JPH03186273A - 植え込み可能な心臓ペースメーカ - 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】 ［産業上の利用分野］ この発明は、植え込み可能な心臓ペースメーカに関し、
特に電池が寿命末期に近づいたときに高レートが制限さ
れるようなレート応答形ペースメーカに関する。変形さ
れた実施態様ではこの発明は、高電力消費特性が利用さ
れる範囲を制限することにより電池の寿命を伸ばすため
に、植え込み可能な装置内で高電力消費特性に関連して
用いることかできる。

［従来の技術］ 植え込み可能な心臓ペースメーカはペースメーカハウジ
ング内の電池により電力を供給される。

−たび植え込まれると電池の消耗状態従って交換の必要
性を測定することが困難である。交換のために必要な手
術は比較的簡単であるが、関連する合併症の危険は患者
にとって常に存在する。一般に絶対必要となるまで好適
に作動しているペースメーカの交換を避ける方が良いと
考えられる。

寿命末期に先立ってペースメーカを取り出すべき時点を
決定するために、医師は電池の寿命初期期間中は少ない
頻度でまた電池の推奨交換時期及び寿命末期に近づくに
つれて多い頻度で追跡調査のため計画を立てなければな
らない、（寿命末期はペースメーカパルス振幅がプログ
ラムされた値の約５０％にまで減少する時点として定義
される。）基準として医師は、通常７０拍毎分のレート
で１００％ベーシングの場合に５ｖで規定されるペース
メーカの公称負荷電流を、理論的に利用可能な電池のア
ンペア時容量から差し引くことにより残留電池容量を推
定する。正確な電池容量センサは既に開発されている（
例えばアメリカ合衆国特許第４５５８Ｈ１号明細書参照
）が、それにもかかわらず医師は残留期間に対する電力
消費を正確に予測しなければならない、精巧なペースメ
ーカ及び予想できない負荷電流作動モードの場合には、
交換時期を正確にモニタしかつ史に時期尚早の手術によ
る交換を避けるために、医師は一層頻繁な追跡調査のた
めの面接を計画しなければならない。

電池の負荷電流は主としてペースメーカの出力振幅、パ
ルス幅及びレートにより表される。これらのペースメー
カパラメータのプログラム可能性は電池の寿命を安全に
伸ばすための融通性を提供する０例えば電池の寿命は、
レートを９０拍毎分の代わりに７０拍毎分にプログラム
することにより、約３〜９ケ月増加できることが知られ
ている。しかしながらすべての患者が７０拍毎分でベー
シングされるのを我慢できるわけではない。

活動的な患者は運動中に更に高いレートを必要とする。

正常な洞結節を右する患者では比較的高いレートを心房
心室ペースメーカにより得ることができ、ここでは心房
レートが検出され心室が（正常な心臓をまねて）短い遅
延の後に刺激される。

運動中に心房レートは７０ないし１２０拍毎分以上で変
化する。レート応答形ペースメーカが補助的なセンサ（
加速度計又は活動センサ、酸素飽和、ＱＴ測測定呼吸レ
ート、温度など）に従ってペーシングレートを増加でき
ることもまた知られている。この種のペースメーカの目
的は、心房が無能力であるすなわち運動ストレスに応答
しないか又は心房粗動又は細動の傾向があるときに、レ
ートを加速することである。

両方のこれらのペースメーカでは、ペースメーカのペー
シングレートが低いレートから高いし・−トに変化する
ときに、電池の負荷電流量が突然変化するおそれがある
。患者自身の内在性リズムが低い活動レベル（低い負荷
電流状態）では患者の要求に耐えることができるが、し
かし刺激ベーシングが高い活動レベル（高い負荷電流状
態）では心臓の一方又は両方の室において要求されると
きには、このことが特に当てはまる。残念ながら負荷電
流のこの種の大きい変化は、電池電圧が刺激失敗を引き
起こすほど低く下がる可能性が存在するような、寿命末
期電圧レベル未満の急激な電池電圧低下を引き起こすお
それがある。更にもしベーシングが運動中に起こるよう
な速いレートで起こると、特に最後に通報された推奨交
換時期が患者の休息レート時の負荷電流に基づいている
ときには、負荷電流の増加がペースメーカの最後に通報
された推奨交換時期に関する安全余裕を急激に低減又は
消去するおそれがある。

心臓を依然として刺激できる最低可能な出力が供給され
るように、ベーシングパルスの出力振幅及び／又はパル
ス幅を自動的に調節することにより、供給されるベーシ
ングパルスによる電池負荷電流を低減できることは既に
知られている（例えばアメリカ合衆国特許第４ＨＥ１９
８８号明細書参照）、この特徴は患者がペースメーカの
寿命期間中ずっと刺激を受は損ねることがないことを保
証するが、しかしマイクロプロセッサの処理時間のこの
増加及び出力振幅及び／又はパルス幅の絶え間無い変史
により、ペースメーカの交換時期を決定するときに考慮
すべき史に多くの変数が生じてくる。

更にマイクロプロセッサをペースとするペースメーカの
出現と共に、機能はペースメーカパラメータの自動調節
、心臓内エレクトログラムの配位と遠隔測定、多重セン
サの処理、不整脈の検出と遮断及び波形パターン認識に
まで拡大されている。ペースメーカの負荷電流はまたこ
れらの機能を遂行するときのマイクロプロセッサの動作
周期により著しく影響される。電池電圧を注意深くモニ
タしなければ、これらの高負荷電流状態は利用可能な電
池電圧の一時的な低下を引き起こし、刺激失敗のリスク
を増し、また残留電池容量を急激に使い果たすおそれが
ある。

［発明が解決しようとする課題］ この発明の課題は、それ自体の電流使用量を調節し、寿
命末期の近くで制限された電池エネルギーを節約し、高
負荷電流モードを制限することにより刺激失敗を防止し
、そして最後に推奨交換時期から寿命末期までの期間の
予測できない性質を排除することにより、ペースメーカ
の時期尚早の交換を無くするようなペースメーカを提供
することにある。更にこのペースメーカを、寿命末期の
近くで追Ｖｆｉ調査のための面接回数の増加によって医
師に負担をかけることのないようにしようとするもので
ある。

［課題を解決するための手段］ この課題はこの発明によれば植え込み可能な刺激装置で
用いられ一定の刺激パルス振幅を維持し急速な電池消耗
を防出する装置において、電池から取る負荷電流に依存
する電池電圧を有する電池ど、電池の電圧をモニタし電
池電圧が少なくとも第１の所定電圧へ低下するときを検
出する電池電圧しきい値検出器と、電池電圧が第１の所
定電圧を超えるときに一定の振幅を有する刺激パルスを
患者の心臓に対し発生させるパルス発生器と、電池電圧
しきい値検出器に結合されそれぞれ異なるレベルの負荷
電流を有する少なくとも三つの作動モードで動作できる
信号プロセッサと、電池電圧が第１の所定電圧未満であ
ることを電池電圧しきい値検出器が検出するときに、信
号プロセッサを高レベルの負荷電流を有する作動モード
から低レベルの負荷電流を有する作動モードへ切り換え
る装置とを備えることを＃徴とする刺激パルス振幅維持
装置により解決される。

［作用］ 前記の従来技術の欠点及び限界はこの発明により克服さ
れる。この発明は電池が推奨交換時期に近づきまたこれ
を越えるときに電力消費を制限するために用いることが
できる。ペースメーカに対しできるだけ長い活動寿命を
提供するために、この発明は所定の優先順位に基づき作
動パラメータを選択的に変更することができ、同時に患
者の生理的要求により求められるような質の良い生活を
提供することができる。これらの動作は限られた残留電
池エネルギーを節約して使いかつ刺激失敗を防止するの
を助ける。

この発明は電池、刺激パルスを発生させるパルス発生器
、心臓の信号を検出する検出増幅器及びタイミング兼制
御装置を含む従来の構成要素を備えた植え込み可能な心
臓用装置を含む、この装置はまた電池の所定のしきい値
レベルを検出する電池しきい値検出器を備え、高負荷電
流作動モードと少なくとも二つの逐次低くなる負荷電流
作動モードとを有し、電池電圧が所定のしきい値未満で
あることを電池しきい値検出器が指示するたびに、逐次
低くなる負荷電流モードへ切り換える処理装置を備える
。この構成により負荷電流の著しい低減が可能となる。

有利な実施態様によれば、植え込み可能な心臓用装置は
レート応答形ペースメーカである。従来の技術で行われ
たように、ペースメーカの尋問に基づき電池電圧を単に
通報するか又は機能を完全に抑止する代わりに、ペース
メーカはセンサ指示レートより低い値にペーシングレー
トを制限することにより電流使用量を自動的に調節する
。このことはレート応答ベーシング中に所定のしきい値
以下の電圧の発生について電池電圧を絶えずモニタする
ことにより遠戚される。もしそのような電圧が検出され
ると、許容最大センサレートが自動的に低減される（こ
のことは次には電池負荷電流を低減する）。この新しい
許容最大センサレートは、電池電圧が所定しきい値を超
えるか又は許容最大センサレートが他の値にリセットさ
れるまで効力を保つ、電池が消耗し続けるにつれて、許
容最大センサレートは遂にペーシングレートをプログラ
ムされた休息レート又は基本レートまで減らし、実際上
レート応答ベーシングを抑止する。

変形された実施態様では、レートを休息レート以下に下
げることさえできる。

要するに、電池電圧が所定しきい値を超えるまで、ペー
スメーカは高負荷電流モード（高レートでのレート応答
ベーシング）から低負荷電流モード（逐次低くなるレー
トでのレート応答ベーシング）へ切り換わる。更に別の
実施態様では、−たび電池電圧が所定しきい値に到達す
ると、別の高負荷電流モードがペースメーカにより利用
可能となる範囲をこの発明は制御する。

この発明は更に、電流使用量の自動調節による電池消耗
時の出力振幅維持方法を提供する。一つの実施態様では
、この方法は電池電圧が所定しきい値に到達したときに
レート応答形ペースメーカのレートを低減することによ
り遠戚される。第２の実施態様では、電池電圧が所定し
きい値を超えるまでペースメーカが高負荷電流モードか
ら逐次低くなる負荷電流モードへ切り換えられる。

こうしてこの発明は電池が推奨交換時期に接近するとき
に医師の追跡調査の増加を必要としない、むしろ高負荷
電流を自動調節するという特徴により、信頼性及び確実
性の高いＶＶＩペースメーカと同じ追跡調査計画が可能
となる。

最後に従来の技術のすべての問題及び欠点が、重大な相
対的不利益を被ることなくこの発明により克服される。

それゆえにこの発明の利点は、できるだけ長い期間患者
に対して質の高い生活を提供し、またこの発明に基づく
方法を植え込み可能な心臓ペースメーカ療法に対して非
常に望ましい向上をもたらすようにすると同時に、ペー
スメーカの寿命の延長をもたらすことにある。

［実施例］ 次にこの発明に基づく刺激パルス振幅維持装置の一実施
例を示す図面により、この発明の詳細な説明する。

この発明は、現在多くのペースメーカにおいて広く用い
られているヨウ化リチウム電池の予測される放電特性を
示す第５図を参照すれば容易に理解することができる。

これらの電池は安定した開路電圧と時間につれて増加す
る内部インピータンスとを有する定電圧電源として特徴
づけることができる。それゆえに利用可能な端子電圧は
、電池内部インピーダンスでの内部電圧低下のために電
池からの負荷電流に逆比例して変化する。

既に述べたように負荷′ｒ＃、流は、ペースメーカが刺
激パルスを供給するときの！／−トによって著しく影響
を受ける。第５図に示す°“Ａ０点はレー　ト応答形ペ
ースメーカを所持する患者を示し、ここで患者は休息中
で従って負荷電流は低く例えば２０井Ａである。もし患
者が突然レートの大きい増加を必要とすると負荷電流は
例えば３０ＪＬＡまで増え、ＩＩ　Ｂ　１１点で示すよ
うに利用可能な電池電圧は２．ＯＶまで低下する。それ
ゆえレートのこの増加は、電池電圧が刺激失敗を引き起
こすほど低く低下するという可能性が存在するような、
寿命末期電圧レベル未満の突然の電池電圧低下を弓き起
こすおそれがあるということが分かる。負荷電流が２８
μＡにすぎないようなベーシングレートに制限すること
により、利用可能な電池電圧は推奨交換時期しきい値を
明らかに超える°°Ｃ°°点へ上昇する。ペーシングレ
ートが史に減少すると、利用可能な電池電圧は一層大き
い安全余裕を有する゛Ｄ′°点へ上昇することができる
。

更に寿命末期までの残り時間は、作動点がＩＩ　Ｂ　１
１点から°°Ｃ″点、１１　Ｄ“°点そして最後に°°
Ａ１点まで移動するにつれて著しく増加することが第５
図から容易に分かる。−たび電池端子電圧が“ｌ　Ｅ　
１１点で推奨交換時期に到達し負荷電流をこれ以上低減
させることができないならば、ペーシングレートは基本
レート（又は休息レート）に設定されレート応答ベーシ
ングは実際上中止される。

レート応答形ペースメーカに関連するこの発明に基づく
ブロック線図の一実施例が第１図に示されている。レー
ト応答形ペースメーカの詳細な説明はアメリカ合衆国特
許・第４９４００５３号及び同第４９４００５２号明細
書に記載されている。

要約すればレート応答形ペースメーカは下記のように働
く。ペースメーカ１０は心臓３０に対し刺激パルス１６
を発生させるパルス発生器１４を有する従来のペースメ
ーカチップ１２を備える。

検出増幅器（図示されていない）は心臓事象を検出しこ
の情報をタイミング兼制御回路１８へ伝えるために用い
られる。タイミング兼制御回路１８はパルス発生器ｉ４
のための基本レート信号２０を制御し、かつ心臓信号を
検出した場合には刺激の抑制を制御する。遠隔測定回路
２２はタイミング兼制御回路１８に電気的に接続されて
いる。外部のプログラミング装置２４は遠隔測定回路２
２へ非侵襲的にプログラミング信号を送るために用いら
れる。これらのプログラミング信号は第１図に波形線２
６として象徴的に示されている。この種の信号は外部の
プログラミング装置２４とペースメーカ１０との間で両
方向へ送ることができる。こうして外部のプログラミン
グ装置２４は非侵襲的にペースメーカのプログラム可能
なパラメータを変更することができる。

ペースメーカチップ１２と外部のプログラミング装置２
４の更に詳細な説明及びこれらの作用は幾つかの特許に
記載されている０例えばアメリカ合衆国特許第４２３２
６７９号、同第４８８６９８８号及び同第４８０９Ｅ１
９７号明細書を参照されたい、この発明の有利な実施例
で用いられているのと全く同じペースメーカチップ１２
又は回路は記載されていないが、それにもかかわらずこ
れらの特許明細書は従来のベーシング装置の基本的な構
成要素を開示しその基本的作用を教示する。

有利な実施例では、パルス発生器１４はリード線３２を
経由して患者の心臓３０に電気的に接続されている。変
形案として、パルス発生器１４はそれぞれ２本のリード
線３２．３８を経由して心房３４及び心室３６へ接続す
ることができる。これらのリード線３２．３８は単極リ
ード線又は二極リード線又は多極リード線とすることが
でき、これらのすべてのリード線は従来技術において知
られている。

ペースメーカ１０は更に患者の生理的要求を検出するレ
ート応答センサ４０を備える。有利な実施例では、レー
ト応答センサ４０は身体活動を検出する圧電センサであ
る。しかしながらこの発明はこの形式のセンサに制限さ
れず、すべての既知のレート応答センサ（ＱＴ、温度、
酸素飽和、インピーダンス、前駆出期間、毎分心拍出量
、加速度計など）と共に用いることができる。この発明
はセンサの形式に依存しないので、以下ではペーシング
レートを変更するために用いられるセンサを単にレート
応答センサと呼ぶ、更にレート応答センサはペースメー
カ１０の内部に設けられるように第２Ａ図で示されてい
るが、レート応答センサ４０をリード線３２．３８内に
又はこれに結合して設けるか又は他の方法でペースメー
カ１０の外部に設けることができる。

有利な実施例では、レート応答センサ４０の出力がレー
ト応答プロセッサ４２により各ベーシングサイクル中に
測定される。一般にレート応答プロセッサ４２は生信号
４４をセンサ指示レート信号６２へ変換する装置を備え
る。有利な実施例では、センサ指示レート信号６２は生
信号４４のエネルギー含有量に基づいている。変換は従
来の技術を用いて、すなわち一般に伝達曲線、ルックア
ツプ表（記憶装置６８に記憶されているか又はプログラ
ムされた）により、又はアルゴリズム的に又はハードウ
ェア又はソフトウェア又は両溝の組み合わせにより、幾
つかの方法で遂行することができる。有利な伝達曲線は
第２図に示され、ここでは医師は最大センサレート５０
、基本レート５２（又は最小レート）及び両レート間の
傾斜５４及びしきいｆｆ１５７をプログラムすることが
できる。エネルギー含有量（Ｘ輌）に基づいてセンサ指
示レートが決定される。

作動時にレート応答形ペースメーカはセンサ閉モード又
はセンサ開モードで作動することができ、これらのモー
ドは外部のプログラミング装置２４から受信された適当
なプログラミング信号により選択することができる。ス
イッチ６０はタイミング兼制御回路により決定される基
本レート信号２０（センサ開モード中）、又はレート応
答プロセッサ４２により決定されるセンサ指示レート信
号６２（センサ閉モード中）を選択するために用いられ
る。

電池６６に接続された電池しきい値抽出器６４は所定の
しきい値を超えるか又は未満の電圧を検出するために用
いられる。有利な実施例では、所定のしきい値は推奨交
換時期で検出されたインピーダンスレベルであるが、し
かしながらこの発明の基本的な提案から外れることなく
別のしきい値レベルを考えることができる。もしペース
メーカ１０が運動又はストレスのために上昇したレート
でベーシングしており、かつ電池６６が推奨交換時期し
きい値レベル以下にあるならば、電池しきい値検出器６
４は僅かな量だけ現在のペーシングレートを減らすよう
にレート応答プロセッサ４２をトリガする。ペースメー
カレートのこの低減は電池６６が推奨交換時期しきい値
を超えるか又は現在のレートが基本レートに到達するま
で続く。変形された実施例ではペースメーカレートの低
減は、電池６６が推奨交換時期しきい値を超えるか、又
は現在のレートが基本レートより低いレートに到達する
まで統〈、推奨交換時期でのペーシングレートのこの低
減は、寿命末期以前の残っている交換期間が急速に使い
果たされず、刺激が維持され、またレート応答モードを
できるだけ良く利用することができるということを保証
する。

第３図には、電池消耗時に出力振幅を維持する方法が示
されている。心室ベーシングサイクルが段階１００で開
始される。刺激に続いて電池が１０２で測定される。電
池電圧が段階１０４で所定のしきい値と比較される。も
し電池電圧が所定のしきい値を超えているならば、レー
ト応答センサが測定されセンサ指示レートが１２０で決
定される。

１２２でセンサ指示レートが現在のレートと比較される
。もし両者が等しいならば、レート変更無しが１２４で
出されレート応答ループが１２５で終る。もしセンサ指
示レートが現在のレートより大きいならば、現在のレー
トが１２６で（プログラムされた）最大センサレートと
比較される。

もし両者が等しいならば、レート変更無しが出されレー
ト応答ループが１２５で終る。もし現在のレートが（プ
ログラムされた）最大センサレート未満であるならば、
ペーシングレートは１２８でｎ段階だけ増加される。有
利な実施例ではｎは１段階に等しい。

もしセンサ指示レートが現在のレートより小さい（かつ
電池が所定のしきい値を超えている）か、又は電池が所
定のしきい値以下であるならば、そのときは現在のレー
トが１３０で基本レートと比較される。もし現在のレー
トが基本レートに等しいならば、レート応答ループは１
２５で終る。もし現在のレートが基本レートを超えてい
るならば、ペーシングレートは１３２でｎ段階だけ低減
される。最後にもしレート応答ベーシングが１３６でま
だ止められていないならば、制御は１００でベーシング
サイクルを繰り返すようにループを戻る。

有利な実施例において許容最大センサレートが、しきい
値未満であることを検出された電池測定に基づき中間の
レート限界を提供するために用いられる。第２図に示す
ように、許容最大センサレート５６は基本レート５２と
（プログラムされた）最大センサレー）５０との間で調
節可能である。要約すれば第１図を参照して、電池６６
がしきい値未満であるたびに、レート応答プロセッサ４
２が少なくとも１段階だけ現在のレートを減らし、許容
最大センサレートを新しい現在のレートに設定する。許
容最大センサレートはレート応答プロセッサ４２内の又
はその外部のカウンタ内に又は記憶装置６８内の位置に
記憶することができる。許容最大センサレートは、レー
ト応答プロセッサ４２が少なくとも二つの連続する電池
測定でしきい値を超えることを検出するか、又は現在の
レートが基本レートに到達するまで低減され続ける。前
者の場合が起こると、許容最大センサレートはプログラ
ムされた最大センサレートの方へ増し戻すことを許され
る。低い電池検出のただ−［（７）発生によりペースメ
ーカがレートを永続的に制限されることを防止すること
により、これらの付加的な特徴は患者のための一層大き
いレート応答性を可能にする。

もし現在のレートが２５５拍の間基本レートに留まるな
らば、外部磁石７２がペースメーカレートのリードスイ
ッチ７０をリセットするために用いられるまで（第１図
参照）、レート応答モードが中止される。現在のレート
が基本レートに等しくなる事態のただ一度の発生がレー
ト応答モードを抑止するのを防ぐことにより、この付加
的な特徴が患者に対する一層大きいレート応答性を可能
にする。

有利な実施例において、リードスイッチ７０のリセット
直後にはペースメーカｌＯは自動的にレート応答ベーシ
ングに戻ることはない。その代わりにペースメーカは外
部のプログラミング装置２４を経由する医師からのプロ
グラム指令を待つ。この特徴はレート応答モードの再許
容の前に電池の状態を測定するための十分な時間を医師
に与える。

ｍ４ＡｌｌＩＮ及び第４Ｂ図はこの有利な実施例を示し
、ここで第４Ａ図は電池がしきい値を超えるときに取ら
れる段階を示し、第４Ｂ図は電池がしきい値未満である
ときに取られる段階を示し、ここでは同様な段階が第３
図におけるのと同様な符号をか付けられている。

第４Ａ図では、−たびレート応答プログラミングがオン
されると、カウンタＡ、ＢがＯに初期化され、許容最大
センサレートが段階９８でプログラムされた最大センサ
レートに等しく設定される。心室ベーシングサイクルが
１００で開始される。刺激に続いて電池が１０２で測定
される。電池電圧が段階１０４で所定のしきい値に比較
される。もし電池電圧が所定のしきい値を超えていれば
、カウンタＡがｎ回の連続的な事象に対してチエツクさ
れる。すなわちそのときカウンタは段階１０６でＯであ
る。もしカウンタＡがＯでないならば（このことは少な
くとも一度の測定が所定のしきい値未満であった後にだ
け起こり、第４Ｂ図に関連して説明する）、カウンタＡ
が１０８で低減される。もしｎ回の連続的な事象が起こ
ると、カウンタＢは１１０でＯにリセットされる（この
ことは後にすなわちこの装置の完全な作用を説明した後
に意味が分かる）。

１１２で許容最大センサレートがプログラムされた最大
センサレートと比較される。寿命初期での場合のように
もし両者が等しいならば、レート応答センサが１２０で
測定され、レート応答ベーシングが第３図で説明したよ
うに継続される。もし両者が等しくないならば（このこ
とは少なくとも−・度の測定が所定のしきい値以下であ
った後にだけ起こり、第４Ｂ図に関連して説明する）、
許容最大センサレートが段階１１４で最大センサレート
に向かって徐々に増加され、すなわちもし電池電圧がｎ
回の連続するサイクルの間所定のしきい値を超えるなら
ば、許容最大センサレートは（プログラムされた）最大
センサレートに向かって調節される。

第４Ｂ図では、段階がしきい値未満である電池測定に対
して示されている。現在のレートが段階１４０で基本レ
ートと比較される。もし現在のレートが基本レートより
大きいならば、現在のレートが１４２で少なくとも１段
階だけ低減され、許容最大センサレートが１４４で新し
い現在のレートに等しく設定される。

もし現在のレートが基本レートに等しいならば１段階１
４６でカウンタＢが増加される。もし１４Ｂでカウンタ
Ｂが２５５（又は別の所望のカウント数）より少ないな
らば、カウンタＡが１５０でｎに設定され、こうしてし
きい値を超えるｎ回の連続する電池測定のための調査を
開始する。有利な実施例では、ｎは２に設定される。も
しカウンタＢが２５５カウントに等しいならば、ペース
メーカは実際上レート応答ベーシングを中止しながら段
階１５２及び１５４で磁石が用いられるのを待つ。−た
び磁石が用いられると、カウンタＢは１５６でＯにリセ
ットされ、ペースメーカは段階１５Ｂ及び１５９で外部
のプログラミング装置からのプログラム変更信号を待つ
。

［発明の効果］ それゆえにこの発明は、動作の高負荷電流モード及び逐
次低くなる負荷電流モードを有するすべてのペースメー
カに拡張できるということが当業者により認められる。

高負荷電流モードはレート応答ベーシング、自動的な刺
激の検証、自動的な振幅調節、自動的な感度調節、心電
図データ又は測定値の遠隔測定装置による伝送、波形解
析、頻脈又は不整脈の認知又はマイクロプロセッサ処理
時間を増す他のすべての特徴を含む、この発明に基づく
ペースーカは、電池電圧が所定のしきい値未満であるこ
とを電池しきい値検出器が示すときは常に、高負荷電流
モードから逐次低くなる電流負荷モードへ切り換える装
置を備える。低負荷電流モードは、サンプリングレート
、ペーシングレート又はマイクロプロセッサの動作周期
を他の方法で低減するようなパラメータの変更又は制限
により遠戚される。

更にこの発明は、基本的な生命維持及び生活の質に基づ
く所定の優先順位に従って、これらの高負荷電流特性が
低負荷電流モードへ切り換えられるような複数のしきい
値を受は入れることができる。

従ってこの発明の利点は、できるだけ長く恩情の生活の
質の向上を提供し、この発明に基づく方法を植え込みｉ
′８ｆ能な心臓ペースメーカ療法に対し著しく望ましい
向上をもたらすようにすると同時に、ペースメーカの寿
命の延長をもたらすということが前記の説明から認めら
れる。

この発明の一実施例を示しかつ説明したが、この発明の
趣旨から逸脱することなく、前記発明に対し多数の変更
、修正又は変形を行うことができることは商業者にとっ
て明らかである。それゆえにすべてのこの種の変更、修
正及び変形はこの発明の範囲内にあると見なすべきであ
る。

【図面の簡単な説明】

第１図はレート応答形ペースメーカに組み込まれたこの
発明に基づく刺激パルス振ｖＡａ持装置の一実施例のブ
ロック線図、第２図は第１図に示す伝達曲線の拡大詳細
図、第３図は第１図に示すレー！・応答プロセッサの電
池消耗時にバルヌｖｉ幅を維持する方法の基本原理を示
す流れ図、ｉ４Ａ図及び第４Ｂ図は第１図に示すレート
応答プロセッサにおける電池消耗時にパルス振幅を維持
する方法の一実施例を示す流れ図、第５図は典型的なヨ
ウ化リチウムの放電特性をグラファ示した図である。 ｌＯ・・・ｌ／−ト応答形ペースメーカ１４・・・パル
ス発生器 １６・・・刺激パルス ２０・・・基本レート信号 ４０・・・センサ ２・・・レート応答プロセッサ ４・・・生センサ信号 Ｏ・・・センサ開／閉セレクタ ２・・・センサ指示レート信号 ４・・・電圧しきい値検出器 ６・・・電池

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １）植え込み可能な刺激装置で用いられ一定の刺激パル
   ス振幅を維持し急速な電池消耗を防止する装置において
   、電池から取る負荷電流に依存する電池電圧を有する電
   池と、電池の電圧をモニタし電池電圧が少なくとも第１
   の所定電圧へ低下するときを検出する電池電圧しきい値
   検出器と、電池電圧が第１の所定電圧を超えるときに一
   定の振幅を有する刺激パルスを患者の心臓に対し発生さ
   せるパルス発生器と、電池電圧しきい値検出器に結合さ
   れそれぞれ異なるレベルの負荷電流を有する少なくとも
   三つの作動モードで動作できる信号プロセッサと、電池
   電圧が第１の所定電圧未満であることを電池電圧しきい
   値検出器が検出するときに、信号プロセッサを高レベル
   の負荷電流を有する作動モードから低レベルの負荷電流
   を有する作動モードへ切り換える装置とを備えることを
   特徴とする刺激パルス振幅維持装置。 ２）信号プロセッサが生理的要求を示す生センサ信号を
   処理し出力としてセンサ指示レート信号を作り出すレー
   ト応答処理装置を備え、レート応答処理装置がセンサ指
   示レート信号に従ってプログラム可能な最小レートとプ
   ログラム可能な最大レートとの間で刺激パルスのレート
   を変更することができ、高負荷電流を有する作動モード
   が高レートでセンサ指示レート信号を発生させることか
   ら成り、低負荷電流を有する作動モードは、電池電圧が 第１の所定電圧を超えて上昇するか又はペーシングレー
   トが所定レート限界値に到達するまで、順次低くなるレ
   ートでセンサ指示レート信号を発生させることから成る
   ことを特徴とする請求項１記載の装置。 ３）所定のレート限界値がプログラム可能な最小レート
   に等しいことを特徴とする請求項２記載の装置。 ４）信号プロセッサが波形解析モードで作動可能であり
   、心臓の信号波形が変則性について解析され、高レベル
   負荷電流を有する作動 モードが高サンプリングレートの波形解析 モードで作動することから成り、低レベル負荷電流を有
   する作動モードは、電池電圧が 第１の所定電圧を超えて上昇するか又はサンプリングレ
   ートが最小値に到達するまで、順次低くなるサンプリン
   グレートの波形解析 モードで作動することから成ることを特徴とする請求項
   １記載の装置。 ５）植え込み可能な刺激装置で用いられ一定の刺激パル
   ス振幅を維持し急速な電池消耗を防止する装置において
   、電池から取る負荷電流に依存する電池電圧を有する電
   池と、電池の電圧をモニタし電池電圧が少なくとも第１
   の所定電圧へ低下するときを検出する電池電圧しきい値
   検出器と、電池電圧が第１の所定電圧を超えるときに一
   定の振幅を有する刺激パルスを患者の心臓に対し発生さ
   せるパルス発生器と、電池電圧しきい値検出器に結合さ
   れ少なくとも負荷電流の第１のレベルとこれより低い第
   ２のレベルとを有する作動モードで作動することができ
   る信号プロセッサと、電池電圧が第１の所定電圧未満で
   あることを電池電圧しきい値検出器が検出するときに、
   作動モードを負荷電流の第１のレベルから負荷電流の第
   ２のレベルへ切り換える装置とを備え、それにより負荷
   電流が低減され、刺激パルス振幅ができるだけ長く一定
   に維持されることを特徴とする刺激パルス振幅維持装置
   。 ６）信号プロセッサが複数の負荷電流レベルの作動モー
   ドで働くことができ、各負荷電流レベルが先の負荷電流
   レベルより順次低くな り、電池電圧が第１の所定電圧未満であることを電池電
   圧しきい値検出器が検出するたびに、電池電圧が第１の
   所定電圧を超えて上昇するかペーシングレートが所定限
   界値に到達するまで、切り換え装置が作動モードを負荷
   電流の第２のレベルから負荷電流の順次低くなるレベル
   へ切り換えることができることを特徴とする請求項５記
   載の装置。 ７）信号プロセッサが、生理的要求を示す信号を処理し
   生理的に指示されたレート信号を出力として作り出すレ
   ート応答処理装置を備 え、レート応答処理装置は、刺激パルスの レートが生理的に指示されたレート信号に 従ってプログラム可能な最小レートとプログラム可能な
   最大レートとの間で変化するような、レート応答ペーシ
   ングモードで作動することができ、複数の負荷電流レベ
   ルの作動 モードは順次低くなる負荷電流レベルに応じて順次低く
   なる複数の刺激レートのレート応答ペーシングモードで
   作動することから成ることを特徴とする請求項６記載の
   装置。 ８）信号プロセッサが変則性について心臓の信号波形を
   解析する装置を備え、解析装置は複数のサンプリングレ
   ートの波形解析モードで作動することができ、複数の負
   荷電流レベルの作動モードがサンプリングレートを順次
   下げながら波形解析モードで作動することから成ること
   を特徴とする請求項６記載の装置。 ９）電池から取る負荷電流に依存する電池電圧を有する
   電池と、電池の電圧をモニタし電池電圧が少なくとも第
   １の所定電圧へ低下するときを検出する電池電圧しきい
   値検出器と、患者の生理的要求を検出しこれに応答して
   生センサ信号を発生させるセンサと、センサにより検出
   された生センサ信号に基づきセンサ指示レート信号を発
   生させる処理装置と、処理装置により発生させられたセ
   ンサ指示レート信号に従って刺激パルスを発生させるパ
   ルス発生器と、電池電圧が第１の所定電圧未満であるこ
   とを電池電圧しきい値検出器が検出するときにセンサ指
   示レート信号を低減させる装置とを備えることを特徴と
   する植え込み可能なレート応答形ペースメーカ。 １０）電池電圧が第１の所定電圧を超えて上昇するか又
   はペーシングレートが所定のレート限界値に到達するま
   で、低減装置がセンサ指示レート信号を繰り返し低減さ
   せることを特徴とする請求項９記載のペースメーカ。 １１）所定のレート限界値が所定の最小レートに等しい
   ことを特徴とする請求項１０記載の ペースメーカ。 １２）所定のレート限界値が所定の最小レートより低い
   レートであることを特徴とする請求項１０記載のペース
   メーカ。 １３）ペースメーカが電池寿命末期に相応する第１の所
   定期間と少なくとも１ヶ月だけ第１の所定期間に先行す
   る第２の所定期間とを有し、第２の所定期間が電池推奨
   交換時期に相応し、第１の所定電圧が電池推奨交換時期
   における電池電圧に相応することを特徴とする請求項１
   ０記載のペースメーカ。 １４）処理装置が、プログラム可能な基本レートとプロ
   グラム可能な最大センサレートとの間の値を有する許容
   最大センサレートを発生させる装置と、第１の所定値未
   満の電池電圧を検出するより前にはセンサ指示レートを
   プログラム可能な最大センサレートに制限し、電池電圧
   が第１の所定値未満であることを検出された後にはセン
   サ指示レートを許容最大センサレートに制限する装置と
   を備えることを特徴とする請求項９記載のペースメーカ
   。 １５）許容最大センサレートを発生させる装置が、電池
   電圧が少なくとも第１の所定電圧に低下したかどうかを
   測定するために電池電圧しきい値検出器を周期的にモニ
   タする装置 と、電池電圧しきい値検出器が第１の所定電圧以下の電
   池電圧を検出したことをモニタ装置が少なくとも一度指
   示するときは常に、許容最大センサレートをプログラム
   可能な基本レートに向かって調節する装置と、電池しき
   い値検出器が第１の所定電圧を超える電池電圧を検出し
   たことをモニタ装置が少なくとも所定の連続する回数だ
   け示すときは常に、許容最大センサレートをプログラム
   可能な最大センサレートに向かって調節する装置とを備
   えることを特徴とする請求項１４記載のペースメーカ。 １６）電池しきい値検出器が第１の所定電圧を超える電
   池電圧を検出するときの所定の連続する回数が少なくと
   も２であることを特徴とする請求項１５記載のペースメ
   ーカ。 １７）処理装置が、電池電圧が第１の所定電圧以下であ
   ることを電池電圧しきい値検出器が示すときは常に、セ
   ンサ指示レート信号をプログラム可能な基本レートと比
   較する装置と、センサ指示レート信号がプログラム可能
   な基本レートに等しいような事態発生数を数えるカウン
   タと、カウンタが所定値に等しくなったときにレート応
   答処理を中止する装置とを備えることを特徴とする請求
   項９記載のペースメーカ。 １８）植え込み可能な刺激装置で用いられ一定の刺激パ
   ルス振幅を維持し急速な電池消耗を防止する装置におい
   て、電池から取る負荷電流に依存する電池電圧を有する
   電池と、電池の電圧をモニタし電池電圧が所定の優先順
   位に従って選択される複数の電圧しきい値のうちの選択
   された一つへ低下するときを検出する電池電圧しきい値
   検出器と、電池電圧が第１の所定電圧を超えるときに一
   定の振幅を有する刺激パルスを患者の心臓に対し発生さ
   せるパルス発生器と、電池電圧しきい値検出器に結合さ
   れ複数の高負荷電流作動モードと少なくとも二つの順次
   低くなる負荷電流作動モードとで作動することができる
   プロセッサと、電池電圧が複数のしきい値のうちの選択
   された一つのしきい値未満であることを電池しきい値検
   出器が検出するときは常に、一つの高負荷電流作動モー
   ドから一つの順次低くなる負荷電流作動モードへ逐次切
   り換える装置とを備えることを特徴とする刺激パルス振
   幅維持装置。 １５）電池が消耗しかかったときに一定の刺激パルス振
   幅を維持しかつレート応答形ペース メーカの電池の急速な消耗を防止する方法において、下
   記の段階すなわち、 生理的センサにより患者の生理的要求を検 出し、 生理的センサから生理的センサ電圧を発生 させ、 センサ指示レート信号を発生させるように 生理的センサ電圧を処理し、 センサ指示レート信号で刺激パルスを発生 させ、 電池の電圧レベルが所定しきい値未満に低 下する時点を検出し、 電池の電圧レベルが所定しきい値未満であ るときは常に、電池電圧が所定しきい値を超えるか又は
   センサ指示レート信号が最小レートへ低減されるまでセ
   ンサ指示レート信号を低減する ことから成ることを特徴とする刺激パルス振幅維持方法
   。 ２０）電池が消耗しかかったときに一定の刺激パルス振
   幅を維持しかつ植え込み可能な刺激装置の電池の急速な
   消耗を防止する方法において、下記の段階すなわち、 高負荷電流モードと少なくとも二つの順次 低下する負荷電流モードとで作動することができる植え
   込み可能な刺激装置により刺激パルスを発生させ、 電池電圧が所定しきい値未満に低下する時 点を検出し、 電池電圧が所定しきい値未満であることを 検出するたびに高負荷電流モードから順次低くなる負荷
   電流モードへ切り換える ことから成ることを特徴とする刺激パルス振幅維持方法
   。 ２１）電池が消耗しかかったときに一定の刺激パルス振
   幅を維持しかつ植え込み可能な刺激装置の電池の急速な
   消耗を防止する方法において、下記の段階すなわち、 複数の高負荷電流モードと少なくとも二つ の順次低くなる負荷電流モードとで作動することができ
   る植え込み可能な刺激装置により刺激パルスを発生させ
   、 電池電圧が複数のしきい値のうちの選択さ れた一つのしきい値未満に低下する時点を検出し、 電池電圧が複数のしきい値のうちの選択さ れた一つのしきい値未満であることを検出するたびに、
   複数の高負荷電流モードのうちの一つから順次低くなる
   負荷電流モードのうちの一つへ切り換える ことから成ることを特徴とする刺激パルス振幅維持方法
   。