JPH0579347B2 - - Google Patents

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JPH0579347B2
JPH0579347B2 JP3047726A JP4772691A JPH0579347B2 JP H0579347 B2 JPH0579347 B2 JP H0579347B2 JP 3047726 A JP3047726 A JP 3047726A JP 4772691 A JP4772691 A JP 4772691A JP H0579347 B2 JPH0579347 B2 JP H0579347B2
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JP
Japan
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stimulation rate
stimulation
rate
physiological parameter
time interval
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JP3047726A
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Aaru Satsukaa Jeemuzu
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Siemens AG
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Publication date
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Publication of JPH0579347B2 publication Critical patent/JPH0579347B2/ja
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    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
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    • A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
    • A61N1/368—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions
    • A61N1/3682—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions with a variable atrioventricular delay

Description

【発明の詳細な説明】
【0001】
【産業上の利用分野】 この発明は一般的に植え
込み可能な心臓出力最適化装置に関し、特にプロ
グラム可能なパラメータを生理的要求に従つて調
節することができるレート応答形心臓ペースメー
カに関する。
【0002】
【従来の技術】 生理的に制御されるレート応答
形ペースメーカの分野に関しては多くの研究が行
われてきた。理想的には生理的ペースメーカは身
体の生理的要求に応じて心臓レート従つて心臓出
力を変更すべきである。身体の運動及び／又はス
トレスの状態を示す種々のセンサが心臓レートを
制御するために提案されている。
【0003】 最もよく知られた生理的センサはおそ
らく洞房結節自体であり、洞房結節は交感神経及
び副交感神経両者の刺激（すなわち心臓の活動全
体を増減させる刺激）に応答する。心臓ブロツク
及び機能する洞房結節を有する患者では二室（心
房心室）デマンド形ペースメーカが、洞房結節を
追跡し短い心房一心室間（以下Ａ−Ｖと書く）遅
延の後に心室をペーシンクすることにより、正常
の心臓を模倣することができた。Ａ−Ｖ同期性を
保持することにより安静時の心臓出力は約10〜30
％の増加を期待された。しかしながら洞房結節が
無能力である（すなわち遅すぎるか、又は運動な
いしストレスに応答しないか、又は心房の粗動又
は細動の傾向がある）患者では、二室ペースメー
カは運動中に必要な比較的高いレートを達成する
ことができなかつた。作業負荷のあらゆるレベル
で心臓出力を維持するためには、心房活動に無関
係に刺激レートを自動的に調節するために代わり
の生理的センサが必要となる。
【0004】 その後一室センサ駆動形ペースメーカ
装置が刺激レートを変更するための基準としての
種々の生理的パラメータを検出するために開発さ
れた。これらの生理的パラメータは運動、温度、
Ｑ−Ｔ間隔、呼吸レート、血液PH、１回吐出量、
毎分換気量、混合静脈血酸素飽和、心室圧力の変
化速度（dP／dt）などを含む。
【0005】 これらの一室レート応答形ペースメー
カは二室ペースメーカと置き替えるために設計さ
れた。なぜならば心臓レートの増加に関連する心
臓出力の200〜300％の増加が、Ａ−Ｖ同期性の維
持に基づく心臓出力の10〜30％の増加の効果より
重要であると考えられたからである。しかしなが
ら正しく同期化されていない心房収縮は、心室充
填圧力が心臓出力を維持するための正常な値より
更に高く上昇するに違いないということを意味す
る。従つて既に存在する左及び／又は右心臓の機
能不全をＡ−Ｖ同期性の喪失により悪化させるお
それがある。更にもし心房収縮が逆向きの伝導の
結果として閉じたＡ−Ｖ弁に抗して起こると、不
適切に高い心房圧力の発生に加えて、不規則な心
房収縮と比べて20％の程度の心臓出力の一層の減
少が予想されるということが臨床的研究により判
明した。
【0006】 しかしながら高められたレートでの適
当なＡ−Ｖ遅延の選択は簡単な課題ではない。Ａ
−Ｖ遅延はすべての心臓レートにおいて一定では
ない。また患者ごとに又は種々の年齢群の間でＡ
−Ｖ遅延は一定でなく、例えば成人の心臓は小児
の心臓とは著しく異なる。一般に安静時にＡ−Ｖ
遅延はほぼ150〜250ｍｓの間で変化する。一たび
患者が運動を始めると、Ａ−Ｖ遅延はほぼ125〜
170ｍｓの間で変化すると見込まれる。
【0007】
【発明が解決しようとする課題】 この発明の課
題は、年齢、患者ごとの差異及び心臓レートに無
関係に最大心臓出力を得るために、最適な刺激レ
ート及びＡ−Ｖ間隔を自動的に確定することがで
きる血流力学的応答形ペースメーカを提供するこ
とにある。
【0008】
【課題を解決するための手段】 この課題はこの
発明により、心房刺激パルス及び心室刺激パルス
を発生させるパルス発生器と、刺激レート及び心
房刺激パルスと心室刺激パルスとの間のＡ−Ｖ時
間間隔を有するペーシングサイクルを規定するタ
イミング装置とを備え、刺激レート及びＡ−Ｖ間
隔が離散段階で調節可能であるように二室（心房
心室）ペースメーカに関して、患者の心臓の心臓
出力を最適にする装置が、少なくとも一つの心臓
サイクル中に患者の心臓の心臓出力を示す生理的
パラメータを検出する生理的センサと、生理的パ
ラメータの最大値に相応する最適刺激レートを確
定する装置と、最適刺激レートより少なくとも１
離散段階低い次善の刺激レートへ刺激レートを調
節する装置と、刺激レートが次善の刺激レートに
等しいときに生理的パラメータの最大値に相応す
る最適Ａ−Ｖ時間間隔を確定する装置と、刺激レ
ートが次善の刺激レートにあるとき最適Ａ−Ｖ時
間間隔へＡ−Ｖ時間間隔を調節する装置とを備え
ることにより解決される。
【0009】
【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、患者の心臓
の出力を最適にするために、生理的センサに従つ
てペーシングレート及びＡ−Ｖ間隔を調節するこ
とができる血流力学的レート応答形ペースメーカ
から成る。心臓出力の改善は血流力学的利得の増
加を検出することにより、すなわち選択されたパ
ラメータすなわち刺激レート又はＡ−Ｖ遅延の変
更の限界として生理的センサの出力の増加を検出
することにより確定される。もし血流力学的利得
が増加しないならば、そのときは生理的パラメー
タは最大になつたと言われ心臓出力は最適状態に
ある。一たび刺激レートが最適レートに調節され
ると、Ａ−Ｖ遅延の変更の結果としての生理的パ
ラメータの変化を検出するための刺激レートが僅
かに減らされる。ペースメーカはペーシングレー
トとＡ−Ｖ間隔とを交互に調節する装置を有し、
それにより所定の作業負荷で患者に対し最適な心
臓出力を提供しながら最低刺激レートを得ること
ができる。
【0010】 基本的なペーシング装置は、可変な刺
激レート及び可変なＡ−Ｖ間隔を有するペーシン
グサイクルを規定するタイミング装置と、心臓活
動を検出しそれに応じたタイミング装置を再設定
する検出増幅器と、心房及び心室へ刺激パルスを
発生させる装置とを備える。生理的センサは患者
の心臓の心臓出力を示す生理的パラメータを検出
するために用いられる。装置ほ更に生理的パラメ
ータの最大値に相応する最適刺激レートを確定す
る装置を備える。第１の調節装置は、最適刺激レ
ートより少なくとも１離散段階低い次善の刺激レ
ートへ生理的パラメータに従つて刺激レートを調
節するために、タイミング装置をトリガする。第
２の調節装置は、生理的パラメータが次善のレー
トににある間に再び最大になるまでＡ−Ｖ間隔を
調節するために用いられる。
【0011】 有利な実施態様において、この発明は
逐次近似により最適な血流力学を確定する装置を
備える。この装置は生理的センサの変化方向を検
出する装置を備え、そしてもし刺激レート又はＡ
−Ｖ間隔に対する前の調節が正しければ、次の調
節は前の心臓サイクルの場合と同じ方向に行われ
る。もしセンサ変化方向が逆になれば、調節装置
は前の心臓サイクルの場合とは逆の方向へ刺激レ
ート又はＡ−Ｖ間隔を調節する。更にＡ−Ｖ調節
に基づき心臓出力が改善されれば、第１の調節装
置による刺激レートの一層の低減及び第２の調節
装置によるＡ−Ｖ間隔の一層の調節が可能とな
り、それによりペースメーカが最低刺激レートで
働き、限られた電池給電を節約する。
【0012】 別の有利な実施態様では、心臓出力を
示す生理的パラメータは静脈血の酸素飽和であ
る。血液酸素センサは運動中の酸素消費の増加の
結果として酸素飽和を測定する。血液酸素センサ
は刺激レートを増すために用いることができ、従
つて酸素飽和が最大となるまで酸素飽和の増加を
もたらす。この発明は血液のPH、毎分換気量及び
１回吐出量のような心臓出力の指標を提供する他
のセンサと共に容易に用いることもできる。
【0013】 この発明は更に刺激レート及びＡ−Ｖ
間隔を共に自動的に調節する方法を提供する。こ
の方法は心房心室への刺激パルスを発生させるこ
とと、刺激レート及びＡ−Ｖ間隔のためのタイミ
ングを制御することと、心臓活動を検出しそれに
よりペーシングサイクルを再設定することと、患
者の心臓の生理的パラメータを検出することとか
ら成る。この発明は生理的パラメータの最大値又
は最適値に相応する最適刺激レートを確定し、か
つ最適刺激レート未満の所定限界まで刺激レート
を調節することができる。有利な実施態様ではこ
の次善の限界は、心臓出力がその最適状態にある
ときのレートをまず検出し、次に１レート段階だ
けレートを減らすことにより確定される。この次
善のレートが得られた後に、この発明に基づく方
法は生理的パラメータが再び最大になるまでＡ−
Ｖ間隔を調節することから成る。結局刺激レート
及びＡ−Ｖ間隔が反復して再調節され、そのつど
生理的センサを再び最大にし、結果として最低刺
激レートをもたらす。
【0004】 結局従来技術のすべての問題点及び欠
点が、すべての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。心臓出力を示す生
理的パラメータを用いることより、この発明では
年齢、個体差及び心臓レートにかかわらず最適心
臓出力を発見することができる。それゆえにこの
発明の利点は、最低の血流力学的指示レートで作
動することによりペースメーカの寿命を延ばしな
がら、患者の血流力学を改善することにあり、こ
の発明に基づく方法は植え込み可能な心臓ペース
メーカ療法に対し著しく望ましい向上をもたらす
ということが認められる。
【0015】
【実施例】 次にこの発明に基づく血流力学的レ
ート応答形ペースメーカの実施例を示す図面によ
り、この発明を詳細に説明する。
【0016】 この発明を説明する前にまず心臓の解
剖学的構造を基本的に理解することが役に立つ。
各心臓サイクルは、図１に示すように右心房１４
内に位置する洞房結節１２中の活動電位の自発的
な発生により開始される。そして活動電位１０は
両心房１４，１６を通りそして次に房室結節１８
を通つて心室２０，２２へ速やかに伝わる。房室
結節を通る活動電位の伝播は、心房が心室に先立
つて収縮し、それにより非常に強い心室収縮の前
に心室内へ血液を送り込むことができるように約
10分の１秒だけ遅延される。こうして心房は心室
のための一次ポンプとして働き、心室は血管系全
体にわたつて血液を送るための主な動力源を提供
する。
【0017】 図２には前記活動に応じて胸部に取り
付けられた皮膚電極により検出されるときに生じ
る種々の波形の線図が示されている。Ｐ波は両心
房の減極を示す。一般にＱ−Ｒ−Ｓ複合波（又は
単にＲ波）と呼ばれるＱ−Ｒ−Ｓ波は心室の減極
を示す。Ｐ波とＲ波との間の時間は房室結節及び
プルキンエ系を通る遅延に相応する。Ｔ波は心室
の再分極を示す。このサイクルは心臓が身体全体
に血液を送るとき連続的に繰り返される。従つて
もし心臓が全体にわたつて血液を分配するポンプ
としてのその機能を効率よく果たすべきであるな
らば、Ａ−Ｖ同期生（すなわち心房の減極に続い
て短時間後に心室の減極が起こること）の維持が
重要である。
【0018】 血流力学的に心臓サイクルは、図３に
示すように心拡張期と呼ばれる弛緩期間とこれに
続く心収縮期と呼ばれる収縮期間とから成る。心
室収縮中には図４に示すようにＡ−Ｖ弁３０，３
２が閉じ、多量の血液が心房１４，１６中に溜
る。心室収縮が終わると直ちに心房中の高い圧力
がＡ−Ｖ弁３０，３２を押し開く。酸素を分解さ
れた血液が上大静脈３４又は下大静脈３６を経由
して右心房１４へ入る。この血液の約70％が既に
心房収縮前に直接心房から心室へ流れる。心房が
最終的に収縮するときに、各心臓サイクル中の心
室重点量の約30％を占めるような心室への血液の
補助的な押し込みが行われる。右心室２０が収縮
するときに、酸素を分離された血液が肺動脈３８
を経由して送られ、肺では二酸化炭素が取り除か
れ新鮮な酸素と置き替えられる。そして酸素を添
加された血液が肺から左心房１６へ戻る。右心室
２０が収縮するのとほぼ同じ時間に左心房２２も
また収縮して、酸素を添加された血液を大動脈40
中へ送り、次に大動脈が身体全体へ血液を送り届
ける。
【0019】 従つて心臓出力は毎分ごとに左心室に
より大動脈へ送られた酸素添加血液の量として定
義される。心臓出力は心臓レートと１回吐出量と
の積に等しい。正常な心臓では心臓レート及び１
回吐出量が、酸素を添加された血液に対する身体
の要求を満足させるように増す。運動を検出する
がストレス又は作業負荷を検出しないセンサによ
り行われるように、単に刺激レートを増すことに
より心臓出力を増す又は最大にすることができる
ことは当業者にとつて明らかである。しかしなが
ら最適心臓出力従つて最適刺激レートは、心臓出
力を示す生理的パラメータの最適化によるときだ
け確定することができる。こうすれば最適刺激レ
ートを超える刺激パルスによつてエネルギーが消
費されることはない。
【0020】 運動中に種々の変化が正常な心臓で起
こる。すなわち呼吸が増し、血液が活動する骨格
筋の方へ向けられ、そして心臓出力が増し、その
ために心臓レート及び／又は１回吐出量が増す。
これらの変化は活動する筋肉へ供給されるべき酸
素及び栄養素の量の増加を可能にする。一般に毎
分当たりの心臓鼓動回数の増加につれて一層多層
の血液を心臓が送る。しかしこの効果には限界が
ある。例えば高められらたレートでは、収縮の間
の弛緩期間は血液が心房から心室へ適当に流れる
ための時間が無いほど減少するおそれがある。更
に劣つた心臓機能を有する患者では刺激過剰が心
臓出力の低下を招くおそれがあり、もしこのこと
がセンサにより正しく検出されないとなお一層高
い刺激レートを招き、結果として有害な生理的血
管ループとなるおそれがある。このことは更に虚
血性心臓を悪化させるおそれがある。
【0021】 血流力学的レート応答形ペースメーカ
のための理想的なセンサは、作業負荷について線
形にかつ閉ループ形式で心臓出力を制御できるよ
うにすべきである。閉ループ系は負帰還機構を有
する系である。すなわちこの系は最適値からの瞬
間測定値のすべての逸脱を低減するように働くこ
とができる。現在は前記生理的センサのうちの少
数だけが比例制御又は閉ループ制御を可能にする
にすぎない。
【0022】 例えばアメリカ合衆国特許第4596251
号明細書には、ペーシングレートを比例制御する
ために毎分換気量（すなわち１回換気量及び呼吸
レートを検出する二つの電極間のインピーダン
ス）の利用が記載されている。すなわち毎分換気
量が増す（酸素必要量の増加を示す）につれてレ
ートも増し、またその逆も成り立つ。毎分換気量
は高級レート単独よりも一層良いセンサであるこ
とが判明している。なぜならば毎分換気量は酸素
欠如しきい値に至るまで酸素消費量に比例してい
るからである。例えば（睡眠のような）身体活動
の存在しない場合には、たとえ呼吸レートが増し
ても毎分換気量及び酸素摂取量は身体の最小の代
謝要求に基づき減つている。酸素必要量の増加に
応じて毎分換気量を増すために、運動選手は呼吸
レートよりも１回換気量を増すように訓練され
る。
【0023】 アメリカ合衆国特許第4535774号明細
書には、１回吐出量に従つて線形にペーシングレ
ートを変更するレート応答形ペースメーカが記載
されている。洞房レートの増加が発生しない場合
には、運動により誘発されて１回吐出量が、（心
臓の収縮性を高める）循環カテコールアミン及び
筋肉からの静脈血の戻り量の増加に基づき（50％
まで）増す。１回吐出量のこの増加もまた作業負
荷と線形関係を有する。
【0024】 アメリカ合衆国特許第4399820号明細
書には、血液の酸素飽和が心臓レートに対し逆比
例関係を有し（運動中に酸素飽和が減るにつれて
刺激周波数が増されるべきであり、またその逆も
成り立つ）、従つて閉ループ系にとつて理想的な
負帰還系を示すことが記載されている。
【0025】 図５は、植え込まれたペースメーカ４
８が心臓と電気的に接触するときの一つの方法の
結線図を示す。２本の二極リード線５０，５２が
右心房と右心室へ導かれている。二極リード線は
電気的に絶縁された二つの導体を備える単位の線
から成る。二極リード線５０の第１の導体は遠い
先端５４に電気的に接続されている。第２の導体
は遠い先端５４から約１インチのところにある導
電性リング電極５６に接続されている。遠い先端
５４は一般に心房付属器官５８と呼ばれる右心房
１４の腔内に置かれている。同様に遠い先端６０
及び導電性リング電極６２を有する二極リード線
５２が右心室２０の頂部に置かれている。変形案
としてリード線は単極リード線又は多極リード線
とすることができ、これらはすべて従来技術から
知られている。
【0026】 二室ペーシングをレート応答形ペース
メーカ４８に結合することの発明のブロツク線図
が図６に示されている。簡単に述べればレート応
答形ペースメーカは下記のように働く。ペースメ
ーカ４８は、心臓に対し刺激パルス７４，７４′
を発生させる発生器７２を有する従来のペースメ
ーカチツプ７０を備える。検出増幅器７６は心臓
事象を検出しこの情報をタイミング兼制御回路７
８へ伝えるために用いられる。タイミング兼制御
回路７８は刺激パルス７４，７４′のタイミング
及び順序並びに心臓信号が検出された場合の刺激
の抑制を制御する。遠隔測定回路８０は外部プロ
グラミン装置８２からのプログラミング信号を受
信するために用いられ、そしてプログラミング信
号が記憶装置８４中に蓄えられる。次に記憶装置
８４はタイミング兼制御回路７８並びにレート応
答プロセツサ８６及びセンサオン／オフスイツチ
８８に結合されている。
【0027】 外部プログラム装置８２は遠隔測定回
路８０へプログラミング信号を非侵襲的に送るた
めに用いられる。これらのプログラミング信号は
図６に波形線９０として象徴的に示されている。
この種の信号は外部プログラミング装置８２とペ
ースメーカ４８との間で両方向に送ることができ
る。こうして外部プログラミング装置８２はペー
スメーカのプログラム可能なパラメータを非侵襲
的に変更することができる。
【0028】 ペースメーカチツプ７０、外部のプロ
グラミング装置８２及びそれらの作動の一層完全
な説明は幾つかの特許に記載されている。例えば
アメリカ合衆国特許第4572193号、同第4809697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正確に同一なペースメーカ
チツプ又は回路は開示されてはいないが、それに
もかかわらずこれらの特許は従来のペーシング装
置の基本的な構成要素を開示しそれらの基本動作
を述べている。
【0029】 ペーシング装置は更に患者の生理的要
求を検出するレート応答センサ９２を備える。有
利な実施例ではレート応答センサ９２は酸素飽和
（以下SO2と書く）センサである。酸素飽和セン
サは図６に示すように心室内に又は心房内に置く
ことができる。しかしながらこの発明はこの形式
のセンサには制限されず、患者の心臓出力従つて
血流学的要求を示す生理的パラメータを高信頼性
で検出できるセンサであればよい。以下でペーシ
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９２はペースメーカリード線内に含まれてい
るとして図６に示されているが、レート応答セン
サ９２をペースメーカ４８自体内に設けるか、又
はさもなければペースメーカ４８の外部に置くこ
ともできる。
【0030】 有利な実施例ではレート応答センサ９
２の出力は、生信号をデイジタル信号へ変換する
ことができるセンサ信号処理回路９４により各ペ
ーシングサイクル中に測定される。次にレート応
答プロセツサ８６がデイジタル信号をセンサ指示
レート信号９６へ変換する。この変換は従来技術
を用いて種々の方法で、すなわち一般的に記憶装
置中に記憶された又はプログラムされた伝達曲線
又はルツクアツプ表によるか、又はアルゴリズム
によるか、又はハードウエアないしソフトウエア
によるか、又はこれらの組み合わせにより遂行す
ることができる。有利な実施例ではレート応答セ
ンサ９２は閉ループ形式で働く。運動中に酸素飽
和が減るにつれて刺激周波数が増される。
【0031】 酸素飽和は刺激レートの増加と共に増
すので、すべての血流力学的利得を検出するため
に前の値が現在の値と比較される。一たび酸素飽
和センサがもはや何も血流力学的利得を検出しな
いと、センサはその最大値に到達し、増加をやめ
た刺激レートがその最適値に到達したと言われ
る。レート応答プロセツサ８６は次のようなセン
サ指示Ａ−Ｖ遅延信号９８を発生させる能力をも
有する。すなわち一たび刺激レートがその最適レ
ートに到達すると、刺激レートはＡ−Ｖ遅延調節
中に血流力学的改善の検出を可能にするために僅
かに減らされる。最適Ａ−Ｖ間隔がその特定のレ
ートで発見されるもで、Ａ−Ｖ遅延が生理的セン
サを最大にするのに役立つ方向へ調節される。最
適Ａ−Ｖ間隔に続いて刺激レートを更に減らすこ
とができ、そしてＡ−Ｖ間隔が調節される。それ
ぞれのＡ−Ｖ間隔の調節の後に、レートがそのと
きの運動レベルに対しあまりに低く低下したこと
を示して粗いしきい値に到達するまで、レートが
１階段ずつ減らされる。粗いしきい値はまた、刺
激レートの再調節を可能にするために生理的セン
サの急激な変化に基づき、装置がＡ−Ｖループか
ら逸脱することを許す。運動が終了したとき、安
静レート又は新しい運動レベルが得られるまで刺
激レートは自然に減る。従つてこの発明は、ただ
レートを増すことにより心臓出力を単に増すので
はなく、最大生理的センサ出力を検出することに
より心臓出力を最適にし、それにより不必要な刺
激に基づくエネルギーのすべての浪費を無くする
ということが分かる。
【0032】 機能的には、パルス発生器７２はレー
ト制御信号９９により確定されたレートで刺激パ
ルスを発生させ、Ａ−Ｖ遅延はＡ−Ｖ遅延制御信
号１００により確定される。次にこれらのパルス
はリード線を通り従来の方法で心臓へ供給され
る。Ｐ果又はＲ波のような心臓内で生じる電気信
号は、リード線を経由して検出増幅器７６により
検出されたタイミング兼制御回路７８へ与えられ
る。従つて例えばデマンドーモードの動作にプロ
グラムされたときに、本来の心臓活動が指定され
た期間内に従来の方法で検出されたときには、ペ
ースメーカチツプ７０は刺激パルス７４又は７
４′の発生を抑制することができる。
【0033】 作動時にレート応答ペースメーカはセ
ンサオンモード又はセンサオフモードで働くこと
ができ、モードは外部プログラミング装置８２か
ら受信された適当なプログラミング信号９０によ
り選択することができる。スイツチ８８は二極単
投スイツチであり、適当なレート制御信号９９及
びＡ−Ｖ遅延制御信号１００を選択するために用
いられる。すなわちプログラムされた基本レート
信号１０１及びプログラムされたＡ−Ｖ遅延信号
１０２（センサオフモードの間）、又はレート応
答プロセツサ８６により確定されたセンサ指示レ
ート信号９６及びセンサ指示Ａ−Ｖ遅延信号９８
（センサモードの間）を選択する。
【0034】 図７は、SO2センサを用いるレート調
節方法の基本原理を示す。110で変数が初期化さ
れる。すなわちモードは「０」又は「１」に設定
することができ、安静時のSO2センサの値が記憶
装置、SO2メモリ中に記憶される。112で刺激が
心室へ供給され、ペーシングサイクルが始まる。
刺激の後にSO2レベルが114で測定され、現在の
モードが116でチエツクされる。もしモードが前
に１に設定されいるならば、SO2センサの値の変
化が118で第１の所定の増分と比較される。この
増分は運動の増加の結果としてのSO2の急激な減
少を検出するために用いられる。もしSO2の変化
が第１の所定の増分を超えて減つたならば、その
ときモードは120で０に設定され、レートが122で
増される。
【0035】 もし他方で現在のモードが既に０に設
定されているならば、SO2センサの値が124で、
記憶装置SO2メモリ中に記憶されたSO2センサの
最後のＸ個の値と比較される。この判断ブロツク
１２４はSO2センサの現在の値が最大値に到達し
ているかどうかを検出するために用いられる。す
なわちもしSO2センサの値が最後のＸ個の読みに
わたり増加を示さなかつたならば最大値に到達し
ており、レートが130で減らされる。こうして装
置は最低刺激レートで作動する方向へ向かう。
【0036】 もしSO2レベルが運動の結果として
124でSO2メモリ以下に減つたならば、患者が以
下に述べる欝血性心不全であるかどうかを検出す
るために、検査が126で行われる。もし患者が鬱
血性心不全でないならば、レートが122で増され
る。最後にSO2センサの現在の値が次の参照のた
めに132でSO2メモリ中に記憶され、134でペーシ
ングサイクルが終わる。これによりモードが当初
何に設定されたかにかかわらず、運動の急激な増
加がレートの増加をもたらすということが上記の
説明から容易に分かる。
【0037】 鬱血性心不全である患者も運動中のレ
ートの増加に対し正の応答を有するが、しかしな
がら図９に示すように特定の心臓出力の極値を過
ぎると、負の血流力学的効果がレートの一層の増
加と共に起こる。それゆえに鬱血性心不全の患者
は、そのSO2レベルが最後のＹ個の読みにわたり
減つたかどうかを確定するために126で検査され
る。もしそうであればモードが128で１に設定さ
れ、レートが130で減らされ、これはSO2の増加
をもたらす。次のペーシングサイクルで、モード
は116で再びチエツクされ、SO2センサの値の変
化が118で第１の所定の増分と比較される。SO2
レベルが増しとき、SO2センサの値の変化が136
で第２の所定の増分と比較される。もしSO2レベ
ルが第２の所定の増分だけ増しているならば患者
が鬱血性心不全であることを示し、レートが138
で更に減らされる。SO2センサ現在の値が再び
132でSO2メモリ中に記憶され、134でペーシング
サイクルが終わる。
【0038】 図８は、この発明にSO2センサを用い
てレート及びＡ−Ｖ間隔を自動的の調節する有利
な方法を示す。まずレートが前記のようにその最
適レベルに調節される。最大SO2が124で発見さ
れると、モードが128で１に変更され、レートが
130で減らされる。レートのこの低減は、Ａ−Ｖ
調節に基づくSO2の増加の検出を可能にするため
に、最大値より僅かにSO2レベルを与える。
【0039】 次のペーシングサイクルで、SO2レベ
ルが一層高い作業負荷に基づくSO2の急激な変化
に対して118でチエツクされる。もし何も検出さ
れないと、患者は136で鬱血性心不全に対して検
査される。もし鬱血性心不全が存在しないらば、
Ａ−Ｖ間隔を調節することができる。140で、
SO2が減つたかどうかを確定するためにSO2レベ
ルがSO2メモリと比較される。SO2の低減レート
低減の結果として起こつたとき、プロセツサは
142でＡ−Ｖ間隔の方向を逆転し、２段階だけＡ
−Ｖ間隔を調節する。144で、最大値が発見され
たかどうか、すなわち方向変更が短期間に数回繰
り返し行われそして最大値が発見されたかどうか
を確定するために、方向変更回数が検査される。
もしこれがＡ−Ｖ変更の誤つた方向であることが
判明するならば、そのとき次のペーシンジサイク
ルで変更方向が再び逆になる。変更方向が正しい
ときは、Ａ−Ｖ間隔が146でペーシングサイクル
ごとに同一方向へ調節される。Ａ−Ｖ間隔が一方
向へ過剰に調節されるとSO2のレベルが低下し、
142でＡ−Ｖ調節の変更方向を逆にする。４回の
測定中で少なくとも３回の逆転の後に最大値が
144で検出され、レートが148で減らされる。次の
ペーシングサイクルでモード１のままであり、Ａ
−Ｖの一層の調節が一層低い刺激レートで行われ
る。このプロセスは、SO2が118で第１の所定の
増分以下に低下し、それによりモードが０へ戻し
て切り換えられ、レートの増加を可能にするまで
続けられる。
【0040】 図１０及び図１１は、この発明に基づ
くSO2センサを用いてレート及びＡ−Ｖ間隔を自
動的に調節する方法の変形例を示す。図１１は運
動期間中のSO2レベルに対する三つのしきい値Ｔ
０，Ｔ１、Ｔ２を示す。しきい値Ｔ０はその特定
の作業負荷に対する適切な又は最適の刺激レート
に相応する。しきい値Ｔ１はその特定の作業負荷
に対する改善のレートに相応する。次善のレート
はＡ−Ｖ遅延の調節中に十分なダイナミツクレン
ジを提供するために用いられる。そしてしきい値
T2はこれ以下ではレート増加が開始される粗い
しきい値を提供する。
【0041】 図１０では、変数が110で初期化され
る。すなわちしきい値変数TxはT2（レート増加
に対する要求を示す粗いしきい値）に設定され、
Ａ−Ｖ間隔はプログラムされた値に設定され、Ａ
−Ｖ間隔の変更方向は（任意に）減少に設定さ
れ、安静時のSO2センサの値は記憶装置SO2メモ
リ中に記憶される。
【0042】 112で刺激が心室へ供給され、ペーシ
ングサイクルが始まる。刺激の後にSO2レベルが
114で測定される。SO2のレベルは150でTxすな
わち粗いしきい値と比較される。もしSO2レベル
がTxより小さいならばそのときはレートが152で
増され、しきい値Txが154で所定の最適値である
T0に設定される。一たびSO2レベルがＴ０より
大きいならば、そのときしきい値Txは156で粗い
値Ｔ２へ戻して設定される。そしてSO2レベルが
158で次善のしきい値である第３のしきい値Ｔ１
と比較される。もしSO2のレベルがこの次善のし
きい値Ｔ１より大きいならば、レートが160で減
らされる。一たびSO2のレベルが次善のしきい値
Ｔ１未満となると、そのときＡ−Ｖ間隔を図８の
方法と同様に調節することができる。SO2のレベ
ルが粗いしきい値Ｔ２未満へ低下すると直ちに、
Ａ−Ｖ調節が停止されレート調節が繰り返され
る。
【0043】 要するに刺激レートがその最適値とな
るまでまず調節される。刺激レートは最適値より
僅かに低いレベルへ減らされ、この時点でＡ−Ｖ
遅延は生理的センサが最大値に到達するまで調節
される。このサイクルは逐次近似法で無制限に繰
り返すことができる。こうしてペースメーカを最
小刺激レートで、従つてエネルギーを節約し電池
寿命を延ばしながら、血流力学的最適状態へ向か
わせることができる。
【0044】
【発明の効果】 それゆえにこの発明の利点は、
年齢、患者ごとの差異及び心臓レートに無関係に
最適心臓出力を得るために、最適なレート及びＡ
−Ｖ間隔を自動的に確定できるような血流力学的
に応答する装置をもたらす。更に、最適心臓出力
を提供しながら最低刺激レートが得られるという
ことが分かる。従つて生活の一層高い質が患者に
提供されると共にペースメーカの寿命が延長さ
れ、この発明に基づく方法が植え込み可能な心臓
療法にとつて著しく望ましい向上をもたらす。
【図面の簡単な説明】
【図１】 人間の心臓の断面図である。
【図２】 人間の心臓の正常な心電図である。
【図３】 人間の心臓の正常な血流力学的タイミ
ング線図である。
【図４】 人間の心臓の血流を示す部分破断斜視
図である。
【図５】 ペースメーカを装着した心臓の一例を
示す断面図である。
【図６】 この発明に基づく血流力学的レート応
答形ペースメーカの一実施例のブロツク線図であ
る。
【図７】 図６に示すペースメーカのレート調節
方法の基本原理を示す流れ図である。
【図８】 レート及びＡ−Ｖ間隔を自動調節する
方法の一実施例を示す流れ図である。
【図９】 鬱血性心不全の場合の心臓レートと心
臓出力との関係を示す線図である。
【図10】 レート及びＡ−Ｖ間隔を自動調節する
方法の別の実施例を示す流れ図である。
【図11】 酸素飽和とその三つのしきい値とを示
す線図である。
【符号の説明】
１４，１６ 心房 ２０，２２ 心室 ４８ ペースメーカ ７２ パルス発生器 ７４ 心房刺激パルス ７４′ 心室刺激パルス ７６ 信号増幅器 ７８ タイミング兼制御装置 ８４，９７ 記憶装置 ８６ レート応答プロセツサ ９２ 生理的センサ ９４ センサ信号処理回路 SO2 混合静脈血酸素飽和（生理的パラメータ） Ｔ０，Ｔ１，Ｔ２ 生理的パラメータのしきい
値。

Claims (26)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 心房刺激パルス及び心室刺激パル
    スを発生させるパルス発生器と、刺激レート及び
    心房刺激パルスと心室刺激パルスとの間のＡ−Ｖ
    時間間隔を有するペーシングサイクルを規定する
    タイミング装置とを備え、刺激レート及びＡ−Ｖ
    間隔が離散段階で調節可能であるような二室（心
    房心室）ペースメーカに関して、患者の心臓の心
    臓出力を最適にする装置が、 少なくとも一つの心臓サイクル中に患者の心臓
    の心臓出力を示す生理的パラメータを検出する生
    理的センサと、 生理的パラメータの最大値に相応する最適刺激
    レートを確定する装置と、 最適刺激レートより少なくとも１離散段階低い
    次善の刺激レートへ刺激レートを調節する装置
    と、 刺激レートが次善の刺激レートに等しいときに
    生理的パラメータの最大値に相応する最適Ａ−Ｖ
    時間間隔を確定する装置と、 刺激レートが次善の刺激レートにあるとき最適
    Ａ−Ｖ時間間隔へＡ−Ｖ時間間隔を調節する装置
    と、 を備えることを特徴とする心臓出力最適化装置。
  2. 【請求項２】 最適Ａ−Ｖ間隔の達成に続いて少
    なくとも１離散段階だけ刺激レートを減らす装置
    と、 生理的パラメータの最大値に相応する現在の最
    適Ａ−Ｖ時間間隔を確定する装置とを更に備え、 Ａ−Ｖ時間間隔を調節する装置が現在の最適Ａ
    −Ｖ時間間隔へＡ−Ｖ時間間隔を調節する装置を
    備える ことを特徴とする請求項１記載の装置。
  3. 【請求項３】 所定のしきい値未満の生理的パラ
    メータの減少を検出する装置と、 生理的パラメータが所定のしきい値未満へ減少
    するまでレート低減装置及びＡ−Ｖ時間間隔の調
    節装置を制御する装置とを備え、 それにより心臓出力が低減刺激レートで最適化
    されることを特徴とする請求項２記載の装置。
  4. 【請求項４】 心房刺激パルス及び心室刺激パル
    スを発生させるパルス発生器と、刺激レート及び
    心房刺激パルスと心室刺激パルスとの間のＡ−Ｖ
    時間間隔を有するペーシングサイクルを規定する
    タイミング装置とを備え、刺激レート及びＡ−Ｖ
    間隔が離散段階で調節可能であるような二室（心
    房心室）ペースメーカに関して、患者の心臓の心
    臓出力を最適にする装置が、 少なくとも一つの心臓サイクル中に患者の心臓
    の心臓出力を示す生理的パラメータを検出する生
    理的センサと、 生理的パラメータの最大値に相応する最適刺激
    レートへ刺激レートを調節する装置と、 次善の刺激レートを得るために少なくとも１離
    散段階だけ最適刺激レートから刺激レートを減ら
    す装置と、 刺激レートが次善の刺激レートにあるとき、次
    善の刺激レートで刺激中の生理的パラメータの最
    大値に相応する最適Ａ−Ｖ時間間隔へＡ−Ｖ時間
    間隔を調節する装置と、 を備えることを特徴とする心臓出力最適化装置。
  5. 【請求項５】 刺激レートを調節する装置が、 所定のしきい値未満への生理的パラメータの減
    少を検出する装置と、 生理的パラメータが所定数の連続ペーシングサ
    イクルの間一定であるときに得られる生理的パラ
    メータの最大値であるような生理的パラメータの
    最適値を確定する装置と、 所定のしきい値未満への生理的パラメータの減
    少を検出する検出装置に応答して刺激レートを増
    す装置とを備え、 生理的パラメータの最大値に到達するまで、刺
    激レートが心臓サイクルごとに少なくとも一段階
    増されることを特徴とする請求項４記載の装置。
  6. 【請求項６】 Ａ−Ｖ時間間隔を調節する装置が
    Ａ−Ｖ（時間間隔の）変更方向を確定する装置を
    備えることを特徴とする請求項４記載の装置。
  7. 【請求項７】 Ａ−Ｖ変更方向を確定する装置
    が、 Ａ−Ｖ変更方向を記憶する記録装置と、 生理的センサの二つの連続値の間のセンサ（検
    出値の）変化方向を確定する装置と、 センサ変化方向が負であるときにＡ−Ｖ変更方
    向を逆にする装置と、 を備えることを特徴とする請求項６記載の装置。
  8. 【請求項８】 Ａ−Ｖ時間間隔を調節する装置
    が、 Ａ−Ｖ変更方向が所定数の連続ペーシングサイ
    クルの間に少なくとも３回逆になるときに得られ
    る生理的パラメータの最大値であるような生理的
    パラメータの最適値を確定する装置と、 生理的パラメータの最大値に到達するまで、心
    臓サイクルごとに少なくともｎ（ｎは整数）離散
    段階だけＡ−Ｖ変更方向へＡ−Ｖ時間間隔を増す
    装置と、 を備えることを特徴とする請求項７記載の装置。
  9. 【請求項９】 センサ変化方向が正であるときは
    ｎ段階は１段階に等しく、センサ変化方向が負で
    あるときには２段階に等しいことを特徴とする請
    求項８記載の装置。
  10. 【請求項10】 生理的パラメータが混合静脈血酸
    素飽和であることを特徴とする請求項４記載の装
    置。
  11. 【請求項11】 生理的パラメータが毎分換気量で
    あることを特徴とする請求項４記載の装置。
  12. 【請求項12】 生理的パラメータが１回吐出量で
    あることを特徴とする請求項４記載の装置。
  13. 【請求項13】 患者の心臓へ向かつて刺激パルス
    を発生させるパルス発生器と可変刺激レートを発
    生させるタイミング装置とを備えるレート応答形
    ペースメーカに関して、鬱血性心不全を有する患
    者の心臓の刺激レートを調節する装置が、 患者の心臓の生理的要求を示す値を有する生理
    的パラメータを検出する生理的センサと、 生理的パラメータの検出された変化に応じて刺
    激レートを調節する装置と、 刺激レートの増加の結果としての生理的パラメ
    ータの値の減少を検出する第１の検出装置と、 第１の検出装置に応答して刺激レートを減らす
    装置とを備え、 ここで生理的パラメータの値の減少が心臓レー
    トの増加に対する要求を示し、また第１の検出装
    置により鬱血性心不全が検出されることを特徴と
    する刺激レート調節装置。
  14. 【請求項14】 刺激レートの減少の結果としての
    生理的パラメータの値の増加を検出する第２の検
    出装置と、 第２の検出装置に応答して刺激レートを減らす
    装置と、 を備えることを特徴とする請求項13記載の装置。
  15. 【請求項15】 所定のしきい値未満への生理的パ
    ラメータの値の減少を検出する第３の検出装置
    と、 刺激レートの増加の結果としての生理的パラメ
    ータの値の増加を検出する第４の検出装置と、 第３及び第４の検出装置に応答して刺激レート
    を増す装置と、 を更に備えることを特徴とする請求項14記載の装
    置。
  16. 【請求項16】 生理的パラメータが混合静脈血酸
    素飽和であることを特徴とする請求項15記載の装
    置。
  17. 【請求項17】 心房刺激パルス及び心室刺激パル
    スを発生させるパルス発生器と、刺激レート及び
    心房刺激パルスと心室刺激パルスとの間のＡ−Ｖ
    時間間隔を有するペーシングサイクルを規定する
    タイミング装置とを備え、刺激レート及びＡ−Ｖ
    間隔が離散段階で調節可能であるような二室（心
    房心室）ペースメーカに関して、患者の心臓の心
    臓出力を最適にする方法が下記の段階すなわち、 (a) 少なくとも一つの心臓サイクル中に患者の心
    臓の心臓出力を示す生理的パラメータを検出
    し、 (b) 生理的パラメータの最大値に相応する最適刺
    激レートを確定し、 (c) 最適刺激レートより少なくとも１離散段階低
    い次善の刺激レートへ刺激レートを調節し、 (d) 刺激レートが次善の刺激レートに等しいとき
    に、生理的パラメータの最大値に相応する最適
    Ａ−Ｖ時間間隔を確定し、 (e) 刺激レートが次善の刺激レートにあるとき
    に、最適Ａ−Ｖ時間間隔へＡ−Ｖ時間間隔を調
    節する、 ことから成ることを特徴とする心臓出力最適化方
    法。
  18. 【請求項18】 下記の段階すなわち、 (f) 最適Ａ−Ｖ間隔の達成に続いて少なくとも１
    離散段階だけ刺激レートを減らし、 (g) 段階(f)で確定された刺激レートで心臓を刺激
    するとに、生理的パラメータの最大値に相応す
    る現在の最適Ａ−Ｖ時間間隔を確定し、 (h) 刺激レートが段階(f)で確定されたレートであ
    るときに、現在の最適Ａ−Ｖ時間間隔へＡ−Ｖ
    時間間隔を調節する、 ことを含むことを特徴とする請求項17記載の方
    法。
  19. 【請求項19】 下記の段階すなわち、 所定のしきい値未満への生理的パラメータの減
    少を検出し、 生理的パラメータが所定のしきい値未満へ減る
    まで段階(f)、(g)、(h)を繰り返すことを含み、 それにより心臓出力が低減刺激レートで最適化
    されることを特徴とする請求項17記載の方法。
  20. 【請求項20】 刺激レート調節段階が、 生理的パラメータの減少を検出し、 検出装置に応答して刺激レートを増し、 生理的パラメータが所定数の連続ペーシングサ
    イクルの間一定であるときに得られた生理的パラ
    メータの最大値を確定する、 ことから成ることを特徴とする請求項１９記載の
    方法。
  21. 【請求項21】 Ａ−Ｖ変更方向を確定する段階が
    下記の段階すなわち、 Ａ−Ｖ変更方向を記憶し、 生理的センサの二つの連続値の間のセンサ変化
    方向を確定し、 センサ変化方向が負であるとときにＡ−Ｖ変更
    方向を逆にする、 ことから成ることを特徴とする請求項20記載の方
    法。
  22. 【請求項22】 Ａ−Ｖ時間間隔を調節する段階が
    Ａ−Ｖ変更方向を確定する段階を含むことを特徴
    とする請求項19記載の方法。
  23. 【請求項23】 Ａ−Ｖ時間間隔を調節する段階
    が、 Ａ−Ｖ変更方向が所定数の連続ペーシングサイ
    クルの間に少なくとも３回逆になるときに得られ
    る生理的パラメータの最大値を確定し、 センサ変化方向が正であるときには少なくとも
    １段階だけ、またセンサ変化方向が負であるとき
    には少なくとも２段階だけ、Ａ−Ｖ変更方向へＡ
    −Ｖ時間間隔を変更する、 ことを含むことを特徴とする請求項22記載の方
    法。
  24. 【請求項24】 心房刺激パルス及び心室刺激パル
    スを発生させるパルス発生器と、刺激レート及び
    心房刺激パルスと心室刺激パルスとの間のＡ−Ｖ
    時間間隔を有するペーシングサイクルを規定する
    タイミング装置とを備え、刺激レート及びＡ−Ｖ
    間隔が離散段階で調節可能であるように二室（心
    房心室）ペースメーカに関して、患者の心臓の心
    臓出力を最適にする方法が下記の段階すなわち、 少なくとも一つの心臓サイクル中に患者の心臓
    の心臓出力を示す生理的パラメータを検出し、 生理的パラメータの最大値に相応する最適刺激
    レートへ刺激レートを調節し、 次善の刺激レートを得るために少なくとも１離
    散段階だけ最適刺激レートから刺激レートを減ら
    し、 刺激レートが次善の刺激レートにあるときに、
    生理的パラメータの最大値に相応する最適Ａ−Ｖ
    時間間隔へＡ−Ｖ時間間隔を調節する、 ことから成ることを特徴とする心臓出力最適化方
    法。
  25. 【請求項25】 患者の心臓に向かつて刺激パルス
    を発生させるパルス発生器と可変刺激レートを発
    生させるタイミング装置とを備えるレート応答形
    ペースメーカに関して、鬱血性心不全を有する患
    者の心臓の刺激レートを調節する方法が下記の段
    階すなわち、 患者の心臓の生理的要求を示す生理的パラメー
    タの値を検出し、ここで生理的パラメータの値の
    減少が心臓レートの増加に対する要求を示し、 生理的パラメータの検出された変化に応じて刺
    激レートを調節し、 刺激レートの増加の結果としての生理的パラメ
    ータの値の減少を検出し、それにより鬱血性心不
    全が検出され、 刺激レートの増加の結果としての生理的パラメ
    ータの値の検出された減少に応じて刺激レートを
    減らす、 ことから成ることを特徴とする刺激レート調節方
    法。
  26. 【請求項26】 下記の段階すなわち、 刺激レートの減少の結果としての生理的パラメ
    ータの値の増加を検出し、 刺激レートの減少の結果としての生理的パラメ
    ータの値の検出された増加に応じて刺激レートを
    減らす、 ことを含むことを特徴とする請求項25記載の方
    法。
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