JPH01223977A - 微小容量速度応答型ペースメーカ - Google Patents

微小容量速度応答型ペースメーカ

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JPH01223977A
JPH01223977A JP1016541A JP1654189A JPH01223977A JP H01223977 A JPH01223977 A JP H01223977A JP 1016541 A JP1016541 A JP 1016541A JP 1654189 A JP1654189 A JP 1654189A JP H01223977 A JPH01223977 A JP H01223977A
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rate
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JP1016541A
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Tibor A Nappholz
ティバー・エイ・ナツプホルツ
John R Hamilton
ジョン・アール・ハミルトン
James C Hansen
ジェイムズ・シー・ハンセン
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Telectronics NV
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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】 この発明は速度応答型ペースメーカに関するものであり
、特に、速度制御パラメータが微小容量であるような、
この種のペースメーカに関するものである。
ナフォルズ外（Ｎａｐｐｈｏｌｓ　ｅｔ　ａｔ、）の名
前による特許第４，７０２，２５３号においては、その
速度制御パラメータが微小容量であるような速度応答型
ペースメーカが開示されている。微小容量は時間の関数
としての吸入される空気量の大きさである。吸入される
空気量が大きくなればなる程に、ペース速度を高める必
要性が大きくなる。微小容量は前述された特許のペース
メーカ（以後は、“ナフォルズ外のペースメーカ”とし
て参照される）において３電極リード線を備えることに
より計測される。
これらの電極のＩＩＩＩは通常の態様で使用されて、エ
レクトログラム信号のセンスおよび患者の心臓のペース
操作がなされる。他の２個のｔｉは微小容量の計測のた
めに使用される。これらの２個の電極は患者の胸腔の近
傍において血管内に配せられる。これらの電極の一方と
ペースメーカのケースとの間で電流パルスが周期的に加
えられる。他方の電極とペースメーカのケースとの間の
電圧が計測されるが、この電圧は血管内の血液インピー
ダンスの関数である。また、この血液インピーダンスは
電圧に依存するものである。かくして、インピーダンス
計測における変調は微小容量を決定するために使用され
る。各呼吸行程の間のインピーダンス変化の程度は潮流
Ｘ（各呼吸において含まれる空気量）を表わすものであ
る。そして、固定された時間的周期にわたって個別の潮
流量計測を加算して、ファクタとしての呼吸速度を導入
することにより、微小容量を導出することができる。
多くの速度応答型ペースメーカについての一般的な問題
の一つは、速度制御パラメータ（温度、Ｑ−Ｔインタバ
ル、血液中の酸素含有量等）が、新陳代謝の要求に対し
てなすことがないという理由のために、時間的に極めて
ゆっくりと変化できるということである。そして、この
ような変化はペース速度における永久的な変化として反
映されることはない１例えば、ナフォルズ外のペースメ
ーカにおいて、該ペースメーカのリード線の位置がずれ
て、血液インピーダンスの計測において永久的なバイア
スがあるときには、速度における永久的なバイアスはな
いことになる。同様にして、いずれかの速度制御パラメ
ータの計測において、長期にわたって薬品で誘導された
変化は、ある種の態様でバランスされ、どのような計測
が含まれているものも真の新陳代謝の要求を反映して、
外部的なファクタで影響されることがないようにされる
。
微小容量の計測に対する外部的な影響を克服するために
、ナフォルズ外のペースメーカにおいて採用されている
基本的な技術は、外部的なファクタがよりゆっくりと生
起しても、微小容量の計測におけるストレス関連（動作
関連を含む）の変化は比較的迅速であるという認識に基
づくものである。
ここでなされるべきことは、微小容量についての２個の
平均値を導出することであって、前記平均値の一方はス
トレス・レベルにおける変化を表わす短期的な値であり
、また、その他方は該短期的な値の変動に対する基準線
としての作用をする長期的な値である。他方から一方を
減算して、その差を速度制御のために使用することによ
り、長期的な影Ｗ（これは双方の平均に反映される）は
キャンセルされて、短期的な影響だけが残留される。
このやり方に対する問題の一つは、時間的に極めて長期
にわたって動作をすることができる患者がいるというこ
とである。このような患者が始めに動作を開始したとき
には、微小容量についての当該患者の短期的な平均値は
、微小容量についての当該患者の長期的な平均値に関し
て迅速に増大し、そして、ペースメーカの速度が増大す
る。ただし、時間の経過につれて長期的な平均値も同様
に増大し、その正味の結果として、最大速度でのペース
操作が所望されるピーク動作の期間中でさえも、ペース
メーカの速度は最小速度に向けて降下することができる
。この発明の一つの目的は、長期にわたるストレスまた
は動作の間の、ペースメーカにおける速度の減少を防止
することである。
ナフォルズ外のペースメーカに関する他の問題は、イン
ピーダンス計測から微小容量を導出するために、アルゴ
リズムをもって行わねばならないということである。微
小容量とストローク容−ｌとの間で区別をする上での問
題があるものと考えられる。（先行技術においては、各
心臓鼓動における血液容量−一ストローク容量−一を新
陳代謝上の要求の大きさとして使用することが示唆され
ている。〉微小容量の計測を行うために使用される２個
の電極は血管内にあること、典型的には心臓室（ｈｅａ
ｒｔ　ｃｈａａｉｂｅｒ）内にあることから、血液イン
ピーダンスはストローク容量および微小容量の関数であ
ると考えられる。実際には、血液インピーダンスは双方
の関数ではあるが、その計測は主として微小容量だけに
依存している。この理由は、計測チャンネルにおいて使
用されるフィルタとともになさねばならないからである
。
患者が６０呼吸／分のような高速で呼吸することは希な
ことではあるが、高い呼吸速度が、例えば６０鼓動／分
またはそれ以下のような、低い心臓鼓動の速度に近接す
ることは明らかである。尤も、通常の場合においては、
１呼吸に２またはそれ以上の鼓動が対応する。これの意
味することは、血液インピーダンス波形において、比較
的低周波の呼吸信号に重ね合わされた心臓鼓動による、
比較的高周波のリップルがあるということである。
適切な低周波のパスバンドのフィルタによって、計測信
号におけるストローク容量の効果の大部分を受は付けな
いようにすることができる。がくして、ストローク容量
と微小容量とを区別することで問題として考えられるこ
とは、実際上は殆ど関係がないということである。
ナフォルズ外のペースメーカにおいてインピーダンスの
計測に関する問題は、積分技術が採用されねばならない
ということである。血液インピーダンスの計測信号の処
理は、同一極性の半サイクルにわたって当該信号を積分
することによってなされる。ある特定の極性の全てのサ
ンプルが一緒に加算される。サンプルは固定された速度
で取られることから、当該積分で反映されるものは、各
呼吸の大きさ（サンプルの振幅）だけではなく、呼吸が
生じる速度（大きい値のサンプルがどのような頻度で生
じるか）も含まれる。インピーダンス信号の形状が矩形
波のそれであるとき、実際には、そのサンプリング速度
が十分に大きいときには、この技術によって、微小容量
についての十分な表現が与えられる。そして、その結果
としての信号が正確に表わすものは、基準線の上の、ま
たはその下の波形の領域である。ただし、正弦曲線が呼
吸信号の特徴をより多く表わすものであるときには、そ
の結果としての計測は、呼吸の平均的な大きさを反映す
るものではあるが、呼吸が生じるときの周波数を反映し
てはいない、この理由は、ある１個の半サイクルにわた
る正弦曲線の領域は、当該正弦曲線の周波数に拘わらず
同じであるためである。呼吸作用を表わす信号が正弦曲
線に近接するまで、ある−極性の半サイクルにわたって
当該信号を積分することでは微小容量の大きさが与えら
れることはできず、むしろ、潮流量だけが与えられる。
実際には、計測（３号は本質的に正弦曲線ではないけれ
ども、どのような範囲の正弦曲線成分が存在するにして
も、ナフォルズ外の技術によっては最大の正確性が与え
られない、この発明の別異の目的は、微小容量速度応答
型ペースメーカに対する改善された計測アルゴリズムを
提供することである。
先行技術のペースメーカについての第３の問題点は、少
なくとも３個の電極を有するリード線を必要とするもの
と信じられていたことである。この技術においては、双
極性のリード線が標準的なものである。多くの患者には
双極性のリード線が埋め込まれており、新しいペースメ
ーカのために３電極のリード線が必要とされたときには
、先行技術による速度非応答型のペースメーカは、同一
のリード線を用いてペースメーカを簡単に交換すること
により、速度応答型のペースメーカと置換することがで
きない、更に、医師に中には過去において使用したリー
ド線の感触を好む者もあり、また、速度応答型のペース
メーカを埋め込むことに対抗するファクタの一つとして
、新しい感触を有するリード線を必要とすることがある
。この発明の別異の目的は、通常の双極性のリード線と
ともに使用できる、微小容量の速度応答型ペースメーカ
を提供することにある。
この発明のペースメーカにおいては、短期的な値と長期
的な値との差があるスレッショルド値を超えたときに、
該長期的な値を凍結することにより、運動が持続してい
る間の、微小容量の短期的な値および長期的な値が互い
に近接させる（かくして、その差がゼロに近接する）こ
とで、その問題点が解決される。患者が運動を開始した
ときには、当該患者の短期的な計測値は増大する。かく
して、この短期的な値と長期的な値との差は増大し、ま
た、ペースメーカの速度も増大する。この増大が、リー
ド線の位置の変化のような、より永久的な効果を有する
ファクタに基づくものであるときには、長期的な平均値
も究極的には変化し、該２個の値の間の差も低減して、
その速度を減少させる。これは所望されるところである
。（ある時間的な周期にわたって、そのペース速度があ
るべきものよりも高くなるという事実を回避することは
できないけれども、これは危険なことではない。）しか
しながら、短期的な値の増大が実際に患者の運動の開始
に基づくものであるとき、また、当該患者が長期にわた
って運動を持続させるときには、長期的な値が短期的な
値まで増大しないことが所望され、かくして、患者が運
動を続けていてもそのペース速度が漸進的に減少するよ
うにされる。この発明においては、２個の平均値間の差
があるスレッショルドの限界を超えたときには直ちに、
また、超えた状態にある限りは長期的な値を凍結させる
ことによって、このような事態が回避される。かくして
、運動の開始に従って、それが終了するまでは前記の差
が高い状態に留まり、高い速度のペース操作が維持され
る。（リード線のずれや薬剤のような外部的なファクタ
は、臨床検査の期間にわたって、該差の値がスレッショ
ルドを超えるような結果をもたらさないことが認められ
た。その結果として、そのペース速度がそれを必要とし
ないときに初期的に増大したとしても、長期的な平均値
が短期的な平均値に追い付くとともに、より低い値に戻
ることになる。）微小容量の正確な計測を導出するとい
う問題点は、２個の分岐路におけるインピーダンス信号
のデジタル・サンプルについて操作を施すことにより解
決される。まず、デジタル・サンプルは絶対振幅に変換
されて、それらの平均値が導出される。
次に、連続的なデジタル・サンプルの符号が比較されて
、ゼロ交差の存在を検出するようにされる。
この発明の実施例においては、２０個／秒の速度でサン
プルの処理がなされて、最後の１０個のすンプルの符号
が最後のゼロ交差の次に続く信号の符号から変化したか
どうかの、ゼロ交差に対する検査がなされる。ゼロ交差
が検出されたときはいつでも、絶対振幅の平均値のサン
プルがとられ、短期的な計測値および長期的な計測値の
双方をアップデートするために該サンプルが使用される
。該短期的な計測値および長期的な計測値から、速度を
制御するための差信号が導出される。該絶対振幅の平均
値はインピーダンス信号の振幅に直接比例するものであ
り、かくして、それは潮流量の大きさを表わしている。
また、平均値におけるノイズの効果がキャンセルされる
（正負のバランスをとる）ことから、その計測値は正確
である。基準線の上下における短期的な行程は無視され
ることから、ゼロ交差の検出器はノイズから比較的に免
れるものであるために、患者の呼吸毎の双方での微小容
量の計測値をアップデートするために該平均値のサンプ
ルが使用される。その正味の効果は、短期的な平均値お
よび長期的な平均値が、患者の微小容量についての過去
の履歴をより忠実に表しているということである。
微小容量の速度応答型ペースメーカにおいて、通常の双
極性のリード線がどのようにして使用できるかに関して
は、双極性のリード線がそれとして動作する理由、それ
が動作しないものと信じられていた理由については、余
り問題にはならない。
チップ電極およびリング電極を有する通常の双極性のリ
ード線は、この発明の好適な実施例において使用されて
いる。チップ電極は、患者の心臓の壁に接触して、検出
およびペース操作のために使用される。このチップ電極
は、また、該チップとケースとの間の血液インピーダン
スを計測するためにも使用される。各計測サイクルの間
に使用される電流パルスは、リング電極とケースとの間
を流れる。上述されたナフォルズ外の特許においては、
３電極および４電極配列のものが説明されている。２電
極のリード線が全部の機能のために使用できないと信じ
られていた理由は次の通りである。
先行技術においては、血液インピーダンスを計測するた
めに、４電極配列のものがあった。ここで、４個の電極
が一列に配列されていて、２個の外部電極の問を電流が
流れ、２個の内部電極を横切って電圧計測がなされるも
のについて考察する。
このような配列においては、１個の電圧計測電極から他
方の電圧計測電極までの全経路を電流が流れる。計測の
実行のために使用される電流は、電圧の計測がなされる
２個の電極の間の全経路を流れねばならないと信じられ
ていた。
いま、ペース操作／検出操作およびインピーダンス計測
操作の双方のために使用されるべく双極性の！極が採用
され、また、電流が一方の電極に加えられ、電圧の計測
が他方の電極でなされるものとすると、そのケースは基
準点であるべきである。（他に基準として使用できるも
のはない、）その疑問とすることは、ケースとチップま
たはリングとの間に電流が加えられ、電圧の計測が該ケ
ースとチップまたはリングとの間でなされるべきかどう
かである。ここで考察している先行技術によれば、電圧
計−がなされる経路であって、その終了点がリングおよ
びケースであるような前記の経路が、全面的に電流経路
内に含まれているように、電流はチップとケースとの閏
で流れるべきである。
しかしながら、電流パルスがチップに加わるときには、
長期的なペース操作でのスレッショルドまたは突然の不
整脈に影響があり得ることから、これは実際的ではない
、その代替的なことは、リングとケースとの間に電流を
流すことだけであるが、これにはチップとケースとの間
での電圧計測がともなっていて、その２個の点は電流経
路のそれよりも大きい距離だけ離されている。このよう
な電圧計測が血液インピーダンスを正確に反映し、かく
して、微小容量の指示を与えるとは信じられていなかっ
た０通常の双極性のリード線が正確に動作することは、
この発明の譲受人の最近に導入されたメタ−Ｍ　Ｖ　（
ｔｌｅｔａ−ＭＶ＞ペースメーカの動作における観察に
よって検証される。その理由として信じられていること
は、チップがリングとケースとの間になくても、チップ
における電圧がリングにおける電圧と同等であるように
、チップおよびリングが低インピーダンスの血液プール
内で一緒にされていることである。
この発明の別異の目的、特徴および利点は、以下の詳細
な説明を添付図面とともに考察することによって明らか
にされよう。
図面第１図はハイ・レベルのブロック構成図である。チ
ップ電極１０およびリング電極１２は、通常の双極性の
リード線において見出される。ペースメーカの全ロジッ
クはコントローラ２８（個別のブロックは第３図に示さ
れているけれども、マイクロプロセッサを含むもので良
い）の制御の下にある。このコントローラはペースメー
カにおける種々のスイッチ（ここでは２対だけが示され
ている）を動作させるものである。ペースメーカがペー
ス操作または検出操作をしているときはいつでも、スイ
ッチＳ２ａおよびＳ２ｂは閉にされている。ペース操作
のために、ＰＡＧＥ導体２６上でのパルス・ゼネレータ
１８に対するコマンドがコントローラによって発生され
る。そして、チップ電極およびリング電極に対する電流
パルスがスイッチＳ２ａおよび’ｓ２ｂを通して加えら
れる。
センス・アンプ１６は、その電極上で心臓信号の検出を
する。（ペース操作の間はセンス・アンプを無効にする
ような、当該技術において良く知られている種々のｉ能
は、この発明とは関係がないから示されていない、）自
発的な心臓の鼓動または喚起された心臓の鼓動の検出に
より、コントローラ２８に向けて伸長されたＬＯＡＤ導
体２４トにパルスが現れるようにされる。この“装荷（
ｌｏａｄ）”機能は、後述されるように、第３図上のタ
イマ６２における初期値の装荷操作とともになされるも
のである。
コントローラ２８が導体２０にパルスを加えて、計測が
必要とされていることをブロック１４に告知したときに
、インピーダンスの計測がなされる。
このときには、スイッチＳｌａ、Ｓｌｂは閉にされ、ま
た、スイッチＳ２ａ、Ｓ２ｂは開にされる。
リング電極１２に加えられた電流は、該リングおよびケ
ースを通して流れる。数字３０で象徴的に示されている
ケースは、ペースメーカ回路に対する基準電位点として
作用するものである。血液インピーダンスの計測は、チ
ップ電極１０とケースとの間の電位を決定するブロック
１４によってなされる。サンプルの導出は２０個／秒の
速度でなされ、また、デジタル・サンプルは導体２２を
超えてコントローラ２８に伸長される。このインピーダ
ンス計測は、上述のナフオルズ外の特許において説明さ
れているようになされる。
双極性のリード線の配置は第２図に示されている。チッ
プ電極１０は患者の右心室または右心房の壁部と接触し
ている。リング電極１２は右心室内にある。上述された
ように、そのインピーダンス計測は、インピーダンス計
測回路の一部であるフィルタ（ナフォルズ外の特許にお
ける第１図を参照）の特性のために、ストローク容量よ
りも遥かに大きい範囲まで、微小容量の反映をしている
。
この発明の好適な実施例においては、インピーダンス信
号のフィルタ処理は、その中心周波数が０．２Ｈ２であ
る２極フイルタによってなされる。
そのゲインの減少は、０．０５Ｈｚおよび０．８１（ｚ
の周波数において、２のファクタ（６ｄＢ）をもってな
される。
この発明の実施例においては、デジタル・サンプルは２
０個／秒の速度で導出されて、第３図における導体２２
上に現れる。絶対振幅抽出器４０は各デジタル・サンプ
ルの絶対振幅を導出させる。
これの簡単に意味することは、負の符号が正の符号に変
化されることである。これらのデジタル・サンプルの平
均値はゼロである。その理由は、インピーダンス計測ブ
ロック内のフィルタのゲインが、周波数ゼロ（ＤＣ）に
対してはゼロだからである。全部のサンプルから符号を
取り除くことにより、平均化器４２は該サンプルの絶対
振幅についての現在の平均値を導出させる。該平均化器
の時定数は短くされて、その出力部におけるデジタル値
が数呼吸にわたる平均的な潮流量を表わすようにされて
いる。該絶対振幅が呼吸インピーダンス信号を表わして
いることから、サンプルを加算してその平均をとること
により潮流量の大きさが与えられる。
符号抽出器４４は各サンプルの符号だけを調べている。
サンプルの符号を表わしている連続的なビットはゼロ交
差検出器４６に伝送される。このゼロ交差検出器の機能
は、計測信号の極性が変化した時点を確立させることで
ある。これが生じたときはいつでも、サンプラ４８がト
リガされて、平均化器４２によって表された平均値のサ
ンプルが取り出される。このサンプルは、短期平均化器
５０および長期平均化器５２の双方に伝送される。
ここで注意されるべきことは、−呼気および一吸気の間
に基準線と交差したとき、各呼吸の間に、ゼロ交差検出
器は、その出力部においてパルス出力を２回発するとい
うことである。かくして、呼吸毎に２個のサンプルが取
り出される。所望されることは、関心のあるパラメータ
（に比例しているもの）を表わす計測でありで、正確な
値ではないことから、このようなことは重要ではない、
このような作業の企画のためには、ゼロ交差検出器が適
切に機能することが重要である。そうでないときには、
多すぎるサンプルまたは少なすぎるサンプルが取り出さ
れて、ブロック５０および５２によって導出される２個
の平均値が短期計測および長期計測を正確には表さなく
なる。゛多数決”タイプの技術がゼロ交差の検出のため
に使用される。−最内には、最後の０．４−１．０秒に
おける最近のサンプルの少なくとも６０％が、最後のゼ
ロ交差後の信号とは反対の符号を有しているときには、
ゼロ交差が生起したものとされる。このお発明の好適な
実施例で必要とされることは、最後の０．５秒における
最近のサンプルの少なくとも７０％が、最後のゼロ交差
後の信号とは反対の符号を有することである。
上述されたように、正弦波の交番サイクル（同−ｉ性の
もの）を単に積分することにより、または、整流された
正弦波を積分することにより、該正弦波の振幅に比例し
た値が生成されるけれども、その周波数を反映するもの
ではない、しかしながら、呼吸操作を表わす信号は正弦
波ではないことから、ナフォルズ外の特許において開示
されている計測技術が有効である。それにも拘わらず、
信号内に正弦波成分がある範囲において、積分技術によ
っである程度のエラーが導入される。第３図の装置を用
いるときには、このようなエラーはない、平均化器４２
の出力部における各平均値サンプルで表されるものは、
呼吸インピーダンス信号の最後の数個の積分の平均値、
即ち潮流量である。
短期平均化器および長期平均化器から導出される値は、
それらに対して伝送されたサンプルの振幅に依存するだ
けではなくて、該サンプルが伝送される速度にも依存す
るものである。（それぞれの　　−時定数は、その一方
は１分間よりも億かに少なく、その他方はほぼ１時間で
ある。）ゼロ交差が検出される毎に１個のサンプルを伝
送することにより、呼吸操作の速度は短期および長期の
微小容量の値にも反映されている。微小容量を導出する
アルゴリズムにおける２個の重要な局面は、平均化器４
２を用いることで、ノイズの効果が振幅についての考慮
から取り除かれること、および、ゼロ交差の正確な検出
が多数決技術によって確実にされることである。
第４Ａ−第４Ｅ図には、第３図における左側の回路の動
作が描かれている。波形４Ａは呼吸インピーダンス信号
そのものである。そのピークからピークまでの振幅がｍ
流量に対応している。波形４Ｂで示されるものは信号の
整流効果、即ち、信号の絶対振幅を取ることの効果であ
る。波形４Ｃで示されるものは整流されたインピーダン
ス信号の、時間の関数としての平均値である。このよう
なアナログ信号は第３図では生成されないけれども、平
均化器４２で導出されるデジタル値は、任意のサンプリ
ング時点において、第４Ｃ図に示されたアナログ値に対
応している。第４Ａ図の信号にゼロ交差があるときはい
つでも、周期的に１個のサンプルが取り出される。そし
て、そのサンプル値は第４Ｄ図における縦線で表されて
いる。これらのサンプルの平均をとることで、第４Ｅ図
に示されるように、ステップ状の信号が得られる。
これらのサンプルは第３図における平均化器５０および
平均化器５２に加えられる。そして、ブロック５０およ
び５２の各々の出力は、その入力部における各サンプル
の振幅に依存するだけではなく、サンプルが加えられる
速度および該平均化器の時定数にも依存するものである
。（第４Ｅ図に示されているものは、２個の異なる時定
数について考えることなく、−最北された平均化器の出
力である。） 医学・生物工学会（Ｍｅｄｉｃａｌ　ａｎｄ　Ｂｉｏｌ
ｏｇｉｃａｌＥｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ）による１９７３
年５月発行の、“簡単なインピーダンス呼吸記録器およ
び容量積分器（Ｓｉ請ｐｌｅ　Ｉｍｐｅｄａｎｃｅ　Ｐ
ｎｅｕｍｏｇｒａｐｈ　ａｎｄ　Ｖｏｌｕ＋ｎｅＩｎｔ
ｅｇｒａｔｏｒ）”なるタイトルの技術的注釈書（Ｔｅ
ｃｈｎｉｃａｌ　Ｎｏｔｅ）の第３５２−３５３頁が参
照される。当該技術的注釈書においては、微小容量はピ
ーク値をサンプリングすることで計測され、また、ロウ
・パス・フィルタを用いてそれらの積分がなされている
。これは、この発明の技術とは対照的なものであって、
この発明においては、潮流量はインピーダンス信号の平
均的な整流値を計測することによって評価され、また、
速度の評価のためにゼロ交差が使用されている。ピーク
の計測に対するノイズの影響は、平均値に対するそれよ
りも遥かに重大なものである。［ゼロ交差検出器は必ず
しもピーク検出器よりは正確なものではないけれども、
多数決技術に基づくこの発明のゼロ交差検出器は、通常
のゼロ交差検出器よりも遥かに正確なものである。］ 第３図で指示されているように、長期平均化器５２から
導出される値は、約１時間のインタバルにわたって計測
された微小容量を表わすものである。短期平均化器５０
から導出される値は、最後の１分間より短い間（例えば
、３０秒）における微小容量の計測に基づくものである
。加算器５４から導出される該２個の信号間の差は、図
においてはΔＭＶとして表されている。これはペース操
作速度を導出する制御信号である。新陳代謝を要求する
長期平均値に関して短期平均値が増大するにつれて、そ
のペース操作速度が増大する。これに対して、その差が
減少するときには、ペース操作速度が減少する。
任意の瞬間におけるΔＭＶの値がリミタ５６の入力部に
加えられる。リミタ５６に対する他方の入力はΔＭＶＭ
ＡＸであって、その大きさについては後述されるが、ペ
ースメーカのエスケープ・インタバルを制御することが
できる最大のΔＭＶとして作用するものである。ΔＭＶ
の現在の値が、または、ΔＭＶより小さいときにはΔＭ
ＶＭＡＸが加算器５８の負の入力部に加えられる。最大
インタバルとして参照される量のものが該加算器の正の
入力部に加えられる。最大インタバルは、医師によって
セットされた量である、ペースメーカの最小速度に対応
するものである°。その差はタイマ６２の入力部に加え
られる。ペースメーカのセンス・アンプによる装荷信号
が導体２４上で導出されたときに、該タイマには差の値
が装荷される。
クロック６４のパルスはデバイダ６６に加えられる。該
デバイダにおいては、プリスケーラとして参照される量
によってクロック・パルスが分割される。そして、その
結果としてのパルスは、クロック自体よりは低い速度を
もって、タイマ６２の減少入力部に加えられる。デバイ
ダ６６の出力部に１個のパルスが現れたときはいつでも
、タイマ６２におけるカウント値が減少される。該タイ
マのカウント値がゼロまで減少されたときには、ペース
導体２６上に１個のパルスが現れて、第１図におけるパ
ルス・ゼネレータ１８をトリガするようにされる。タイ
マのカウント値がゼロまで減少する以前に自発的な鼓動
が検出されたときには、新しい値がタイマ６２に装荷さ
れて、ペース操作パルスは発生されない、ペースメーカ
が標準的なＶＶＩモードで動作するようにされるのは、
この態様においてである。
ここで明らかにされることは、ΔＭＶの量が増大すると
ともに、より小さい量（Ｒ大インタバルからΔＭＶを引
いたもの）がタイマに装荷されるということである０次
に、これの意味することはペース操作速度が増大すると
いうことであって、より大きいΔＭＶのために必要とさ
れることである。ΔＭＶがゼロであるときには、タイマ
に装荷されるものは最大インタバルだけである。該最小
のペース操作速度によって付与されたものを超えて新陳
代謝の要求がないときには、この結果として生じる最小
速度が、正確に必要とされているものである。かくして
、最大インタバルの量は単に最小速度に対応するインタ
バルであり、通常のペースメーカには、医師が最小速度
をプログラムすることを許容するテレメータ装置が装備
されている。このテレメータ装置６８は第３図に示され
ている。別異の値（図示されない）の中では、後述され
る理由のために、ΔＭＶがペースメーカから通常のタイ
プの外部プログラマ（図示されない）に伝送される。該
プログラマは、次に、第３図の回路において必要とされ
る４個の値をプログラムする。
（この技術分野で知られているように、パルス振幅のよ
うな別異の値をプログラムすることは可能であるが、こ
れはこの発明とは関連がない。）プリスケーラの値もプ
ログラマから導出されて、デバイダ６６の入力部に加え
られる。プリスケーラの値が大きくなればなる程、タイ
マ６２の減少する速度が低下して、エスケープ・インタ
バルが長くなることは明らかである。
プログラマから導出される第３の値は ΔＭＶＭＡＸである。この値は最大速度（通常のペース
メーカでプログラム可能な別異の量）に対応している。
これらの幾つかの値がどのようにして導出できるかは、
全体的なプログラム操作手１；（資）を考察することに
よって理解される。
ペースメーカが始めに埋め込まれたときには、患者は約
１時間の休息をとる。微小容量の長期的な平均値は通常
の態様でブロック５２によって導出される。患者は、次
に、自己のピーク速度で呼吸するまで運動をするように
告知される。この時点において、ブロック５０によって
導出される短期的な平均値は、現在の状態（長期的な平
均値において反映されたもの）に対するその最大値であ
る。かくして、加算器５４の出力部におけるΔＭＶ値は
、そのペース操作速度を制御するために使用される最大
制御信号に対応している。注意されるべきことは、患者
を自己のピークの運動速度まで上げる短期間において、
長期的な値は有意の程度に変化することはできず、ここ
で導出されたΔＭＶは実際にピークの新陳代謝の要求に
対応しているということである。第３図の右底部で示さ
れているように、この値はペースメーカからテレメータ
式に取り出される。プログラマで計測される値はΔＭＶ
ＭＡＸとして使用されるものであって、この値はプログ
ラマからペースメーカに向けてテレメータ式に戻される
。当該値自体は最大速度に対応するものではない、それ
は、ペースメーカの正常な動作期間中に、加算器５８に
対する入力としてΔＭＶに対して許容された最大値とい
うだけのことである。これはランナウェイ・プロテクシ
ョン（ｒｕｎａｗａｙ　ｐｒｏｔｅｃｔｉｏｎ）の形式
である。長期的な変化はあろうが、長期にわたる動作に
おいて短期間な平均値および長期的な平均値に対して同
様な態様で影響が及ぼされて、該２個の平均値が長期的
な変化または短期間な変化によってどのように影響され
ようとも、初期的にセットされたΔＭＶＭＡＸは依然と
して当て嵌まることになる。
（商用のメターＭＶペースメーカにおいては、プログラ
マはΔＭＶＭＡＸに対する６０個の値の中から１個を選
択することができるものであって、ΔＭＶに最も近い１
個を選択して、その設定の手順遂行の間にペースメーカ
からテレメータ式に送るようにされる。） クロック６４の動作は３２ＫＨｚの速度でなされる。上
述されたように、プリスケーラの値によって決定される
ものは、タイマ６２が減少される速度である。そのペー
ス操作速度はタイマ６２に装荷された初期値に逆比例し
ている。かくして、当該ペース操作速度は最大インタバ
ルとリミタ５６の出力との差に逆比例している。このペ
ース操作速度は、また、プリスケーラの値にも逆比例し
ているが、その理由は、当該値が大きければ大きい程、
タイマ６２のタイム・アウトの頻度が小さくなるからで
ある。かくして、医師によって所望される最大速度、お
よび、医師によって所望される最大速度の面から、ペー
スメーカの動作を特徴付ける２個の方程式が存在する。
該最大速度は、２個のファクタの積によって除算される
、何等かの定数（これはクロック速度の関数である）に
等しい。
その１個のファクタはプリスケーラの値である。
その他方のファクタは最大インタバルと６Ｍ　Ｖ　Ｍ　
Ａ　Ｘとの間の差であるが、その理由は、最大速度のた
めには、リミタの出力がその最大のもの（これがΔＭＶ
ＭＡＸである）であるべきだからである、他方の方程式
によって最小速度が規定される。この最小速度は２個の
ファクタによって除算された同様な定数に等しい、これ
らのファクタの一方は再びプリスケーラであり、その他
方は単に最大インタバルである。そして、ΔＭＶがゼロ
であり、リミタ５６の出力がゼロであるときに、該最小
速度が得られる。かくして、２ｇの方程式および２個の
未知のものがあり、医師またはプログラマは、最大イン
タバルおよびプリスケーラの２個の量に対する解を出す
ことができる。この量はペースメーカに対してテレメー
タ式に送られて蓄積され、当該ペースメーカの動作につ
いて後での制御をするようにされる。
ここで注意されるべきことは、最大インタバルは最小速
度の単なる逆数ではないということである。ここで用い
られている“最大インタバル”なる用語は、最小速度を
生成させるために指定された量である。ただし、当該量
の実際の値は、２個の未知のものに対する２個の方程式
の解に依存するものである。医師が所望できるのは、２
人の患者に対して同じ最小および最大速度を生成させる
ことである。その設定の手順遂行の間に、これら２人の
患者が運動をするようにされているときには、ペースメ
ーカからテレメータ式に送られる異なったΔＭＶ値を有
することになる。これらのテレメータ式に送られた値は
、各々の場合にリミタ５６に加えられるΔＭＶＭＡＸと
して作用するものであって、これら２個の値は異なって
いる。
ΔＭＶＭＡＸは加算器５８に対する１個の入力であるこ
とから、２人の患者が同じ最小および最大速度を持つも
のとするときには、同様にして、最大インタバルの量が
これらの患者に対して異ならねばならないことは明らか
である。各患者に対して導出されるべき最大インタバル
およびプリスケーラの値を許容するものが、２個の方程
式に対する解である。
第３図において、これまでに説明されずに残っている要
素はコンパレータ６０だけである。
ΔＭＶの値は該コンパレータの正の入力部に供給され、
また、このコンパレータの負の入力部には基準スレッシ
ョルドが供給される。この基準スレッショルドは、設定
の手順遂行の間にプログラムされる第４の値である。Δ
ＭＶが基準スレッショルドを超えたときはいつでも、コ
ンパレータの出力がハイになって、長期平均化器５２を
禁止する。
実際に生じることは、大きい値のΔＭＶは運動を表わす
ものとされることである。患者が運動を停止するまでは
、長期的な平均値は増大しない。１時間程後で増大が許
容されたときには、短期的な平均値に近接する。この長
期的な平均値が増大するとともに、ΔＭＶは小さくなり
続け、また、ペース操作速度はその高い初期値から低減
する。−旦患者が運動を開始してそのペース操作速度が
増大したときには、時間が経過したというだけでは、当
該速度が簡単には減少しないことが所望される。
長期的な平均値が凍結されるのはこのためである。
早暁、患者が運動を停止して、短期的な平均値が低減し
たときには、ΔＭＶは基準スレッショルドよりも小さく
なり、また、長期的な平均値は通常の態様で変化するこ
とが許容される。この発明の実施例においては、該基準
スレッショルドはΔＭＶＭＡＸの半分に等しい、ただし
、この５０％レベルは固定されたものではなく、所望に
応じて、医師により別異にプログラムされることができ
る。
その−最内な技術により、伸長された運動の期間を許容
しながら、微小容量計測の基準線に対する長期的な適合
が許容される。この発明の実施例においては、該スレッ
ショルドは最小速度と最大速度との中間にある。これを
攬言すれば、ΔＭＶが中間速度に対応する値まで増大し
たときには、ΔＭＶが中間速度の値を下回って減少する
まで、長期的な平均値が凍結される。
この発明の説明は、ある特定の実施例に即してなされた
けれども、この実施例は、この発明の原理を適用する上
での単なる例示的なものであることが理解されるべきで
ある。この発明の精神および範囲から逸脱することなく
、その中での多くの改変が可能であり、また、別異の配
列が案出できるものである。
【図面の簡単な説明】
第１図は、この発明の実施例のブロック図、第２図は、
ペース操作および検出操作とともに、微少容量の計測に
有効に使用される、通常の双極性リード線について、患
者の右心室における配設を示す描画図、第３図は、イン
ピーダンス計測のデジタル・サンプルに対して操作して
、パルス　ゼネレータ１８に伸長するためのペース操作
コマンドを導出するように、第１図のコントローラ２８
の波形を示す描画図である。 １０：チップ電極、 １２：リング電極、 １４：インピーダンス計測、 １６：センス・アンプ、 １８：パルス・ゼネレータ、 ２８：コントローラ。 ＦＩＧ、／ ＦＩＧ、２

Claims (18)

    【特許請求の範囲】
  1. （１）患者の心臓を制御された速度で脈動させるための
    手段； 前記脈動手段を患者の心臓に結合させるためのチップ電
    極およびリング電極を有する双極性のリード線であって
    、前記脈動手段は前記チップ電極に対してペース電流パ
    ルスを伸長させており、前記チップ電極は心臓壁部にお
    いて位置決め可能にされ、前記リング電極は患者の胸腔
    の近傍における血管内で位置決め可能にされている前記
    双極性のリード線； 前記リング電極に対して計測電流パルスを周期的に加え
    るための手段； 前記リング電極に対する計測電流パルスの印加に応答し
    て、前記チップ電極とペースメーカ内の基準点との間の
    血液インピーダンスを計測するための手段であって、血
    液インピーダンスは患者の胸圧に従って変動する前記計
    測手段；前記計測手段に応答して患者の微小容量を決定
    するための手段；および 患者の微小容量に従って前記制御された速度を変化させ
    るための手段； から構成されている速度応答型ペースメーカ。
  2. （２）患者の心臓を制御された速度で脈動させるための
    手段； 前記脈動手段を患者の心臓に結合させるためのチップ電
    極およびリング電極を有する双極性のリード線； 前記リング電極と基準点との間で周期的に電流パルスを
    流し、前記チップ電極と前記基準点とを横切る電圧を計
    測することにより、血液インピーダンス信号を導出する
    ための手段；および前記血液インピーダンス信号に従つ
    て前記制御された速度を調整するための手段； から構成されている速度応答型ペースメーカ。
  3. （３）前記調整手段に含まれているものは、前記血液イ
    ンピーダンス信号の短期平均および長期平均を導出する
    ための手段、前記短期平均と長期平均との差を導出する
    ための手段、および、導出された差に従って前記制御さ
    れた速度を変化させるための手段である、請求項２の速
    度応答型ペースメーカ。
  4. （４）前記導出された差がスレッショルド値を超えてい
    ることに応答して前記長期平均の導出を禁止するための
    手段が更に含まれている、請求項３の速度応答型ペース
    メーカ。
  5. （５）前記平均を導出するための手段に含まれているも
    のは、比較的短いインタバルにわたって前記インピーダ
    ンス信号の平均値を表わすサンプルを発生させるための
    手段、および、前記インピーダンス信号におけるゼロ交
    差を検出し、これに応答して、前記短期平均および長期
    平均の各々が新たに発生されたサンプルに従つてアップ
    ・デートされるための手段である、請求項３の速度応答
    型ペースメーカ。
  6. （６）前記短期平均および長期平均は、少なくとも振幅
    の程度によって異なる時定数をもって導出される、請求
    項５の速度応答型ペースメーカ。
  7. （７）パルス発生手段： パルス発生手段を患者の心臓に結合させるための手段； 速度制御パラメータ（ＲＣＰ）をモニタするための手段
    ； 前記ＲＣＰの短期平均値および長期平均値を導出するた
    めの手段； 前記短期ＲＣＰ値と長期ＲＣＰ値との間の差を導出し、
    これに従って前記パルス発生手段の速度を調整するため
    の手段；および スレッショルド値を超えている前記差に応答して、前記
    長期ＲＣＰ値における変化を禁止するための手段； から構成されている速度応答型ペースメーカ。
  8. （８）前記スレッショルド値はプログラマブル・パラメ
    ータである、請求項７の速度応答型ペースメーカ。
  9. （９）前記結合手段は双極性のリード線であり、また、
    前記モニタ手段は、前記双極性のリード線を用いた電気
    的計測を実行することにより前記ＲＣＰをモニタする、
    請求項７の速度応答型ペースメーカ。
  10. （１０）連続したサンプルの符号から信号におけるゼロ
    交差を決定すること； 連続したサンプルの絶対振幅を平均すること；および 絶対振幅の平均について選択された値を平均することで
    あって、各選択された値はゼロ交差が生じたときの絶対
    振幅の平均であるもの；の諸ステップからなる、呼吸イ
    ンピーダ ンスの連続サンプルから患者の微小容量を決定するため
    の方法。
  11. （１１）ゼロ交差を決定するステップは、最後の０．４
    −１．０秒における最新のサンプルの少なくとも６０％
    が、最後のゼロ交差の後での信号と反対の符号を有して
    いるときを確認することである、請求項１０の方法。
  12. （１２）前記呼吸インピーダンス信号のサンプルは、双
    極性のペースメーカのリード線における胸圧の関数であ
    る電気的血液特性をサンプリングすることによって導出
    される、請求項１１の方法。
  13. （１３）連続したサンプルの符号から信号におけるゼロ
    交差を決定すること； 連続したサンプルの絶対振幅を平均すること；および 結果としての平均はゼロ交差が生じたときの速度に比例
    しているように、前記絶対振幅の平均のサンプルを平均
    すること； の諸ステップからなる、呼吸インピーダンスの連続サン
    プルから患者の微小容量を決定するための方法。
  14. （１４）ゼロ交差を決定するステップは、最後の０．４
    −１．０秒における最新のサンプルの少なくとも６０％
    が、最後のゼロ交差の後での信号と反対の符号を有して
    いるときを確認することである、請求項１３の方法。
  15. （１５）前記呼吸インピーダンス信号のサンプルは、双
    極性のペースメーカのリード線における胸圧の関数であ
    る電気的血液特性をサンプリングすることによって導出
    される、請求項１３の方法。
  16. （１６）ペースメーカが不動作状態に適合するように、
    伸長したインタバルにわたって患者を静止させること； 速度制御信号が最大になるように、患者の動作を急激に
    ピーク・レベルにして、その値を外部プログラマに対し
    てテレメータ操作させること；および プログラマからペースメーカに対してそれらをテレメー
    タ操作させることにより、パラメータ値のプログラム操
    作をさせることであって、該パラメータは前記最大の速
    度制御信号と医師によって選択された速度値との双方の
    関数として算出されるもの； の諸ステップからなる、その操作がプログラマブル・パ
    ラメータによって特徴付けられ、２ウェイのテレメータ
    操作のために装備されており、ペースメーカの速度は速
    度制御信号によって決定されるような、速度応答型ペー
    スメーカの設定のための方法。
  17. （１７）医師によつて選択される前記速度値は最大速度
    および最小速度である、請求項１６の方法。
  18. （１８）同じペースメーカのプログラムされたパラメー
    タに対してさえも、前記速度制御信号は異なる患者に対
    しては異なっている、請求項１６の方法。
JP1016541A 1988-01-29 1989-01-27 微小容量速度応答型ペースメーカ Pending JPH01223977A (ja)

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