JPH06503729A - 心臓ペースメーカー - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 最適化された拍速反応性を有するペースメーカーと拍速制御方法発明の背景 発明の分野 上記の発明は、心臓ペースメーカーシステムに関し、特に、患者状態の監視結果 にもとづ（調整可能な拍速でベーシング刺激パルスを伝える埋め込み可能な心臓 ペースメーカーに関する。

背景と従来技術の説明 拍速反応ペースメーカーシステムはこの技術に広く存在する。拍速反応システム は、ベーシング拍速を患者状態にとって最適に制御するために、少な（とも一つ の患者変数をモニターするための手段と、指示されるベーシング拍速な、検出さ れたベーシング変数の関数として決定するための手段とを含んでいる。そのよう な拍速反応ペースメーカーは、プログラム可能な拍速固定ペースメーカーに比べ て、患者の生理的な必要性に対してより優れた応答をするものとして広（受は入 れられている。心房基準のペースメーカー、即ち心房同期式や心房順次式のペー スメーカーは、ＤＤＤペースメーカーと同様に、一部の患者にとっては理想的な 形での反応性を有するかもしれないが、そのようなペースメーカーは多くの心臓 病患者にとっては満足のできないものである。

数多くの患者変数や拍速制御パラメーターが、技術文献に示され商業的に使用さ れている。最初に拍速制御に用いられた生理的なパラメーターの一つは、リツヵ ーズの米国特許第４，２２８．ｓｏ３号及びウィトカンフ等の米国特許第４，３ ０５．３９６号に示されるように、ＱＴインターバルである。ＱＴインターバル は、実際に、伝えられるベーシング刺激とその後に引き起こされるＴ波との間の 間隔であり、心臓出力つまりベーシング拍速のための生理的必要性を示すパラメ ーターとして用いられている。さらに、活動センサーが、ペースメーカーを持つ 患者の一般的活動レベルを検出し、検出された活動レベルに応じてベーシング拍 速又は退避インターバルを制御するために広く用いられている。アンダーソンの 米国特許第４゜４２８．３７８号を参照のこと。これまでにベーシング拍速を制 御するために利用され又は調べられた他のパラメーターとして、呼吸数、胸部イ ンピーダンス変化、静脈流温度、ペーパー、酸素飽和度及び鼓動体積がある。

モニターされるパラメーターとして何が望ましいかの選択、及びそれに対応して 用いられるセンサーに加えて、ベーシングシステムに用いられるアルゴリズムが 極めて重要である。参考までに言うと、ベーシングシステムに用いられる改善さ れた拍速適応性のあるアルゴリズムの一例が、動的な拍速反応性を有するＱＴペ ースメーカーを開示した１９８８年９月３０日出願の米国特許第４，９７２，８ ３４号、出願番号２５２，６４３号に述べである。この参考特許に述べられてい るように、モニターされ又は検出されるパラメーターと指示されるベーシング拍 速とを関連させるアルゴリズムは、履歴の関数として適合するだろうし、特に、 拍速の下限（ＬＲＬ）と拍速の上限（ＩＪＲＬ）のような限界値に関しては再調 整することができる。

拍速反応性を最適化するための他の方法は、異なった特性を有する第２又は他の センサーを使用することによって、一定のセンサーやアルゴリズムの欠点又は不 充分さを補償するよう、二つ又は複数のセンサーを用いることである。この方法 は、例えば心房拍速のような一つのモニターされたパラメーターから、例えばＱ Ｔインターバルのような他の制御パラメーターへの拍速反応のスイッチング制御 を開示するりッカーズの特許第４，５２７，５６８号に示されている。この文献 にはセンサーを２個用いる試みの例が伯にも多数示されており、米国特許第４， ９２６，８６３号、第４，９０５，６９７号及び第４，８８４．５７６号、ＥＰ Ｃ出願第０２２２６８１号、及び英国出願第ＧＢ２２１６０１１号が参照されて いる。これらの参昭例は、モニターされた拍速制御パラメーターの値によって、 一つのセンサーから伯のセンサーへ又は一つのアルゴリズムから他のアルゴリズ ムへと制御を切り換えるようになっていることに特徴がある。この方法は能率が 向上していて、単一センサーによる方法より改善されてはいるが、なお、すべて の予測可能な条件に合うように、実際のベーシング拍速を連続的に最適化し適応 させるために、二つ以上のセンサーから潜在的に得られるような情報の連続的な 最適化を提供するものではない。

この明細書で用いられているように、「センサー」又は「センサー手段」として は、ＱＴインターバルを得るために用いられるようなリード手段や、身体活動な どを検出するために用いられるような他のセンサーを含め、制御パラメーターを 得るためのどのような手段も該当する。拍速制御パラメーターを検知する技術や 、そこからペースメーカー制御に有用な信号を発生しそして処理をする技術は、 この技術分野においてよく知られている。

この技術分野における改善の必要がある長年未解決の問題は、理想的な拍速適応 システムの必要性をより満足させるセンサーなりセンサーの組み合わせなりを得 ることである。例えば、拍速適応システムは運動開始のような状態に対して、速 くて正確な初期反応をしなければならない。拍速制御パラメーターとしてのＱＴ インターバルは、高速の即ち速い反応性のある活動センサーに比べてゆっくりし た反応性しかない。他の必要性として、選ばれたパラメーターが作業負荷に比例 するベーシング拍速を示さなければならないことがあげられる。活動センサーに よる方法は作業負荷の表示が良くなくて誤った表示を行いがちであるのに対して 、ＱＴインターバルは非常に優れた作業負荷表示を行う。拍速制御パラメーター のために重要な他の必要条件として固有性がある。即ち、パラメーター信号の特 性は、患者の休息及び運動の状態に対して固有のものであり、したがって生理的 に適当なものである。例えば、パラメーターとしての活動は中程度の固有性しか 有さないのに対して、ＱＴインターバルは高い固有性を有する。他に必要なこと は、運動のような高拍速を強いる状態の中止又は減少に続く拍速減少の最適の指 示を行うことである。

患者の身体的状態に正確に関連する運動の中止の後、拍速の速度が減衰すること が重要である。比較的身体的に弱い患者は、運動の後、心臓拍速の減少がゆっく りとしているが、比較的身体的に強健な患者は、運動の後、心臓拍速がより早く 減少することが知られている。活動センサーによって制御されるペースメーカー は、この点において最善とはいかない。というのは運動の中止によって、もし修 正されなければベーシング拍速の非生理的な段階的な減少をもたらすであろう活 動信号が、急激に低下するからである。結果として、活動センサーが高い拍速を める情報の伝達をやめたときに、ベーシング拍速を徐々に減らすための固定時間 間隔をプログラムする必要がある。ＱＴインターバルによって制御されるペース メーカーは、運動生理学で知られるようにそれとは逆の関係を示すが、ベーシン グ拍速の減衰が遅すぎる傾向がある。

このように、この技術分野でめられているのは、望ましいベーシング拍速の決定 を最適化するために二つ以上のセンサーとその各々から情報を引き出すためのア ルゴリズムとを有するペーサ−である。例えば運動の初めには、最初のしかし制 限された速い拍速増加を強いるアルゴリズムを有することが望ましい。その後、 ベーシング拍速が作業負荷に比例的に連動し、そして運動の継続が確認されない ならばベーシング拍速が下限に向かってゆっくりと減少することを保証するのが 重要になる。検出手段に組み合わされるアルゴリズムも、運動の中止が検出され た時は、生理的に反対の関係になるさらなる拍速減少によって、制限されてはい るがすみやかな拍速減少を強いるべきである。

よく知られているように、ペースメーカーに関するこのような問題を取り扱うた めの、マイクロプロセッサや論理回路技術がある。必要なのは、複数のセンサー 情報からベーシング拍速制御への翻訳を最適化するためにこの技術を用いるペー スメーカーシステムである。

発明の要約 この発明のベーシングシステムは、拍速制御を患者の状態に対して、より最適に 対応させるために拍速反応のペースメーカーにおける改良を提供する。特に、そ の目的は、患者が活動中及び休息中のすべての局面において、ベーシング拍速の より適当な時間制御を引き出して実行することができる速い反応情報と共に、患 者の生理的な状態を正確に反映する情報を得るように、二つ以上のセンサー源か らの情報を結合することである。

この発明の特に目的とするところは、ＱＴインターバルのようなより特定のパラ メーターをモニターする反応の遅いセンサーだけでなく、活動のようなパラメー ターをモニターする、反応の速いセンサーに対して拍速反応をするベーシングシ ステムであって、アルゴリズムと患者の状態がどのようであっても最適の情報を センサー源が与える検出手段を有し、生理的に最適のベーシングを与えるために 、検出された最適の情報に反応してベーシング拍速を制御するベーシングシステ ムを提供することである。

この発明の別の目的は、患者の生理的な状態に非常に固有であって作業負荷に対 して比例する表示をする第１のセンサー情報に反応してベーシング拍速がまず制 御され、そして制御されるベーシング拍速が、患者の状態に対して第１のセンサ ー源よりも速い反応性のある一つ又はそれより多い他のセンサー源からの情報に したがって修正される拍速制御ベーシングを提供することである。

この発明のさらに他の目的は、患者の状態を反映する少なくとも二つのパラメー ターの関数として拍速を制御し、そのうち第１のパラメーターを基準として最初 の制（卸を行うのに適用されるアルゴリズムと、同じアルゴリズム中での使用に 適用するために第２のパラメーターから引き出される制御情報を調整及び結合す る手段とを有し、それによって、ペースメーカーにどのようなベーシング拍速が 適当かを論理的に決定するための少なくとも二つのパラメーター源からの比較可 能な情報を連続的に比較する利点を有する、そのような埋め込み可能なペースメ ーカーを提供することにある。

上記の目的にしたがって、ペースメーカーシステムとベーシング拍速制御方法に は、少なくとも二つの拍速制御パラメーターが用いられる。そのシステムは、も し必要であれば、パラメーター信号の二番目のものを処理する手段を有しており 、それによって各パラメーター信号が比較可能である。即ち、ベーシング拍速を どのように制御するかを決定するアルゴリズムの一部としての論理分析によって 、比較可能である。このシステムは各パラメーターのためのパラメーター制御参 照曲線を含んでおり、各参照曲線は、ベーシング拍速（又はベーシングインター バル）を各パラメーター信号の関数として表示し、各パラメーター表示がベーシ ング拍速の範囲全体で論理的に比較可能なように、二つ以上のパラメーター曲線 が組み合わされる。最初の拍速制御は、ＱＴインターバルのような第１の生理的 パラメーターを基準にし、拍速制御は活動センサーのような第２の源からの情報 によって修正される。各参照パラメーター曲線は、曲線が組み合わされている間 で、患者の状態や患者の履歴に対応して自動的に調整可能である。正の差だけ又 は負の差だけ或いはその双方を補正するように選択をできるよう、変数とそれに 対応する参照曲線点との間に差があるところでは、第２のパラメーターの自動ド リフト補正が用いられ、それによって変数の比較可能性を維持し、連続的にイン ターバルからインターバルへ比較をして拍速制御の決定をすることができる。

生理的パラメーターによる最初の拍速制御は、高速反応パラメーターより大きな 影響力を有するようにプログラムすることによって、又は高速反応パラメーター に対してのみドリフト因子を適用することによっても行うことができる。最初の 制御によって、高速反応パラメーターに比べて生理的パラメーターに重みがつけ られ、それによって、高速反応パラメーターの比較的大きな変化を起こす患者状 態の変化に続く短い期間を除いて、普通は、生理的拍速表示と高速拍速表示の比 較が生理的パラメーターによって制御される。この技術によって、全ベーシング サイクルで比較を行うことができ、全ベーシング範囲を通じて、患者の状態が安 定している間はより正確な生理的パラメーターで拍速反応を最適化し、より一時 的な状態、即ち運動開始や運動レベルの急な変化の間は、高速反応パラメーター のより速い変化によって拍速反応を最適化する。その重し付けは、例えば、活動 センサーの相関曲線（参照曲線）を比較的緩い傾きにセットしておき、活動が有 意に上昇した時だけ、生理的拍速が増加した活動にも反応するようになるまで、 活動表示拍速が遅反応の生理的拍速を超えるようにすればよい。

図面の簡単な説明 図１は、この発明に使用可能な、マイクロプロセッサ−制御付きのベーシングシ ステムの概略ブロック図である。

図２は、この発明のシステムと方法の主な特徴の一部を示す一般化されたフロー 図である。

図３は、異なる患者緊張レベルでベーシングインターバルの関数としてＱＴを表 す一組の曲線を示している。

図４は、休息と最大運動のためのＱＴの曲線に関連して、ベーシングインターバ ルの関数であるｑＴ参−曲線（ＱＴｒｅｆ　）を示している。

図５は、異なる運動レベルのためのＡＣＴの曲線に関連してインターバルの関数 としてのＡＣＴｒｅｆの曲線を示している。

図６Ａ及び６Ｂは、この発明の組み合わせセンサーアルゴリズムで使用される、 ベーシングインターバルの関数としてのＱＴｒｅｆとＡＣＴｒｅｆの対にされた 曲線を示している。

図７Ａ及び７Ｂは、対にされた参照曲線について、両センサー変数が拍速の増加 を示す第１の状態をグラフで示している。

図８Ａ及び８Ｂは、両センサー変数が拍速の減少を示す第２の状態をグラフで示 している。

図９Ａ及び９Ｂは、アルゴリズムが拍速増加を指示する第３の状態をグラフで示 している。

図１０Ａ及びＩＯＢは、アルゴリズムが拍速減少を指示する第４の状態をグラフ で示している。

図１１Ａ及びＩＩＢは、アルゴリズムが拍速減少を指示する第５の状態をグラフ で示している。

図１２Ａ及び１２Ｂは、アルゴリズムが拍速増加を指示する第６の状態をグラフ で示している。

図１３Ａ及び１３Ｂは、ＡＣＴ変数がＱＴ変数より少ない影響力を有する状態を グラフで示している。

図１４Ａ及び１４Ｂは、ＡＣＴとＱＴがほぼ同じ影響力を有する状態をグラフで 示している。

図１５Ａ及び１５Ｂは、ＡＣＴがＱＴより大きな影響力を有する状態をグラフで 示している。

図１６は、検出されたＱＴと活動信号の関数として、ベーシング拍速を変えるた めのこの発明の好ましいアルゴリズムの一部分のフロー図である。

図１７は、ＵＲＬでペーサ−の動作を調整するためのこの発明の好ましいアルゴ リズムの一部分と、活動ドリフト（ＡＣＲｄｒ）因子を予め設定された条件下に セットするためのこの発明の好ましい実施例のアルゴリズムの一部分のフロー図 である。

図１８Ａ及び１８Ｂは、ＡＣＴを減少させるＡＣＴドリフトの開始をアルゴリズ ムが指示する状態をグラフで示している。

図１９Ａ及び１９Ｂは、図１８Ａ及び１８Ｂの状態に続くことのある、拍速が減 少してＡＣＴ＝ＡＣＴｒｅｆ、ＱＴ＝ＱＴｒｅｆになる安定した状態までＡＣＴ ドリフトが増加した状態をグラフで示している。

好ましい実施例の説明 この発明のペースメーカーシステムの説明中では、埋め込まれたペースメーカー との間の外部プログラマ−通信の技術だけでなく、埋め込み可能なペースメーカ ーシステム中のマイクロプロセッサ使用の可能性を教示する先行技術が参照され ている。マイクロプロセッサ論理とソフトウェアアルゴリズムとを含むペースメ ーカーの動作の実施例が記載された米国特許第４，５２７，５６８号及び第４， ５０３゜８５７号が、参考として参照される。

米国特許第４，２２８，８０３号と４．．３０５，３９６号は、Ｔｘペースメー カー、即ちＱＴインターバルに対して拍速反応するペースメーカーの具体例の動 作を示しており、参照に含まれる。一般に従来技術は、埋め込まれたペースメー カーの動作を制御するのにマイクロプロセッサとソフトウェアを用いたいろいろ な手段を教示し、開示している。したがって、この明細書中には、商業的に利用 されていたり公知になっている、マイクロプロセッサをプログラムし、メモリに データ格納してそして引き出し、時間間隔のタイミングとりゃ検出窓のセットの ような動作を実行する技術や、自然の心臓鼓動が検出された時に退避インターバ ルをリセットする論理その他についての詳細な説明は含まれていない。これらの 動作は従来技術で公知であり、この分野の他の特許公報や文献中又は上述の引用 例に教示されている。

活動とＱ、Ｔインターバルに各々拍速反応するソフトウェア制御のペーサ−の商 業的具体例として、商業的に準備されているメゾトロニック社のＡＣＴＩＶＩＴ ＲＡＸペースメーカーを解説した文献も参照されている。

次の用語集は、好ましい実施例の説明中に用いられる用語を定義している。

用語集 へＣ丁、活動を表示する制御パラメーターＡＣＴｒｅｆ　ニ一定のインターバル （ベーシング拍速）での活動制御パラメーターの参照値 Ａ　ＣＴｄｉｆ　：ＡＣＴｒｅｆ　−ＡＣＴＡＣＴｄｒ＋調整に用いられるドリ フト因子ＡＣＴｍｐ１　活動カウント値（Ｎａｃｔ）をｍｓ　（１０００分の１ 秒）の単位に変換する変換因子 Ｂ　：　ＱＴｒｅｆをインターバルに関連づける多項式中の第２位定数、ＵＲＬ においてＱＴｒｅｆの値を決定する際の初期因子Ｄａｃｔ　：インターバルの減 少変化のためのＡＣＴｒｅｆの増加変化の値Ｄ　ｐ　ｔ　：　ＱＴｒｅｆとイン ターバルに関連する多項式中の第１位数；インターバルの増加変化のためのＱ　 Ｔ　ｒｅｆの増加変化の値Ｆａｃｔ：活動センサーのための活動周波数Ｉｎｔ： ｍｓ単位のベーシングインターバルＬＲＬ＋ベーシング範囲の下限拍速 Ｎ：インターバルの数、又はＮａｃｔを決定する際にカウントされる３、３秒間 隔の数 Ｎａｃｔ　：活動センサーのカウント数ＱＴ：伝えられるベーシングパルスとそ れによって起きるＴ波との間のインターバル；ＱＴインターバルとしても用いら れる。

ＱＴｒｅｆ　ニ一定のインターバル（Ｔｔｘ）に対応するＱＴ参照曲線の値ＱＴ ｄｉｆ　：　ＱＴｒｅｆ　−ＱＴ Ｑ　ＴＳＴＲ（ｍａｘ）　：緊張増加によるＱＴの最大差、即ち、あるインター バルで患者が休息しているときと最大限に運動しているときのＱＴの差ＱＴｍａ ｘ　：運動量最大でＵＲＬのときの患者のためのＱＴの最小値ＱＴ　（ｍ）：　 ＬＲＬで患者が休息中のＱＴの最大値ＱＴｓａｖｅ　：　ＱＴｒｅｆ　−ＣＲＶ ＭＡＸＴｔｘ：ベーシングインターバルに対応するＱＴｒｅｆとＡＣＴｒｅｆ曲 線上のイ曲線−バル ＴｗＡ：Ｔ波の振幅 ＴＵＲＬ　：上限拍速におけるインターバルＴＬＲＬ　：下限拍速におけるイン ターバルＵＲＬ：ペーシング範囲の上限拍速 ｒ、、、ｏｏｐ・ベーシングインターバルが増加するステップ量に対応するソフ トウェア番号 ＣＲＶＭＡＸ　：　ＵＲＩ−においてＱＴｒｅｆを変えるべきかどうかを決定す るためのＵＲＬにおけるＱＴのしきい値変化を示すプログラム可能な値主記の発 明においては、主どして、拍速制御を最適化するために二つ以上のセンザー源か らのデータを処理するアルゴリズムについて改良がされている。アルゴリズムは 、各センサーから得られる表示の比較にもとづいて拍速変化を決定する各ベーシ ングサイクルでルーチンを通るように形成されている。好ましい実施例に説明さ れているように、ベーシング拍速はサイクル毎即ちインターバル毎に調整される が、本発明はそれに限定されるものではない。本発明の原理は、Ｎサイクル毎、 予め設定された時間の経過毎等にベーシング拍速を調整するものなどに、同様に 適用することができる。又、本発明の好ましい実施例には、ペースメーカーがＱ Ｔ又は活動情報に反応するニセンサーモードが説明されているが、二つ以上のセ ンサー人力が用いられる他の組み合わせでもよい。ここに用いられているように 、センサー即ちパラメーターセンサーは、拍速制御情報を得て制御信号として用 いるための処理を行うものに広くあてはまり、二つ以上の別々のセンサーが用い られる他のシスデｊ＼と同様に、ベーシングリードが用いられるＱＴシステムの ようなシステムを含んでいる。

図１には、この発明に用いられるペーサ−システムの概略図が示されている。

ペースメーカー、好ましくは埋め込み可能なペースメーカー５０が、外部プログ ラマ−５１と共に用いられており、その外部プログラマ−はペースメーカー変数 を公知のやり力でプログラムするように動作する。リード５３は、心室のリード として示さねており、そのリードは、刺激パルスを心室に伝達すると共に、検出 された患者の心、臓鼓動信号を公知のやり方でペースメーカーに与える。リード ５４も、心房にペースメーカーが接続された二基ペースメーカーのために用いら れる。リード５５及び５６は、前述のように制御パラメーターを与えるための、 患者の中のセンサーＳ１及びＳ２に接続されて示されている。ＱＴと活動パラメ ーターを用いるシステムのためには、リード５３及び５５だけが必要とされるで あろう。ペースメーカーは、この発明のアルゴリズムのソフトウェアを格納する ためのメモリーを含むマイクロプロセッサ−５７を有するように示されている。

ブロック５８も、リード５３とセンサーＳｌ、Ｓ２から公知のやり方で導き出さ れた信号の信号処理を行うためのものである。ペースメーカーは、刺激パルスを 発生したり、必要に応じて抑制したり、拍速やパルス幅などを制御したりするだ めの一般的な手段を含んでいる。　概略的には、本発明の好ましい実施例のアル ゴリズムは幾つかの原理、即ち前提にもとづいている。第一の有効な前提は、パ ラメーターのうちの一つが初期制御パラメーター、例えばＱＴとして用いられ、 その他のパラメーターは、制御のための比較を行うことができるように、対応す る単位に変換されることである。好ましい実施例においては、ＡＣＴ変数は、活 動センサーから最初に得られるカウントによって導き出される。参考として米国 特許第４，４２８，３７８を参照のこと。

そのカウントは、ＱＴと同じｍｓ単位の変数に変換され、下限拍速（ＬＲＬ）と 上限拍速（ＵＲＬ）の間の予測されたベーシング拍速のどこにおいても、二つの 変数を比較するために、乗数因子によって調整される。

本発明のアルゴリズムのもう一つの原理は、制御変数とベーシングインターバル の望ましい関係を設定する参照曲線が、各変数に設定されていることである。実 際のベーシングの制御は、好ましくは、ベーシングインターバルに対応する参照 曲線上の点におけるパラメーターの対応参照値と比較された、一定のインターバ ルにおける各制御パラメーターの値開の決定された差にもとづいて行われる。し たがって、ＱＴパラメーターのために、アルゴリズムは、ベーシングインターバ ルのためのＱ　Ｔ９照値（ＱＴｒｅｆ　）と測定されたＱＴとの差を決定するよ うに各インターバルＣを操作し、ＱＴｄｉｆが得られる。

同様にしてアルゴリズムは、活動参照値（ＡＣＴｒｅｆ）と決定されたＡＣＴパ ラメーターとの差を決定し、ＡＣＴｄｉｆの値が得られる。好ましい実施例中で 各インターバル即ちベーシングサイクルで設定されるベーシング拍速の変更は、 これらの差の値の関数として決定され、前のインターバルの間の変数に対して現 在のインターバルの間の変数を比較した関数として決定されるのではない。各イ ンターバル即ちサイクルで、各ベーシングパラメーターのための参照値が更新さ れ、或いは調整される。したがって、新しい各インターバルのために、対応する 参照値は、各パラメーターのための参照曲線を設定する予め決められた公式に従 って増えたり滅つたりする。

参照曲線は、ＬＲＬとＵＲＬの間において、各参照曲線がベーシングインターバ ルとその各パラメーターとの間の予め決められた関連、即ち相関関係を表示する ように組み合わせられる。好ましい実施例中では、初期パラメーターＱＴのため の参照曲線が、緊張に対する測定された患者反応にしたがって設定され、第２の 参照曲線が、ベーシング拍速の制御を決定する際の各パラメーターの影響力を調 整するように、最初の参照曲線に関連して計られる。このように、発明は二つ以 上のパラメーターの使用と、そのような各パラメーターのための各参照曲線を設 定するためのアルゴリズムとを含んでいる。参照曲線は、ベーシング拍速とペー スメーカーのプログラム可能な限界拍速間の制御パラメーターとの間の各々予め 決められた関係を表示するように組み合わせられ、そのアルゴリズムは、予め決 められた論理にしたがって、現在のベーシングインターバルにおける各パラメー ターとその各参照値どの間の差の関数として、ベーシング拍速の変化を決定する 。

次に図２には、別々のセンサー源から導かれる二つの制御パラメーターの組み合 わされた関数としてベーシング拍速を決定するための、この発明のアルゴリズム の基礎的なステップを表示するフロー図が示されている。外部プログラマ−６０ はペースメーカー装置と接続されている。一般に、プログラマ−は異なるベーシ ング動作定数をプログラムするために用いられ、プログラマブルペースメーカー に普通に使われている。ここでは、ブロック６５に示されるように、プログラマ −は組み合わされた参照曲線を発生するために用いられるデータを供給する。活 動センサーのような高速の非生理的センサーはブロック６１に示され、ブロック ６３に示されるように速いセンサー拍速表示を得るために作用する信号を供給す る。速いセンサー拍速を得るステップは参照曲線情報を利用している。即ち、セ ンサー表示は参照情報と比較されて、その差が速いセンサー拍速を決定するのに 用いられる。同様に、ＱＴインターバルを得るための手段のように低速の生理的 センサーは、６２に示される。その出力は、低速センサー拍速を得るために６４ で処理される。高速センサー拍速ど低速センサー拍速どは６６で比較され、その 拍速差がブロック６７で補正される。この補正は、△Ｒとして表示される差補正 を得るために、ドリフト因子によって差を変化させるものである。ブロック６８ では、△Ｒに因子Ｃを乗じて決定された加算値を加えて、ベーシング拍速が生理 的拍速（低速センサー拍速）として決定される。このようにして、ベーシング拍 速は生理的、即ち低速拍速の初期関数として決定され、ドリフト因子で補正され ることによって速いセンサー拍速の関数に適用される。第２のセンサーの寄与の 補正は、ここに用いられているドリフト因子によらず、他の処理、例えば拍速差 の相違とか他の医学的な作用によっても得ることができるだろう。

ここに用いられるように、ドリフトは、高速の、即ち第２のセンサー拍速の寄与 の周期的な変化に関係する。例えば、ΔＲの値が正のような、高速センサーが生 理的拍速より高い拍速を表示するところでは、ペースメーカーが予め決められた 秒数毎に一度ΔＲの正の値を減らして、△Ｒをゼロに向かわせ、その間高速セン サーの特徴的な影響を減らしてもよい。同様に、６拍速か負のところ、つまりベ ーシング拍速が高速センサー拍速の寄与により生理的拍速より低いところでは、 ドリフト因子は負の６拍速か時間と共にゼロに向かうようにΔ拍速を増加させる かもしれない。そのようなドリフト因子を導入する効果は、そのように、変化に 対応する際は高速センサーの速い反応が低速センサーの反応より正確であるとい う前提で、高速センサーの影響力を初期に許容し、しかし、しばらくすれば低速 センサーの方が信頼できるという理由で高速センサーの特徴的な影響力を時間と 共に減らすことができることである。△Ｒの減少するドリフトだけを認め、又は △Ｒの増加するドリフトだけを認めるようにすれば、生理的拍速より高いか又は 低い拍速だけを少なくするように選択することができる。

実際に、ＱＴインターバルがベーシングインターバル及び精神的、肉体的緊張の 双方に影響されることが知られている。したがって、ベーシングインターバルが 短くなると、非線形に、ＱＴが同じように短（なり、その逆も然りである。精神 的及び肉体的緊張は共にＱＴが短くなる原因になるが、この発明にとっては、緊 張変化とＱＴ変化がほぼ線形であるのがよい。図３には、休息時（１）、中程度 の運動時（２）、最大限の運動時（３）の患者に対応するこの関係の曲線が示さ れている。

Ｑ　Ｔ　ＳＴＲ（ｍａｘｉは、ＵＲＬでの休息時と最大運動時の間のＱＴの変化 を示している。

ＱＴインターバルは、伝達される刺激パルスと検出されるＴ波との間のインター バルを計時するための回路やソフトウェアによって普通に得られる。例えば米国 特許第４，５２７，５６８号を参照のこと。

インターバルの関数としてＱＴに関連するＱＴｒｅｆ曲線が図４に示されている 。

ＱＴｒｅｆ曲線は、ＬＲＬで無緊張のとき（患者が休息中の状態）に最大になり 、ＵＲＬで最大緊張のとき（患者が最大運動中）に最小にならなければならない 。この二つの限界の間でＱ　Ｔ　ｒｅｆ曲線は、Ｑ　Ｔ　ｒｅｆとインターバル との関係が２次の多項関数であるように選択され、Ｑ　Ｔ　ｒｅｆのステップ変 化がインターバルの線形関数に設定される。

ＱＴｒｅｆ　＝ＱＴ　（ｍ）−Ｄｐｔ　（ＴＬＲＬ−ｉｎｔ）−Ｂ’　（ＴＬＲ Ｌ−ｉｎｔ）２△ＱＴｒｅｆ　＝−Ｄｐｔ−Ｂ　（ＴＬＲＬ−ｉｎｔ）図４には 、あるインターバルにおけるＱＴｄｉｆ　＝　（ＱＴｒｅｆ−ＱＴ）の決め方が 示されている。このように、ベーシングインターバルが図示される■０だとする と、現実のＱＴは、点３１に示されるように参照曲線より小さくて、ＱＴｄｉｆ は０より大きく、ベーシング拍速の増加（ベーシングインターバルの減少）が望 まれることが示され、一方、測定されたＱＴが参照曲線より大ならば、ＱＴｄｉ ｆは負であり、ベーシング拍速の減少（インターバルの増加）を示している。こ れは次のように要約される。

点３　ｉ　：　ＱＴ＜ＱＴｒｅｆ ＱＴｄｉｆ　＝　（ＱＴｒｅｆ　−ＱＴ）　＞０ベ一シング拍速増加 点３　ｄ　：　ＱＴ＞ＱＴｒｅｆ ＱＴｄｉｆ　＝　（ＱＴｒｅｆ　−ＱＴ）　＜０ベ一シング拍速減少 第２のベーシングパラメーター（ＡＣＴ）を得るために、ピエゾ電気素子（図１ 中のＳｌ）が、ペースメーカー容器の内部に適切に接着されている。その活動セ ンサーは、患者の動きによって順次生じる容器の振動（したがって運動に関係す る）にしたがって電気信号を伝達する。電気信号は、検出アンプによって検出さ れて、活動検出回数がカウントされる。この数、Ｎａｃｔは、肉体的緊張に比例 し、したがってそれの測定値である。活動センサーを用いた拍速適応ペーサ−を 開示して参考としてあげであるメトトロニック社の米国特許第４，４２８，３７ ８号を参照のこと。

無単位数である活動信号Ｎａｃｔは、本発明の実行によってＱＴと同じ単位即ち ｍｓとなるように次式によって変換される。

ＡＣＴ＝ＡＣＴｍｐｌＸＮａｃｔ この変換によって、Ｎａｃｔは、ＱＴにＡＣＴを加えたアルゴリズム中で、ＱＴ 変数と比較することができる。活動検出数は二つの方法でカウントすることがで きる。第１の方法では、プログラム可能な時間が用いられ、次式が与えられる。

Ｎａｃｔ＝ＦａｃｔＸ　（Δ１）＝カウント数；ＡＣＴ＝ＡＣＴｍｐＩＸＦａｃ ｔＸΔｔ。

ここでＦａｃｔ＝活動周波数（Ｓ−１）　、そしてΔｔは秒単位のプログラム可 能な時間。

代わりに、Ｎａｃｔは予め決められたインターバルの数（Ｎ）から計算すること ができ、次式で表わされる。

Ｎａｃｔ＝ＦａｃｔｘＮｘインターバル／１０００　ここでインターバルはｍｓ 単位、Ｎはインターバルカウント数　ＡＣＴ＝ＡＣＴｍｐｌＸ　（ＦａｃｔｘＮ ｘインターバル／１０００） 好ましい実施例において、ＡＣＴ信号を得るための手段は、各サイクルに一度入 るソフトウェアルーチンによって制御される。もし、システムが活動信号を利用 するようにプログラムされていれば、ルーチンは、Ｎａｃｔがインターバルで読 まれているのか時間基準で読まれているのかをチェックする。もし読む時が米な ければ、ルーチンはとびこす。しかし、読む時があれば、ルーチンはカウント数 （Ｎａｃｔ）を活動センサーから得て、そして次のサイクルのために活動センサ ーをリセットする。そして、付随的に、もしベーシング拍速がＵＲＬに近ければ 、ルーチンがＮａｃｔを前の値に比べて全く変化しないように制限するようにし てもよい。これに続いて、ＡＣＴ信号が次の式をもとにして発生する。

ｔｅｍｐ　：　（Ｎａｃｔ−ＡＣＴｄｒ）、へＣＴ＝ＡＣＴｍｐｌＸｔｅｍｐ ＡＣＴｄｒがドリフト因子の場合、さらに次のように説明される。

図５には、インターバルの関数として表わされるＡＣＴと共に、活動周波数（Ｆ ａ　ｃ　ｔ　）とＡＣＴとの関係が示されている。曲線（１）は中程度の活動時 のＡＣＴを表わし、曲線（２）は最大活動時のＡＣＴを表わしている。この図は 、患者の活動の関数としてどのようにＦａｃｔが増加するかを示しており、Ｆａ ｃｔからＡＣＴへの変換を示している。この場合、ＮａｃｔはＮインターバルの 間カウントされ、そしてそのＡＣＴはインターバルの関数として増加する（もし 、仮にＡＣＴが一定時間毎に決定されるとするならば、一定の活動レベルに対応 する各ＡＣＴ線は水平になり、ベーシングインターバルの関数にならないであろ う）。又、図５には、最大及び中程度の活動時のＡＣＴ曲線に重ねられるＡＣＴ ｒｅｆ曲線（３）が示されている。ＡＣＴｒｅｆ曲線は、患者が休息している時 の無活動状態に対応して、ＬＲＬにおいてゼロにならなければならない。その曲 線は、患者活動が最大の状態の時の最高ベーシング拍速に対応して、ｔＪＲＴ− において最大ＡＣＴまで延長しなければならない。ＡＣＴｒｅｆは、次式によっ て線形に設定される。

ＡＣＴｒｅｆ　＝Ｄａｃｔ　（ＴＬＲＬ−ｉｎｔ）図５において１．ＩＪ５．４ １では、一定のインターバル（ＴＯ）において計測された活動レベルがＡ　ＣＴ ｒｅｆより大きくて、ベーシング拍速が増加すべき状態であり、声、４ｄでは、 活動レベルがＡＣＴｒｅｆより小さくて、ベーシング拍速が減少するべき状態で ある。これは次のように要約される。

点４　ｉ　：　ＡＣＴ＞ＡＣＴｒｅｆ ＡＣＴｄｉｆ　＝ＡＣＴｒｅｆ　−ＡＣＴ＜０ベ一シング拍速増加 、申、４ｄ　：ＡＣＴ＜ＡＣＴｒｅｆ ＡＣＴｄｉｆ　＝ＡＣＴｒｅｆ　−ＡＣＴ＞０ベ一シング拍速減少 上述のように、好ましい実施例においては、図５に示されるように、２組の参照 曲線がある。したがって、プログラム可能なＬＲＬにおいて、ＱＴ参照曲線は、 休息中の最小緊張の患者ＱＴとＬＲＬインターバルに関係し、ＡＣＴ参照曲線は 休息中の最小患者活動信号とＬＲＬに関係する。同様に、ＵＲＬにおいては、Ｑ Ｔ参照曲線は、最大緊張に達した患者ＱＴとＵＲＬに関係し、ＡＣＴ参照曲線は 最大緊張ＡＣＴとＵＲＬに関係する。これらの曲線は、活動又は緊張レベルを変 えるためのＬＲＬ−ｔＪＲＬの範囲内で各々がほぼ同じベーシング拍速を示すよ うに組み合わされている。　ベーシング拍速を増やすか減らすかという決定は、 図７Ａ、７Ｂ−１２Ａ、１２Ｂに示されるように、ＱＴｄｉｆとＡＣＴｄｉｆ’ との比較による。図７Ａ及び７Ｂは、ＡＣＴがＡＣＴｒｅｆより大きくてＱＴが ＱＴｒｅｆより小さい状態を示している。ＱＴがＱＴｒｅｆ’より小さい時はよ り高い拍速が指示され、ＡＣＴがＡＣＴｒｅｆ　’より大きい時もより高い拍速 が指示される。このように、この状態では、差表示は共に、拍速増加をめる運動 レベルの増加を合図する。図８Ａ及び８Ｂでは、ＡＣＴはＡ　ＣＴｒｅｆより小 さく、ＱＴはＱ　Ｔ　ｒｅｆより大きい。再び、両差値は運動レベルの減少を示 し、したがってアルゴリズムは拍速が下がるように指示する。図９Ａ及び９Ｂで は、ＡＣＴｄｉｆはベーシング拍速の減少を示し、一方ＱＴｄｉｆはベーシング 拍速の増加を示している。本発明によれば、ＱＴｄｉｆがＡ　ＣＴｄｉｆより大 きいと、ＱＴの影響力が勝ち、アルゴリズムが拍速増を要求する。図１０Ａ及び 図１０Ｂでは、Ａ　ＣＴｄｉｆが大きい以外は、図９Ａ及び９Ｂと同じ状態であ り、アルゴリズムは拍速を下げるように反応する。図１１Ａ及び図１１Ｂでは、 ＡＣＴｄｉｆは運動増加を合図し、ＱＴｄｉｆは運動減少を合図している。そし て、ＱＴの影響力が最大なのでアルゴリズムは拍速低下を要求する。図１２Ａ及 び１．２Ｂでは、図１１Ａ及びＩＩＢと同じ状態であるが、ＡＣＴの影響力が最 大なので、アルゴリズムは拍速増加を指示する。

図９Ａ、９Ｂ−１２Ａ、１２Ｂかられかるように、ＱＴとＡＣＴ信号の相対的な 影響力は、ある状態において、活動パラメーター又はＱＴパラメーターがベーシ ング拍速を増加させ或いは減少させるかどうかを決定するために、アルゴリズム によって比較される。ペースメーカー反応における活動センサーの相対的影響ノ コは、ＵＲｌ−におけるＡＣＴｒｅｆの最大値とＵＲＬにおける最高緊張レベル のためのＱＴ（Ｑ　Ｔ　ＳＴＲ［ｍａｘ）　）との比較によっている。Ｑ　Ｔ　 ＳＴＲ（ｍａｘｉのための値は患者のために正確に（Ｊ知ることができないだろ うが、一般に約３０ｍ５にすることができる。ＵＲＬにおけるＡＣＴｒｅｆの最 大値は、Ｑ　Ｔ　ＳＴＲ（ｍａｘｉに対し、てどのような固定された関係でも巧 えるようセットすることができる。そして、ペーサ−変数ＡＣＴｍｐｌは、ＡＣ ＴｍｐＩＸＮａｃｔがＵＲＬにおける最大Ａ　ＣＴ　ｒｅｆと合致するようにセ ットしなければならない。ＡＣＴｍｐｌはＡＣＴ信号を決定するのだから、もし ＡＣＴｍｐＩが小さければＡ　ＣＴの影響力が小さくされる。同様に、インター バルに対する］八ＣＴｒｅｆの線形変化を示すＤａｃｔは、活動レベルの変化に 合わせてベーシング拍速の望ましい変化を設定し、そして、もしＤａｃｔが小さ ければ、やはりＡＣＴの影１１Ｊｊ力が小さくされる。一方、もしＤａｃｔとＡ ＣＴｍｐｌとが共に比較的大きければ、ベーシング拍速を増加させ又は減少させ るためにアルゴリズムによってなされる決定に対して、ＡＣＴが比較的大きな影 響力を持つ。

図１３△、１３Ｂ、１４Ａ、１４Ｂ及び１５Ａ、１５Ｂには、ＱＴとＡＣＴとの 間の相対的影響力を説明する三つの状態が示されている。三つの図すべてにおい て、ＡＣＴは運動し／ベルの増加を示し、ＱＴは運動レベルの減少を示している 。図１３Ａ及び１３Ｂの状態では、ＡＣＴｍｐｌとＤａｃｔは小さい（Ａ＜Ｂ） ので、Ａ、　ＣＴは小さな影響力しか持たない（Ｃ＜Ｄ）。ＱＴは大きな影響力 を持つので、拍速は減らされる。図１４Ａ、１４Ｂにおいては、ＡＣＴｍｐｌと Ｄａｃｔは、ＡＣＴとＱＴがほぼ同じ影響力（Ａ＝Ｂ）を持つように選択されて いて、アルゴリズムは（増加又は減少するかもしれない各−ステップを除いて） 同じベーシング拍速を維持する。図１５Ａ、１５Ｂの状態では、ＡＣＴｍｐｌと Ｄａｃｔは比較的太きく　（Ａ＞Ｂ）、ＡＣＴに大きな影響力を与える（Ｃ＞Ｄ ）。その結果、アルゴリズムは拍速を増加させる。このように、相対的影響力が ＡＣＴｍｐｌとＤａｃｔの選択によって設定される。

次に、図１６には、ＱＴと活動（ＡＣＴ）変数の両方を含む好ましい拍速アルゴ リズムのフロー図が示されている。この特定のアルゴリズムのステップは、ベー シング刺激の伝達に続く各サイクルで実行される。変化する状態下でのアルゴリ ズムの効果を説明する図７−１５も参照する。

７１に示されるように、ベーシング拍速がＬＲＬに近いかどうかが最初に判定さ れる。これは、計測された時間間隔（Ｔｔｘ）を、Ｌ　ＲＬ　（ＴＬｌｌＬ　） に対応するインターバルから２５．６ｍｓ以内を差し引いた値と比較することに よって行われる。

もしＴｔｘが、下限拍速インターバルから２５．６ｍｓ以内ではないということ を意味するこのインターバルより小さければ、プログラムは、Ｔ波が検出された かどうかを判定するブロック７２へ進む。もしＹＥＳなら、即ち実際のベーシン グインターバルがＴ　ＬＲＬの２５．６ｍｓ以内なら、プログラムはブロック７ ２に進む。もしＴ波が検出されない時に、ＱＴをＴ０１８．に向けて増加させる ドリフトをＱＴ値に与える。しかし、ベーシング拍速がＬＲＬに近づいたらＱＴ 中のドリフトは停止する。実際上、活動センサより検出される高活動レベルがＬ ＲＬから遠いレベルにペーサ−を維持し、Ｔ液検出が行われない期間が長くなっ て、変数ＱＴをＴＬＲＬに対応する値より低くドリフトさせるかもしれないので 、ＱＴドリフトは予め決められた値に制限される。

ＱＴをドリフトさせるかどうかの決定に続いて、ソフトウェアはブロック７６． ７７．７９．８０及び８２を実行するステップによって、拍速を増やすか減らす かの決定をする。ブロック７６に示されるように、　（先のように定義される） 差変数ＡＣＴ、、、及びＱＴ、、ｆは、現在のインターバルＴｔｘにおいて各々 の対応する参明値からＡＣＴ及びＱＴ値を減じることによって決定される。上述 の説明に示されるように、ＡＣＴｒｅｆ変数より高い値を有することになるＡＣ Ｔ変数の増加は拍速増加を示し、負のＡ　ＣＴ　ｒ−ｔは望ましい拍速増加を示 しており、その逆も然りである。同時に、ＱＴｄｉｆを正にするＱＴｒｅｆより 小さい点に向かう検出ＱＴ値の減少は、拍速増加を示し、その逆も然りである。

したがって、ＡＣＴがＱＴの代用パラメーターとして扱われる検出中で差変数を 比較可能であるが、正負符号の相違は計算する必要がある。ブロック７７におい て、ペースメーカーは、ＱＴモードにあるかどうか、即ちＱＴパラメーターが使 用中であるかどうかを判定する。もしＮｏなら、プログラムは、さらに、論理が 活動センサーだけを基準とするブロック８２に進む。もしＹＥＳなら、プログラ ムは、ＡＣＴｄｉｆとＱＴｄｉｆの符号（正又は負）を比較するブロック７９へ 進む。そして、もしそれらの符号が同じでないようなら、言いかえれば不等なら 、プログラムはブロック８２へ進む。その場合、両変数共に同じ変化の方向を示 しく図７及び図８）、８２でＡＣＴｄｉｆは拍速を増やすべきか減らすべきかを 決定するために用いられる。もしＡＣＴｄｉｆが負なら、拍速増が指示されて、 プログラムはブロック８８へ進む。もしＡＣＴｄｉｆが負でなければ、拍速減が 指示されて、プログラムはブロック８４へ進む。上記に説明されるように、差値 が同符号を持つ場合、即ちＱＴがＱＴｒｅｆより小さくてＡＣＴがＡＣＴｒｅｆ より大きい場合と、ＱＴがＱＴｒｅｆより大き（てＡＣＴがＡ　ＣＴｒｅｆより 小さい場合の二つの状態があり得る。しかし、もし７９で、差変数が異符号を有 していたら、それは四つの態様で起こるが、プログラムはブロック８０へ進む。

そこでは、ＱＴｄｉｆがＡ　ＣＴｄｉｆより大きいかどうかを判定することによ って、どのパラメーターが最大の影響力を持つかが判定される。そこでもしＹＥ Ｓなら、拍速増加が要求されてプログラムはブロック８８へ進む。もしＮＯなら 、拍速減少が要求されて、プログラムはブロック８４へ進む。上述のように、影 響力は、例えばＡＣＴｍｐｌ及びＤａｃｔをセットすることによってプログラム 可能である。図２のブロック６０．６５も参照のこと。

ブロック８４において、現在のインターバルＴｔｘが５ｍｓ増加され、したがっ てベーシングインターバルが５ｍｓ増加する。そしてブロック８５で、新しいイ ンターバルに対応するために、ＱＴ？照曲線曲線ＣＴ参照参照上線上しい点が計 算される。新しいＱＴｒｅｆは、次のように計算される’ｃｕｒｖｅ”の増加量 により増加するＱＴｒｅｆによって計算される。

ｃｕｒｖｅ＝Ｄｐｔ＋Ｂ　（ＴＬＲＬ−Ｔｔｘ）同時に、活動参叩曲線上の新し い点が、Ｄａｃｔの値でＡＣＴｒｅｆを減らすことによって計算される。ＡＣＴ ｒｅｆは予め決められた最小値を下まわることはできない。このようにして、拍 速減少の決定により、インターバルが５ｍｓ増加し、ＱＴｒｅｆとＡＣＴｒｅｆ の両ｐ、３召曲線上の参照点が調整される。

もし、ブロック７９と８０で行われる比較で拍速増が指示されたら、プログラム は、ステップサイズの計算が行われるブロック８８に進む。拍速増加が行われる 間、インターバル変化はインターバル、即ちＴｔｘにしたがって行われる。この 特徴はベーシング拍速の変化を（短いインターバルに対応する）非常に高い拍速 に制限し、インターバルの増加を伴う大きなベーシングインターバル変化を許容 する。

好ましい実施例において、インターバルとステップサイズとの関係は次表で示さ れる。

インターバル　ステップサイズ ＜６１４．４ｍｓ　５ｍｓ＝ＩＸ５ｍｓ６１４．４−４−８ｌ９　１０ｍｓ＝１ ０ｍ５＝２Ｘ５．２−１．０２４．Ｏｍｓ　１５ｍｓ＝３Ｘ５ｍｓ＞１０２４． ０ｍｓ　２０ｍｓ＝４Ｘ５ｍｓコンピューター値゛ＬＯＯＰ”は、選択されたス テップサイズにしたがって、Ｎ＝１．２．３又は４にセットされる。ステップサ イズの決定に続いて、ソフトウェアはブロック９２．９４及び９５を含むループ に入る。９２においては、ＱＴｒｅｆの新しい値が決定される。ＱＴｒｅｆは、 ブロック８５を参照して後述されるのと同じ’ｃｕｒｖｅ”で表示される量によ って決定される。（ブロック１０２に関連して後述されるように）もしＵＲＬに 達していないなら、ＡＣＴｒｅｆを増加させるために用いられるコンピューター 値”Ｔｅｍｐ”が決定される。ＬＯＯＰ値がセットされる時にゼロに初期化され るＴｅｍｐは、定数Ｄａｃｔによって増やされる。次にブロック９４において、 ベーシング拍速は５ｍｓ減らされる。変数ＬＯＯＰは１だけ減らされて、９５に おいて、ＬＯＯＰがゼロであるかどうか判定される。もしＮｏならば、ソフトウ ェアは、ＬＯＯＰ変数がゼロになるまでブロック９２と９４をくり返し回り、Ｌ 　ＯＯＰ変数がゼロになったらループから出る。このようにして、各ステップに おけるインターバル減少の間、ＱＴｒｅｆとＡＣＴｒｅｆの対応するステップが 計算され、参照曲線が調整される。そして、ブロック８８におけるステップサイ ズの計算に対応して、ループ中で何回もＱＴｒｅｆが減らされ、ＡＣＴｒｅｆが 増やされる。

次に図１７には、ＬＩＲＬにおける調整動作のためのアルゴリズムの一部分が示 されている。ｔＪ　ＲＬにおけるＱ　Ｔ　ｒｅｆ曲線は因子Ｂによって制御され 、ＵＲＬにおけるＱＴ反応はＢの値の変化によって調整することができる。この 発明のアルゴリズムは、ベーシング拍速がｔＪＲＬに達した後にもしＱＴがプロ グラム可能なしきい値（ペーサ−変数ＣＲＶＭＡＸ）よりも短ければ、ＵＲＬへ の到達が患者にとって速すぎたという論理を用いている。したがって、条件は次 の場合に適合する。

ＱＴｒｅｆ曲線は、Ｕ　ＲＬにおいてＱＴｒｅｆＯ値を効果的に下げるＢの増加 によって調整される。Ｂは次の場合に増える。

））ベーシング拍速がＵＲＬに達した。

２）ｔＪＲＬに達した後、少なくともＣＲＶＭＡＸと同量だけＱＴがさらに短く なる。

３）ＱＴｒｅｆ　−ＡＣＴｄｉｆ　＜ＱＴｓａｖｅもし第３の条件が合わなけれ ば、Ｂの値を減らすことは、ＱＴｒｅｆ　−ＱＴ＝ＡＣＴｒｅｆ　−ＡＣＴの誉 昭曲線上の安定、６．にペースメーカーが到達できないことを意味するかもしれ ない。

活動反応も、ＵＲＬにおける条件の関数として調整してもよい。ＡＣＴｍｐｌＸ Ｎａｃｔは、ＵＲＬにおいてＡ　ＣＴｒｅｆの最大値に合致しなければならない 。係数Ｄａｃｔはプログラムされ、自動的には変えられないので、ペーサ−がＵ ＲＬに達してＡＣＴがプログラム可能な変数ＡＣＴｍａｘを越えたときはいつも 、ＡＣＴｍｐｌは１ステップ減らされる。ＡＣＴｍｐｌが減らされたときはいつ も、自動的に後で、例えば８日後に一度増やされる。

さらに図１７を参照して、拍速増加（インターバル減少）に続いて、ソフトウェ アは、ブロック９５（図１６）から９７に進み、そこでベーシング拍速がＵＲＬ に達したかどうかが判定される。そして、もしＴｔｘがＴＵＲＬより小さければ 、拍速の上限に達しており、プログラムは１０５へ進む。もしＮｏであれば、拍 速の上限に達しておらず、プログラムはブロック９８に進む。ブロック９８では 、ベーシング拍速が上限拍速の２５．６ｍｓ以内になったかどうかが判定される 。もしＹＥＳなら、ブロック１０１において「新しいＵＲＬの適用」がイネーブ ルになる。ＴｔｘはＴ　ＵＲＩ、より小さいので、ＡＣＴ参照は、ブロック９２ で計算されるように、”ｔｅｍｐ”を加えることによって調整される。

ブロック１０５に戻って、もしＵＲＬに達していて、新しいＵＲＬの適用がイネ ーブルだったら、プログラムはブロック１０９に進む。この時点で、上記で明ら かにされたように、ＱＴはＱＴｓａｖｅと比較される。もしＱＴがＱＴｓａｖｅ より小さければ、ソフトウェア格納レジスターは、１０５における次のサイクル の間、答がＮＯでプログラムが退出するようにセットされる。次のサイクル中に おいて、１０５でプログラムはブロック１０６に進む。もしＵＲＬがすでに適用 されていたら、プログラムは退出する。もしそうでなければ、１１２へ進んでＡ 　ＣＴｄｉｆが正であるかどうかが判定される。もしＹＥＳなら、プログラムは ブロック１１４に進む。そこでは、Ｑ　Ｔ　ｒｅｆとＡＣＴｄｉｆとの差がＱＴ ｓａｖｅと比較される。もし、差が正なら、プログラムは退出する。もし、この 差がＱＴｓａｖｅより小さければ、ＡＣＴｄｉｆがＣＲＶＭＡＸ増よりも太き（ 、ＵＲＬにおけるＱＴｒｅｆを減らせることを意味する。そして、プログラムは 、Ｂ変数が増加できるがどうかを判定するために、１１８へ進む。

もし、増加が可能なら、１２２でＢが増やされ、そして１２４で新しいＵＲＬ適 応フラグがディセイブルにされる。ブロック１１２に戻って、もしＡ　ＣＴｄｉ ｆが正でなければ、１１３でアルゴリズムは負のＡ　ＣＴｄｉｆ　７５ｓＡ　Ｃ Ｔの最大値より大きいかどうかを判定する。もしＮＯなら、Ｂは増加可能であっ てプログラムは１１４へ進む。もしＹＥＳなら、ＮＡＣＴカウントが予め決めら れた値を越えていることを意味し、プログラムは、ＡＣＴｍｐｌの自動決定がイ ネーブルかどうかを判定する１１７へ進む。そこでもしＹＥＳなら、ブロック１ ２１でＡＣＴｍｐｌが減らされて、プログラムは１２４へ進む。

この発明のペースメーカーは、１９９０年１１月２７日に米国特許第４，９７２ ．８３４号（Ｖ−１６６）として発行された出願第２５２，６４３号に示される ように、ＬＲＬにおける拍速反応の自動調整も行う。患者が休息している時（そ してベーシング拍速がＬ　ＲＴ−に近い時、ペースメーカーは、しばらくの間Ｌ ＲＬで動作して、ＬＲＬでのＱＴの平均を計算する。そして、ペースメーカーは ベーシングインターバルを少しだけ減らして、ＬＲＬに近い第２のインターバル におけるで第２のＱＴの平均を計算する。二つのＱＴ平均の差と二つのインター バルの差は、ペーサ−変数Ｄｐｔに対応する係数を作るために割られる。これば 係数の前の値と比較され、そしてＤｐｔＯ値が、指示された変化の方向に１ステ ツプ調整される。このようにして、もし比率がその前にＤｐｔの値によって示さ れたのよりＬＲＬにおいて大きな傾きを示したら、ＬＲＬ近くのＱＴｒｅｆ曲線 が急になるようにＤｐｔが増やされる。この技１４ｊによって、数多くのそのよ うな傾き測定の後に、ＬＲＬ近くのＱＴｒｅｆ曲線が患者の心臓のＱＴ曲線とほ ぼ合致するように変えられる。

図１７．１８Ａ、１８Ｂ、Ｌ９Ａ及び１．９Ｂには、活動信号がＱＴと関係のな い状態においてＡＣＴパラメーターを調整するための、好ましい実施例に含まれ るドリフト動作が説明されている。活動センサーは必ずしも比例的な表示を行う ものではなく、いくつかの場面で過度に高い活動レベルが示されるかもしれない ことが知られている。例えば、患者が休息していて呼吸又は患者の心臓の鼓動な どによって活動信号がまだカウンントされているなら、活動表示は高ずぎて減ら さなければならない。同様に、Ｎ　ａ　ｃ　ｔが実際の運動レベルに比べて高す ぎるような状態、例えば外力によって生じる振動が検出されるような状態がある 。これらの影響力を計算し、それに応じてＡＣＴ信号を減らすために、ブロック １．５０に示されるように、ＡＣＴは周期的にＡＣＴｒｅｆと比較される。ＱＴ ｒｅｆ曲線とＡＣＴｒｅｆ曲線は、ＱＴｒｅｆ曲線に沿う動きがＡＣＴｒｅｆ曲 線に沿う動きと合致しなければならないように組み合わせられるので、もしＡＣ ＴがＡＣＴｒｅｆと合致しなければ、それは検出された活動信号が正しくないこ とを示している。そのような状態でＡＣＴ信号にドリフトを起こさせることによ り、即ちＡＣＴｄｉｆの量を減らすように調整することによって、活動情報はＱ Ｔ情報と関連を持つ。これを成すために、ＡＣＴはＡＣＴｄｒとして表わされる ドリフト信号によって、次式に従って調整される。

、ＡＣＴ＝ＡＣＴｍｐｌＸ　（Ｎａｃｔ−ＡＣＴｄｒ）これでわかるように、ド リフト因子ＡＣＴｄｒは、検出されたＮａｃｔ変数中のどのような不正確さでも 本質的に補償する。もしＡＣＴがＡＣＴｒｅｆより大きく計測されたら、ＡＣＴ ｄｒが増加し、それによってＡＣＴが減らされ、ＱＴと関連する状態に戻される 。図１７のブロック１５２において、もしＡＣＴｒｅｆがＡＣＴより大きくない ように見られたら、プログラムはブロック１５３に進み、ＡＣＴｄｒが１単位だ け増力］ルでＡＣＴの値を減らす。アルゴリズムは、ブロック１５３でＡＣＴｄ ｒに上限値をセットするためにチェックする。もし、１５２での比較でＡＣＴが ＡＣＴｄｒより小さければ、プログラムはブロック１５５へ進み、ＡＣＴｄｒを 減らす。ＡＣＴｄｒはゼロよりは小さくならないように制限される。この実施例 において、ドリフトは誤った正数だけ、即ちＱＴ情報と比較される活動センサー による拍速表示だけを補償する。このように、アルゴリズムは、ドリフト因子補 償を周期的にＡＣＴ信号に与え、それによってＡＣＴ信号が増加又は減少する。

これは図１８Ａ、１８Ｂ及び］、９Ａ、１９Ｂに示されており、ＡＣＴがＡＣＴ ｒｅｆより大きい状態である。図１８Ｂには、ＱＴ信号がＱＴｒｅｆより大きく 、ベーシング拍速が下らなければならないこと、即ちインターバルが増加しなけ ればならないことが示されている。しかし、ＡＣＴがＡＣＴｒｅｆより大きく、 ＡＣＴｄｒは増加する。

ペースメーカーが、図１９Ａ、１９Ｂに示されるように、最終状態に安定した時 、Ａ　ＣＴ　ｄ　ｒは、ＡＣＴがＡＣＴｒｅｆと同じになるように増加している 。図１．９Ａ、１９Ｂにおいて、増加したベーシングインターバルのために、ド リフトのあるＡＣＴ曲線は、　（実際のＮａｃｔに対応する）ドリフトなしの曲 線５より下方に示される曲線６で示される。ＱＴｒｅｆ曲線の位置も低い実際の 緊張に対応するように変化して、ＱＴがＱ、Ｔｒｅｆと等しくなる。ＡＣＴがＡ 　ＣＴｒｅｆより小さい逆の状態では、ＡＣＴｄｒは、Ａ　ＣＴ信号をＱＴ信号 と関連する状態に戻すように減少して、正のＡＣＴｄｒ値だけが認められるとい う事実によって制限されるかもしれない。

説明されている実施例は、ドリフトが、誤りのある正数、即ち第２センサー値（ ＡＣＴ）が第１センザー値（ＱＴ）に比較して高すぎる状態だけを訂正するよう にしている。しかし、アルゴリズムは、例えばＡＣＴｄｒを負の値まで減らすこ とによって、誤りのある負の数のためにドリフトを用いるように適用することが できる。また、ドリフトは、高速センサーの影響力を減らし又はゼロにするため に、固定されたステップによらずに、高速センサーを補償するようにプログラム してもよい。

子連のように、本発明のシステムと方法は、２つ以上の制御パラメーターを含む よう適用することができる。もし、余分なセンサー手段を用いずに、第２又はそ の他の制ｆｆｆｌｌパラメーターを得ることができればシステムのハードウェア の簡素化を行うことができる。これは、ＱＴが第１のパラメーターで、検出され た心臓鼓動信号によって得られる他のパラメーターを用いるようにしたシステム において達成することができる。例えば、Ｔ波の大きさくＴｗＡ）は、検出され る心臓鼓動信号のＱ又はＴ波部分の他の特徴として利用できるように、ＱＴとは 別の制御パラメーターとして利用することができる。米国特許第４，３０５，３ ９６号を参照のこと。パラメーターＴｗＡは適度に速い反応性を有し、ＱＴイン ターバルより速く患者状態を変λるように反応する。したがって、ＴｗＡはＱＴ と組み合わせて用いる第２のパラメーターどして良い選択である。この発明によ れば、Ｔ波の大きさは、例えば図１のブロック５８に示される信号処理回路によ って各サイクルで決定される。結合された診昭曲線を作るために、信号の大きさ をｍｓ単位の比較可能な信号に変換するための変換データと同じく、ＴｗＡ５ｊ Ｊ照曲線のた力曲線−タをベーシングシステムにプログラムしてもよい。両制御 パラメーターは、刺激パルスを心室に与えるためによく用いられているのと同じ ベーシングリード５３から得ることができるので、そのようなシステムは、余分 のセンサーを必要としない利点がある。あるいは、検出さねた心臓鼓動信号から 導かれるＴｗＡ又はその他制御パラメーターを第３の制御パラメーターとして利 用してもよい。もちろん、本発明の好ましい実施例ばＱＴを第１の制御パラメー ターとして用いるように説明されているが、どのようなセンサー信号を第１の制 御パラメーターとしてもよく、第２のパラメーターを第１のパラメーターの単位 に変換すればよい。本発明では、例えばＡＲインターバル、Ｒ波形態、インピー ダンス変化、及び「背景の説明」に記載したものを含む他の変数を二つ以上どの ように組み合わせてもよい。

好ましい実施例で発明について説明したが、本発明は請求の範囲によってのみ限 定される。例えば、比較可能なパラメーター変数の重要な特徴は、記載された他 の技術のいくつか無しで用いてもよい。例えば、差値（例えばＱＴｄｉｆ及びＡ ＣＴｄｉｆ）を得る代りに、パラメーター値を他の基準と比較してもよい。さら に、実際の拍速制御は、ベーシングインターバルを、単に一定量を増加又は減少 させるのでなく、参照上の点、即ち検出されたパラメーターに対応する関連曲線 上の点に直接変化させて行ってもよい。そのような変化はプログラム可能であり 、この発明の範囲である。

−Ｌ句、６Ｂ −ム々、　７Ａ 二Ｕ々、７Ｂ ■Ｕ々芯 −ｒψ、８Ｂ −Ｕψ、９Ａ ニＵψ、１０Ａ −Ｆ〜、ＩＯＢ ニＵ々、　／／、４ 、□、１２４ −Ｕ々＋１４４ 一！ア７−１４１３ −Ｃ々、　Ｉ５Ａ −Ｕ々、Ｉ８Ｂ 補正書の写しく翻訳文）提出書　（ｉ玖；１ｉ１８％　）平成５年３月１日」

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．拍速制御信号によって制御可能な拍速で刺激パルスを与えるペースメーカー （５０）と、第１の生理的パラメーターと第２の高速反応のパラメーターを表す パラメーター信号を得るためのセンサー手段（Ｓ１，Ｓ２；６１，６２）と、第 １の生理的制御信号を上記第１のパラメーターの第１の関数として決定し、第２ の高速反応制御信号を上記第２のパラメーターの第２の関数として決定するため のアルゴリズム手段（７６）とを有する、患者の心臓に刺激パルスを与えるため に適用される拍速反応のペースメーカーシステムであって、上記第１と第２の制 御信号とを比較して上記制御信号のうちの一つを上記ペースメーカーを制御する ための上記拍速制御信号として選択するための比較手段（８０）が設けられてい ることを特徴とする。 ２．上記比較手段が、上記第１と第２の制御信号を各ペーシングサイクルで比較 する請求の範囲第１項記載のペースメーカーシステム（図１６）。 ３．ペーシング拍速を上記第１の生理的信号によって最初に決定するために上記 第１の生理的パラメーター信号の影響力を上記第２の高速反応パラメーター信号 に関連づける、外部プログラマー（６０）によってプログラム可能な手段がさら に設けられている請求の範囲第１項記載のペースメーカーシステム。 ４．上記第１の拍速手段が、各ペーシングサイクルで生理的パラメーターの設定 するための第１の参照手段をさらに含み、上記第２の拍速手段が、各ペーシング サイクルで高速反応パラメーター参照を設定するための手段（８５；９２，１０ ２）をさらに含んでいる請求の範囲第２項記載のシステム。 ５．上記第１の拍速手段が、上記生理的パラメーター信号と上記生理的参照との 差を設定するための手段を含み、上記第２の拍速手段が、上記高速反応パラメー ター信号と上記第２の参照との第２の差を設定するための手段（７６）を含み、 上記比較手段が上記二つの差値を比較する（８０）請求の範囲第４項記載のシス テム。 ６．上記第２の制御パラメーターに対して、そのパラメーターとそれに対応する 参照点とに差がある時はいつも補正因子を自動的に導入するための補正手段（１ ５３，１５５）が設けられている請求の範囲第５項記載のシステム。 ７．各パラメーターのための予め決められた参照曲線（ＱＴｒｅｆとＡＣＴｒｅ ｆ）にしたがってパラメーター制御参照を発生するための参照手段と、予め決め られた条件が上記の範囲内の少なくとも一つのペーシング拍速で存在する時に上 記各参照曲線を調整するための手段とが設けられている請求の範囲第１項記載の ペースメーカーシステム。 ８．上記アルゴリズム手段がさらに、各々表示される拍速変化の方向と拍速変化 の量とを上記第１及び第２のパラメーター信号の各々から決定するための手段（ ７６）と、上記制御信号を上記方向と量の関数として決定するための手段（７９ ，８０，８２）とをさらに含んでいる請求の範囲第７項記載のペースメーカーシ ステム。 ９．患者の心室中に配置するのに適する電極を一端に有するリード（５３）と、 患者の心臓鼓動のＱＴインターバルを検出するための、上記リードを含む第１の センサー手段（６２，７３）と、患者の肉体的活動を表す出力を提供するための 第２のセンサー手段（６３）とがさらに設けられている請求の範囲第８項記載の ペースメーカーシステム。 １０．上記比較手段が上記比較から拍速差を引き出し（６６）、さらに、上記拍 速差の関数である拍速の増加量によって、選択された拍速を適用するための手段 （６７，６８）が設けられている請求の範囲第１項記載のペースメーカーシステ ム。 １１．上記第１及び第２のセンサー信号が同方向に拍速変化することを表示する とき、上記アルゴリズム手段が、予め決められたステップによってペーシング拍 速を変えるための信号を供給する（７９，８４，９４）請求の範囲第７項記載の ペースメーカーシステム。 １２．上記比較手段が、上記拍速変化方向が反対の時に上記量表示を比較するた めの手段（７９）を有し、さらに上記量の比較に基づいて拍速変化の方向を選ぶ ための手段（８０）が設けられている請求の範囲第９項記載のペースメーカーシ ステム。 １３．上記第２の拍速制御信号の影響を小さくするために上記第２の拍速制御信 号を修正するためのドリフト手段（１５３，１５５）がさらに設けられている請 求の範囲第１項記載のペースメーカーシステム。 １４．上記アルゴリズム手段と上記比較手段とが各ペーシングサイクルで働き（ 図１６）、上記ペースメーカーシステムが、上記の選択された拍速表示の予め決 められた関数としてペーシング拍速を増やし（９４）又は減らす（８４）ための 手段を有する請求の範囲第１項記載のペースメーカーシステム。 １５．上記アルゴリズム手段が、上記第２の拍速制御信号を、普通は上記第１の 拍速制御信号より小さな影響力を持つように変換する請求の範囲第１項記載のペ ースメーカーシステム。 １６．第１の生理的パラメーターと第２の高速反応パラメーターとを表すパラメ ーター信号を得るためのセンサー手段（６１，６２）と、上記生理的パラメータ ー信号から第１の生理的拍速制御信号を決定し、上記高速反応パラメーター信号 から第２の高速反応制御信号を決定する第１のアルゴリズム手段（７６）とを有 する、制御可能な拍速で刺激パルスを供給するのに適用される拍速反応ペースメ ーカーシステム（５０，５３）であって、上記拍速制御信号のどちらがペーシン グ拍速のより大きな変化を表示するかを判定し、上記ペースメーカー拍速を制御 するためのより大きな拍速変化信号を各ペースメーカーサイクルで選択するため の第２のアルゴリズム手段（７９，８０，８２）が設けられていることを特徴と する。 １７．上記第１のアルゴリズム手段が、上記高速反応表示が選択される間は各ペ ーシングサイクルで高速反応拍速変化表示を次第に減らすための調整手段（１５ ２，１５３，１５５）をさらに含んでいる請求の範囲第１６項記載のペースメー カー。 １８．ベーシングパルスを発生するための拍速制御可能なパルス発生手段と、第 １のペーシング拍速を表示する第１の信号を生じるための第１のセンサー手段と 、第２のペーシング拍速を表示する第２の信号を生じるための第２のセンサー手 段と、望ましいペーシング拍速を決定して上記パルス発生手段の拍速を制御する ための拍速制御手段とを有するベーシングシステムであって、上記拍速手段がさ らに、上記第１と第２のセンサー手段信号の各々から、各々表示される拍速変化 の方向と量を決定し（ａ）、上記方向と量の関数として上記望ましいペーシング 拍速を決定する（ｂ）ためのアルゴリズム手段を含んでいる。 １９．上記第１の信号と望ましいペーシング拍速とを関連づけるための第１の参 照データを発生するための第１の参照手段と、上記第２の信号と望ましいペーシ ング拍速とを関連づけるための第２の参照データを発生するための第２の参照手 段とが設けられていて、上記アルゴリズム手段が、第１の差を与えるために上記 第１の信号を上記第１の参照データと比較して、第２の差を与えるために上記第 ２の信号を上記第２の参照データと比較するための手段（７６）と、 上記の望ましいペーシング拍速を決定するために上記第１と第２の差を比較する ための手段（７９，８０） を含んでいる請求の範囲第１８項記載のベーシングシステム。