JPH08257142A - 心臓用ペースメーカー用に肉体的ストレスを検出するための装置 - Google Patents
心臓用ペースメーカー用に肉体的ストレスを検出するための装置Info
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- JPH08257142A JPH08257142A JP7342737A JP34273795A JPH08257142A JP H08257142 A JPH08257142 A JP H08257142A JP 7342737 A JP7342737 A JP 7342737A JP 34273795 A JP34273795 A JP 34273795A JP H08257142 A JPH08257142 A JP H08257142A
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 心臓用ペースメーカーにおいて患者の肉体的
ストレス状態を迅速かつ正確に検出することができな
い。 【解決手段】 心臓用ペースメーカー用に肉体的ストレ
スを検出するための装置を提案する。この装置は事前に
設定できる刺激周波数のパルスで心臓を刺激する刺激電
極１と、心臓機能に関する測定値を検出するセンサ装置
２と、この測定値を処理／評価する装置１４とを備え
る。センサ装置１、２によって様々な刺激周波数基本
値、肉体的ストレス段階ＰK 、変調の型、および変調度
で少なくとも１つの測定値を検出して基準値フィールド
αikref として処理および評価装置１４中に記憶し、か
つ現在の心臓内信号を測定して現在測定値シーケンスα
ikとし、処理および評価装置１４でこれらの相関をと
り、相関が最大の値を現在のストレス段階と定める。
ストレス状態を迅速かつ正確に検出することができな
い。 【解決手段】 心臓用ペースメーカー用に肉体的ストレ
スを検出するための装置を提案する。この装置は事前に
設定できる刺激周波数のパルスで心臓を刺激する刺激電
極１と、心臓機能に関する測定値を検出するセンサ装置
２と、この測定値を処理／評価する装置１４とを備え
る。センサ装置１、２によって様々な刺激周波数基本
値、肉体的ストレス段階ＰK 、変調の型、および変調度
で少なくとも１つの測定値を検出して基準値フィールド
αikref として処理および評価装置１４中に記憶し、か
つ現在の心臓内信号を測定して現在測定値シーケンスα
ikとし、処理および評価装置１４でこれらの相関をと
り、相関が最大の値を現在のストレス段階と定める。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、心臓用ペースメー
カー中で肉体的ストレスを検出するための装置に関す
る。
カー中で肉体的ストレスを検出するための装置に関す
る。
【０００２】
【従来の技術】先行技術では、患者のストレス状態に合
わせて心臓用ペースメーカーの刺激周波数を調整する方
法がいくつも知られており、患者の体の動き（活動）な
どの非生理的パラメータを用いるシステムと、血圧や血
液の温度などの生理的パラメータを用いるシステムとの
差をとって周波数を調節する。非生理的周波数適応シス
テムの欠点は、非生理的刺激周波数を発生させてしまう
ことである（階段昇降のパラドックス：upstairs-downs
tairs paradox ）。一方、生理的に調節を行うセンサの
欠点は、心臓循環系を適切に調節するパラメータを測定
するために特別なセンサが必要であり、かつこのセンサ
には要求される長期間の使用に耐える安定性がないこと
である。このため多くの補助方法があり、また特にこの
用途に限るものではないがいくつかの測定手順も存在す
る。これには例えば心臓用ペースメーカー用に心臓内イ
ンピーダンスを測定することや除細動器の制御があり、
心臓内インピーダンスの測定には長期間にわたる使用に
耐える安定性のある標準型カテーテルを用いなければな
らない。このような補助方法の実質的な特徴は、多形な
信号から信号成分をろ波するために特別な方法を用いる
ことである。こうしてろ波された信号成分は生理学的に
定義することのできる各手順に明確に割り当てられる。
この方法では、次の２つの概念の間の差をとる。
わせて心臓用ペースメーカーの刺激周波数を調整する方
法がいくつも知られており、患者の体の動き（活動）な
どの非生理的パラメータを用いるシステムと、血圧や血
液の温度などの生理的パラメータを用いるシステムとの
差をとって周波数を調節する。非生理的周波数適応シス
テムの欠点は、非生理的刺激周波数を発生させてしまう
ことである（階段昇降のパラドックス：upstairs-downs
tairs paradox ）。一方、生理的に調節を行うセンサの
欠点は、心臓循環系を適切に調節するパラメータを測定
するために特別なセンサが必要であり、かつこのセンサ
には要求される長期間の使用に耐える安定性がないこと
である。このため多くの補助方法があり、また特にこの
用途に限るものではないがいくつかの測定手順も存在す
る。これには例えば心臓用ペースメーカー用に心臓内イ
ンピーダンスを測定することや除細動器の制御があり、
心臓内インピーダンスの測定には長期間にわたる使用に
耐える安定性のある標準型カテーテルを用いなければな
らない。このような補助方法の実質的な特徴は、多形な
信号から信号成分をろ波するために特別な方法を用いる
ことである。こうしてろ波された信号成分は生理学的に
定義することのできる各手順に明確に割り当てられる。
この方法では、次の２つの概念の間の差をとる。
【０００３】１．刺激装置によって測定経路に意図的な
影響を与えずに心臓内の値と胸腔内の値とを消極的に測
定する。
影響を与えずに心臓内の値と胸腔内の値とを消極的に測
定する。
【０００４】２．刺激装置によって心臓血管機能にはっ
きりした影響を与えて心臓内測定パラメータを積極的に
測定する。
きりした影響を与えて心臓内測定パラメータを積極的に
測定する。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】心臓の筋肉の刺激周波
数を変調させて動作するような積極的測定システムに
は、位相同期分析によって心臓以外の外乱（disturbanc
e ）を抑制するという利点があるため、周波数調節に生
理的機能パラメータを使用する際に用いる場合が多い。
数を変調させて動作するような積極的測定システムに
は、位相同期分析によって心臓以外の外乱（disturbanc
e ）を抑制するという利点があるため、周波数調節に生
理的機能パラメータを使用する際に用いる場合が多い。
【０００６】この積極測定システムでは、周波数の変化
に関する心臓の活動パラメータの信号評価を用いて心臓
内のインピーダンス信号を分析し、心臓用ペースメーカ
ーの周波数を調節することが知られている。このシステ
ムでは、ある心臓パルス（ｎ＋１）の１つ前のパルス
（ｎ）の周波数の変化ΔＨＲに応じて、ある心臓パルス
（ｎ＋１）の間に心臓内測定パラメータの信号形状を評
価することが提案されている。また、パルス（ｎ）の周
波数に応じて、２つの連続したパルス（ｎ＋１）と（ｎ
＋２）との信号の変化の差を用いることも提案されてい
る。各値または差を標準化するためには、各測定値と周
波数の変化がより大きい地点で定められる最大変化値と
の商を計算する。この装置の実質的な欠点は、容積に特
定的な変化と圧力に特定的な変化とを正確に分離するこ
とができる測定信号を用いる場合にしかこの方法をうま
く行うことができないことに起因する。だがこれは抑え
ることができる。なぜなら、一極カテーテルを用いるイ
ンピーダンスの測定では心室の形と容積とに加えて電極
での圧力の変化が何よりも信号の形状に影響を与えるか
らである。これらの影響を補償するためには、システム
の設定時に、圧力依存性の信号成分と容積依存性の信号
成分とを分離することが必要である。公知の装置では、
この分離をどのように行うのかは示されていない。
に関する心臓の活動パラメータの信号評価を用いて心臓
内のインピーダンス信号を分析し、心臓用ペースメーカ
ーの周波数を調節することが知られている。このシステ
ムでは、ある心臓パルス（ｎ＋１）の１つ前のパルス
（ｎ）の周波数の変化ΔＨＲに応じて、ある心臓パルス
（ｎ＋１）の間に心臓内測定パラメータの信号形状を評
価することが提案されている。また、パルス（ｎ）の周
波数に応じて、２つの連続したパルス（ｎ＋１）と（ｎ
＋２）との信号の変化の差を用いることも提案されてい
る。各値または差を標準化するためには、各測定値と周
波数の変化がより大きい地点で定められる最大変化値と
の商を計算する。この装置の実質的な欠点は、容積に特
定的な変化と圧力に特定的な変化とを正確に分離するこ
とができる測定信号を用いる場合にしかこの方法をうま
く行うことができないことに起因する。だがこれは抑え
ることができる。なぜなら、一極カテーテルを用いるイ
ンピーダンスの測定では心室の形と容積とに加えて電極
での圧力の変化が何よりも信号の形状に影響を与えるか
らである。これらの影響を補償するためには、システム
の設定時に、圧力依存性の信号成分と容積依存性の信号
成分とを分離することが必要である。公知の装置では、
この分離をどのように行うのかは示されていない。
【０００７】この他、刺激周波数を周期的に変化させて
周波数を最適に調節することが公知である。このとき周
波数の変化と同期して起こる心臓時間容積またはそれに
比例する測定値の変化を評価する。この公知の手順の欠
点は、心臓時間容積を必要な正確さで測定する場合の時
定数の増加の仕方が、ストレスが均一で位相が長い場合
にのみ、つまりストレスに対する短期間の適応を行うこ
とができない場合にのみ最適化できるようなものである
ことである（DE38 03 473)。
周波数を最適に調節することが公知である。このとき周
波数の変化と同期して起こる心臓時間容積またはそれに
比例する測定値の変化を評価する。この公知の手順の欠
点は、心臓時間容積を必要な正確さで測定する場合の時
定数の増加の仕方が、ストレスが均一で位相が長い場合
にのみ、つまりストレスに対する短期間の適応を行うこ
とができない場合にのみ最適化できるようなものである
ことである（DE38 03 473)。
【０００８】
【課題を解決するための手段】本発明の第一の目的は、
心臓用ペースメーカー用に肉体的ストレスを検出するた
めの装置を提供することであり、この装置は、機能に特
定的な信号成分を心臓内の混合測定信号からろ波せずに
肉体的ストレスを迅速かつ正確に検出する。
心臓用ペースメーカー用に肉体的ストレスを検出するた
めの装置を提供することであり、この装置は、機能に特
定的な信号成分を心臓内の混合測定信号からろ波せずに
肉体的ストレスを迅速かつ正確に検出する。
【０００９】この目的は、前掲の特許請求の範囲の前提
部分の特徴と共に主クレームの特徴を定義することによ
り、本発明に従って達成することができる。
部分の特徴と共に主クレームの特徴を定義することによ
り、本発明に従って達成することができる。
【００１０】本発明に従う装置は、心臓内インピーダン
スなどの混合信号から機能に特定的な信号成分を個々に
ろ波するという問題点をなくし、正確に識別することを
やめて、代わりにある特定の信号パラメータのシーケン
スだけを分析する。この特定の信号パラメータのシーケ
ンスは、肉体的ストレスおよび心臓のパルス周波数など
の特定の影響の大きさを正しく再現することができるよ
うな態様でこれらの影響の大きさに応答する。このた
め、各値シーケンスはストレスおよび周波数によって変
化する特定の挙動曲線を有する。これにより、ある特定
のストレスに対応する値シーケンスの数を基準値フィー
ルドとして記憶し、これらの記憶した値を１つ以上の現
在値シーケンスと比較すれば、現在のストレス度を検出
することができる。このためには、記憶した値シーケン
スの中から、個々の基本周波数と比較した場合に現在値
シーケンスとの相関がもっとも大きなものを確認する。
本発明のこの手順では各ストレスに典型的な信号成分を
正確に分析する必要はない。
スなどの混合信号から機能に特定的な信号成分を個々に
ろ波するという問題点をなくし、正確に識別することを
やめて、代わりにある特定の信号パラメータのシーケン
スだけを分析する。この特定の信号パラメータのシーケ
ンスは、肉体的ストレスおよび心臓のパルス周波数など
の特定の影響の大きさを正しく再現することができるよ
うな態様でこれらの影響の大きさに応答する。このた
め、各値シーケンスはストレスおよび周波数によって変
化する特定の挙動曲線を有する。これにより、ある特定
のストレスに対応する値シーケンスの数を基準値フィー
ルドとして記憶し、これらの記憶した値を１つ以上の現
在値シーケンスと比較すれば、現在のストレス度を検出
することができる。このためには、記憶した値シーケン
スの中から、個々の基本周波数と比較した場合に現在値
シーケンスとの相関がもっとも大きなものを確認する。
本発明のこの手順では各ストレスに典型的な信号成分を
正確に分析する必要はない。
【００１１】この装置の好ましい一実施態様では、特定
のストレス状態とパルス周波数との事前に選択した組み
合わせの各々に基準値フィールドをそれぞれ関連づけ
る。この基準値フィールドには生理的測定信号の信号パ
ラメータの関連したシーケンスを記憶させる。こうして
記憶した値は、現在の測定信号シーケンスまたはパター
ンと比較することにより様々なストレス状態を検出する
ための基準の大きさ（「パターンテンプレート」と称
す）として使用する。ここで用いる方法の原則、つまり
生理的測定値の形状特性または形状パターンを特定する
ことは、各値シーケンスを再現する外乱が少なく、かつ
各値シーケンスの形状がより特徴的であればより一層効
果的となる。正確に再現可能な値パターンまたは基準値
フィールドを入手するには、個々に設定した刺激周波数
を変調し、この周波数変調によって影響される信号成分
だけを信号パラメータとして用いる。こうすれば、復調
した時に変調されていない同期外乱を抑えることができ
る。信号パラメータのシーケンスを入手する方法を一例
として示したが、これは様々な型および程度の周波数変
調を試して行い、このため復調を行った時に対応して多
数の値シーケンスを得ることができる。
のストレス状態とパルス周波数との事前に選択した組み
合わせの各々に基準値フィールドをそれぞれ関連づけ
る。この基準値フィールドには生理的測定信号の信号パ
ラメータの関連したシーケンスを記憶させる。こうして
記憶した値は、現在の測定信号シーケンスまたはパター
ンと比較することにより様々なストレス状態を検出する
ための基準の大きさ（「パターンテンプレート」と称
す）として使用する。ここで用いる方法の原則、つまり
生理的測定値の形状特性または形状パターンを特定する
ことは、各値シーケンスを再現する外乱が少なく、かつ
各値シーケンスの形状がより特徴的であればより一層効
果的となる。正確に再現可能な値パターンまたは基準値
フィールドを入手するには、個々に設定した刺激周波数
を変調し、この周波数変調によって影響される信号成分
だけを信号パラメータとして用いる。こうすれば、復調
した時に変調されていない同期外乱を抑えることができ
る。信号パラメータのシーケンスを入手する方法を一例
として示したが、これは様々な型および程度の周波数変
調を試して行い、このため復調を行った時に対応して多
数の値シーケンスを得ることができる。
【００１２】前掲の従属クレームに記載の方法によって
本発明を改良およびさらに発展させることができる。特
に利点として挙げられるのは、ストレス状態ごとに刺激
周波数を迅速かつ正確に調節できることである。
本発明を改良およびさらに発展させることができる。特
に利点として挙げられるのは、ストレス状態ごとに刺激
周波数を迅速かつ正確に調節できることである。
【００１３】
【発明の実施の形態】添付の図面に本発明の一実施態様
を例として示し、以下に詳細な説明を行う。図４は事前
に設定できる刺激周波数の刺激パルスによって制御され
る心臓用ペースメーカーの回路図である。この心臓用ペ
ースメーカーは患者の心臓に植め込んだ１つ以上の電極
に接続する刺激パルス発生器３を含む。また、刺激パル
ス発生器３は調節段４に接続し、この調節段４は刺激パ
ルスの大きさおよび時系列、つまり刺激パルスの周波数
を制御する。刺激電極１は心電図（ＥＣＧ）用の測定電
極として、およびインピーダンス測定用として同時に使
用される。カテーテルには別のセンサ２（血圧または酸
素含有量の測定などを行う）も組み込む。電極またはセ
ンサ１、２は処理および評価装置１４に接続される。こ
の装置１４では電極１またはセンサ２から与えられる信
号を処理し評価する。これについては後述する。処理お
よび評価装置１４は標準化された動作制御システム１２
および遠隔計測装置１３に接続される。これらのシステ
ムおよび装置はデータを処理装置１４から外部へ、また
外部から処理装置１４へ伝送する。心臓用ペースメーカ
ーの制御は調節段４により事前に設定した刺激周波数
で、刺激電極１によって行われる。これにより刺激パル
スが心臓へ伝えられる。この周波数の設定は調節段の設
定するパラメータによって変化する。表１に刺激周波数
の最も一般的な設定パラメータを示す。刺激周波数は英
語で心拍数（Ｈｅａｒｔ Ｒａｔｅ：ＨＲo ）と表記
し、その変化（ΔＨＲj ）も併せて示す。これらの値を
用途ごとに組み合わせて特定のシーケンスまたはパター
ンをつくることができる。表１の一番下には一般的な組
み合わせ数を示し、その隣の括弧内には最大の組み合わ
せ数を示す。
を例として示し、以下に詳細な説明を行う。図４は事前
に設定できる刺激周波数の刺激パルスによって制御され
る心臓用ペースメーカーの回路図である。この心臓用ペ
ースメーカーは患者の心臓に植め込んだ１つ以上の電極
に接続する刺激パルス発生器３を含む。また、刺激パル
ス発生器３は調節段４に接続し、この調節段４は刺激パ
ルスの大きさおよび時系列、つまり刺激パルスの周波数
を制御する。刺激電極１は心電図（ＥＣＧ）用の測定電
極として、およびインピーダンス測定用として同時に使
用される。カテーテルには別のセンサ２（血圧または酸
素含有量の測定などを行う）も組み込む。電極またはセ
ンサ１、２は処理および評価装置１４に接続される。こ
の装置１４では電極１またはセンサ２から与えられる信
号を処理し評価する。これについては後述する。処理お
よび評価装置１４は標準化された動作制御システム１２
および遠隔計測装置１３に接続される。これらのシステ
ムおよび装置はデータを処理装置１４から外部へ、また
外部から処理装置１４へ伝送する。心臓用ペースメーカ
ーの制御は調節段４により事前に設定した刺激周波数
で、刺激電極１によって行われる。これにより刺激パル
スが心臓へ伝えられる。この周波数の設定は調節段の設
定するパラメータによって変化する。表１に刺激周波数
の最も一般的な設定パラメータを示す。刺激周波数は英
語で心拍数（Ｈｅａｒｔ Ｒａｔｅ：ＨＲo ）と表記
し、その変化（ΔＨＲj ）も併せて示す。これらの値を
用途ごとに組み合わせて特定のシーケンスまたはパター
ンをつくることができる。表１の一番下には一般的な組
み合わせ数を示し、その隣の括弧内には最大の組み合わ
せ数を示す。
【００１４】
【表１】 刺激の型ＳＭの項目では、基本的には固有リズム（ＳＩ
ＮＥ）刺激と人工刺激とを区別している。人工刺激は心
房刺激（Ａ）と、心室刺激（Ｖ）と、これら２つを組み
合わせた刺激（Ａ−Ｖ）とに分けられる。まず刺激周波
数の基本値（基本周波数ＨＲo ）として４つの値だけを
求める。これら４つの値はそれぞれある値の範囲から選
択し、この値の範囲はストレス範囲の１つに関連してい
る。このストレス範囲は次のように定める。ＳＩＮＥリ
ズム間のいくつか（＞４）の連続パルスの周波数中央値
を基準の大きさとして計算し、４つの周波数範囲のうち
の１つと結び付ける。
ＮＥ）刺激と人工刺激とを区別している。人工刺激は心
房刺激（Ａ）と、心室刺激（Ｖ）と、これら２つを組み
合わせた刺激（Ａ−Ｖ）とに分けられる。まず刺激周波
数の基本値（基本周波数ＨＲo ）として４つの値だけを
求める。これら４つの値はそれぞれある値の範囲から選
択し、この値の範囲はストレス範囲の１つに関連してい
る。このストレス範囲は次のように定める。ＳＩＮＥリ
ズム間のいくつか（＞４）の連続パルスの周波数中央値
を基準の大きさとして計算し、４つの周波数範囲のうち
の１つと結び付ける。
【００１５】先行技術で公知のとおり、刺激周波数の調
節には刺激周波数の変調を行う。そして例えばＥＣＧを
測定して、この変調で心臓内信号がどのように反応する
かを検出する。こうして周波数変調の型または周波数変
調の程度、またはこれら両方を変えることができる。表
１中の変調の型の項目では、例として典型的な形状のシ
ングルパルス変調間の差をとる。この場合、ｎ個のパル
スからなる周期の２つの連続したパルス間が拡張される
（−ΔＨＲj ）か、または短縮される（＋ＨＲj ）。他
の型の周波数変調ももちろん考慮することができ、この
実施例では簡潔さを考えて二重パルス変調を用いる。
節には刺激周波数の変調を行う。そして例えばＥＣＧを
測定して、この変調で心臓内信号がどのように反応する
かを検出する。こうして周波数変調の型または周波数変
調の程度、またはこれら両方を変えることができる。表
１中の変調の型の項目では、例として典型的な形状のシ
ングルパルス変調間の差をとる。この場合、ｎ個のパル
スからなる周期の２つの連続したパルス間が拡張される
（−ΔＨＲj ）か、または短縮される（＋ＨＲj ）。他
の型の周波数変調ももちろん考慮することができ、この
実施例では簡潔さを考えて二重パルス変調を用いる。
【００１６】表１では周波数変調の程度は％で示してあ
り、基準の大きさは刺激パルスの基本周波数ＨＲo であ
る。変調の程度に徐々に段階をつけて設定するために、
＋−５％、１０％、２０％のいずれかの周波数の差に対
応してパルス間隔の拡張及び短縮を選択する。
り、基準の大きさは刺激パルスの基本周波数ＨＲo であ
る。変調の程度に徐々に段階をつけて設定するために、
＋−５％、１０％、２０％のいずれかの周波数の差に対
応してパルス間隔の拡張及び短縮を選択する。
【００１７】表２は肉体的ストレスＰK のパラメータ設
定を示す。例として色々なタイプの肉体的ストレスを記
載したが、これらは医学分野で肉体的機能を検査する際
に、再現可能なストレス状態として用いられるものであ
る。従って、このようなストレス設定と先に定めた周波
数変調とから、心臓用ペースメーカー中で大体のストレ
スを検出するのに必要な基準値を得ることができる。肉
体的ストレスの度合いの大きさは個々に変えることがで
きるため、ある個人についてまず最大能力レベル（Ｎ
max ）を求めなければならない。この値が他のストレス
段階、例えば２つのストレス段階１／３Ｎmax および２
／３Ｎmax の基準の大きさとなる。
定を示す。例として色々なタイプの肉体的ストレスを記
載したが、これらは医学分野で肉体的機能を検査する際
に、再現可能なストレス状態として用いられるものであ
る。従って、このようなストレス設定と先に定めた周波
数変調とから、心臓用ペースメーカー中で大体のストレ
スを検出するのに必要な基準値を得ることができる。肉
体的ストレスの度合いの大きさは個々に変えることがで
きるため、ある個人についてまず最大能力レベル（Ｎ
max ）を求めなければならない。この値が他のストレス
段階、例えば２つのストレス段階１／３Ｎmax および２
／３Ｎmax の基準の大きさとなる。
【００１８】
【表２】 本発明の進歩的考えは次の点に基づいている。すなわ
ち、ある個人の様々なストレス段階または度合いでの、
かつ異なる刺激周波数での測定値フィールドを記憶し、
これを基準値フィールドとして用いる。この基準値フィ
ールドを現在の測定値と比較し、その比較結果を刺激周
波数の制御または調節に用いることができる。こうして
測定値の基礎となる心臓内信号の型を自由に選択でき
る。ただし、基準値フィールドと現在の測定値とには同
じ信号パラメータを使用する。
ち、ある個人の様々なストレス段階または度合いでの、
かつ異なる刺激周波数での測定値フィールドを記憶し、
これを基準値フィールドとして用いる。この基準値フィ
ールドを現在の測定値と比較し、その比較結果を刺激周
波数の制御または調節に用いることができる。こうして
測定値の基礎となる心臓内信号の型を自由に選択でき
る。ただし、基準値フィールドと現在の測定値とには同
じ信号パラメータを使用する。
【００１９】次に基準値フィールドの設定の型について
詳しく説明する。表３はストレス対刺激周波数（基本周
波数）の座標系（「ＨＲ−Ｐ座標系」と称す）を示す。
各座標はストレス状態またはストレス段階（ＰK ）と刺
激周波数の基本値（ＨＲo ）とで規定され、これらの各
座標には測定値シーケンスＭik（ΔＨＲj ）を関連づけ
る。測定値シーケンスとはつまり心臓内信号の測定値シ
ーケンスであり、これは周波数変調の程度（ΔＨＲj ）
に応じて定められる。こうして表３に例として示すよう
な値が得られる。
詳しく説明する。表３はストレス対刺激周波数（基本周
波数）の座標系（「ＨＲ−Ｐ座標系」と称す）を示す。
各座標はストレス状態またはストレス段階（ＰK ）と刺
激周波数の基本値（ＨＲo ）とで規定され、これらの各
座標には測定値シーケンスＭik（ΔＨＲj ）を関連づけ
る。測定値シーケンスとはつまり心臓内信号の測定値シ
ーケンスであり、これは周波数変調の程度（ΔＨＲj ）
に応じて定められる。こうして表３に例として示すよう
な値が得られる。
【００２０】
【表３】 本実施態様において基準値フィールドを求めるために
は、一般にはパルス周波数と呼ぶ刺激周波数の４つの基
本値（ＨＲO ）と、肉体的ストレス状態の４つの値（Ｐ
K ）とによってＨＲＰ座標系を定め、１６の象限をつく
る。これらの象限の各々には測定値シーケンスＭikが関
連づけられ、これはここでは周波数変調の様々な段階
（ΔＨＲj ）の関数として計算する。
は、一般にはパルス周波数と呼ぶ刺激周波数の４つの基
本値（ＨＲO ）と、肉体的ストレス状態の４つの値（Ｐ
K ）とによってＨＲＰ座標系を定め、１６の象限をつく
る。これらの象限の各々には測定値シーケンスＭikが関
連づけられ、これはここでは周波数変調の様々な段階
（ΔＨＲj ）の関数として計算する。
【００２１】周波数変調には次の２つの型を用いる。１
つは一定型の変調であり、２つの連続したパルスを等規
模に正および負に周波数変化させたものの組み合わせを
選択する（二重パルス変調）。もう１つは変調の程度が
５％、１０％、２０％の３段階に異なる変調である。こ
の場合、一定のパルス数（ｍ）の平均値を出すために一
定のパルス数ごとに周波数を繰り返し変化させる。変調
度５％ではパルス数ｍはｍ5 ＝１６、１０％ではｍ10＝
１２、２０％ではｍ20＝８が選択される。
つは一定型の変調であり、２つの連続したパルスを等規
模に正および負に周波数変化させたものの組み合わせを
選択する（二重パルス変調）。もう１つは変調の程度が
５％、１０％、２０％の３段階に異なる変調である。こ
の場合、一定のパルス数（ｍ）の平均値を出すために一
定のパルス数ごとに周波数を繰り返し変化させる。変調
度５％ではパルス数ｍはｍ5 ＝１６、１０％ではｍ10＝
１２、２０％ではｍ20＝８が選択される。
【００２２】各変調段階および二重パルス変調の間に２
つの未変調のパルス（ＨＲ＝ＨＲO）を用いると、２つ
の異なる基本値ＨＲO （７０パルス／分および９０パル
ス／分）で変調した刺激つまりパルス周波数の時系列的
形状は図１（ａ）に示すようになる。図１（ａ）からわ
かるように、変調の少ないパルス間隔の方が繰り返し数
が多い。これは変調度の低い信号変化では論理的には外
乱間隔が短いため、パルス数を多くして組み込まなけれ
ばならないためである。またこの例では、心臓内信号に
対する周期的影響、例えば発汗などの大きさと干渉しな
いように、繰り返し数は一定範囲内で任意に変えること
ができる。
つの未変調のパルス（ＨＲ＝ＨＲO）を用いると、２つ
の異なる基本値ＨＲO （７０パルス／分および９０パル
ス／分）で変調した刺激つまりパルス周波数の時系列的
形状は図１（ａ）に示すようになる。図１（ａ）からわ
かるように、変調の少ないパルス間隔の方が繰り返し数
が多い。これは変調度の低い信号変化では論理的には外
乱間隔が短いため、パルス数を多くして組み込まなけれ
ばならないためである。またこの例では、心臓内信号に
対する周期的影響、例えば発汗などの大きさと干渉しな
いように、繰り返し数は一定範囲内で任意に変えること
ができる。
【００２３】この実施形態では、パルス（ｎ）を変えた
後、パルス（ｎ＋１）の間のインピーダンス、つまり最
大インピーダンス変化ｄｚmax の標準化値の中央値αik
をΔＨＲj に依存する信号パラメータとして選択する。
ここでは中央値ΔＺmax は例えばｍ5 ＝１６、ｍ10＝１
２、ｍ20＝８（ｍ＝パルス数）を上回る異なる繰り返し
数に従ってそれぞれ次の式で求めることができる。
後、パルス（ｎ＋１）の間のインピーダンス、つまり最
大インピーダンス変化ｄｚmax の標準化値の中央値αik
をΔＨＲj に依存する信号パラメータとして選択する。
ここでは中央値ΔＺmax は例えばｍ5 ＝１６、ｍ10＝１
２、ｍ20＝８（ｍ＝パルス数）を上回る異なる繰り返し
数に従ってそれぞれ次の式で求めることができる。
【００２４】
【数１】 前のパルス（ｎ）の周波数の変化（ｄＨＲj ）に影響さ
れるパルス（ｎ＋１）のｄｚmax と、周波数の変化に影
響されない基準値（ｄｚomax+ ）との差から、例えばｄ
ａomaxに対する商を標準化値αikとして次の式に従って
計算する。
れるパルス（ｎ＋１）のｄｚmax と、周波数の変化に影
響されない基準値（ｄｚomax+ ）との差から、例えばｄ
ａomaxに対する商を標準化値αikとして次の式に従って
計算する。
【００２５】
【数２】 図２は表３に従うＨＲ−Ｐ座標系を特徴的な測定値シー
ケンスの基準値フィールドとして標準化αik（ｄＨ
Ｒj ）シーケンスの形で示す図である。＋−５％、１０
％、２０％の変調度ｄＨＲで周波数を変えた後のｄＨＲ
に依存する６つの信号パラメータαikの値シーケンス
は、表２に従って４つの異なる基本周波数（７０、９
０、１２０、１５０パルス／分）と４つのストレス段階
（Ｐ１ないしＰ４）とで定められる。図３（ａ）には平
静時の基本周波数１２０パルス／分での値シーケンスα
31を拡大して示す。この図では変調度が異なる場合の変
動がはっきりと認識できる。
ケンスの基準値フィールドとして標準化αik（ｄＨ
Ｒj ）シーケンスの形で示す図である。＋−５％、１０
％、２０％の変調度ｄＨＲで周波数を変えた後のｄＨＲ
に依存する６つの信号パラメータαikの値シーケンス
は、表２に従って４つの異なる基本周波数（７０、９
０、１２０、１５０パルス／分）と４つのストレス段階
（Ｐ１ないしＰ４）とで定められる。図３（ａ）には平
静時の基本周波数１２０パルス／分での値シーケンスα
31を拡大して示す。この図では変調度が異なる場合の変
動がはっきりと認識できる。
【００２６】図２に示すような基準値フィールドは各個
人ごとに記憶することができる。これに加えてまたはこ
の代わりに、検出した信号パラメータとともに周波数変
調およびストレスの両方に関する異なるパラメータを用
いた別のフィールドを記憶することもできる。
人ごとに記憶することができる。これに加えてまたはこ
の代わりに、検出した信号パラメータとともに周波数変
調およびストレスの両方に関する異なるパラメータを用
いた別のフィールドを記憶することもできる。
【００２７】この実施態様では、特定のストレス検査つ
まり基準測定の間に、図２に従う基準値フィールドから
各刺激周波数において最適と評価された値のパターンを
選択する。
まり基準測定の間に、図２に従う基準値フィールドから
各刺激周波数において最適と評価された値のパターンを
選択する。
【００２８】ストレスと刺激周波数との間の生理学的に
最適な関係は、次の式でほぼ表すことができる。
最適な関係は、次の式でほぼ表すことができる。
【００２９】
【数３】ＨＲo ＝ ＨＲmin ＋ｃＰK′ ここでＨＲo は基本周波数、ＨＲmin およびｃは個々に
設定できる定数である。この式から、図２に点線で示す
特性曲線１５、つまり４つの基本周波数と４つの基準値
パターンとに基づいて各基本周波数ＨＲo について最適
とされる変化パターンが求められる。これらの基準値パ
ターンは個人ごとに定める。患者にとって有効な場合
は、患者の体調に合わせて基準値フィールド全体から他
の基準値パターンを選択してもよい。
設定できる定数である。この式から、図２に点線で示す
特性曲線１５、つまり４つの基本周波数と４つの基準値
パターンとに基づいて各基本周波数ＨＲo について最適
とされる変化パターンが求められる。これらの基準値パ
ターンは個人ごとに定める。患者にとって有効な場合
は、患者の体調に合わせて基準値フィールド全体から他
の基準値パターンを選択してもよい。
【００３０】心臓用ペースメーカーを装着している患者
の現在の未知の肉体的ストレス段階を基準値測定などに
よって求めるためには、事前に設定した基本周波数であ
る１つの型の周波数変調を変調度を変えて行い、測定と
計算によって標準化した測定シーケンスαikを求める。
ΔＨＲに関連した現在の測定値シーケンスを用いて肉体
的ストレスの段階を決めるためには、基本的にはどの識
別方法を用いてもよいが、ここではいわゆるろ波の最適
値について説明する。現在の測定値シーケンスと基準値
シーケンスとの差の中央値の平方（Δαik）2 を求め、
こうして求めたすべての値の合計ρikを次のように求め
る。
の現在の未知の肉体的ストレス段階を基準値測定などに
よって求めるためには、事前に設定した基本周波数であ
る１つの型の周波数変調を変調度を変えて行い、測定と
計算によって標準化した測定シーケンスαikを求める。
ΔＨＲに関連した現在の測定値シーケンスを用いて肉体
的ストレスの段階を決めるためには、基本的にはどの識
別方法を用いてもよいが、ここではいわゆるろ波の最適
値について説明する。現在の測定値シーケンスと基準値
シーケンスとの差の中央値の平方（Δαik）2 を求め、
こうして求めたすべての値の合計ρikを次のように求め
る。
【００３１】
【数４】 一般に、ほとんどの場合、ρikが最小となる座標は、基
準値シーケンスとの相関が最適な現在の測定値シーケン
スを定め、これにより個々のストレス度を次のように特
徴づける。
準値シーケンスとの相関が最適な現在の測定値シーケン
スを定め、これにより個々のストレス度を次のように特
徴づける。
【００３２】
【数５】Ｐk ＝Ｐk （ρik→ｍｉｎ） ρikが一定のしきい値を上回っている場合は、調節を行
ってρikの値に基づいて基本周波数を増減する。そして
αikを測定し、次に高いまたは低い基準値パターンと比
較する。こうして記憶したパターンに基づいて現在のス
トレスについての最適基本周波数を設定する。
ってρikの値に基づいて基本周波数を増減する。そして
αikを測定し、次に高いまたは低い基準値パターンと比
較する。こうして記憶したパターンに基づいて現在のス
トレスについての最適基本周波数を設定する。
【００３３】これまで説明した処理手順を行う装置を図
４に示す。調節段（変調器）４は大きさおよび時系列
（つまり刺激パルスの周波数）に関して刺激パルス発生
器を制御し、この周波数を刺激電極に伝える。
４に示す。調節段（変調器）４は大きさおよび時系列
（つまり刺激パルスの周波数）に関して刺激パルス発生
器を制御し、この周波数を刺激電極に伝える。
【００３４】処理および評価装置１４は、測定装置また
は電極装置１、２から導出される測定信号の処理に必要
なすべての機能段を備える。その中には、Ａ／Ｄ変換器
のついた実質的に１つのプリアンプ５と、パルス間隔
（つまり刺激周波数）に関係ない信号前部分処理系６
と、パルス間隔にトリガされる信号処理系７とがある。
パルスの持続時間を変えると、周波数調節段４が処理段
７へ形状パルスを発し、その後この処理段７はパルス形
状の平均をとる。処理段７に続く信号分析段８は個々に
要求される分析に最も特徴的な平均信号形状のパルス間
隔に関する値、例えば１パルス間隔あたりの心臓内イン
ピーダンスの最大振幅の変化などを検出する。信号分析
段８の後にはメモリ段９を設け、このうちメモリ領域９
ａには基準値フィールドまたは基準フィールドを置き、
メモリ領域９ｂには現在の測定値シーケンスを一時的に
格納する。比較器段（相関分析最適フィルタ）１０は基
準値フィールドと現在測定値シーケンスとの相関値ρik
を分析し、その結果を周波数調節段１１へ送る。周波数
調節段１１によって相関係数ρikの関数として求めた刺
激周波数の基本値ＨＲo によって、動作制御系１２とと
もにパルス間隔発生器４を制御する。動作制御系１２は
遠隔測定系１３によって予め定められたプログラムによ
って周波数変調の持続時間、型、程度を制御する。
は電極装置１、２から導出される測定信号の処理に必要
なすべての機能段を備える。その中には、Ａ／Ｄ変換器
のついた実質的に１つのプリアンプ５と、パルス間隔
（つまり刺激周波数）に関係ない信号前部分処理系６
と、パルス間隔にトリガされる信号処理系７とがある。
パルスの持続時間を変えると、周波数調節段４が処理段
７へ形状パルスを発し、その後この処理段７はパルス形
状の平均をとる。処理段７に続く信号分析段８は個々に
要求される分析に最も特徴的な平均信号形状のパルス間
隔に関する値、例えば１パルス間隔あたりの心臓内イン
ピーダンスの最大振幅の変化などを検出する。信号分析
段８の後にはメモリ段９を設け、このうちメモリ領域９
ａには基準値フィールドまたは基準フィールドを置き、
メモリ領域９ｂには現在の測定値シーケンスを一時的に
格納する。比較器段（相関分析最適フィルタ）１０は基
準値フィールドと現在測定値シーケンスとの相関値ρik
を分析し、その結果を周波数調節段１１へ送る。周波数
調節段１１によって相関係数ρikの関数として求めた刺
激周波数の基本値ＨＲo によって、動作制御系１２とと
もにパルス間隔発生器４を制御する。動作制御系１２は
遠隔測定系１３によって予め定められたプログラムによ
って周波数変調の持続時間、型、程度を制御する。
【００３５】上述の実施態様では、図２に示す形状の測
定値１はインピーダンスの測定に基づいて定められた
が、他の測定パラメータまたはパラメータの組み合わせ
を選択してもよく、その場合は図２に示すような基準値
フィールドは他の形状に基づく。
定値１はインピーダンスの測定に基づいて定められた
が、他の測定パラメータまたはパラメータの組み合わせ
を選択してもよく、その場合は図２に示すような基準値
フィールドは他の形状に基づく。
【００３６】心臓用ペースメーカーがストレス状態の変
化に適応するには、変調に反応するのを待たなければな
らないため相対的に時間がかかり、このため測定周期は
相対的に長くなる。だが図５に従う動き依存性のセンサ
を組み合わせればこの点を改善することができる。
化に適応するには、変調に反応するのを待たなければな
らないため相対的に時間がかかり、このため測定周期は
相対的に長くなる。だが図５に従う動き依存性のセンサ
を組み合わせればこの点を改善することができる。
【００３７】動きに依存するセンサは活動ペースメーカ
ー中で用いられる。だがこのタイプのペースメーカー
は、主として非生理的大きさ（つまり加速や振動）に影
響され、かつその反応の仕方を特定できないという機能
上の欠点がある。図５に従うストレス検出では非生理的
変化を刺激周波数へ訂正することができる。
ー中で用いられる。だがこのタイプのペースメーカー
は、主として非生理的大きさ（つまり加速や振動）に影
響され、かつその反応の仕方を特定できないという機能
上の欠点がある。図５に従うストレス検出では非生理的
変化を刺激周波数へ訂正することができる。
【００３８】図５では、移動センサを参照符号２０で示
し、ここでは一例として移動センサは圧電素子の形であ
る。移動センサ２０は信号評価段２１に接続され、信号
評価段２１の出力は比較器／スイッチ２２に接続され、
比較器／スイッチ２２はパルス間隔発生器または変調器
４に接続され、変調器４は刺激パルス発生器３を制御す
る。刺激パルスは刺激電極１に送られる。
し、ここでは一例として移動センサは圧電素子の形であ
る。移動センサ２０は信号評価段２１に接続され、信号
評価段２１の出力は比較器／スイッチ２２に接続され、
比較器／スイッチ２２はパルス間隔発生器または変調器
４に接続され、変調器４は刺激パルス発生器３を制御す
る。刺激パルスは刺激電極１に送られる。
【００３９】これと平行して、上述した配列を実現す
る。つまり、インピーダンス測定電極２によってインピ
ーダンスを測定して信号処理段１４へ送り、ここで検出
した測定パラメータ、ここではインピーダンスを処理
し、先に説明した記憶しておいた基準値と比較する。そ
の後、現在のインピーダンス値から最適な刺激周波数Ｈ
Ｒb を計算して求める。次に図５に従う装置の動作を説
明する。
る。つまり、インピーダンス測定電極２によってインピ
ーダンスを測定して信号処理段１４へ送り、ここで検出
した測定パラメータ、ここではインピーダンスを処理
し、先に説明した記憶しておいた基準値と比較する。そ
の後、現在のインピーダンス値から最適な刺激周波数Ｈ
Ｒb を計算して求める。次に図５に従う装置の動作を説
明する。
【００４０】正常時は、基本周波数ＨＲb を変調を行わ
ずに検出し、刺激パルス発生器３に従って連続して、か
つインピーダンス電極２および信号処理段１４を介して
制御する。移動センサ２０が動きの変化を検出すると、
その変化量が事前に設定したしきい値より上か下かを信
号評価段２１で確認する。そして公知の先行技術に従い
基本周波数ＨＲb をその移動量に割り当てる。比較器／
スイッチ２２ではこの基本周波数が基本周波数ＨＲb よ
り大きいか小さいかを判断する。この基本周波数ＨＲb
はインピーダンス測定装置によって連続して検出され
る。
ずに検出し、刺激パルス発生器３に従って連続して、か
つインピーダンス電極２および信号処理段１４を介して
制御する。移動センサ２０が動きの変化を検出すると、
その変化量が事前に設定したしきい値より上か下かを信
号評価段２１で確認する。そして公知の先行技術に従い
基本周波数ＨＲb をその移動量に割り当てる。比較器／
スイッチ２２ではこの基本周波数が基本周波数ＨＲb よ
り大きいか小さいかを判断する。この基本周波数ＨＲb
はインピーダンス測定装置によって連続して検出され
る。
【００４１】この場合、パルス間隔発生器４に信号が送
られて変調ＨＲ＝ＨＲb ＋ΔＨＲを行う。刺激パルス発
生器３はこれに対応してパルスを発生し、図１ないし図
４を参照して説明したような調節が行われる。比較器２
２では、信号処理段１４が定めた基本周波数ＨＲb が移
動センサ２０に基づいて定められた周波数ＨＲ1 と一致
するかどうかを確認する。移動量の変化が非生理的大き
さによって影響されている場合は、パルス間隔発生器４
は基本周波数をインピーダンスによって設定される値Ｈ
Ｒb へ変える。それ以外では、基本周波数ＨＲ1 をと
り、変調を終了する。
られて変調ＨＲ＝ＨＲb ＋ΔＨＲを行う。刺激パルス発
生器３はこれに対応してパルスを発生し、図１ないし図
４を参照して説明したような調節が行われる。比較器２
２では、信号処理段１４が定めた基本周波数ＨＲb が移
動センサ２０に基づいて定められた周波数ＨＲ1 と一致
するかどうかを確認する。移動量の変化が非生理的大き
さによって影響されている場合は、パルス間隔発生器４
は基本周波数をインピーダンスによって設定される値Ｈ
Ｒb へ変える。それ以外では、基本周波数ＨＲ1 をと
り、変調を終了する。
【００４２】図２および図３に従う例では、基準値フィ
ールドはインピーダンス測定値によって形成される。イ
ンピーダンス測定値は基準値、変調度、およびストレス
段階がそれぞれ異なるある型の変調によって検出され、
いわゆる二次元測定値フィールドが得られる。また、例
えば変更することのできる型の変調を他のパラメータと
して使用する場合のように三次元値フィールドを選択す
ることもできる。
ールドはインピーダンス測定値によって形成される。イ
ンピーダンス測定値は基準値、変調度、およびストレス
段階がそれぞれ異なるある型の変調によって検出され、
いわゆる二次元測定値フィールドが得られる。また、例
えば変更することのできる型の変調を他のパラメータと
して使用する場合のように三次元値フィールドを選択す
ることもできる。
【００４３】他の実施態様では、変調度を変える代わり
にパルス間隔内の異なる走査時間を検出してもよい。検
出する特性測定値の数が増えれば相関分析の精度は向上
する。つまり、測定値シーケンスを設定するためには、
変調段階の数を増やすか、または変調１段階ごとに検出
される測定値の数を増やさなければならない。生理学的
には、使用する変調段階の数および規模をできる限り抑
える方が好ましいので、パルス周波数の自然な変調範囲
をできるだけ越えないために次のこと、つまり、刺激の
伝播および心臓の圧力対体積の関数は４つの特徴的位相
を経て進み、各々の位相は周波数変調によってそれぞれ
特定的に影響されるということを利用する。このため、
インピーダンスと同じく圧力または体積に左右される心
臓内測定値の場合は、検出するパルス間隔ごとに、例え
ば心収縮期の最大値と心拡張期の最低値といった少なく
とも２つの測定値をとるのがよい。
にパルス間隔内の異なる走査時間を検出してもよい。検
出する特性測定値の数が増えれば相関分析の精度は向上
する。つまり、測定値シーケンスを設定するためには、
変調段階の数を増やすか、または変調１段階ごとに検出
される測定値の数を増やさなければならない。生理学的
には、使用する変調段階の数および規模をできる限り抑
える方が好ましいので、パルス周波数の自然な変調範囲
をできるだけ越えないために次のこと、つまり、刺激の
伝播および心臓の圧力対体積の関数は４つの特徴的位相
を経て進み、各々の位相は周波数変調によってそれぞれ
特定的に影響されるということを利用する。このため、
インピーダンスと同じく圧力または体積に左右される心
臓内測定値の場合は、検出するパルス間隔ごとに、例え
ば心収縮期の最大値と心拡張期の最低値といった少なく
とも２つの測定値をとるのがよい。
【００４４】図６は心周期のパルス間隔における異なる
心臓内信号を示すグラフである。収縮期（等容性収縮）
と、拡張期と、弛緩期（等容性弛緩）と、充填期との４
つの位相の境にはＸ軸上に印をつけている。これらの曲
線は、上から順にＥＣＧ（またはＥＥＧ）、右心室圧、
ＰＡＰ、肺動脈流量（肺流量）、および右心室インピー
ダンスという異なる型の心臓内信号を示す。
心臓内信号を示すグラフである。収縮期（等容性収縮）
と、拡張期と、弛緩期（等容性弛緩）と、充填期との４
つの位相の境にはＸ軸上に印をつけている。これらの曲
線は、上から順にＥＣＧ（またはＥＥＧ）、右心室圧、
ＰＡＰ、肺動脈流量（肺流量）、および右心室インピー
ダンスという異なる型の心臓内信号を示す。
【００４５】各型の信号が変調の型および変調度に応じ
て特徴的な形を示すような走査時間点、および心周期ま
たはパルス間隔内の時間を選択することができる。信号
の型が異なれば走査時間も異なることがある。
て特徴的な形を示すような走査時間点、および心周期ま
たはパルス間隔内の時間を選択することができる。信号
の型が異なれば走査時間も異なることがある。
【００４６】実際には、パルス位相特定的な走査をや
め、代わりにパルス間隔の間で時間を厳密に規定した地
点で測定信号を走査する方が有効である。
め、代わりにパルス間隔の間で時間を厳密に規定した地
点で測定信号を走査する方が有効である。
【００４７】例えば変調度＋−１０％だけで周波数を変
調する場合、代わりにパルス間隔内で６つの走査点を使
用すれば、図３（ａ）と同様の図３（ｂ）に示す測定値
シーケンスを得ることができる。
調する場合、代わりにパルス間隔内で６つの走査点を使
用すれば、図３（ａ）と同様の図３（ｂ）に示す測定値
シーケンスを得ることができる。
【００４８】
【発明の効果】本発明に従えば、心臓用ペースメーカー
において、心臓内の混合測定信号から機能に特定的な信
号成分をろ波するかわりに、個人ごとにある特定の信号
パラメータだけを測定し、記憶した基準値フィールドと
現在値フィールドとを比較して相関をとって現在のスト
レス度を決定し、決定したストレス状態ごとに刺激周波
数を迅速かつ正確に調節できる。
において、心臓内の混合測定信号から機能に特定的な信
号成分をろ波するかわりに、個人ごとにある特定の信号
パラメータだけを測定し、記憶した基準値フィールドと
現在値フィールドとを比較して相関をとって現在のスト
レス度を決定し、決定したストレス状態ごとに刺激周波
数を迅速かつ正確に調節できる。
【図１】 二重パルス変調の型を用いて、様々な基本周
波数および様々な変調度で変調した刺激周波数の時系列
的な形状を示すグラフである。
波数および様々な変調度で変調した刺激周波数の時系列
的な形状を示すグラフである。
【図２】 基本周波数およびストレス段階の異なるスト
レス刺激周波数座標フィールドとして基準値フィールド
を示す図である。
レス刺激周波数座標フィールドとして基準値フィールド
を示す図である。
【図３】 異なる変調度とパルス間隔内の異なる走査点
とに従って周波数を変化させた後の信号パラメータを示
すグラフである。
とに従って周波数を変化させた後の信号パラメータを示
すグラフである。
【図４】 本発明の一実施形態に従う装置の回路図であ
る。
る。
【図５】 本発明の他の実施形態に従う装置の回路図で
ある。
ある。
【図６】 様々な心臓内信号の特性曲線のグラフであ
る。
る。
１ 刺激電極、２ インピーダンス測定電極、３ 刺激
パルス発生器、４ パルス間隔発生器、５ プリアン
プ、６ 信号前部分処理系、７ 信号処理系、８信号分
析段、１０ 比較器段、１１ 周波数調節段、１２ 動
作制御系、１３遠隔測定系、１４ 処理および評価装
置。
パルス発生器、４ パルス間隔発生器、５ プリアン
プ、６ 信号前部分処理系、７ 信号処理系、８信号分
析段、１０ 比較器段、１１ 周波数調節段、１２ 動
作制御系、１３遠隔測定系、１４ 処理および評価装
置。
Claims (11)
- 【請求項１】 事前に設定可能な刺激周波数のパルスで
心臓を刺激するための刺激電極と、心臓の機能に関する
測定値を検出するためのセンサ装置と、前記心臓の機能
に関する測定値を処理し評価する為の装置と、を備える
心臓用ペースメーカー用に肉体的ストレスを検出するた
めの装置であって、前記刺激周波数は変化し、前記変化
に応答する心臓内信号が測定される前記装置において、 前記センサ装置は、前記事前に設定可能な刺激周波数の
様々な基本値および前記事前に設定可能な肉体的ストレ
ス段階で、前記刺激周波数に少なくとも１つの型の変調
を事前に設定可能な様々な変調度で行うか、または前記
刺激周波数に少なくとも１つの型の変調を少なくとも１
段階の変調度でパルス間隔内の様々な走査点で行い、そ
の結果得られる測定値シーケンスを基準値フィールドと
して前記処理および評価装置に記憶し、 前記センサ装置は、前記刺激パルスの前記予め設定した
基本周波数の１つで前記刺激周波数に前記の型の変調を
前記予め設定した様々な変調度で行って、現在の心臓内
信号を現在の測定値シーケンスして測定し、 前記処理および評価装置は、前記現在の測定値シーケン
スと前記基準値フィールドとして記憶した前記測定値シ
ーケンスとの相関をとり、前記測定値フィールドの前記
測定値シーケンスの前記ストレス段階のうちで前記現在
の測定値シーケンスとの相関が最も大きいものを現在の
ストレス段階として決定することを特徴とする心臓用ペ
ースメーカー用に肉体的ストレスを検出するための装
置。 - 【請求項２】 請求項１に記載の装置において、 前記心臓用ペースメーカーの前記刺激周波数は、前記定
めた実際のストレス段階の刺激周波数に従って制御さ
れ、前記刺激パルスの前記基本周波数は、前記ストレス
または事前に設定した個人ごとの基準値パターンに基づ
いて前記基本周波数の予め設定した特性曲線に従って設
定されることを特徴とする心臓用ペースメーカー用に肉
体的ストレスを検出するための装置。 - 【請求項３】 請求項１又は請求項２に記載の装置にお
いて、 前記刺激周波数は、基準値として定めた中央値に対して
連続する２つの刺激パルスの間だけで時間間隔が短縮ま
たは拡張されるように変調され、この手順はある一定の
パルス数ごとに周期的に繰り返されることを特徴とする
心臓用ペースメーカー用に肉体的ストレスを検出するた
めの装置。 - 【請求項４】 請求項１から請求項３のいずれかに記載
の装置において、 ＥＣＧを用いずに、及び／又は電流源（インピーダン
ス）から一極もしくは多極刺激用カテーテルの電極を介
して導出することのできる電圧が心臓内測定信号として
選択されることを特徴とする心臓用ペースメーカー用に
肉体的ストレスを検出するための装置。 - 【請求項５】 請求項１から請求項４のいずれかに記載
の装置において、 関連した元の信号の極値またはその一階微分を心拡張期
もしくは心収縮期内または前記刺激パルスの開始から前
記極値の１つに達するまでの間に信号パラメータとして
選択することを特徴とする心臓用ペースメーカー用に肉
体的ストレスを検出するための装置。 - 【請求項６】 請求項１から請求項５のいずれかに記載
の装置において、 前記個々に用いられる心臓内測定信号の特定のパラメー
タの変化を周波数の変調に依存する測定値の大きさとし
て評価し、前記パラメータはパルス間隔中の変化に続く
２つのパルス間隔の間の信号形状の分析から得られ、前
記特定のパラメータの基本値と前記パルス間隔の一方ま
たは他方または両方の間の変調に影響される値との差
か、または前記基本値に関して標準化された変化値のい
ずれかが得られることを特徴とする心臓用ペースメーカ
ー用に肉体的ストレスを検出するための装置。 - 【請求項７】 請求項１から請求項６のいずれかに記載
の装置において、 個々に用いられる前記変化値の前記中央値は、複数個の
変化期間にわたって求められることを特徴とする心臓用
ペースメーカー用に肉体的ストレスを検出するための装
置。 - 【請求項８】 請求項１から請求項７のいずれかに記載
の装置において、 前記基準値フィールドは、変調の型ごとに記憶されるこ
とを特徴とする心臓用ペースメーカー用に肉体的ストレ
スを検出するための装置。 - 【請求項９】 請求項１から請求項８のいずれかに記載
の装置において、 前記刺激周波数の変調は、前記心臓用ペースメーカー中
で検出した１つ以上の追加の測定パラメータの評価に基
づいて開始される特定の時間間隔での測定信号の処理お
よび評価によって有効となることを特徴とする心臓用ペ
ースメーカー用に肉体的ストレスを検出するための装
置。 - 【請求項１０】 請求項９に記載の装置において、 前記追加の測定パラメータは、体内の循環機能に直接結
合する必要がなく、移動センサによって検出される体の
移動のように非生理的に反応することができることを特
徴とする心臓用ペースメーカー用に肉体的ストレスを検
出するための装置。 - 【請求項１１】 請求項１から請求項１０のいずれかに
記載の装置において、 前記追加の測定パラメータを検出すると、前記周波数変
調に基づく前記基準パターンを用いて前記変調および評
価を行い、前記追加の測定パラメータの評価に基づいて
定められた基本周波数を用いて発見した前記基本周波数
との比較を行うことを特徴とする心臓用ペースメーカー
用に肉体的ストレスを検出するための装置。
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