JPH0649077B2

JPH0649077B2 - 植え込み可能な心臓ペースメーカ

Info

Publication number: JPH0649077B2
Application number: JP2336887A
Authority: JP
Inventors: ブライアン、エム、マン; ジヨン、ダブリユ、プーア
Original assignee: シーメンス、アクチエンゲゼルシヤフト
Priority date: 1989-12-07
Filing date: 1990-11-30
Publication date: 1994-06-29
Anticipated expiration: 2009-06-29
Also published as: US5031616A; DE69028900T2; DE69028900D1; EP0431437B1; JPH03186273A; AU6558590A; AU619721B2; EP0431437A3; EP0431437A2

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
用いることができる。

［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。一たび植え込ま
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％ペーシングの場合に５Ｖで規定されるペース
メーカの公称負荷電流を、論理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4556061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更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。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ヶ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拍毎分でペー
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。清浄な洞結
節を有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
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レートに変化すると
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
し刺激ペ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。更にもしペ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でき
るように、ペ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、供給されるペーシ
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4686988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け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更によ
り、ペースメーカの交換時期を決定するときに考慮すべ
き更に多くの変数が生じてくる。

更にマイクロプロセッサをベ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記憶と遠隔測定、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
の近くで追跡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はこ
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ングレ
ートを制限することにより電池使用量を自動的に調節す
る。このことはレート応答ペ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
ることにより達成される。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、
実際上レート応答ペ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
ペーシング）から低負荷電流モード（逐次低くなるレー
トでのレート応答ペーシング）へ切り換わる。更に別の
実施態様では、一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
より達成される。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に一実施
例を示す図面により、この発明を詳細に説明する。

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
る内部インピーダ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電流は、ペースメーカが刺激パル
スを供給するときのレールによって著しく影響を受け
る。第５図に示す“Ａ”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２０μＡ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３０
μＡまで増え、“Ｂ”点で示すように利用可能な電池電
圧は、２．０Ｖ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引き起こすおそれがあると
いうことが分かる。負荷電流が２８μＡにすぎないよう
なペ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更に減少する
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“Ｂ”点から
“Ｃ”点、“Ｄ”点そして最後に“Ａ ”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。一たび電池端子電圧が“Ｅ”点で推奨交換時期に到
達し負荷電流をこれ以上低減され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ペ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１４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
を説明する。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２２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２６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。例えばアメリカ合衆国特許第4232679
号、同第4686988号及び同第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
のペ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により各ペ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
ップ表（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者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５
０、基本レート５２（又は最小レート）及び両レート間
の傾斜５４及びしきい値５７をプログラムすることがで
きる。エネルギー含有量（ｘ軸）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検出器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
でペーシングしており、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
まで続く。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
できるだけ長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。心室ペ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ペーシングが１３６でま
だ止められていないならば、制御は１００でペーシング
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）最大センサレート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一度の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１０内のリードスイ
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１０は自動的にレート応答ペーシ
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。

第４Ａ図及び第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が受けられている。

第４Ａ図では、一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０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。心室ペ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ェック
される。すなわちそのときカウンタは段階１０６で０で
ある。もしカウンタＡが０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０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、レート応答ペーシングが第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
とは少なくとも一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、段階１
４６でカウンタＢが増加される。もし１４８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ペ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。一た
び磁石が用いられると、カウンタＢは１５６で０にリセ
ットされ、ペースメーカは段階１５８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ペーシング、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
ペースメーカは、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
限により達成される。

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
値を受け入れることができる。

従ってこの発明の利点は、できるだけ長く患者の生活の
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当業者にと
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幅維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図に示すレート応答プロセッサの電池
消耗時にパルス振幅を維持する方法の基本原理を示す流
れ図、第４Ａ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で示した図である。１０…レー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４２…レート応答プロセッサ４４…生センサ信号６０…センサ開／閉セレクタ６２…センサ指示レート信号６４…電圧しきい値検出器６６…電池

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】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、電池電圧が少なくとも第１の所定電圧
へ低下する時点を検出する電池電圧しきい値検出器と、
電池電圧が第１の所定電圧を超えているのに対応する期
間にわたり一定振幅の刺激パルスを発生させる装置及び
複数の作動モードで作動する装置を備え、患者の心臓に
対し刺激パルスを発生させるパルス発生器と、刺激パル
ス振幅に対応する第１のパラメータ及び複数の負荷電流
レベルに対応する複数の値を有しパルス発生器を所望の
作動モードに制御する第２のパラメータを有しパルス発
生器を制御する複数のパラメータをプログラムする装置
と、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検出するときに、低レベルの負荷電
流に対応する値へ第２のパラメータを調節する装置とを
備えることを特徴とする植え込み可能な心臓ペースメー
カ。
【請求項２】プログラミング装置によりプログラムされ
た複数のパラメータが刺激パルスの基本レート及び最大
レートを備え、第２のパラメータが刺激レートであり、
ペースメーカが生理的要求を示す生センサ信号を供給す
る生理的センサを備え、調節装置が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供給するレート応
答処理装置を備え、レート応答処理装置は、電池電圧が
第１の所定電圧を超えていることを検出されるときは常
に、センサ指示レート信号に従って刺激パルスの基本レ
ートと最大レートとの間で刺激レートを変更する装置を
備えることを特徴とする請求項１記載のペースメーカ。
【請求項３】調節装置は、電池電圧が第１の所定電圧を
超えて上昇するか又は第２のパラメータが最小値に到達
するまで、第２のパラメータを調節する装置を備え、そ
れによりパルス発生器が一定振幅の刺激パルスを発生さ
せる期間を延長することを特徴とする請求項１記載のペ
ースメーカ。
【請求項４】第２のパラメータがサンプリングレートで
あり、ペースメーカが心臓の信号波形を検出する検出装
置を備え、調節装置は電池電圧が第１の所定電圧を超え
ていることを検出されるときに心臓の信号波形を解析す
る波形解析処理装置を備えることを特徴とする請求項１
記載のペースメーカ。
【請求項５】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、電池電圧が少なくとも第１の所定電圧
へ低下する時点を検出する電池電圧しきい値検出器と、
信号処理作動モードを含む複数の作動モードで作動する
装置及び電池電圧が第１の所定電圧を超えているのに対
応する期間にわたり一定振幅の刺激パルスを発生させる
装置を有し、患者の心臓に対し刺激パルスを発生させる
パルス発生器と、少なくとも負荷電流の高い第１のレベ
ルと低い第２のレベルとを有する信号処理作動モードを
制御す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、信号処理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る
ことを特徴とする植え込み可能な刺激装置。
【請求項６】信号プロセッサが複数の負荷電流レベルで
信号処理作動モードを作動させる装置を備え、連続する
各負荷電流レベルが前の負荷電流レベルより順次低くな
り、切り換え装置は、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ごと
に、電池電圧が第１の所定電圧を超えて上昇するか又は
負荷電流が最小レベルに到達するまで、信号処理作動モ
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装置を備え、それによりパルス
発生器が一定振幅の刺激パルスを発生させる期間を延長
することを特徴とする請求項５記載の装置。
【請求項７】装置が生理的要求を示す生センサ信号を供
給する生理的センサと刺激パルスの基本レート及び最大
レートをプログラムする装置とを備え、信号プロセッサ
が生センサ信号を処理し出力として生理的に指示された
レート信号を供給するレート応答処理装置を備え、レー
ト応答処理装置は、電池電圧が第１の所定電圧を超えて
いることを検出されるときは常に、生理的に指示された
レート信号に従って刺激パルスのレートを変更する装置
を備え、その際複数の負荷電流レベルを有する信号処理
作動モードが複数の刺激レートを有するレート応答ペー
シングモードであり、複数の刺激レートが順次低くなる
負荷電流レベルに対応して順次低くなることを特徴とす
る請求項６記載の装置。
【請求項８】装置が心臓の信号波形を検出する検出装置
を備え、信号プロセッサが心臓の信号波形の変則性を解
析する装置を備え、解析装置が複数のサンプリングレー
トを有する波形解析モードを制御する装置を備え、その
際複数の負荷電流レベルを有する信号処理作動モードが
順次低くなる複数のサンプリングレートを有する波形解
析モードであることを特徴とする請求項６記載の装置。
【請求項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、電池電圧が少なくとも第１のしきい電
圧へ低下する時点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生理的要求に応じて生セ
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のしきい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はセンサ指示
レート信号を低減す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。
【請求項１０】ペースメーカがレート限界を決定する装
置を備え、低減装置は電池電圧が第１のしきい電圧を超
えて上昇するか又はレートが限界に到達するまでセンサ
指示レート信号を繰り返し低減する装置を備えることを
特徴とする請求項９記載のレート応答形ペースメーカ。
【請求項１１】ペースメーカが刺激パルスの基本レート
及び最大レートをプログラムする装置を備え、センサ指
示レートは電池電圧が第１のしきい電圧を超えていると
きに刺激パルスの基本レートと最大レートとの間の値を
有することを特徴とする請求項１０記載のレート応答形
ペースメーカ。
【請求項１２】レート限界が刺激パルスの基本レートに
等しいことを特徴とする請求項１１記載のレート応答形
ペースメーカ。
【請求項１３】レート限界が刺激パルスの基本レートよ
り低いレートであることを特徴とする請求項１１記載の
レート応答形ペースメーカ。
【請求項１４】処理装置は、電池電圧が第１のしきい電
圧以下であることを電池電圧しきい値検出器が検出する
ときは常にセンサ指示レート信号を基本レート信号と比
較する装置と、センサ指示レート信号が基本レート信号
に等しいような事態発生数を数える装置と、数が所定の
値に等しい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１１記載のレート応答形ペ
ースメーカ。
【請求項１５】電池が電池寿命末期に対応する第１の電
圧と電池推奨交換時期に対応する第２の電圧とを有し、
第１のしきい電圧が第２の電圧に等しいことを特徴とす
る請求項１０記載のレート応答形ペースメーカ。
【請求項１６】ペースメーカが更にプログラム可能な基
本レート信号及びプログラム可能な最大レート信号を供
給する装置を備え、その際処理装置が、プログラム可能
な基本レート信号とプログラム可能な最大センサレート
信号との間の値を有する許容最大センサレート信号を発
生させる装置と、第１のしきい電圧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信号をプログラム可
能な最大センサレート信号に制限し、電池電圧が第１の
しきい値未満であることを検出された後にはセンサ指示
レート信号を許容最大センサレート信号に制限する装置
とを備えることを特徴とする請求項９記載のレート応答
形ペースメーカ。
【請求項１７】許容最大センサレート信号を発生させる
装置は、電池電圧が少なくとも第１のしきい電圧へ低下
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のしきい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示すときは常に、許容最大セ
ンサ信号をプログラム可能な基本レート信号へ向かって
調節する装置と、電池電圧しきい値検出器が第１のしき
い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信号をプログラム可能な最大センサ
レート信号へ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１６記載のレート応答形ペースメーカ。
【請求項１８】電池電圧しきい値検出器が第１のしきい
電圧を超える電池電圧を検出したときの所定の連続回数
が少なくとも２であることを特徴とする請求項１７記載
のレート応答形ペースメーカ。
【請求項１９】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、電池電圧が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時点を検出する複数の電
池電圧しきい値検出器と、電池電圧が第１の所定電圧を
超えているのに対応する期間にわたり一定振幅の刺激パ
ルスを発生させる装置を有し患者の心臓に対し刺激パル
スを発生させるパルス発生器と、それぞれ順次低くなる
少なくとも二つの負荷電流レベルを有する複数の信号処
理作動モードでパルス発生器の作動を制御するプロセッ
サと、所望の信号処理作動モードのために複数の電圧し
きい値のうちの一つを選択する装置と、電池電圧が選択
された電圧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、所望の信号処理作動モードを
順次低くなる負荷電流レベルのうちの一つへ逐次切り換
える装置とを備えることを特徴とする植え込み可能な刺
激装置。