JPH0256105B2 - - Google Patents

Description

請求の範囲 １ 患者のストレスに対して刺激の繰返し率を自
動的に適合させる制御装置と、心臓内の静脈血の
温度を検知する温度センサとを備え、前記温度セ
ンサが、刺激電極のための静脈横断フイード線内
に前記刺激電極に近接して、前記刺激電極ととも
に心臓の心耳または心室内に案内しうるように配
置されており、かつ、前記温度センサにより検知
される静脈血温度により、記憶されている特性曲
線に応じて前記刺激繰返し率を調節する論理回路
が前記温度センサに接続されている心臓用ペース
メーカであつて、前記温度センサ４により検知さ
れる静脈血温度から、前記論理回路１１が、静脈
血温度の実際の周期変化を連続的に感知し、かつ
前記論理回路１１が、静脈血温度の周期変化が所
定の最低値を越えない場合には、安静状態の身体
に対応する基本特性曲線Ｋ２に従つて、かつ他方
において、静脈血温度の周期変化が前記最低値を
越える場合には、ストレス状態にある身体に対応
するストレス特性曲線Ｋ１に従つて、前記刺激繰
返し率を調整し、前記各ストレス特性曲線が、前
記基本特性曲線上の別個の作業点を起点としてい
るが、それ以外では、１つの同じ静脈血温度にお
いて前記基本特性曲線Ｋ２よりも高い刺激繰返し
率を有し、かつ全ストレス特性曲線が、全体とし
て前記基本特性曲線Ｋ２よりも大きな増加を示す
ことを特徴とする心臓用ペースメーカ。

２ 基本特性曲線Ｋ２及びストレス特性曲線Ｋ１
が直線であり、前記ストレス特性曲線Ｋ１の上昇
が、前記基本特性曲線Ｋ２の上昇よりも相当大き
いことを特徴とする請求の範囲第１項に記載の心
臓用ペースメーカ。

３ ストレス特性曲線Ｋ１の上昇が、毎分・度当
たり刺激数40回乃至120回の範囲内にあり、かつ
基本特性曲線の上昇が、毎分・度当たり刺激数５
回乃至25回の範囲内にあることを特徴とする請求
の範囲第２項に記載の心臓用ペースメーカ。

４ ストレス特性曲線Ｋ１の上昇が、毎分・度当
たり刺激数80回であり、かつ基本特性曲線Ｋ２の
上昇が、毎分・度当たり刺激数15回であることを
特徴とする請求の範囲第３項に記載の心臓用ペー
スメーカ。

５ ストレス特性曲線Ｋ１及び基本特性曲線の上
昇が、より高い温度範囲において減少することを
特徴とする請求の範囲第１項乃至第４項のいずれ
かに記載の心臓用ペースメーカ。

６ 全ストレス特性曲線Ｋ１が互いに平行をなし
ていることを特徴とする請求の範囲第１項乃至第
５項のいずれかに記載の心臓用ペースメーカ。

７ 論理回路１１が、静脈血温度の周期変化が上
方限界値を越えると、基本特性曲線Ｋ２から前記
基本特性曲線Ｋ２の瞬間的作業点を起点とするス
トレス特性曲線Ｋ１へと変化するか、または前記
ストレス特性曲線Ｋ１上に残存し、かつ前記論理
回路１１が、静脈血温度の周期変化が仮の時間に
対する下方限界値よりも小さくなると、前記スト
レス特性曲線Ｋ１から前記基本特性曲線Ｋ２へ変
化することを特徴とする請求の範囲第１項乃至第
６項のいずれかに記載の心臓用ペースメーカ。

８ 上方限界値が毎分0.04度であることを特徴と
する請求の範囲第７項に記載の心臓用ペースメー
カ。

９ 予め決定された時間内に静脈血温度の周期変
化を検知する評価回路９を備え、かつ検知された
値を、静脈血温度値と同様にメモリ１０に記憶す
ることを特徴とする請求の範囲第１項乃至第８項
のいずれかに記載の心臓用ペースメーカ。

１０ 特性曲線Ｋ１，Ｋ２間の移行が刺激繰返し
率にジヤンプを生じることなく行なわれることを
特徴とする請求の範囲第１項乃至第９項のいずれ
かに記載の心臓用ペースメーカ。

１１ 温度センサ４により検知された静脈血温度
が、仮の繰返し率をもつて周期的に走査されるこ
とを特徴とする請求の範囲第１項乃至第１０項の
いずれかに記載の心臓用ペースメーカ。

１２ 検知された静脈血温度が走査される際の繰
返し率が、静脈血温度の周期的上昇と同じ方向に
変化することを特徴とする請求の範囲第１１項に
記載の心臓用ペースメーカ。

１３ 温度センサ４がフイード線２における刺激
電極３から４cm乃至８cm離れた位置に設けられて
いることを特徴とする請求の範囲第１項乃至第１
２項のいずれかに記載の心臓用ペースメーカ。

１４ 温度センサ４が、絶対温度に較正するため
の較正回路に接続されていることを特徴とする請
求の範囲第１項乃至第１３項のいずれかに記載の
心臓用ペースメーカ。

明細書 本発明は、請求の範囲第１項の冒頭に記載され
ているような、心臓用ペースメーカに関する。

心臓用ペースメーカを保持する患者の断片にの
み存在し、かつ心耳の電気信号である正常な圧縮
波を登録し、かつそれを心臓用ペースメーカの制
御要素として使用することとともに、一定の生理
学的信号を観察することにより、身体上のストレ
スを受けているときに、心臓用ペースメーカの刺
激率に適応できるようにするため、これまでに
様々な試みが行なわれている。

心臓用ペースメーカの刺激率を調整するのに適
した生理学上の信号として、特に、静脈血の酸素
値またはPH値、中心静脈酸素飽和度、呼吸率、心
室の電気的興奮と再興奮との持続時間であるＱ−
Ｔ期間、及び中心静脈血温度がある。

刺激率制御のために呼吸率とＱ−Ｔ期間とを使
用する心臓用ペースメーカは、現在開発中であ
り、または臨床的に試されている。しかし、この
ような２つの値を用いて調整する心臓用ペースメ
ーカにおいては、好ましくない、制御不能な頻脈
が起こる可能性があり、この場合に、一定の条件
下は、心臓用ペースメーカを装着している患者を
急に危険状態に陥れるおそれがある。さらに、こ
の２値による装置は、単室用の装置として、今ま
でのところ、心室における使用にのみ適している
が、ベータ遮断エージエント、利尿薬、抗不整脈
剤、またはジギタリスのような膜代謝または電解
質に作用する一般の投薬によつて、部分的に相当
妨害される。

既に、西ドイツ国特許出願公開公報第2609365
号において提案されているように、中心静脈血温
度は、心臓用ペースメーカの刺激率を低下させる
ために、制御または調整用パラメータとして使用
することができる簡単な生物学的信号として現わ
れている。

上述の公報に記載されているような温度制御式
の心臓用ペースメーカは、未だ実用されていない
が、それに用いられる温度センサが非常に簡単か
つ小型であり、しかも刺激電極の付近において、
それ自身極とされる心臓探針内に直接組み込ませ
ることができる点で利点がある。上述の公報にお
いて、静脈血温度と平行して、刺激率を調整する
ことが提案されている。すなわち、静脈血温度の
上昇時に、それに対応してより高い刺激率を供給
することであるが、この場合に、これらの２つの
要素が、たとえば37℃と39℃との間のような部分
的範囲において、直線的な従属関係を有すること
も有りうる。

同様に、中心静脈血温度に基づいて作用する類
似の刺激率調整式心臓用ペースメーカが、米国特
許第4436092号明細書においても提案されている。
静脈血温度は、刺激電極のための静脈横断フイー
ド線内において、前記電極付近に配置された温度
センサによつて検知される。温度センサと刺激電
極とは、心臓の心室内に挿入される。

実験結果によれば、静脈血温度と心搏度数との
間の数学上の関係が、ストレス下において正常に
作動している心臓について判明しており、かつ特
性曲線として論理回路に記憶されている。刺激率
は、温度センサにより検知される静脈血温度に従
属する前記特性曲線に従つて制御される。この記
憶されている特性曲線による制御は、西ドイツ国
特許出願公開公報第2609365号による一般的な制
御原理よりも、数学的により正確であると思われ
る。しかし、同様に、あらゆる刺激が、心臓用ペ
ースメーカの装着者の生理学上の条件に最適のも
のであるわけではない。

ペースメーカを装着していない多数の建康な人
に対して本特許出願人が行なつた実験において、
ストレス下における静脈血温度の方向と心搏度数
の方向とが、広範囲に亘つて平行をなし、かつ被
験者の瞬時の作業能力とは無関係であることを確
立することができた。従つて、静脈血温度による
心臓用ペースメーカの制御は、心臓用ペースメー
カが必要とする条件に沿つたものでなければなら
ない。すなわち、 １ 実際には線形をなすであろう静脈血温度と心
搏度数との明確な相関関係、及び ２ 心搏度数に対する静脈血温度の比率が、個人
の作業能力と全く無関係であることから、前述
の相関関係の個人内部の再現性である。

また、静脈血温度は、たとえば半導体またはチ
ツプサーミスタのように、応答感度が高い温度セ
ンサにより、容易に、絶え間なく、かつ相当長期
間正確に測定することができる。さらに、前記温
度センサは、低エネルギー条件で作動し、かつ上
述したように、その寸法が小さいので、電極内に
直接組込ませることができる。

しかし、前記相関関係に従つてストレス下で心
搏度数を調整することは、一定の場合に、心臓用
ペースメーカの装着性を急に危険状態に陥れる好
ましくない頻脈を招くことがある。発熱状態及び
日常のリズミカルな周期中の自然な身体の温度変
化において、たとえば、全く心臓用ペースメーカ
を装着しない健康な人間の場合に、心搏度数の変
化を伴う静脈血温度の変化が生じるが、前記変化
は、上述のストレス下での相関以上にはならな
い。

本発明は、一方において、安静状態において生
理学上測定される静脈血温度の変化と、他方にお
いて、身体上のストレスにより引き起こされる静
脈血温度の変化とを区別することができ、かつこ
れにより、刺戟の繰返し率を静脈血温度の変化に
別々に適応させることができるような心臓用ペー
スメーカを供給するという問題を包合する。

この問題は、請求の範囲の第１項に記載されて
いる本発明の特徴によつて解決される。

従つて、本発明は、心臓用ペースメーカまたは
その装着者が受けるストレスは、生理学上の条件
に従つて別々に評価されねばならないという考え
に基づいている。

このため、たとえば、階段を歩いて上がるとい
うような通常のストレス状態下における一定時間
毎の静脈血温度の増加は、たとえば心臓用ペース
メーカを装着している患者が発熱し始めた場合に
発生するものとは異なる。この結果として、心臓
用ペースメーカの論理においては、この単位時間
当たりの静脈血温度の増加は、監視され、かつ評
可されて、刺激率の値のための選択基準として使
用される。

心搏度数が静脈血温度に従属するために、特性
曲線の場をマトリツクスメモリ内に設けて、１本
の特性曲線が患者のいくつかの生理学上の条件に
対応するようにすることができる。評価回路の結
果に対応して、刺激率は、特性曲線の場内の１本
の特性曲線によつて制御される。

刺激率の制御のために、絶対的に基本的な特性
曲線と関連のあるストレス特性曲線の場とを使用
すれば十分であると考えられている。この基本的
特性曲線は、心臓用ペースメーカの装着者のスト
レスが、静脈血温度増加のための決定的要素とは
ならないはつきりした割合で、絶対温度を調整す
る。これは、たとえば、発熱状態において、また
は睡眠中の温度及び心搏度数の減少のような前記
した毎日のリズミカルな振幅において発生する。

ストレス特性曲線は、相対的な特性曲線であ
り、前記基本的特性曲線上の作業点から始まり、
身体ストレス上で心搏度数／静脈血温度の方向を
有し、それらが相対的な静脈血温度の増加と心搏
度数の増加を調整し、かつそれらに対して、心臓
用ペースメーカは、一定時間毎の静脈血温度の増
加、たとえば少なくとも毎分0.04度の増加がある
と、通電する。従つて、この特性曲線は、静脈血
温度の相対的変化を考慮する。

心臓用ペースメーカの作業点が、基本的特性曲
線上にある場合には、測定した絶対静脈血温度
で、心搏度数を明らかに、たとえば37゜の静脈血
温度で毎分79回、または発熱状態において、
38.5゜の静脈血温度で毎分95回の心搏度数に調整
される。いずれの場合も、心臓用ペースメーカの
装着性は、安静状態である。

この時点で身体ストレスが起こつた場合には、
静脈血温度は、通常の安静状態よりも時間当たり
相当高い割合で増加する。この場合に、心臓用ペ
ースメーカが、前記作業点から開始するストレス
特性曲線に転換されることにより、刺激率は前記
特性曲線によつて制御される。

身体運動を終えた後は、静脈血温度が低下し、
かつ刺激率がこの特性曲線に沿つて基本的特性曲
線の方向に減少する。これは、一定時間当たりの
静脈血温度低下が、それ以上静脈血温度が実際に
低下しないように設定された下方限界値よりも小
さくなるまで継続する。

一般に、これは、安静状態における静脈血温
度、または安静状態における静脈血温度に極めて
近い温度にさらに対応する静脈血温度についての
場合である。そして、心臓用ペースメーカは、再
び基本的特性曲線に転換されるが、この変化が、
生理学上有利な状態で、すなわち、心搏度数の急
上昇をもたらさないように起こることは明らかで
ある。

ストレス特性曲線から基本的特性曲線の方向へ
戻る間の変化の基準として、上述の静脈血温度の
低下とともに、数分から１時間の間の、好ましく
は30分の生理学上適した時間が役に立つ。但し、
これは、測定した温度値または前記時間が大幅に
変化しない場合である。

心臓用ペースメーカの装着者が、たとえば、長
時間身体的にストレスを受ける場合に、心臓用ペ
ースメーカは、上述したように、ストレス特性曲
線によつて制御される。身体上のストレスが増加
減少する最中において、心臓用ペースメーカの作
業点が長時間に亘つてストレス特性曲線上の狭い
範囲内にあるようなバランス状態を、長時間維持
することが可能である。このようなバランス状態
は、たとえば長時間の歩行または軽度の山歩きの
際に起こるものである。

このバランス状態は、心臓用ペースメーカの論
理回路によつて評価されるが、基本的特性曲線の
方向へ変化する際の基準として、生理学上有利な
前記30分の時間の経過後、このような事態が発生
する。

心臓用ペースメーカの論理回路内には、たとえ
ば生理学上有利な範囲で心搏度数を減少させるよ
うに、上述の変化のための移行プログラムが設け
られる。これにより、心臓のポンプ作用による搏
出量も減少する。

しかし、心臓用ペースメーカを装着した患者
が、同様の身体ストレスを受け続ける場合には、
心搏度数の減少の結果として、心臓からの搏出量
が少なくなるので、身体が発応して相対的に温度
が上昇し、その結果、該心臓用ペースメーカの論
理回路は、自動的に該心臓用ペースメーカを再び
ストレス特性曲線に切り換える。この切り換え
は、たとえば動悸のような自覚性のある好ましく
ない影響を心臓用ペースメーカの装着者に与える
ことなく、短時間で行なわれる。

心臓用ペースメーカの装着者が、もはや身体ス
トレスを受けなくなつた場合には、論理回路が、
移行機能に従つて、心臓用ペースメーカをストレ
ス特性曲線から基本的特性曲線へ切り換える。

基本的特性曲線及びストレス特性曲線の方向
は、心臓用ペースメーカを装着した患者の生理学
上の条件に適合している限り、原則として自由に
選択できる。これらの特性曲線は、容易に直線と
して選択できることが明らかとなつており、この
場合に、ストレス特性曲線は、搏動40回乃至120
分毎分・度の範囲で選択される。

大部分の心臓用ペースメーカの装着者にとつ
て、前記増加は、搏動数毎分・度80回または15回
に調整される。個々の特性曲線の方向は、その高
い静脈血温度に調整された範囲内において、上昇
が減少するが、これは、生理学上の条件にさらに
よく対応している。

原則として、全てのストレス特性曲線は、互い
に平行にするができ、これにより、心臓用ペース
メーカの内部評価及び論理の回路が単純化され
る。このような場合に、作業は、絶対的基本特性
曲線及び相対的なストレス特性曲線のみによつて
行なわれるが、これら特性曲線は、心臓用ペース
メーカの作業点によつて、特性曲線の図表におい
て静脈血温度の軸をなす横座標と平行に移動す
る。

心臓用ペースメーカの機能を制御する論理は、
いくつかのパラメータに関してプログラムするこ
とができる。従つて、たとえば、心搏度数は、毎
分50回から180回の範囲内に制限することができ
る。

同様に、静脈血温度の最小値及び最大値を、た
とえば36℃及び40℃とすることができる。これら
の調整可能な範囲は、心臓用ペースメーカの作業
範囲を個々の装着者に適応させるのに役立つ。こ
のようにして、身体ストレス下における静脈血温
度の変化を、長い測定間隔によつて遅延すること
なく知ることができ、かつ心臓用ペースメーカの
装着者の身体条件に適合させることができる。

実験において、静脈血温度が断続的な、突然の
変化を起こすことが判明している。これらの変化
は、温度センサが血液以外の物、たとえば心臓の
筋肉と直接に、一時的な接触を起こすことによる
ものであり、血液と同様に静脈血温度が急激に変
化するのではない。

この断続的な接触は、たとえば呼吸したり心臓
が収縮することにより、温度センサの位置が機械
的に変化する際に起りうる。静脈血温度の測定値
を、中間値、最大値、または最小値を発生させて
調整することにより、前記断続的変化を相関させ
ることができる。

腕及び脚の筋肉の作業を伴なう身体ストレス下
における静脈血温度の変化を同様の方法で検知す
るために、温度センサを、静脈血が十分に混合さ
れる心臓の心耳縁の領域内に配置する必要があ
る。温度センサを電極先端の後方４乃至８cmのと
ころに配置することにより、この電極は、さら
に、心室及び心耳双方に埋込むのに適したものと
なる。心耳内に埋込まれた電極探針が、ループ形
状をなしていることにより、温度センサは心耳縁
に到達する。

本発明の他の実施例は、請求の範囲の従属項に
記載されている。本発明を、図面を参照しつつ実
施例を用いて詳細に説明する。添付図面の中、 第１図は、本発明による心臓用ペースメーカの
ブロツク線図であり、 第２図は、単極刺激電極を有する電極と、それ
と一体化された温度センサの線図であつて、該電
極は、エネルギー供給と評価のために、埋込まれ
たペースメーカのハウジングと接続可能であり、 第３図は、本発明による心臓用ペースメーカの
特性曲線を示す線図であつて、該心臓用ペースメ
ーカの操作モードを表わす作業サイクルが表示さ
れており、かつ 第４図は、本発明による心臓用ペースメーカの
機能を説明するフローチヤートである。

心臓用ペースメーカ１は、先端に刺激電極３を
有する電極２を備えている。温度センサ４とし
て、前記電極の先端から約４cm乃至８cm後方の空
間内に、サーミスタが設けられている。前記電極
は、心臓５の心耳または心室内に埋込まれる。

心臓の探針は、電池７と、電極３のために刺激
パルスを発生するパルス発生器と、評価回路９
と、メモリ１０と、論理回路１１とを備え、埋込
まれた心臓用ペースメーカのハウジング６と接続
される。

電極２は、第２図によれば、単極電極の構成を
備え、刺激電極３は、その先端に電極を固定させ
る働きをする数個の展開部材１２を有するので、
刺激電極を心耳内に固定させることができる。こ
の刺激電極は、サーミスタ４のターミナルと接続
される単一伝導コイルによつて接続される。前記
サーミスタの他方のターミナルは、第２のコイル
１４に接続される。

両コイル１３，１４は、互いに電気的に絶縁さ
れており、電極２自体は、絶縁体１５で被包され
ている。前記電極は、従来の方法で埋込むことが
できるように十分に小型でかつ柔軟である。両コ
イル１３，１４は、多極プラグ１６をもつてハウ
ジング６の側部に接続されるが、この場合に、ハ
ウジング６の側部にある対応するアダプタ１７に
挿入しうる同軸プラグを用いる。

同軸プラグ１６は、本実施例において、温度を
測定したり処理することが全くできない従来の心
臓用ペースメーカにも接続することができるよう
に構成されている。同軸プラグ１６には、サーミ
スタ４を絶対温度に較正することができ、かつ多
極プラグ１６の電極によつてアダプタ１７と評価
回路９に接続される半ブリツジ型の基準回路が、
さらに設けられている。このように、異なる電極
とペースメーカとは、自由な互換性をもつ。

単極刺激電極の代わりに、カソードとアノード
が電極２の先端に近接して配置されている双極刺
激電極を使用できることもできることは明らかで
ある。温度センサ４の電気的接続は、一実施例と
して開示されたものであつて、たとえば２本の相
互に絶縁された別個のワイヤによつて行なうこと
もできる。

電気センサ４は、十分に長期間に亘る安定性と
同時に約1/100度の非常に正確な感度を有する。
前記温度センサが必要とするエネルギーは、他の
構成のペースメーカの構成要素が必要とするエネ
ルギーと比べて、非常に低いものであり、従つ
て、特に電池の寿命に重要な影響をほとんど与え
ない。

前記温度センサは、論理回路１１に制御され
て、空間内の静脈血温度を、約１秒乃至10秒間、
好ましくは５秒間測定する。温度の測定値は、評
価回路９に送られて、メモリ１０に記録される。
これらの記録値と各瞬間の測定値とから、評価回
路９は、単位時間毎の静脈血温度の増加を計算す
る。評価回路とメモリとは、二方向性データ母線
によつて論理回路１１に接続される。前記論理回
路１１は、如何にパルス発生器８が制御されるか
を決定する。

論理回路１１によるパルス発生器８の制御は、
第３図示の特性曲線を参照しつつ説明する。真直
な基本特性曲線Ｋ２は、36℃から40℃までの範囲
内において静脈血温度と心搏度数との絶対的な関
係を作り出しており、心搏度数は、毎分約50回12
回までの間で変動する。この基本特性曲線上に
は、同様に直線のストレス特性曲線Ｋ１からなる
多数の特性曲線が重ねられ、それぞれ基本特性曲
線Ｋ２上の作業点から始まるが、本実施例におい
ては、毎分・度に80回増加している。

すべてのストレス特性曲線は、互いに平行をな
している。第３図には、３本のストレス特性曲線
Ｋ１−３７，Ｋ１−３８，Ｋ１−３９が表示され
ているが、これらは、それぞれ37℃、38℃、39℃
の静脈血温度に整合している。基本特性曲線Ｋ２
とストレス特性曲線Ｋ１とストレス特性曲線Ｋ１
とは、Ｋ２′，Ｋ１′で示すように、より高い温度
範囲においては容易に曲がるので、これらの範囲
における特性曲線は、少ししか増加しない。

心搏度数と静脈血温度の最小値と最大値とは、
自由にプログラム可能であり、本実施例において
は、最小心搏度数ｆ最小が毎分60回、最大心搏度
数ｆ最大が毎分150回、最小静脈血温度Ｔ最小が
36℃、及び最大静脈血温度Ｔ最大が40℃に設定さ
れている。これらの数値が、心臓用ペースメーカ
の作業範囲を決定する。

第３図には、特性曲線上に記録された点（１）
乃至（７）によつて、心臓用ペースメーカの作業
サイクルが表示されている。心臓用ペースメーカ
の装着者が安静状態にあるときには、心搏度数は
特性曲線Ｋ２によつて制御される。

朝歩行しているとき、静脈血温度は36.5℃で、
心搏度数は毎分60回である（点（１））。静脈血温
度は、通常の毎日の周期的変化に従つて、最終的
に37℃まで上昇し、心搏度数は毎分70回となる
（点（２））。

心臓用ペースメーカの装着者が引継き安静状態
にある場合、すなわち、自覚するような身体上の
ストレスを全く受けない場合には、単位時間の静
脈血温度は僅かしか上昇しないので、内蔵された
論理回路１１は、基本特性曲線Ｋ２に従つて刺激
率を制御する。この制御中において、心搏度数は
絶対に一定ではなく、点（２０）で示される37℃
における基本度数よりも高い値が予想される。し
かし、一定時間当たりの静脈血温度の上昇は、心
臓用ペースメーカの装着者が身体的にストレスを
受けていない限り、非少に僅かなものにしか過ぎ
ない。

しかし、心臓用ペースメーカの装着者が、たと
えば身体上のストレスを受けたり、階段を歩いて
上つたにしたときには、静脈血温度は、一定時間
内に概ねより早い速度で上昇する。静脈血温度の
上昇が、毎分0.04度のような一定の限界値に達し
た場合に、心臓用ペースメーカは、ストレス特性
曲線Ｋ１に移行する。この時点において静脈血温
度が37℃に達した場合に、ストレス特性曲線Ｋ１
−３７への移行が起こる。静脈血温度が37.6℃
（点（３））よりも幾分高く上昇したと仮定する
と、それによつて、心搏度数は毎分120回に上昇
する。

運動を終えた後、静脈血温度は、心臓用ペース
メーカ装着者の個々の作業能力により多少速く低
下するが、刺激率は、このストレス特性曲線Ｋ１
−３７に従つて下方へ、心搏度数が毎分80回で静
脈血温度が約37.1℃である点（４）の付近へと調
整される。この点（４）において、静脈血温度は
一定時間内にさらに僅かしか変化せず、かつ心臓
用ペースメーカ装着者の回復能力によつて、長時
間ほぼ一定値を維持する。

これに対して健康な人の場合に、この特性曲線
Ｋ１上の作業点（４）は、一般に本実施例におい
て、37℃の正常温度に近い位置をとる。論理回路
１１が、ゆつくりと心臓用ペースメーカを基本特
性曲線Ｋ２へ移行させることにより、前記特性曲
線上の作業点５で、心搏度数が毎分約72回とな
る。そして、刺激率は、心臓用ペースメーカ装着
者が何ら身体上のストレスを受けない限り、さら
に基本特性曲線Ｋ２の方へ調節される。

しかしながら、この通常の作業サイクル以外に
おいては、身体ストレス下における生理学上のバ
ランス状態が実際に進行している場合に、身体ス
トレスを受けているにもかかわらず、静脈血温度
が実質的に変化しないことが起りうる。これが、
特性曲線Ｋ１−３７上の作業点（６）において発
生したと仮定すると、すなわち、静脈血温度は、
最初に作業点（３）の約37.6℃まで上昇した後
に、心搏度数が毎分100回となる37.4℃まで低下
し、かつその位置で安定する。この状態は、論理
回路自体が基本特性曲線Ｋ２へ切換える基準とな
る。

内的に確立された生理学上有利な30分の時間の
後、たとえば心搏度数は、毎分約95回で同一の温
度である作業点７に達するまで、論理回路によつ
てゆつくりと減少する。

心臓用ペースメーカ装着者が、以前と同様の身
体ストレスを確実に受け続ける場合には、また心
搏度数の減少が心臓血液搏出量を減少させる場合
には、身体はこれを補償し、かつ対応する温度上
昇に反応する。この温度上昇は、温度センサによ
り実質的に遅延なしに登録され、その結果、基本
特性曲線Ｋ２へ戻る動作が中断される。

心臓用ペースメーカは、作業点（６）へ直接戻
されるか、または作業点（７）の温度値に対応す
る新たな特性曲線に従つて調整される。本実施例
において、この特性曲線は、点線で示す特性曲線
Ｋ１−３７．０５であり、37.05℃において作業
点から基本特性曲線へと延びている。このような
調整は、心臓用ペースメーカ装着者の生体として
の能力に従つて、新たな最適温度レベルに心搏度
数を再び調整することになるので適している。

その後、身体ストレスが無くなると、上述のよ
うに、心臓用ペースメーカは、ストレス特性曲線
に沿つて基本特性曲線に戻る。

基本特性曲線から多数のストレス特性曲線の中
の１つのストレス特性曲線への切換え、及びスト
レス特性曲線から基本特性曲線への切換えは、明
らかに不意に起こるものではないが、選択可能な
時間の経過中における内部調整過程に従つて、移
行機能により調整される。

第５図には、心臓用ペースメーカの操作モート
が、フローチヤートを用いて説明されている。

上述の方法による静脈血温度の測定、記憶及び
電気的評価は、一方において、静脈血温度による
度数調整型心臓用ペースメーカを調節する働きを
もつ。静脈血温度及びそれに従つて評価された結
果は、それらの直接の相関関係及び血液動力学の
パラメータの結果として、さらに、制御用パラメ
ータとして中心静脈血温度ではなく、中心静脈酵
素飽和度、呼吸率などの上述した生理学的パラメ
ータの１つを用いる心臓用ペースメーカの有効性
を制御するのにも、好適に適合させることができ
る。