JPH09117517A - 能動植え込み型医療用装置における補充収縮間隔の変化を制御する方法および装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 （修正有） 【課題】 刺激周波数が基準周波数の上方で増進され得
る心臓用ペースメーカーおよび／または除細動装置を提
供する。 【解決手段】 特に心臓ペースメーカーまたは除細動器
等の能動植え込み型医療用機器であり、これが機器の携
帯者の自発的または刺激された瞬間的な心臓リズムを検
出し、可変的な補充収縮間隔を伴った刺激パルスを発し
て、これが補充収縮間隔を徐々に増加させる。従来の検
出回路によって第一の時間周期を通じて検出された心臓
リズムの変化に相当する情報を記録し、調節される補充
収縮間隔は記録された情報より時間的に後方になり、特
に補充収縮間隔の可変的な上昇速度を設定し、この可変
的速度は実質的に記録された情報の関数として、および
／または先に検出された心臓リズムの積分処理によって
算定し、これによって補充収縮間隔の漸進的な増加を達
成する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】この発明は、１９９０年６月２０日付けの
ＥＣ審議会による法令第９０／３８５／ＥＥＣ号によっ
て定義されている“能動植え込み型医療用装置”に関
し、より具体的には、刺激周波数が基準周波数の上方で
増進され得る心臓用ペースメーカーおよび／または除細
動装置に関する。

【０００２】この能動植え込み型の最初の機器は、平滑
化アルゴリズムを有するシングル・チャンバ・デマンド
・ペースメーカーであった。平滑化アルゴリズムは刺激
周波数が基準周波数の上方において自発的なリズム（す
なわち自然の心臓活動）に追随することを可能にし、こ
れは、自発的なリズムが存在しない場合に、刺激パルス
を供給して基準周波数よりも小さくなるまで徐々に低下
する刺激周波数を生成することによってリズムの継続性
を確保することにより達成される。ここで使用されてい
るように、“周波数”および“リズム”という用語は言
い換え可能である。

【０００３】他の能動植え込み型の機器は心房の同期化
を有するダブル・チャンバ・ペースメーカーである。こ
の機器において、心室は心房の自発的リズムに応じて普
通に刺激される。心房障害（異常心収縮の際、または心
房生起が検出されない際）が発生した場合、心室が心房
から減結合され、心室に適用される刺激周波数は、再
び、基準または制御周波数以下に低下するまで徐々に低
減される。基準周波数は主に医師によってプログラムさ
れる。制御周波数は機器によって付加される基準周波数
に代わる他のリミットである。

【０００４】同様にして、より新型の能動植え込み型心
臓用機器においては、刺激周波数は一つまたは複数のセ
ンサによって提供される情報（これらの情報は機器を携
帯する患者の心臓出力要求に相関する）に拘束され、す
なわちこれらの情報の関数として決定され、検知された
情報が欠如しているかまたは検知された情報があまりに
も低下している際、一つまたは複数のセンサによって提
供される情報に追随することなく、患者の生理機能を考
慮する方法によって、刺激周波数が制御周波数へと低下
しなければならない。刺激周波数または速度が患者の心
臓出力要求を現す検出されたパラメータに応答すること
から“速度対応”機器とも呼ばれる、この種の機器にお
いて、例えば激しい生理活動の終局時における検出され
たパラメータの欠損またはその大きさの明確な低下が刺
激速度の変化をもたらし、これは患者が生理的に耐え得
るものではない。したがって、このようなケースにおい
ては平滑化アルゴリズムが用いられる。

【０００５】ＥＬＡメディカル社による欧州特許第ＥＰ
−Ａ−０４８８８４０号ならびに第ＥＰ−Ａ−０４８８
８４１号において、この発明の譲受人は、種々の構成に
おいて心臓リズムの低下を制御するための種々の方式に
ついて述べており、これは、例えば、場合に応じて、予
めプログラムされ、ペースメーカー機器がそのロジック
に従って基準または制御周波数への回帰を決定した際に
実行される減速スロープ（これは実質的に一心臓サイク
ルにつきミリ・セカンドの単位で設定され、一つの心臓
サイクルから次のサイクルへの補充収縮間隔の大きさの
変化を制限するために実施される）を使用することによ
って達成される。

【０００６】心臓リズムの低下を制御するパラメータ
は、低下が開始する時点とプログラムされた基準周波数
に到達する時点との間の降下時間に基づいて設定するこ
とも可能である。

【０００７】ＰＣＴ出願第ＷＯ−Ａ−９３／２３１１５
号（メドトロニック社）が提案している低下アルゴリズ
ムにおいては、減速スロープが生理センサによって集積
されたパラメータに基づいて計算され、これは患者の活
動に応じて“ワーク”信号を提供することを想定してい
る。しかしながら、この管理プロセスは、センサ（これ
もペースメーカーが生理パラメータに束縛される（すな
わち速度応答）タイプであることを前提としている）に
よって提供される情報のみに相応する減少を生成し、一
つまたは複数の生理センサを必要とする。

【０００８】本発明の目的は、刺激周波数の低下に対し
て敏感な植え込み型ペースメーカーまたは除細動器にお
いて、患者の本来の心臓リズムに応じ、したがって患者
の生理的要求をより有効に考慮することにより、患者に
より効果的にする適応する方式を用いて、速度制御信号
の中断または欠如に対する解決策を提供することであ
る。

【０００９】別の言い方をすれば、持続時間が短いかま
たは大きさの上昇が小さい患者の苦痛（ｐａｔｉｅｎｔ
ｅｆｆｏｒｔ）の場合において、本発明に係るシステ
ムは刺激周波数の急速な低下を選択し、これに対し、激
しいおよび／または長時間の患者の苦痛の場合には、シ
ステムは、より低速な低下を適用することにより、患者
の実際の変態要求により有効に適応する十分な回復時間
を患者に提供する方法でもって降下時間を延長する。

【００１０】さらに、本発明は、その動作がセンサに束
縛（すなわち、例えば、能動性、加速、分間量、呼吸、
酸素飽和度、温度、または他の一つあるいは複数の生理
出力要求の表示に適したパラメータに基づいた速度応
答）されているかどうかにかかわらず、すべてのタイプ
のペースメーカーおよびこれと同様な機器に適用し得る
ことはもちろんである。したがって、本発明は、全ての
領域の能動植え込み型医療機器に適用可能であり、すな
わち、最も単純なペースメーカーも含まれ、これは、最
も単純なペースメーカーが心臓リズムのみに依存してて
おり、外部から得た情報の集積ならびに処理を必要とし
ないからである。さらに以下に明らかにされるように、
本発明は、アナログおよび／またはデジタル回路機構、
またはソリッド・ステート機器、および、より好適に
は、以下に記述するロジックを実行するための適宜なメ
モリおよびソフトウェア指令を有するマイクロプロセッ
サ制御機器を用いて実施することができる。本発明を実
行するために改良し得る好適なペースメーカーおよび除
細動器製品には、ＥＬＡメディカル社（フランス国モン
ルージュ）から市販されているオーパス、コーラス、デ
ィフェンダー等の製品が含まれる。

【００１１】この結果、本発明の一面としては、瞬間的
な心臓リズムを検出して機器を携帯する人（すなわち患
者）の自発的（検出された）なものか、あるいは刺激
（ペースド）されたものであるかを検知するよう動作す
る検出回路手段と；可変的な補充収縮間隔を有する刺激
パルスを提供するよう動作する刺激回路手段と；補充収
縮間隔を徐々に増大させる回路手段とを備え、この補充
収縮間隔を徐々に増大させる回路手段がメモリならびに
前記検出回路手段によって現存する補充収縮間隔の増大
（これはまさに形成されようとしている増大である）に
先行して検出された心臓リズムを現す情報を記憶するた
めの回路手段を有するタイプのペースメーカーに適合し
ている。

【００１２】好適な一実施例において、補充収縮間隔を
徐々に増大させる回路手段は、補充収縮間隔の可変的な
増大の速度を決定するよう動作し、この可変的な速度は
実質的に記憶された心臓リズムの関数として決定され
る。

【００１３】補充収縮間隔を徐々に増大させる回路手段
は、検出回路手段によって現存する補充収縮間隔の増大
に先行して検出された心臓リズムを集積するよう動作す
る。さらに好適には、補充収縮間隔を徐々に増大させる
回路手段は、カウンタを増減し、したがって、現存する
補充収縮間隔の増大に対して適用される増加率が前記カ
ウンタによって得られた数値に応じて決定される。

【００１４】この最後に述べたケースにおいて、補充収
縮間隔を増加させるために適用される増加率は、カウン
タの数値とは逆に適用される。一方、カウンタの数値を
あらかじめ設定された数値からなる一連のレンジと比較
することもでき、各レンジは与えられた適用される増加
率の数値に対応する。

【００１５】さらに別の実施例において、許容されるカ
ウンタの変動は最小値と最大値との間に制限され、この
最大値は計算された補充収縮間隔数値の関数として変化
する数値となる。

【００１６】好適には、カウンタの増加する速度は、こ
の増加速度に計算された補充収縮間隔数値の関数として
変化する乗算因数を付加することによって、計算された
補充収縮間隔数値に相応して変化させる。

【００１７】さらに、好適には、カウンタが低減する速
度は、先行する心臓サイクルの間に、この低減速度に計
算された補充収縮間隔数値の関数として変化する乗算因
数を付加することによって設定される補充収縮間隔数値
に従って変化する。

【００１８】さらに、本発明は補充収縮間隔が増加して
いるかまたは低下しているかを判定する回路手段を備
え、ここで増加率は、低下状態が検知された際に補充収
縮間隔を徐々に増大させるための処理手段によって設定
され、さらにそれによって提供された数値に維持され、
その結果この状態がさらに変化することはない。

【００１９】本発明の種々の特徴ならびにその有効性
は、以下に述べる本発明の好適な実施例ならびに添付図
面を参照すれば、当業者においては容易に理解すること
ができるであろう。

【００２０】図１を参照すると、本発明の好適な実施例
を実現するために改良された心臓ペースメーカーがブロ
ック線図の形式で示されている。ペースメーカーは二つ
の主要なブロック２０および３０によって示されてお
り、それぞれが相互依存した複数のモジュールから構成
されている。ブロック２０は従来型のペースメーカー回
路機構に相当し、破線で示された追加的なモジュールを
含んでいる。ブロック３０は、本発明を実施するために
データ処理（計算）領域、特に信号またはデータ処理回
路あるいはモジュール（アナログ、デジタルまたはハイ
ブリッド回路のいずれが使用されるかによる）の領域に
おいて従来型ペースメーカーを改良したものに相当す
る。

【００２１】患者の心臓１０は自発的な心臓リズムを生
成する。このリズムは従来型ペースメーカーの検出モジ
ュール２１によって検出され、すなわち、回路は、特に
電気的心臓活動を検知して収縮を認識し、シングルまた
はマルチプル・チャンバ・ペースメーカーのいずれから
なるものかによって、心室および／または心房リズムを
検出する。

【００２２】さらに、従来型ペースメーカーは刺激モジ
ュール２２を備え、これは処理回路３０によって決定さ
れた情報に基づいて刺激パルスを発し、または場合によ
って、検出モジュール２１の制御下において刺激パルス
を自動的に発振することが禁止される。

【００２３】任意によって、ブロック２０は一つあるい
は複数の生理パラメータ用センサ２３（一つのみが描か
れている）を備え、センサは、例えば、分間換気数、血
液内酸素飽和度、温度、加速（患者の動作）等を既知の
方法で測定する。この実施例においては、一つまたは複
数のセンサ２３から得られた情報から補充収縮間隔に相
応する刺激速度を決定するために計算モジュール２４が
設けられている。このパラメータはさらに計算ブロック
３０に伝達される。

【００２４】さらに、ブロック２０は計算モジュール２
５を備え、これは、例えば、前述した欧州特許第ＥＰ−
Ａ−０４８８８４１号（Ｅｌａメディカル社）に示され
ているように、検出モジュール２１の情報を使用するこ
とによって、補充収縮間隔の平滑化を提供し、このこと
が心臓リズムの発作的な中断を防止する。

【００２５】さらに、例えば、前述した欧州特許第ＥＰ
−Ａ−０４８８８４０号（Ｅｌａメディカル社）または
米国特許第５２２６４１５号に記載されているように、
計算モジュール２６が検出モジュール２１の情報を使用
して“フォールド（ｆｏｌｄ）”補充収縮間隔を決定す
るよう構成することができ、これによってダブル・チャ
ンバ・ペースメーカーのケースにおける心房急性不整脈
または異常収縮を防止する。

【００２６】別の実施例においては、ブロック２０が追
加的に別のアルゴリズムに基づいて補充収縮間隔を計算
する一つまたは複数の計算モジュール２７、２８を備え
ることができ、これらはモジュール２７内において検出
モジュール２１によって提供される情報を使用し、モジ
ュール２８内ではこの情報を使用しないよう構成でき
る。

【００２７】次に、ブロック３０はブロック２０の刺激
モジュール２２の制御を保持し、さらに各種のモジュー
ル２５ないし２８によって形成されたデータから補充収
縮間隔を計算するための計算モジュール３１を備えてい
る。したがって、ブロック３０は、各種のアルゴリズム
を結合して生理機能を最大に満たし患者を保護するよう
な方法によって“ファイナル（ｆｉｎａｌ）”補充収縮
間隔を設定する。この“ファイナル”補充収縮間隔は以
下“ＥＩｆ”と呼称する。

【００２８】この設定された数値ＥＩｆは、監督モジュ
ール３２に付加され、これが以下に記述する方法で心臓
リズムの“上昇”と“低下”を区別する。さらに、この
監督モジュール３２は解析モジュール３３と速度計算モ
ジュール３４を制御し、解析モジュール３３は心臓活動
曲線を解析して心臓リズムの上昇および低下を計量し、
速度計算モジュール３４は、患者の先行する心臓リズム
に従って、患者に適用することが望ましい補充収縮間隔
の増大に相当する心臓周波数の低下速度（これは“ＲＡ
ＴＥｄｅｃ”と呼称する）を決定する。この低下速度
は、心臓リズムの各上昇曲面中において、以下に記述す
る方法によって計算および設定される。これは、さら
に、監督モジュール３２によって検知された心臓リズム
の低下曲面において使用される。

【００２９】さらに、ブロック３０は、計算モジュール
３５を備えており、これがブロック２０に適用する補充
収縮間隔を計算し、心臓サイクルの進行中に補充収縮間
隔を決定し、その終末点において検出モジュール２１に
よって自発的活動が検出されない場合には刺激モジュー
ル２２によって刺激パルスが供給される（あるいは、逆
に、自発的活動の検出によって刺激パルスの供給が禁止
される）。

【００３０】ブロック３０は、心臓リズムの進展に追随
して動作し、以下の方法によって刺激パルス周波数の低
下を制御する。明らかなように、本発明はマイクロプロ
セッサに基づいた機器において特に有効であり、処理を
実行するためのソフトウェアは当該技術に一般的に通じ
たものによれば適切に制作することができる。

【００３１】以下において次の定義が使用される。心臓
リズムまたは周波数は同一のものとして“ｆ”と称し、
ｍｉｎ^−１またはｃｐｍ（サイクル／分）で現し、補充
収縮間隔“ＥＩ”はミリセカンドで現し、周波数の上昇
は補充収縮間隔の低下に符合し、またその逆も成立す
る。

【００３２】“Ｐｎ−１”という記号は、先行した心臓
周期を示し、実施形態に応じて、最後のｘ心臓周期（例
えばｘ＝４）の平均、または先行した心臓周期（例えば
ｘ＝１）として割り当てることができる。

【００３３】記号“ＥＩｆ”は、前述したように、一つ
または複数のアルゴリズムによって計算された補充収縮
間隔であり、基準補充収縮間隔に等しいかまたはこれよ
り小さいインターバルを提供するためのものである。例
えば、インターバルＥＩｆは束縛されたインターバル
（速度応答インターバル）または平滑化されたインター
バルとすることができる。このインターバル値は心臓周
期Ｐｎ−１に続く心臓周期Ｐｎに相関する。

【００３４】記号“ＥＩｎ”は、本発明にしたがって計
算された補充収縮間隔を示し、心臓周期Ｐｎに相関す
る。

【００３５】記号“ＥＩｂａｓｅ”は、基準刺激インタ
ーバルを示し、一般的に医師によって設定され（例え
ば、プログラムされ）、心臓ペースメーカーの種々のア
ルゴリズムによって使用される。

【００３６】記号“ＥＩｍｉｎ”は、連続する刺激間の
最小インターバルを示し、これも通常医師によって設定
される。

【００３７】記号“ＥＩｔｈｒｅｓｈ”は、補充収縮間
隔しきい値を示し、このしきい値と比較されるＰｎ−１
の値に応じて二つの異なったレンジの心臓周期を識別す
るよう作用する。この実施例においては、ＥＩｔｈｒｅ
ｓｈは（ＥＩｂａｓｅ＋ＥＩｍｉｎ）／２の値に任意に
固定される。別の形式の本発明の実施形態においては、
以下に示されるように、しきい値インターバルの概念を
排除するか、または一つではなく複数のしきい値インタ
ーバルを設定し、これによって異なる作用を提供するこ
とができる。

【００３８】記号“ＲＡＴＥｄｅｃ”は、前述したよう
に心臓リズムの低下の間の平滑化動力に相関し、リズム
の低下の各周期に対して患者の先行した心臓周期に適用
されたリズムの低下速度を一つ選択することによって作
成される。アルゴリズムはこの低下速度を計算する。こ
の実施例においては、低下速度ＲＡＴＥｄｅｃは心臓サ
イクル（ｃｃ）毎にミリセカンド（ｍｓ）の数値とな
る。

【００３９】記号“ＣＴＲ”は、患者の心臓プロフィー
ルを計量化するために使用されるカウンタの数値を示
す。その表示数値は患者の心臓リズムが加速する際に増
加し、患者の心臓リズムが減速する際に減少する。数値
的なカウンタのカウント値ＣＴＲが減速率ＲＡＴＥｄｅ
ｃの選択を決定する。本実施例においてはＣＴＲレンジ
は０から２５５である。

【００４０】記号“ＴＨＲＥＳＨＣｔｒ”は、心臓周期
数値のレンジのためのカウンタ限界値を示す。

【００４１】記号“Ｇ（ＥＩｆ）”は、ＴＨＲＥＳＨＣ
ｔｒの数値を数値ＥＩｆの関数として決定する関数Ｇを
示す。この関数は好適には対応表（図６に示す）の形式
によって実施され、これがカウンタ限界値をＥＩｆの各
数値に対応させる。本実施例においては、ＥＩｂａｓｅ
からＥＩｆの範囲において８つのレンジに分割されてお
り、図６に設定されているように各レンジがＴＨＲＥＳ
ＨＣｔｒ数値に対応している。

【００４２】記号“Ｍａｃｃ”および“Ｐａｃｃ”は、
カウンタ・カウント数値ＣＴＲを時間進行にともなって
に増加させる方式を定義するために使用する変数を示
す。数値Ｐａｃｃはカウンタ数値ＣＴＲに加算され、Ｍ
ａｃｃはある段階でＰａｃｃに適用される乗算因子であ
る。本実施例においては、Ｐａｃｃ＝１およびＭａｃｃ
＝３である。

【００４３】これと同様に、記号“Ｍｄｅｃ”および
“Ｐｄｅｃ”は、カウンタ・カウント数値を終始低下さ
せる方式を定義する変数を示す。数値Ｐｄｅｃはカウン
トＣＴＲから減算され、Ｍｄｅｃは少なくとも幾つかの
条件下においてＰｄｅｃに適用される乗算因子である。
本実施例においては、Ｐｄｅｃ＝１およびＭｄｅｃ＝３
である。

【００４４】記号Ｆ（ＣＴＲ）は、ＲＡＴＥｄｅｃをカ
ウント数値ＣＴＲにしたがって決定する関数を示す。こ
の関数も対応表（図７に示す）として実行することが好
ましく、各ＣＴＲ数値に対して一つの数値ＲＡＴＥｄｅ
ｃが割り当てられる。本実施例においては、２５６のカ
ウンタ数値ＣＴＲをそれぞれ３２の数値からなる８個の
レンジに分割し、各レンジが与えられたＲＡＴＥｄｅｃ
数値に対応する。例えば、カウント数値ＣＴＲ０ないし
３１に対しては、ＲＡＴＥｄｅｃは２ｍｓ／ｃｃとな
り、これは最も高速な低下に相当する。

【００４５】記号“Ｉｎｄ”は、心臓リズムの状態また
は相を認識するために作用するバイナリ表示であり、す
なわち心臓リズムが上昇しているかあるいは低下してい
るかを示す。状態は本発明のアルゴリズムによって決定
および使用され、したがって“上昇”または“低下”の
二つの数値を有する。

【００４６】記号“ＣＴＲａｃｃ”および“ｎｂＴＨＲ
ＥＳＨａｃｃ”は、心臓リズムにおける無効な変化を抑
止することに使用される数値である。ＣＴＲａｃｃは０
からｎｂＴＨＲＥＳＨａｃｃの範囲となり、ｎｂＴＨＲ
ＥＳＨａｃｃは本実施例においては４に固定されてい
る。

【００４７】同様に、記号“ＣＴＲｄｅｃ”および“ｎ
ｂＴＨＲＥＳＨｄｅｃ”は、刺激された心臓リズムの減
速の無効な変化を抑止するために使用される数値であ
る。ＣＴＲｄｅｃは０からｎｂＴＨＲＥＳＨｄｅｃの範
囲となり、ｎｂＴＨＲＥＳＨｄｅｃは本実施例において
は４に固定されている。

【００４８】図２を参照すると、その上部は“苦痛”
（すなわち、休止状態より上の患者の活動性レベル）に
対応する心臓周波数の変化の一例を示しており、下部は
変数ＣＴＲの変化を示しており、これは減速率ＲＡＴＥ
ｄｅｃの変化を制御するために使用されるカウンタの内
容というべきものである。

【００４９】心臓周波数の変化を示している曲線につい
て考察してみると、時間Ｔ０からＴ１の間において、苦
痛によって引き起こされ得る心臓リズムの加速が観察さ
れる。心臓リズムは次第に安定化し、上昇したレベルに
おいて一定的な苦痛（すなわち、時間Ｔ１とＴ２との間
に小さな変化が存在する）が得られる。時間Ｔ２とＴ４
との間には苦痛の再開（または増加）が観察され、これ
は相関する心臓周波数のさらなる加速を伴っている。

【００５０】この周波数の加速は自発的な心房活動の結
果、例えば速度応答アルゴリズム等による心臓ペースメ
ーカーのアルゴリズムの一つ、または基準インターバル
より高速な補充収縮間隔を生成しやすい他のいずれかの
アルゴリズムであり得ることが理解できる。

【００５１】最後に時間Ｔ４とＴ５の間には、心臓リズ
ムの減速が観察され、血脈停止または信号の欠落の結果
であり得るとともに、同様に、例えば速度応答アルゴリ
ズム等のペースメーカーのアルゴリズムに起因する内部
制御信号の結果であり得る。本発明にしたがって、この
減速相は改善された生理的条件を生成することを制御
し、これは先行した苦痛が激しい（長時間の）苦痛であ
った場合に急速すぎる減速を防止することというべきで
あり、逆に、短時間の苦痛または低レベルの苦痛の後に
は低速すぎる減速であり、いずれのケースにおいても長
い回復時間は必要とされない。

【００５２】以下の参照記号が適用される。：“Ｆｂａ
ｓｅ”は基準インターバルＥＩｂａｓｅに相当する周波
数であり；“Ｆｔｈｒｅｓｈ”は異なったレンジの心臓
リズムが上昇しているかまたは低下しているかを識別す
ることに使用されるインターバルしきい値ＥＩｔｈｒｅ
ｓｈに相当する周波数である。

【００５３】図２の下方部にはカウンタ・カウント数値
ＣＴＲの変化が示されている。これは心臓リズムの上昇
に伴って上昇しており、その詳細については図３ないし
図６を参照して説明する。カウンタＣＴＲは実質的に積
分器と飽和器（トリガ・スイッチ）の二つの役目を果た
している。積分器機能は機器が心臓プロフィールを蓄積
および解析することを可能にする（すなわち、この機能
は心臓周波数の変化を表記する）。飽和器機能は、しき
い値と以下に詳細に記述する平坦域の連続を利用するこ
とにより、機器が患者の生理機能に適応する減速を効果
的に保持することを可能にする。

【００５４】例えば、図２に描かれている心臓プロフィ
ールにともなって、カウンタＣＴＲは以下の様な手法で
動作する。時間Ｔ０以前には、患者は基準周波数Ｆｂａ
ｓｅの心臓周波数を有する安息状態にある。カウンタＣ
ＴＲは例えば０のインターバル数値を維持する。

【００５５】時間Ｔ０とＴ１の間では、患者の心臓周波
数は上昇するが、この間はしきい値Ｆｂａｓｅの下方に
維持されている。カウンタＣＴＲメータの数値はこの苦
痛の間Ｐａｃｃの数値（Ｍａｃｃ＝１）にしたがって規
則的に上昇する。カウンタＣＴＲの各新数値に対して減
速率ＲＡＴＥｄｅｃの数値が決定される。

【００５６】時間Ｔ１において、カウンタＣＴＲは、現
在の心臓周波数数値に相当するカウンタ限界値に到達す
る。このカウンタ限界値は対応図を使用して計算され、
これは図６との関連において記述する。したがってＰｆ
ｎ＋１と標識されたレンジ内で検出される周波数に対
し、カウンタＣＴＲの上限はＬｎ＋１となる。カウンタ
・カウントは少なくとも時間Ｔ２までこの数値を保持す
る。

【００５７】時間Ｔ２とＴ３の間において、心臓周波数
はその加速を再開する。そして、カウンタ限界値が変化
し、周波数がＰｆｎ＋１と標識されたレンジを離脱した
以後、カウンタ数値はＰａｃｃ数値（Ｍａｃｃ＝１）に
したがって規則的に増加する。 時間Ｔ３において、心
臓周波数はしきい値Ｆｔｈｒｅｓｈより大きくなる。そ
れから、カウンタは各心臓サイクルにつきＰａｃｃに乗
算因子Ｍａｃｃ（すなわちＭａｃｃ＝３）を乗じた数値
にしたがってカウンタＣＴＲがその新しい限界値Ｌｎ＋
３に達するまで増加する。

【００５８】図２に示されているように、心臓周波数が
Ｐｆｎ＋３と標識されたレンジ内に滞留するため、カウ
ンタ・カウントＣＴＲは時間Ｔ４までの間限界値Ｌｎ＋
３で静止する。

【００５９】時間Ｔ４において、心臓リズムの低下が検
出される。これは、本発明のアルゴリズムが刺激インタ
ーバルの低下の計算を実施する点である。

【００６０】低下の瞬間においてカウンタの数値が限界
値Ｌｎ＋３となっているため、時間Ｔ４の後に心臓リズ
ムの低下に対して選択される低下速度（ＲＡＴＥｄｅ
ｃ）は、図６の対応図に示されるように、カウンタの数
値Ｌｎ＋３に相応する低下速度となる。心臓リズムの低
下の間、カウンタは各心臓サイクルにつき数値Ｐｄｅｃ
にしたがって低減される。

【００６１】時間Ｔ５において、心臓周波数はその基準
値に達している。その後、カウンタはより急速に低下さ
れ、これは各心臓サイクルにつき数値Ｐｄｅｃに乗算因
子Ｍｄｅｃを乗じた数値にしたがってその初期値０に達
するまで低減される。

【００６２】図３ないし５にはカウンタ制御アルゴリズ
ムが詳細に示されている。

【００６３】図３を参照すると、ルーチンはステップ１
００において典型的な初期化処理をもって開始する。

【００６４】数値ＥＩｎ−１はＥＩｂａｓｅに初期化さ
れ、Ｉｎｄは低下に初期化され、ＣＴＲａｃｃおよびＣ
ＴＲｄｅｃは０に初期化され、ＣＴＲは０に初期化さ
れ、さらにＲＡＴＥｄｅｃはその最低速値に初期化され
る。

【００６５】その後、ルーチンはステップ１０１におい
てＥＩｆの数値を設定する。この数値は種々のアルゴリ
ズムによって提供される種々の補充収縮間隔の中から選
択することができる。

【００６６】速度応答関数および平滑化関数を処理する
心臓ペースメーカーの例においては、ＥＩｆは次の等式
で算定される： ＥＩｆ＝ｆｕｎｃｔｉｏｎ（ｉｎｔｅｒｖ． ｓｍｏｏ
ｔｈｅｄ；ｉｎｔｅｒｖ． ｆｏｌｄ；ｉｎｔｅｒｖ．
ｏｆ ａｓｓｅｒｖ．） ここで、“ｉｎｔｅｒｖ． ｓｍｏｏｔｈ”は平滑化関
数内で使用されるインターバル、“ｉｎｔｅｒｖ． ｆ
ｏｌｄ”は心房異常収縮を識別するために使用されるイ
ンターバル、“ｉｎｔｅｒｖ． ａｓｓｅｒｖ．”はセ
ンサ２３に基づいて設定される速度応答インターバルで
ある。

【００６７】より正確には、ペースメーカーが心房増速
の相にある際、選択されるインターバルは平滑化インタ
ーバルと速度応答インターバルとの間において最低速の
ものとなる。“フォールド”の相（これは心房解離相と
いうべきである）においては、代わってフォールド補充
収縮間隔が選択される。

【００６８】ステップ１０２においては、ルーチンは心
臓リズムが上昇しているか低下しているかを判定する。
この作業は、ルーチンの他の部分と同様に周期的に実行
される。本実施例においては、演算周期は４心臓サイク
ルに相当するが、本発明の別の実施例においては、１サ
イクル、または、より一般的な方法においてはｎサイク
ルとすることもできる。心臓リズムが上昇しているかど
うかを判断するために、アルゴリズムはＥＩｆとＥＩｆ
−１（ここでＥＩｆ−１は先行する心臓補充収縮間隔で
あり、ＥＩｆは心臓サイクルＰｎに相応する）とを比較
する。

【００６９】ＥＩｆがＥＩｆはＥＩｎ−１より著しく大
きいか、またはＥＩｂａｓｅ以上である場合、心臓リズ
ムの低下が疑われる。このケースＢは後に説明する。逆
に、ＥＩｆがＥＩｎ−１以下でありさらにＥＩｂａｓｅ
未満である場合、心臓リズムの上昇が疑われる。

【００７０】心臓リズムの上昇が疑われるケースにおい
て、ルーチンはステップ１１０（図４）にてケースＡに
進入する。ここでは、Ｉｎｄの状態が検査されるＩｎｄ
の数値が上昇である場合、心臓リズム上昇が既に確認さ
れており、ルーチンはステップ１１１においてＩｎｄを
“上昇”にセットし、ステップ１１２においてＣＴＲｄ
ｅｃを０にセットする。

【００７１】その後、ルーチンはカウンタ数値ＣＴＲの
変更を実施する。ステップ１１３において、限界値ＴＨ
ＲＥＳＨＣｔｒが関数Ｇとして、また計算されたＥＩｆ
数値をもとにして計算される。この関数Ｇは図６の対応
図によるものである。

【００７２】ステップ１１４において、カウンタＣＴＲ
の数値がそのステップ１１３で算定された限界値ＴＨＲ
ＥＳＨＣｔｒと比較される。

【００７３】ＣＴＲがその限界値以上である場合、カウ
ンタ・カウントＣＴＲは増大されず、一定に保持され
る。そこで、ルーチンはステップ１１９に進行する。逆
に、ＣＴＲがＴＨＲＥＳＨＣｔｒ未満である場合、カウ
ンタを増加させることができる。増加の周期は数値ＥＩ
ｆによって設定されたように二相に分かれる。これはル
ーチンの次のステージで発生する。

【００７４】ステップ１１５において、ルーチンはＥＩ
ｆの数値をＥＩｔｈｒｅｓｈと比較して検査する。ＥＩ
ｆがＥＩｔｈｒｅｓｈより大きい場合、ステップ１１７
において、カウンタは、Ｐａｃｃによって増大されるカ
ウンタＣＴＲの数値、ステップ１１３において設定され
るＴＨＲＥＳＨＣｔｒ数値、およびこの例においては２
５５となるカウンタの最大値の間でより小さな数値を取
り入れる。逆に、ＥＩｆがＥＩｔｈｒｅｓｈ以下である
場合、ステップ１１６において、カウンタは、Ｍａｃｃ
を乗じたＰａｃｃによって増大されるカウンタＣＴＲの
数値、ステップ１１３において設定されるＴＨＲＥＳＨ
Ｃｔｒ数値、およびこの例においては２５５となるカウ
ンタの最大値の間で最小の数値を取り入れる。

【００７５】カウンタＣＴＲの数値はこの様にして決定
され、次にルーチンはステップ１１８において関数Ｆを
用いて低下速度ＲＡＴＥｄｅｃの数値を決定する。この
関数Ｆは図７の対応図によるものであり、各カウンタ数
値ＣＴＲを一つの数値ＲＡＴＥｄｅｃｔに対応させてい
る。

【００７６】図８を参照すると、ある時点において実存
する周波数ｆもしくは心臓周期（ＥＩ）、カウンタ数値
ＣＴＲおよび減速率ＲＡＴＥｄｅｃの関連の一例が示さ
れている。ＥＩｂａｓｅとＥＩｍｉｎとの間に存在する
周期のインターバルは、等しい幅からなる８つのレンジ
の周期に分割されている。各レンジは対応するカウンタ
数値限界値ＴＨＲＥＳＨＣｔｒを有する。したがって、
ＥＩが７００ｍｓと６２５ｍｓの間にある与えられた周
期において、カウンタＣＴＲの限界値は１５９となる。
したがって、カウンタは１から１５９までのＣＴＲ数値
を取り得る。この実施例においては、２５５の可能なカ
ウンタ数値が８つのレンジ内に均等に配分されている
が、これ以外の配分も使用できることはもちろんであ
る。

【００７７】これに加えて、これらの各数値レンジはそ
れぞれ対応する低下速度ＲＡＴＥｄｅｃを有する。した
がって、与えられたＥＩに適用し得るカウンタ数値に対
し、カウンタの到達した数値ＣＴＲに従って、図８に示
されている１６ｍｓ／４ｃｃから８ｍｓ／１２ｃｃまで
の５つの減速率のうちの一つを有することができる。再
び図４を参照すると、ステップ１１９において、ルーチ
ンはＥＩｎに新しい数値を配置する（本発明は心臓リズ
ムの低下の周期のみを管理し；心臓リズムの上昇の周期
中は、アルゴリズムはＥＩｎにＥＩｆの数値を配置す
る）。

【００７８】図３に戻り、その後ルーチンはＥＩｎの数
値が最小値ＥＩｍｉｎおよび最大値ＥＩｂａｓｅを超過
していないことを確認するためにさらに二つのテストを
実行する。ステップ１２０において、ＥＩｎはＥＩｍｉ
ｎと比較される。ＥＩｎがＥＩｍｉｎより小さい場合、
ＥＩｎはステップ１２１においてＥＩｍｉｎに等しく設
定される。ＥＩｎがＥＩｍｉｎと等しいか、これより大
きい場合、ルーチンはステップ１２２に進行し、ここで
ＥＩｎがＥＩｂａｓｅと比較される。ＥＩｎがＥＩｂａ
ｓｅより大きい場合、ステップ１２３においてＥＩｎは
ＥＩｂａｓｅに等しく設定される。それ以外において
は、ＥＩｎはその設定されていた数値で使用される。し
たがって、ＥＩｎは心臓サイクルＰｎに対して計算され
た数値を現す。

【００７９】図４を参照すると、ステップ１１０におい
てＩｎｄが“低下”に等しくなり、ステップ１０２のＥ
ＩｆとＥＩｎ−１との比較により疑われた心臓リズムの
上昇が再度確認されることがない場合、ルーチンは異な
った動作を実施する。カウンタの数値が変更される前
に、ルーチンはリズムの上昇を確認する捜索を実行す
る。ステップ１２４において、ルーチンは第一の心臓リ
ズム確認検査を実行する。これはＥＩｎ−１とＥＩｆと
の差に相関する。ＥＩｆがヒステリシス量（任意に固定
される量であり、この実施例においてはｘ＝６．２５
％）にしたがって低下するＥＩｎ−１に等しくなる限界
値より小さい場合、心臓リズムが有効に加速されたと判
定され、リズムの上昇が確認される。ルーチンはその後
ステップ１１１に進行する。

【００８０】他方、ステップ１２４においてＥＩｆが限
界値より大きい場合、上昇は確認されず、ルーチンはス
テップ１２５において第二の検査に進む。ステップ１２
５で実施される検査は、リズムの上昇の確認を考慮する
とともにカウンタＣＴＲａｃｃの増加に備えた時間稼ぎ
である。カウンタＣＴＲａｃｃは低下の周期の間に０に
初期化される。カウンタＣＴＲａｃｃの数値がしきい値
ｎｂＴＨＲＥＳＨａｃｃより大きい際、既に定義したよ
うに（さらにこの実施例においては４に固定される）、
ルーチンがこのテストを連続的にパスしたことを意味す
る。この結果上昇状態が確認され、ルーチンはステップ
１１１から先に進行する。

【００８１】逆に、ＣＴＲａｃｃがこのしきい値ｎｂＴ
ＨＲＥＳＨａｃｃより小さい場合、上昇状態は確認され
ない。このような場合、ステップ１２６において、ルー
チンはカウンタ数値ＣＴＲａｃｃを増加させ、上昇は確
認されず、ルーチンはカウンタＣＴＲとＲＡＴＥｄｅｃ
のいずれも設定しない。むしろ、前述したようにルーチ
ンは直接ステップ１１９に進行する。

【００８２】前述したプロセスの中で、ステップ１０２
において心臓リズムの上昇が疑われた。一方、ステップ
１０２においてＥＩｆがＥＩｎ−１より大くなった場
合、またはＥＩｆがＥＩｂａｓｅ以上であった場合、ル
ーチンは心臓リズムの低下を検出し、ケースＢに従って
進行する。

【００８３】図５に示されているように、ケースＢにお
いて、ステップ１３０においてＩｎｄの数値が検査され
る。Ｉｎｄが低下に設定されている場合、心臓リズムの
低下が既に確認されたことを示す。このような場合、ス
テップ１３１においてＩｎｄが“低下”に設定され、ス
テップ１３２においてＣＴＲａｃｃの数値が０に設定さ
れる。

【００８４】ステップ１３３において、ルーチンはＥＩ
ｎ−１の数値を検査する。ＥＩｎ−１がＥＩｂａｓｅよ
り小さい場合、低下は終了しておらず、リズムは基準リ
ズムに達していない。さらに、ステップ１３４におい
て、カウンタ数値ＣＴＲは、Ｐｄｅｃ（Ｍｄｅｃ＝１）
によって低減されるカウンタの数値ＣＴＲと０の間で最
大値に設定される。

【００８５】他方、ステップ１３３においてＥＩｎ−１
がＥＩｂａｓｅより大きいかまたは等しくなった場合、
心臓リズムは休止状態に戻り、ステップ１３５におい
て、カウンタＣＴＲは、Ｍｄｅｃ（Ｍｄｅｃ＝３）を乗
じたＰｄｅｃに従って低下するカウンタの数値ＣＴＲと
０との間で最大値を取り、カウンタ数値の減少を加速す
る。

【００８６】次に、ステップ１３６においてＥＩｎが割
当てられる。したがって、本発明は心臓リズムの低下を
管理する。この点に関して、アルゴリズムは先行した心
臓補充収縮間隔のインターバルＥＩｎ−１と、ステップ
１１８で実効化された最後の低下速度ＲＡＴＥｄｅｃを
使用する。その後、ルーチンはＥＩｎをＲＡＴＥｄｅｃ
によって増加されるＥＩｎ−１の数値と判定する。さら
に、ルーチンは前述したようにステップ１２０，１２
１，１２２および１２３にしたがって進行する。

【００８７】Ｉｎｄが数値“上昇”に設定されている場
合、ステップ１３０において、ルーチンは心臓リズムの
低下を確認する検査を実行する。第一の検査はステップ
１３７においてＥＩｆおよびＥＩｎ−１を使用して実施
される。ＥＩｆが、ＥＩｎ−１にＥＩｎ−１のｙ％のヒ
ステリシス数値を加算した限界数値（ここでは任意にｙ
＝１２．５％に固定される）より大きい場合、ルーチン
はリズムの低下を確認し、前述したようにステップ１３
１から続行する。

【００８８】しかしながら、ＥＩｆがこのヒステリシス
に基づいた限界値より小さい場合、ルーチンはステップ
１３８の第二の検査に進行する。ステップ１３８におい
て、ルーチンは、心臓リズムの上昇の周期中に０に初期
化されたカウンタＣＴＲｄｅｃの数値を検査する。この
カウンタは０としきい値ＴＨＲＥＳＨｄｅｃの間のレン
ジを有する。ステップ１３８において、カウンタＣＴＲ
ｄｅｃがｎｂＴＨＲＥＳＨｄｅｃより大きい場合、低下
が確認され、ルーチンはステップ１３１から続行する。
カウンタＣＴＲｄｅｃがなおｎｂＴＨＲＥＳＨｄｅｃよ
り小さい場合、ルーチンはステップ１３９においてカウ
ンタＣＴＲｄｅｃの数値を増加させる。その後、カウン
タＣＴＲｄｅｃの数値を調整することなく、ルーチンは
ステップ１３６においてＥＩｎをＥＩｎ−１ ＋ ＲＡ
ＴＥｄｅｃの数値に設定する。

【００８９】低下周期中に使用されるヒステリシス・パ
ーセンテージｙは、別の実施例においては、上昇を確認
するために使用されるヒステリシス・パーセンテージｘ
に等しくすることもできる。この典型的な実施例におい
て低下に対してより大きなヒステリシス・パーセンテー
ジｙの使用を選択するのは、より厳密でより選択性高い
低下特性を達成するためである。

【００９０】本発明によって、刺激リズムの減速率を先
行する心臓リズムおよび算定された刺激速度情報に基づ
いて制御することにより、従来の平滑化技術のものに比
べてより生理機能的な減速を得られることは明らかであ
る。この方法ならびに装置は、実質的に全ての心臓監視
および治療用の能動植え込み型医療用機器において有効
に実施することができる。

【００９１】以上の実施例は説明を目的としたものであ
り、これに限定するものではなく、当業者であれば記述
された実施例以外にも本発明を実施し得ることは明らか
であろう。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明に係る能動植込み型医療用ペースメーカ
ー機器の好適な一実施例を示すブロック線図である。

【図２】本発明に従った心臓プロフィールの解析処理、
ならびに刺激された心臓リズムを解放および制御するモ
ード内における心臓リズムの変化を示す特性線図であ
る。

【図３】本発明の全体的な実行方式を示すフロー・チャ
ートである。

【図４】図３の部分Ａのフロー・チャートである。

【図５】図３の部分Ｂのフロー・チャートである。

【図６】カウンタ限界値および計算された補充収縮間隔
に相関する数値の対応図である。

【図７】カウンタ数値および低下速度に相関する数値の
対応図である。

【図８】刺激周期、カウンタ数値および心臓リズムの減
速率との間の相対図である。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ジャン ルク ボネ フランス国、92176 ヴァンヴェ、リュー サディ−カルノ 69 (72)発明者 ローレンス ジュルー フランス国、セデクス、92541 モンルー ジュ、リュー モーリス アルヌー 98− 100、ケアオブ エエルア メディカル ソシエテ アノニム

Claims (37)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 患者が携帯する能動植え込み型医療用装
   置であり、 患者の瞬間的心臓リズムを検出する手段と、 連続して供給される刺激パルス間に補充収縮間隔（ＥＩ
   ｎ）を有する刺激パルスの供給手段と、 前記検出手段によって検出された前記心臓リズムの変化
   に相当する情報を記録するための手段を備えており前記
   補充収縮間隔を漸進的に上昇させる手段とからなり、こ
   の漸進上昇させる手段を動作して所定の補充収縮間隔を
   検出された心臓リズムの予め記録された情報の第一の関
   数として上昇させるよう動作する能動植え込み型医療用
   装置。
2. 【請求項２】 漸進上昇させる手段がさらに補充収縮間
   隔変数（ＲＡＴＥｄｅｃ）の上昇速度を前記記録された
   情報の第二の関数として算定し、第一の関数がさらにこ
   の算定された上昇速度変数（ＲＡＴＥｄｅｃ）上で動作
   する請求項１記載の装置。
3. 【請求項３】 漸進上昇させる手段の第一の関数が先に
   検出された心臓リズムの積分である請求項１記載の装
   置。
4. 【請求項４】 さらに計数値（ＣＴＲ）を有するカウン
   タと、補充収縮間隔の上昇速度（ＲＡＴＥｄｅｃ）を算
   定する手段とからなり、漸進上昇させる手段が計数値Ｃ
   ＴＲを検出された心臓リズムに応答して増減し、速度を
   算定する手段が上昇速度（ＲＡＴＥｄｅｃ）を計数値
   （ＣＴＲ）に応じて算定し、第一の関数がさらに前記算
   定された上昇速度ＲＡＴＥｄｅｃ上で動作する請求項３
   記載の装置。
5. 【請求項５】 上昇速度ＲＡＴＥｄｅｃが計数値ＣＴＲ
   の逆方向に変化する請求項４記載の装置。
6. 【請求項６】 速度算定手段がさらに複数の領域からな
   る数値を有し、各領域があらかじめ選択された上昇速度
   に相応し、カウンタ計数値を前記複数の領域と比較する
   手段を備え、計数値ＣＴＲに相応する上昇速度を選択す
   る請求項４記載の装置。
7. 【請求項７】 カウンタ計数値が上限値と下限値の間の
   範囲にあり、この上限値が算定された補充収縮間隔数値
   （ＥＩｆ）の関数からなる変数である請求項４記載の装
   置。
8. 【請求項８】 さらにカウンタの増加速度を決定する手
   段を備え、増加速度は計算された補充収縮間隔数値（Ｅ
   Ｉｆ）に応じて変化する請求項４記載の装置。
9. 【請求項９】 速度を決定する手段がさらに計算された
   補充収縮間隔数値（ＥＩｆ）に相応する数値からなる乗
   算因子変数（Ｍａｃｃ）を有する請求項８記載の装置。
10. 【請求項１０】 さらにカウンタの増加速度を決定する
    手段を備え、増加速度が先行した心臓サイクルに対して
    算定された補充収縮間隔の数値に応じて変化する請求項
    ４記載の装置。
11. 【請求項１１】 速度を決定する手段がさらに計算され
    た補充収縮間隔数値（ＥＩｆ）に相応する数値からなる
    乗算因子変数（Ｍｄｅｃ）を有する請求項１０記載の装
    置。
12. 【請求項１２】 さらに補充収縮間隔の上昇または低下
    状態（Ｉｎｄ）を判定する手段と、上昇速度を決定する
    手段とを備え、漸進上昇させる手段が検出された低下状
    態に応答して決定された増加速度を適用して前記補充収
    縮間隔を上昇させるよう動作し、また検出された上昇状
    態に応答して元の数値を保持する請求項１記載の装置。
13. 【請求項１３】 心臓刺激機器の補充収縮間隔を制御す
    る方法であり、 （ａ）心臓を基準心臓リズムで刺激するための基準補充
    収縮間隔を供給し； （ｂ）自発的なおよび刺激された心臓動作を含む心電活
    動を監視し； （ｃ）自発的心臓動作が欠如した際に心臓刺激用の補充
    収縮間隔を設定し； （ｄ）設定された補充収縮間隔が心臓リズムの上昇に相
    当するかあるいは心臓リズムの低下に相当するかを判定
    し； （ｅ）判定された心臓リズムの上昇に応答して： （ｉ）心臓リズムの上昇の経歴を記録し： （ｉｉ）補充収縮間隔の上昇速度を記録された経歴の関
    数として算定し； （ｆ）判定された心臓リズムの低下に応答して； （ｉ）前記判定された心臓リズムの低下に先行する判定
    された心臓リズムの上昇の間に算定される上昇速度を付
    加して設定する補充収縮間隔を基準補充収縮間隔まで漸
    進的に上昇させ、 （ｉｉ）上昇した補充収縮間隔を前記装置に使用する；
    能動植え込み型医療用装置における補充収縮間隔方法。
14. 【請求項１４】 ステップ（ｅ）がさらに前記判定され
    た心臓リズムの上昇中に装置内にて前記設定された補充
    収縮間隔を使用することからなる請求項１３記載の方
    法。
15. 【請求項１５】 ステップ（ｃ）がさらに検出された心
    電活動に応答して前記補充収縮間隔を設定することから
    なる請求項１３記載の方法。
16. 【請求項１６】 ステップ（ｃ）がさらに患者の心臓出
    力要求を現す生理パラメータを監視し、速度応答補充収
    縮間隔を前記監視された生理パラメータの関数として算
    定し、補充収縮間隔を算定された速度応答補充収縮間隔
    と検出された心電活動との関数として算定することから
    なる請求項１５記載の方法。
17. 【請求項１７】 さらにステップ（ｃ）が設定された補
    充収縮間隔をあらかじめ設定されたスロープに応じて平
    滑化することからなる請求項１６記載の方法。
18. 【請求項１８】 さらにステップ（ｃ）が患者の心臓出
    力要求を現す生理パラメータを監視し、前記補充収縮間
    隔を前記監視された生理パラメータの関数として算定す
    ることからなる請求項１３記載の方法。
19. 【請求項１９】 さらにステップ（ｃ）が補充収縮間隔
    を決定するための複数のアルゴリズムの中の一つにした
    がって補充収縮間隔を選択することからなる請求項１３
    記載の方法。
20. 【請求項２０】 ステップ（ｄ）がさらに：最後に算定
    された補充収縮間隔を先に算定された補充収縮間隔と比
    較し；先に算定された補充収縮間隔が最後に算定された
    補充収縮間隔より大きいことに応答して心臓リズムの上
    昇を宣言し；最後に算定された補充収縮間隔が先に算定
    された補充収縮間隔より大きいことに応答して心臓リズ
    ムの低下を宣言することからなる請求項１３記載の方
    法。
21. 【請求項２１】 さらにステップ（ｄ）がｎ心臓サイク
    ル毎に実行され、ｎが２ないし１６の整数であることか
    らなる請求項２０記載の方法。
22. 【請求項２２】 さらにステップ（ｄ）が： （ｉ）最後に算定された補充収縮間隔を先に設定された
    補充収縮間隔および基準補充収縮間隔と比較し； （ｉｉ）最後に算定された補充収縮間隔の一つが先に算
    定された補充収縮間隔より小さいかこれに等しくなり、
    また最後に算定された補充収縮間隔が基準補充収縮間隔
    より小さくなることに応答して心臓リズムの上昇を疑
    い； （ｉｉｉ）疑われた心臓リズムの上昇を上昇と確認し； （ｉｖ）最後に算定された補充収縮間隔の一つが先に算
    定された補充収縮間隔より大きくなり、また最後に算定
    された補充収縮間隔が基準補充収縮間隔より大きいかあ
    るいはこれに等しいことに応答して心臓リズムの低下を
    疑い； （ｖ）疑われた心臓リズムの低下を低下と確認すること
    からなる請求項１３記載の方法。
23. 【請求項２３】 ステップ（ｅ）が確認されていない疑
    われている心臓リズムの上昇には応答せず、ステップ
    （ｆ）が確認されていない疑われている心臓リズムの低
    下には応答しないことからなる請求項２２記載の方法。
24. 【請求項２４】 さらにステップ（ｄ）が： （ｇ）確認された心臓リズムの上昇に相当する第一の状
    態と、確認された心臓リズムの低下に相当する第二の状
    態とからなる表示を保持し；さらにステップ（ｄ）（ｉ
    ｉｉ）が、表示の一つが第一の状態であることと、最後
    に算定された補充収縮間隔と第一のヒステリシス量にし
    たがって低減される先行した補充収縮間隔との間の相違
    が第一のヒステリシス量より大きくなることと、疑われ
    る心臓リズムの上昇の確認の試行が少なくともあらかじ
    め選択された回数連続して実施されたことを判断するこ
    とからなり、 さらにステップ（ｄ）（ｖ）が、表示の一つが第二の状
    態であることと、最後に算定された補充収縮間隔と第二
    のヒステリシス量にしたがって上昇する先行した補充収
    縮間隔との間の相違が第二のヒステリシス量より大きく
    なることと、疑われている心臓リズムの低下の確認の試
    行が少なくともあらかじめ選択された回数連続して実施
    されたことを判断することからななる請求項２２記載の
    方法。
25. 【請求項２５】 さらにステップ（ｇ）（ｉｉｉ）が確
    認された心臓リズムの上昇に応答して表示を第一の状態
    に設定することからなり、ステップ（ｇ）（ｖ）が確認
    された心臓リズムの低下に応答して表示を第二の状態に
    設定することからなる請求項２４記載の方法
26. 【請求項２６】 ステップ（ｅ）（ｉ）がさらに計数値
    を有するカウンタを備え、検出された心臓リズムの上昇
    に相応して算定された補充収縮間隔に応答してカウンタ
    計数値を増加することからなり、 ステップ（ｅ）（ｉｉ）がさらに上昇速度を増加された
    カウンタ計数値の関数として選択することからなる請求
    項１３記載の方法。
27. 【請求項２７】 ステップ（ｆ）がさらに（ｉｉｉ）検
    出された心臓リズムの低下に相応して算定された補充収
    縮間隔に応答してカウンタ計数値を低減することからな
    る請求項２６記載の方法。
28. 【請求項２８】 さらにステップ（ｅ）（ｉ）が計数値
    を有するカウンタと、下限計数値と、上限計数値と、下
    限計数値と上限計数値との間に位置するしきい値とを備
    え、心臓リズムの上昇に相応して算定された補充収縮間
    隔に応答してカウンタ計数値が第一の数値にしたがって
    増加するとともに前記計数値は計数しきい値未満に保持
    し、 心臓リズムの上昇に相応して算定された補充収縮間隔に
    応答してカウンタ計数値が第二の数値にしたがって増加
    するとともに前記計数値は計数しきい値より大きく保持
    され、計数値は計数上限の最大値を上限とし、前記第二
    の数値は前記第一の数値より大きくなり、 ステップ（ｅ）（ｉｉ）がさらに上昇速度を増加された
    カウンタ計数値の関数として選択することからなる請求
    項１３記載の方法。
29. 【請求項２９】 さらにステップ（ｆ）が（ｉｉｉ）判
    定された心臓リズムの低下に相応して算定された補充収
    縮間隔に応答してカウンタ計数値が第三の数値にしたが
    って減少するとともに計数値は計数しきい値より大きく
    保持され、基準心臓リズム相応して算定された補充収縮
    間隔に応答してカウンタ計数値が第四の数値にしたがっ
    て減少し、計数値は計数下限の最小値を下限とし、前記
    第四の数値は前記第三の数値より大きくなる請求項２８
    記載の方法。
30. 【請求項３０】 ステップ（ｅ）（ｉｉ）がさらに：前
    記上限と下限の間に複数の領域からなる計数値を有し、 前記複数の領域のそれぞれが一つの上昇速度に対応し、 増加する計数値を含む一つの領域を設定し、 一つの領域に相関する一つの低下速度を選択することか
    らなる請求項２９記載の方法。
31. 【請求項３１】 ステップ（ｅ）（ｉｉ）がさらに：前
    記上限と下限の間に複数の領域からなる計数値を有し、 前記複数の領域のそれぞれが予め選択された増加速度に
    相関し、 増加する計数値を含む一つの領域を設定し、 一つの設定された領域に相関する一つの予め選択された
    上昇速度を選択することからなる請求項２８記載の方
    法。
32. 【請求項３２】 予め選択された各上昇速度が最大速度
    と最小速度との間の領域内から選択される大きさを有
    し、選択された予め選択された速度の大きさの領域はカ
    ウンタ計数値に逆比例することからなる請求項３１記載
    の方法。
33. 【請求項３３】 さらに第二の数値を第一の数値の乗算
    因子とし、第四の数値を第三の数値の乗算因子として設
    けることからなる請求項２８記載の方法。
34. 【請求項３４】 さらに乗算因子を設定された補充収縮
    間隔の関数として算定し；第二の数値を第一の数値と設
    定された乗算因子の関数として設けることからなる請求
    項２８記載の方法。
35. 【請求項３５】 さらに乗算因子を設定された補充収縮
    間隔の関数として算定し；第四の数値を第三の数値と設
    定された乗算因子の関数として設けることからなる請求
    項２８記載の方法。
36. 【請求項３６】 さらにカウンタの上限を設定された補
    充収縮間隔の可変関数として設けることからなる請求項
    ２８記載の方法。
37. 【請求項３７】 ステップ（ｅ）（ｉ）がさらに検出さ
    れた心臓リズムを検出された補充収縮間隔に関連して積
    分することからなる請求項１３記載の方法。