってエネルギー蓄積コンデンサ６５
を充電するために使用される。このエネルギー蓄積コン
デンサ６５のサイズは大きいので、必要な除細動パルス
を発生するために充分なレベルのエネルギーを貯えるこ
とができる。カーディオヴアージョンのために望ましい
パルスは、血行力学的異常の発生から約１５秒間発生さ
れる、約２５ジユールの打切り指数形パルスである。

エネルギー蓄積コンデンサ６５は、カーディオヴアージ
ョンを行なうに充分な高さの直流電圧に充電され、これ
は比較器６７によって判定される。

比較器６７は、その一つの入力端子上に、エネルギー蓄
積コンデンサ６５の現在の直流電圧に比例する電圧を受
は取る。抵抗性の分圧器６８がエネルギー蓄積コンデン
サ６５と並列に設けられている。比較器６７の第二の入
力端子は、接地と＋１５ポルトバスとの間に接続された
電位差計７０のワイパに接続されている。エネルギー蓄
積コンデンサ６５の電圧が、機能不全の心臓１１に対し
、除細動パルスを供給するために充分な程度に高くなる
と、比較器６７の一つの入力端子に供給される電圧は、
電位差計７０からそのワイパを通って、比較器６７のも
う一つの入力端子に供給される電圧よりも高くなる。こ
れらの条件下において、比較器６７からの出力は低（ゼ
ロ）から高（１）に進み、このｌの信号がアナログゲー
ト７１をイネーブルする。アナログゲート７１の信号入
力端子は、パルス整形器７２からの出力を受は散るよう
に接続されており、パルス整形器７２は、心拍数検知電
極１８ａ、１８ｂ（第１図および第２Ａ図から第２Ｆ図
）または心拍数検知電極２１２．２１３（第２Ｇ図）か
らの入力を受は取り、これらの電極１８ａ、’１８ｂま
たは電極２１２．’２１３から供給されるＲ波に同期し
てパルス列を発生する。パルス整形器７２からのパルス
列が存在すると、これらのパルスはアナログゲート７１
を通って論理和回路７３に送られ、そこから５ＣＲ７４
のゲート電極に移送される。これらのパルスが存在すれ
ば、その第一のパルスはゲート電極に現われ、５ＣＲ７
４を点弧し、それによりエネルギー蓄積コンデンサ６５
に充電されていたエネルギーを、電極１３および１４（
第１図および第２Ａ図から第２Ｆ図）または電極２０２
，２０４　（第２Ｇ図）を通って機能不全の心臓ｌｌ内
に放電し、除細動を行なう。この放電は、Ｒ波と同期し
て行なわれる。

Ｒ波が存在しないため、パルス整形器７２がパルスを発
生し、５ＣＲ７４を点弧しない場合は、比較器６７から
の１の信号は、遅延回路７５を通って通過する。遅延回
路７５は、約３秒またはそれ以上の遅延を供給し、パル
ス発生器７６をイネーブルして除細動開始のための出力
パルスを発生させる。出力パルスは、論理和回路７３を
通って５ＣＲ７４のゲート電極に送られ、５ＣＲ７４を
点弧する。経過した３秒間の間に、より高いレベル゛ま
で充電されたエネルギー充電コンデンサ６５は、５ＣＲ
７４および電極１３．１４（第１図および第２Ａ図から
第２Ｆ図）または電極２０２゜２０４（第２Ｇ図）を通
って機能不全の心臓ｌｌ中へ放電し、除細動を行なう。

エネルギーレベルは、放電が３秒またはそれ以上前に行
なわれたと仮定した場合′よりも高い。遅延回路７５は
、比較器６７に接続されたＲＣ回路によっても構成する
ことができ、それによりそのコンデンサは、１のレベル
に向かってゆっくりと充電する。た呂えば、コンデンサ
が１のレベルに達するまでに約３秒以上の時間をかける
ことができ、それによりパルス整形器７２からの一つま
たはそれ以上の同期パルスを受は取る時間の余裕ができ
る。

サンプルホールド回路５７は、比較器６１の出力が１か
らゼロに進むとリセットされる。これは、基線平均圧と
現在の平均圧との差が正常なレベルに戻ったときに起き
る。このリセッティングは、インバータ７７と、イ゛ン
バータ７７の出力端子から接地へ示された順序で直列に
接続されているコンデンサ７８と抵抗８０とにより構成
された微分回路によって行なわれる。比較器６１からイ
ンバータ７７への入力が１からゼロになる度毎に抵抗８
０に継続したスパイクが現われる。

心臓１１に対して与えられた第一のパルスが、血行力学
的異常を克服して圧の是正を行なうことに失岐した場合
には（この場合、比較器６１の出力はゼロになり、ＤＣ
−ＤＣコンバータ６３からイネーブル信号を除去する。

）、エネルギー蓄積コンデンサ６５は、たとえば３回以
上さらに充電と放電を繰り返し、心機−不全の除去に努
める。

放電の回数は、論理和回路７３の出力に接続された入力
を有する計数器８１によって検知される。

計数器８１が一定の時間内、たとえば３分以内に４を計
数すると、その出力はゼロから１になり、そのｌの信号
はディスニーブリング（ＯＦＦ）信号としてＤＣ−ＤＣ
コンバータ６３に与えられる。計数器８１は、最大計数
の４に到達するか、または一定の時間内に４を計数しな
い場合にはゼロにリセットされる。ＤＣ−ＤＣコンバー
タ６３内の内部タイマは、一定時間ＤＣ−ＤＣコンバー
タ６３をオフ（ＯＦＦ）状態に保つので、患者はこの時
間内にとれ以上ショックを与えられるこ七はない。この
時間の終わりに、ＤＣ−ＤＣコンバータ６３はレディ状
態に戻り、比較器６１からのイネーブル信号に再び応答
することができるようになる。

第６図の回路の作用についての上記の説明から明らかな
ように、除細動用直流パルスは、心拍数基準がまず満足
され、さらに圧基準が満足された場合にのみ、機能不全
の心臓１１に対して与えられる。これは、直列心拍数−
圧アルゴリズムであると考えることができる。

心拍数基準は満足されるが、圧基準が満足されない場合
、すなわち血行力学的な異常が存在しない場合にも、第
６図の回路は作動して、頻脈治療用ペースメーカー８６
を作動させる。ペースメーカー８６は、ベーシングパル
スを対のベーシング電極２１．２２　（第１図および第
２Ａ図から第２Ｆ図）または対のベーシング電極２１０
．２１１（第２Ｇ図）に供給する。ペースメーカー８６
をイネーブルするには、２個の信号を論理積回路８５に
送らなければならない。その第一の信号は、心拍数検知
回路８３からの１の信号であり、その第二の信号は、比
較器６１の出力端子からインバータ８４を通って論理積
回路８５に送られる１の信号である。血行力学的異常が
存在しない場合には、比較器６１の出力端子は低（ゼロ
）出力を持つ。このゼロ出力は、インバータ８４で反転
され、論理積回路８５の第二の入力端子に１として現わ
れる。このようにして、論理積回路８５に対する入力が
両方とも１であれば、頻脈治療用ペースメーカー８６（
これは従来のものであってもよい）は作動される。

上記に説明した第６図の回路は、少なくとも部分的には
処理装置（プロセッサ）であると考えることもでき、こ
れはマイクロプロセッサによって実現することができる
。処理装置は符号８２で示す。処理装置８２は、その関
連構成部品とともに第７Ａ図および第７Ｂ図の流れ図に
示したステップを行なう。

第６図の装置は、必要に応じて、安全装置付徐脈治療ベ
ーシング装置と組み合わせることができる。

第８図を参照すると、ハウジング１２（第１図および第
３図）またはベットサイドのパルス発生装置２０８（第
２Ｇ図）内に設けることができる回路構成部品のさらに
もう一つの実施例は、一対の入力端子４１．４２を含み
、゛これらの入力端子４１．４２はトランスデユーサ２
０（第１図および第２Ａ図から第２Ｆ図）または非侵襲
的トランスデユーサ（第２Ｇ図の装置における）からの
圧を表わす可変直流電圧出力信号を受は取る。入力端子
４２は、回路基準電位（接地）点に接続されている。入
力端子４１．４２は増幅器４３に接続され、増幅器４３
は圧を表わす直流入力信号を増幅し、それをバッファ増
幅器４４．４５に送る。

第８図の回路は、心拍数基準および圧基準の両方を使用
して、本発明を実施する場合に使用することができる。

この場合、サンプルホールド機能を開始するためには、
心拍数基準と圧基準とが同時に存在しなければならない
。

バッファ増幅器４５からの出力は、並列に接続された大
容量の可変抵抗４８を有する直列に接続された蓄積コン
デンサ４７を通して接地されている可変抵抗４６によっ
て構成されるＲＣ回路に送られる。これらの構成部品の
時定数（充電および放電）は、蓄積コンデンサ４７の直
流電圧が、トランスデユーサ２０（第１図および第２Ａ
図から第２Ｆ図）または非侵襲的トランスデユーサ（第
２Ｇ図の装置における）により比較的長い時間。

たとえば先行する１５分間またはそれ以上（たとえば数
時間）または場合によってはそれ以下（たとえば１２０
秒間）の間、検知された平均圧を表わす程度のものであ
る。蓄積コンデンサ４７に現われる直流電圧（第一の信
号）は、このようにして長期平均基線圧を表わす。「平
均」という語は、ここでは広義に使用され、平均値だけ
でなく平均に近い値も含む。バッファ増幅器４４からの
出力は、コンデンサ５１を通って接地されている可変抵
抗５０によって構成されるＲＣ回路に供給される。コン
デンサ５１は、それと並列に接続された可変抵抗５２を
有する。これらの回路構成部品の時定数（充電と放電）
は、コンデンサ５１に現われる直流電圧（第二の信号）
が、トランスデユーサ２０（第１図および第２Ａ図から
第２Ｆ図）または非侵襲的トランスデユーサ（第２Ｇ図
の装置における）によって比較的短い時間、たとえば先
行する１５秒間またはそれ以上（たとえば６０秒）また
は場合によってはそれ以下（たとえば６秒間）の間、検
知された短期平均圧を表わす程度のものである。

図示したように、それぞれの蓄積コンデンサ４７および
コンデンサ５１に現われる長期（基線）および短期（現
在）の直流電圧信号は、演算増幅器８７の反転および非
反転端子に送られる。それらの差を表わす直流電圧信号
は、演算増幅器８７からの出力として現われる。図示し
たように、演算増幅器８７の大力端子は、心房圧以外の
圧が問題になっていると仮定した場合の接続がなされて
いる。ＭＡＰが選択された血行力学的パラメーターであ
る場合には、これらの端子は逆になる。演算増幅器８７
からの直流出力信号は、比較器８８の第一の入力端子に
送られる。比較器８８の第二の入力端子は、電位差計８
９のワイパに接続されている。電位差計８９は、接地と
内部電力供給バスからの＋１５ボルトと例示された固定
直流電位点との間に接続されている。

演算増幅器８７から比較器８８に供給される電圧が、電
位差計８９からそのワイパを通って供給される電圧を超
えると、比較器８８からの出力端子の低（ゼロ）が高（
１）となり、このｌの信号は、論理積回路９０の第一の
入力端子に送られる。

論理積回路９０のもう一つの入力端子は、心拍数検知回
路８３の出力端子に接続されている。心拍数検知回路８
３は、心拍数があらかじめ定めた値。

たとえば１分間に１５５回を超えると、その出力端子に
１の信号を発生する。論理積回路９０が、その両方の入
力端子上に１の信号を受は取ると、その出力は高（１）
レベルとなり、ゲート５６をイネーブルする。論理積回
路９０からの１の信号は、またイネーブル入力としてサ
ンプルホールド回路５７に送られる。コンデンサ５１に
現われる現在の平均圧を表わす電圧は、演算増幅器６０
の非反転入力端子に送られる。蓄積コンデンサ４７に現
われる平均基線圧を表わす電圧は、サンプルホールド回
路５７に送られる。ＭＡＰが選択された血行力学的パラ
メーターであれば、演算増幅器６０の入力端子は逆にな
る。

サンプルホールド回路５７からの直流出力は、説明のた
めにコンデンサ５８として示す蓄積回路に貯えられる。

この貯えられた電圧は、演算増幅器６０の反転入力端子
に供給される。演算増幅器６０の非反転入力端子は、ゲ
ート５６の出力端子に接続されている。ゲート５６は、
イネーブルされると、コンデンサ５１に現われ、現在の
平均圧を表わす直流電圧信号を演算増幅器６０に送る。

演算増幅器６０からの出力は、比較器６１の入力端子に
送られる。比較器６１の他の入力は、接地と＋１５ボル
トの電力供給バスとの間に接続された電位差計６２のワ
イパに接続されている。演算増幅器６０から比較器６１
に供給される電圧が、電位差計６２から供給される電圧
より高くなると、血行力学的異常を示し、比較器６１の
出力端子は低（ゼロ）から高（１）になり、そのｌの信
号はＤＣ−ＤＣコンバータ６３のイネーブル端子へ送ら
れる。電位差計８９．６２のワイパは、それぞれ独立し
て調節することができる。したがって、電位差計６２の
ワイパをセットすることにより、血行力学的異常がサン
プルホールド回路５７がイネーブルされたときよりも悪
化しない限り、比較器６１からの出力がＤＣ−ＤＣコン
バータ６３をイネーブルしないように調節することがで
きる。

ＤＣ−ＤＣコンバータ６３は、イネーブルされると、低
電圧バッテリーパックまたは電池６４から電流を受は取
り、それをたとえば７２０ボルトの直流高電圧に変換す
る。この高電圧は、ＤＣ−ＤＣコンバータ６３がイネー
ブルされたとき、抵抗６６を高圧側方向へ通ってエネル
ギー蓄積コンデンサ６５を充電するために使用される。

このエネルギー蓄積コンデンサ６５はサイズが大きいの
で、除細動パルスを発生するのに充分なレベルのエネル
ギーを貯えることができる。除細動を行なうための望ま
しいパルスは、血行力学的異常の発生か　　　′ら約１
７秒間発生される、約２５ジユールの打切り指数形パル
スである。

エネルギー蓄積コンデンサ６５は、比較器６７によって
利殖されるように、充分な高さの直流電圧レベルまで充
電される。比較器６７は、その一つの入力端子上に、エ
ネルギー蓄積コンデンサ６５の直流電圧に比例する電圧
を受は取る。抵抗性の分圧器６８がエネルギー蓄積コン
デンサ６５と並列に接続されている。比較器６７の第二
の入力端子は、電位差計７０のワイパに接続され、電位
差計７０は接地と＋１５ポルトバスとの間に接続されて
いる。エネルギー蓄積コンデンサ６５の電圧が、機能不
全の心臓ｌｌに対し、除細動エネルギーパルスを供給す
るのに充分な程度高くなると、比較器６７の一つの入力
端子に供給される電圧が、電位差計７０からそのワイパ
を通って、比較器６７のもう一つの入力端子に供給され
る電圧よりも高くなる。このような条件下において、比
較器６７からの出力が低（ゼロ）から高（１）となり、
その１の信号がアナログゲート７１をイネーブルする。

アナログゲート７１の信号入力端子は、パルス整形器７
２からの出力を受は取るように接続されている。パルス
整形器７２は、心拍数検知電極１８ａ、１８ｂ（第１図
および第２Ａ図から第２Ｆ図）または心拍数検知電極２
１２．２１３（第２Ｇ図）からの入力を受は取り、これ
らの電極１８ａ、１８ｂまたは電極２１２．２１３から
供給されるＲ波に同期してパルス列を発生する。パルス
整形器７２からのパルス列が存在すると、これらのパル
スはアナログゲート７１を通って論理和回路７３に送ら
れ、そこから５ＣＲ７４のゲート電極へ送られる。ゲー
ト電極に現われるこれらのパルスの最初のパルスが５Ｃ
Ｒ７４を点弧し、それによりエネルギー蓄積コンデンサ
６５に貯えられたエネルギーを、電極１３．１４（第１
図および第２Ａ図から第２Ｆ図）または電極２０２゜２
０４（第２Ｇ図）を通って機能不全の心臓１１に放電し
て除細動を行なう。放電は、Ｒ波と同期して行なわれる
。

Ｒ波が存在しないため、パルス整形器７２が５ＣＲ７４
を点弧するだめのパルスを発生しない場合には、比較器
６７からの１の信号は、約３秒以上の遅延を発生する回
路である遅延回路７５全通って送られ、パルス発生器７
６をイネーブルして出力パルスを発生させ、この出力パ
ルスは、論理和回路７３を通って５ＣＲ７４のゲート電
極へ送られ、５ＣＲ７４を点弧する。そのときまでに、
より高いレベルまで充電されたエネルギー蓄積コンデン
サ６５は、５ＣＲ７４および電極１３．１４（第１図お
よび第２Ａ図から第２Ｆ図）または電極２０２，２０４
　（第２Ｇ図）を通って機能不全の心臓ｌｌ中へ放電し
、除細動を試みる。遅延回路７５は、比較器６７に接続
されたＲＣ回路によって構成してもよく、それによりそ
のコンデンサが１のレベルへ向かってゆっくりと充電す
る。

たとえば、コンデンサが１のレベルまで充電されるのに
３秒以上の時間を要することもでき、これによりパルス
整形器７２からの一つまたはそれ以上の同期パルス（も
し存在すれば）を受は取るための時間の余裕ができる。

サンプルホールド回路５７は、比較器６１の出力が１か
らゼロになる度毎にリセットされる。これは、基線平均
圧と現在の平均圧との差が正常なレベルに戻ったときに
起きる。このリセッティングは、インバータ７７と、イ
ンバータ７７の出力端子から接地に向けて示された順序
で直列に接続されたコンデンサ７８と抵抗８０とにより
構成された微分回路により行なわれる。比較器６１から
インバータ７７への入力が１からゼロになる度毎に抵抗
８０に正の継続的スパイクが現われる。

心臓１１に対して与えられた第一のパルスが圧の是正に
失敗すると（これにより、比較器６１の出力がゼロにな
り、ＤＣ−ＤＣコンバータ６３からイネーブル信号を除
去する）、エネルギー蓄積コンデンサ６５は、たとえば
３回以上再び充電。

放電を繰り返し、機能不全の是正を試みる。放電の回数
は、計数器８１によって検知される。計数器８１の入力
は、論理和回路７３の出力に接続されている。計数器８
１が一定の時間内に４を計数すると、その出力はゼロか
ら１になり、そのｌの信号はディスニーブリング（ＯＦ
Ｆ）信号としてＤＣ−ＤＣコンバータ６３に送られる。

計数器８１は、それが最大計数の４を計算したとき、ま
たは一定の時間内に４の計数に達しない場合にゼロにリ
セツトされる。ＤＣ−ＤＣコンバータ６３内の内部−タ
イマがＤＣ−ＤＣコンバータ６３を一定の時間内オフ（
ＯＦＦ）の状態に保ち、それによりその時間内に患者が
さらに多くのショックを受けるのを防ぐ。この時間の終
わりに、ＤＣ−ＤＣコンバータ６３はレディ状態に戻り
、比較器６１からのイネーブル信号に、再び応答するこ
とができる。

第８図の回路の作用についての上記説明から判るように
呟除細動直流パルスは、心ｒ拍数基準および圧基準が同
時に満足されるときだけζ機能不全の心臓１１に与えら
れる。これは、並列心拍数−圧アルーゴリズムである。

心拍数基準は満足されるが、圧基準は満足されない場合
、すなわち血行力学的異常が存在しない場合でも、第８
図の回路は作動して、頻脈治療用ペースメーカー８６を
イネーブルする。ペースメーカー８６は、ベーシングパ
ルスを対のベーシング電極２１．２２（第１図および一
第２Ａ図から第２Ｆ図）またはベーシング電極２１０．
２１１　（第２Ｇ図）に供給する。ペースメ−カー８６
をイネーブルするためには、二つの信号を論理積回路８
５に供給しなければならない。その第一の信号は、心拍
数検知回路８３からの１の信号であり、その第二の信号
は、比較器６１の出力端子からインバータ８４を通って
論理積回路８５に供給されるｌの信号である。血行力学
的異常が存在しない場合には、比較器６１の出力端子は
低（ゼロ）出力を有する。このゼロ出力は、インバータ
８４によって反転され、論理積回路８５の第二の入力端
子に１として現われる。このようにして、両方の入力が
１のとき、頻脈治療用ペースメーカー８６は作動される
。

上記に説明した回路は、少なくとも部分的には制御処理
袋５置であると考えることができ、マイクロプロセッサ
として実施することができる。処理装置は符号８２で示
す。処理装置８２は、その構成部品とともに、第９Ａ図
および第９Ｂ図の流れ図に記載したステップを実行する
。

第８図の回路は、必要に応じて、安全装置付徐脈治療用
ペースメーカーと組み合わせることがで・きる。

・第１５図を参照すると、ハウジング１２（第１図およ
び第３図）またはベットサイドのパルス発生装置２０８
（第２Ｇ図）の中に設けることが５できる本発明の回路
構成部品の実施例は、一対の入力端子４１．４２を含む
。これらの入力端子４１゜４２は、トランスデユーサ２
０（第１図および第２Ａ図から第２Ｆ図）または非侵襲
的トランスデユーサ（第２Ｇ図の装置における）からの
圧を表わす可変直流電圧出力信号を受は取る。入力端子
４２は、回路基準電位（接地）点に接続されている。入
力端子４１．４２は、増幅器４３に接続され、増幅器４
３は圧を表わす直流入力信号を増幅し、それをバッファ
増幅器４４に送る。第１５図の回路は、圧基準のみを使
用する本発明の実施に適している。

固定基線圧を表わす直流電圧レベル（第一の信号）は、
電位差計１００のワイパに現われる。ワイパは、個々の
患者の状況に応じ、て、医師がセ・ントすることができ
る。図示したように、電位差計１００は、除細動装置１
０の接地と調整された＋１５ボルトの点との間に接続さ
れる。医師は、患者の状態と病歴に応じて、電位差計１
００のワイパを、適当な基線を反映する適当な特定患者
点に設定することができる。この地点は、植込み前に選
択することができる。回路は、患者特定設定点を変更で
きるようにすることができる。この設定は、無線通信機
および／または磁気カップリング（図示省略）を使用す
る。

ここで使用したｒ平均」という語は広義に使われ、平均
値だけでなく平均に近い値も含む。バッファ増幅器４４
からの出力は、コンデンサ５１を通って接地された可変
抵抗５０により構成されるＲＣ回路に供給される。コン
デンサ５１は、それと並列に接続された可変抵抗５２を
有する。これらの回路構成部品の時定数（充−電と放電
）は、コンデンサ５１に現われる直流電圧が、トランス
デユーサ２０（第１図および第２Ａ図から第２Ｆ図）ま
たは非侵襲的トランスデユーサ（第２Ｇ図の装置におけ
る）によって比較的短い時間、たとえば先行する１５秒
間またはそれ以上（たとえば６０秒間）または場合によ
ってはそれ以下（たとえば６秒間）の間、検知された短
期平均圧を表わす程度のものである。可変抵抗５０．５
２は、医師が個々の患者に応じて設定することができる
。ただし、現在のデータを得るための最適期間（一定の
期間）が、最適と思われるものでなければならない。除
細動装置がすでに植込まれている場合に、患者の状態に
応じて、可変抵抗５０．５２の設定を変更する必要があ
る場合には、従来の無線通信機または磁気リンクを使用
して、かかる変更を行なう。

図示したように、電位差計１００とコンデンサ５１にそ
れぞれ現われる基線および短期（現在）の直流電圧信号
は、それぞれ演算増幅器６０の反転および非反転端子に
送られる。それらの差を示す直流電圧信号は、演算増幅
器６０からの出力として現われる。図示したように、演
算増幅器６０の反転および非反転端子は、心房圧以外の
圧が問題になっていると仮定した場合の接続方法で接続
されている。ＭＡＰが血行力学的パラメーターである場
合には、これらの端子は逆になる。演算増幅器６０から
の直流出力信号は、第一の比較器６■の第一の入力端子
に送られる。比較器６１の第二の入力端子は、電位差計
６２のワイパに接続され、電位差計６２は接地と内部電
力供給バスからの＋１５ボルトとして例示した固定直流
電位点との間に接続されている。

演算増幅器６０から比較器６１に供給される電圧が、電
位差計６２から供給される電圧よりも高くなると、血行
力学的異常を示し、比較器６Ｉの出力端子は、低（ゼロ
）から高（１）に進む。この１の信号は、ＤＣ−ＤＣコ
ンバータ６３のイネーブル端子へ送られる。ＤＣ−ＤＣ
フンバータロ３は、イネーブルされると、低電圧バッテ
リーパックまたは電池６４からの電流を受は取り、それ
をたとえば７２０ポルトの直流高電圧に変換する。

この高電圧は、ＤＣ−ＤＣコンバータ６３がイネーブル
されたとき、抵抗６６を高圧側方向へ通ってエネルギー
蓄積コンデンサ６５（またはコンデンサパック）を充電
するのに使用される。このエネルギー蓄積コンデンサ６
５のサイズは大きいので、必要な除細動パルスを発生す
るのに充分な高いレベルのエネルギーを貯えることがで
きる。好ましいパルスは、血行力学的異常の発生から約
１７秒間発生される、約２５ジユールの打切り指数形パ
ルスである。このパルスは、とくにカーディオヴアージ
ョンが失敗した後に、除細動を行なう場合、やや遅れて
、しかもより高いエネルギーレベルで発生されることが
できる。

エネルギー蓄積コンデンサ６５が、除細動を行なうため
に充分なエネルギーを提供できる程度の高い直流電圧レ
ベルに充電されると、比較器６７により判定される。比
較器６７は、その一つの入力端子に、エネルギー蓄積コ
ンデンサ６５の増加する電圧に比例する電圧を受は取る
。非常に抵抗の大きい分圧器６８がエネルギー蓄積コン
デンサ６５に並列に設けられている。比較器６７の第二
の入力端子は、接地と＋１５ポルトバスとの間に接続さ
れている電位差計７０のワイパに接続されている。エネ
ルギー蓄積コンデンサ６５の電圧が、機能不全の心臓１
１に対し、除細動のエネルギーパルスを供給するのに充
分に高くなると、比較器６７の一つの入力端子に供給さ
れる電圧が、電位差計７０からそのワイパを通って、比
較器６７のもう一つの入力端子に供給される電圧よりも
高くなる。これらの条件の下では、比較器６７からの出
力が低（ゼロ）から高（１）に進み、このＩの信号はア
ナログゲート７１をイネーブルする。アナログゲート７
１の信号久方端子は、パルス整形器７２からの出力を受
は取るように接続されている。パルス整形器７２は、心
拍数検知電極１８ａ。

１８ｂ（第１図および第２Ａ図から第２Ｆ図）または心
拍数検知電極２１２．２１３　（第２Ｇ図）からの入力
を受は取り、これらの電極１８ａ、’１８ｂまたは電極
２１２，２１３から供給されるＲ彼と同期してパルス列
を発生する。パルス整形器７２からのパルス列が存在す
ると、これらのパルスはアナログゲート７１を通って論
理和回路７３へ送られ、そこから５ＣＲ７４のゲート電
極へ送られる。ゲート電極に現われるこれらのパルスの
最初のパルスが５ＣＲ７４を点弧し、それによりそのと
きまでエネルギー蓄積コンデンサ６５（またはコンデン
サ列）に貯えられていたエネルギーを、電極１３．１４
（第１図および第２Ａ図から第２Ｆ図）または電極２（
）２．２０４　（第２Ｇ図）を通つて機能不全の心臓１
１に放電し、除細動を試みる。この放電は、Ｒ波と同期
して行なわれる。

Ｒ波が存在しないため、パルス整形器７２が５ＣＲ７４
を点弧するためのパルスを発生しないときは、比較器６
７からの１の信号は、約３秒以上の遅延を発生する遅延
回路７５を通って送られ、パルス発生器７６をイネーブ
ルして除細動開始のための出力パルスを発生させる。こ
の出力パルスは、論理和回路７３を通って５ＣＲ７４の
ゲート電極に供給され、５ＣＲ７４を点弧する。そのと
きまでに、より高いレベルまで充電されたエネルギー蓄
積コンデンサ６５（またはコンデンサ列）は、５ＣＲ７
４および電極１３．１４（第１図および第２Ａ図から第
２Ｆ図）または電極２０２゜２０４（第２Ｇ図）を通っ
て機能不全の心臓、１１甲へ放電し、除細動を試みる。

このときのエネルギーレベルは、エネルギー蓄積コンデ
ンサ６５が３秒前に放電したと仮定した場合のレベルよ
りも高い。遅延回路７５は、比較器６７に接続されたＲ
Ｃ回路により構成することができ、それによりそのコン
デンサはｌのレベルに向かってゆっくりと充電する。た
とえば、上述したように、コンデンサが１のレベルに達
するまで約３秒以上の時間をかけることができ、それに
よりパルス整形器７２から一つまたはそれ以上の同期パ
ルスを受は取る時間の余裕が生じる。

心臓１１に対して供給された第一のパルスが圧の是正に
失敗した場合には（この場合には、比較器６１の出力が
ゼロになり、ＤＣ−ＤＣコンバータ６３からイネーブル
信号を取り除く。）、エネルギー蓄積コンデンサ６５は
、たとえばさらに３回以上充電と放電を繰り堺し、機能
不全の是正に努める。放電の回数は、計数器８１によっ
て検知される。計数器８１の入力は、論理和回路７３の
出力に接続されている。計数器８１が一定の時間内、た
とえば３分以内に４の計数に達すると、その出力はゼロ
から１となり、このｌの信号はディスニーブリング（Ｏ
ＦＦ）信号としてＤＣ−ＤＣコンバータ６３に与えられ
る。ＤＣ−ＤＣコンバータ６３内の内部タイマが、ＤＣ
−ＤＣコンバータ６３を一定時間オ７　（ＯＦＦ）の状
態に保つので、患者はその時間内にそれ以上のショック
を与えられることがない。この時間が経過すると、ＤＣ
−ＤＣコンバータ６３はレディ状態に戻り、比較器６１
からのイネーブル信号に再び応答できるようになる。計
数器８１は、最大計数である４に達するか。

または一定時間内に４を計数しないとゼロにリセットさ
れる。

除細動が成功すると（コンデンサ５１の電圧によって表
わされる。）、短期平均現在圧は正常に戻り、比較器６
１の出力端子は高（１）から低（ゼロ）になり、それに
よりＤＣ−ＤＣコンバータ６３からイネーブル入力を、
除去し、エネルギー蓄積コンデンサ６５の充電を停止す
る。このようにして、除細動装置１０は、検知した圧の
状態が血行力学的異常が再び生じたことを示した場合に
、すぐに再び使用できる状態になる。最初の除細動パル
スが発生する前に、短期平均現在圧が正常に戻ると、比
較器６１の出力は低（ゼロ）レベルとなり、ＤＣ−ＤＣ
コンバータ６３からイネーブル信号を除去し、それによ
りエネルギー蓄積コンデンサ６５の充電を停止する。

第」５図の回路は、少なくとも部分的には、制御装置ま
たは処理装置であると考えられ、マイクロプロセッサに
より実施することができる。処理装置は符号８２で示さ
れている。処理装置８２は、その構成部品とともに、第
１６Ａ図および第１６Ｂ図の流れ図に記載したステップ
を実行する。

第１５図の回路は、必要に応じて、頻脈治療用ペースメ
ーカーおよび／または徐脈治療用ペースメーカーに使用
することができる。

第１７図を参照すると、ハウジング１２（第１図および
第３図）またはベットサイドのパルス発生装置２０８（
第２Ｇ図）の内部に設置することのできる本発明の回路
構成部品のもう一つの実施例は、一対の入力端子４１．
４２を含む。これらの入力端子４１．４２は、トランス
デユーサ２０（第１図および第２Ａ図から第２Ｆ図）ま
たは非侵襲的トランスデユーサ（第２Ｇ図の装置におけ
る）からの圧を表わす可変直流電圧出力信号を受は取る
。入力端子４２は、回路基準電位（接地）点に接続され
ている。入力端子４１．４２は、増幅器４３に接続され
、増幅器４３は圧を表わす直流入力信号を増幅し、それ
をバッファ増幅器４４に送る。第１７図の回路は、その
構成部品とともに、圧基準と心拍数基準の両方を考慮す
る本発明の実施に適している。まず、心拍数基準を調べ
、もしその基準が満足されると、つぎに圧基準を考慮す
る。

接地と調整された＋１５ボルト電源との間に接続された
電位差計１００のワイパ上に供給される直流電圧レベル
（第一の信号）は、固定された基線圧を表わす。ワイパ
は、個々の患者の病歴や状態を考慮して、医師がセット
することができる。

電位差計１００は、従来の磁気またはラジオリンクを使
用して調節することができる。

ここで使用した「平均」という語は広義で使用され、平
均値だけでなく平均に近い値も含む。バッファ増幅器４
４からの出力は、コンデンサ５１を通って接地されてい
る可変抵抗５０によって構成されたＲＣ回路に供給され
る。コンデンサ５１は、それと並列に接続された可変抵
抗５２を有する。これらの回路構成部品の時定数（充電
および放電）は、コンデンサ５１に現われる直流電圧（
第二の信号）が、トランスデユーサ２０（第１図および
第２Ａ図から第２Ｆ図）または非侵襲的トランスデユー
サ（第２Ｇ図の装置における）によって比較的短い時間
、たとえば先行する１５秒間またはそれ以上（たとえば
６０秒間）または場合によってはそれ以下（たとえば６
秒間）の間、検知された短期平均圧を表わす程度のもの
である。

第１５図の回路におけると同様に、可変抵抗５０゜５２
は、患者の変動する状態を考慮に入れて、従来のラジオ
や磁気リンク等により調節することができる。

図示したように、基線および短期（現在）の直流電圧信
号は、それぞれ電位差計１００のワイパとコンデンサ５
１に現われる。コンデンサ５１からの電圧（第二の信号
）は、ゲート５６の信号入力端子に送られる。心拍数検
知回路８３は、心拍数検知電極１８ａ、１８ｂ（第１図
および第２Ａ図から第２Ｆ図）または心拍数検知電極２
１２゜２１３（第２Ｇ図）からの心拍数（Ｒ波）信号を
受は取るように構成されている。心拍数が一定の値、た
とえば１分間に１５５回を超えると、頻脈状態を示し、
心拍数検知回路８３の出力端子は低（ゼロ）から高（１
）に移る。この１の信号（第一の制御信号）は、イネ−
ブリング入力としてゲート５６に供給される。コンデン
サ５１に現われる現在の平均圧を表わす直流電圧は、イ
ネーブルされたゲート５６を通って演算増幅器６０の非
反転入力端子に送られる。電位差計１００のワイパに現
われる基線圧を表わす直流電圧（第一の信号）は、演算
増幅器６０の反転入力端子に供給される。

演算増幅器６０の非反転入力端子はゲート５６の出力端
子に接続され、ゲート５６は上記のようにイネーブルさ
れると、コンデンサ５１に現われ、現在の平均圧を表わ
す直流電圧信号を演算増幅器６０に送る。図示したよう
に、演算増幅器６０の入力端子は、心房圧以外の信号を
受は取ると仮定した場合の方法で接続されている。ＭＡ
Ｐが選択された血行力学的パラメーターである場合には
、演算増幅器６０の入力端子は逆になる。

演算増幅器６０からの出力は、比較器６１の入力端子に
供給される。比較器６１の他の入力端子は、接地と＋１
５ボルト電力供給バスとの間に接続された電位差計６２
のワイパに接続される。演算増幅器６０から比較器６１
に供給された電圧が、電位差計６２から供給された電圧
より高くなると、血行力学的異常を示し、比較器６１の
出力端子は低（ゼロ）から高（１）に変わり、この１の
信号（第二の制御信号）はＤＣ−ＤＣコンバータ６３の
イネーブル端子に送られる。ＤＣ−ＤＣコンバータ６３
は、イネーブルされると、低電圧バッチリーバツクまた
は電池６４から電流を受は取り、それをたとえば７２０
ポルトの直流高電圧に変換する。この高電圧は、ＤＣ−
ＤＣコンバータ６３がイネーブルされると、抵抗６６を
高圧側方向へ通って、エネルギー蓄積コンデンサ６５（
またはコンデンサパック）を充電するのに使用される。

このエネルギー蓄積コンデンサ６５はサイズが大きいの
で、必要な除細動パルスを発生するのに充分な程度のレ
ベルのエネルギーを貯える。カーディオヴアージョンの
ために必要なパルスは、血行力学的異常の発生から約１
７秒間発生される、約′２５ジュールの打切り指数形パ
ルスであってもよい。　　　　゛ エネルギー蓄積コンデンサ６５が、カーディオヴアージ
ョンのために、充分なエネルギーを供給できる程度に充
分に高い直流電圧レベルまで充電されたことは、比較器
６７により判定される。比較器６７は、その入力端子の
一つに、エネルギー蓄積コンデンサ６５の現在の直流電
圧に比例する電圧を受は取る。抵抗性の分圧器６８がエ
ネルギー蓄積コンデンサ６５に並列に設けられている。

比較器６７の第二の入力端子は、接地と＋１５ポルトバ
スとの間に接続された電位差計７０のワイパに接続され
ている。エネルギー蓄積コンデンサ６５の電圧が、機能
不全の心臓１１に対し、除細動エネルギーパルスを供給
するのに充分な程度になると、比較器６７の一つの入力
端子に供給される電圧は、電位差計７０からそのワイパ
を通って、比較器６７のもう一つの入力端子に供給され
る電圧よりも高くなる。このような条件の下では、比較
器６７からの出力は低（ゼロ）から高（１）に進み、こ
のｌの信号はアナログゲート７１のイネーブルを行なう
。アナログゲート７１の信号入力端子は、パルス整形器
７２からの出力を受は取るように接続されており、パル
ス整形器７２は、心拍数検知電極１８ａ、１８ｂ（第１
図および第２Ａ図から第２Ｆ図）または心拍数検知電極
２１２゜２１３（第２Ｇ図）からの入力を受は取り、こ
れらめ電極１８ａ、１８ｂまたは電極２１２．２１３か
ら供給されるＲ波と同期してパルス列を発生する。パル
ス整形器７２からのパルス列が存在すると、これらのパ
ルスはアナログゲート７１を通って論理和回路７３へ送
られ、そこから５ＣＲ７４のゲート電極へ送られる。こ
れらのパルスの最初のパルスは、ゲート電極に現われて
５ＣＲ７４を点弧し、それによりエネルギー蓄積コンデ
ンサ６５に貯えられているエネルギーを、電極１３゜１
４（第１図および第２図から第２Ｆ図）または電極２０
２．２０４　（第２Ｇ図）を通して機能不全の心臓ｔｔ
に放電し、カーディオヴアージコンを試みる。この放電
は、Ｒ波と同期して行なわれる。

Ｒ波が存在しないため、パルス整形器７２が５ＣＲ７４
の点弧のためのパルスを発生しないときは、比較器６７
からの１の信号は、３秒以上の遅延を発生する遅延回路
７５を通って送られ、パルス発生器７６をイネーブルし
て除細動開始のための出力パルスを発生させる。この出
力パルスは、論理和回路７３を通って５ＣＲ７４のゲー
ト電極に送られ、５ＣＲ７４を点弧する。経過した３秒
間の間に、より高いレベルまで充電されたエネルギー蓄
積コンデンサ６５（またはコンデンサパック）は、５Ｃ
Ｒ７４および電極１３．１４（第１図および第２Ａ図か
ら第２Ｆ図）または電極２０２．２０４　（第２Ｇ図）
を通って機能不全の心臓ｌｌ中へ放電し、除細動を試み
る。このときのエネルギーレベルは、３秒前に放電が行
なわれたと仮定した場合のレベルよりも高い。遅延回路
７５は、比較器６７に接続されたＲＣ回路によっても構
成するととができ、それによりそのコンデンサは１のレ
ベルまでゆっくりと充電される。たとえば、コンデンサ
が１のレベルに達するために、３秒間以上かけることも
でき、それによりパルス整形器７２からの一つまたはそ
れ以上の同期パルスを受は取る時間に余裕ができる。

心臓１１に対して与えられた第一のパルスが、血行力学
的異常を克服することにより圧の是正に失敗した場合に
は（この場合、比較器６１の出力はゼロになり、ＤＣ−
ＤＣコンバータ６３からイネーブル信号を除去する。）
、エネルギー蓄積コンデンサ６５は、たとえば３回以上
さらに充電および放電を繰り返し、機能不全の是正に努
める。

放電の回数は、計数器８１によって検知される。

計数器８１の入力は、論理和回路７３の出力に接続され
ている。計数器８１が一定時間以内、たとえば３分間以
内に４の計数に達すると、その出力はゼロから１になり
、その１の信号はディスニーブリング（ＯＦＦ）信号と
してＤＣ−ＤＣコンバータ６３に送られる。計数器８１
は、その最大計数である４の計数に達するか、または一
定時間内に４の計数に達しないとゼロにリセットされる
。ＤＣ−ＤＣコンバータ６３内の内部タイマが、ＤＣ−
ＤＣコンバータ６３を一定時間の間オフ（ＯＦＦ）状態
に保つので、患者はその時間内により以上のショックを
受けることはない。この時間が経過すると、ＤＣ−ＤＣ
コンバータ６３．はレディ状態に戻り、比較器６１から
のイネーブル信号に再び応答することができるようにな
る。

上記の第１７図の説明から判るように、除細動直流パル
スは、心拍数基準がまず満足され、つぎに圧基準も満足
されたときに、初めて機能不全の心臓１１に供給される
。これは、直列心拍数−圧アルゴリズムであると考えら
れる。

心拍数基準は満足されるが、圧基準は満足されない場合
、換言すれば血行力学的異常が存在しない場合でも、第
１７図の回路は作動して、頻脈治療用ペースメーカー８
６をイネーブルする。ペースメーカー８６は、対のベー
シングｔｉ２１，２２（第１図および第２Ａ図から第２
Ｆ図）または対のベーシング電極２１０．２１１（第２
Ｇ図）にベーシングパルスを供給する。ペースメーカー
８６をイネーブルするためには、二つの信号を論理積回
路８５に供給しなければならない。その一つは、心拍数
検知回路８３からの１の信号であり、もう一つは、比較
器６１の出力端子からインバータ８４を通って論理積回
路８５に供給されるｌの信号である。血行力学的異常が
存在しない場合には、比較器６１の出力端子は低（ゼロ
）出力となる。このゼロ出力は、インバータ８４によっ
て反転され、論理積回路８５の第二の入力端子に１とし
て現われる。このようにして、論理積回路８５への入力
が両方ともｌであれば、頻脈治療用ペースメーカー８６
が作動される。ペースメーカー８６は、従来のものであ
ってもよい。

除細動が成功すると（コンデンサ５１の電圧によって表
わされる）、短期平均現在圧は正常に復し、比較器６１
の出力端子は高（１）から低（ゼロ）に戻り、ＤＣ−Ｄ
Ｃコンバータ６３からイネーブル入力を除去し、それに
よりエネルギー蓄積コンデンサ６５の充電を停止する。

このようにして、除細動装置ＩＯは、検知された圧状態
により血行力学的異常が再び生じたことが示されたとき
に、再度使用するための準備状態に置かれる。第１５図
の場合のように、除細動パルスの発生前に、短期現在圧
が正常に戻ると、イネーブル信号はＤＣ−ＤＣコンバー
タ６３から除去され、エネルギー蓄積コンデンサ６５の
充電が停止する。

第１７図の回路は、少なくとも部分的には、処理装置で
あると考えられ、それはマイクロプロセッサにより実施
される。処理装置を符号８２で示す。処理装置８２は、
その関連構成部品とともに、第１８Ａ図および第１８Ｂ
図に記載した流れ図のステップを実行する。

第１７図の装置は、必要に応じて、安全装置付徐脈治療
用ペースメーカーと組み合わせることもできる。

第１９図を参照すると、本発明の回路部品のもう一つの
実施例は、ハウジング１２（第１図および第３図）また
はベットサイドのパルス発生装置２０８（第２Ｇ図）の
内部に設けることができ、一対の入力端子４１．４２を
含む。これらの入力端子４１．４２は、トランスデユー
サ２０（第１図および第２Ａ図から第２Ｆ図）または非
侵襲的トランスデユーサ（第２Ｇ図の装置における）か
らの圧を表わす可変直流電圧出力信号を受は取る。

入力端子４２は、回路基準電位（接地）点に接続されて
いる。入力端子４１．４２は、増幅器４３に接続されて
おり、増幅器４３は圧を表わす直流入力信号を増幅して
、それをバッファ増幅器４４に送る。第１９図の回路は
、心拍数基準と圧基準の両方を使用する本発明の実施に
適している。この場合においては、除細動装置１０を作
動させるためには、心拍数基準と圧基準とが同時に存在
する必要がある。

接地と調整された＋１５ボルトの電源との間に接続され
た電位差計１００のワイパに現われる直流電圧レベル（
第一の信号）は、固定された基線圧を表わす信号である
。ワイパは、第１５図および第１７図の回路の場合と同
様、個々の患者の必要に応じて、医師が設定することが
でき、また設定は必要に応じて、無線や磁気技術を使用
して調節することができる。

ここで使用する「平均」という語は広義に用いられてお
り、平均値だけでなく平均に近い値も含む。バッファ増
幅器４４からの出力は、コンデンサ５１を通って接地さ
れている可変抵抗５０により構成されているＲＣ回路に
供給される。コンデンサ５１は、それと並列に接続され
た可変抵抗５２を有する。これらの回路構成部品の時定
数（充電と放電）は、コンデンサ５１に現われる直流電
圧が、トランスデユーサ２０（第１図および第２Ａ図か
ら第２Ｆ図）または非侵襲的トランスデユーサ（第２Ｇ
図の装置における）により比較的短い時間、たとえば１
５秒間またはそれ以上（たとえば６０秒間）または場合
によってはそれ以下（たとえば６秒間）の間にわたって
、検知された短期平均圧を表わすことができる程度であ
る。可変抵抗５０．５２の大きさは、第１５図および第
１７図の回路の場合と同様、調節可能である。これは、
患者の状態により、変更する必要が生じた場合には望ま
しい特徴である。

図示したように、電位差計１００のワイパとコンデンサ
５１にそれぞれ現われる基線および短期（現在）の直流
電圧信号は、それぞれ演算増幅器８７の反転および非反
転端子に送られる。これらの電圧の差を表わす直流電圧
信号は、演算増幅器８７からの出力として現われる。図
示したように、演算増幅器８７の入力端子は、心房圧以
外の圧が問題となっていると仮定した場合の接続方法に
よっている。ＭＡＰが選択された血行力学的パラメータ
ーである場合には、これらの端子は逆になる。

演算増幅器８７からの直流出力信号は、比較器８８の第
一の入力端子に送られる。比較器８８の第二の入力端子
は、接地と内部電力供給バスからの＋１５ボルトとして
例示した固定直流電位点との間に接続された電位差計８
９のワイパに接続されている。

演算増幅器８７から比較器８８に供給される電圧が、電
位差計８９からワイパを通って供給される電圧よりも高
くなると、比較器８８の出力端子の低（ゼロ）レベルは
高（１）となり、この１の信号は、論理積回路９０の第
一の入力端子に送られる。論理積回路９０のもう一つの
入力端子は、心拍数検知回路８３の出力端子に接続され
ており、この心拍数検知回路８３は、心拍数があらかじ
め定めた値、たとえば１分間に１５５回を超えると、そ
の出力端子上に１の信号を発生する。論理積回路９０が
、その両方の入力端子に１の信号を受は取ると、その出
力は高（１）レベルとなり、ゲート５６をイネーブルす
る。コンデンサ５１に現われる現在の平均圧を表わす電
圧（第二の信号）は、演算増幅器６０の非反転入力端子
に送られる。電位差計１００のワイパに現われる固定基
線圧（第二の信号）は、演算増幅器６０の反転入力端子
に送られる。ＭＡＰが選択された血行力学的パラメータ
ーである場合には、演算増幅器６０の入力端子は逆にな
る。サンプルホールド回路５７からの直流出力は、記憶
装置に記憶される。演算増幅器６０の非反転入力端子は
、ゲート５６の出力端子に接続されている。ゲート５６
は、イネーブルされると、コンデンサ５１に現われ、現
在の平均圧を表わす直流電圧信号を演算増幅器６０に送
る。

演算増幅器６０からの出力は、比較器６１の入力端子に
供給される。比較器６１のもう一つの入力端子は、接地
と＋１５ボルトの電力供給バスとの間に接続された電位
差計６２のワイパに接続されている。演算増幅器６０か
ら比較器６１に供給される電圧が、電位差計６２から供
給される電圧よりも高くなると、血行力学的異常を示し
、比較器６１の出力端子は低（ゼロ）から高（１）にな
り、この１の信号はＤＣ−ＤＣコンバータ６３のイネー
ブル端子に送られる。電位差計８９．６２のワイパは、
それぞれ独立して調節することができる。

したがって、電位差計６２のワイパは設定可能であるの
で、血行力学的異常がゲート５６が開かれたときよりも
悪化しない限り、比較器６１からの出力がＤＣ−ＤＣコ
ンバータ６３をイネーブルしないようにすることができ
る。ＤＣ−ＤＣコンバータ６３は、イネーブルされると
、低電圧バッテリーパックまたは電池６４からの電流を
受は取り、それをたとえば７２０ポルトの直流高電圧に
変換する。この高電圧は、ＤＣ−ＤＣコンバータ６３が
イネーブルされたとき、抵抗６６を高圧側方向へ通って
エネルギー蓄積コンデンサ６５（またはコンデンサパッ
ク）を充電するのに使用される。

このエネルギー蓄積コンデンサ６５のサイズは大きいの
で、必要な除細動パルスを発生するために充分なレベル
のエネルギーを貯えることができる。

力−ディオヴアージョンを行なうために望ましいパルス
は、血行力学的異常から１７秒間発生される、約２５ジ
ユールの打切り指数形パルスであってもよい。

エネルギー蓄積コンデンサ６５が充分に高い直流電圧に
達したことは、比較器６７によって判定される。比較器
６７は、その入力端子の一つに、エネルギー蓄積コンデ
ンサ６５の直流電圧と比例する電圧を受は取る。抵抗性
の分圧器６８がエネルギー蓄積コンデンサ６５に並列に
接続されている。比較器６７の第二の入力端子は、接地
と＋１５ポルトバスとの間に接続された電位差計７０の
ワイパに接続されている。エネルギー蓄積コンデンサ６
５の電圧が、機能不全の心臓１１に対し、除細動パルス
を供給するために充分な程度に高くなると、比較器６７
の一つの入力端子に供給される電圧が、比較器６７のも
う一つの入力端子に対して電位差計７０からそのワイパ
を通って供給される電圧よりも高くなる。これらの条件
の下で、比較器６７からの出力は低（ゼロ）から高（１
）に移り、この１の信号はアナログゲート７１をイネー
ブルする。アナログゲート７１の信号入力端子は、パル
ス整形器７２からの出力を受は取るように接続されてい
る。パルス整形器７２は、心拍数検知電極１８ａ、１８
ｂ　（第１図および第２Ａ図から第２Ｆ図）または心拍
数検知電極２１２゜２１３（第２Ｇ図）からの入力を受
は取り、これらの電極１８ａ、１８ｂまたは電極２１２
，２１３から供給されるＲ波と同期してパルス列を発生
する。パルス整形器７２からのパルス列が存在すると、
これらのパルスはアナログゲート７１を通って論理和回
路７３に送られ、そこから５ＣＲ７４のゲート電極へ送
られる。これらのパルスの最初のパルスはゲート電極に
現われ、５ＣＲ７４を点弧し、それによりエネルギー蓄
積コンデンサ６５に貯えられている電気エネルギーを電
極１３゜１４（第１図および第２Ａ図から第２Ｆ図）ま
たは電極２０２．２０４　（第２Ｇ図）を通って機能不
全の心臓１１へ放電し、カーディオヴアージョンを試み
る。この放電は、Ｒ波と同期して行なわれる。

Ｒ波が存在しないため、パルス整形器７２が５ＣＲ７４
を点弧するためのパルスを発生しない場合は、比較器６
７がらの１の信号は、約３秒以上の遅延を供給する遅延
回路７５を通って送られ、パルス発生器７６をイネーブ
ルして出力パルスを発生し、この出力パルスは、論理和
回路７３を通って５ＣＲ７４のゲート電極に送られ、５
ＣＲ７４を点弧する。そのときまでに、より高いレベル
に充電されたエネルギー蓄積用コンデンサ６５は、５Ｃ
Ｒ７４および電極１３．１４（第１図および第２Ａ図か
ら第２Ｆ図）または電極２０２．２０４（第２Ｇ図）を
通して機能不全の心臓１１へ放電し、除細動を行なう。

遅延回路７５は、比較器６７に接続されたＲＣ回路で構
成することができ、その結果コンデンサは１のレベルへ
ゆっくリド充電される。たとえば、コンデンサの充電に
約３秒以上かけることもでき、それによりパルス整形器
７２からその一つまたはそれ以上の同期パルスを受は取
る時間の余裕ができる。

心臓１１に与えられた第一のパルスが圧の是正に失敗し
た場合には（これにより、比較器６１の出力がゼロにな
り、ＤＣ−ＤＣコンバータ６３からイネーブル信号を取
り除く。）、エネルギー蓄積コンデンサ６５は、たとえ
ばさらに３回再充電と放電を繰り返し、機能不全を是正
しようと努める。放電の回数は、計数器８１によって検
知される。計数器８１０入力は、論理和回路７３の出力
に接続されている。計数器８１が一定の時間内。

たとえば３分間内に４まで数えると、その出力はゼロか
ら１に進み、このｌの信号はディスニーブリング（ＯＦ
Ｆ）信号としてＤＣ−ＤＣコンバータ６３に与香られる
。計数器８１は、最大計数である４の計数に達するか、
または一定時間内に４の計数に達しない場合にゼロにリ
セットされる。ＤＣ−ＤＣコンバータ６３内の内部タイ
マは、一定時間の間ＤＣ−ＤＣコンバータ６３をオフ（
ＯＦＦ）状態に保つので、患者はその時間の間はそれ以
上ショックを与えられない。この時間が経過すると、Ｄ
Ｃ−ＤＣコンバータ６３はレディ状態に戻り１、比較器
６１からのイネーブル信号に再び応答することができる
ようになる。

上記の第１９図の回路の作用の説明から判るように、除
細動直流パルスは、心拍数基準と圧基準が同時に満足さ
れたときに、初めて機能不全の心臓１１に与えられる。

これは、並列心拍数−圧アルゴリズムであると見ること
ができる。

心拍数基準は満足されたが、圧基準は満足されない場合
、すなわち血行力学的異常が存在しない場合にも、第１
９図の回路は作動して頻脈治療用ペースメーカー８６を
イネーブルし、ペースメーカー８６は対のベーシング電
極２１．２２（第１図および第２Ａ図から第２Ｆ図まで
）またはベーシング電極２１０．２１１　（第２Ｇ図）
にベーシング信号を供給する。ペースメーカー８６をイ
ネーブルするためには、二つの信号が論理積回路８５に
与えられなければならない。第一の信号は、心拍数検知
回路８３からの１の信号であり、第二の信号は、比較器
６１の出力端子からインバータ８４を通って論理積回路
８５に供給されたｌの信号である。血行力学的異常が存
在しない場合には、比較器６１の出力端子は低（ゼロ）
出力を有する。

このゼロ出力は、インバータ８４により反転され、論理
積回路８５の第二の入力端子に１として現われる。９の
ようにして、入力が両方ともｌであるとき、頻脈治療用
ペースメーカー８６は作動される。

除細動が成功すると、短期平均現在圧（コンデンサ５１
の電圧により表わされる）は正常に戻り、比較器６１の
出力端子は高（１）から低（ゼロ）に変わり、それによ
りＤＣ−ＤＣコンバータ６３からイネーブル入力を除去
し、エネルギー蓄積コンデンサ６５の充電を停止する。

このようにして、除細動装置１０は、検知した圧条件が
血行力学的異常が再び生じたことを示した場合に、再度
使用できるように準備状態にされる。

上記に説明した第１９図の回路は、少なくとも部分的に
は、制御処理装置であると考えることができ、そりはマ
イクロプロセッサにより実施できる。処理装置は符号８
２で示す。処理装置８２は、その構成部品とともに、第
２０Ａ図および第２０Ｂ図の流れ図に記載したステップ
を実行する。

第１９図の回路は、必要に応じて、安全装置付き徐脈治
療用ペースメーカーに使用することかできる。

第１０図を参照すると、機能不全の心臓１１を治療する
ための除細動装置１０の構成部品のざらにもう一つの奨
施例は、ハウジング１２（第１図および第３図）または
ベットサイドのパルス発生、装置２０８（第２Ｇ図）の
内部に設けることかでき、または患者の体に付けて持ち
運ぶことができるポータプル装置やＩＣＵ、ＣＣＵ、病
室等に固定して設置することができる。これらの回路構
成部品は、一対の入力端子４１．４２を含み、これらの
入力端子４１．４２は、圧反応トランスデユーサ２０（
第１図および第２Ａ図から第２Ｆ図）または非侵襲的ト
ランスデユーサ（第２Ｇ図の装置における）からの圧を
表わす可変直流出力電圧　　　　　。

信号を受は取る。入力端子４２は、回路基準電位（接地
）点に接続されている。入力端子４１，４２は、増幅器
４３に接続されており、増幅器４３は圧を表わす直流入
力信号を増幅し、それをそれぞれのバッファ増幅器４４
．４５に供給する。第１０図の回路は、圧基準だけを使
用する本発明の実施または心拍数基準と圧基準との両方
（並列または直列に）を使用する本発明の実施に使用す
ることができる。第１０図の回路は、第５Ａ図、第５Ｂ
図、第７Ａ図、第７Ｂ図、第９Ａ図、第９Ｂ図、第１６
Ａ図、第１６Ｂ図、第１８Ａ図、第１８Ｂ図、第２０Ａ
図、第２０Ｂ図の流れ図にアルゴリズムとして示された
方法を実行するために使用することができる。第１０図
の回路は、単極。

双投スイッチが図のようにセットされると、第４図、第
６図および第８図に示した手配線のアナログ回路のディ
ジタル、マイクロプロセッサ版であると考えることがで
きる。スイッチｌ　０１を他の位置にセットした場合に
は、回路は第１５図、第１７図および第１９図に示した
手配線のアナログ回路のディジタル、マイクロプロセッ
サ版であると考えることができる。もちろん、第１０図
のマイクロプロセッサ回路は、他のルーチンを実行する
ためにプログラムすることができる。たとえば、心拍数
基準が満足されるものとすると、回路は、（１）圧をモ
ニタするだけのためにも、また（２）頻脈治療用ベーシ
ングおよび／またはカーディオヴアージョンを行なうた
めにも構成することができる。さらに、もう一つの実施
例として、心拍数基準および圧基準の両方が満足される
ものとすると、第１０図の回路は、（１）頻脈治療ベー
シングを行なうため、および／または（２）除細動を行
なうためにプログラムすることができる。さらに、選択
された介入動作もプログラムすることができ、それによ
り一つの動作を試みて失敗すると、他の動作を試みるこ
とができ、これを繰り返すことができる。たとえば、血
行力学的異常の存在の有無に拘わらず、頻脈が検知され
ると、まず頻脈治療用ペースメーカー８６が不整脈を正
常に戻すように努め、これが失敗すると、除細動により
同じことを試みる。可能な一つのプログラムを以下に詳
細に説明する。

バッファ増幅器４５からの出力は、可変抵抗４６によっ
て構成されるＲＣ回路に送られる。可変抵抗４６は、並
列に接続された大容量の可変抵抗４８を有する直列に接
続された蓄積コンデンサ４７を通って接地されている。

これらの回路構成部品の時定数（充電および放電）は、
蓄積コンデンサ４７の直流電圧（第一の信号）が、トラ
ンスデユーサ２０（第１図および第２Ａ図から第２Ｆ図
）または非侵襲的トランスデユーサ（第２Ｇ図の装置に
おける）によって比較的長期間、たとえば先行する１５
分間またはそれ以上（たとえば数時間）または場合によ
ってはそれ以下（たとえば１２０秒間）の間にわたって
、検知された平均圧を表わす程度のものである。このよ
うにして、蓄積コンデンサ４７の直流電圧レベルは長期
基線圧を表わす。ここで使用した「平均」という語は広
義に使用され、平均値だけでなく平均に近い値も含む。

バッファ増幅器４４からの出力は、コンデンサ５１を通
って接地された可変抵抗５０によって構成されたＲＣ回
路に送られる。コンデンサ５１は、それと並列に接続さ
れた可変抵抗５２を有する。

これらの回路部品の時定数（充電および放電）は、コン
デンサ５１に現われる直流電圧（第二の信号）が、トラ
ンスデユーサ２０（第１図および第２Ａ図から第２Ｆ図
）または非侵襲的トランスデユーサ（第２Ｇ図の装置に
おける）によって比較的短時間、たとえば先行する１５
秒間またはそれ以上（たとえば６０秒間）または場合に
よってはそれ以下（たとえば６秒間）の間にわたって、
検知された短期平均圧を表わす程度のものである。

図示したように、それぞれ蓄積コンデンサ４７オヨびコ
ンデンサ５１に現われる長期（基線）および短期（現在
）の直流電圧信号は、アナログディジタル変換器９１．
９２を通ってマイクロプロセッサ９３の入力へ送られる
。アナログディジタル変換器９１．９２は、それが作動
すると、蓄積コンデンサ４７およびコンデンサ５１に現
われるアナログ信号を、マイクロプロセッサ９３によっ
て処理するために、対応するディジタル信号に変換する
。マイクロプロセッサ９３は、ＲＯＭ９４とＲＡＭ９５
とを有し、ＲＯＭ９４はプログラムされた命令をマイク
ロプロセッサ９３に与え、ＲＡＭ９５はマイクロプロセ
ッサ９３からの、またはそれに対する圧関連信号のディ
ジタル信号表示を記憶し、供給する。

マイクロプロセッサ９３のもう一つの入力は、高心拍数
検知回路８３からの高（１）および低（ゼロ）の信号が
供給される。心拍数検知回路８３は、心拍数検知電極１
８ａ、１８ｂ　（第２Ａ図から第２Ｆ図）または心拍数
検知電極２１２．２１３（第２Ｇ図）によって検知され
る心拍数が、あらかじめ定めた値、たとえば１分間に１
５５回を超えると１の信号を発生する。選択される実際
の心拍数は、もちろん個々の患者の状態や患者の状態に
ついての医師の意見によって定められる。パルス整形器
７２もまた、心拍数検知電極１８ａ。

１８ｂ（第２Ａ図から第２Ｆ図）または心拍数検知電極
２１２．２１３　（第２Ｇ図）からの入力を受は取り、
マイクロプロセッサ９３に対して狭い直流パルスを供給
する。これらのパルスは、力−ディオヴアージョンのた
めの同期パルスとして使用される。

頻脈治療用ペースメーカー８６は、マイクロプロセッサ
９３の出力端子に接続され、マイクロプロセッサ９３か
らその指令により、ペースメーカー８６を作動させるた
めのペースイネーブル信号を受は取る。マイクロプロセ
ッサ９３からの他の二つの出力端子は、それぞれ論理和
回路７３に対して除細動指令信号を供給する。論理和回
路７３は、第４図、＊６図および第８図に示した手配線
の回路の同じ参照符号で示した対応する回路構成部品の
場合と同様に、ＤＣ−ＤＣコンバータ６３゜電池６４．
充電用抵抗６６、エネルギー蓄積コンデンサ６５および
５ＣＲ７４と協力する。論理和回路７３の出力は、また
マイクロプロセッサ９３の入力端子に供給され、計数器
８１（第４図、第６図および第８図）に相当するマイク
ロプロセッサ９３内の計数手段に信号を供給する。

これまでに説明したように、第１０図の回路は、第５Ａ
図、第５Ｂ図、第７Ａ図、第７Ｂ図、第９Ａ図、第９Ｂ
図の各図の流れ図に示した方法を実行することができる
。それぞれのプログラムは、ＲＯＭ９４から供給される
。使用に際しては、第１０図の回路は、スイッチ１０１
を図のようにセットすると、第４図、第６図、第８図の
手配線アナログ回路をマイクロプロセッサ９３によって
実施するものと見なすことができる。スイッチ１０１を
他の位置にセットすると、蓄積コンデンサ４７および可
変抵抗４８は、アナログディジタル変換器９１への出力
およびそれに接続された電位差計１００のワイパから切
断される。電位差計１００のワイパに現われる電圧は、
このようにして、この場合には固定基線圧を表わす第一
の信号を構成する。第１０図の回路は、このように接続
されると、第１６Ａ図、第１６Ｂ図、第１８Ａ図、第１
８Ｂ図、第２０Ａ図、第２０Ｂ図の各図の流れ図で示し
た方法を実行する。第１０図の回路は、また幾分具なっ
たルーチンを実行したり、さらに他の入力を受は入れた
りするようにプログラムすることができる。

たとえば、必要に応じて、低心拍数検知回路９６も提供
することができる。その低心拍数検知回路９６の入力は
、心拍数検知電極１８ａ、１８ｂ（第２Ａ図から第２Ｆ
図）または心拍数検知電極２１２．２１３（第２Ｇ図）
に接続されている。

これらの電極１８ａおよび１８ｂまたは電極２１２．２
１３によって検知された心拍数が、徐脈を示す一定の値
、たとえば１分間に４５回を下回ると、低心拍数検知回
路９６が入力端子に対し、高（１）の信号を送る。これ
らの条件の下においては（心拍数をゼロでないと仮定す
る）、マイクロプロセッサ９３は徐脈治療用ペースメー
カー９７に対して指令イネーブル信号を供給する。イネ
ーブルされると、ペースメーカー９７は、ベーシング電
極２１．２２　（第１図および第２Ａ図から第２Ｆ図）
またはベーシング電極２１０．２１１（第２Ｇ図）を通
して、徐脈治療用ベーシング信号を患者の心臓１１に供
給する。

必要に応じ、心拍数検知電極１８ａ、１８ｂ（第２Ａ図
から第２Ｆ図）または心拍数検知電極２１２．２１３（
第２Ｇ図）からの出力に応答するゼロ心拍数検知回路９
８を設けることができる。

このゼロ心拍数検知回路９８は、心拍数がゼロとなり心
停止を示すと（継続した「平坦線」と呼ばれることがあ
る。）、高（１）の出力信号を発生する。これは、不全
収縮または心室微細動を表わす。この条件下においては
、マイクロプロセッサ９３は、まずエネルギー蓄積コン
デンサ６５の充電と放電を行ない、その指令除細動出力
接続を通じて１の信号を論理和回路７３に供給し、血行
力学的改善が見られなければ、一定回数のコンデンサ放
電（たとえば４回）を行なった後、徐脈治療ベースメー
キングを行なうようにしてプログラムされる。必要に応
じ、除細動とベースメーキングの順序は、逆にプログラ
ムすることもできる。

第１０図の回路は、必要に応じ、狭範囲確率密度関数回
路９９を含むことができ、この確率密度関数回路９９の
入力は、心拍数検知電極１８ａ。

１８ｂ（第２Ａ図から第２Ｆ図）または心拍数検知電極
２１２，２１３　（第２Ｇ図）に接続される。

確率密度関数回路９９は、ランガーほかの米国特許筒４
，１８４，４９３号、第４，２０２．３４０号および第
４．４７５．５５１号に開示されているようなタイプの
ものでよく、これは心室微細動が存在すると、高（１）
の出力信号を発生する。この１の信号は、マイクロプロ
セッサ９３の入力に供給され、マイクロプロセッサ９３
は、ＲＯＭ９４に記憶されているそのプログラムにした
がって、エネルギー蓄積コンデンサ６５の充電と放電を
行ない、その指令除細動出力を通して論理和回路７３に
１の信号を送り、放電を開始する。

従来の頻脈治療装置は、主として心拍数だけを検知する
ものであり、血行力学的に安定な頻脈を不安定な頻脈か
ら区別する点において不充分であった。したがって、本
発明を実施するに際して、特許出願人は、有意な不整脈
を区別するための基礎が存在するかどうか、かつそれが
頻脈治療装置の改良のための基礎となり得るかどうかを
判断するｔ；めに、平均右心房圧（ＭＲＡＰ）、平均右
心室圧（ＭＲＶＰ）および平均動脈圧（ＭＡＰ）を検討
した。

急速な心房および心室ベーシングに対する血行力学的反
応を１０匹の非開胸の麻酔した犬について調べた。圧モ
ニタ用カテーテルを大腿部の動脈。

右心房上部（ＨＲＡ）および右心室尖部（ＲＶＡ）に挿
入し、３０秒から６０秒の急速ＨＲＡおよびＲＶＡベー
シングを行なった後、基線心拍数におけるＭＡＰ、ＭＲ
ＡＰおよびＭＲＶＰを測定した。

ベーシング速度１分間１８０，２５０および２８０にお
ける急速ベーシング中において記録された圧（３０秒お
よび６０秒のベーシングにおける平均圧）を、基線心拍
数において最初に記録した圧と比較した。−匹の犬の心
電図波、ＭＡＰ、およびＭＲＡＰのグラフによる表示を
１５秒のタイムベースで第１１図に示す。この場合のベ
ーシング速度は、時間ゼロから始めて１分間２５０回で
あった。ＭＡＰおよびＭＲＡＰのグラフは、変化が僅か
であることを示し、血行力学的異常は示されていない。

第１２図に示すように、犬のベーシング速度を時間ゼロ
から始めて１分間２８０回にすると、グラフによって明
らかに示されているように、ＭＡＰは２秒以内に著しく
低下し、ＭＲＡＰは１秒以内に著しく増加した。血行力
学的異常が存在じた。このようにして、選択された基準
が検知され、頻脈治療装置および方法の基礎となったこ
とは明らかである。第１３図において、時間ゼロにおい
て心臓に心室細動を起こさせた犬のＭＡＰおよびＭＲＡ
Ｐのグラフは、明らかに著しい血行力学的異常を示して
いる。ＭＡＰとＭＲＡＰのグラフは、約８秒後のＭＡＰ
が低下し、かつきわめて低いレベルにまで低下を継続し
ているのに対し、ＭＲＡＰは貝じ時間内に著しく増加し
た。検知アルゴリズムとして、ＭＲＡＰアルゴリズムお
よびＭＲＡＰ心拍数結合アルゴリズムな、手動頻脈治療
用除細動装置を使用して犬で実験した。第１４図におい
ては、時間ゼロにおいて、心室細動を起こさせた犬の心
電図、ＭＡＰおよびＭＲＡＰのグラフが約３６秒間にわ
たって示されている。

この場合、約２２秒経過後に除細動パルスを与えた。第
１４図のＭＡＰおよびＭＲＡＰのグラフに示されている
ように、細動の最初から著しい血行力学的異常が現われ
、除細動パルスを与えると除去された。その上、正常な
心拍数は約３秒後に回復した。

心室性頻脈に類似させた急速ＲＶＡベーシングを行なう
と、ＭＲＡＰおよびＭＲＶＰが有意に増加しくそれぞれ
５．５±０．５から１２．０±１．０ｍｍ）Ｔｇ、およ
び１１．０±１．２から１６．０±０．９ｍｍＨｇ、）
　、著しい血行力学的異常が見られた（ＭＡＰは８５±
６から５０±５ｍｍＨｇ、に隼下した）。

これらのパラメーターは、ＨＲＡベーシング（心房性頻
脈に類似した）の間中安定であった。検知アルゴリズム
は、途去しなければならない不整脈。

血行力学的に不安定な心室性頻脈および細動を兄事に示
している。血行力学的に安定な頻脈は、単にモニタした
だけで、手による冷去は行なわなかった。

したがって、ＭＲＡＰ、ＭＲＶＰおよびＭ　Ａ　Ｐ並び
にその他の平均圧は、血行力学的に有意な頻脈を区別す
るために使用することができ、血行力学的に反応する頻
脈治療用装置における検知パラメーターとして使用で争
ると結論することができる。

本発明は、心機能不全を有する患者の治療を著しく進歩
させるものである。本発明の装置は、自動的に作動する
。基線圧とそれからの許容し得る偏移は、多数の人口ま
たは基準の平均に基づくものではなく、これらのパラメ
ーターは個々の患者の状態に基づくものである。

【図面の簡単な説明】

第１図は、機能不全の心臓を治療するための、植込み式
血行力学的反応装置の実施例の略図。 第２Ａ図は、本発明の実施に使用するカテーテルの図で
、心臓内に留置され、カテーテルの一部を構成する圧反
応検知装置が右心室の中に留置されているところを示す
。 第２８Ｊは、本発明の実施に使用することができる第二
のカテーテルの図で、心臓の中に留置され、カテーテル
の一部を構成する圧反応検知装置が右心房内に留置され
ているところを示す。 第２Ｃ図は、本発明の実施に使用することができる第三
のカテーテルの図で、心臓の左側の内部に留置され、圧
反応検知装置が上大静脈に血液を送り込む大静脈中に留
置されているところを示す。 第２ＤＩＩは、本発明の実施に使用する第四のカテーテ
ルの図で、心臓の左側の内部に留置されており、圧反応
検知装置が左心室内に留置されているところを示す。 第２ＥＥは、心臓の左側の内部に置かれた第四のカテー
テルの図で、圧反応検知装置が左心房内に置かれている
ところを示す。 第２ＦＪは、心臓の左側の内部に置かれた第四のカテー
テルの図で、圧力反応検知装置は動脈系の中の一地点に
置かれているところを示す。 第２Ｇ図は、一つの変更例の図で、外部血圧測定用腕帯
により動脈圧を測定し、それからＭＡＰを得るところを
示す。 第３図は、本発明の植込み式除細動器の一例の斜視図。 第４図は、圧に反応する、機能不全の心臓を治療するた
めの血行力学的に反応する装置の、一部をブロック図に
した概略図。 第５／’ＪＣＩおよび第５Ｂ図は、第４図の装置によっ
て実行され、対応する方法を達成するための一連のステ
ップの第一の例示的流れ図。 第６ｘは、圧および心拍数の両方に反応する、機能不全
の心臓の治療のための血行力学的に反応する装置の、一
部をブロック図にした概略図。 第７Ａ図および第７Ｂ図は、第６図の装置によって実行
され、対応する方法を達成するための一連のステップの
第二の例示的流れ図。 第８区は、第６図の回路の変更例である、機能不全の心
臓の治療のための血行力学的に反応する装置の、一部を
ブロック叉にした概略図。 第９Ａ図および第９Ｂ図は、第８図の装置によって実行
され、対応する方法を達成するための一連のステップの
第三の例示的流れ図。 第１０図は、第４図、第６図、第８図を含む本発明の実
施例をマイクロプロセッサを使用して実施する、機能不
全の心臓を治療するための、血行力学的に反応する装置
の、一部をブロック図にした概略ｘ０ ｇＬｉ区から第１３図ま、では、本発明の理解のために
、それぞれ高速右心房ベーシング、右心室尖部ベーシン
グおよび心室細動を行なった犬の心拍波（Ｒ波）、平均
動脈圧（ＭＡＰ）および平均右心房圧（ＭＲＡＰ）を時
間軸に沿ってグラフで表わした説明図。 第ｉ４図は、第１３区のグラフと同様な、時間軸に沿っ
たグラフで、時間軸を延長し、除細動が成功した場合の
Ｒ波、ＭＡＰおよびＭ　ＲＡ　Ｐに対する効果を示す説
明図。 第１５図は、圧に反応する、本発明の実施例による、機
能不全の心臓を治療するための血行力学的に反応する装
置の、一部をブロック図にした概略図。 第ｉ６Ａ図および第１６Ｂ図は、第１５図の本発明の装
置によって実行され、本発明の方法を達成するための一
連のステップの例示的流れ図。 第１７図は、圧および心拍数の両方に反応する、本発明
の実施例による、機能不全の心臓を治療するための血行
力学的に反応する装置の、一部をブロック図にした概略
図。 第ｉ８Ａ図および第１８Ｂ図は、本発明の第１７図の装
置によって実行され、本発明の方法を達成するための一
連のステップの例示的流れ図。 第１９図は、第１７図の回路の変形である、機　　　　
−能不全の心臓を治療するための血行力学的に反応する
装置の、一部をブロック図にした概略図。 第２０Ａ図および第２０Ｂ図は、第１９図の装置によっ
て実行され、本発明の方法を達成するための一連のステ
ップのもう一つの流れ図。 ９・・・人体、１０・・−除細動装置、１１・・・心臓
、■２・・・ハウジング、１３．１４・・・電極、ｉ５
．１６・・・絶縁リード、１７．１９・・・絶縁ケーブ
ル、１７ａ、　　１７ｂ、　　１９ａ、　　１９ｂ・・
−リード、　１８．１８ａ、１８ｂ・・・心拍数検知電
極、２０・・・トランスデユーサ、２１．２２・・・ベ
ーシング電極、２３・・・ケーブル、２６・・・右心室
、２７・・・右心房、２８・・・左心房、２９・・・上
大静脈、３０・・・左心室、３１・・・動脈、３２・・
・ケース、３４．６４・・・電池、３５・・・電力蓄積
用コンデンサ、４１．４２・・・入力端子、４３・・・
増幅器、４４．４５・・・バッファ増幅器、４６．４８
．５０．５２・・・可変抵抗、４７・・・蓄積コンデン
サ、５１．７８・・・コンデンサ、５３．６０゜８７・
・・演算増幅器、５４．６１．６７．８８・・・比較器
、５５．６２，７０，８９．１００・・・電位差計、５
６・・−ゲート、５７・・・サンプルホールド回路、６
３・・・ＤＣ−ＤＣコンバータ、６５・・・エネルキー
蓄積コンデンサ、６６．８０・・・抵抗、６８・・・分
圧器、７１・・・アナログゲート、７２・・・パルス整
形器、７３・・・論理和回路、７４・・−５ＣＲ，７５
・・・遅延回路、７６・・・パルス発生器、７７．８４
−・・インバータ、８１・・・計数器、８２・・・処理
装置、８３・・・心拍数検知回路、８５．９０・・・論
理積回路、８６・・・ペースメーカー、９１．９２・・
・アナログディジタル変換器、９３・・・マイクロプロ
セッサ、９６・・・低心拍検知回路、９７・・・徐脈治
療用ペースメーカー、９８・・・ゼロ心拍数検知回路、
９９・・・確率密度関数回路、１０１・・・スイッチ、
２００・・・患者、２０２゜２０４・・・電極、２０３
・・・ケーブル、２０５．２０６・・・絶縁リード、２
０７・・・腕帯、２０８・・・パルス発生装置、２０９
・・−空気管、２１０．２１１・・・ベーシング電極、
２１２．２１３・・・心拍数検知電極、２１４．２１５
，２１７．２ｉ８・・・絶縁リード、２１６．２１９・
・・ケーブル。 特許出願人　　トッド・ジェイ・コラエン凭−−−′じ ニ＝＝＝乃、ｌ 手続補正盲動式） 平成１年２月１７日 り事件の表示 昭和６３年特許願第２５２８３９号 ２、発明の名称 血行力学的に反応する、心機能不全治療のための方法と
装置 ３、補正をする者 事件との関係　　特許出願人 住　所　アメリカ合衆国カリフォルニア用９４０４３、
マウンテン・ヴユー、ライト・アヴエニュー、９２８、
ナンバー５０５ 氏　名　トッド・ジエイ・コラエン 国　籍　アメリカ合衆国 ４、代理人 住所東京都豊島区南池袋２丁目３２番６号神谷ビル　３
０１号 高取国際法律特許事務所 ５、補正命令の日付　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　議、昭和６４年１月６日（発送口・平成１年１月
３１日）７、補正の内容 （１）図面中、第５Ａ図、第７Ａ図、第９Ａ図、第１１
図〜第１３図、第１６Ａ図、第１８Ａ図および第２０Ａ
図を別紙のとおり補正する。 ８、添付書類の目録 （１）訂正図面　　　　　　　　　　　　　　１通（第
５Ａ図、第７Ａ図、第９Ａ図。 第１１図〜第１３図、第１６Ａ図。 第１８Ａ図および第２０Ａ図） 以上

Claims (11)

【特許請求の範囲】
1. （１）電気エネルギーを蓄積するための手段と、該蓄積
   手段を心臓に接続するための電極手段とを有する、機能
   不全の心臓を治療するための装置であって、循環系の一
   地点において圧を検知するための圧に反応する検知手段
   、基線圧を表わす第一の信号を供給する手段、検知手段
   からの出力に応答して一定期間内の現在の平均圧を表わ
   す第二の信号を発生する手段、および該第一および第二
   の信号を発生する手段からの出力に応答して、現在の平
   均圧が基線圧からあらかじめ定めた値だけ変化すると蓄
   積手段に充電し、蓄積手段に蓄積された電気エネルギー
   を電極手段を通じて放出することを特徴とする、心機能
   不全治療のための装置。
2. （２）基線圧を表わす信号を発生する手段が、固定した
   基線圧を表すわ信号を発生する手段により構成されてい
   ることをさらに特徴とする、特許請求の範囲第１項に記
   載の装置。
3. （３）基線圧を表わす第一の信号を発生するための手段
   が、一定の期間よりも長いあらかじめ定めた期間にわた
   っての平均基線圧を表わす可変の第一の信号を発生する
   ための装置により構成されていることをさらに特徴とす
   る、特許請求の範囲第１項に記載の装置。
4. （４）電気エネルギー蓄積手段を充電し、蓄積手段に蓄
   積された電気エネルギーを放出するための手段を制御す
   る、制御信号を発生するためのマイクロプロセッサを有
   することをさらに特徴とする、前記特許請求の範囲のい
   ずれかに記載の装置。
5. （５）循環系の一定地点における圧を検知するステップ
   を含む機能不全心臓を治療するための方法であって、基
   線圧の表示を供給し、その地点において一定時間にわた
   り検知された圧から平均現在圧を決定し、平均現在圧が
   基線圧から少なくともあらかじめ定めた値だけ変化した
   ときに反応して、心臓に対し除細動電気エネルギーを与
   えることを特徴とする方法。
6. （６）基線圧の表示が基線圧の固定した値の表示を含む
   ことをさらに特徴とする、特許請求の範囲第５項に記載
   の方法。
7. （７）基線圧の表示が、一定期間よりも長いあらかじめ
   定めた期間にわたって変動する基線圧の表示であること
   をさらに特徴とする、特許請求の範囲第５項に記載の方
   法。
8. （８）少なくとも一つの制御信号に応答して機能不全是
   正入力を患者に供給するための手段を含む、機能不全心
   臓の治療用装置であって、患者の循環系の少なくとも一
   つの地点において圧を検知するための圧反応手段と、一
   定期間にわたって決定された現在の平均圧が、基線圧か
   らあらかじめ定められた値だけ変化したときに応答して
   制御信号を発生する手段を有することを特徴とする装置
   。
9. （９）検知手段に応答する手段が、一定期間よりも大き
   いあらかじめ定めた期間にわたって決定された平均基線
   圧を表示することをさらに特徴とする、特許請求の範囲
   第８項に記載の方法。
10. （１０）患者に少なくとも一つの除細動入力を与えるこ
    とによって機能不全の心臓を治療するための方法であっ
    て、患者の循環系の少なくとも一つの地点における圧を
    検知し、一定期間内の平均現在圧を決定し、平均現在圧
    が基線圧から少なくともあらかじめ定めた値だけ変化し
    たときに応答して患者に機能不全是正のための入力を与
    えることを特徴とする、機能不全心臓の治療方法。
11. （１１）基線圧としてあらかじめ定めた期間にわたる圧
    を決定し、このあらかじめ定めた期間が一定期間よりも
    長いことをさらに特徴とする、特許請求の範囲第１０項
    に記載の方法。