JPH0788199A - 心室容積または内圧における呼吸関連の変化を制御パラメータとして用いたレート適応型ペーサー - Google Patents

心室容積または内圧における呼吸関連の変化を制御パラメータとして用いたレート適応型ペーサー

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JPH0788199A
JPH0788199A JP3041532A JP4153291A JPH0788199A JP H0788199 A JPH0788199 A JP H0788199A JP 3041532 A JP3041532 A JP 3041532A JP 4153291 A JP4153291 A JP 4153291A JP H0788199 A JPH0788199 A JP H0788199A
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Abstract

(57)【要約】 （修正有） 【構成】 心室内における、インピーダンス・プレチス
モグラフィーを使用して取り出した時間に対するインピ
ーダンスの情報、または圧力変換器から取り出した時間
に対する圧力の情報を信号処理して、呼吸活動で生じた
容積または圧力の変化による変調包絡線を復元してなる
レート適応型心臓ペーサーについて開示している。 【効果】 呼吸間隔または呼吸深さの一方または双方を
やはり時間に対するインピーダンス信号から取り出した
他のパラメータと共に適切なレート制御アルゴリズムに
て組み合わせて、植え込んだペーサーのレート制御信号
を生成することができる。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明はペーシングレートが代謝
性要求に追従する心臓ペーシング装置に関し、特に、呼
吸による心室容積または内圧の変化を検出し、呼吸頻度
及び呼吸深さに関係した制御信号を生成して、基線値に
対してペーシングレートを調整するようにしたセンサを
組み込んだレート適応型ペースメーカーに関する。
【０００２】
【従来技術の説明】心臓ペーシング分野の従事者にとっ
て、公称レベルの徐脈状態にある休息した患者において
適切な心拍数を維持することができるが、代謝性要求の
変化に自動的に適応して、基線値を超えてペーシングレ
ートを増加させる植込み式装置の開発が、これまで長い
あいだ望まれていた。この種レート適応型ペースメーカ
ーを提供しようとする初期段階の１つの試みが、Ｍａｒ
ｉｏ Ａｌｃｉｄｉ発明の米国特許第４，００９，７２
１号（１９７７年）に述べられている。即ち、Ａｌｃｉ
ｄｉは、血液pHを測定してこの因子に比例した制御信号
を生成するセンサを設けることによって、運動時に血液
が一層酸性になることを検知するように構成した可変レ
ート型ペーサーについて述べている。時間によってドリ
フトしない高信頼度センサを得ることは困難であるた
め、Ａｌｃｉｄｅが開発した装置は工業的には成功する
ことはなかった。
【０００３】多くの特許文献において、代謝性要求を指
標として広範囲の生理的パラメータを検出して、ペーシ
ングレート制御信号を生成するのに使用するようにした
レート適応型ペースメーカーが開示されている。次表
は、こういったアプローチの幾つかをまとめたものであ
る。 発明者 米国特許番号 検出条件 Ｋｒａｓｎｅｒ ３，５９３，７１８ 呼吸数 Ｄａｈｌ ４，１４０，１３２ 身体的活動／運動 Ｗｉｔｚｆｅｌｄ，ｅｔ ａｌ ４，２０２，３３９ 血中の酸素飽和度 Ｒｉｃｋａｒｄｓ ４，２２８，８０３ ＥＣＧ波形のＱＴ 間隔 Ｋｎｕｄｓｏｎ，ｅｔ ａｌ ４，３１３，４４２ 心房レートの変化 Ｃｏｏｋ，ｅｔ ａｌ ４，５４３，９５４ 静脈血温度 Ｋｏｎｉｎｇ，ｅｔ ａｌ ４，５６６，４５６ 右心室収縮期圧力 Ｐｌｉｃｃｈｉ，ｅｔ ａｌ ４，５９６，２５１ １分当りの換気 （呼吸数） Ｓａｌｏ，ｅｔ ａｌ ４，６８６，９８７ 心拍出量 Ｎａｐｐｈｏｌｚ，ｅｔ ａｌ ４，７０２，２５３ １分当りの容積 （呼吸） Ｔｈｏｒｎａｎｄｅｒ，ｅｔ ａｌ ４，７１２，５５５ ＥＣＧ測定間隔 Ｋｏｎｉｎｇ，ｅｔ ａｌ ４，７１６，８８７ 右心室の血液の ｐＣＯ2 Ｃｈｉｒｉｆｅ ４，７１９，９２１ 前駆出期 Ａｍｕｎｄｓｏｎ ４，７２２，３４２ 多数の差分センサ Ｋｏｎｉｎｇ ４，７３０，６１９ 駆出時間 Ｃａｌｌａｇｈａｎ ４，７６６，９００ 脱分極の電位傾斜 の変化 Ｃｉｔａｋ，ｅｔ ａｌ ４，７７３，４０１ 前駆出間隔 Ｅｌｍｑｕｉｓｔ，ｅｔ ａｌ ４，７９０，３１８ 呼吸 Ｌｅｋｈｏｌｍ ４，８１７，６０６ 筋電性信号
【０００４】上記表は、重複したと思われるものも含め
て、様々な他の医療従事者が入手したレート適応型ペー
スメーカー装置に関する米国特許、及び上記表に挙げら
れている検出パラメータを利用した改良発明を網羅しよ
うと意図したものではない。
【０００５】本願発明者による先の米国特許第４，６８
６，９８７号には、心臓内インピーダンス波形を用いて
心拍出量を測定し、このインピーダンス測定波形のピー
クピーク揺動値から心拍出量関連情報を取り出す手段を
設けたレート適応型心臓ペーサーが述べられている。心
臓内インピーダンス波形をより綿密に分析すると、胸腔
内圧の変化による振幅変化がわかる。特に、心房容積及
び心室容積は、プレロード（即ち、心室の血液充填）及
びアフターロード（即ち、心室からの血液の流出抵抗）
を左右する諸因子によって影響を受け、しかも、こうい
った因子は胸腔内圧によって変更されるという点で、心
臓容積または圧力のパラメータの低周波変動に追従する
ことによって、胸腔内圧の変動を監視することができ
る。例示すると、拡張終期容積、収縮終期容積、平均心
室容積または心拍出量、あるいは相応じた拡張終期圧
力、収縮終期圧力、平均圧力または脈圧における拍動毎
の変動を、胸腔内圧の指標として使用することができ
る。
【０００６】胸腔内圧は呼吸に直接的に関係しているた
め（内圧は吸息の際に降下し、呼息の際に増加する）、
呼吸サイクルの際の胸腔内圧における変動の大きさは、
呼吸の深さに直接的に関係する。
【０００７】
【発明の概要】本発明によれば、右心室（または右心
房）の容積測定用インピーダンス装置、または右心室
（または右心房）の圧力測定用の圧力変換器と、拍数毎
ベースについて容積または圧力パラメータのうちの１つ
を抽出することによって、呼吸数で変化すると共に呼吸
深さに比例したピークピーク振幅値を有する信号を生成
してなる信号処理手段と、を設けて構成されている。信
号処理手段を更に設けて、呼吸信号の周期期間及びその
ピークピーク振幅値を抽出するようになし、得られた諸
信号をアルゴリズムによって利用して、植え込まれたレ
ート適応型パルス発生器の所要ペーシングレートの設定
に寄与するように構成されている。
【０００８】この分野の他の従事者はこれまで呼吸数
（ｒｅｓｐｉｒａｔｉｏｎ ｒａｔｅ）を代謝性要求の
指標として利用すると共に、このレート信号を使用し
て、パルス発生器のペーシングレートを調整するように
していることが認められるが、発明者は第１に、心臓内
インピーダンスによって測定される右心室容積が胸腔容
積及び内圧によって直接に影響を受ける点を了知すべき
であることを確信すると共に、これまでこういった影響
因子を測定して、レート適応型ペーサーの制御信号を生
成するために処理してきた。即ち、ペーシングレート調
整パラメータとして呼吸を使用する従来装置は、胸部間
の電極または大容積ベッセル及びペースメーカー容器内
の電極間の何れかで測定される胸部インピーダンスの変
化を測定している。本発明では、右心室（または右心
房）内の呼吸による実際の容積または圧力の変動を検出
し、心拍出量の変化を検出するのに全く同一のリードか
ら独立した制御パラメータを求めている。従って、心室
容積における比較的低い周波数変化、即ち呼吸に関連し
た同変化を監視し、得られた情報を同一のハードウェア
構成要素を使用して得られた他のパラメータと共に使用
して、ペーシングレートを制御することによって、代謝
的必要性即ち代謝性要求に基づくペーシングレートにつ
いて一層正確な制御を達成している。
【０００９】従って、本発明の主たる目的は、心臓内イ
ンピーダンス波形から呼吸の頻度及び呼吸深さに関連す
る情報を取り出すと共に、この得られた情報から、レー
ト適応型ペースメーカーに加えられるとき、代謝性要求
に脈拍数を追従させる制御信号を生成するように構成し
た手段を有する改良式ペースメーカーを提供することに
ある。
【００１０】本発明の別の目的は、一層正確かつ確実に
ペーシングレートを変えて患者の瞬時の代謝性要求に整
合させるレート制御信号を生成すべく、適切なアルゴリ
ズムに組み入れることができる多数のレート制御用信号
を生成する手段を有するペースメーカーを提供すること
にある。
【００１１】
【実施例】図１の波形について説明すると、上方のプロ
ット波形には、Ｓａｌｏ他発明の米国特許第４，６８
６，９８７号に開示されている類いのインピーダンス・
プレチスモグラフィー技術を使用して測定された右心室
容積の変化を図示したものである。個々の偏位部分Ａ、
Ｂ、Ｃ及びＤは、心臓の拍動によるものであるのに対
し、下部の周波数変調波形、即ち包絡線１０は、右心室
容積の測定における呼吸時の胸腔内圧の変化による呼吸
関連の変化であると確定される。横隔膜が下方に移動し
て空気を肺に取り込むにつれて、右心室容積は増加し、
一方、呼息が生じると、右心室容積は減少することがわ
かる。
【００１２】第１図の下方のプロット波形は、心臓内リ
ードの端部の近傍に位置する精密固体圧力変換器を用い
て測定した右心室の内圧の変化を図示したものである。
個々の偏位部分Ｅ、Ｆ、Ｇ及びＨ等は、通常の収縮期圧
力及び拡張期圧力の変化によるものであり、一方、包絡
線１１で表された低周波の変化は、呼吸活動に伴う胸腔
内圧の変化による心室の内圧変化で確定されたものであ
る。
【００１３】本発明はこの事実関係をレート適応型ペー
スメーカーの制御信号の生成に利用している。図２のブ
ロック図で示された第１の実施例について詳述すると、
１組の導線１０は、適切なカテーテル即ちリード１２を
通して心臓の右心室に伸長している。本発明者による先
の前記米国特許第４，６８６，９８７号におけるよう
に、電気的導線１４及び１６を使用して、キャリア発振
回路１８の出力端をカテーテル１２の表面に取り付けら
れた駆動電極２０及び２２に接続している。この駆動電
極２０は、カテーテルまたはパルス発生器容器に設ける
ことができる。駆動電極の間には、導線２８及び３０に
よってセンスアンプ３５の入力端に接続された一対の検
出電極２４及び２６が設けられている。また、センスア
ンプの出力端がインピーダンス処理回路３６につながれ
ている。このインピーダンス処理回路は、本発明者によ
る先の前記米国特許第４，６８６，９８７号におけるよ
うに、増幅、フィルタリング及び復調回路群を含んでい
る。
【００１４】カテーテル１２の先端が心臓の右心室の心
尖に配置され、高周波発振器１８からの低デューティサ
イクルの交流パルス信号が駆動電極２０及び２２の間に
加えられると、この高周波信号は電極２４及び２６の間
にある血液のインピーダンス変化によって変調される。
低デューティサイクルの交流パルス信号を利用すること
によって、バッテリー出力が維持される。
【００１５】インピーダンス処理回路３６から送出され
て出力点３８に現れる信号は、心臓内で測定されたイン
ピーダンスに対応する時変数信号である。この時変数
（Ｚｖｓ．ｔ）信号はピークピーク検出器４０に加えら
れ、このピークピーク検出器の出力端に出力される信号
は心臓の心拍出量に比例する。この心拍出量信号は、信
号線４２に送出される。
【００１６】次に、出願人の譲受人に譲渡されたＣｉｔ
ａｋ他発明の米国特許第４，７７３，４０１号を参照す
ると、出力点３８に現れるインピーダンス波形はまた、
適切なタイミング回路４４で信号処理することができ、
この結果、ペース化電気的事象または自然ＱＲＳコンプ
レックスの発生と、Ｚｖｓ．ｔ信号が所定のしきい値レ
ベルに達する終点との間の周期期間に比例する時間間隔
関連の信号が出力端４６に形成される。Ｃｉｔａｋ他が
指摘しているように、この信号をレート適応型ペースメ
ーカーのレートを調整するのに使用することができる。
【００１７】次に、譲受人に譲渡されたＯｌｉｖｅ他発
明の米国特許第４，７７３，６６７号を参照すると、接
続点３８に生じるＺｖｓ．ｔ信号を微分器＆ピーク検出
器４８を通して加えることによって、時間に対するイン
ピーダンス波形の導関数のピーク値に比例した出力信号
を信号線５０に生成することができる。レート適応型ペ
ースメーカーのタイミング周期の変更に使用すべき制御
信号として、インピーダンス波形の１次導関数の平均ピ
ーク値を用いることによって、患者の位置変化により生
じる諸問題を解消できるということが分った。
【００１８】本発明の第１の実施例によれば、接続点３
８に生じるＺｖｓ．ｔ信号を用い、この信号を低域フィ
ルタ５２に加えることによって、第１図のトレース１０
で示された変調包絡線を有効に復元する。次いで、この
得られた信号をゼロ交差検出器５４に加えることによっ
て、呼吸間隔ＩRESPに関する信号を信号線５６に生成す
る。この呼吸間隔は、呼吸数に逆比例する。しかる後
に、低域フィルタ５２からの同信号は、ピークピーク
（即ち、最小最大）検出器５８に加えることができ、こ
の検出器は呼吸深さＤRESPに比例した更なる信号を信号
線６０に有効に生成する。
【００１９】次いで、ＳＶ、ＰＥＩ、（ｄＺ／ｄｔ）
Ｐ．ＩRESP及びＤRESPの一部または全てを、レート制御
アルゴリズム６２がレート制御信号を信号線６４に生成
するのに利用することができる。また、このレート制御
信号は、可変レート型ペーサー用パルス発生器６６のタ
イミング回路に加えられると、カテーテル１２の導線３
２を通して右心室の心尖に位置する刺激用先端電極２２
に刺激用出力信号が加えられた状態で、そのレートを代
謝性要求に追従させるように機能する。
【００２０】前述したように、このとき、レート制御ア
ルゴリズムでは５つのパラメータを使用することができ
る。信号線４２、４６、５０、５６及び６０にそれぞれ
生成された諸信号を試験して、どのパラメータがペーシ
ングレートを変更するのに除外しなければならないかを
決定することができるとすれば、最も確実なパラメータ
のみを選択する必要がある。一例として、Ｚｖｓ．ｔ信
号が不規則雑音を多く含んでいれば、（ｄＺ／ｄｔ）Ｐ
信号は確実性に欠けるので、使用することは困難であ
る。また、Ｚｖｓ．ｔ信号波形が右心室内のリード１２
の動きのため駆出期に歪むなら、前駆出間隔のピックオ
フ時点が逆に影響を受け、信号線６４上のレート制御信
号の特性に及ぼす総合作用の点で、この間隔は重要では
なくなる。
【００２１】可能レート制御アルゴリズムは次式で表す
ことができる。 ペーシング間隔＝ａ* （ＳＶ−ＳＶBASE）＋ｂ* （ＰＥ
Ｉ−ＰＥＩBASE）＋ｃ* ｄＺ／ｄｔ−ｄＺ／ｄｔBASE＋
ｄ* （ＩRESP−ＩRESP）＋ｅ* （ＤRESP−ＤRESP） 式中、ａ、ｂ、ｃ、ｄ及びｅは（所定のまたはプログラ
ム可能な）定数である。
【００２２】別の可能レート制御アルゴリズムは次式で
表すことができる。 （ペーシング間隔）＝ａ* （ＳＶ−ＳＶbase）＋ｂ
* （ＰＥＩ−ＰＥＩbase）＋ｃ* （ｄＺ／ｄｔ−ｄＺ／
ｄｔbase）＋ｄ* （ＤRESP／ＩRESP−ＤRESP／ＩRESP）
【００２３】上記等式に設定される基線値は、患者への
ペーサーの植込み時点またはこの後の追従時点で決定す
ることができ、通常は患者が休息している状態と関連し
ている。また、こういった基線値は、当該パラメータの
長時間（数時間）の平均値を算出することによって、マ
イクロプロセッサ・ベース植込み可能レート適応型ペー
サーにて自動的に更新することもできる。５つのパラメ
ータ（心拍出量、前駆出間隔、時間に対するインピーダ
ンスの変化率、呼吸間隔及び呼吸深さ）のうちのどれ
も、それぞれの係数（ａ、ｂ、ｃ、ｄ、ｅ）を低くまた
はゼロに設定することによって、軽視または無視するこ
とさえできる。
【００２４】本発明によるこのアプローチは、複数のセ
ンサに関する検出内容を平均することによって、如何な
るセンサのエラーの影響をも最小化するようにしている
ので、従来技術による構成に比して有利である。更に重
要な点は、全パラメータを同一の基本信号（Ｚｖｓ．
ｔ）から取り出して、単一の心臓内リードで検出及びペ
ーシングを行うことができるようにしていると共に、植
込み可能ペーサー・モジュールに組み込まれる回路群の
規模をそれ程増大させなくとも済むということである。
【００２５】組み込まれたレート制御アルゴリズムが、
呼吸関連情報を含むだけならば、本発明のアルゴリズム
が応答を患者の身体的ケイパビリティに対して一層良好
に追従させることができるという点で、Ｎａｐｐｈｏｌ
ｚ発明の米国特許第４，７０２，２５３号に開示された
従来の小容量アルゴリズムに比して有利であることを思
量すべきである。例えば、次式で表されるアルゴリズム
について考える。 新ペーシング間隔＝現ペーシング間隔−ａ* （ＩRESP−
ＩRESP）−ｂ* （ＤRESP−ＤRESP） 訓練されない患者、即ち運動管理続行中にない患者を対
象とすれば、呼吸間隔は、呼吸深さが比較的小さい変化
であるのに対して、非常に目まぐるしく変化する。この
場合、ペーサーのレート変化の応答は、小さな値を定数
「ａ」に使用することによって遅くすることができる。
この代わりに、呼吸深さの変化に対する応答性に影響を
及ぼすことなく、大きな値を定数「ａ」に使用すること
によって、ペーサーのレート変化の応答性を上げること
ができる。従って、初期応答速度及び回復速度等の因子
を、単純な線形アルゴリズムを維持したまま、調整する
ことができる。
【００２６】次に、図３について説明すると、本発明の
第２のまたは代替の実施例を示してある。図３の本実施
例は、胸腔内圧変化による右心室の容積変化を測定する
のではなく、高精度カテーテル実装式固体圧力変換器を
使用して、右心室の内圧変化を直接的に測定するという
点で、第２図の実施例とは構成を異にする。詳述する
と、ペーサーリード・アセンブリ７０は、心臓組織を刺
激すると共に、右心室内の心臓の動きを検出するための
通常型先端電極７２及び環状の双極電極７４を含むこと
ができる。この代替例として、全て技術上周知のよう
に、リターン電極または基準電極がペースメーカー・ハ
ウジングの金属ケースであって、刺激用先端電極のみを
含む単極リードを使用することができる。
【００２７】リード７０は更に、管状の外装体を抜ける
窓用開口部７６を含み、カテーテル７０からなる管状外
装体の管腔内には、一般に本体と、圧力信号を電気信号
に変換する変換器手段（例えば、化学研磨されたシリコ
ン隔膜上に設けられたピエゾ抵抗器）と、この変換器と
外部信号処理回路とのインターフェースをとる手段とを
含む型式の固体圧力変換器が配置されている。カテーテ
ル７０内にて利用することができる工業上有用な変換器
としては、カルフォルニア州オックスナード市（Ｏｘｎ
ａｒｄ，Ｃａｌｉｆｏｒｎｉａ）に所在するグールド・
インコーポレーテッド（Ｇｏｕｌｄ Ｉｎｃｏｒｐｏｒ
ａｔｅｄ）社の心血製造物課（Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃｕ
ｌａｒ Ｐｒｏｄｕｃｔｓ Ｄｉｖｉｓｉｏｎ）によっ
て製造されたオエメッズ（ＯＥＭｅｄｓ，ｔｍ（商品
名））センサを入手できる。この装置は代表例として挙
げただけであり、このため、本発明の装置で機能し得る
他の超小型固体圧力変換器も工業上利用できることを了
知すべきである。
【００２８】追従性膜組織７８を窓部に挿着し、この膜
組織を通して、監視されるべき圧力波形が変換器に達す
るように構成されている。この膜組織がカテーテル本体
の内部及び特に変換器を構成するピエゾ抵抗素子から体
液を排除するように作用することは勿論である。
【００２９】固体圧力変換器は、ウェトストーン・ブリ
ッジ式に構成されており、信号線８２を通したパルス発
生器８０からの低デューティサイクルの付勢用交流パル
ス電流によって駆動され、その出力は導線８４を介して
信号増幅回路８６に加えられる。増幅器８６の出力は、
圧力変換器が関与した圧力変換に関する情報を変調を通
して含む変調キャリア信号となる。従って、カテーテル
の先端電極７２が右心室の心尖に配置されると、窓部７
６は右心室内に位置し、この結果、変換器が右心室内で
生じる圧力変化を受けることとなる。また、増幅器８６
の出力は、フィルタ＆復調回路８８に加えられ、この回
路は変調包絡線を抽出してキャリアを除去するように機
能する。
【００３０】このため、フィルタ＆復調回路８８の出力
は、第１図の下方トレースに図示した型式の波形を有す
る時間に対する圧力（Ｐｖｓ．ｔ）信号を構成する。こ
の信号を、収縮期及び拡張期の圧力変化による信号成分
を排除すべく遮断周波数が設定されている次段の低域フ
ィルタ９０に、あるいは正または負のピーク検出器に通
すことによって、第１図の波形１１で表される成分が得
られる。前述したように、この波形は、心臓内圧変化、
平均圧力変化、呼吸に伴う胸腔内圧変化による拡張終期
または収縮終期の圧力Ｐの変化に対応している。
【００３１】低域フィルタ９０の出力信号を適切なレベ
ル交差検出器９２に通すことによって、第２図の実施例
のゼロ交差検出器が容積変化に基づいて動作したと同様
にして、呼吸間隔に関連した数値を取り出すことができ
る。また、レベル交差検出器の出力をピーク検出器９４
にも加えることができ、これによって、呼吸深さに関連
した出力信号を生成するようになす。図２の実施例にお
けるように、こういった信号の一方または双方を適切な
レート制御アルゴリズム９６に使用することができ、こ
れによって、可変レート型ペーサー用パルス発生器９８
が刺激用先端電極７２につながる信号線１００に心臓刺
激用出力パルスを生成するレートを変更するのに有効な
制御信号を形成するように構成している。
【００３２】図２及び図３のブロック図で例示した装置
は、全てアナログ回路群を用いて、またはフィルタ＆復
調回路３６の出力端にＡ／Ｄ（ａｎａｌｏｇ−ｔｏ−ｄ
ｉｇｉｔａｌ）変換器を組み込むことによっても実施す
ることができ、この種Ａ／Ｄ変換器の後段の諸回路をプ
ログラム化マイクロプロセッサまたはマイクロコントロ
ーラ構成で容易に実施できるということが、当業者に了
知されよう。
【００３３】以上、本発明についてかなり詳細に説明す
ることによって、特許法に従うと共に、新規な原理を適
用して所望されるこの種特定の構成要素を構成し、か
つ、使用するのに必要な情報を当業者にもたらすように
した。しかしながら、本発明は特別に異なった機器及び
装置によって実施することができ、しかも、本発明の範
囲にもとることなく、機器の詳細部分及び動作手順につ
いて種々の変形例を構成することができることを了知す
べきである。
【００３４】
【図面の簡単な説明】
【図１】拍動毎を基本にした右心室容積及び右心室内圧
の変化を示すプロット波形。
【図２】本発明の第１の実施例により構成されたレート
適応型ペーサーのシステムブロック図。
【図３】本発明の第２の実施例により構成されたレート
適応型ペーサーのシステムブロック図。
【符号の説明】
１２ カテーテル １８ キャリア発振回路 ３５ センスアンプ ３６ インピーダンス処理回路 ４０ ピークピーク検出器 ４４ タイミング回路 ４８ 微分器＆フィルタ ５２ 低域フィルタ ５４ ゼロ交差検出器 ５８ ピークピーク検出器 ６２ レート制御アルゴリズム ７０ ペーサーリード・アセンブリ ８０ パルス発生器 ８６ 信号増幅回路 ８８ フィルタ＆復調回路 ９０ 低域フィルタ ９２ レベル交差検出器 ９４ ピークピーク検出器 ９６ レート制御アルゴリズム
─────────────────────────────────────────────────────
【手続補正書】
【提出日】平成６年１月１１日
【手続補正１】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】特許請求の範囲
【補正方法】変更
【補正内容】
【特許請求の範囲】
【請求項２】 所定の比較的低いレートで心臓刺激用パ
ルスを正常に生成する植込み可能なパルス発生器手段
と、 選択された１つの心室における血液中のインピーダンス
を感知する感知手段と、 選択された心室内にて測定された心臓の拍動による心臓
内のインピーダンスに比例した時変数インピーダンス信
号を生成する手段と、 容積変化による変調信号を、前記時変数インピーダンス
信号から抽出する手段と、 前記変調信号を前記パルス発生手段が植め込まれた患者
の呼吸活動に対して関係付けて、そこから定量的情報を
抽出する手段であって、前記呼吸活動情報は、呼吸間隔
（ＩＲＥＳＰ）と呼吸深さ（ＤＲＥＳＰ）の両方に関係
した情報を含み、 前記変調信号からレート制御信号を生成する手段であっ
て、このレート制御信号が前記パルス発生器手段に加え
られたとき、呼吸間隔または呼吸深さが増加するにつれ
て、前記刺激用パルスが生成されるレートを前記所定の
比較的低いレートから比較的高いレートに変更し、心臓
刺激用パルスの間隔は次のアルゴリズムに従って変更さ
れ、
【数１】 ここで、ａ、ｂ、ｃ、ｄ及びｅは定数であり、ＳＶ
ＢＡＳＥ、ＰＥＩＢＡＳＥ、（ｄＺ／ｄｔ）
ＰＢＡＳＥ、
【外１】 は休息中の患者から得られた数値に対応する基数値であ
る、レート適応型ペーサー。
【請求項３】 請求項２記載のレート適応型ペーサーに
おいて、前記定数がプログラム可能である、レート適応
型ペーサー。
【請求項４】 請求項２記載のレート適応型ペーサーに
おいて、前記定数が固定されている、レート適応型ペー
サー。
【請求項５】 所定の比較的低いレートで心臓刺激用パ
ルスを正常に生成する植込み可能なパルス発生器手段
と、 選択された１つの心室における血液中のインピーダンス
を感知する感知手段とし、 選択された心室内にて測定された心臓の拍動による心臓
内のインピーダンスに比例した時変数インピーダンス信
号を生成する手段と、 容積変化による変調信号を、前記時変数インピーダンス
信号から抽出する手段と、 前記変調信号を前記パルス発生手段が植め込まれた患者
の呼吸活動に対して関係付けて、そこから定量的情報を
抽出する手段であって、前記呼吸活動情報は、呼吸間隔
（ＩＲＥＳＰ）と呼吸深さ（ＤＲＥＳＰ）の両方に関係
した情報を含み、 前記変調信号からレート制御信号を生成する手段であっ
て、このレート制御信号が前記パルス発生器手段に加え
られたとき、呼吸間隔または呼吸深さが増加するにつれ
て、前記刺激用パルスが生成されるレートを前記所定の
比較的低いレートから比較的高いレートに変更し、心臓
刺激用パルスの間隔は次のアルゴリズムに従って変更さ
れ、
【数２】 ここで、ａ、ｂ、ｃ、及びｄは定数であり、ＳＶ
ｂａｓｅ、ＰＥＩｂａｓｅ、（ｄＺ／ｄｔ）ｂａｓｅ、
ＩＲＥＳＰ及びＤＲＥＳＰは休息中の患者から得られた
数値に関する基数値である、レート適応型ペーサー。
【請求項６】 所定の比較的低いレートで心臓刺激用パ
ルスを正常に生成する植込み可能なパルス発生器手段
と、 選択された１つの心室における血液中の圧力を感知する
感知手段と、 選択された心室内にて測定された心臓の拍動による心臓
内の圧力に比例した時変数信号を生成する手段と、 圧力変化による変調信号を、前記時変数圧力信号から抽
出する手段と、 前記変調信号を前記パルス発生手段が植め込まれた患者
の呼吸活動に対して関係付けて、そこから定量的情報を
抽出する手段であって、前記呼吸活動情報は、呼吸間隔
（ＩＲＥＳＰ）と呼吸深さ（ＤＲＥＳＰ）の両方に関係
した情報を含み、 前記変調信号からレート制御信号を生成する手段であっ
て、このレート制御信号が前記パルス発生器手段に加え
られたとき、前記刺激用パルスが生成される間隔を前記
所定の比較的低いレートから比較的高いレートに変更
し、この心臓刺激用パルスの間隔は次のアルゴリズムで
表わされる公知のＩＲＥＳＰとＤＲＥＳＰとの関係に従
って変更され、 新間隔＝現間隔−ａ＊（ＩＲＥＳＰ−ＩＲＥＳＰ）−ｂ
＊（ＤＲＥＳＰ−ＤＲＥＳＰ）ここに、ａ及びｂは定
数、ＩＲＥＳＰは呼吸間隔、ＤＲＥＳＰは前記呼吸深さ
であり、ＩＲＥＳＰ及びＤＲＥＳＰは休息中の患者から
得られた数値に関する基線値である、レート適応型ペー
サー。
【請求項７】 所定の比較的低いレートで心臓刺激用パ
ルスを正常に生成する植込み可能なパルス発生器手段
と、 選択された１つの心室における血液中の圧力を感知する
感知手段と、 選択された心室内にて測定された心臓の拍動による心臓
内の圧力に比例した時変数信号を生成する手段と、 圧力変化による変調信号を、前記時変数圧力信号から抽
出する手段と、 前記変調信号を前記パルス発生手段が植め込まれた患者
の呼吸活動に対して関係付けて、そこから定量的情報を
抽出する手段であって、前記呼吸活動情報は、呼吸間隔
（ＩＲＥＳＰ）と呼吸深さ（ＤＲＥＳＰ）の両方に関係
した情報を含み、 前記変調信号からレート制御信号を生成する手段であっ
て、このレート制御信号が前記パルス発生器手段に加え
られたとき、前記刺激用パルスが生成される間隔を前記
所定の比較的低いレートから比較的高いレートに変更
し、この心臓刺激用パルスの間隔は次のアルゴリズムで
表わされる公知のＩＲＥＳＰとＤＲＥＳＰとの関係に従
って変更され、
【数３】 ここに、ＤＲＥＳＰ及びＩＲＥＳＰは休息中の患者から
得られた数値に対応する基線値である、レート適応型ペ
ーサー。
【請求項８】 所定の比較的低いレートで心臓刺激用パ
ルスを正常に生成する植込み可能なパルス発生器手段
と、 選択された１つの心室における血液中の圧力を感知する
感知手段と、 選択された心室内にて測定された心臓の拍動による心臓
内の圧力に比例した時変数信号を生成する手段と、 圧力変化による変調信号を、前記時変数圧力信号から抽
出する手段と、 前記変調信号を前記パルス発生手段が植め込まれた患者
の呼吸活動に対して関係付けて、そこから定量的情報を
抽出する手段であって、前記呼吸活動情報は、呼吸間隔
（ＩＲＥＳＰ）と呼吸深さ（ＤＲＥＳＰ）の両方に関係
した情報を含み、 前記変調信号からレート制御信号を生成する手段であっ
て、このレート制御信号が前記パルス発生器手段に加え
られたとき、前記刺激用パルスが生成される間隔を前記
所定の比較的低いレートから比較的高いレートに変更
し、この心臓刺激用パルスの間隔は次のアルゴリズムで
表わされる公知のＩＲＥＳＰとＤＲＥＳＰとの関係に従
って変更され、
【数４】 ここに、ａ、ｂ、ｃ、ｄ及びｅは定数であり、ΔＰ
ＢＡＳＥ、ＰＥＩＢＡＳＥ、（ｄＰ／ｄｔ）
ＰＢＡＳＥ、ＩＲＥＳＰ及びＤＲＥＳＰは休息中の患者
から得られた数値に対応する基線値であるレート適応型
ペーサー。
【請求項９】 請求項８記載のレート適応型ペーサーに
おいて、前記定数がプログラム可能である、レート適応
型ペーサー。
【請求項１０】 請求項８記載のレート適応型ペーサー
において、前記定数が固定されている、レート適応型ペ
ーサー。
【請求項１１】 所定の比較的低いレートで心臓刺激用
パルスを正常に生成する植込み可能なパルス発生器手段
と、 選択された１つの心室における血液中の圧力を感知する
感知手段と、 選択された心室内にて測定された心臓の拍動による心臓
内の圧力に比例した時変数信号を生成する手段と、 圧力変化による変調信号を、前記時変数圧力信号から抽
出する手段と、 前記変調信号を前記パルス発生手段が植め込まれた患者
の呼吸活動に対して関係付けて、そこから定量的情報を
抽出する手段であって、前記呼吸活動情報は、呼吸間隔
（ＩＲＥＳＰ）と呼吸深さ（ＤＲＥＳＰ）の両方に関係
した情報を含み、 前記変調信号からレート制御信号を生成する手段であっ
て、このレート制御信号が前記パルス発生器手段に加え
られたとき、前記刺激用パルスが生成される間隔を前記
所定の比較的低いレートから比較的高いレートに変更
し、この心臓刺激用パルスの間隔は次のアルゴリズムで
表わされる公知のＩＲＥＳＰとＤＲＥＳＰとの関係に従
って変更され、
【数５】 ここで、ａ、ｂ、ｃ及びｄは定数であり、ＰｂａｓｅＰ
ＥＩｂａｓｅ、（ｄＰ／ｄｔ）ｂａｓｅ、
【外２】 は休息中の患者から得られた数値に関する基数値である
レート適応型ペーサー。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ロドニィ ダブリュ．サロ アメリカ合衆国 ミネソタ州，フリッドリ ィ，セブンティファースト ウェイ エ ヌ．イー．136

Claims (17)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 (a) 所定の比較的低いレートで心臓刺
    激用パルスを常時生成する植込み可能なパルス発生器手
    段と、 (b) １つの心室内にて測定された心臓の拍動によるイ
    ンピーダンスに比例した時変数信号を生成する手段と、 (c) 前記パルス発生器手段が植め込まれた患者の呼吸
    活動によって生じた圧力及び容積変化の一方による変調
    信号を、前記時変数信号から抽出する手段と、 (d) 前記パルス発生器手段に加えられたとき、呼吸間
    隔または呼吸深さが増加するにつれて、前記刺激用パル
    スが生成されるレートを前記所定の比較的低いレートか
    ら比較的高いレートに変更してなる前記変調信号から、
    レート制御信号を生成する手段と、を備えたことを特徴
    とするレート適応型ペーサー。
  2. 【請求項２】 請求項１記載のレート適応型ペーサーに
    おいて、前記変調信号が前記呼吸間隔及び呼吸深さ情報
    を含んでいることを特徴とする前記レート適応型ペーサ
    ー。
  3. 【請求項３】 請求項２記載のレート適応型ペーサーに
    おいて、前記レート制御信号が、第１の定数及び前記呼
    吸間隔情報の積と、第２の定数及び前記呼吸深さ情報の
    積との和分を含んだ多項式として表現可能であることを
    特徴とする前記レート適応型ペーサー。
  4. 【請求項４】 請求項２記載のレート適応型ペーサーに
    おいて、前記心臓刺激用パルスの間隔を、アルゴリズム 新間隔＝現間隔−ａ* （ＩRESP−ＩRESP）−ｂ* （Ｄ
    RESP−ＤRESP） （式中、ａ及びｂは定数、ＩRESPは呼吸間隔、ＤRESPは
    前記呼吸深さであり、Ｉ RESP及びＤRESPは休息中の患者
    から得られた数値に関する基線値）に従って変更してな
    ることを特徴とする前記レート適応型ペーサー。
  5. 【請求項５】 請求項２記載のレート適応型ペーサーに
    おいて、前記心臓刺激用パルスの間隔を、アルゴリズム ペーシング間隔＝ａ* （ＳＶ−ＳＶBASE）＋ｂ* （ＰＥ
    Ｉ−ＰＥＩBASE）＋ｃ* 〔（ｄＺ／ｄｔ）Ｐ−（ｄＺ／
    ｄｔ）Ｐ〕BASE＋ｄ* （ＩRESP−ＩRESP）＋ｅ* （Ｄ
    RESP−ＤRESP） （式中、ａ、ｂ、ｃ、ｄ及びｅは定数であり、Ｓ
    ＶBASE、ＰＥＩBASE、（ｄＺ／ｄｔ）ＰBASE、ＩRESP及
    びＤRESPは休息中の患者から得られた数値に対応する基
    線値）に従って変更してなることを特徴とする前記レー
    ト適応型ペーサー。
  6. 【請求項６】 請求項５記載のレート適応型ペーサーに
    おいて、前記定数がプログラム可能であることを特徴と
    する前記レート適応型ペーサー。
  7. 【請求項７】 請求項５記載のレート適応型ペーサーに
    おいて、前記定数が一定であることを特徴とする前記レ
    ート適応型ペーサー。
  8. 【請求項８】 請求項２記載のレート適応型ペーサーに
    おいて、前記刺激用パルスを生成するレートが、等式 （ペーシング間隔）＝ａ* （ＳＶ−ＳＶbase）＋ｂ
    * （ＰＥＩ−ＰＥＩbase）＋ｃ* （ｄＺ／ｄｔ−ｄＺ／
    ｄｔbase）＋ｄ* （ＤRESP／ＩRESP−ＤRESP／ＩRESP） （式中、ａ、ｂ、ｃ、及びｄは定数であり、ＳＶbase、
    ＰＥＩbase、（ｄＺ／ｄｔ）base、ＩRESP及びＤRESPは
    休息中の患者から得られた数値に関する基線値）に従う
    ことを特徴とする前記レート適応型ペーサー。
  9. 【請求項９】 (a) 所定の比較的低いレートで心臓刺激
    用パルスを常時生成する植込み可能なパルス発生器手段
    と、 (b) １つの心室内にて測定された心臓の拍動による圧力
    に比例した時変数信号を生成する手段と、 (c) 前記パルス発生器手段が植め込まれた患者の呼吸活
    動によって生じた圧力変化による変調信号を、前記時変
    数信号から抽出する手段と、 (d) 前記パルス発生器手段に加えられたとき、呼吸間隔
    及び／又は呼吸深さが増加するにつれて、前記刺激用パ
    ルスが生成されるレートを前記所定の比較的低いレート
    から比較的高いレートに変更してなる前記変調信号か
    ら、レート制御信号を生成する手段と、 を備えたことを特徴とするレート適応型ペーサー。
  10. 【請求項１０】 請求項９記載のレート適応型ペーサー
    において、前記変調信号が前記呼吸間隔及び呼吸深さ情
    報を含んでいることを特徴とする前記レート適応型ペー
    サー。
  11. 【請求項１１】 請求項１０記載のレート適応型ペーサ
    ーにおいて、前記レート制御信号が、第１の定数及び前
    記呼吸間隔情報の積と、第２の定数及び前記呼吸深さ情
    報の積との和分を含んだ多項式として表現可能であるこ
    とを特徴とする前記レート適応型ペーサー。
  12. 【請求項１２】 請求項１０記載のレート適応型ペーサ
    ーにおいて、前記心臓刺激用パルスの間隔を、アルゴリ
    ズム 新間隔＝現間隔−ａ* （ＩRESP−ＩRESP）−ｂ* （Ｄ
    RESP−ＤRESP） （式中、ａ及びｂは定数、ＩRESPは呼吸間隔、ＤRESPは
    前記呼吸深さであり、Ｉ RESP及びＤRESPは休息中の患者
    から得られた数値に関する基線値）に従って変更してな
    ることを特徴とする前記レート適応型ペーサー。
  13. 【請求項１３】 請求項１０記載のレート適応型ペーサ
    ーにおいて、前記心臓刺激用パルスの間隔を、アルゴリ
    ズム 新間隔＝現間隔−ａ* （ＤRESP／ＩRESP−ＤRESP／Ｉ
    RESP） （式中、ＤRESP及びＩRESPは休息中の患者から得られた
    数値に対応する基線値）に従って変更してなることを特
    徴とする前記レート適応型ペーサー。
  14. 【請求項１４】 請求項１０記載のレート適応型ペーサ
    ーにおいて、前記心臓刺激用パルスの間隔を、アルゴリ
    ズム ペーシング間隔＝ａ* （Ｐ−ＰBASE）＋ｂ* （ＰＥＩ−
    ＰＥＩBASE）ＰＥＩ＋ｃ* 〔（ｄ／Ｐ／ｄｔ）Ｐ−（ｄ
    Ｐ／ｄｔ）ＰBASE〕＋ｄ* （ＩRESP−ＩRESP）＋ｅ
    * （ＤRESP−ＤRESP） （式中、ａ、ｂ、ｃ、ｄ及びｅは定数であり、ＰBASE、
    ＰＥＩBASE、（ｄＰ／ｄｔ）ＰBASE、ＩRESP及びＤRESP
    は休息中の患者から得られた数値に対応する基線値）に
    従って変更してなることを特徴とする前記レート適応型
    ペーサー。
  15. 【請求項１５】 請求項１４記載のレート適応型ペーサ
    ーにおいて、前記定数がプログラム可能であることを特
    徴とする前記レート適応型ペーサー。
  16. 【請求項１６】 請求項１４記載のレート適応型ペーサ
    ーにおいて、前記定数が一定であることを特徴とする前
    記レート適応型ペーサー。
  17. 【請求項１７】 請求項１０記載のレート適応型ペーサ
    ーにおいて、前記刺激用パルスを生成するレートが、等
    式 （ペーシング間隔）＝ａ* （Ｐ−Ｐbase）＋ｂ* （ＰＥ
    Ｉ−ＰＥＩbase）＋ｃ* （ｄＰ／ｄｔ−ｄＰ／ｄ
    ｔbase）＋ｄ* （ＤRESP／ＩRESP−ＤRESP／ＩRESP） （式中、ａ、ｂ、ｃ及びｄは定数であり、Ｐbase、ＰＥ
    Ｉbase、（ｄＺ／ｄｔ） base、ＩRESP及びＤRESPは休息
    中の患者から得られた数値に関する基線値）に従うこと
    を特徴とする前記レート適応型ペーサー。
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