JPH0579349B2 - - Google Patents

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JPH0579349B2
JPH0579349B2 JP3202538A JP20253891A JPH0579349B2 JP H0579349 B2 JPH0579349 B2 JP H0579349B2 JP 3202538 A JP3202538 A JP 3202538A JP 20253891 A JP20253891 A JP 20253891A JP H0579349 B2 JPH0579349 B2 JP H0579349B2
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oxygen content
rate
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Rekuhorumu Anderusu
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Siemens AG
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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
    • A61N1/36514—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by a physiological quantity other than heart potential, e.g. blood pressure
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
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    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/1455—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
    • A61B5/1459—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters invasive, e.g. introduced into the body by a catheter

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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
チヤンバ（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、またそれに従つてペースメー
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。たとえばフアーマン（Furman）他「心臓整
調の実際（Futura出版、Mt.Kisco、ニユーヨー
ク、1986）」、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4712555号明細書、
米国特許第4856523号明細書を参照。米国特許第
4712555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4712555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4140132号明細書
および米国特許第4485813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4202339号明細書、
米国特許第4399820号明細書および米国特許第
4815469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712〜724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つ
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（従つてまた多くの酸素を消費して）働
いているためである。
【0008】 従つて、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。従つて、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、
誤つて高い読みを与え得る。従つて、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、身体のすべて部分か
ら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
臓の適当なチヤ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うに、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つた高い読
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ヤンバに
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をしてい
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イフアクトが利用される
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
起し得る誤つ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
れる過程にあつても、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、またいつたん測定されたらレート応答
調整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。従つて、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２２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のエミツタおよび抵抗器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２
８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を通つて流れる電流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。従つて、ホトトランジ
スタ２４を通つて流れない電流I1の残りは抵抗器
２６を通つて流れる。この電流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を通つて流れる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。従つて、端子２
８および３０の間に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を通つて流され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、従つて電流はこれらのデバイスのいずれを通
つても流れない。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
使用および作動を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4815469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403208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
4815469号明細書および米国特許出願第403208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4815469号明
細書に記載されているような）血液酸素センサ３
４の好ましい使用の仕方を示すブロツク図が示さ
れている。図２は単極性のシングルチヤンバのペ
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／またはデユアルチヤンバのペースメー
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Ｅ
１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４
４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4815469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。従つて、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４
４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。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
デポラライゼーシヨンと、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
ラライゼーシヨ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ECGのなかで優勢な波
であり、従つ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からクロツク
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５
４はＶパルスまたはＲ波信号のような心臓事象を
指示する信号であつてよく、これらの信号は、心
臓の心室が整調されいること（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、クロツク信号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
６６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、適切な心臓のなかに置かれる時、リード６
０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
つてまた血液の酸素含有量を測定する）よるな仕
方で形成されている。センサ３４の一方の端子は
リード６０の別の導線６８に接続されている。セ
ンサ３４の他方の端子リード６０のなかで導線７
０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（従つてまた血液のなか酸素の量に関係付
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と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、平均酸素受容
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つ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タの
なかへの光エネルギーと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ツトとして表さ
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。従つて、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。）
たとエば、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の離散的に測定値が測
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ヤートが
示されている。図５中に見られるように、いつた
んレート応答（RR）整調が開始されると、初期
化ステツプが実行される。このような初期化ステ
ツ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
テツプは、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。いつ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＝20）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。
いつ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１
９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、２
０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つの過ぎない。最小
の酸素含有量測定値を系統立つて決定する任意の
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のデイジタルの実施例の機能ブロツク図が示
されている。このような実施例はデイジタルに制
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イジタ
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つてペースメーカの作動を
制御するのにマイクロプロセツサまたはその等価
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−デイジタル
（Ａ／Ｄ）変換器８０に向けられている。結果と
してのデイジタル出力信号はFIFO（先入れ先出
し）レジスタスタツク８２のなかに記憶される。
FIFOレジスタスタツク８２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スタツク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
タツク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
と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９
０の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９２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のなかヘロードされ得
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4232679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
え込み可能なベースメーカへ送られるプログラム
可能な指令信号であつてよい。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術は制御
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９
２に選択され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。従つて、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、デイジタル化の後に、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
マイクロプロセツ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つてよい）
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レジスタツク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イジタ
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、レジスタスタツク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
スタスタツク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
従つ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
されている機能ブロツク図であり、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ツフア増幅器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、クロツ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１０
２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にあつてよく、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、クロツク
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。）いつ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と周期の間には、信号１０
４のピークはこの周期の開始を付近で生起する。
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（たとえばデイ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
メーカと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貸物を積まれた通例列
車のボツクスカーのプロフイルに似ているので）
しばしば“ボツクスカー回路”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、
特定の時間間隔に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はに図７のピーク検出回路の典型
的な実施例を示されており、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ツク信
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はエミツタホロワＱ１を駆動する増幅
器Ｕ１を含んでいる。エミツタホロワＱ１の出力
端は保持キヤパシタ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、キヤパシ
タＣ１に与えられる電圧は追従する。しかし、増
幅器Ｕ１の出力電圧がキヤパシタ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
ツタ−ベース間接合は逆バイアスされた状態とな
り、それによりキヤパシＣ１の以前の電圧レベル
を維持する。適切な時点で、たとえばサンプルお
周期の終了時点で、スイツチＱ３がクロツク信号
をCLKAによりターンオンされ、キヤパシタＣ１
の電圧が出力増幅器Ｕ２を通つて出力信号線１０
６に通されることを許す。その後の短い時間、他
のクロツク信号CLKBがスイツチＱ２をターンオ
ンし、キヤパシタＣ１に保持されている電圧を設
置点に向けて放電させる。この作用はこうしてキ
ヤパシタＣ１を以前の電圧にクリアし、それによ
りキヤパシタ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にはクロツク信号CLKAと
CLKBとの間の好ましい関係が示されている。
CLKAは測定周期Ｔと定める。このクロツク信号
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
つてよい。その目的は単にスイツチＱ３がターン
オフされ、ターンオフされた後に、スイツチＱ２
がキヤパシタ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測
定で存在するであろう反射および他の誤つた光エ
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つ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
の酸素受容を受ける身体組織、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と部分か
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ツク図。
【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つの実施例に従つてレート応
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ヤート。
【図６】本発明のデイ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ツク
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
ツ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 クロツク信号 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−デイジタル変換器 ８２ 先入れ先出しレジスタスタツク ８３ 処理回路 ８４ 最小値理論回路 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 入力バツフア増幅器 １０２ ピーク検出回路 Ｑ１ エミツタホロワ Ｑ２，Ｑ３ スイツチ 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、
    従つ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
    の各々のデイ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イジタル値
    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
    すデイ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
    デイジタル値への変換と、前記ｎ個の記憶された
    デイジタル値としての更新された各デイジタル値
    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イジタル値の放棄とを含
    んでおり、それによつて記憶されているデイジタ
    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、
    従つ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より小さい整
    数）の連続的な各心臓サイクル間に少なくとも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、従つて
    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
    ジスタスタツクを含んでおり、またさらに、前記
    FIFOレジスタスタツ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FIFOレジスタスタツクの内
    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ヤンバに供給す
    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、 それによつて、前記整調パルスが需要に応じて
    前記の所望の心臓チヤ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１７記載のレー
    ト応答整調システム。
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