JPH04250175A - レート応答ペースメーカの自動的レート制御方法 - Google Patents

レート応答ペースメーカの自動的レート制御方法

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JPH04250175A
JPH04250175A JP3202538A JP20253891A JPH04250175A JP H04250175 A JPH04250175 A JP H04250175A JP 3202538 A JP3202538 A JP 3202538A JP 20253891 A JP20253891 A JP 20253891A JP H04250175 A JPH04250175 A JP H04250175A
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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】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、レート応答ペースメー
カの自動的レート制御方法、一層詳細には、右心房のな
かの静脈血液の最小酸素飽和レベルが、電気的刺激パル
スが患者の心臓に供給されるレートを調節するべく制御
パラメータとして使用されているレート応答整調方法ま
たはシステムに関する。
【０００２】
【従来の技術】ペースメーカは、心臓レートを制御する
目的で制御されたレートで患者の心臓に電気的刺激パル
スを与える医学装置、通常は植え込み可能な医学装置で
ある。最近の植え込み可能なペースメーカは特定の患者
のニーズにより必要とされるいくつかのモードで作動す
るべくプログラムされ得る。いくつかの通常の作動モー
ドでは、患者の心臓がそれ自体で最小レートで拍動しな
いときにのみ刺激パルスが与えられる。このようなモー
ドでは刺激パルスは必要とされるときにのみ、または“
需要に応じて（オン‐デマンドで）”与えられ、それに
より植え込まれたペースメーカの制限された電源を最長
可能な時間にわたり保持する。たとえば、このようなデ
マンドペースメーカの作動の仕方は基本整調間隔（時に
は“エスケープ間隔”と呼ばれる）を定め、また心臓が
この間隔の間に拍動することを待つことである。（心拍
は心房の収縮を指示する“Ｐ波”または心室の収縮を指
示する“Ｒ波”を検出することにより定められる。）　
　もしそうであれば、基本整調間隔は超過され、また刺
激パルスは与えられない。もしそうでなければ、刺激パ
ルスは整調間隔の終端で与えられる。こうして、ペース
メーカの整調間隔は、自然に生起する心拍の不存在時に
刺激パルスが心臓に与えられるレートを定める。ペース
メーカは心臓のいずれか一方もしくは双方のチャンバ（
すなわち右心房および右心室の一方もしくは双方）を刺
激するのに利用され得る。
【０００３】レート応答ペースメーカは整調間隔または
刺激パルスが患者の心臓に与えられるレートを患者の検
出された生理学的ニーズの関数として自動的に調節する
ペースメーカである。すなわち、各人はその心臓が速く
拍動する必要がある時もあるし、その心臓が遅く拍動す
る必要がある時もある。たとえば、身体活動は、身体活
動を受ける筋肉組織の増大した酸素需要を補償するため
に患者の心臓レートを増加させる。同様に、長い睡眠ま
たは休息周期のような身体不活動は、身体組織の酸素需
要がより少ないので、患者の心臓レートが減少すること
を許す。こうしてレート応答ペースメーカはたとえば身
体活動または不活動の検出により特定の時点で患者の生
理学的ニーズを検出することを試み、またそれに従って
ペースメーカの整調間隔を調節する。
【０００４】レート応答ペースメーカを含めてペースメ
ーカの作動および設計は従来から知られている。たとえ
ばファーマン（Ｆｕｒｍａｎ）他「心臓整調の実際（Ｆ
ｕｔｕｒａ出版、Ｍｔ．Ｋｉｓｃｏ、ニューヨーク、１
９８６）」、モーゼス（Ｍｏｓｅｓ）　他「心臓整調の
実際的ガイド（Ｌｉｔｔｌｅ，　Ｂｒｏｗｎ社、ボスト
ン／トロント、１９８３）」、米国特許第４，７１２，
５５５号明細書、米国特許第　４，８５６，５２３号明
細書を参照。米国特許第　４，７１２，５５５号明細書
はレート応答ペースメーカの一般的な作動およびこのよ
うなペースメーカを制御するための生理学的パラメータ
（タイミング間隔）の特定の形式を説明する特に包括的
な参照文献である。 米国特許第　４，７１２，５５５号明細書の内容を参照
によりここに組み入れるものとする。さらに、レート応
答ペースメーカの制御パラメータとしていくつかの異な
る生理学的パラメータを検出することは従来知られてい
る。一般的な形式のセンサは患者の身体活動レベルを検
出する活動センサである。たとえば米国特許第　４，１
４０，１３２号明細書および米国特許第　４，４８５，
８１３号明細書を参照。
【０００５】従来のレート応答ペースメーカに使用され
る他の形式のセンサは呼吸レート、血液および／または
身体温度、血圧、Ｑ‐Ｔ間隔の長さおよびＰ‐Ｒ間隔の
長さを検出するセンサを含んでいる。
【０００６】本発明に特に重要なこととして、血液の酸
素含有量を決定するのに植え込み可能なセンサを使用し
、またこのようなセンサをレート応答ペースメーカのな
かに使用することも従来知られている。たとえば米国特
許第　４，２０２，３３９号明細書、米国特許第　４，
３９９，８２０号明細書および米国特許第　４，８１５
，４６９号明細書を参照。さらに、最近の研究は、混合
された静脈酸素飽和が特に運動（身体活動）の低位およ
び中位レベルに対して生理学的ニーズの利用可能な最良
の指示の１つを与えることを示唆してきた。こうして、
混合された静脈酸素飽和が、他のパラメータと組み合わ
された時に、レート応答ペースメーカを制御するための
非常に有用な制御パラメータを与えることが示唆されて
きた。スタンゲル（Ｓｔａｎｇｅｌ）　他「行程体積、
呼吸レート、混合された静脈酸素飽和および温度、右心
房圧力、右心室圧力およびｄＰ／ｄｔを使用する新しい
マルチセンサ整調システム」ＰＡＣＥ、第１１巻、第７
１２〜７２４頁（１９８８年６月）を参照。
【０００７】不幸なことに、酸素飽和は低位および中位
レベルの運動を指示するのに最も敏感なパラメータの１
つであろうが、酸素飽和を検出するのにこれまでに使用
された技術はこのパラメータにより与えられる最も有益
な情報を利用しなかった。たとえば酸素飽和は、発光ダ
イオード（ＬＥＤ）のような光源およびホトトランジス
タのような光検出手段の双方を含んでいるセンサを使用
して光学的に検出される。ＬＥＤおよびホトトランジス
タの双方を含んでいるセンサは静脈酸素飽和を検出する
べく右心室のなかに置かれている。光エネルギーは光源
から右心室のなかの血液に向けられる。ホトトランジス
タへ反射されて戻される光エネルギーの量は、血液の酸
素飽和のレベルを含む血液の性質の関数である。こうし
て、放出される光エネルギーと反射される光エネルギー
との比を監視することにより、右心室のなかの血液の血
液酸素飽和レベルを測定することが可能である。しかし
、右心室のなかの戻り血液は身体のすべての部分から来
るので、それは身体の種々の部分の異なる活動レベルを
反映する血液酸素飽和のかなり異なるレベルを含んでい
る。すなわち、もし患者が歩いていれば、脚および（脚
が歩くにつれて腕が揺動すると仮定して）腕から戻され
る血液は身体の他の部分からの血液よりもかなり低い酸
素含有量を有するであろう。これは脚および腕の筋肉組
織が他の身体個所における組織よりもハードに（従って
また多くの酸素を消費して）働いているためである。
【０００８】従って、右心房のなかで測定される血液酸
素飽和は、それが右心室に到達する時点により広い範囲
にわたり変動する傾向があるが、それは測定がなされる
時点ではかなりよく混合されている。こうして、右心室
のなかの血液酸素飽和は或る度合で変動するが、それが
右心房のなかで変動するほどには変動しない。これらの
変動を補償するべく、従来の技術ではこのような変動を
平滑化するべくかなり長い周期にわたり測定値を平均化
または積分することが教示されている。不利なことに、
このような平均化または積分は測定値の最も有益な部分
、腕および脚のような身体の隔離された部分または身体
活動を受けている身体の他の部分から戻される血液の酸
素飽和レベルを遮蔽する。従って、必要とされることは
、血液が最初に心臓に戻り、また最大の身体活動を受け
る身体の部分に関する情報を与えるにつれて血液の酸素
飽和を測定し、こうしてこのような身体活動を示す変動
する酸素飽和測定の部分を隔離するための技術または方
法である。
【０００９】さらに、反射される光エネルギーを測定す
る光学的センサを使用して血液酸素飽和を測定する時、
またこのようなセンサが心臓のなかに置かれる時、この
ようなセンサにより検出される反射光エネルギーの量は
心臓壁または弁からの光学的反射によりかなり影響され
る。このような光学的反射は不利なことに、心臓の活動
の部分間に、誤って高い読みを与え得る。従って、必要
とされることは、戻される血液からの光学的反射のみを
検出し、心臓のなかで生起する光学的反射は検出しない
検出方法またはシステムである。一層詳細には、必要と
されることは、最も激しい身体活動を受ける身体部分の
みから心臓へ戻される血液からの光学的反射を検出する
ためのシステムまたは方法である。
【００１０】
【発明が解決しようとする課題】本発明の課題は、上記
および他の必要性を満たす血液酸素飽和測定のシステム
および方法を提供することである。
【００１１】
【課題を解決するための手段】本発明の１つの態様によ
れば、レート応答整調方法は心臓の右心房のなかの静脈
血液の最小血液酸素飽和レベルを検出し、またこのよう
な最小血液酸素飽和レベルを患者の筋肉活動を指示する
ための制御パラメータとして使用する。上記のように、
右心房のなかの静脈血液の酸素含有量は、身体のすべて
の部分からの血液がそこへ戻るにつれて、かなり変動す
るが、そのなかで完全に混合されてはいない。静脈血液
のいくらかは、筋肉活動を受ける腕または脚のような身
体の隔離された部分から戻される時に低い酸素含有量を
呈する。かなりの筋肉活動を受けない身体の部分からの
静脈血液の他はより高い血液酸素含有量を呈する。有利
なことに、右心房のなかの不完全に混合された静脈血液
の最小酸素含有量はこうして、整調パルスが需要に応じ
て患者に与えられるレートを調節するべく本発明の整調
方法により使用される筋肉活動の正確で信頼できる尺度
を与える。
【００１２】本発明の他の態様によれば、患者の心臓の
適当なチャンバに結合された植え込まれたレート応答ペ
ースメーカを含んでいるレート応答整調システムが提供
される。血液酸素センサ、たとえばセンサと接触してい
る血液の酸素含有量を光学的に検出するセンサは右心房
のなかの不完全に混合された静脈血液の酸素含有量を検
出するように置かれている。好ましくは、この酸素セン
サはレート応答ペースメーカを心臓と結合する整調リー
ドの一体部分を形成する。こうして検出される最小酸素
含有量は、レート応答ペースメーカの整調レートを自動
的に調節するのに、すなわち患者の生理学的ニーズを満
たすためにペースメーカにより需要に応じて整調または
刺激パルスが与えられるレートを自動的に調節するのに
、制御パルスとして使用される。
【００１３】光学的センサが右心房のなかの静脈血液の
酸素含有量を検出するのに本発明により使用されること
は好ましい。有利なことに、この場合、こうして検出さ
れた最小酸素含有量は心臓のなかの光学的反射により惹
起される誤った高い読みを自動的に棄却する。代替的に
、酸素分圧または二酸化炭素分圧を測定する化学的セン
サが使用されてよく、酸素の消費は二酸化炭素の等価量
を与え、こうしていずれかが身体活動の指標として測定
され、また使用され得る。もし二酸化炭素センサが使用
されるならば、システムは（血液中の最小酸素を指示す
る）最大の二酸化炭素の読みを求める。この最大値がペ
ースメーカを制御するのに使用される。
【００１４】本発明の１つの実施態様はこうして、レー
ト応答ペースメーカが患者の心臓に整調パルスを供給す
るレートを自動的に制御する方法として特徴付けられ得
る。このような方法は、（ａ）患者の心臓の右心房のな
かの血液の酸素含有量を測定する過程と、（ｂ）予め定
められた周期の間に過程（ａ）で測定された血液酸素含
有量の最小値を決定する過程と、（ｃ）レート応答ペー
スメーカの整調レートを調節するべく制御パラメータと
して過程（ｂ）で決定された血液酸素含有量の最小値を
使用する過程とを含んでいる。
【００１５】本発明の他の実施態様は、単に患者の相対
的身体活動レベルを決定する方法またはシステムとして
特徴付けられ得る。このような方法またはシステムは、
（ａ）患者の静脈血液の酸素含有量を繰り返して測定し
、（ｂ）予め定められた間隔を通じて過程（ａ）でなさ
れた測定を監視し、（ｃ）過程（ｂ）の監視間隔の間に
測定された最小の血液酸素含有量を確認し、また（ｄ）
患者の身体活動レベルの指標として過程（ｃ）で確認さ
れた最小血液酸素含有量を使用する過程または手段を含
んでおり、より大きい身体的活動はより低い最小血液酸
素含有量により指示される。
【００１６】本発明による好ましいレート応答整調シス
テムは、（１）光エネルギーを放出するための光放出手
段と、光エネルギーを検出するための光検出手段とを含
んでいる血液酸素センサ、（２）光放出手段をして選択
的に光エネルギーを放出させるためのセンサ駆動回路、
（３）光放出手段により放出された光の所与の量に対応
する光検出手段により検出された光エネルギーの量を決
定し、また決定された光エネルギーの量を、予め定めら
れた間隔の間に検出された光エネルギーの最小量を表す
第１の測定値に変換するためのセンサ処理回路、（４）
第１の測定値により制御されるレートで需要に応じて刺
激パルスを発生するためのレート応答整調手段、および
（５）刺激パルスを所望の心臓チャンバに供給するため
のリード手段を含んでいる。
【００１７】これらの実施態様はいずれも従来知られて
いるシステムの欠点を消去する。最小信号が心房のなか
で、血液が混合される以前に、とられるので、それは腕
および脚のような運動している身体の隔離された部分の
筋肉活動を表す。この最小信号の使用によりシステムは
局部化された運動および低レベルの運動の双方に対して
一層敏感になる。加えて、最小信号の使用は心臓の壁ま
たは弁からの反射により惹起される高い信号レベルの影
響をも消去する。こうして、このような反射により惹起
されるアーティファクトが利用される信号から消去され
る。
【００１８】光学的測定技術を使用して、すなわち血液
中に光エネルギーを放出し、またそれから反射される光
エネルギーの量を、反射および他の生起し得る誤った光
エネルギー検出に影響されずに、検出することにより、
静脈血液の酸素含有量を決定するための正確で信頼でき
るシステムおよび／または方法を提供することは本発明
の特徴である。
【００１９】最大の酸素需要を受けている、すなわち最
大の身体運動をしている身体組織から戻る血液の酸素含
有量を、このような血液が高い酸素需要を受けていない
身体組織から戻る血液と混合される過程にあっても、測
定するための信頼できる正確なシステムおよび／または
方法を提供することは本発明の他の特徴である。換言す
れば、重要な（すなわち活動的身体組織から戻る血液の
）血液酸素測定を重要でない（すなわち非活動的身体組
織から戻る血液の）血液酸素測定から区別するシステム
および／または方法を提供することは本発明の特徴であ
る。
【００２０】レート応答整調システムで制御パラメータ
として使用され得る重要な血液酸素レベルを測定するた
めのシステムおよび／または方法を提供することは本発
明の特徴である。
【００２１】最大の酸素需要を受けている患者の身体の
部分から戻る血液の酸素含有量により決定されるレート
で需要に応じて刺激パルスが患者の心臓に与えられ得る
レート応答整調システムおよび／または方法を提供する
ことは本発明の他の特徴である。
【００２２】
【実施例】以下に本発明の実施例を図面により一層詳細
に説明する。
【００２３】以下の説明は本発明を実施するために現在
考えられている最良のモードに関するものである。この
説明は本発明の範囲を制限するもではなく、単に本発明
の一般的な原理を説明するためのものである。本発明の
範囲は特許請求の範囲により定められものとする。
【００２４】本発明の１つの態様によれば、血液の酸素
含有量が患者の心臓に供給されるレートを制御するべく
生理学的パラメータとして使用されるレート応答整調シ
ステムが提供される。前記のようにレート応答整調シス
テムは従来から知られているので、ここではその詳細な
説明はしない。このようなシステムはいくつかの形態を
とるが、すべてがいかに速くまたは遅く患者の心臓が拍
動すべきかを示す患者の１つまたはそれ以上の生理学的
パラメータを検出するための手段を用いている。本発明
は第一に、血液の酸素含有量が正確に測定され、またい
ったん測定されたらレート応答整調システムを制御する
ための生理学的パラメータとして使用される仕方に向け
られている。
【００２５】本発明の使用と結び付けられる利点を一層
よく理解するため、先ず、血液の酸素含有量が測定され
る仕方の基本的な理解をすることが有用であろう。従っ
て、従来の光学的血液酸素センサの概要が示されている
図１を参照する。センサは２つの発光ダイオード２０お
よび２２を含んでおり、これらはダイオード２０の陽極
がダイオード２２の陰極と接続され、またダイオード２
２の陽極がダイオード２０の陰極と接続されて並列に接
続されている。ホトトランジスタ２４は抵抗器２６と並
列に接続されており、またホトトランジスタ２４のコレ
クタはダイオード２２の陽極およびダイオード２０の陰
極が接続されている節点と同一の節点に接続されている
。ダイオード２０の陽極およびダイオード２２の陰極を
成している節点は入力端子２８を成しており、またホト
トランジスタ２４のエミッタおよび抵抗器２６の一方の
側はセンサの他の端子３０を成している。
【００２６】作動中、両極性の電圧パルスが端子２８お
よび３０の間に与えられる。この両極性の電圧パルスは
図１中に示されており、＋Ｖ１の振幅を有する正の部分
と、それに続く−Ｖ２の振幅を有する負の部分とを含ん
でいる。両極性の電圧パルスの正の部分は発光ダイオー
ド２０を通じて電流Ｉ１を流れさせ、それによりダイオ
ード２０により光エネルギーＥ１を放出させる。光エネ
ルギーＥ１は血液のような所望の身体液体３２と接触す
る。液体３２の特性に関係して、光エネルギーＥ１の一
部分は反射されてホトトランジスタ２４に戻される。図
１には、他の図面中と同じく、反射されてホトトランジ
スタ２４に戻される部分はＥ２として示されている。こ
うして、図１中で、ホトトランジスタ２４を通って流れ
る電流Ｉ２の量はホトトランジスタ２４のベースに入射
している光エネルギーＥ２の関数である。従って、ホト
トランジスタ２４を通って流れない電流Ｉ１の残りは抵
抗器２６を通って流れる。この電流はＩ３として示され
ている。こうして、Ｉ１はＩ２およびＩ３の和に等しい
。電流Ｉ２は光エネルギーＥ２の関数として変化し、そ
れにより抵抗器２６を通って流れるＩ３の量にも影響す
る。端子２８および３０の間に生ずる電圧（この電圧は
ダイオード２０の順方向電圧降下および電流Ｉ３により
生ずる抵抗器２６の両端の電圧降下の関数である）はこ
うしてホトトランジスタ２４のベースに入射している反
射された光エネルギーＥ２の関数として変化する。従っ
て、端子２８および３０の間の電圧を監視することによ
り、液体３２の反射特性の指示を得ることが可能である
。
【００２７】電流Ｉ２に起因する端子２８および３０の
間の電圧変化の量を決定するためには、この電圧のなか
の他の変化を測定から隔離することが必要である。これ
は例えば、両極性の電圧波形の負の部分の間に電流Ｉ４
を抵抗器２６およびダイオード２２を通って流れさせる
ことにより行われる。波形のこの部分の間に、ホトトラ
ンジスタ２４およびダイオード２０の双方は逆バイアス
されており、従って電流はこれらのデバイスのいずれを
通っても流れない。Ｉ４の値はＩ１の値に近い値に選定
されているので、ダイオード２０の両端の順方向電圧降
下は近似的にダイオード２２の両端の順方向電圧降下と
同一である。
【００２８】図１中に示されている従来のセンサの使用
および作動と結び付けられるいくつかの困難のために、
改良された血液酸素センサが米国特許第　４，８１５，
４６９号明細書に開示されているように提案されてきた
。その内容を参照によりここに組み入れるものとする。 他の改良された血液酸素センサは１９８９年９月５日付
けの米国特許出願第　４０３，２０８号明細書に開示さ
れており、その内容を参照によりここに組み入れるもの
とする。米国特許第　４，８１５，４６９号明細書およ
び米国特許出願第　４０３，２０８号明細書に記載され
ているセンサの１つは本発明で使用するためのセンサの
好ましい形式であるが、血液の酸素含有量（または血液
の二酸化炭素含有量）を検出し得る任意の形式のセンサ
が本発明の方法およびシステムで使用され得ることは強
調されるべきである。
【００２９】次に図２を参照すると、レート応答整調シ
ステムのなかでの（米国特許第　４，８１５，４６９号
明細書に記載されているような）血液酸素センサ３４の
好ましい使用の仕方を示すブロック図が示されている。 図２は単極性のシングルチャンバのペースメーカを示し
ているけれども、本発明は両極性および／またはデュア
ルチャンバのペースメーカにも等しく応用可能である。 センサ３４は、静脈血液がセンサにより放出された光エ
ネルギーＥ１と接触し得る患者の身体の範囲内に配置さ
れている。 センサを患者の心臓３６のなか、一層詳細には心臓３６
の右心房３８のなかに配置することは好ましい。植え込
み可能なレート応答ペースメーカ４０は通常の仕方で患
者のなかに植え込まれている。植え込み可能なペースメ
ーカ４０のなかにセンサ駆動回路４２、センサ処理回路
４４および通常のレート応答ペースメーカ回路４６が含
まれている。またペースメーカ４０のなかに電気エネル
ギー源、たとえば電池４８が含まれている。
【００３０】駆動回路４２はセンサ３４の作動のために
必要な駆動電圧を与える。センサ処理回路４４は与えら
れた駆動電圧に応答してセンサからの戻り信号、すなわ
ちセンサ３４の出力端における電位を検出する。従来か
ら知られているように、また米国特許第　４，８１５，
４６９号明細書に記載されているように、このセンサ出
力電圧は、放出された光エネルギーが反射される血液の
酸素含有量の関数として変化する。従って、この出力電
圧の変化を監視することにより、血液の酸素含有量の定
性的な測定が行われ得る。適切な較正技術を使用するこ
とにより、血液の酸素含有量の定量的な測定が行われ得
る。
【００３１】駆動回路４２およびセンサ処理回路４４は
相互に、およびペースメーカ回路４６に結合されている
。適切なタイミング信号５０がセンサ駆動回路４２とセ
ンサ処理回路４４との間で共用されている。このような
タイミング信号は両回路が心臓サイクルまたは他の制御
サイクルのなかの所望の時点でのみ作動することを保証
する。（“心臓サイクル”は１回の拍動を完了するのに
心臓により必要とされる時間である。このサイクルはＰ
波の発生により明らかにされている心房の収縮またはデ
ポラライゼーションと、それに続くＲ波の発生により明
らかにされている心室の収縮またはデポラライゼーショ
ンとにより示されている。Ｐ波およびＲ波は患者の心電
図またはＥＣＧの検査により明らかである。Ｒ波はＥＣ
Ｇのなかで優勢な波であり、従って測定が最も容易であ
るので、心臓サイクルはしばしばＲ波からＲ波へ測定さ
れる。）さらに、センサ３４の検出機能をペースメーカ
回路４６の作動と結び付けられる他の事象と同期化する
ために、センサ駆動回路４２およびセンサ処理回路４４
はペースメーカ回路４６からクロック信号５２およびタ
イミング参照信号５４を受ける。こうして、たとえば、
タイミング参照信号５４はＶパルスまたはＲ波信号のよ
うな心臓事象を指示する信号であってよく、これらの信
号は、心臓の心室が整調されていること（刺激パルス、
たとえば心室刺激パルスまたはＶパルスがペースメーカ
により与えられていることを意味する）、もしくは心室
収縮、Ｒ波が検出されていることを指示する。
【００３２】作動中、クロック信号５２もＶ／Ｒ信号の
ようなタイミング参照信号もペースメーカ回路４６から
センサ駆動回路４２およびセンサ処理回路４４へ与えら
れる。たとえば通常の双極性ペーサコネクタ６２を介し
てペースメーカ４０に接続されている整調リード６０は
、ペースメーカが導線７０を通じて遠位電極先端におい
て心臓３６に刺激パルスを供給することを許す。この同
一の導線７０は、ペースメーカ回路４６がリード先端６
６の付近で生起する心臓事象を検出することを許す。
【００３３】好ましい実施例では、センサ３４は有利に
は、センサ３４を心臓３６の右心房３８のなかに置くよ
うに遠位先端から距離をおいてペースメーカリード６０
のなかに埋め込まれている。さらに、適切に心臓のなか
に置かれる時、リード６０は、血液が心房のなかで完全
に混合された状態となる機会を有する以前に、血液が心
房３８に入る直後にセンサ３４を血液と向かい合わせる
（従ってまた血液の酸素含有量を測定する）ような仕方
で形成されている。センサ３４の一方の端子はリード６
０の別の導線６８に接続されている。センサ３４の他方
の端子はリード６０のなかで導線７０に接続されている
。
【００３４】センサ処理回路４４は血液の反射特性を示
す（従ってまた血液のなかの酸素の量に関係付け可能な
）制御信号を生ずる。この制御信号４９はペースメーカ
回路４６に与えられており、またペースメーカ回路４６
は心臓に刺激パルスを供給するレートを制御するのに生
理学的パラメータとして使用されている。
【００３５】次に図３には、図２のセンサ３４からの（
このようなセンサが患者の心臓３６の右心房３８のなか
に置かれている時の）出力信号のなかの変動を示す波形
図が示されている。図３に示されている波形図の水平軸
は時間を表し、また垂直軸はセンサ３４から得られる出
力信号、たとえば出力電圧を表している。この出力信号
は血液の酸素含有量に関係付け可能な血液の光学的反射
特性を表すので、図３に示されている波形は時間の関数
としての血液の酸素含有量の変化を示す。
【００３６】患者の心臓の右心房のなかで測定された血
液酸素含有量は２つの理由で時間の関数として変動する
。即ち（１）患者の活動に関係して一日の異なる時点で
患者の身体組織に課せられる異なる酸素需要が存在し、
また（２）患者の異なる身体組織は身体組織の位置のた
めに異なる酸素需要を受ける。第１の変化は比較的遅い
変化であり、また平均酸素需要とみなされ得る。患者が
睡眠している時のように一日の特定の時間には、平均酸
素需要は最低である。患者が運動している時のように一
日の他の時間には、平均酸素需要はかなり増大する。第
１の変化は比較的速い変化であり、また種々の身体組織
位置から右心房へ戻る血液が多少不完全に混合されてい
るという事実に起因して生起する。すべての身体組織位
置からの完全に混合された血液は新陳代謝のレートで大
きい変化のみを反映する。
【００３７】図３には、第１の形式の変化が明確に示さ
れている。たとえばセンサ出力が高い時点ｔ１では、血
液酸素含有量は同様に高く、患者の相対的な不活動の時
点を示している。対照的に、センサ出力が低い時点ｔ２
およびｔ３では、血液酸素含有量は同様に低く、患者の
相対的な活動の時点を示している。
【００３８】図４には、第２の形式の変化が示されてい
る。すなわち図４は図３の波形の比較的短い部分の間に
、たとえば円Ｂのなかに含まれている部分の間に生起し
得る血液酸素測定の変動の形式を示している。図４中に
見られるように、センサ出力のこのような変動はむしろ
突変的であり、著しく異なる酸素含有量を有する身体組
織位置から右心房のなかへ血液が入ったことを現してい
る。点Ｐ１のような低いセンサ出力は、身体組織の酸素
需要が高い腕のような患者の身体の比較的活動的な部分
から戻る血液の指標であり得る。点Ｐ２のような高いセ
ンサ出力は、身体組織の酸素需要が低い患者の身体の比
較的不活動的な部分から戻る血液の指標であり得る。 もちろん、高い酸素含有量または低い酸素含有量を有す
る血液の起源を決定することは可能でない。代替的に、
点Ｐ３のような高いセンサ出力は、たとえば心臓の弁ま
たは壁の運動に起因するセンサのホトトランジスタのな
かへの光エネルギーの不適切な反射の指標であり得る。
【００３９】作動中、センサ３４は典型的には連続的に
作動しない（これは適切な回路により可能ではあるけれ
ども）。すなわち、センサは典型的に心臓および／また
はペースメーカ回路の不応周期の間に付勢され、またそ
の測定時点での血液酸素含有量の“サンプル”がとられ
る。このようなサンプル時点、すなわち測定がなされる
時点は図４中に水平軸に沿う等間隔のヘビードットとし
て表されている。統計的には、血液酸素含有量の速い変
動は多かれ少かれ不規則的であると仮定して、これらの
サンプル時点のいくつかは血液酸素含有量が低い時に生
起し、また他はそれが高い時に生起する。従って、複数
のサンプル時点を含んでいる特定の“窓”７０のなかに
、他よりも低い調節を有するサンプル測定値が存在する
であろう。図４中では、この低いまたは最小の測定値は
点Ｐ１でなされたものである。所与の測定窓７０のなか
の低いまたは最小の測定値を見分け、またこのような測
定値を重要な血液酸素含有量の指標として使用すること
、すなわちこのような最小値を最高の酸素需要を受ける
身体組織から戻る血液の酸素含有量の指標として使用す
ることは本発明の特徴である。この最小値は次いでたと
えばレート応答ペースメーカにより制御される心臓レー
トを調節するのに生理学的ニーズの信頼できる指標とし
て使用され得る。
【００４０】付記すべきこととして、図４は測定窓７０
のなかでなされるサンプル測定が時間的に等間隔である
ことを示唆しているが、このような等しい間隔のサンプ
ルは必要ではない。もしサンプル測定がなされるならば
、必要なことのすべては、統計的に正確な最小値が得ら
れるように十分なサンプルが得られることである。 （対照的に、もし連続的な測定がなされるならば、必要
なことのすべては、血液酸素含有量の最小値が予め定め
られた測定窓に対して決定されることである。）たとえ
ば、複数の離散的な血液酸素測定値が心臓サイクルの不
応間隔の間にのみとられ得よう。このような不応間隔は
たとえば８００ミリ秒の心臓サイクルの間に１０〜２０
ミリ秒のみ継続し得る。しかし、この１０〜２０ミリ秒
の間に血液酸素含有量のいくつかの、たとえば５〜１０
の離散的な測定値が測定され得る。代替的に、血液酸素
測定が不応周期の間にのみ行われる必要はない。すなわ
ち、もし所望であれば、血液酸素測定は、心臓サイクル
と同期して、もしくは心臓サイクルに対して非同期で、
心臓サイクルを通じて規則的な間隔でなされ得る。
【００４１】図５には、最小血液酸素測定値を決定し、
またこの最小血液酸素測定値をレート応答整調システム
の整調間隔を自動的に調節するのに使用する方法を示す
簡単化されたフローチャートが示されている。図５中に
見られるように、いったんレート応答（ＲＲ）整調が開
始されると、初期化ステップが実行される。このような
初期化ステップはたとえば標準とくらべての血液酸素セ
ンサの較正を含んでいてよい。さらに、このようなステ
ップは、実際の血液酸素の測定がなされ得るまで、血液
酸素値の正規値の指定を含んでいてよい。いったん初期
化されると、最後のｎ個（ここでｎは整数）の連続的な
血液酸素測定値（ここで“Ｓ”は図５中で血液酸素測定
を表すのに使用されている）の最小値が選択される。Ｓ
のこの最小値は次いでペースメーカの整調間隔を調節す
るのに制御パラメータとして使用される。もしＲＲ整調
が継続すべきであれば、次いでＳの次の値が測定され、
またプロセスが繰り返す。
【００４２】図５中に示されている方法をさらに説明す
るため、下記の例が用意されている。Ｓの２０（ｎ＝２
０）の連続的な測定がなされるべきであると仮定する。 方法の初期化はこうして最後の２０の測定を表すべく正
規値の指定を含んでいてよい。いったん初期化されると
、第１の実際の測定がなされる。この第１の実際の測定
のなかで表される血液酸素の最小値および初期化された
正規値の１９は次いでＲＲ整調に対する制御パラメータ
として選定される。第２の血液酸素測定が次いでなされ
る。第１および第２の実際の血液酸素測定のなかで表さ
れる血液酸素の最小値および初期化された正規値の１８
は次いでＲＲ整調に対する制御パラメータとして選択さ
れる。このプロセスは、２０の実際の測定が連続的にな
され、また２０の測定のすべてが最小の血液酸素測定値
を決定するのに検査され終わるまで継続する。新しい血
液酸素測定がなされるつど、２つの最も新しい血液酸素
測定値の最も古いものは棄却される。こうして、最小の
血液酸素測定値が常に２０の最も新しい測定値から選択
される。２０の最も新しい測定値から選択される最小の
血液酸素測定値は、新しい血液酸素測定値が以前の１９
の測定値よりも小さいときにのみ変化する。
【００４３】上記の例が図５に示されている方法の単に
１つの可能な実行であることは理解されよう。非常に小
さい値（たとえばｎ＝３）から非常に大きい値（たとえ
ばｎ＝１００）までｎの任意の値が利用され得る。さら
に、ｎの値は特定のしきいレベルにおいてＲＲ整調回路
により自動的に変更され得る。たとえば、患者が休息し
ている時の正常な心臓レートでは、ｎの１つの値が使用
され得る。患者が運動している時のより高い心臓レート
では、ｎの異なる値が使用され得る。
【００４４】さらに、強調されるべきこととして、図５
に示されている方法は最小の酸素測定値を選択するのに
使用され得るいくつかの異なる形式の方法またはアルゴ
リズムの１つに過ぎない。最小の酸素含有量測定値を系
統立って決定する任意の方法またはアルゴリズムが使用
され得る。
【００４５】次に図６には、図２のセンサ処理回路４４
のディジタルの実施例の機能ブロック図が示されている
。このような実施例はディジタルに制御されるレート応
答ペースメーカのなかに容易に組み込まれ得る。最近の
ペースメーカはディジタルに制御されており、多くは特
定の患者のニーズに適合するのに必要とされるように予
め定められた作動プログラムに従ってペースメーカの作
動を制御するのにマイクロプロセッサまたはその等価物
の使用を含んでいる。
【００４６】図６中に見られるように、センサ３４から
の出力信号ＥＯＵＴはアナログ‐ディジタル（Ａ／Ｄ）
変換器８０に向けられている。結果としてのディジタル
出力信号はＦＩＦＯ（先入れ先出し）レジスタスタック
８２のなかに記憶される。ＦＩＦＯレジスタスタック８
２のなかに含まれているレジスタの数は任意の所望の値
、たとえば３２に選択され得る。ＦＩＦＯスタック８２
のなかの種々のレジスタの内容は最小値論理回路８４の
なかで比較される。すなわち、回路８４はＦＩＦＯスタ
ック８２のなかの各レジスタの内容を比較し、またどれ
が最低または最小の値を有するかを決定する。この値は
次いで選択され、また保持レジスタ８６のなかに置かれ
る。さらに、較正モードの間に、以下に説明されるよう
に、回路８４はプログラムされ得る。センサ３４に時間
にわたり生起し得る変動を補償するために選択される最
小値への調節を行うようにプログラムされ得る。
【００４７】正常なレート応答作動の間に、保持レジス
タ８６のなかに保持された値はマルチプレクサ（ＭＵＸ
）回路８８により選択され、また制御レジスタ９０のな
かに置かれる。制御レジスタ９０はレート応答整調間隔
を設定または制御する制御パラメータをレート応答整調
回路４６（図２）に与える。
【００４８】さらに図６を参照すると、選択論理回路９
２がマルチプレクサ回路８８を制御するのに利用されて
いる。保持レジスタ８６の内容の選択に加えて、マルチ
プレクサ回路８８は較正レジスタ９４の内容をも選択し
得る。較正レジスタ９４はそのなかにロードされた固定
値、またはそのなかにロードされたプログラム値を有し
得る。もしプログラムされた値が使用されていれば、こ
のような値は従来から知られているプログラミング技術
を使用してレジスタ９４のなかへロードされ得る。（外
部プログラマを使用して植え込み可能な医学装置がどの
ようにプログラムされ得るかの基本的説明はたとえば米
国特許第　４，２３２，６７９号明細書を参照。）選択
論理回路９２は適切な選択信号により制御されている。 この選択信号は従来の仕方で植え込み可能でないプログ
ラミング装置から植え込み可能なペースメーカへ送られ
るプログラム可能な指令信号であってよい。較正の間、
すなわち選択論理回路９２が較正レジスタ９４の内容を
選択する時、処理回路８３は、センサ３４が正しく機能
しているか否かを判定するべく、測定された血液酸素量
を検査する。必要であれば、処理回路は、最小値論理回
路８４を通過する測定値への適切なインクレメントの加
算または減算を行うために、プログラムされた調節を行
う。
【００４９】作動中、図６中に示されている較正回路は
下記のように機能する。患者が休息している状態または
他の知られたまたは制御された活動レベルにある状態で
、主治医または心電図技師は制御レジスタ９０にロード
されている制御パラメータとして較正レジスタ９４の内
容を選択論理回路９２に選択させる適切な指令を発する
。このような較正モードでは、ペースメーカは本質的に
非レート応答ペースメーカである。従って、医師が患者
の心臓レートの制御を行う。さらに、較正モードでは、
較正レジスタの内容が任意の所望の値にプログラム可能
に変更され得る。較正モードでは、血液酸素センサ３４
が血液酸素含有量を測定し、このような測定の値は、デ
ィジタル化の後に、処理回路８３に与えられる。 処理回路８３（特にペースメーカ処理回路４６が１つま
たはそれ以上のマイクロプロセッサを含んでいる時には
、ペースメーカ回路４６の処理回路の部分であってよい
）は次いで、患者の知られている活動レベルおよび心臓
レートに対して、血液酸素測定が近似的にあるべき値に
あるか否かを判定する。もしそうでなければ、処理回路
８３が最小値論理回路８４に、このような測定値が保持
レジスタ８６のなかに置かれる以前に、血液酸素測定値
を適切なレベルにもたらすのに必要とされる調節をする
ように命令する。こうして、血液酸素の測定された値が
、時間にわたりセンサに生起し得る変化を補償するため
に、必要であれば、調節され得る。
【００５０】最初に、ＦＩＦＯレジスタスタック８２の
なかのレジスタの内容はすべて正規値でロードされてい
る。しかし、血液酸素の実際の測定がなされるにつれて
、このような測定に対応するディジタル値が最初にロー
ドされた正規値に代わる。短い時間の後に、レジスタス
タック８２のなかに保持されたすべての値は血液酸素の
最も新しいｎ個の測定値を表す（ここでｎは使用される
ＦＩＦＯレジスタスタック８２のなかのレジスタの数で
ある）。こうして、最小値論理回路８４は常に、本発明
に従って使用されるべき最小値を決定するために最も新
しいｎ個の測定値を用いる。
【００５１】強調されるべきこととして、図６に示され
ているのは機能ブロック図であり、較正および作動の仕
方の多くの変更が当業者により容易に行われ得よう。
【００５２】次に図７には、図２のセンサ処理回路４４
のアナログの実施例の簡単化された電気回路図が示され
ており、また図８には図７のアナログの実施例の作動を
説明するタイミング波形図が示されている。この実施例
によれば、センサ３４（図２）からの出力信号は入力バ
ッファ増幅器１００の反転入力端に与えられている。ピ
ーク検出回路１０２が次いで、クロック信号により定め
られる予め定められた周期にわたる入力信号のピークを
決定し、またこの値を次の周期まで保持する。
【００５３】増幅器１００に与えられる入力波形の反転
が図８中の信号波形１０４として示されている。こうし
て、波形１０４はピーク検出回路１０２に与えられる入
力信号ＶＩＮを表す。この信号は（センサ３４の連続的
作動を示唆する）連続的信号として示されているが、そ
れは連続的である必要はない。むしろ、センサは心臓サ
イクルの小さい部分に対してのみ連続的であってよく、
信号波形１０４はその小さい部分を表しており、または
センサは適切なレートでサンプルされてよく、信号波形
１０４はサンプルされた信号の外挿された表現を表して
いる。いずれの場合にも、クロック信号またはそれと等
価な信号が波形１０４がピーク信号に対して検査される
べき周期Ｔを定める。（波形１０４のなかのピーク信号
はセンサ３４からの出力信号のなかの最小信号または最
小血液酸素測定値に相当する。）いったんこのピーク信
号が見い出されると、それは次の周期Ｔまで保持される
。
【００５４】図８中で、波形１０４は第１の周期Ｔの間
に一般的に増大している。波形１０４のピーク値はこの
第１の周期の終端において生起する。こうして、Ｔの終
了時に、図８中に波形１０６として示されている出力信
号は周期Ｔの終端における波形１０４の値に相当する。 同様に、２Ｔで終了する第２の周期の間に、波形１０４
のピーク値は第２の周期の終端において生起する。こう
して、周期２Ｔの終了時に、出力信号１０６は周期２Ｔ
の終端における波形１０４の値に相当する値をとる。し
かし、第３の周期の間には、信号１０４のピークはこの
周期の開始の付近で生起する。こうして、周期３Ｔの終
了時に、出力波形１０６はこのピーク値に相当する値を
とる。同様の仕方で、出力波形１０６は各周期の終了時
に、その周期の間の波形１０４のピーク値に相当する値
をとる。出力波形１０６は次いで直接的にまたは間接的
に（たとえばディジタル値に変換されて）血液の最小酸
素含有量の尺度として使用され得る。所望であれば、こ
のような尺度はレート応答ペースメーカの制御パラメー
タとしても使用され得る。
【００５５】当業者は、図７中に示されており図８に結
び付けて説明されている回路が単に、（出力波形の形状
が異なる高さの貨物を積まれた通行列車のボックスカー
のプロフィルに似ているので）しばしば“ボックスカー
回路”と呼ばれるピーク検出および保持回路であること
を認識するであろう。このような回路またはそれと等価
な回路は、特定の時間間隔の間に血液酸素の最小値を容
易に決定するために、本発明の部分として有利に使用さ
れ得る。
【００５６】図９には図７のピーク検出回路の典型的な
実施例が示されており、また図１０には図９のピーク検
出回路のなかで使用されるクロック信号の間の関係を示
すタイミング図が示されている。これらの図面に見られ
るように、ピーク検出回路１０２はエミッタホロワＱ１
を駆動する増幅器Ｕ１を含んでいる。エミッタホロワＱ
１の出力端は保持キャパシタＣ１と結合されている。増
幅器Ｕ１の出力電圧が上昇している間は、キャパシタＣ
１に与えられる電圧は追従する。しかし、増幅器Ｕ１の
出力電圧がキャパシタＣ１の電圧よりも低い値に低下す
ると直ちに、ホロワＱ１のエミッタ‐ベース間接合は逆
バイアスされた状態となり、それによりキャパシタＣ１
の以前の電圧レベルを維持する。適切な時点で、たとえ
ばサンプル周期の終了時点で、スイッチＱ３がクロック
信号ＣＬＫＡによりターンオンされ、キャパシタＣ１の
電圧が出力増幅器Ｕ２を通って出力信号線１０６に通さ
れることを許す。その後の短い時間、他のクロック信号
ＣＬＫＢがスイッチＱ２をターンオンし、キャパシタＣ
１に保持されている電圧を接地点に向けて放電させる。 この作用はこうしてキャパシタＣ１を以前の電圧にクリ
アし、それによりキャパシタＣ１の電圧が次の周期に対
するピーク値を探すことを許す。
【００５７】図１０にはクロック信号ＣＬＫＡとＣＬＫ
Ｂとの間の好ましい関係が示されている。ＣＬＫＡは測
定周期Ｔを定める。このクロック信号はペースメーカ回
路４６（図２）から得られてよく、または適切な発振器
から導き出されてよい。本発明の目的では、周期Ｔは正
確である必要はない。ＣＬＫＢはＣＬＫＡと同一の周期
を含んでいるが、それから少し時間ｔだけ遅らされてい
る。遅れの長さはマイクロ秒のオーダーの小さい値であ
ってよい。その目的は単にスイッチＱ３がターンオフさ
れ、ターンオフされた後に、スイッチＱ２がキャパシタ
Ｃ１を放電するべくターンオンされる以前に、出力電圧
を増幅器Ｕ２に与えることを保証することである。
【００５８】
【発明の効果】上記のように、本発明は、光学的測定技
術、すなわち血液のなかへの光エネルギーの放出および
それから反射される光エネルギーの量の検出を使用して
、特定の測定がなされる時点で存在するであろう反射お
よび他の誤った光エネルギーにもかかわらず、静脈血液
の酸素含有量を決定するための正確で信頼できるシステ
ムおよび方法を提供する。このような正確で信頼できる
測定システムまたは方法は、たとえば互いに密な時間間
隔で多くの測定を行い、また最低の酸素含有量を現す１
つを除いて他のすべての測定値を棄却することにより実
現されている。こうして、反射などに起因する誤った光
エネルギーの検出は１つまたはそれ以上の個別測定値に
不利に影響し得る（実際の酸素含有量よりも高い値を指
示させる）が、このような影響された測定値は棄却され
、また考慮に入れられない。
【００５９】さらに上記のように、本発明は、最大の酸
素需要を受ける身体組織、たとえば最大の身体運動をす
る身体組織から戻る血液の酸素含有量を、たとえこのよ
うな血液が高い酸素需要を受けていない身体組織から戻
る血液とたとえば右心房のなかで混合されているプロセ
スにあるとしても、測定するための正確で信頼できるシ
ステムおよび方法を提供する。有利には、このようなシ
ステムおよび／または方法は再びたとえば時間的に密な
間隔で多くの測定を行い、また最小の血液酸素含有量測
定にのみ応答し、また最小でない血液酸素含有量測定を
棄却または無視することにより実現されている。最小の
血液酸素測定値は最低の酸素含有量を有する不完全に混
合された血液の部分、すなわち最大の酸素需要を受ける
身体組織からの血液を現す。こうして、本発明は有利な
ことに、低レベルの身体運動において改善された感度を
有し、またよく混合された静脈血液の測定に基づくシス
テムよりも速く応答するシステムおよび方法を提供する
。
【００６０】さらに、同じく上記のように、本発明は、
重要な血液酸素レベルを容易かつ正確に測定し、またこ
のような測定をレート応答整調システムのなかの制御パ
ラメータとして使用するためのシステムおよび／または
方法を提供する。
【００６１】最後に、さらに上記のように、本発明は、
最大の酸素需要を受ける患者の身体の部分から戻る血液
の酸素含有量により決定されるレートで刺激パルスが患
者の心臓に与えられるレート応答整調システムおよび／
または方法を提供する。
【００６２】本発明をその特定の実施例および応用によ
り説明してきたが、本発明はこれらの実施例に限定され
るものではなく、特許請求の範囲にあげられている本発
明の範囲内で種々の変更が当業者によりなされ得よう。
【図面の簡単な説明】
【図１】従来の光学的血液酸素センサの概要図。
【図２】レート応答整調システムのなかに使用される血
液酸素センサのブロック図。
【図３】図２中に示されているように酸素センサが患者
の右心房のなかに置かれている時の酸素センサからの出
力信号中の代表的な変動を示す波形図。
【図４】水平（時間）軸を拡大して図３の波形の小さい
セグメントを示す波形図。
【図５】本発明の１つの実施例に従ってレート応答整調
システムの整調間隔を調節する方法を示す簡単化された
フローチャート。
【図６】本発明のディジタルの実施例による図２のセン
サ処理回路の簡単化された機能ブロック図。
【図７】本発明のアナログの実施例による図２のセンサ
処理回路の簡単化された電気回路図。
【図８】図７のアナログの実施例の作動を示すタイミン
グ波形図。
【図９】図７の回路の１つの実施例。
【図１０】図９のピーク検出回路に使用されるクロック
信号の間の関係を示すタイミングダイアグラム。
【符号の説明】
２０、２２　　　　発光ダイオード ２４　　　　ホトトランジスタ ２６　　　　抵抗器 ２８、３０　　　　端子 ３４　　　　血液酸素センサ ３６　　　　心臓 ４２　　　　センサ駆動回路 ４４　　　　センサ処理回路 ４６　　　　レート応答ペースメーカ回路４８　　　　
電池 ５０　　　　タイミング信号 ５２　　　　クロック信号 ５４　　　　参照タイミング信号 ６０　　　　整調リード ６２　　　　双極性ペーサコネクタ ６６　　　　リード先端 ６８、７０　　　　導線 ８０　　　　アナログ‐ディジタル変換器８２　　　　
先入れ先出しレジスタスタック８３　　　　処理回路 ８４　　　　最小値論理回路 ８６　　　　保持レジスタ ８８　　　　マルチプレクサ回路 ９０　　　　制御レジスタ ９２　　　　選択論理回路 ９４　　　　較正レジスタ １００　　　　入力バッファ増幅器 １０２　　　　ピーク検出回路 Ｑ１　　　　エミッタホロワ Ｑ２、Ｑ３　　　　スイッチ Ｕ１　　　　増幅器 Ｕ２　　　　出力増幅器

Claims (18)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】　　レート応答ペースメーカが患者の心臓
    に整調パルスを供給するレートを自動的に制御するため
    、（ａ）患者の心臓の右心房に戻る血液の酸素含有量を
    、血液が完全に混合された状態となる以前に、血液が右
    心房に入るにつれて測定する過程と、（ｂ）複数の連続
    的な心臓サイクルの少なくとも一部分を含んでいる予め
    定められた周期の間に過程（ａ）で測定された血液酸素
    含有量の最小値を決定する過程と、（ｃ）最高の酸素需
    要を受ける患者の身体組織から戻る血液の血液酸素含有
    量の直接的指標として、従ってまた前記レート応答ペー
    スメーカの整調レートを調節する必要性の指標として、
    過程（ｂ）で決定された血液酸素含有量の最小値を使用
    する過程とを含んでいることを特徴とするレート応答ペ
    ースメーカの自動的レート制御方法。
  2. 【請求項２】　　過程（ａ）が前記の予め定められた周
    期中の複数の離散的な時点での血液酸素含有量の測定を
    含んでおり、また過程（ｂ）が前記の複数の離散的な時
    点での測定の各々により示された血液酸素含有量の値の
    比較と、血液酸素飽和の最小値を示す値の選択とを含ん
    でいることを特徴とする請求項１記載のレート応答ペー
    スメーカの自動的レート制御方法。
  3. 【請求項３】　　過程（ａ）が血液酸素含有量の測定値
    の各々のディジタル値への変換と、最も新しいｎ個（ｎ
    は整数）の測定値に対応するディジタル値の記憶とを含
    んでおり、また過程（ｂ）が前記ｎ個の記憶された値か
    らの、血液酸素飽和の最小値を示すディジタル値の選択
    を含んでいることを特徴とする請求項２記載のレート応
    答ペースメーカの自動的レート制御方法。
  4. 【請求項４】　　過程（ａ）が更新された測定値を得る
    べく選択されたサンプル時点での血液酸素含有量の測定
    の継続と、こうして更新された各測定値のディジタル値
    への変換と、前記ｎ個の記憶されたディジタル値として
    の更新された各ディジタル値の記憶と、血液酸素含有量
    の測定値の最も古い値に対応する記憶されたディジタル
    値の放棄とを含んでおり、それによって記憶されている
    ディジタル値の数がｎ個にとどまることを特徴とする請
    求項３記載のレート応答ペースメーカの自動的レート制
    御方法。
  5. 【請求項５】　　過程（ａ）が前記患者の心臓サイクル
    に対して相対的に決定されたサンプル時点で前記の更新
    された測定値を求める過程を含んでいることを特徴とす
    る請求項４記載のレート応答ペースメーカの自動的レー
    ト制御方法。
  6. 【請求項６】　　過程（ａ）が固定されたインクレメン
    トなサンプル時点で前記の更新された測定値を求める過
    程を含んでいることを特徴とする請求項４記載のレート
    応答ペースメーカの自動的レート制御方法。
  7. 【請求項７】　　過程（ａ）が血液酸素含有量の測定値
    の連続的なアナログ信号への変換を含んでおり、第１の
    極性のピーク値が最小酸素含有量を表し、また過程（ｂ
    ）が前記の予め定められた周期の間の前記第１の極性の
    前記アナログ信号の最大ピーク値の検出を含んでいるこ
    とを特徴とする請求項１記載のレート応答ペースメーカ
    の自動的レート制御方法。
  8. 【請求項８】　　過程（ｂ）が前記患者の予め定められ
    た数の心臓サイクルにわたり前記の連続的アナログ信号
    を監視し、それにより前記の予め定められた数の心臓サ
    イクルとして前記の予め定められた周期を定め、また前
    記の予め定められた数の心臓サイクルの各生起の間の前
    記第１の極性の前記アナログ信号の最大ピーク値を決定
    する過程を含んでいることを特徴とする請求項７記載の
    レート応答ペースメーカの自動的レート制御方法。
  9. 【請求項９】　　過程（ｂ）が繰り返す固定された周期
    にわたり前記の連続的アナログ信号を監視し、それによ
    り前記の固定された周期として前記の予め定められた周
    期を定め、また前記の固定された周期の各々の間の前記
    第１の極性の前記アナログ信号の最大ピーク値を決定す
    る過程を含んでいることを特徴とする請求項７記載のレ
    ート応答ペースメーカの自動的レート制御方法。
  10. 【請求項１０】　　患者の身体的活動レベルを決定する
    ため、（ａ）患者の心臓の右心房のなかの血液の酸素含
    有量を、血液が完全に混合された状態となる以前に血液
    が右心房に入るにつれて繰り返して測定する過程と、（
    ｂ）複数の連続的な心臓サイクルの少なくとも一部分を
    含んでいる予め定められた間隔を通じて過程（ａ）でな
    された測定を監視する過程と、（ｃ）過程（ｂ）の監視
    間隔の間に測定された最小の血液酸素含有量を確認する
    過程と、（ｄ）最高の酸素需要を受ける患者の身体組織
    から戻る血液の血液酸素含有量の直接的指標として、従
    ってまた最大の身体的運動を経験する身体組織の直接的
    指標として、過程（ｃ）で確認された血液酸素含有量の
    最小値を使用する過程とを含んでおり、最小血液酸素含
    有量が低いほど身体的活動が大きいものとすることを特
    徴とする身体的活動レベルの決定方法。
  11. 【請求項１１】　　過程（ａ）が連続的な各心臓サイク
    ルの間に少なくとも１回の血液酸素含有量の測定を含ん
    でいることを特徴とする請求項１０記載の身体的活動レ
    ベルの決定方法。
  12. 【請求項１２】　　過程（ａ）がｎ（ｎは１０よりも小
    さい整数）の連続的な各心臓サイクルの間に少なくとも
    １回の血液酸素含有量の測定を含んでいることを特徴と
    する請求項１０記載の身体的活動レベルの決定方法。
  13. 【請求項１３】　　（ｅ）前記患者に植え込み可能なレ
    ート応答ペースメーカのレートを調節するための制御パ
    ラメータとして過程（ｄ）で測定された最小血液酸素含
    有量を使用する過程を含んでいることを特徴とする請求
    項１０記載の身体的活動レベルの決定方法。
  14. 【請求項１４】　　患者の身体的活動レベルを確実に決
    定するためのシステムにおいて、患者の心臓の右心房の
    なかの血液の酸素含有量を、血液が完全に混合された状
    態となる以前に、繰り返して測定するための測定手段と
    、複数の連続的な心臓サイクルの少なくとも一部分を含
    んでいる予め定められた間隔を通じて前記測定手段によ
    りなされた血液酸素測定を監視するための監視手段と、
    前記の予め定められた間隔の間に測定された最小の血液
    酸素含有量を決定するための決定手段とを含んでおり、
    前記の最小血液酸素含有量測定が、最大の酸素需要を受
    ける患者の身体組織から戻る血液の血液酸素含有量の直
    接的指標、従ってまた最大の身体的運動を経験する身体
    組織の直接的指標を与え、最小血液酸素含有量が低いほ
    ど身体的活動が大きいものとすることを特徴とする身体
    的活動レベルの決定システム。
  15. 【請求項１５】　　前記の予め定められた間隔が、前記
    の血液酸素含有量のｎ（ｎは整数）の離散的測定を行う
    のに前記測定手段に対して必要とされる時間の長さを含
    んでいることを特徴とする請求項１４記載のシステム。
  16. 【請求項１６】　　前記決定手段が、前記のｎの離散的
    測定値が収容される先入れ先出し（ＦＩＦＯ）レジスタ
    スタックを含んでおり、またさらに、前記ＦＩＦＯレジ
    スタスタックのなかのすべての測定値のうちどれが前記
    の最小血液酸素含有量を表すかを決定するべく前記ＦＩ
    ＦＯレジスタスタックの内容を検査するための手段を含
    んでいることを特徴とする請求項１５記載のシステム。
  17. 【請求項１７】　　レート応答整調システムにおいて、
    光エネルギーを放出するための光放出手段と、光エネル
    ギーを検出するための光検出手段とを含んでいる血液酸
    素センサと、前記光放出手段を選択的に付勢し、また前
    記光放出手段をして光エネルギーを放出させるためのセ
    ンサ駆動回路と、前記光放出手段により放出された光の
    所与の量に対応する前記光検出手段により検出された光
    エネルギーの量を決定し、また前記の決定された光エネ
    ルギーの量を、複数の連続的な心臓サイクルの少なくと
    も一部分を含んでいる予め定められた間隔の間に検出さ
    れた前記光エネルギーの最小量を表す第１の測定値に変
    換するためのセンサ処理回路と、前記第１の測定値によ
    り制御されるレートで需要に応じて刺激パルスを発生す
    るためのレート応答整調手段と、前記刺激パルスを所望
    の心臓チャンバに供給するためのリード手段とを含んで
    おり、前記血液酸素センサは、心臓の右心房のなかの静
    脈血液が完全に混合された状態となる以前に、光を放出
    しかつ検出するため前記静脈血液の付近に置かれており
    、それによって、前記整調パルスが需要に応じて前記の
    所望の心臓チャンバに与えられるレートが前記の予め定
    められた間隔の間に前記血液酸素センサにより検出され
    た光エネルギーの最小量により決定されており、光エネ
    ルギーの最小量が前記の予め定められた間隔の間に前記
    静脈血液のなかに存在する酸素の最小量に対応し、また
    酸素の最小量が最大の酸素需要を受ける患者の身体組織
    から戻る静脈血液のなかの血液酸素の直接的指示を与え
    ることを特徴とするレート応答整調システム。
  18. 【請求項１８】　　前記センサ駆動回路および前記セン
    サ処理回路が前記の予め定められた間隔のなかに含まれ
    ている各心臓サイクルの間に少なくともｎ（ｎは整数）
    の離散的な測定値を作り、また前記センサ処理回路が最
    も新しいｎの離散的な測定値の最小値を決定するための
    最小値論理回路を含んでいることを特徴とする請求項１
    ７記載のレート応答整調システム。
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