JPH10509897A - レート応答型心臓ペーシングのための方法および装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 身体植込み可能なレート応答型心臓ペースメーカが、増加した心臓出力に対する患者の代謝需要を表わすものとして既知の複数の生理学的パラメータを検知する回路を備えている。一実施形態において、レート応答型ペースメーカが、患者の物理的活動レベルを検知する活動状態センサを備え、更に心臓のインピーダンスを監視することにより患者の分時換気レベルを検知するインピーダンス検知回路を備えている。ペースメーカの制御回路により実現されるレート応答伝達関数は、両方の生理学的検知回路からの出力の関数としてレート応答ペーシング・レートを周期的に計算する。ペースメーカのペーシング・レートは、予め定めた（プログラム可能な）上限と下限により規定されるレート範囲内で可変である。望ましい実施形態において、活動状態検知と分時換気量パラメータの影響はその時のペーシング・レートに従って変動する。特に、レート応答関数によるレートの決定における活動状態検知の影響は、より低いペーシング・レートに対しては分時換気量の影響よりも大であるが、分時換気量検知の影響は、より高いペーシング・レートに対しては活動状態検知の影響に優勢である。開示されたシステムのレート応答動作は、予め定めた履歴時間にわたり記憶されるヒストグラム・データの形態で記録される。レートの決定時の活動状態検知と分時換気量検知の相対的影響は、ヒストグラム・データと予め定めた所望の応答データとの比較に基いて周期的にスケール即ち均衡させられる。

Description

【発明の詳細な説明】 レート応答型心臓ペーシングのための方法および装置発明の分野 本発明は、体内に植込み可能な自動心臓ペースメーカの分野に関し、特に、レ ート応答型心臓ペーシングを行う方法および装置に関する。発明の背景 心臓ペースメーカは、一般に、異常な心臓の自然のペーシング機能の一部また は全てに置換するために用いられる電気装置である。ペースメーカは、典型的に 、心筋層を収縮即ち「搏動」を生じるように設計された、時にペーシング脈搏と 呼ばれる適切に調時された電気刺激信号を送出するように動作する。技術水準の ペースメーカにおいては、刺激信号が送られるレートが変更可能であり、このよ うな変更は患者の物理的活動レベルにおける検知された変化に応答して自動的に 生じる。このようなレート即ち活動状態に応答するペースメーカは、自然に生じ る（内在性の）心臓の電気的活動を測定し、あるいは患者の心室内部の圧力を測 定するセンサからの信号の如き生理学的に基く信号に依存する。このような生理 学的に基く信号は、心機能およびペースメーカの介在の必要に関する情報を提供 し、これにより酸素飽和血液に対する患者の代謝要求を決定するのに有効である 。 酸素飽和血液に対する患者の要求を測定するための１つの一般的な方法は、マ イクロフォンの如き圧電型トランスジューサにより患者の物理的活動レベルを監 視することである。このような方法を用いるペースメーカは、Ａｎｄｅｒｓｏｎ 等の米国特許第４，４８５，８１３号に開示されている。 典型的な従来技術のレート応答型ペースメーカにおいては、ペーシング・レー トが活動センサからの出力に従って決定される。ペーシング・レートは予め定め た最大および最小のレベル間で変更可能であり、これらのレベルは複数のプログ ラム可能な上限および下限のレート設定間から医師によって選択可能である。活 動センサ出力が患者の活動レベルが増加したことを示す時、ペーシング・レート は、活動センサの出力の関数として決定される増分量だけプログラムされた比較 的低いレートから増加される。即ち、レート応答型ペースメーカにおける応答性 レート即ち「目標」ペーシング・レートは下記のように決定される。即ち、 目標レート＝プログラムされた低レート＋ｆ（センサ出力） 但し、ｆは典型的にセンサ出力の一次関数、即ち単調関数である。患者の活動が 表示され続ける限り、ペーシング・レートは、上式に従って計算されたレートに 達するまで（あるいは、このレートとプログラムされた上限レートの低い方に達 するまで）、増分量だけ周期的に増加される。このように、増加されたペーシン グ・レート（即ち、プログラムされた下限レートより高いレート）は、患者の活 動期間中維持される。患者の活動が停止すると、プログラムされた下限レートに 達するまでペーシング・レートは徐々に低減される。任意の公知のレート応答型 ペースメーカにおいては、センサ出力が可能なかぎり患者の実際の代謝需要およ び生理学的需要と高度に相関し、結果として得られるレート応答性ペーシング・ レートが適切なレベルに調整できるようにすることが明らかに望ましい。圧電活 動センサは、代謝需要を間接的に決定するためにのみ使用することができる。圧 電トランスジューサにより検知される物理的活動は、ある場合には、身体上部の 運動によって影響を受け得る。従って、腕の運動を伴う体操は、代謝需要より不 当に大きい信号を生じることがある。反対に、自転車に乗ることのような身体下 部のみを刺激する体操は、実際の要求がより高いのに代謝需要の低い表示を生じ 得る。 従来技術においてこれらの認識された短所に対して、患者の代謝需要の評価に おいて他の生理学的に基くパラメータを用いることが提案されてきた。分時換気 量（Ｖ_E）が患者の実際の代謝需要と生理学的需要と直接的に相関するパラメー タであることが臨床的に提示されている。分時換気量は、下式によって定義され る。即ち、 Ｖ_E＝ＲＲ×ＴＶ 但し、ＲＲは１分当たりの呼吸における呼吸率（ｒｅｓｐｉｒａｔｉｏｎ ｒａ ｔｅ）、およびＴＶはリッタ単位の一回呼吸量（ｔｉｄａｌ ｖｏｌｕｍｅ）で ある。臨床的には、Ｖ_Eの測定は、換気量を測定して１分当たりの全体積を計算 する装置に対して直接患者に呼吸させることにより行われる。Ｖ_Eの直接測定は 、 植込み装置の場合は実用的でない。しかし、胸郭のインピーダンス変化の測定は 、植込みペースメーカで実現することができ、胸郭を経由する心臓インピーダン スがＶ_Eと良好に相関することが示されている。インピーダンス測定能力が提供 されたペースメーカは、１９８７年１０月２７日発行のＮａｐｐｈｏｌｚ等の米 国特許第４，７０２，２５３号に開示されている。インピーダンス信号の変化の 大きさは一回呼吸量に対応し、変化の周波数は呼吸率に対応している。このよう に、心臓インピーダンスの測定は、Ｖ_Eデータを取得するための１つの方法とし て用いることができる。 実際において、心臓インピーダンスは、心臓ペースメーカと関連してペーシン グおよび（または）検知のため他の方法で用いられる電極の如き２つ以上の心臓 電極間に存在するインピーダンスの評価によって測定することができる。特に、 心臓インピーダンスは、電流が心臓組織の一部領域に流れされるように２つの「 ソース」電極間に定電流励起パルスを供給することにより測定できることが示さ れている。心臓組織に励起電流パルスを流すことから生じる電圧差によって反映 される如きインピーダンスを確認するため、２つの「記録」電極間の電圧差を測 定することができる。このようなインピーダンス測定手法は、心臓ペースメーカ の如き植込み可能な装置に関して実施可能であることが証明されている。 Ｌａｍｐａｄｉｕｓの米国特許第４，７２１，１１０号には、ペースメーカの 基本ペーシング・レートがレオグラフィにより得られる呼吸率信号によって部分 的に決定される心臓ペースメーカに対するレオグラフィ装置が記載されている。 心臓における血液のインピーダンスとの呼吸および胸郭経由圧力の変動の相関 関係もまた、２つの電極間のインピーダンス測定について記載するＡｌｔの米国 特許第４，８８４，５７６号において認識されている。Ａｌｔの特許第４，８８ ４，５７６号によれば、インピーダンス信号の低域通過フィルタ処理が、患者の 呼吸率が得られる信号を生じ、同じ信号の高域通過フィルタ処理は患者の心機能 が観察できる信号を生じる。 現在、レオグラフィ手法を用いて代謝需要に応答してペーシング・レートを調 整する幾つかの植込み可能装置が市販されている。例えば、イタリア国Ｂｏｌｏ ｇｎａのＢｉｏｔｅｃ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ社により製造されるＢｉｏ ｒａｔｅ装置は、双極レオグラフィ装置を用いて患者の呼吸率を監視する。米国 コロラロ州ＥｎｇｌｅｗｏｏｄのＴｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓ社により製造される Ｍｅｔａ−ＭＶ装置は、３極レオグラフィ装置を用いて患者の酸素飽和血液の代 謝需要を監視する。米国ミネソタ州Ｓｔ．ＰａｕｌのＣＰＩにより製造されるＰ ｒｅｃｅｐｔ装置は、４極レオグラフィ構成を用いて患者の収縮前間隔（ＰＥＩ ）、一回搏出量、および心臓組織の収縮性を監視する。 米国ミネソタ州ＭｉｎｎｅａｐｏｌｉｓのＭｅｄｔｒｏｎｉｃ社により製造さ れ、現在合衆国内の臨床試験を受けているＬｅｇｅｎｄ Ｐｌｕｓ（登録商標） パルス発生器は、レート応答機能の支援にレオグラフィ装置を用いる植込み可能 ペースメーカの別の事例である。このＬｅｇｅｎｄ Ｐｌｕｓ（登録商標）は、 パルス発生器のカニスタ（不関電極として働く）と静脈経由ペーシング／検知リ ード線のリング電極との間に２相の励起信号を供給する。Ｌｅｇｅｎｄ Ｐｌｕ ｓ（登録商標）におけるインピーダンスの検知は、リード線の先端電極とパルス 発生器カニスタ間で行われる。このＬｅｇｅｎｄ Ｐｌｕｓ（登録商標）インピ ーダンス測定回路は、呼吸と心臓収縮の両方が反映されるインピーダンス波形を 生成する。この波形は、先に述べたように、ペースメーカの回路により用いられ て分時換気量値Ｖ_Eを得る。Ｌｅｇｅｎｄ Ｐｌｕｓ（登録商標）は、患者のＶ_E を周期的に評価して、その基本ペーシング・レートをＶ_E値に反映される代謝需 要に従って上下に調整する。（Ｌｅｇｅｎｄ Ｐｌｕｓ（登録商標）装置の種々 の特質については、本発明の譲受人に同じく譲渡され参考のためその全容が本文 に援用されるＷａｈｌｓｔｒａｎｄ等の米国特許第５，２７１，３９５号「レー ト応答型心臓ペーシングのための方法および装置（Ｍｅｔｈｏｄ ａｎｄ Ａｐ ｐａｒａｔｕｓ ｆｏｒ Ｒａｔｅ−Ｒｅｓｐｏｎｓｉｖｅ Ｃａｒｄｉａｃ Ｐａｃｉｎｇ）」）において更に詳細に記載される。） 植込み可能装置と関連するレオグラフィ装置の使用に関する別の開示は、イン ピーダンス波形を取得するための方法および装置を提案する、１９９４年４月２ ８日出願のＷａｈｌｓｔｒａｎｄ等の係属中の米国特許出願第０８／２３３，９ ０１号「心機能の検知のための方法および装置（Ｍｅｔｈｏｄ ａｎｄ Ａｐｐ ａｒａｔｕｓ ｆｏｒ Ｓｅｎｓｉｎｇ ｏｆ Ｃａｒｄｉａｃ Ｆｕｎｃｔｉ ｏｎｓ）」に見出すことができる。先に述べたＬｅｇｅｎｄ Ｐｌｕｓ（登録商 標）において用いられたものと類似のインピーダンス波形の品質を改善するため の専用リード線の使用に関するＷａｈｌｓｔｒａｎｄ等の米国特許出願は、その 全容において参考のため本文に援用される。 植込み可能装置と関連するレオグラフィ装置の使用に関する更に別の開示は、 １９９４年７月１９日出願のＧｉａｎｎｉ Ｐｌｉｃｃｈｉ等の係属中の米国特 許出願第０８／２７７，０５１号「時分割多極型レオグラフィ装置（Ｔｉｍｅ− ｓｈａｒｉｎｇ Ｍｕｌｔｉ−Ｐｏｌａｒ Ｒｈｅｏｇｒａｐｈｙ）」に見出す ことができる。 先に述べたように、心臓ペースメーカにおける圧電型トランスジューサの利用 は、有効ではあるが単に間接的な患者の実際の物理的活動レベルの表示を提供し 、このため、患者の代謝需要の増加レベルの擬似正表示または擬似負表示の可能 性を許容する。上体の運動と関連する先に述べた問題はこの一例である。 同様に、レオグラフィ技法を用いる心臓内インピーダンスの測定は、患者の呼 吸と心臓レートの有効ではあるがやや間接的な表示を提供し、従ってこれもまた 患者の代謝需要を決定時に誤りの可能性を許容する。分時換気量レベルを示すた めの胸郭経由インピーダンスの使用は、上体の筋肉電位干渉および姿勢の変化に よる高い代謝需要レベルの擬似正表示の潜在性を有することが示される。更にま た、過渡的な血液化学的変化のような徐々に働く生理学的パラメータもまたイン ピーダンス測定に影響を及ぼし得る。 更に、とりわけ分時換気量の測定における基本的ペーシング・レートは、体操 の開始時に最適なペーシング・レートの増加を常に提示するとはかぎらない。一 回呼吸量（ＴＶ）および呼吸率（ＲＲ）のレベルは、ＣＯ₂レセプタと自律神経 系統の応答により、固有の生理学的時間的遅れを有する。Ｖ_Eにおける増加は、 増加した心臓出力に対する需要より遅れを生じ得る。 一方、圧電型トランスジューサから得られる活動信号は、典型的に、運動の開 始時におけるこの同じ時間的遅れ現象を呈することはない。更に、胸郭経由イン ピーダンス測定から得られる分時換気量信号は、圧電型センサ信号の傾向よりも 広範囲の運動の種類（例えば、自転車乗り、歩き、走り、など）に更に適切に比 例しようとする傾向がある。この観点において、圧電的な活動信号および胸郭経 由インピーダンスの測定は、患者の代謝需要レベルを確立する上で効率において 相互に補完的である。即ち、各検知形式の潜在的な制約は異なる。このことは、 圧電型トランスジューサを用いる活動状態の検知と、レオグラフィ技法を用いる 分時換気量の検知の組合わせが、患者の代謝需要レベルを正確に追跡する改善さ れた方法を提供することを示唆する。発明の概要 上記の考察に照らして、本発明は、体内に植込み可能なパルス発生システムに おけるレート応答型心臓ペーシングを実現するための改善された方法および装置 に関するものである。 特に、本発明は、患者の生理学的要求における認識される変化に応答して増減 する可変ペーシング・レートの決定時のインピーダンスの測定と活動状態の検知 の両方を用いるペースメーカに関するものである。 本発明の１つの特質によれば、ペースメーカのインピーダンス検知回路と、（ 圧電型トランスジューサに基く）活動状態検知回路とは、個々に独立的に動作可 能状態および不動作状態にすることができる。いずれか一方の検知回路が不動作 状態にされるならば、ペースメーカのレート応答伝達関数（即ち、そのレート応 答動作）は、もっぱら動作可能状態のセンサに基く。しかし、両方の検知回路が 動作可能状態にされると、レート応答伝達関数は、活動状態検知回路とインピー ダンス（分時換気量）検知回路の両方からの寄与を表わす組合わされた、即ち「 混合された」活動信号に基くものである。 本発明の別の特質によれば、ペースメーカのインピーダンス検知サブシステム と活動状態検知サブシステムからの出力信号の混合は、活動信号とインピーダン ス信号の相互寄与がその時の「センサのレート」の関数として変化する組合わせ 信号を生じるように行われる（ここで用いられるセンサ・レートとは、レート応 答モードで動作するペースメーカの変化するペーシング・レートを指す）。特に 、本発明の望ましい実施形態においては、活動状態センサの出力信号の寄与は、 ペースメーカのペーシング・レート範囲の下方終端またはその付近のペーシング ・レートに対するセンサのレート値の計算時に優勢であり、インピーダンス・セ ン サの出力信号においては、高いペーシング・レートにおけるセンサ・レートの計 算時に優勢である。 本発明の更に別の特質によれば、本文に開示された構成は、患者の代謝需要の ある表示を行う異なる種類のセンサ（即ち、インピーダンス・センサおよび活動 状態センサ以外のセンサ）からの出力の組合わせ即ち「混合」を容易にすること ができるものと信じられる。例えば、本発明の原理が任意の２重検知ペースメー カ、即ち、活動状態の検知、分時換気量の検知、酸素飽和の検知、圧力の検知、 Ｑ−Ｔ間隔のセンサ、などのある組合わせが可能である任意のペースメーカに適 用できると考えられる。このようなセンサの出力は、本発明によれば、活動状態 とＱ−Ｔ検知の両能力、酸素飽和と分時換気量の検知能力、などを有するペース メーカにおけるように、種々の組合わせで組合わすことができる。図面の簡単な説明 本発明の上記および他の特質および特徴は、添付図面に関して本発明の特定の 実施の形態の詳細な記述を参照すれば更によく理解することができる。 図１は、人間の患者に植込まれた本発明によるペースメーカの図、 図２は、図１のペースメーカの機能的構成要素を示すブロック図、 図３は、図２のペースメーカにおけるインピーダンス測定回路により得られる 励起電流パルスの図、 図４は、レート応答モードにおける図２のペースメーカの動作を示す機能的ブ ロック図、 図５は、レート応答モードにおける図２のペースメーカの分時換気動作を示す 更に別の機能的ブロック図、 図６は、レート応答モードで動作する図２のペースメーカのセンサ混合機能の グラフ表示、および 図７は、レート応答モードで動作する図２のペースメーカのレート伝達関数の グラフ表示である。本発明の特定の実施の形態の詳細な記述 一般的説明 図１において、本発明の１つの実施形態によるペースメーカ１０が患者１２に 植込まれる図が全体的に示される。当技術における従来の慣例によれば、ペース メーカ１０は密閉された生物学的に不活性の外側カニスタ内部に収容され、この カニスタ自体が導電性でありこのためペースメーカのペーシング／検知回路にお ける不関電極として働く。図１の参照番号１４ａ（心室）と１４ｂ（心房）で総 合的に識別される１つ以上のペースメーカのリード線は、従来の方法でペースメ ーカ１０に電気的に接続されて静脈１８を介して患者の心臓１６まで延長してい る。リード線１４ａおよび１４ｂの遠端部に略々近く配置されているのは、心臓 の電気信号を受取り、そして／またはペーシング電気的刺激を心臓１６へ送る１ つ以上の露呈された導電性電極である。当業者にはよく理解されるように、リー ド線１４ａおよび１４ｂはその遠端部を心臓１６の心房または心室へ配置させて 植込まれる。 次に図２において、本発明の現在開示された実施の形態によりペースメーカ１ ０を構成する電子回路のブロック図が示される。図２から判るように、ペースメ ーカ１０は、主要ペーシング／制御回路２０と、活動状態センサ回路２１と、分 時換気回路２２とを含む。主要ペーシング／制御回路２０と関連する回路の多く は、例えば、Ｓｉｖｕｌａ等の米国特許第５，０５２，３８８号「パルス発生器 における活動状態検知を実現する方法および装置（Ｍｅｔｈｏｄ ａｎｄ Ａｐ ｐａｒａｔｕｓ ｆｏｒ Ｉｍｐｌｅｍｅｎｔｉｎｇ Ａｃｔｉｖｉｔｙ Ｓｅ ｎｓｉｎｇ ｉｎ ａ Ｐｕｌｓｅ Ｇｅｎｅｒａｔｏｒ）」に開示される設計 による従来の設計である。Ｓｉｖｕｌａ等の特許第５，０５２，３８８号は、そ の全容において参考のため本文に援用される。ペースメーカ１０のある構成要素 がその設計および動作において完全に周知のものである範囲で、このような構成 要素の設計および構成が当業者には周知のことであると考えられるので、この構 成要素は本文では詳細には記述されない。例えば、図２の主要ペーシング／制御 回路２０は、全て当技術では周知のものである、センス増幅器回路２４と、ペー シング出力回路２６と、水晶クロック２８と、ランダム・アクセス・メモリーお よび読出し専用メモリー（ＲＡＭ／ＲＯＭ）装置３０と、中央処理装置（ＣＰＵ ）３２と、テレメトリ回路３４とを含む。 ペースメーカ１０は、外部プログラマ／制御装置によりプログラムすることが できるように、内部テレメトリ回路３４を含むことが望ましい。本発明の実施時 の使用に適するプログラマおよびテレメトリ・システムは、長年にわたり周知で ある。 公知のプログラマは、典型的に、２方向性無線周波テレメトリ・リンクを介し て植込まれた装置と通信し、プログラマは植込まれた装置により受取られるべき 制御コマンドおよび動作パラメータを送出することができ、従って植込まれた装 置が診断および演算データをプログラマへ通信することができるようにする。本 発明の実施目的に適すると考えられるプログラマは、米国ミネソタ州Ｍｉｎｎｅ ａｐｏｌｉｓのＭｅｄｔｒｏｎｉｃ社から利用可能なモデル９７６０およびモデ ル９７９０プログラマを含む。外部プログラミング装置と植込まれた装置間に必 要なチャンネルを提供するための種々のテレメトリ・システムが開発され、当技 術において周知である。本発明の実施目的に適すると考えられるテレメトリ・シ ステムは、下記の米国特許に開示されている。例えば、Ｗｙｂｏｒｎｙ等の米国 特許第５，１２７，４０４号「植込まれた医療装置のためのテレメトリ・フォー マット（Ｔｅｌｅｍｅｔｒｙ Ｆｏｒｍａｔ ｆｏｒ Ｉｍｐｌａｎｔｅｄ Ｍ ｅｄｉｃａｌ Ｄｅｖｉｃｅ）」、Ｍａｒｋｏｗｉｔｚの米国特許第４，３７４ ，３８２号「医療装置のためのマーカー・チャンネル・テレメトリ・システム（ Ｍａｒｋｅｒ Ｃｈａｎｎｅｌ Ｔｅｌｅｍｅｔｒｙ Ｓｙｓｔｅｍ ｆｏｒ ａ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｄｅｖｉｃｅ）」、およびＴｈｏｍｐｓｏｎ等の米国特許 第４，５５６，０６３号「医療装置用のテレメトリ・システム（Ｔｅｌｅｍｅｔ ｒｙ Ｓｙｓｔｅｍ ｆｏｒ ａ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｄｅｖｉｃｅ）」。Ｗｙｂ ｏｒｎｙ等の米国特許第５，１２７，４０４号、Ｍａｒｋｏｗｉｔｚの米国特許 第４，３７４，３８２号、およびＴｈｏｍｐｓｏｎ等の米国特許第４，５５６， ０６３号は、本発明の同じ譲受人に譲渡され、それぞれその全容において参考の ため本文に援用される。 典型的に、前掲の米国特許に記載された如きテレメトリ・システムは、外部の プログラミング／処理装置と関連して用いられる。心臓ペースメーカを非侵入的 にプログラミングするための１つのプログラマが、前掲のＨａｒｔｌａｕｂ等の ′８８４特許に記載されている。 最も一般には、植込み可能な医療装置のためのテレメトリ・システムは、装置 における無線周波（ＲＦ）送受信機と、外部プログラミング装置における対応す るＲＦ送受信機とを用いる。植込み可能な装置の内部では、送受信機がワイヤの コイルを、ダウンリンク・テレメトリ信号を受取り、アップリンク・テレメトリ に対するＲＦ信号を送信するアンテナとして利用する。このシステムは、空心結 合変成器としてモデル化されている。このようなテレメトリ・システムの一例は 、前掲のＴｈｏｍｐｓｏｎ等の米国特許第４，５５６，０６３号に示される。 ＲＦテレメトリを用いてディジタル・データを通信するために、Ｗｙｂｏｒｎ ｙ等の米国特許第５，１２７，４０４号に記載される如きディジタル・コード化 方式を使用することができる。特に、ダウンリンク・テレメトリに対しては、パ ルス間隔変調方式が用いられ、この場合外部プログラマが一連の短ＲＦ「バース ト」即ちパルスを送出し、このパルスでは連続パルス間の間隔（例えば、１つの パルスの後エッジから次のパルスの後エッジまでの間隔）が送られるべきデータ に従って変調される。例えば、より短い間隔がディジタル「０」ビットをコード 化し、より長い間隔はディジタル「１」ビットをコード化する。 アップリンク・テレメトリの場合は、パルス位置変調方式がアップリンク・テ レメトリ・データをコード化するために用いられる。パルス位置変調のために、 複数のタイム・スロットがデータ・フレーム内で定義され、各タイム・スロット の間に送られるパルスの在不在がデータをコード化する。例えば、１６位置のデ ータ・フレームが定義でき、タイム・スロットの１つにおけるパルスがデータの 一義的な４ビット位置を表わす。 図１に示されるように、前掲のモデル９７６０および９７９０プログラマの如 きプログラミング装置が、プログラミング・ヘッドまたはプログラミング・パド ル、患者の植込まれた装置の植込み場所における患者の身体に置かれるための手 持ち装置の使用により植込まれた装置と典型的にインターフェースする。プログ ラミング・ヘッドにおける磁石が、テレメトリ・セッションを開始するため植込 まれた装置におけるリード・スイッチの閉鎖を行う。その後、アップリンクおよ びダウンリンク通信が、植込まれた装置の送信機および受信機と、プログラミン グ・ヘッド内に配置された受信機および送信機との間に生じる。 図２を引き続き参照して、ペースメーカ１０は、植込まれた時、図１に関して 先に述べたように、ペースメーカ１０の植込み場所と患者の心臓１６間に静脈を 介して延長するリード線１４に接続される。明瞭にするため、リード線１４とペ ースメーカ１０の種々の構成要素との間の接続は図２に示されない。当業者には 明らかであるが、例えば、リード線１４は、心臓の電気信号がセンス増幅器回路 ２４へ伝送できるように、またペーシング・パルスがリード線１４を介して心臓 組織へ送られるように、一般的な慣例に従ってセンス増幅器回路２４およびペー シング出力回路２６に直接的あるいは間接的に必ず接続される。 ここで開示された実施の形態において、心房先端部とリング電極（図２のＡＴ ＩＰとＡＲＩＮＧ）を有する心房リード線１４Ａと、心室先端部とリング電極（ 図２のＶＴＩＰとＶＲＩＮＧ）を有する心室リード線１４Ｖの２つのリード線が 用いられる。更に、先に述べたように、ペースメーカ１０の導電性の密閉カニス タが不関電極（図２のＣＡＳＥ）として働く。 先に述べたように、主要ペーシング／制御回路２０は、すぐ入手可能なプログ ラム可能マイクロプロセッサまたはマイクロコントローラでよいが、本発明の現 在望ましい実施形態ではカスタム集積回路でよい中央処理装置３２を含む。ＣＰ Ｕ３２と主要ペーシング／制御回路２０の他の構成要素間の特定の接続は図２に 示さないが、当業者には、ＲＡＭ／ＲＯＭ装置３０に記憶されたプログラミング の制御下で、ＣＰＵ３２がペーシング出力回路２６およびセンス増幅器回路２４ の調時動作を制御するように機能する。当業者はこのような動作構成に馴染みが あることと考える。 引き続き図２において、水晶発振回路２８、現在望ましい実施形態では３２， ７６８Ｈzの水晶制御発振器が、主要調時クロック信号を主要ペーシング／制御 回路２０と分時換気回路２２へ提供する。 図２に示されるペースメーカ１０の種々の構成要素は、当技術における一般的 慣例に従って、ペースメーカ１０の密閉筐体内に含まれるバッテリ（図示せず） により給電されることを理解すべきである。図面の明瞭性のため、バッテリと、 このバッテリとペースメーカ１０の他の構成要素間の接続とは示さない。 ＣＰＵ３２により発生される信号の制御下でペーシング刺激を生成するよう機 能するペーシング出力回路２６は、例えば、全容において参考のため本文に援用 されるＴｈｏｍｐｓｏｎの米国特許第４，４７６、８６８号「身体シミュレータ 出力回路（Ｂｏｄｙ Ｓｔｉｍｕｌａｔｏｒ Ｏｕｔｐｕｔ Ｃｉｒｃｕｉｔ） 」に開示されたタイプでよい。しかし、再び、当業者が本発明の実施の目的に適 する従来技術のペーシング出力回路の多くの種々のタイプから選択できると考え られる。 図２に示されるように、主要ペーシング／制御回路２０は、図２に３８として 全体的に示される多数の信号線により活動状態センサ回路２１と分時換気回路２ ２とに接続される。主要ペーシング／制御回路２０におけるＩ／Ｏインターフェ ース４０と、活動状態センサ回路２１における対応するＩ／Ｏインターフェース ４１と、分時換気回路２２における対応するＩ／Ｏインターフェース４２とが、 ３つの装置間の信号の伝送を関連付ける。分時換気の検知 分時換気回路２２は、分時換気量に比例すると示された胸郭経由インピーダン スにおける変化を測定する。先に述べたように、分時換気は、一回呼吸量と呼吸 率の積であり、このため代謝需要における変化の生理学的指標であり、従って心 臓のレートを増加または減少する必要を識別する。 本発明のここで開示される実施の形態によるペースメーカ１０は、双極リード 線１４と３極型測定システムを用いて胸郭経由インピーダンスを測定する。以下 に更に詳細に記述するように、分時換気回路２２は、双極型リード線１４のリン グ電極と、１６Ｈzのレートで不関電極ＣＡＳＥとして機能するペースメーカ１ ０の導電性カニスタとの間に１ｍＡ（ピーク間）の３０マイクロ秒の２相電流励 起パルスを送る。結果として生じる電圧は、リード線１４のＴＩＰ電極とペース メーカのＣＡＳＥ電極間で測定される。このようなインピーダンスの測定は、患 者の心臓の心房または心室に生じるようにプログラムすることができる。 本発明の当該実施の形態に従ってインピーダンス測定のため送られる２相励起 パルスの図が、図３に示される。図３に示されるもののような励起パルスの２相 性が、パルスの全エネルギ内容が与えられ、電極の分極が打消され、ＤＣ電流が 長期のリード線の金属イオンの酸化を避けるため均衡されるならば、励起パルス のピーク振幅が最小化される単相性パルスに勝る利点を提供するものと信じられ る。図３に示されるように、２相パルスの各相は約１５マイクロ秒だけ継続し、 パルスが０．０６２５秒ごとに１回（即ち、先に述べたように、１６Ｈzのレー トで）送られる。 分時換気回路２２により得られるインピーダンス信号は、３つの主成分、即ち ＤＣオフセット電圧、心臓の機能から結果として生じる心臓成分、および呼吸成 分を有する。心臓成分と呼吸成分の周波数は、これらの生理学的起原と同じもの であると見なされる。分時換気回路２２により得られるインピーダンス信号の呼 吸成分が本発明の目的にとって主な関心であるので、インピーダンス信号は、Ｄ Ｃ成分および心臓成分を除去するため０．０５ないし０．８Ｈz（毎分３ないし ４８呼吸に対応）の通過帯域を有する分時換気低域通過フィルタ（ＭＶ ＬＰＦ ）４７の通過帯域におけるフィルタリングを受ける。 帯域通過フィルタ信号に対する呼吸率×ピークピーク振幅（一回呼吸量）機能 を行うためにデルタ変調器回路（ＤＥＬＴＡＭＯＤ）５２とカウンタが用いられ る。分時換気量に比例するデルタ変調器カウンタにより生成される値は、ＭＶデ ータ・レジスタ４９に累積される。このＭＶデータ・レジスタ値は、２ミリ秒ご とに１最下位ビット（ＬＳＢ）のレートで（１９０）_x（下付きの「ｘ」は16進 数を表わす）より小さいか等しいプログラム可能値に増加することができる。こ の（１９０）_xの値は、インピーダンスにおける１分当たり６００Ω（ピークピ ーク）の変化に対応する。ＭＶデータ・レジスタにおける値は、２秒ごとに更新 され、これにより、以下に更に詳細に述べるレート応答アルゴリズムにおけるＭ Ｖ入力となる。 図２に関して、分時換気回路２２は実質的に、以下において更に詳細に述べる ように、分時換気回路２２をＶＴＩＰ、ＶＲＩＮＧ、ＡＴＩＰ、ＡＲＩＮＧおよ びＣＡＳＥ電極に選択的に結合し遮断するように機能するマルチプレクサである リード線インターフェース回路４４を含む。 リード線インターフェース回路４４に結合されているのは、心臓インピーダン スを測定する目的のためリード電極（ＶＴＩＰ、ＶＲＩＮＧ、など）の種々の組 合わせ間に２相の定電流パルスを送るように機能する分時換気励起（ＭＶ励起） 回路４６である。特に、ＭＶ励起回路４６は、前述のＬｅｇｅｎｄ Ｐｌｕｓ（ 登録商標）装置により、本発明の譲受人に同じように譲渡されその全容において 参考のため本文に援用されるＷａｈｌｓｔｒａｎｄ等の米国特許第５，２７１， ３９５号に記載された方法および装置に従って送られるタイプの２相励起パルス を送出する。 励起パルスがその間に送られる電極は、心房または心室のどちらかのインピー ダンスが評価されているかに従って変動することになる。電極の選択は、主要ペ ーシング／制御回路２０により表明される信号の制御下でリード線インターフェ ース回路４４により行われ、バス３８で分時換気回路２２へ伝送される。先に述 べたように、分時換気量の測定は、心臓のいずれかの室内で生じるようにプログ ラムすることができる。心室ベースの分時換気量の評価のため、例えば、２相パ ルスを心室リング電極ＶＲＩＮＧとペースメーカのカニスタＣＡＳＥ間に１６Ｈ zのレートで送ることができる。同様に、心房の分時換気量の評価のためには、 パルスを心房リング電極ＡＲＩＮＧとＣＡＳＥ間に送ることができる。 心臓インピーダンスを測定するため、分時換気回路２２が、先に述べたように 励起パルスが注入されるとるときに、電極対間に存在する電圧差を監視する。再 び、電圧差が監視される電極は、心房または心室のどちらかの測定が行われてい るかに従って変動する。本発明の１つの実施形態においては、同じ電極（即ち、 心室に対してはＶＲＩＮＧおよびＣＡＳＥ、心房に対してはＡＲＩＮＧおよびＣ ＡＳＥ）が、励起パルスの送出と電圧差の監視の両方のために用いられる。しか し、励起と測定のための電極の組合わせは、プログラミング・システムを用いて 植込み後に変更できるプログラム可能な設定間にあり得ると考えられる。 インピーダンス測定前置増幅器回路（ＺＭＥＡＳ ＰＲＥＡＭＰ）４８は、励 起パルスの送出中電圧差測定電極に結合される。ＺＭＥＡＳ ＰＲＥＡＭＰ回路 ４８は、３つの段を含む。第１段は、これも高域通過フィルタリング機能を行う 低ノイズ増幅器（当該望ましい実施形態では２０の利得を持つ）である。第２段 は、利得増幅器（当該望ましい実施形態では８の利得を持つ）である。最終段は 、１６Ｈzのサンプル／ホールド回路である。先に述べたように、２相励起パル スが１６Ｈzのレートで送出され、従って、１６の電圧差の測定が毎秒行われる 。 ＺＭＥＡＳ ＰＲＥＡＭＰ回路４８のサンプル／ホールド段が、分時換気回路２ ２における残りの回路に与えるためのこれら電圧をそれぞれ保持する。 ＺＭＥＡＳ ＰＲＥＡＭＰ回路４８の前置増幅器、利得およびサンプル／ホー ルド段の設計および構成が当業者には日常の技術事項であろう。従って、ＺＭＥ ＡＳ ＰＲＥＡＭＰ回路４８の設計の詳細については、本文では記述しない。 引き続き図２において、ＺＭＥＡＳ ＰＲＥＡＭＰ回路４８からサンプルされ た１６Ｈzの出力電圧が、先に述べたように、本発明の現在望ましい実施形態で は０．０５ないし０．８Ｈzの通過帯域を持つ分時換気量の低域通過フィルタ回 路ＭＶ ＬＰＦ４７へ与えられる。再び、ＭＶ ＬＰＦ回路５０の設計および構 成が当業者には日常事であると考えられる。ＭＶ ＬＰＦ４７からの出力は、任 意の所与の時間におけるレベルが選択された電極間で測定される心臓インピーダ ンスに正比例する電圧波形である。このため、ＭＶ ＬＰＦの出力信号は、ここ ではインピーダンス波形と呼ばれる。 ＭＶ ＬＰＦ４７における帯域通過フィルタ処理後に、前記のインピーダンス 波形がデルタ変調器回路ＤＥＬＴＡＭＯＤ５２へ与えられ、これがアナログ／デ ィジタル変換（ＡＤＣ）機能を行う。ＺＭＥＡＳ ＰＲＥＡＭＰのサンプル／ホ ールド動作により規定される各１６Ｈzサイクルの初めに、ＤＥＬＴＡＭＯＤ５ ２がＭＶ ＬＰＦ回路４７の出力に存在するインピーダンス波形電圧を直前の１ ６Ｈzサイクルの間に存在するインピーダンス波形電圧と比較し、これら２つの 電圧間の差を表わすΔ値を決定する。 ＤＥＬＴＡＭＯＤ回路５２は、各１６Ｈzサイクルの初めに計算するΔ値を表 わすための「ステップ・サイズ」を定義する。本発明の現在望ましい実施形態に おいて、ＤＥＬＴＡＭＯＤ５２は、心室インピーダンス測定のための２６ｍＶの ステップ・サイズと、心房インピーダンス測定のための１４ｍＶのステップ・サ イズとを定義する。このため、例えば、２つの連続的な１６Ｈzの電圧測定のた めの心室インピーダンス波形電圧間の差が２６０ｍＶ（即ち、Δ＝２６０ｍＶ） であったならば、ＤＥＬＴＡＭＯＤ回路５２はこれを１０のカウント値として表 わすことになる（（Δ／ステップ・サイズ）＝（２６０ｍＶの２６ｍＶによる商 ））。この場合、ＤＥＬＴＡＭＯＤ回路５２は１６Ｈzサイクルの間１０だけＭ Ｖ レジスタ４９を増分することになる。 ＤＥＬＴＡＭＯＤ回路５２はカウント値を生成し、ＺＭＥＡＳ ＰＲＥＡＭＰ 回路４８のサンプルおよびホールド動作により定義される各１６Ｈzサイクルに おいて（即ち、０．０６２５秒ごと）然るべくＭＶレジスタ４９を増分する。こ のため、２秒の間隔で、３２のこのようなカウント値がＭＶレジスタ４９におい て生成され加算される。 ２秒の間隔ごとの終了時に、ＭＶレジスタ４９におけるアキュムレータ値が、 以下に詳述される本発明のレート応答アルゴリズムに従って処理するため、Ｉ／ Ｏ線３８を介して主要ペーシング／制御回路２０へ、特にＣＰＵ３２へ提供され る。当該開示の目的のためには、ＭＶレジスタ４９から２秒ごとにＣＰＵ３２に 対して提供される値は、ＭＶカウント（ＭＶ ＣＯＵＮＴ）値と呼ばれることに なる。２秒のＭＶカウント値がＣＰＵ３２へ与えられる時、ＭＶレジスタ４９は 別のＭＶカウント値を得ることに備えてゼロにリセットされる、即ちＤＥＬＴＡ ＭＯＤカウントの別の２秒の値打ちを累算する。活動状態の検知 前述のように、本発明のここで開示される実施の形態によるペースメーカ１０ は、その変更可能なレート応答ペーシング・レートを確立する際に活動状態の検 知と分時換気量の測定の両方を用いる。本発明の現在望ましい実施形態において は、ペースメーカ１０における活動状態センサ回路２１は、活動状態の検知を実 施するため図２における参照番号６０で示される圧電型のマイクロフォンの如き センサを用いる。圧電型センサ６０は、当技術における従来の慣例に従って、ペ ースメーカの密閉筐体の内面にボンド付けされることが望ましい。このような構 成は、例えば、全容において参考のため本文に援用される本発明の譲受人に譲渡 された前掲のＡｎｄｅｒｓｏｎ等の米国特許第４，４８５，８１３号に開示され ている。同様な構成は、前掲のＳｉｖｕｌａ等の米国特許第５，０５２，３８８ 号にも開示される。 Ｓｉｖｕｌａ等の米国特許第５，０５２，３８８号およびＡｎｄｅｒｓｏｎ等 の米国特許第４，４８５，８１３号に開示される如き従来の活動状態応答型ペー スメーカ・システムにおけるように、本発明のペースメーカ１０における圧電型 センサ６０は、活動状態センサ回路２１における活動信号処理回路ＡＣＴ ＰＲ ＯＣ６２へ生の電気信号を与え、この活動状態回路がペースメーカのレートを確 立する際に使用される活動信号を帯域通過濾波して処理する。予め定めた閾値を 越える帯域通過濾波された活動信号におけるピークは、システム６２によりペー シング・レートにおける増加が保証される充分な大きさの患者活動の表示として 解釈される。ペースメーカ１０のプログラム可能に選択できる値に含まれる予め 定めた閾値は、低い患者活動を表わし、あるいは実際には患者の活動は表わさな いセンサ６０により検知される物理的ストレスを表わすセンサ出力信号における 背景「ノイズ」を除去するために意図される。 予め定めた閾値を越える帯域通過濾波されたセンサ信号におけるピークの各発 生は、ここでは「活動状態カウント（ＡＣＴＩＶＩＴＹ ＣＯＵＮＴ）」と呼ば れる。活動状態センサ回路２１における活動状態レジスタ６４に保持される「活 動状態カウント」値の和は、予め定めた期間、例えば２秒間隔にわたって計算さ れる。本発明の現在望ましい実施形態によれば、２秒の「活動状態カウント」の 和が、ＭＶレジスタ４９から主要ペーシング／制御回路２０に対する分時換気量 アキュムレータ値の提供のための方法と同様に、Ｉ／Ｏバス３８を介して主要ペ ーシング／制御回路２０へ与えられる。次いで、ＣＰＵ３２は、以下において更 に詳細に述べるように、２秒の「活動状態カウント」値と分時換気量値とをレー ト応答型「センサのレート」の計算時に用いることができる。 （圧電素子から患者の物理的活動レベルを表わす活動状態「カウント」を取得 する概念は、先に述べたＡｎｄｅｒｓｏｎ等の特許第４，４８５，８１３号およ びＳｉｖｕｌａ等の特許第５，０５２，３８８号により例示されるように、従来 技術では周知であり理解されている。活動状態応答型心臓ペーシングにおいて活 動検知を実施するため当業者は圧電型センサを使用することで馴染みであり、か つ本発明の実施目的に適する方法でこのような能力を容易に実現可能であると考 えられる。）レート応答 伝達関数 ペースメーカ１０の基本レート応答動作に基本的な事項は、（ペースメーカ１ ０が「活動」レート応答モードにプログラムされる時、）検知された物理的活動 量に基き、（ペースメーカ１０が「分時換気量」レート応答モードにプログラム される時の）分時換気量に基き、あるいは（ペースメーカ１０が「デュアル・」 レート応答モードにプログラムされる時）活動状態と分時換気量の混合組合わせ に基き、「センサ・レート」を計算することである。このように得られた「セン サ・レート」は、水晶発振器２８のサイクル（クロック・サイクル）単位におけ る時間間隔として表わされる。 現在望ましい実施形態においては、「センサ・レート（Ｓｅｎｓｏｒ Ｒａｔ ｅ）」値は、動作可能状態のセンサからの入力に基いて、２秒ごと、即ち、ＭＶ レジスタ４９における２秒の累積値（ＭＶカウント値）および（または）活動状 態レジスタ６１からの２秒の累積された「活動状態カウント」値に更新される。 ペースメーカ動作の各２秒間隔の終りにどのように更新されたＭＶカウントと活 動状態カウント値が主要ペーシング／制御回路２０に与えられるかを述べたので 、「センサ・レート」値がこれら値から得られる方法について次に述べることが できる。 当業者には理解されるように、分時換気回路２２および活動状態センサ回路２ １からそれぞれ与えられる「ＭＶカウント」と「活動状態カウント」の値に基く 「センサ・レート」値の計算は、主要ペーシング／制御回路２０の記憶装置３０ に保持される変数およびプログラム可能値について主としてＣＰＵ３２により行 われる多数の計算を含む。 表１は、本発明のここで開示される実施の形態による「センサ・レート」の決 定の以降の記述で用いられる種々の定義、頭文字語および略語を記載する。 表２は、レート応答動作と関連して用いられるペースメーカ１０の種々のプロ グラム可能パラメータを示す。 本発明のここに開示された実施形態に従ってペースメーカ１０における分時換 気量および活動状態検知に基くセンサ・レートを決定するための全アルゴリズム が、図４の機能的ブロック図に示される。図４における各ブロックは、センサ・ レート決定プロセスにおける１つの段階を示す。以下において更に詳細に述べる ように、図４に示される多くの段階が、ペーシング／制御装置２０（図２参照） におけるＣＰＵ３２によって実施される。例えば、図４における参照番号１００ で示されるブロックＭＶ処理は２秒ごとに与えられるＭＶ ＣＯＵＮＴ値の数値 処理の段階に対応し、この数値処理は記憶装置３０に記憶されたプログラミング 命令の制御下でＣＰＵ３２によって行われる。同様に、図４に示される他の段階 、例えば組合わせ段階１０４、レート計算段階１０６、、などは、ＣＰＵ３２に より行われる主として数値的な処理を含む。 センサ・レート（Ｓｅｎｓｏｒ Ｒａｔｅ）決定アルゴリズムのＭＶ処理段階 １００の場合は、図５の機能的ブロック図に示されるように、３つのサブ段階が 含まれる。図５のブロック１２０により示されるＭＶ処理段階における最初のス テップは、２秒ごとに分時換気回路２２から与えられるＭＶ ＣＯＵＮＴ値につ いてのスルーレート制限（ＭＶ ＳｌｅｗＲａｔｅＬｉｍｉｔ）機能を行うこと である。値「ＬｉｍｉｔｅｄＭＶＣｏｕｎｔ（制限されたＭＶカウント）」の計 算の結果生じるブロック１２０の制限機能は、下式に従って行われる。即ち、 ＬｉｍｉｔｅｄＭＶＣｏｕｎｔ＝ＭＩＮ｛ＭＶＣＯＵＮＴ，ＩＮＴ｛ＬＳＴＡ ＋ＳｌｅｗＲａｔｅＬｉｍｉｔＣｏｕｎｔ×２｝｝ 但し、ＭＶ ＣＯＵＮＴは分時換気回路２２から与えられた最も後の「２秒」Ｍ Ｖ ＣＯＵＮＴ値であり、ＬＳＴＡはＭＶ ＣＯＵＮＴ値の制限された短期平均 値（後で更に詳細に述べる）、ＳｌｅｗＲａｔｅＬｉｍｉｔＣｏｕｎｔは下式に おけるように定義される。即ち、 ＳｌｅｗＲａｔｅＬｉｍｉｔＣｏｕｎｔ＝ＩＮＴ（ＵＲＣｏｕｎｔ×Ｓｌｅｗ ＲａｔｅＬｉｍｉｔ／１００） ＵＲＣｏｕｎｔおよびＳｌｅｗＲａｔｅＬｉｍｉｔはプログラム可能な一定値 、ＩＮＴおけるＭＩＮはそれぞれ周知の整数と最小数学関数である。本発明の現 在 望ましい実施形態において、ＵＲＣｏｕｎｔは最大センサ・レート値を結果とし て生じ得る最小のＭＶ ＣＯＵＮＴ値を反映し、０ないし２５５からプログラム 可能である。ＳｌｅｗＲａｔｅＬｉｍｉｔは、ＭＶ ＣＯＵＮＴ／２およびＬＳ ＴＡ間の最大許容正差に対する限度を表わし、ＵＲＣｏｕｎｔ値の関数として表 わされる。本発明の現在望ましい実施形態においては、ＳｌｅｗＲａｔｅＬｉｍ ｉｔはＵＲＣｏｕｎｔの１．５、３、６、１２、２５、５０または１００％にプ ログラム可能であり、さもなければ、ＯＦＦである。 ＬｉｍｉｔｅｄＭＶＣｏｕｎｔ値を前式に示されように計算した後、ＭＶデル タ・ブロック１２２により示される図５のブロック図における次のステップは、 ＬｉｍｉｔｅｄＤＭＶ（制限されたＤＭＶ）、ＵｎｌｉｍｉｔｅｄＤＭＶ（無制 限ＤＭＶ）、ＬＳＴＡおよびＭａｘＭＶの値を含む他の値の計算および（または ）更新におけるＬｉｍｉｔｅｄＭＶＣｏｕｎｔｓ値を用いることを含む。 ＬＴＡ（長期平均）値は、下式に従ってブロック１２２において再帰的に計算 される。即ち、 但し、ＬｏｎｇＴｅｒｍＴｉｍｅは、現在望ましい実施形態においては、略々１ ８時間である（前式では３２，７６８の２秒間隔として表わされる）。 制限された短期平均（ＬＳＴＡ）値は、下式に従って計算される。即ち、 但し、ＳｈｏｒｔＴｅｒｍＴｉｍｅは、現在望ましい実施形態においては、３２ 秒である（上式では１６個の２秒間隔として表わされる）。 ＵＳＴＡ（無制限短期平均）値は、下式に従って計算される。即ち、 ＬＳＴＡ値とＬＴＡ値間の差を表わすＬｉｍｉｔｅｄＤＭＶ値は、下記のよう に定義される。即ち、 LimitedDMV ＝ MAX(0,INT(LSTA−LTA)) ＵｎｌｉｍｉｔｅｄＤＭＶ値は、下式に従ってブロック１２２において計算さ れる。即ち、 UnlimitedDMV ＝ INT(USTA−LTA) 最後に、ＭａｘＬｉｍｉｔｅｄＭＶ値は、下式に従ってブロック１２２におい て計算される。即ち、 MaxLimitedMV ＝ MAX(LimitedDMV，MaxLimitedMV) 図５のＭＶデルタ・ブロック１２２における上記の処理サブステップを実行し た後、センサ・レート計算プロセスの次のステップは、図５におけるＭＶハイ・ ブロック１２４により表わされる。前記ＭＶハイ処理は、延長された期間に対す る望ましくない高いレートのペーシングに対する防護策として生じる。分時換気 量の検知が予め定めた期間（０、４、８、、、２４分にプログラム可能であるＵ Ｒ時間基準として示されるプログラム可能値）に対して連続的にハイであり、か つ活動状態検知回路２１が同じ期間中に高められる生理学的需要（以下に述べる ）を確証しなければ、いわゆるＭＶハイの介在が生じる。 本発明の現在望ましい実施形態によれば、上式に述べられる如く計算されたＵ ｎｌｉｍｉｔｅｄＤＭＶ値がＵＲＣｏｕｎｔより大きければ、分時換気量検知は 高すぎると見なされる。一方、ＳｃａｌｅｄＡｃｔｉｖｉｔｙＡｖｅｒａｇｅ値 （定義は以下に更に詳細に述べる）が下式に従って定義される予め定めた（プロ グラム可能な）ＡｃｔｉｖｉｔｙＣｒｏｓｓＣｈｅｃｋＣｏｕｎｔ値より小さけ れば、活動状態検知は低すぎると見なされる。即ち、 但し、ＡｃｔｉｖｉｔｙＣｒｏｓｓＣｈｅｃｋＬｅｖｅｌは、所与の患者に対 して低いと見なされるＡＣＴＩＶＩＴＹ ＣＯＵＮＴレベルを反映しており、Ａ ＤＬＣｏｕｎｔ（「日常生活の活動」カウント）は、患者の日常活動に対して適 当であると見なされるレートでペーシングを生じることができるＳｅｎｓｏｒＣ ｏｕｎｔの最小数に対応するプログラム可能値である。ＡｃｔｉｖｉｔｙＣｒｏ ｓｓＣｈｅｃｋＬｅｖｅｌは、ＡＤＬＣｏｕｎｔの一部として表わされることが 望ましい（例えば、０％、１２．５％、２５％、３７．５％、５０％、６２．５ ％、７５％、８７．５％、１００％）。本発明の現在開示される実施の形態にお いては、いわゆるＡＤＬＲａｔｅはプログラム可能に（毎分４０ないし１８０拍 の間に）決定され、ここでＡＤＬＲａｔｅは、所与の患者の日常活動に対して適 切であるように植込み医師に見なされるペーシング・レートである。ＡＤＬＣｏ ｕｎｔは更に、ペースメーカ１０をＡＤＬＲａｔｅで搏動させることができるＳ ｅｎｓｏｒＣｏｕｎｔに対する最小値を定義する。１つの実施の形態において、 ＡＤＬＣｏｕｎｔはＵＲＣｏｕｎｔの百分率で表わされ、ここでＵＲＣｏｕｎｔ は、ペースメーカ１０をそのプログラムされたＵｐｐｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅ （即ち、ＭＶおよび（または）活動検知モードでペーシングする時、ペースメー カ１０の最大ペーシング・レート）で搏動させることができるＳｅｎｓｏｒＣｏ ｕｎｔに対する最小値である。（ＡＤＬ（日常生活の活動）の特徴に関するペー スメーカ１０の機能およびパラメータについては、以下において更に詳細に述べ る。） ＭＶ ＣＯＵＮＴをハイ、ＡＣＴＩＶＩＴＹ ＣＯＵＮＴをローと見なすため の先に述べた基準に従って、分時換気量が高すぎかつ検知された活動が低すぎる ならば、ＣＰＵ３２はＭＶＨｉｇｈＴｉｍｅで示される変数を増分し、さもなけ れば、ＭＶＨｉｇｈＴｉｍｅはゼロにリセットされる。ＭＶＨｉｇｈＴｉｍｅ変 数が値ＵＲＴｉｍｅＣｒｉｔｅｒｉａ（先に述べたように定義される）に達する ならば、ＭＶハイの介在が生じる。ＭＶハイの介在中、ＤＭＶは、下式に従って 定義される予め定めた（プログラム可能な）値ＭＶＳｗｉｔｃｈＣｏｕｎｔにセ ットされる。即ち、 ＭＶＳｗｉｔｃｈＬｅｖｅｌは、正常な分時換気プロセシングがＭＶハイの介 在の挿入に従って再開するＡＤＬＣｏｕｎｔの一部を表わすプログラム可能な値 である。ＭＶＳｗｉｔｃｈＬｅｖｅｌは、ＡＤＬＣｏｕｎｔの一部（例えば、Ａ ＤＬＣｏｕｎｔの０、２５、５０、７５、または１００％）として表わされるこ とが望ましい。 ＭＶハイの介在中、上式に従って計算されたＭＶＳｗｉｔｃｈＣｏｕｎｔある いはこれより小となるまで、先に計算されたＬｉｍｉｔｅｄＤＭＶが監視され、 この時ＭＶハイの介在が終り、ＤＭＶがＬｉｍｉｔｅｄＤＭＶにリセットされる 。 先に述べたように、ＡＣＴＩＶＩＴＹ ＣＯＵＮＴ値は活動状態レジスタ６４ から２秒ごとに集められる。新たなＡＣＴＩＶＩＴＹ ＣＯＵＮＴ値がペーシン グ／制御装置２０に与えられるごとに、前のＡＣＴＩＶＩＴＹ ＣＯＵＮＴ値が ４秒の活動カウント（４ＳｅｃＡｃｔＣｏｕｎｔ）値が計算できる順序でレジス タに保持される。特に、４ＳｅｃＡｃｔＣｏｕｎｔは、下式により与えられる。 即ち、 4SecActCount ＝ ACTIVITYCOUNT ＋ LastActCount 但し、ＡＣＴＩＶＩＴＹ ＣＯＵＮＴは、その時の２秒の間隔の終りに活動状態 センサ回路２１における活動状態レジスタ６４から得られた値であり、Ｌａｓｔ ＡｃｔＣｏｕｎｔは、前の２秒の間隔の終りにレジスタ６４から得られたＡＣＴ ＩＶＩＴＹ ＣＯＵＮＴ値である。 従って、４ＳｅｃＡｃｔＣｏｕｎｔ値は、ＳｃａｌｅｄＡｃｔｉｖｉｔｙＣｏ ｕｎｔ値を生じるように分時換気量検知回路２１の範囲にスケールされる。この スケーリング動作は、図４のブロック１０２において生じ、スケールされた活動 状態カウント値ＳＡｃｔＣｎｔの取得を結果として生じる。ＳＡｃｔＣｎｔは、 下式に従って得られる。即ち、 ２５５の天井値はＳＡｃｔＣｎｔ値に課される、即ち、上式に従って計算され たＳＡｃｔＣｎｔ値が２５５より大きければ、ＳＡｃｔＣｎｔは２５５にセット される。 先に述べたように、スケールされた活動状態カウント値ＳＡｃｔＣｏｕｎｔの 平均値がＭＶハイの介在および高いレートのクロスチェック演算において使用す るため保持される。ＳＡｃｔＡｖｅｒａｇｅとして示されるこの平均値は、下式 に従って計算される。即ち、 また、最大スケール活動状態の平均値ＭａｘＳＡｃｔＡｖｅｒａｇｅは、以下 に更に詳細に述べるように、活動状態のスケーリングのためＣＰＵ３２によって 保持される。ＭａｘＳＡｃｔＡｖｅｒａｇｅは、下式に従って計算される。即ち 、 MaxSActAverage ＝ MAX(INT(SActAverage)，MaxSActAverage) 本発明の１つの特質によれば、活動状態および分時換気量の両方の検知がペー スメーカ１０において動作可能状態にされるならば、「混合」機能がセンサ出力 について行われる。この混合機能は、活動状態検知がプログラムされたＬｏｗｅ ｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅから先に述べたように、患者の正常な日常活動レベルに 適切と見なされるレートに医師によってプログラム可能である「日常生活の活動 」（ＡＤＬ）レートまでの範囲内でＳｅｎｓｏｒＲａｔｅに対して影響を有する 。安静時は、活動状態の検知がＳｅｎｓｏｒＲａｔｅの計算において優勢となる 。ＳｅｎｓｏｒＲａｔｅが増加するに伴い、分時換気量の検知がより大きな影響 を取得し、その結果ＡＤＬレートより上では、分時換気量が優勢となる。 活動状態センサ出力と分時換気量センサの「混合」が、図４の組合わせブロッ ク１０４において生じる。図４に示されるように、図５に関して前に述べたよう に取得されるＤＭＶ値と、活動状態センサから得られたＳＡｃｔＣｎｔｖｌとは 、ＳｅｎｓｏｒＲａｔｅ計算アルゴリズムの組合わせ段１０４に入力として与え られる。組合わせ段１０４において、混合されたセンサ・カウント値Ｓｅｎｓｏ ｒ３Ｃｏｕｎｔが得られる。第一に、ＳＡｃｔＣｎｔ値はＳＡｃｔＣｎｔとＵＲ Ｃｏｕｎｔの小さい方にセットされ、即ち、上式に従って得られるＳＡｃｔＣｎ ｔは下式に従ってリセットされる。即ち、 SActCnt ＝ MIN（URCount，SActCnt） 次いで、混合されたセンサ値Ｓｅｎｓｏｒ３Ｃｏｕｎｔは下式に従って計算さ れる。即ち、 さもなければ、 Ｃ関数は下式に従って与えられ場合、Ｃ１、Ｃ２、ＣＳ１ｏｐｅ１およびＣＳ １ｏｐｅ２の値がそれぞれ、ＵｐｐｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅおよびＡＤＬＲａ ｔｅ間の関係に従って、かつＡＤＬＲａｔｅとＬｏｗｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅ 間で変動する。特に、ＵｐｐｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅ≧ＡＤＬＲａｔｅ＋１０ ならば、かつＡＤＬＲａｔｅ＞ＬｏｗｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅ＋１０ならば、 Ｃ１、Ｃ２、ＣＳ１ｏｐｅ１およびＣＳ１ｏｐｅ２が下式により与えられる。即 ち、 （上式および他の式において、「間隔」関数は、クロック・サイクル単位で、 レート値から間隔値への変換を表わす間隔（ｘ）＝７６８０／ｘによって与えら れる。） しかし、ＵｐｐｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅ≦ＡＤＬＲａｔｅ＋１０、およびＡ ＤＬＲａｔｅ≧ＬｏｗｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅ＋１０であるならば、Ｃ１、Ｃ ２、ＣＳｌｏｐｅ１およびＣＳｌｏｐｅ２は下式により与えられる。即ち、 Ｃ１＝ＬｏｗｅｒＲａｔｅＩｎｔｅｒｖａｌ Ｃ２＝Ｉｎｔｅｒｖａｌ（ＡＤＬＲａｔｅ＋１０） ＣＳｌｏｐｅ１＝０ 一方、ＵｐｐｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅ＜ＡＤＬＲａｔｅ＋１０、およびＡＤ ＬＲａｔｅ＞ＬｏｗｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅ＋１０ならば、Ｃ１、Ｃ２、ＣＳ ｌｏｐｅ１およびＣＳｌｏｐｅ２は下式により与えられる。即ち、 Ｃ１＝Ｉｎｔｅｒｖａｌ（ＡＤＬＲａｔｅ−１０） Ｃ２＝ＵｐｐｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅＩｎｔｅｒｖａｌ 最後に、ＵｐｐｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅ＜ＡＤＬＲａｔｅ＋１０、およびＡ ＤＬＲａｔｅ≦ＬｏｗｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅ＋１０ならば、Ｃ１、Ｃ２、Ｃ Ｓｌｏｐｅ１およびＣＳｌｏｐｅ２は下式により与えられる。即ち、 Ｃ１＝ＬｏｗｅｒＲａｔｅＩｎｔｅｒｖａｌ Ｃ２＝ＵｐｐｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅＩｎｔｅｒｖａｌ ＣＳｌｏｐｅ１＝０ 前式に従ってＳｅｎｓｏｒ３Ｃｏｕｎｔ値を計算することに加えて、「センサ ・レート」計算アルゴリズムの組合わせ段１０４に関して行われる別の演算は、 上式に従って計算されたＳｃａｌｅＡｃｔｉｖｉｔｙＡｖｅｒａｇｅ値の、上式 に関して述べたＡｃｉｖｉｔｙＣｒｏｓｓＣｈｅｃｋＣｏｕｎｔ値に対する比較 を 含む高レートのクロスチェックである。ＳｃａｌｅｄＡｃｔｉｖｉｔｙＡｖｅｒ ａｇｅがＡｃｉｖｉｔｙＣｒｏｓｓＣｈｅｃｋＣｏｕｎｔより小さくＤＭＶがＭ ＶＣｒｏｓｓＣｈｅｃｋＣｏｕｎｔより大きければ、Ｓｅｎｓｏｒ３Ｃｏｕｎｔ はＭＶＣｒｏｓｓＣｈｅｃｋＣｏｕｎｔにセットされ、ここでＭＶＣｒｏｓｓＣ ｈｅｃｋＣｏｕｎｔは下式により与えられる。即ち、 ＭＶＣｒｏｓｓＣｈｅｃｋＣｏｕｎｔ＝ＡＤＬＷｉｄｔｈＣｏｕｎｔ＋ ＴｅｍｐＯｆｆｓｅｔ 但し、ＴｅｍｐＯｆｆｓｅｔは下式により与えられる。 但し、ＭＶＣｒｏｓｓＣｈｅｃｋＬｉｍｉｔは（ＵＲＣｏｕｎｔ−ＡＤＬＣｏ ｕｎｔ）の一部、例えば、０％、１２．５％、２５％、５０％または１００％と して表わされる。 ＨｉｇｈＲａｔｅＣｒｏｓｓＣｈｅｃｋがＤＭＶを制限しなければ、ＳＡｃｔ Ｃｎｔ、Ｓｅｎｓｏｒ３Ｃｏｕｎｔなどに対する式に関して先に述べた組合わせ 関数が用いられる。この組合わせ関数は、活動入力がＬｏｗｅｒＳｅｎｓｏｒＲ ａｔｅからＡＤＬＲａｔｅまで影響を及ぼすように構成される。休息時に、活動 状態はこの組合わせ関数において優遇される。ＳｅｎｓｏｒＲａｔｅが増加する に伴い、分時換気量が、ＡＤＬＲａｔｅより上ではＳｅｎｓｏｒ３Ｃｏｕｎｔ＝ ＤＭＶとなるようにより大きな影響を有する。いつも、ＤＭＶがＳＡｃｔＣｎｔ より大きければ、ＤＭＶが用いられる。 図４に示される如きＳｅｎｓｏｒＲａｔｅ計算の次の段階は、レート計算（Ｒ ＡＴＥ ＣＡＬＣ）段１０６であり、これはプログラムされたＵｐｐｅｒＳｅｎ ｓｏｒＲａｔｅ、プログラムされたＡＤＬＲａｔｅ、プログラムされたＬｏｗｅ ｒＲａｔｅ、ＡＤＬＣｏｕｎｔおよびＵＲＣｏｕｎｔの値、およびＡＤＬＷｉｄ ｔｈＣｏｕｎｔの値からレート応答カーブを構成する。 ＴａｒｇｅｔＲａｔｅ（目標レート）を計算するため、２つの勾配値、ＲＳｌ ｏｐｅ１およびＲＳｌｏｐｅ２と、ＤＬＷｉｄｔｈＣｏｕｎｔ値とが、下式に従 って計算される。即ち、 次に、ＴａｒｇｅｔＲａｔｅ値は下式に従って計算される。即ち、 但し、値ＳｅｎｓｏｒＣｏｕｎｔは、分時換気量と活動状態の両方の検知が可 能にされるならば、上式に従って計算されるようにＳｅｎｓｏｒ３Ｃｏｕｎｔで ある。１つセンサが動作可能状態にされなければ、上式におけるＳｅｎｓｏｒＣ ｏｕｎｔは動作可能状態にされたセンサからのカウント値である（即ち、分時換 気量の検知のみが動作可能状態にされるならば、ＳｅｎｓｏｒＣｏｕｎｔ＝ＤＭ Ｖであり、活動状態の検知のみが動作可能状態にされるならば、ＳｅｎｓｏｒＣ ｏｕｎｔ＝ＳＡｃｔＣｎｔである。） 次に、ＴａｒｇｅｔＲａｔｅ値は、下記のようにＴａｒｇｅｔＩｎｔｅｒｖａ ｌ値へ変換される。即ち、 これは、図４に示されたアルゴリズムのレート計算段１０６を締めくくるもの である。次の段、スムース（加減速）ブロック１０８は、ＳｅｎｓｏｒＩｎｔｅ ｒｖａｌの計算を含み、これは加速度パラメータと減速度パラメータとがペース メーカ１０の実際のペーシング・レート（間隔）がどれだけ早く目標レート（間 隔）に達し得るかに影響を及ぼすことができる点においてＴａｒｇｅｔＩｎｔｅ ｒｖａｌとは異なり得る。即ち、ＳｅｎｓｏｒＩｎｔｅｒｖａｌは、分時換気量 および活動状態の検知入力に基いてＴａｒｇｅｔＲａｔｅ（間隔）における非常 に早い変化に対する可能性にも拘わらず、（自然心臓応答に更に厳密に近似させ るために）増加または減少を早すぎないようにされる。 望ましい実施形態によれば、上式により計算されたＴａｒｇｅｔＩｎｔｅｒｖ ａｌがその時のＳｅｎｓｏｒＩｎｔｅｒｖａｌより小さいかあるいはこれと等し ければ、ペーシング・レートがＴａｒｇｅｔＲａｔｅに向けて加速するようにＳ ｅｎｓｏｒＩｎｔｅｒｖａｌが低減される。プログラム可能なＡｃｃｅｌｅｒａ ｔｉｏｎパラメータは、ペーシング・レートがどれだけ早くＴａｒｇｅｔＲａｔ ｅに向けて増加するかを制御するために用いられる。加速中、ペースメーカ１０ は、下記のように新たなＳｅｎｓｏｒＩｎｔｅｒｖａｌを（２秒ごとに）計算す る。即ち、 一方、ＴａｒｇｅｔＩｎｔｅｒｖａｌがＳｅｎｓｏｒＩｎｔｅｒｖａｌより大 きければ、ＳｅｎｓｏｒＩｎｔｅｒｖａｌは、ペーシング・レートがＴａｒｇｅ ｔＲａｔｅにむけて減速するように増加される。プログラム可能Ｄｅｃｅｌｅｒ ａｔｉｏｎパラメータは、ペーシング・レートがどれだけ早くＴａｒｇｅｔＲａ ｔｅに向けて低減するかを制御するために用いられる。減速中、ペースメーカ１ ０は、下記のように新たなＳｅｎｓｏｒＩｎｔｅｒｖａｌを（２秒ごとに）計算 する。即ち、 ＳｅｎｓｏｒＩｎｔｅｒｖａｌに対する上式において、４によるＯＲ演算は、 ＳｅｎｓｏｒＩｎｔｅｒｖａｌが常に、少なくともクロック２８（図２参照）の １サイクルの４／２５６に対応する時間量だけ増減されることを保証する。 加速または減速のいずれにおいても、ＳｅｎｓｏｒＩｎｔｅｒｖａｌはプログ ラムされたＬｏｗｅｒＲａｔｅＩｎｔｅｒｖａｌを越えること、あるいはプログ ラムされたＵｐｐｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅＩｎｔｅｒｖａｌより低下すること が許されない。 現在望ましい実施形態においては、先に述べたように、Ａｃｃｅｌｅｒａｔｉ ｏｎおよびＤｅｃｅｌｅｒａｔｉｏｎパラメータが植込み医師によってプログラ ム可能であるパラメータに含まれるが、３０秒に対応するＡｃｃｅｌｅｒａｔｉ ｏｎ定数および２．６分に対応するＤｅｃｅｌｅｒａｔｉｏｎ定数が適切である と考えられる。更に、本発明はＳｈｅｌｔｏｎ等の米国特許第５，３１２，４５ ３号「レート応答型心臓ペースメーカおよび作業変調ペーシング・レートの減速 の方法（Ｒａｔｅ Ｒｅｓｐｏｎｓｉｖｅ Ｃａｒｄｉａｃ Ｐａｃｅｍａｋｅ ｒ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ Ｗｏｒｋ Ｍｏｄｕｌａｔｉｎｇ Ｐａｃ ｉｎｇ Ｒａｔｅ Ｄｅｃｅｌｅｒａｔｉｏｎ）」に詳細に記載されたものの如 き更に堅固な加減速アルゴリズムに関して有効に実施できると考えられる。前記 Ｓｈｅｌｔｏｎ等の米国特許第５，３１２，４５３号は、本発明の譲受人に同様 に譲渡され、参考のため全容において本文に援用される。 次に図６および図７において、図１ないし図５および前述の式に関して先に述 べた如き分時換気量および活動状態の検知に基く計算から結果として得る、ペー スメーカ１０に対するレート応答伝達関数の代替的なグラフィック表示が示され る。 図６におけるセンサ間隔（Ｓｅｎｓｏｒ Ｉｎｔｅｒｖａｌ）範囲のグラフに おいて、横軸はクロック２８（図２参照）のサイクル単位で示されたセンサ間隔 を表わす。図６に示されるように、センサ間隔は、プログラムされたＬｏｗｅｒ ＲａｔｅＩｎｔｅｒｖａｌ（下方レート間隔）（例えば、プログラムされたＵｐ ｐｅｒＲａｔｅＬｉｍｉｔ、即ちＵＲＬの逆数）と、ペースメーカ１０に対して 許容され得るペーシング・パルス間の最大間隔（即ち、プログラムされたＵｐｐ ｅｒＲａｔｅＬｉｍｉｔ即ちＵＲＬの逆数）である、ＵｐｐｅｒＳｅｎｓｏｒＲ ａｔｅＩｎｔｅｒｖａｌ（上方センサ・レート間隔）との間の範囲内にある。 図６における縦軸は、計算されたＳｅｎｓｏｒＲａｔｅに対する分時換気量の 寄与および活動状態の寄与の加重を表わす。縦軸上の最低点は、計算されたＳｅ ｎｓｏｒＲａｔｅに対するゼロ・バーセントの寄与（即ち、検知された活動また は検知された分時換気量のいずれも計算されたＳｅｎｓｏｒＲａｔｅに何らの作 用も及ぼさない）を表わし、縦軸の最高点は１００％の寄与を表わしている。 前式に関して先に述べた計算の結果から得るレート応答伝達関数は、図６にお いてプロット線１５０で表わされる。特に、検知された分時換気量の影響はプロ ット線１５０上方のハッチをかけた領域によって表わされ、検知された活動状態 の影響はプロット線１５０より下方の領域によって示される。図６は、ＤＭＶが ＳＡｃｔＣｎｔより大きい時、分時換気量は常に、レート応答伝達関数において 、活動状態の検知に勝ることを示している。このため、ペースメーカ１０がプロ グラムされた下方レート間隔（即ち、プログラムされたＵＲＬ）においてペーシ ング中である時、混合機能の出力は検知された患者の「ＡＣＴＩＶＩＴＹ ＣＯ ＵＮＴ（活動状態カウント）」に完全に依存することになる。 ＬｏｗｅｒＲａｔｅＩｎｔｅｒｖａｌにおいて、代替的な方法で表わされると 、「活動状態カウント」値は１００の加重係数だけ乗じられ、「ＭＶカウント」 値は加重係数０によって乗じられる。この加重係数は、ＳｅｎｓｏｒＲａｔｅの 決定時に、「活動状態カウント」値および「ＭＶカウント」値の影響即ち優勢を 決 定する。当業者には理解されるように、１のカウント値に対するゼロの加重係数 は、このカウント値がレートの計算に影響を及ぼさないこと、および本発明によ り決定されるＳｅｎｓｏｒＲａｔｅがゼロより大きい加重係数を持つカウント値 に完全に依存することを示唆する。 引き続き図６において、プロット線１５０は、プログラムされたＬｏｗｅｒＲ ａｔｅＩｎｔｅｒｖａｌと点Ｃ１との間のセンサ間隔範囲で下向き勾配ＣＳｌｏ ｐｅ１を有し、センサ間隔範囲における点Ｃ１と第２の点Ｃ２との間のセンサ間 隔範囲で第２の下向き勾配ＣＳｌｏｐｅ２を有する。（点Ｃ１およびＣ２は、上 式に関して述べた計算に基いて決定される。）このため、図６のグラフにおける ＬｏｗｅｒＲａｔｅＩｎｔｅｒｖａｌとＣ１の間では、「活動状態カウント」値 に対する加重係数は、ペーシング・レートが増加するに伴ってＣＳｌｏｐｅ１に 対応するレートで１００から減少し、「ＭＶカウント」値に対する加重係数は、 ペーシング・レートが増加するに伴ってＣＳｌｏｐｅ１に対応するレートで０か ら増加する。 図６に示されるように、検知された分時換気量が計算されたＳｅｎｓｏｒＩｎ ｔｅｒｖａｌに及ぼす影響は、センサ間隔範囲において、ＬｏｗｅｒＲａｔｅＩ ｎｔｅｒｖａｌと点Ｃ１との間でゼロから約２５％まで徐々に増加し、その影響 の増加率は先に定義したようにＣＳｌｏｐｅ１によって決定される。センサ間隔 範囲における点Ｃ１と点Ｃ２との間では、計算されたＳｅｎｓｏｒＩｎｔｅｒｖ ａｌに対する検知された分時換気量の影響は、先にＣＳｌｏｐｅ２により決定さ れたように、更に早く増加する（また逆に、検知された活動状態の影響は更に早 く減少する）。最後に、点Ｃ２とプログラムされたＵｐｐｅｒＳｅｎｓｏｒＲａ ｔｅＩｎｔｅｒｖａｌとの間では、計算されたＳｅｎｓｏｒＩｎｔｅｒｖａｌは 完全に検知された分時換気量に依存する。即ち、点Ｃ２とプログラムされたＵｐ ｐｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅＩｎｔｅｒｖａｌとの間の範囲内では、検知された 患者の活動状態はＳｅｎｓｏｒＩｎｔｅｒｖａｌ値には何の作用も持たない。即 ち、レート応答伝達関数における「活動状態カウント」値に対する加重係数はゼ ロであるが、レート応答伝達関数における「ＭＶカウント」値に対する加重係数 は１００である。 図７において、前記の諸式による演算から結果として生じるペースメーカ１０ のレート応答伝達関数は、横軸に沿ってプロットされる前記式に従って計算され る変更可能なＳｅｎｓｏｒＣｏｕｎｔにより、かつ（図６における如きセンサ間 隔範囲ではなく）縦軸に沿って示されるセンサ・レート範囲（ＳｅｎｓｏｒＲａ ｔｅＲａｎｇｅ）により別の方法で示される。図７に示されるように、センサ・ レート範囲は、先に述べたように、プログラムされたＬｏｗｅｒＲａｔｅＩｎｔ ｅｒｖａｌ（ＬＲＬ）とプログラムされたＵｐｐｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅ（Ｕ ＳＲ）間に延在し、ＳｅｎｓｏｒＣｏｕｎｔ変数は０と２５５間の範囲にある。 図７は、ＳｅｎｓｏｒＣｏｕｎｔが０とＡＤＬＣｏｕｎｔとの間にある時、Ｓ ｅｎｓｏｒＲａｔｅが前記式に従って計算されたＲＳｌｏｐｅ１である第１の勾 配で増加することを示している。ＳｅｎｓｏｒＣｏｕｎｔがＡＤＬＣｏｕｎｔと ＡＤＬＣｏｕｎｔ＋ＡＤＬＷｉｄｔｈとの間の範囲にある時、「センサ・レート 」はＡＤＬＲａｔｅのレベルにある。ＡＤＬＣｏｕｎｔ＋ＡＤＬＷｉｄｔｈとＵ ＲＣｏｕｎｔとの間のＳｅｎｓｏｒＣｏｕｎｔについては、ＳｅｎｓｏｒＲａｔ ｅは、前記式に従って計算されたＲＳｌｏｐｅ２である第２の勾配で増加する。 最後に、ＵＲＣｏｕｎｔと２５５との間のＳｅｎｓｏｒＲａｔｅについては、Ｓ ｅｎｓｏｒＲａｔｅはプログラムされたＵｐｐｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅのレベ ルにある。 先に述べたように、本発明の現在開示される実施の形態によるペースメーカ１ ０によって用いられるＳｅｎｓｏｒＲａｔｅ決定アルゴリズムは、図６および図 ７に示される如きレート応答関数を得るために、幾つかの数値が保持されて周期 的に更新されることを要求する。これらの値には、活動状態閾値（どんな程度の 物理的活動が代謝需要を増すのに充分な患者の活動を表わすと見なされるかを決 定する）と、分時換気量の検知と関連する、ＬＳＴＡ（ＬｉｍｉｔｅｄＳｈｏｒ ｔＴｅｒｍＡｖｅｒａｇｅ）値とＬＴＡ（ＬｏｎｇＴｅｒｍＡｖｅｒａｇｅ）値 とが含まれる。本発明の現在望ましい実施形態においては、ＡｃｔｉｖｉｔｙＴ ｈｒｅｓｈｏｌｄ（活動状態閾値）パラメータを、５つの設定；下、中の下、中 、 中の上、および上の１つにプログラムすることができる。 活動状態閾値の如きペースメーカ１０により保持されねばならないこれらの値 のあるものは患者単位に変動するが、ＬＳＴＡおよびＬＴＡの如き他の値は、予 め定めた期間（例えば、ＬＴＡの場合は、数時間）にわたる患者の一義的な生理 学的挙動を反映する。その結果、これらの値を、ペースメーカ１０がレート応答 モードで動作される前に、患者にとって適切な個人化されたレベルに初期設定さ れることが必要である。このためには、本発明の現在開示される実施の形態によ るペースメーカ１０は、自動初期設定能力が備えられている。 本発明の１つの実施形態では、ペースメーカ１０は更に、自動植込み検知能力 が備えられ、この能力はペースメーカ１０を植込みと同時にデフォルト動作設定 およびパラメータで動作するように自動的に付勢することを可能にする。このよ うな能力により、以下に述べるレート応答値の自動的初期設定を植込みと同時に 自ら初期設定することができる。この能力の１つの用途は、本願と同じ日付でＷ ａｈｌｓｔｒａｎｄ等の名義で出願され、本発明の譲受人に同様に譲渡された係 属中の米国特許出願「植込み可能な医療装置のための自動的リード線認識（Ａｕ ｔｏｍａｔｉｃ Ｌｅａｄ Ｒｅｃｏｇｎｉｔｉｏｎ ｆｏｒ ａｎ Ｉｍｐｌ ａｎｔａｂｌｅ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｄｅｖｉｃｅ）」に詳細に記載されている。 Ｗａｈｌｓｔｒａｎｄ等の米国特許出願は、その全容における参考のため本文に 援用される。 自動的植込み検知能力は持たないペースメーカ１０の代替的な実施の形態では 、ペースメーカ１０は、簡単なダウンリンク・テレメトリ・コマンドを介して植 込みを「通知」することができ、このコマンドの受取りがペースメーカ１０に自 動的初期設定手順を始動させる。 いずれの場合も、本発明の現在開示された実施の形態によれば、ペースメーカ １０のレート応答動作に関する設定の自動的な初期設定が、植込みの数時間（例 えば、６時間）以内に行われることが望ましい。ペースメーカ１０の「日常生活 活動」（ＡＤＬ）と関連する値の自動的初期設定の値は、植込み後数日（例えば 、１０日）以内に行われることが望ましい。 以降の項は、ペースメーカ１０のレート応答動作と関連する各値がどのように 植込み時に初期設定されるかの概要を示す。即ち、 ＡｃｔｉｖｉｔｙＴｈｒｅｓｈｏｌｄ（活動状態閾値）の自動初期設定 植込みが（先に述べたように、自動的に、あるいは医師のプログラミングによ り）いったん確認されると、ペーシング／制御回路が各活動閾値設定によりサイ クルして、各活動状態設定（即ち、下、中の下、中、中の上、および上）と関連 する実行合計に追加するため２秒の活動状態カウントを集める。現在望ましい実 施形態においては、これは６時間行われる。２秒の活動状態カウントを集める６ 時間の後に、活動状態閾値の設定が選択される。本発明の現在望ましい実施形態 において、中の下の活動状態閾値で集められた活動状態カウント数が約１／１６ Ｈzより小さい（即ち、毎秒１６の活動状態カウントより小さい）平均入力周波 数に対応するならば、中の下が初期活動状態閾値設定として選択される。さもな ければ、中の下、中あるいは中の上の設定は下記のように選択される。即ち、中 の下の設定で集められるカウント数が上の設定で集められるカウント数の３倍よ り小さければ、中の下が選択される。もしそうでなく、中の設定で集められるカ ウント数が上の設定で選択されるカウント数の３倍より小さければ、中が選択さ れる。さもなければ、中の上が選択される。ＬＳＴＡおよびＬＴＡの自動初期設定 植込みがいったん確認されると、ＬＴＡが最初ＭＶＣｏｕｎｔに設定される。 次いで、２秒の間隔ごとに、ＬｏｎｇＴｅｒｍＴｉｍｅパラメータの増加する値 でＬＴＡ計算式を用いてＬＴＡが再計算される。望ましくは、ＬｏｎｇＴｅｒｍ Ｔｉｍｅは、その３２，７６８の最終値に達するまで指数的に（即ち、１、２、 ４、８、など）増加する。 ＬＴＡのこのような初期設定の間、増加する時定数（ＬｏｎｇＴｅｒｍＴｉｍ ｅ）の各々がＬｏｎｇＴｅｒｍＴｉｍｅ時間として使用され、即ち、１のＬｏｎ ｇＴｅｒｍＴｉｍｅ値が１回用いられ、２のＬｏｎｇＴｅｒｍＴｉｍｅ値が２回 用いられ、８のＬｏｎｇＴｅｒｍＴｉｍｅ値が８回用いられ、などである。この プロトコルが、最初に基線に厳密に適合する平均化関数を結果として生じるが、 次は変化に対する抵抗が逓増する。このため、初期設定相から適合モードへの円 滑な遷移を可能にする。 ＬＴＡ初期設定の間最後の３２，７６８ＬｏｎｇＴｅｒｍＴｉｍｅ定数に達す るまで、運動によるＬＴＡの上方への可動域を制限するため「長期フリーズ」機 能が課される。この長期フリーズは、（時定数における回数が増分されても）、 ＳｅｎｓｏｒＩｎｔｅｒｖａｌ値がＡＤＬＲａｔｅＩｎｔｅｒｖａｌまたはそれ より少なくそしてＭＶハイの介在が進行しなければ、所与の２秒の間隔に対して 、ＬＴＡが更新されることを阻止することにより実現される。Ｓｃａｌｉｎｇ Ｆａｃｔｏｒ（スケーリング・ファクタ）の自動初期設定 植込みと同時に、「ＭＶカウント」値により「活動状態カウント」値を校正す るため用いられるＳｃａｌｉｎｇＦａｃｔｏｒは、予め定めた患者の活動レベル （例えば、活動状態センサ信号における１秒当たり閾値より３ないし５高いピー ク）がＳｅｎｓｏｒＲａｔｅをＡＤＬレート付近で駆動することを許容する値に 最初にセットされる。次に、以下に更に詳細に述べるように、ＳｃａｌｉｎｇＦ ａｃｔｏｒの調整が毎日生じて、「活動状態カウント」値を「ＭＶカウント」値 に整合即ち校正する。日常レート応答動作 ペースメーカ１０の日常レート応答動作は、長期センサ・レート・ヒストグラ ムの更新、レート応答療法の最適化、およびセンサ指標の再スケーリングを含む 。 長期センサ・レート・ヒストグラムは、外部のプログラミング装置による照会 により、例えば診療所における患者フォローアップ・セッションにおいてペース メーカ１０から利用可能なセンサ・レート・ヒストグラムである。センサ指標の 再スケーリングは、ＭＶＣｏｕｎｔと同じスケールにＡｃｔｉｖｉｔｙＣｏｕｎ ｔを置くために用いられる乗数であるＳｃａｌｉｎｇＦａｃｔｏｒ値の調整を含 む。レート応答初期設定の完了に続いて、ＳｅｎｓｏｒＩｎｔｅｒｖａｌの計算 が可能にされる時、オフにプログラムされていなかったならば、再スケーリング は自動的に動作可能状態にされる。ＳｃａｌｉｎｇＦａｃｔｏｒは、最初、活動 状態カウント（例えば、１秒当たり３、４または５の活動状態カウント）の予め 定めた周波数がＳｅｎｓｏｒＲａｔｅをほぼＡＤＬＲａｔｅに駆動することを許 容する値にセットされる。次に、スケーリング・ファクタの調整が毎日生じて、 活動状態センサ・カウントの範囲を分時換気量センサ・カウントの範囲に整合す る。 レート応答療法を最適化するようレート伝達関数を自動的に適合するための手 段として最適化が提供される。本発明の現在開示された実施の形態による最適化 アルゴリズムは、２つの（ほとんど）独立的な基準を用いて実際の長期センサ・ レート・ヒストグラムを所望のセンサ・レート・ヒストグラムに整合させようと 試みる。１組の基準が高いレート（ＨｉＲ）挙動を目標とされ、他はＡＤＬ挙動 を目標とされる。ＡＤＬＲａｔｅかまたはそれより高い実際の事象数が所望の範 囲外になるならば、ＡＤＬＣｏｕｎｔが小さすぎる（急激すぎる応答）か、大き すぎる（充分に急激でない応答）かのいずれかであると仮定され、然るべく調整 される必要がある。同様に、指定された「高レート」かこれより高い実際の事象 数が所望の範囲外になるならば、ＵＲＣｏｕｎｔが小さすぎるか大きすぎると仮 定される。長期センサ・レート・ヒストグラムを更新して最適化を行うタスクは 一日に１回生じる。 ＳｅｎｓｏｒＲａｔｅの計算アルゴリズム自体については、レート応答動作の 最適化と関連する動作をサポートするためＣＰＵ３２により記憶ブロック３０に 保持される多数の動的変数値とプログラム可能パラメータが存在する。これらは 、下表３において要約される。 先に述べたように、装置１０は、予め定義された基準を用いて所望のセンサ・ レート分布を決定する。ここで用いられる「センサ・レート分布」とは、どれだ け多くのペーシング・パルスがＳｅｎｓｏｒＲａｔｅ範囲内で可能なレートの各 々で送られたかを反映するデータの集まりを指す。一実施形態においては、ＣＰ Ｕ３２は、ＳｅｎｓｏｒＲａｔｅ範囲内の可能な各ペーシング・レートごとに「 ビン」（例えば、メモリ・ブロック３０内の記憶場所）を定義する。各ビンにお ける値は、このビンに関連するＳｅｎｓｏｒＲａｔｅで送られるパルス数を反映 する。最適化の基準は、特定の患者に対して所望のセンサ・レート分布をカスタ マイズするため医師により調整される。 毎日、その日のＳｅｎｓｏｒＲａｔｅ分布は加重された平均化方式を用いて長 期分布に追加される。（ＲｅｉｎｉｔＨｉｓｔｏｒｙがセットされるならば、長 期分布はクリヤされ、最適化は生じない。） （再）初期設定の２４時間後に、一日の分布が長期分布となる。この後、最後 の履歴定数（ＨｉｓｔｏｒｙＴｉｍｅ）が８に達するまで、２進の増加平均化定 数が用いられる。 各「ビン」が値ＬｏｎｇＴｅｒｍＥｖｅｎｔを記憶し、それに対して更新式が 下式により与えられる。即ち、 但し、ＨｉｓｔｏｒｙＴｉｍｅは、８まで２進的に増加する。 長期分布は、外部のプログラミング／診断装置により照会するため利用可能で あることが望ましい。 ＬｏｎｇＴｅｒｍＥｖｅｎｔ値の長期分布が保持されるのと同じ方法で、ＡＤ ＬＲａｔｅＩｎｔｅｒｖａｌおよびこれより小さくかつＨｉＲａｔｅＩｎｔｅｒ ｖａｌおよびこれより小さい日常事象および長期事象が保持される。これらの事 象は、所望の範囲に比較されてレート応答伝達関数が調整を必要とするかどうか を決定する。（全事象数が一定のままであるゆえに、事象に関する所望の範囲の 表現が全事象の百分率での表現に相等する。） ２４時間ごとに実行される、ＡＤＬＲａｔｅ事象に対する更新式は下記のとお りである。即ち、 同様に、これもまた２４時間ごとに実行される高レート事象に対する更新式は 下記のとおりである。即ち、 高レートの挙動は、日常事象および長期事象を所望の範囲ＭｉｎＨｉＲＥｖｅ ｎｔないしＭａｘＨｉＲＥｖｅｎｔに比較することにより評価される。事象がこ の範囲より低くなれば、このことは、ＵｐｐｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅにマップ されるＳｅｎｓｏｒＣｏｕｎｔ値を減少する必要を示す。事象がこの範囲より高 くなれば、このことはＵｐｐｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅにマップされるＳｅｎｓ ｏｒＣｏｕｎｔ値を増加する必要を示す。ＡＤＬ挙動は、同じように取扱われる 。 下記の表４は、長期および日常のＡＤＬ、および高レート（ＨｉＲ）および所 見に基いてとられる処置を示す。表４において、「処置」欄の値は、以下に示さ れる式に従って更新されたＡＤＬＣｏｕｎｔおよびＵＲＣｏｕｎｔ値を計算する ため用いられる値を示す。 上記表４に示される処置に加えて、履歴の（再）初期設定後の予め定めた期間（ 例えば、１０日）以内にＡＤＬ動作に関して行われる３つの付加的な動作がある 。長期と毎日の両履歴が減少の必要を表示した時に行われるこれら動作は下記の 如くである。即ち、 但し、ＲＲＳｅｎｓｏｒＩｓＡｃｔｉｖｉｔｙは、活動状態の検知のみが動作可 能にされるならば「真」であるブール変数である。 同様に、下記のように、履歴の（再）初期設定後の予め定めた期間（例えば、 １０日）以内にＨｉＲ動作に関して行われる３つの付加的な動作がある。 ＵｐｐｅｒＳｅｎｓｏｒＲａｔｅにマップされたＳｅｎｓｏｒ３Ｃｏｕｎｔを 変化させる式（即ち、ＵＲＣｏｕｎｔに対する式）は下記の如くである。 同様に、ＡＤＬＲａｔｅまたはそれより大きな実際の量がＭｉｎＡＤＬＲＥｖ ｅｎｔより小さいか、あるいはＭａｘＡＤＬＲＥｖｅｎｔより大きければ、ＡＤ ＬＲａｔｅにマップされたＳｅｎｓｏｒ３Ｃｏｕｎｔは、下式により与えられる 如く減少あるいは増加される。即ち、 いずれか一方または両方の調整（即ち、ＡＤＬＣｏｕｎｔまたはＵＲＣｏｕｎ ｔ）は、日ごとに可能である。ＡＤＬＣｏｕｎｔの調整は、レート伝達関数およ びＡＤＬＣｏｕｎｔに依存する任意のパラメータの両方の勾配の再計算を必要と する。ＵＲＣｏｕｎｔの調整は、レート伝達関数およびＡＤＬＷｉｄｔｈＣｏｕ ｎｔを含むＵＲＣｏｕｎｔに依存する任意のパラメータの上方勾配の再計算を必 要とする。両方の調整が必要とされるならば、ＡＤＬＣｏｕｎｔ調整が最初に行 われる。 ＭＶセンサ範囲と活動センサ範囲との間の関係は時間的に比較的一定であると 予期されるが、時間的な変化がスケーリングに反映されることを保証するように 日ごとに評価されることが望ましい。 ２つの値、ＭａｘＭＶおよびＭａｘＳＡｃｔＡｖｅｒａｇｅが、２秒ごとに更 新される。これらの値は日ごとに比較される。従って、ＳｃａｌｉｎｇＦａｃｔ ｏｒが下式で与えられるように調整される。即ち、 ＳｃａｌｉｎｇＦａｃｔｏｒが変更されたならば、ＭａｘＳＡｃｔＡｖｅｒａ ｇｅはＭａｘＭＶにセットされる。Ｒｅｓｃａｌｉｎｇは、最適化の調整と同日 に発生し得る。この場合、ＭａｘＭＶは１／６４だげ減分されて、時間的にＭＶ 信号における減少を許容する。 本発明の特定の実施の形態の以上の詳細な記述から、レート応答型心臓ペーシ ングのための新規な方法および装置が開示されたことが明らかであろう。本発明 の特定の実施の形態をやや詳細に本文に記述したが、この記述は、もっぱら本発 明をその種々の特質において例示する目的のためになされたもので、本文の記述 が本発明の範囲を限定するものではないことを理解すべきである。本文に特定に 記述した構成の選択を含みかつこれに限定されない本発明の本文に開示された実 施の形態に対して種々の代替、変更および（または）修正が、請求の範囲に記載 される如き本発明の趣旨および範囲から逸脱することなく本発明に対して可能で あるものと考えられる。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 クレックナー，カレン・ジェイ アメリカ合衆国ミネソタ州55113，ニュ ー・ブライトン，セミナリー・ドライブ 3029 (72)発明者 パンケン，エリック・ジェイ アメリカ合衆国ミネソタ州55409，ミネア ポリス，エマーソン・アベニュー・サウス 4948 (72)発明者 シャルホーン，リチャード・エス アメリカ合衆国ミネソタ州55112，セン ト・ポール，プリング・レイク・ロード 8436 (72)発明者 ワールストランド，ジョン・ディー アメリカ合衆国ミネソタ州55126，ショア ビュー，レイク・パイン・ドライブ 685 【要約の続き】 ては活動状態検知の影響に優勢である。開示されたシス テムのレート応答動作は、予め定めた履歴時間にわたり 記憶されるヒストグラム・データの形態で記録される。 レートの決定時の活動状態検知と分時換気量検知の相対 的影響は、ヒストグラム・データと予め定めた所望の応 答データとの比較に基いて周期的にスケール即ち均衡さ せられる。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．ペーシング・レートで心臓ペーシング・パルスを生成するパルス発生手段と 、 第１および第２の生理学的パラメータを測定し、かつ前記第１および第２のパ ラメータをそれぞれ表わす値を有する対応する第１および第２のセンサ出力信号 を生成する第１および第２のセンサ手段と、 その時のペーシング・レートを決定し、そして前記第１および第２のセンサ出 力信号の値に応答して、その後に該第１および第２のセンサ出力信号の関数とし て決定される所望のペーシング・レートでペーシング・パルスを前記パルス発生 手段に提供させるための制御手段と を備え、前記出力信号において前記所望のペーシング・レートの決定時の前記第 １および第２のセンサ出力信号の相対的影響が更に、前記所望の以降のペーシン グ・レートが決定される時におけるその時のペーシング・レートの関数として変 化する 心臓ペースメーカ・システム。 ２．前記制御手段が、前記その時のペースメーカが増加するに伴い、前記所望の ペーシング・レートに対する前記第１のセンサ出力信号の相対的影響を増加させ る手段を含む請求項１に記載のペースメーカ。 ３．前記制御手段が、前記その時のペーシング・レートが第１の予め定めたレー トを越えるまで該その時ペーシング・レートの第１の関数として前記所望のペー シング・レートに対する前記第１のセンサ出力信号の相対的影響を増加させ、そ の後前記その時のペーシング・レートの第２の関数として該所望のペーシング・ レートに対する前記第１のセンサ出力信号の相対的影響を増加させる手段を含む 請求項２に記載のペースメーカ。 ４．前記第２の関数が、前記第１の関数よりも、その時のペーシング・レートに おける所与の増加に対する前記第１のセンサ出力信号の相対的影響に大きな増加 を与える請求項３に記載のペースメーカ。 ５．前記制御手段が、予め定めた第２のレートを越えるその後のペーシング・レ ートに応答して、前記第１のセンサ出力信号の関数として前記所望のペーシング ・レートを完全に決定する手段を含む請求項１ないし４のいずれか１つに記載の ペースメーカ。 ６．前記第１のセンサが呼吸センサを含み、前記第２のセンサが活動状態センサ を含む請求項１ないし６のいずれか１つに記載のペースメーカ。 ７．心臓ペーシング・パルスをペーシング・レートで生成するパルス発生手段と 、 酸素飽和血液に対する要求を表わす生理学的パラメータを測定し、該パラメー タを表わす値を有する対応のセンサ出力信号を生成するセンサ手段と、 その時のペーシング・レートを決定し、そして前記センサ出力信号の値に応答 してセンサ出力信号の値の第１の範囲にわたり、その後の所望のペーシング・レ ートが該センサ出力信号の第１の関数として増加するように、センサ出力信号の 値の第２の範囲にわたり前記ペーシング・レートが前記センサ出力信号の値の第 ２の関数として増加するように、かつ前記センサ出力信号の値の第３の範囲にわ たり前記第１および第２の範囲の中間で前記ペーシング・レートが一定のままで あるように、前記センサ出力信号に対する応答として決定される所望のペーシン グ・レートでペーシング・レートを前記パルス発生手段に提供させる制御手段と 、 を備える心臓ペースメーカ・システム。 ８．前記第１および第２の関数が異なる関数である請求項７に記載のペースメー カ。 ９．前記第１の関数が、前記第２の関数により提供される前記センサ出力信号の 値における変化に関する所望のペーシング・レートの増加率より大きい、前記第 ２の出力信号の値における変化に関する所望のペーシング・レートの増加率を提 供する請求項７または８に記載のペースメーカ。 １０．前記センサが物理的活動状態センサである請求項７ないし９のいずれか１ つに記載のペースメーカ。