JPS62292171A - 心臓のペ−スメ−カのペ−シングレ−トを可変的に制御するための方法およびコントロ−ラ - Google Patents

Abstract

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

Description

【発明の詳細な説明】 ３、発明の詳細な説明 本発明は、一般的には心臓のペースメーカの制御装置に
関し、より詳細には患者の心臓内の血液温度の変動に応
答する心臓ペースメーカのペーシングレートを自動的に
調節するようになっているレート応答型コントローラに
関する。

（２）関連技術の説明 低いまたは適正なレベルの身体の活動度に関連した所定
レートで心臓のベーシングをするよう設計された固定レ
ート型、同期型およびデマンド型ペーサは周知である。

かかるペーサは、仕事または運動のような高い身体活動
を支持するのに必要す高いレベルの心臓の応答をするた
めペーシングレートを調節するようには設計されていな
い。この結果、かかるペースメーカを使用する患者は、
患者の行うことができる身体の活動量が制約される。

過去において、この欠点を処理するための多くのペース
メーカおよびペーサ制御システムが提案すしている。ペ
ーシングレートに対して運動量応答調節をするよう身体
の活動度と共に変化することが知られている種々の生理
学的パラメータを使用するあるグループのかかるシステ
ムがこれまで提案されている。例えば血液中の酸素量に
応答するシステム（ビルラフイールドに対する米国特許
第４，３９９，８２０号および第３．８２３．３７１号
）、血圧に応答するシステム（バーディに対する米国特
許第３．８２８．３’７１号；グランドジーンに対する
米国特許第３，６３８，６５６号）、呼吸量に応答する
システム（クラスナーに対する米国特許第３，５９３，
７１８号）、血液のｐＨに応答するシステム（アルミデ
ィに対する米国特許第４，００９，７２１号）は、すべ
てペーシングレートの運動量応答制御をするよう提案さ
れている。

これらの提案されたシステムは、システムの受は入れと
使用を限定する多くの問題および欠点を有している。例
えば、提案された生理学的パラメータのいくつかは、増
大した身体の活動度の他に刺激、例えばある種の薬物に
応答して変化し、意図しないレート応答変動をすること
があり得ることが判っている。他の問題は、提案された
パラメータを正確に測定するようセンサを設計すること
が困難であることである。更に別の問題は当該パラメー
タを測定するよう設計されたセンサは長期間の埋め込み
には適していなかったことである。

ペーシングレートを制御するための身体の活動度を表わ
すパラメータとして心臓内血液温度を用いることも提案
されている。血液温度は、他の提案されたパラメータよ
りも身体の活動度のより正確でかつ信頼性のある表示を
することおよび血液温度は容易に人手できる温度センサ
によって正確かつ容易に検出できることが判っている。

例えばタックに対する米国特許第４，４３６，０５２号
および第４，５４３，９５４号は、右心室の静脈内に挿
入されたサーミスタにより心臓内の血液温度を検出する
レート応答型ペーサを開示している。これらのタックの
特許は、検査用の犬の心臓レートと心臓内の血液温度の
実験的に観測された関係より誘導された数式により検出
温度をペーシングレートに関連させている。この数式は
、静止レート環、その時の温度と固定基準温度との差に
関連した項および時間に対する温度変化レートに関連し
た項を含む。タックの米国特許第４．５４３，９５４号
は、計算されるペーシングレートを３つの別々の値、す
なわち高運動値、安静時の低い値および中間値のうちの
一つに制約している。

西独実用新案第７６０６８２４号は、ブロッキング発振
器の発振レートを制御するのに心臓内に設置したサーミ
スタを利用した別の温度応答型ペースメーカを開示して
いる。従って、このブロッキング発振器は、心臓内の血
液温度に関連したレートでベーシングパルスを発生する
。別の実施態様では、タックの米国特許第４，５４３，
９５４号と同じような別々のペーシングレートのレベル
を発生するようマルチバイブレータのステートをサーミ
スタが制御する。

公知の温度応答型ペーサは、提案された他のレート応答
型システムより改良された点を含むが、このようなペー
サも多くの欠点と欠陥がある。例えば、正常に機能する
心臓を有する患者における心臓内血液温度と心臓レート
の応答との関係を研究すると、（１１心臓内血液温度と
心臓レートは、熱等だけでなく、日周期にわたって小さ
いレンジ内で自然に変動することおよび（２）正常に機
能する心臓の鼓動レートは、身体の変化する活動度に徐
々に合致することが判る。しかしながらタックのペーサ
のレート応答は、一つの温度対時間の傾きの項に依存し
ている。傾きの項の大きさを運動量に適当に応答するよ
うセントすれば、熱、日周期等に帰因する自然の温度変
化は、不適正に大きいペーシングレート調節をさせるこ
とになる。従って、傾きの項の大きさは、活動度に関連
しない温度変化に対して適正なレート応答をするよう比
較的小さく設計されている。ペーシングレートに大きく
急激に加算されるような状態の運動量応答が得られる。

またタックのアルゴリズムは、一つの固定された基準温
度の関数となっている。この結果、システムに人力され
、アルゴリズムにより使用される基準温度自体が不正確
であったり、患者の安静時の血液温度が一日のうちで大
きく変化するときこのアルゴリズムは不適当なペーシン
グレートの計算値を生じ得る。

従来のレート応答システムには、改善された精度と安全
性を与える種々の特徴も欠けていた。例えば、従来のシ
ステムに見られない好ましい特徴とは、ペーシングレー
トのスルーレートすなわち変化レートを制御する手段で
ある。かかる制御手段は、ある状況下では患者に有害と
なり得る急激なレート変化を除き、スムーズなレート応
答を保証する。

従来のシステムに見られない別の好ましい特徴とは、レ
ート応答アルゴリズムが所望の最大ペーシングレートよ
りも大きなレート応答をすることができるとき生じ得る
レート飽和効果を防止する手段である。このようなレー
ト飽和効果は、最初の時点でレート応答を増加させた身
体の活動を患者がやめた後の期間でも最大レートで心臓
をベーシングし続けるペースメーカの好ましくない状態
を生じさせ得る。

従来のシステム、特に固定された基準温度の関数として
レート応答を計算するタックの米国特許第４．４３６，
０９２号のシステムに見られない更に別の好ましい特徴
は、最初に供給される値のエラーおよび安静時の温度に
おける自然に生じる変化を内部で補償するよう基準温度
を自動的に調節するための手段である。かかる調節手段
は、医師および／またはプログラマ−による介入を更に
必要とすることなくレート応答アルゴリズムの精度を改
善するものである。

上記に鑑みれば、本発明の目的はペーシングレートを調
節するよう身体の活動度を正確に表示する生理学的パラ
メータとして心臓内の血液温度を利用するレート応答ペ
ースメーカコントローラを提供することにある。

本発明の別の目的は、身体の労力に帰因した動的温度増
加および日周期リズム、熱等に関連した自然の温度変動
に帰因した動的温度増加の双方に応答させることにより
、すべての代謝状況で正常に機能する心臓のレート応答
に対しより正確に近似するようにペーシングレートを調
節するコントローラを提供することにある。

本発明の更に別の目的は、身体の活動度の変化するレベ
ルに徐々に合致する応答をすることにより、正常に機能
する心臓のレート応答により正確に近似するコントロー
ラを提供することにある。

本発明の更に別の目的は、運動開始と共にペーシングレ
ートを一時的にステップアップさせることにより正常に
機能する心臓のレート応答を身体の運動に対しより正確
に近似させるようレート応答アルゴリズムが改善された
コントローラを提供することにある。

本発明の更に別の目的は、ステップレート応をさせるこ
とに組合わせて身体の活動の開始の検出を改善したコン
トローラを提供することにある。

本発明の別の別の目的は、更に次の特徴すなわち（１）
急激なレート変動を防止しかつ従来のシステムよりもよ
りスムーズなレート応答をするよう計算されたペーシン
グレートのスルレートを制御するという特徴、（２）特
に激しい身体活動の終了に対するレート応答の精度を改
善するようレート飽和の発生をモニタしかつこれを防止
するという特徴および（３）基準温度の最初に供給され
る値のエラーを補償するようレート応答アルゴリズムに
より利用される基準温度を自動的に調節するという特徴
を有するコントローラを提供することにある。

発肌色監！ 上記目的およびそれに附随する利点は、血液の温度を測
定する素子および検出された血液温度に関連したペーシ
ングレートを計算する制御ユニットを有する温度応答型
ペーサコントローラを提供することにより達成される。

制御ユニットは、検出された温度に関連する自然の心臓
のレート応答、動的な心臓応答およびステップレート応
答を定期的に計算するため改善されたレート応答アルゴ
リズムを利用する。計算されたペーシングレートは、次
にベーシングパルス出カニニットへ送られる。

更に制御ユニットは計算されたペーシングレートの変化
レートおよびレベルをモニタし、これらを所定の限度内
に維持する。

本発明の特徴と考えられる新規なる特徴事項は、特許請
求の範囲に記載した。添附図面と共に次の詳細な説明を
読めば、上記以外の目的およびそれに附随する利点と共
に本発明の現時点で好ましい実施態様が最良に理解され
よう。

占で　ましい　　１　の−なＵ 第１図は、温度応答型コントローラの現時点で好ましい
実施態様のブロックダイヤグラムを示す。

図示すようにこの温度応答型コントローラ１０は、論理
および制御ユニット２０を含み、このユニットとしては
デジタルマイクロプロセッサが好ましい。他の回路、例
えばアナログまたはディスクリートなデジタル論理回路
も使用できるが、小型な寸法およびフレキシビリティの
ためにはマイクロプロセッサが好ましい。本出願人に譲
渡された米国特許第４　、４０４　、９７２号には埋め
込みペーサコントローラとして使用するよう設計された
特にエネルギー効率の良いマイクロプロセッサが記載さ
れている。米国特許第４，４０２，９７２号に開示され
たマイクロプロセンサは論理および制御ユニット２０の
特に好ましい実施態様を形成するので、前記米国特許を
本明細書で引用例とする。従来の水晶発振器２５は、デ
ジタルの好ましい実施態様にて論理および制御ユニット
２０を駆動する。

メモリ３０は、従来通り論理および制御ユニット２０と
インタースされている。メモリ３０は、オペレージロン
プログラムインストラクションおよび他のプログラム、
例えば下記のペーサプログラムおよび好ましいレートア
ルゴリズムを記憶するためのＲＯＭを含むことが好まし
い。メモリ３０は、下記に詳述するようなデータおよび
各種のアルゴリズムパラメータを記憶するためのＲＡＭ
も含むことが好ましい。

バラメコタ通信ユニット３５は、テレメートリを介して
外部のプログラマ−（図示せず）と論理および制御ユニ
ット２０との間でパラメータデータを転送するためのイ
ンターフェースを形成している。この外部プログラマ−
と通信ユニット３５の構造と使用法は当業者には公知で
あり、本発明を完全に理解するためこれらについてこれ
以上詳しく説明することは不要である。本願出願人に譲
渡された米国特許第４．５３９．９９２号（キャルフイ
ー外）には使用に適した一つの公知のプログマーと通信
ユニットの組合わせが記載されている。

ペーシンク／検出リード７０の一端は、ベーシング／検
出電極６５および温度センサ、例えばサーミスタ８８を
含み、好ましくは心臓の右心房または右心室のいずれか
に設置される。リード線７０を一方の室へ設置すると満
足できる結果が得られる。リード線７０を設置する室は
、患者の特別な状態に基づき患者の医師が決定する。し
かしながらリード線７０を設置する室と無関係に三尖弁
の近くにサーミスタ８８を設置することが好ましい。こ
の弁の近くの血液は、上方端および下方端からの血液が
最適に混合され、この点における血液の温度は、患者が
行っている平均的全仕事量を正確に表示する平均的温度
となっている。従って、好ましい位置におけるサーミス
タ８８の両端の電圧は、平均的血液温度を正確に表示す
る。この温度は、下記に詳細に示すように適当なペーシ
ングレートを計算するようレートアルゴリズムによって
最終的に使用される。リード線７０自体の構造は、本発
明には重要でなく、当業者には種々の適当なリード線装
置が知られている。例えば、タックに対する米国特許第
４，５４３，９５４号を参照のこと。

従来の検出増幅器５０は、ベーシング／検出電極６５か
らのライン５２上のＥＣＧ信号を受ける。

この検出増幅器５０は、心臓の鼓動を表示する信号をラ
イン５４を通して論理および制御ユニ・ノド２０へ伝達
する。論理および制御ユニット２０は、ライン５６を通
して検出増幅器５０へ伝えられる信号により検出増幅器
５０をイネーブルおよびディスエーブルできる。論理お
よび制御ユニ・ノド２０は、バス６２を通してデジタル
温度および較正データ、制御データ、制御コード、およ
びアドレス情報をアナログ−デジタルコンバータ５５へ
送る。バス６２上のデジタル温度データがサーミスタ８
８のアナログ電圧信号へ対応するときアナログ−デジタ
ルコンバータ５５はライン６４を通して論理および制御
ユニット２０へ信号を送る。

論理および制御ユニット２０は、振幅、幅およびレート
アルゴリズムにより計算されるようなレートを含むパル
スパラメータおよび制御信号をライン６６へ出力する。

従来のベーシング出カニニット４０はパルスパラメータ
および制御信号を受け、これらに従ってベーシングパル
スを発生し、これらパルスはリード線７０を通してベー
シング／検出電極６５へ送られる。本発明で使用するの
に適した多くのプログラマブルペーシンク出カニニット
は当業者に知られている。本発明を理解する上で、本明
細書でかかるユニットを詳細に説明することは不要であ
ると考えられる。

従ってこれから説明するシステムのオペレーションにつ
いて一般的に説明する。好ましいレート計算アルゴリズ
ムの詳細な説明は、次の通りである。

最初に、例えば医師またはプログラマ−は外部プログラ
マ（図示せず）を使用して、患者に適した選択したベー
シングパルスおよびレートアルゴリズムパラメータを温
度応答型コントローラ１０へ送信する。パラメータ通信
ユニット３５は、パラメータを受け、これらを論理およ
び制御ユニット２０へ送り、ユニット２０はメモリ３０
内にこれらパラメータを記憶する。

好ましい実施態様では、論理および制御ユニッ）２０は
、メモリ３０内に記憶されたオペレーションプログラム
の制御によりクリティカルに作動する。米国特許第４．
４０４，９７２号に記載された好ましい形態では、論理
および制御ユニット２０は、サイクルの一部で作動し、
サイクルの残りで不作動となる。作動期間中は、論理お
よび制御ユニット２０はプログラム制御により多数の機
能を奏する。かかる機能には、レートアルゴリズムに従
ってペーシングレートを決定することおよびベーシング
アルゴリズムに従ってベーシング出カニニット４０を制
御することが含まれる。

論理および制御ユニット２０は、ベーシングアルゴリズ
ムの制御により、シングルまたはデュアル室検出および
ベーシング装置のいずれかで固定レート、同期またはデ
ィマントベーシング機能を奏するようベーシング出カニ
ニット４０を制御できる。第１図はシングル室のタイプ
の検出およびベーシング装置を示すがこの図は決定的な
ものでなく単に例示にすぎず、本発明ではデュアル室タ
イプの検出およびベーシング用のものも等しく可能であ
る。当業者には種々のシングルまたはデュアル室タイプ
のベーシングおよび検出モードが周知であり、本発明を
完全に理解するには説明は不要である。

温度応答型レートアルゴリズムの制御により、論理およ
び制御ユニット２０はアナログ−デジタルコンバータ５
５が現在測定されている心臓内血液温度の対応するデジ
タル値を決定し、ペーシングレート値およびこれに関連
する多数の値を計算し、すべて下記に詳述するようにメ
モリ３０内に計算されたペーシングレートおよび関連す
る値を記憶する。

第２図は、アナログ−デジタルコンバータ５５の現に好
ましい実施態様の細部を示す略図である。

図示するように８ビツトのＲ−２Ｒラッグ−７２および
４ビツトのＲ−２Ｒラソダー７５は一端が正電圧電源Ｖ
ｄｄに接続され、他端がＲの相対値を有するそれぞれの
並列抵抗７４および７６および７．５Ｒの相対値を有す
る直列抵抗８４を介してコンパレータ９０の非反転端子
に接続されている。

８ビツトラツダー７２および４ビツトのラソダー７５は
バス６２を通して論理および制御ユニット２０からそれ
ぞれデジタル入力値ＤＷＯ−ＤＷ７およびＤＡＯ−ＤＡ
３を受ける。これら入力値は３ステート化された出力端
を有する従来のランチ（図示せず）によりラソダーへラ
ッチされることが好ましい。

それぞれ相対値２ＲおよびＲを有する抵抗８０および８
２から成る分圧器は正電圧電源Ｖｄｄとラッチ８５との
間に接続されている。ラッチ８５は好ましくは３ステー
ト化された出力端を有し、これら出力端はバス６２を通
して論理および制御ユニット２０からの信号によって制
御できる。抵抗８０と８２との接続点は、コンパレータ
９０の非反転入力端に接続されている。Ｖｄｄとう・ノ
チ８５との間には、サーミスタ８８および抵抗器８６か
ら成る第２分圧器も接続されている。抵抗８６およびサ
ーミスタ８８は、それぞれＲ１およびＲＴＨの相対値を
有する。直列サーミスタ８８と抵抗８８との接続点はコ
ンパレータ９０の反転入力端に接続されている。コンパ
レータ９０の出力端は、ライン６４により論理および制
御ユニ・ノド２０に接続されている。ラソダー７２およ
び７５、う・ノチ８５およびコンパレータ９０の各々は
同じように標準低電圧接続点Ｖｓｓ（図示せず）を有す
る。

サーミスタ８８および抵抗８６を除けば、アナログ−デ
ジタルコンバータ５５は、当業者に現在知られ、かつ使
用されている従来の方法に従って適当に製造される集積
回路（ＩＣ）として構成することが好ましい。コンパレ
ータ９０は、従来のコンパレータのようにＩＣ上に容易
に製造できる。

しかしながら、ＩＣに許容できる公差内に絶対値を有す
る抵抗部品を形成することは困難である。

しかしながら相互に正確な大きさにされた値を有する抵
抗部品を形成することは容易である。従って、第２図お
よび第３図に示される相対値およびＲに５００にΩの公
称値を有する抵抗部品を有するＩＣは、アナログ−デジ
タルコンバータ５５の現時点で好ましい実施態様を形成
する。

使用のため選択されるサーミスタ８Ｂは、当該温度レン
ジにわたって応答するのに充分な温度係数を有すること
が好ましい。現時点で好ましい実施態様では、３６〜４
０℃の公称温度レンジを選択した。更にサーミスタ８８
は、アナログ−デジタルコンバータ５５に引かれる電流
を最小にすると共にサーミスタ８８およびベーシング／
リード線の容量によって生じる時定数を低く保持する公
称抵抗値を有するよう選択される。好ましい特性を有す
るサーミスタの例としては、サーモメトニクス（Ｔｈｅ
ｒｍｏｍｅｔｒｉｃｓ　）のモデルＢＲ１６サーミスタ
があり、このサーミスタは３７．００℃にて７５キロオ
ームの公称抵抗値を有し、適当なものであることが判っ
ている。

抵抗８６は、サーミスタ８８の応答をリニア化し、かつ
サーミスタの応答を８ビツトラツダー７２のレンジに合
わせるよう選択される。抵抗８６のため選択された値Ｒ
Ｔは、サーミスタ８８の公称値を８ビツトラツダー７２
のレンジ内のどこに入れるを決定する。ＢＲ１６サーミ
スタの公称値を決めて、現時点で好ましい実施態様で使
用できるよう７１．５キロオームのＲＴを選択した。

サーミスタ８Ｂの熱係数および抵抗器８４の値は、選択
された温度レンジにわたるコンバータの感度および分解
能を決定する。ＢＲ１６サーミスタの公称仕様値および
抵抗８４の７．５Ｒの値を決めると、８ビツトラツダー
７２は一ビットにつき０、０２１℃の分解能を与えるこ
とおよび３６〜４０℃の公称温度レンジをカバーするの
に８ビツトラツダーを１９０回インクリメントすること
が必要であることが計算された。

当然ながら異なる公称温度レンジだけでなく抵抗８６お
よびサーミスタ８８の異なる値にも置換ｚ できる。しかしながらかかる変更は、コンバータの感度
および分解能を変える。コンバータの分解能は、まずＶ
ＳＳに対する公称温度レンジの上下リミット内でコンパ
レータ９０の反転入力端の電圧ＶＴＩＩを決定すること
により決めることができる。

■８．に対する電圧ＶＴＨは、サーミスタ８８と抵抗８
６から成る分圧器により決定される。従って、ＶＴＨは
上下温度リミットにおけるサーミスタ８８の抵抗および
抵抗８６のため選択した値ＲＴによって決まる。次に下
記の式によって上下温度リミットにおけるコンパレータ
９０の非反転入力端にてｖＳｓに対して等しい電圧■、
を発生するのに必要な８ピツトラ・７ダー７２における
インクリメント数が計算される。

ここで、■、−コンパレータ９０の非反転入力端におけ
る所望ラソダー電圧 Ｖ　ｓｓ−正の電源電圧の値 ａ、１＝１３ビツトラツダー上の個々のビット０〜７の
値（０またはｌ） ｂ、、＝４ピントラソダー上の個々のビットＯ〜３の値
（０または１） ＶＬを発生するのに必要なビットインクリメント数を与
えると解される。上下リミット内での必要なインクリメ
ント数の差は、公称レンジをカバーするのに必要なビッ
ト数に対応する。公称温度レンジを計算されたビット数
で割ると、１ビツトごとの℃で表示される８ビソトラッ
ダ−７２の分解能が得られる。

公称温度レンジを選択し、８ビソトラソダー７２の分解
能を計算した後、ジッダ−上の各ユニークな８ビツトの
値ＤＷＯ−ＤＷ７は、コンバータの種々の部品が指定値
に対応し、コンパレータリζ ９０にドリフトがなければ上下リミット間の温度インク
リメントに対応する。このようなことは生じそうもない
ので、８ビソトラッダ−７２の応答を較正して部品の公
差およびオフセットを補償するため４ビツトのラフグー
７５が使用される。まず、公称レンジ内の既知の温度に
対応するよう８ビットラング−７２上の（ＩＷ（１−Ｄ
Ｗ７の値を選択する。現時点で好ましい実施態様では、
温度３７、００℃に対応する４Ｏ−５０Ｈ（１６進）の
間の８ビット入力稙ＤＷＯ−ＤＷ７を選択する。

他の多くの対応する入力および温度対も選択できるが、
好ましい実施態様では３７．００℃を選択した。この理
由はこの温度が安静時の公称血液温度であるからである
。４Ｏ−５０Ｈの値は８ビソトラッダ−７２のレンジ間
のほぼ４分の１であり、３６〜４０℃の公称温度レンジ
間の４分の１である３　７．　Ｏ０℃に関連しているの
でこの値を選択した。

一旦入力値および温度の対を選択すると、まず患者の温
度を決定し、次に８ビツトラツダー７２に対応する入力
値ＤＷＯ−ＤＷ７を入力することによりＢビソトラソダ
−７２の応答を較正した。

部品の値がすべて指定したような値であれば、入力値を
交互にインクリメントおよびディクリメントすると、ラ
イン６４上のコンパレータ９０の出力はオン・オフに切
替えられるはずである。論理および制御ユニット２０が
ライン６４におけるコンパレータの出力のオン・オフの
切替えを検出しなければ、このユニットは、選択された
８ビット入力値ＤＷＯ−ＤＷ７の交互のインクリメント
およびディクリメント作動によりコンパレータの出力が
オン・オフに切替えられるまでバス６２を介して４ビツ
トラツダー上の４ビット入力値ＤＡＯ−ＤＡ３をインク
リメントする。

上記詳細な説明に鑑み、次に好ましいアナログ−デジタ
ルコンバータ５５の作動について簡単に説明する。まず
、論理および制御ユニット２０は上記のようにアナログ
−デジタル５５を較正し、４ビツトの較正値ＤＡＯ−Ｄ
Ａ３を４ビツトラツダー７５ヘラツチする。これは例え
ば、まず最初　ｂ に外部プログラマから送られるコマンドに応答してまた
は電力に印加した後の始動時のルーチンの一部として行
うことができる。温度の読み取りをすることが好ましい
とき、論理および制御ユニット２０は、コンバータ５５
にアドレス指定し、８ビツトの温度値ＤＷＯ−ＤＷ７を
８ビソトラソダー７２ヘラソチする。これにより、ラン
チ８５の出力がターンオンされ、電流はサーミスタ８５
、ラフグー７２および７５、およびバイアス抵抗８０お
よび８２を流れることができる。サーミスタ８８が安定
するよう短い遅延時間の後で、論理および制御ユニット
２０は、コンパレータ９０の出力６４をテストし、更に
電流が流れないようランチの出力をターンオフする。コ
ンパレータの出力が高いと、そのときの心臓内血液温度
は８ビット入力値ＤＷＯ−ＤＷ？よりも高い。論理およ
び制御ユニット２０は入力値と交互にインクリメントし
、入力値がその時の温度よりも高くなっていることを表
示するようにコンパレータ９０の出力６４が変化するま
でコンパレータ９０の出力６４をテストする。論理およ
び制御ユニット２０は、先の入力値をその時の血液温度
を表示するものとして取る。

その時の温度のデジタル値は、論理および制御ユニット
２０がコンパレータ９０のステート変化を検出するまで
入力値をディクリメントすることを除き、コンパレータ
の出力が最初に低くなっているときと同じように決定さ
れる。最小の比較回数でデジタル温度値を見付けるのに
異なる方法が多く利用できることは当業者には明らかで
ある。

例えば、連続近似法はかかる方法の一つである。

第３図は、適当の運動に応答して正常に機能する心臓の
内の血液温度と心臓レートとの典型的な関係を示す実験
的に得られたデータに基づくプロットである。時間ゼロ
の前で、被検者は安静にしていた。心臓内の血液温度は
一般に３７℃近くである。ゼロ分の時に身体の運動が開
始される。心臓レートはすぐに上昇し始め、体の他の部
分から心臓を通る比較的低温の血液の循環により、この
特別の図においてほぼゼロ分と４分との間で心臓内の血
液全体の温度は初期低下した。はぼ４分と１９分との間
で運動が続くと、被検者の心臓レートは、最初に急激に
、その後はより徐々に上昇し続ける。心臓内の全血液温
度も比較的定常的に上昇し続ける。はぼ１９分後身体の
活動が停止する。

この時点で、心臓レートおよび血液温度は上昇を停止し
、落下し始める。はぼ３９分後、血液温度がほぼ運動光
のレベルへ復帰した。しかしながら、心臓レートは多少
上昇したままであった。

心臓内の平均的血液温度に関連したペーシングレートを
計算するための現時点で好ましいアルゴリズムについて
次に説明する。時々第４図を参照するが、この図は運動
に応答する平均血液温度対時間の関係を示すグラフであ
り、説明を容易にしかつ好ましいアルゴリズムの種々の
パラメータを良好に示すため多少スムーズにしかつ誇張
しである。現時点で好ましいレート応答アルゴリズムは
次の通りである。

レート−基準レート＋ 自然レート応答子 、ｊ！１１ 自動レート応答子 ステップレート応答 ここで、基本レートは望ましいベースペーシングレート
で、 自然レート応答は、自然の要因、例えば、日周期リズム
に帰因する血液温度の変化による安静時のペーシングレ
ートの望ましい変化であり、動的レート応答は、身体の
活動に関連した血液温度の変化に対するペーシングレー
トの望ましい変化であり、 ステップレート応答は、身体の活動の開始によるペーシ
ングレートの望ましい迅速なステップ状の応答である。

最初に上記のように医師またはプログラマ−によりパラ
メータとして基準レートの項が人力され、メモリ３０内
の論理および制御ユニット２０により記憶される。基準
レートは、一般に患者の安静時の心臓レートに対応する
ベースラインのペーシングレートを定めるが、特別な場
合医師は、基準レートをより高くしたり、または低くし
たりしたいときがある。基準レートの典型値は、毎分７
０回の鼓動数である。

自然レート応答の項は、体の自然の温度サイクル、熱等
に帰因する血液の温度のゆるやかな変化に対する正常に
機能する心臓のレート応答に近い。

自然のレート応答の項は、第４図に示される基準温度（
ＲＥＦＴＭＰ　）よりも心臓内の平均的血液温度（Ｔ　
Ａ　Ｖ　Ｇ）よりも高いか低かに応じてペーシングレー
トを上下に変え得る。自然レート応答の項は、次のよう
に計算される。

自然レート−ＴＡＶＧ　−ＲＥＦＴＭＰが正常であれば
ＫＮＡＴＰ　）１’　（ＴＡＶＧ　−ＲＥＦＴＭＰ　）
自然レ−）　＝　ＴＡＶＧ　−ＲＥＰＴＭＰが負であれ
ばＫＮＡＴＮ＊　（ＴＡＶＧ−ＲＨＦＴＭＰ　’） ここで、ＴＡＶＧは定期的温度表示から計算された心臓
内血液のその時の平均的温度で、ＲＢＦＴＭＰは、基準
温度パラメータで、ＫＮＡＴＰは、正の自然レート係数
で、ＫＮＡＴＮは負の自然レート係数である。

基準温度ＲＥＦＴＭＰおよび係数ＫＮＡＴＰおよびＫＮ
ＡＴＮは、最初に医師またはプログラマ−により入力さ
れる。ＲＥＦＴＭＰは、℃が単位であり、３７℃の典型
値を有する。係数ＫＮＡＴＮおよびＫＮＡＴＰは、℃あ
たりの毎分の鼓動の回数が単位である。ＫＮＡＴＰの典
型値は℃あたりの毎分１２回の鼓動数である。

ＫＮＡＴＮの典型値は℃あたり毎分６回の鼓動数である
。

第５図は、自然のレート応答関数を示す。ＫＮＡＴＰお
よびＫＮＡＴＮの好ましい値が与えられれば、全体の関
数がリニアでなくても自然のレート応答は、正負の方向
に別々にリニアとなる。上記記載および第５図から平均
温度ＴＡＶＧが基準温度ＲＥＦＴＭＰに等しくなければ
自然のレート応答は常に計算済みペーシングレート値に
寄与することが明らかである。

ＲＥＦＴＭＰは第４図では直線として示されているが、
コントローラがＲＥＦＴＭＰを長期間重み付けした平均
値として内部で定期的に再計算することが実際に好まし
い。長期重み付けされた平均値としてＲＥＦＴＭＰを内
部で定期的に再計算することは、最初のＲＥＦＴＭＰの
セット時に生じ得る他のエラーまたは計算ミスを補償す
る。更にＲＥＦＴＭＰを再計算することは、安静時の温
度の自然の日周期の変動を補償する。この結果、より正
確なＲＥＦＴＭＰおよびより正確なレート計算値が得ら
れる。ＲＥＦＴＭＰは、次の式に応じて定期的に計算さ
れる。

ＲＥ　Ｆ　Ｔ　Ｍ　Ｐ　＝　Ａ　Ｎ ここで、ＡＮ＝に’ｋＳＮ−＋ Ｄ　Ｎ　＝　Ｔ　Ａ　Ｖ　Ｇ　　Ａ　Ｎ３Ｎ　＝　３８
−１　＋　ＤＨ Ａ、は、その時の重み付けされた所定期間にわたる平均
温度； には、温度を平均する期間の時間長さを決定する１／２
”の係数； ＳＮは、先の平均値で重み付けされた合計と、その時の
ＴＡＶＧと平均期間にわたる重み付けされた平均温度と
の偏差とのその時の合計値；ＤＮは、その時のＴＡＶＧ
と重み付けされた平均温度ＡＮとの偏差； ５Ｎ−１は、先の平均値で重み付けされた合計値；Ａ ｎは、８と２４との間の整数値である。

最初に望まれるＲＥＦＴＭＰに対応し、例えば３７℃に
対応するＳ、ｌの値を医師またはプログラマがまず入力
する。ＳＮは最初はＡＭ　／Ｋまたは２”ＡＮまたは２
”（ＲＥＦＴＭＰ　）にセットされる。

その後、その時のＴＡＶＧとＡＭのその時の値の偏差Ｄ
Ｎを定め、この差り、を先の重み付けされた合計５Ｎ−
１に加えてその時の重み付けされた合計ＳＮを得て、先
の合計５Ｎ−１に定数を掛けてＲＥＦＴＭＰの新しい値
となる新しいＡ、を得るようＡＮを定期的に再計算する
。従って、新しいＡＮは、先の再計算サイクルで計算さ
れた重み付けされた合計に基づ（。

ｎのため選択された値は、Ｋの値および平均時間定数τ
を決定する。時間定数τは、関数τ−Ｔ／ＫによりＫに
関連する。ここでτは新しいＴＡＶＧを計算する回数で
ある。従って、例えば、好ましいようにペーシングレー
トを毎分７０回の鼓動数とし、４回の鼓動おきに新しい
ＴＡＶＧを計算すると、１／２＠のＫの値はほぼ１４．
５分の平均時間定数に対応し、１／２”のに値はほぼ９
４．３週の時間定数に対応する。重み付けされた平均温
度は、次の指数方程式により、時間に対するその時の測
定された温度に関連する。

ここで、ｔ　＝所定時間 Ａ、＝所定時間における平均重み付けされた温度 Ｅ　−その時の測定された温度 τ　＝平均時間定数 上記記載により当業者であれば重み付けされた平均温度
Ａ８は指定関数的に時間定数と共にその時の測定された
温度に近似することが明白であろう。指数関数の時間定
数τは、温度変動の重み付けされた平均化を行う。τの
値が大きくなればなるほど、短期の温度変動に割り当て
られる重みが小さくなり、測定された温度に近似するよ
うＡ工のための時間が長くなる。逆にτの値が短（なれ
ば、短期間の変動は比較的大きな重みを有するようにな
り、Ａ、はより速くその時の測定温度に近似する。平均
血液温度ＴＡＶＧが基準温度ＲＥＦＴＭＰから変化する
とき自然レート応答は、計算されたペーシングレート値
に常に寄与するが、別のレート応答を必要とする運動の
徴候があるとき動的レート応答の項はペーシングレート
値に寄与するだけである。動的レート応答の項に寄与さ
れるレート応答の量は、第２の基準温度変数ＤＹＮＲＦ
Ｔにより一部が決定される。ＤＹＮＲＦＴはＲＥＦＴＭ
Ｐと異なり、医師またはプログラマ−によりパラメータ
として最初に入力されるわけではないが、好ましいレー
トアルゴリズムにより常に内部で計算される。

またＲＥＦＴＭＰと異なり、ＤＹＮＲＦＴは、不作動中
平均血液温度ＴＡＶＧをトラッキングするよう動的に変
化し、身体の活動に帰因して血液温度が上昇している期
間中は一定のままである。

第４図に示すようにＴＡＶＧが定常状態であり、身体活
動の開始と共に低下する時間Ｔ１までＤＹＮＲＦＴはＴ
ＡＶＧをトラッキングする。ＴＡＶＧが連続する身体の
活動と共に上昇する時間Ｔ、の後ＤＹＮＲＦＴは一定の
ままである。ＤＹＮＲＦＴは、ＴＡＶＧの増加レートが
ランプバンク規準パラメータＲＢＣＲＩＴにより定めら
れる最小値を越える限り一定のままである。一般にゼロ
になり得る１つのＲＢＣＲＩＴの値は、最初医師または
プログラマにより入力される。患者が身体の活動を減少
し、停止する時間ｊｚに７、ＴＡＶＧ（７）増加レート
はＲＢＣＲＩＴＯ値より低下する。この点でＤＹＮＲＦ
ＴはＴＡＶＧに向って再度傾斜し始める。ＤＹＮＲＦＴ
はＴＳＴＰの値だけ定期的にインクリメントされる。各
インクリメント量ＴＳＴＰはＲＡＭＰ　ＤＥＬＡＹハラ
Ｊ　−夕ニより定められる量だけ遅延される。℃が単位
となっているパラメータＴＳＴＰおよびカウンタ値であ
るＲＡＭＰ　ＤＥＬＡＹは最初医師またはプログラマ−
により入力される。ＤＹＮＲＦＴが再度ＴＡＶＧ以上に
なると、これはＴＡＶＧに等しくなるようセットされる
。

ＴＡＶＧはＲＢＣＲＩＴより低いレートで上昇するが、
一定にとどまるかまたは低下する間、ＤＹＮＲＦＴはＴ
ＡＶＧにトラッキングする。間欠的な運動および安静時
に生じ得るようにＴＡＶＧがＲＢＣＲＴＴよりも高いレ
ートで上昇し始める場合、ＤＹＮＲＦＴはＴＡＶＧの上
昇レートが再びＲＢＣＲＩＴよりも低く低下するまでそ
の時の値のままにとどまる。

上記記載からＴＳＴＰおよびＲＡＭＰ　ＤＥＬＡＹ　（
７）ため選択した値は、ＴＡＶＧのトラッキングを再開
するよう運動終了時にＤＹＮＲＦＴがどのくらい速く反
応するかを決定することは明白である。このことは、運
動終了後に動的レート応答がどのくらい速（低下するか
をも決定することが下記より明らかとなろう。

動的レート応答の項は好ましくは次のように計算される
。

（ＴＡＶＧ−ＤＹＮＲＦＴ）　＜　Ｂ　Ｐ　１であれば
、動的レート応答−Ｋ　Ｐ　Ｏ＊　（ＴＡＶＧ−ＤＹＮ
ＲＦＴ）となる。

（ＴＡＶＧ−ＤＹＮＲＦＴ）　≧Ｂ　Ｐ　１がつくＢＦ
２であれば、動的レート応答＝ＲＡＤＪＩ　＋　Ｋ　Ｐ
　１　＊　（ＴＡＶＧ−ＤＹＮＲＦＴ）となる。

（ＴＡＶＧ−ＤＹＮＲＦＴ）　≧Ｂ　Ｐ　２であれば、
動的レート応答＝ＲＡＤＴ２　＋ＫＰ　２　＊　（ＴＡ
ＶＧ−ＤＹＮＲＦＴ）となる。

ここで、ＴＡＶＧは心臓内平均血液温度、ＤＹＮＲＦＴ
は、上記動的基準温度、 ＫＰＯは、ＢＰＩより小さい温度差に関連する第１運動
係数、 ＫＰＩは、ＢＰ１以上でがっＢＦ２より低い温度差に関
連した第２運動係数、 ＫＰ２は、ＢＰ２以上の温度差に関連した第３運動係数
、 ＲＡＤＴｌは、ＢＰ１以上でＢＦ２より低い温度差に関
連した第１定数、 ＲＡＤＴ２は、ＢＰ２以上の温度差に関連した第２の定
数、 ＢＰＩは、第１温度差折れ点、 ＢＦ２は、第２温度差折れ点である。

第６図は、上記のように計算された動的レート応答をグ
ラフで示す。図示すように、好ましい動的レート応答は
、ＴＡＶＣ；とＤＹＮＩＩＦＴとの差の連続関数である
。パラメータＢＰ１．．ＢＰ２、ＫＰＯｌＫＰＩ、ＫＰ
２、ＲＡＤＪ　ｌおよびＲＡＤＪ２は最初に医師または
プログラマ−により計算されて、入力される。これらパ
ラメータの値は、第７図および第４図に示すように運動
するために正常に機能する心臓のレート応答に近い連続
関数を与えるよう選択される。第６図には、３つの傾斜
線分しか示してないが、実際の心臓のレート応答に多少
正確に近似するようこれよりも多いがまたは少ない数の
傾斜線分および折れ点を使用してもよい。

パラメータの一般的値は次の通りである。

ＫＰＯ＝９０鼓動回数／分／℃ ＫＰ　１　＝６０鼓動回数／分／℃ ＫＰ２＝４８鼓動回数／分／℃ Ｂ　Ｐ　１　＝　０．３℃ Ｂ　Ｐ　２　＝　０．６℃ ＲＡＤＪ　１　＝２７鼓動回数／分 ＲＡＤＪ２＝４６．８鼓動回数／分 上記記載および第４図および第６図から動的レート応答
の項が計算されたペーシングレートの値に寄与している
量は、ＴＡＶＧとＤＹＮＲＦＴとの対応により決定され
ることも明らかである。従って、患者が安静にしており
、ＤＹＮＲＦＴはＴＡＶＧに等しζ　１ いとき、動的レート応答の項は計算されたペーシングレ
ートの値に寄与しない。患者が運動を初め、ＴＡＶＧが
ＲＢＣＲＩＴよりも大きいレートで上昇すると、ＴＡＶ
ＧとＤＹＮＲＥＴとの差は増加する。この差がＢＰＩよ
り小さい間は、動的レート応答の項は第６図に示され、
上記のように計算された関数の第１線分により決定され
る量に寄与する。差がＢＰＩより大で、ＢＦ２より小の
とき、動的レート応答の項は、第２線分により決定され
る量に寄与する。差がＢＦ２よりも大きいときは、動的
レート応答の項は、第３線分により決定される量に寄与
する。

患者が運動を停止し、ＴＡＶＧの上昇レートがＲＢＣＲ
ＩＴより低下すると、ＩＩＹＮＩＩＦＴは上記のように
パラメータＴＳＴＰおよびＲＡＭＰ　ＤＩ！ＬＡＶニ従
ッテインラッテインクリメントＶＧに向って傾斜する。

ＤＹＮＲＦＴが増加し、ＴＡＶＧが減少すると、温度差
は減少し、動的レート応答の項により寄与される量は、
第６図に示される関数に従って、徐々にかつ連続的に低
下する。ＤＹＮＲＦＴおよびＴＡＶＧが再び等しくなる
と、動的レート応答項によって全レートへ寄与されなく
なる。

患者が再び運動を始めれば、動的レート応答の項は第６
図の関数に従って再び連続的かつ徐々に増加する。更新
された活動がＤＹＮＲＦＴ、！：　Ｔ　Ａ　Ｖ　Ｇが等
しくなる前に開始するのかまたはその後に開始するのか
とは無関係に増加レートはスムーズであり、ゆっくりで
ある。この理由は、レート応答はＴＡＶＧとＤＹＮＲＦ
Ｔとの差の連続関数であるからである。従って、動的レ
ート応答関数を連続的にすることは厳密に必要であると
いうわけでないが、例えば間欠的な運動中および安静時
に連続的応答関数は身体の活動の変化するレベルに対す
るレート応答をよりスムーズにするので、このような関
数が好ましい。

別のレート応答に増大する身体の活動度を徐々に与える
動的レート応答の項の他に、第３図に示すような正常に
機能する心臓における活動度の増加の開始を検出したと
き、すぐにペーシングレートを大きく増加させることが
好ましい。ステップレート応答の項は、身体の活動の増
加の開始を表示する血液温度の特徴的落下に応答して計
算されたペーシングレートを迅速にステップアンプさせ
る。この特徴的落下は、第４図にグラフで示されている
が、第３図のプロット内のゼロと４分との間に示されて
いる。

血液温度の検出された落ち込み身体の活動またはその他
の要因を停止させた結果でなくて、身体の活動の開始の
結果であることを保証するため、ステップ応答を作動さ
せる前に５つの所定のステップ規準をテストする。好ま
しいステッ規準およびステップ応答作動アルゴリズムは
次のように表わされる。

（（ＴＡＶＧ−ＤＹＮＲＦＴ）　＜５ＴＰｃＲＩＴ）（
７）場合において、 Ｔ−ＣＴＲ≠０であれば、 Ｔ−ＣＴＲをディクリメントするが、 または、 （（Ｔ　Ｌ−Ｔ　Ａ　Ｖ　Ｇ）　＞ＤＩＰＳＬＯＰＥ）
がっ（（ＴＰＥＡＫ　−ＴＡＶＧ）　＞ＤＩＰＳＩＺＥ
）　　がっ（ＲＡ　Ｔ　Ｅ　＜　５ＴＰＣＲＴＲ）であ
れば、５ＴＥＰ−ＲＥＳＰＯＮＳＥ＝ＳＴＥＰ−３Ｉ　
　ＺＥＳ　Ｔ　ＥＰ　−ＤｔｌＲＡＴＩＯＮ＝　Ｓ　Ｔ
　Ｅ　Ｐ　−ＤＵＲＡＴＩＯＮ−ＭＡＸ または Ｔ　−ＣＴ　Ｒ＝ＭＡＸ−ＣＯＵＮＴ ここで、ＴＰＥＡＫは、次のように計算されるＴＡＶＧ
のピーク値である。

（ＴＮＬ＜ＴＡＧＶ）　であればＴＲＥＡＫ　＝ＴＡＧ
ＶＴＮＬは、先のレート計算サイクルからの心臓内平均
血液温度； ＴＡＶＧは、その時の心臓内の平均血液温度；ＤＹＮＲ
ＦＴは、動的基準温度のその時の値；ＳＴＩ’ＣＲＩＴ
は、落ち込みが運動の初期開始に帰因するものでないと
きステップ応答が得られないよう保証する、平均温度と
動的基準温度の差に関連する規準； Ｔ−ＣＴＲは、ステップ応答を作動できる前の所定期間
の間患者が安静にしていることを保証する規準（ＴＡＶ
Ｇ　−ＤＹＮＲＦＴ）に関連したカウンタ；ＴＬは、先
のサイクル差からの心臓内の平均血液温度； ＤＩＰＳＬＯＰＥは、平均温度の落ち込みの変化の傾き
すなわちレートに関連した落ち込み規準；口ＩＰＳＩＺ
Ｅは、平均温度の落ち込みの大きさに関連した落ち込み
規準； ＲＡＴＥは、その時の計算されたペーシングレート； ５ＴＰＣＲＴＩＩは、落ち込みが運動の開始に帰因する
ものでないことをペーシングレーＩ・が表示していると
きステップ応答が得られないようその時の計算されたペ
ーシングレートに関連した規準；５ＴＥＰ　−ＲＥＳＰ
ＯＮＳＢは、全体のレート値に寄与されるべきステンプ
レート調節； ５ＴＥＰ　−５ＩＺＥは毎分の鼓動回数でなされるべき
調節の大きさ； ５ＴＥＰ　−ＤＵＲＡＴＩＯＮおよび５ＴＥＰ−ＤＩＪ
ＩＩＡＴＩＯＮ　−ＷＡＸは、ステンプレート応答がど
れだけ長く、計算されたペーシングレート値に寄与する
かを定めるカウンタ値； ＭＡＸ　−Ｃ０ＮＵＴは、安静期間における必要なプリ
ステップ応答の長さを決意するカウンタ値である。

好ましくは、ＤＩＰＳＩＺ［！　、ＤＩＰＳＣＯＰＥ、
　５ＴＰＣＲＩＴ　。

５ＴＥＰ　−５ＩＺＥ！、５ＴＥＰ−３ＬＯＰＥ　、、
ＤＩＪＲＡＴＩＯＮＸＳＴＰＣＩＩＩＴＲおよびＩ’１
ＡＸ−３ＴＥＰ、　ＲＡＴＥおよびＭＡＸ　−Ｃ０ＩＩ
ＮＴパラメータは、すべて医師またはプログラマ−によ
って最初に人力される。各種規準およびステンプレート
応答パラメータの典典型的値は、次の通りである。

ＤＩＰＳＩＺＥ　＝　０．１６℃ ＤＩＰＳＬＯＰ［！＝　０．０６℃／差動サイクル５Ｔ
ＰＣＩＩＴＩＩ−毎秒９０回の鼓動数５ＴＰＣＲＴＴ　
＝　０．０４℃ ５ＴＥＰ　−５ＩＺＥ−毎分１５回の鼓動数５ＴＥＰ　
−ＤＩＩＲＡＴＩＯＮ　＝現時点で好ましい実施態様で
は３２回のペーササイクに等 価的な、４サイク差 ＭＡＸ　−５ＴＥＰ　−ＲＡＴＥ　＝毎分８５回の鼓動
数ＭＡχ−ＣＯＵＮＴ＝　２２回の差動サイクルサイク
ル差、およびレート計算サイクルの意味およびそれらの
ペーササイクルとの関係について、レートアルゴリズム
の好ましい実施法と関連して以下により詳細に述べる。

運動応答がすでに進行中であることを温度差が表示する
とき、第１規準項（ＴＡＶＧ−ＤＹＮＲＥＦ　）＜　５
ＴＰＣＲＩＴがステップ応答の作動を防止する。先に述
べたようニ（ＴＡＶＧ−ＤＹＩＩＲＦＴ）なる項は、運
動と共にＴＡＶＧが上昇するときに増加し、ＴＡＶＧが
低下するとき減少し、運動が停止された後ＤＹＮＲＦＴ
が増加する。従って、この温度差の項は、検出された落
ち込みが運動の開始初期に帰因するものかまたはすで番
こ行なわれている運動の応答中の一時点な落ち込みに帰
因するものか、運動の停止に帰因するものかを表示する
。

第２の規準は、第１規準項に関連するカウンタのＴ−Ｃ
ＴＲである。このカウンタＴ−ＣＴＲは最初にＭ、ＡＸ
　−Ｃ０ｕＮＴの値が与えられる。第１規準がテストさ
れ満足されるごとにＴ−ＣＴＲがテストされ、ゼロより
大きければディクリメントされる。いつも第１規準が満
足されなければ、Ｔ−ＣＴＲはＭＡＸ　−Ｃ０ＵＮＴ　
ニリセ７トされる。Ｔ−ＣＴＲがゼロに等しければステ
ップ規準の残りをテストするだけである。従って、Ｔ−
ＣＴＲ規準は、ステップ応答の作動の直前の少なくとも
ＭＡＸ−Ｃ０ＵＮＴの連続差動サイクルの間患者が安静
状態になっていることを保証する。例えば、３２回のペ
ーササイクルおきに差動サイクルが１回生じる毎分７０
回の鼓動数では、安静時の１０分の時間は、約２２回の
差動サイクルの好ましいＭＡＸ　−ＣＯＩＩＮＴ値に対
応する。

第３の規準型（ＴＬ−ＴＡＶＧ）は、短期間の負の温度
傾向を表示する。下記に詳述するように、現時点で好ま
しい実施態様において３２回のペーササイクルに対応す
る差動サイクルごとに次の差動サイクルで使用するよう
その時の平均温度ＴＡＶＧをＴＬとして記憶する。従っ
て、第３の規準型は、連続する差動サイクル間での平均
温度の落ち込みのするどさを示す。連続する差動サイク
ル間の平均温度の低下が旧ＰＳＬＯＰＥを越えたとき第
３の落ち込み規準が満される。

第４の規則項（ＴＲＥＡＫ　−ＴＡＶＧ）は、負の温度
傾向を示す。ＴＡＶＧが増加するとき、ＴＲＥＡＫ　Ｔ
ＡＶＧに等しく、これら２つの要素の間の差は、ゼロの
ままである。ＴＡＶＧが低下するとき、ＴＰＥＡＫは、
先に検出されたＴＡＶＧの最高値のままであり、ある点
でＤＩＰＳＩＺＥ規準が満たされるまでＴＡＶＧが低下
し続けるとき差は増加する。

第５の規準型ＲＡＴＥ／５ＴＰＣＲＴＲは、運動応答が
すでに進行中であることを表示する高い値に計算された
ペーシングレートがすでにあるときステップ応答が加え
られないよう保証する。第３図に示すように、実際の温
度応答は、第４図のスムーズなグラフに示されているよ
うにスムーズではない。

むしろ、全体の傾向が運動に応答して上昇しているとき
でも応答に関連した凹凸がある。従って、第３の規準は
、運動応答中に生じる温度の一時的落ち込みがステップ
応答を作動させないよう保証する。

検出された落ち込みが５つの規準をすべて満足していて
も、全ペーシングレートはステップ応答ト調節に加えて
最大値ＭＡＸ　−５ＴＥＰ　−ＲＡＴＥを越えないこと
が好ましい。従って、ペーシングレートがすでにＭＡＸ
　−５ＴＥＰ　−ＲＡＴＥよりも大きければ、他の規準
が満足されていてもステップ応答は加えられない。ペー
シングレートがＭＡＸ−３ＴＥＰ−ＲＡＴＥより低いが
、ステップ応答を加えると、全ペーシングレートがＭＡ
Ｘ　−５ＴＥＰ　−ＲＡＴＥを越える場合、全ペーシン
グレートはＷＡＸ　−５ＴＥＰ　−ＲＡＴＥへ１１１定
される。

血液温度の検出された落ち込みが５つの規準すべてを満
し、ステップ応答が作動した後のある所定点で計算され
たペーシングレート値にステップ応答が加えられるもの
とすると、ステップ応答項の追加レート応答はもう不要
となるよう動的レート応答の項は充分なレート応答をす
ると考えられる。この点で、ステップレート応答が計算
されたペーシングレート値に寄与しなくなるまでステ、
７プレート応答は徐々に低下できる。

ステップレート応答が低下し始める点は、５ＴＥＰ−Ｄ
ＩＪＲＡＴＩＯＮによりセットされる。現時点で好まし
い実施態様では、ステップ応答５ＴＥＰ　−ＲＥＳＰＯ
ＮＳＥが最初に加えられた後ＳＴ［！Ｐ　−ＤＩＩＲＡ
ＴＩＯＮは４つの差動サイクルに等しくなる。５ＴＥＰ
　−ＤＵＩ？ＡＴＩＯＮにより決定された期間の後、ス
テップ応答が計算されたペーシングレート値にもう寄与
しなくなるまでパラメータ５ＴＥＰ　−５ＬＯＰＥの値
だけ連続する差動サイクルごとにステップ応答が減少さ
れる。好ましい実施態様では、５ＴＥＰ　−５ＬＯＰＥ
は毎分４回の鼓動に等しい。従って、好ましい実施態様
では、ステップ応答項は第７図に示すように４回の差動
サイクルの間に５ＴＥＰ−ＲＥＳＰＯＮＳＥに等しい附
加レートに寄与し、次に４つの別の差動サイクルの後に
全く寄与しなくなるまで低下する。

好ましいレート応答アルゴリズムはこれまで説明したレ
ート応答計算のｖｆ徴の他に、本発明のコントローラの
安全性と精度を高めるよう設計された特徴を含む。これ
ら特徴については、本明細書では一般的に説明し、レー
トアルゴリズムの現に好ましい実施法の詳細な説明と組
合わせてこれらの詳細なオペレーションについて下で説
明する。

かかる特徴の一つは、スルーレートＩ１ｍにある。

このスルーレート制御の特徴は、計算されたペーシング
レートが連続するレート計算サイクル間で変更できる量
を制限することである。新しいレート計算をするごとに
、その時に計算されたレートＲＡＴＥと先のレート計算
サイクルで計算されたレートＬＡＳＴ　−ＲＡＴＥとの
差の大きさが決定される。

この差が最大スルーレート値ＭＡＸ　−５ＬＩＥＷ　−
ＲＡＴＥを越えると、変更量はＭＡＸ　−５ＬＥＷ　−
ＲＡＴＥに制限される。時点で好ましいレートアルゴリ
ズムではＭＡＸ−５ＬＥＷ　−ＲＡＴＥは計算サイクル
ごとに毎分２回の鼓動数に等しい。ＭＡＸ　−５ＬＥＷ
　−ＲＡＴＥの値は、上記のように医師またはプログラ
マ−により最初に入力される。

スルーレート制御の特徴は、各レート計算サイクルの間
にステンプレート応答項が寄与するレート量も制限する
。例えば、５ＴＥＰ　−ＲＥＳＰＯＮＳＥが毎分１５回
の鼓動数であり、ＭＡＸ　−５ＬＥＷ　−ＲＡＴＥが計
算サイクルごとに毎分２回の鼓動数であるとすると、計
算されたペーシングレート値に全効果を与えるには好ま
しいレートアルゴリズムの８回の計算すＱ イクル（すなわち１回の差動サイクル）が必要となる。

別の特徴は、飽和検出および制御である。患者が運動を
し、患者の温度が上昇しているときに計算されたペーシ
ングレートが所望の最大レートリミントを越えることが
できるようにレート応答アルゴリズムのパラメータが選
択されているときにレート飽和が生じる。かかる場合、
計算されたペーシングレートが最大レート限度まで制限
されていても、ベーシング出カニニット４ｏは患者が運
動を停止してからＴＡＶＧとＤＹＮＲＰＴとの差が計算
されたペーシングレートのため充分に低下して所望のレ
ートリミントより低下するまでの期間最大レートでパル
スを発生し続ける。

第８図は、先に述べた動的基準温度変数ＤＹＮＲＰＴを
使用して好ましいレートアルゴリズムがどのように最大
ペーシングレートおよびレート飽和を検出しかつ制御す
るかを示す。第８図は、第４図と同じように関連するレ
ートパラメータの説明と図解を容易とするため多少誇張
され、スムーズにされている。

患者が運動するとき平均血液温度ＴＡＶＧおよびペーシ
ングレートの双方は、レート応答アルゴリズムの上昇に
より計算される。時間のある点で、計算されたペーシン
グレートは、最初に医師またはプログラマ−によって入
力されたＭＡＸ　−ＲＡＴＥ　−ＬＩＭＩＴと表示され
るパラメータの値を越え得る。

好ましいレートアルゴリズムでは、ＭＡＸ　−ＲＡＴＥ
　−ＬＩＭＩＴはほぼ毎分１３３回の鼓動数に等しい。

計算されたペーシングレートがＭＡＸ　−ＲＡＴＥ　−
ＬＩＭＩＴを越えると、レート飽和状態が存在する。第
８図は、飽和が制御されていない場合に計算されたペー
シングレートがＭＡＸ　−ＲＡＴＥ　−ＬＩＭＩＴに制
限されていても、ベーシング出カニニット４０は、運動
が停止され、平均血液温度が低下し始めた後のある時間
最大レートで心臓のベーシングをし続ける。

このような好ましくない状態を除くため、レートアルゴ
リズムが新しいＴＡＶＧを計算する度に最後のレート計
算サイクルからのＴＡＶＧをＴＮＬとして記憶する。次
に計算されたペーシングレートがＭＡＸ　−ＲＡＴＥ　
−ＬＩＭＩＴ以上となり、ＴＡＶＧが増加する間のレー
ト計算サイクルごとにアルゴリズムは次のようにＴＡＶ
Ｇの増加量と同じ量だけＤＹＮＲＦＴを上方に調節する
。

ＤＹＮＲＦＴ　＝　ＤＹＮＲＦＴ　＋　（ＴＡＶＧ−Ｔ
ＮＬ　）ＤＹＮＲＦＴがＴＡＶＧと同じ量だけ増加して
いる限り、ＴＡＶＧが上昇し続けても（ＴＡＶＧ　−Ｄ
ＹＮＲＦＴ）の関数である動的レート応答の項は計算さ
れたペーシングレート値に追加レートを寄与させないこ
とが明らかである。追加レート応答が自然レート応答に
より計算されたペーシングレートにまだ寄与していても
寄与は最小である。

身体の活動が停止し、ＴＡＶＧが上昇を終了し、落下し
始めたとき、ランプバンク規準ＲＢＣＲＩＴは満足され
、上記のように口ＹＮＲＦＴは上へ調節され始める。こ
の結果、動的レート応答により寄与されたレートも低下
する。計算されたペーシングレートはＭＡＸ　−ＲＡＴ
Ｅ　−ＬＩＭＩＴに制限されていたので、動的レート応
答の低下は、すぐにベーシング出カニニット４０の最大
レートリミントより低く計算されたペーシングレートを
落下させる。

第９ａ−ｇは、現時点で好ましいレートアルゴリズムの
オペレーションを示す。特に第９ａ図は、レートアルゴ
リズム全体のオペレーションの概観を示す。アルゴリズ
ムに入るごとに、アルゴリズムはまずその時の温度を見
付け、これを記憶する。

次にレート計算サイクルになっているかどうかを決定す
る。そうでなければ、その時の計算されたペーシングレ
ートを更新することなくアルゴリズムは終了する。しか
しながら、レート計算サイクルになっていれば、長時間
の温度平均化計算を実施し、ＲＥＦＴＭＰを更新する。

次に自然および動的レート応答を計算し、これらを計算
されたペーシングレート値へ加える。次に差動サイクル
になっているか測定する。それでなければ、その時のス
テップ応答（行動されかつ適当な場合）を計算されたペ
ーシングレート値へ適用するよう進む。新しいペーシン
グレートの計算が完了した後、計算されたレート変更が
許容リミット内にあるかどうかを決定するようスルーレ
ートテストを実施し、レートリミットおよび飽和制御機
能を奏し、新旧のペーシングレートを記憶し、終了する
。アルゴリズムが差動サイクルになっていれば、まずス
テップ規準をテストする。これら規準がすべて満足され
れば、アルゴリズムは、新しいステップ応答を作動する
。次にアルゴリズムは動的基準温度のランプバンク調節
が必要であるかどうかを決定し、そうであれば適当な調
節を行う。次にステップ応答があればこれを計算された
ペーシングレート値に適用するよう進み、スルーレート
テストを行い、レートリミットおよび飽和制御機能を奏
し、新旧のペーシングレートを記憶し、終了する。

第９ｂ図は、その時の温度を見付けるレートアルゴリズ
ムの詳細なオペレーションを示す。アルゴリズムに入る
度に、メモリ３０から平均温度（ＴＡＶＧ）を検索する
。ＴＡＶＧがゼロであれば、温度レート応答をディスエ
ーブルする。アルゴリズムは、レートを基準レートにセ
ットし、レートを記憶し、終了する。

ＴＡＶＧがゼロでなければ、これを８ビツトラソダーに
ロードし、コンパレータ９０の出力９４をテストする。

８ビツトの入力がその時の温度より小さいことを示すよ
う出力がセットされていな場合、８ビツトの値をインク
リメントし、オーバーフロー状態をチェックする。オー
バーフローがなければ、コンパレータの出力を再度テス
トする。

ステート変化が検出されれば、アルゴリズムは８ビツト
値をディクリメントし、この値を温度レジスタの内容に
加える。コンパレータの出力がステートを変える前に８
ビツトの値がオーバーフローしている場合、アルゴリズ
ムは８ビツト値をディクリメントし、これを温度レジス
タに加える。

８ビツトの入力値がその時の温度より大きいことを表示
するよう出力が最初にセットされていれば、８ビツト値
をディクリメントし、ゼロ状態のテストをする。この値
がゼロでなければ、コンパレータの出力のステート変化
をテストする。アルゴリズムは、ステート変化が検出さ
れるまで８ビツト値をディクリメントし、コンパレータ
の出力をテストする。次に８ビツト値をインクリメント
し、これを温度レジスタに加える。しかしながら、ステ
ート変化が検出される前に８ビツト値がゼロになれば、
アルゴリズムは８ビツト値をインクリメントし、これを
温度レジスタの内容に加える。

第９ｃ図は、アルゴリズムがその時の温度を見付けたあ
とにアルゴリズムがレート計算サイクルになっているか
どうかを判断し、基準温度を調節する際のレートアルゴ
リズムの詳細なオペレーションを示す。このステージで
は、アルゴリズムはペーササイクルのカウント変数をイ
ンクリメントする。この変数がＮ回より少ないペーササ
イクルをカウントしたことを表示すれば、アルゴリズム
はメモリ３０に新しいサイクルカウントを記憶し、新し
いペーシングレートを計算することなく終了する。しか
しながらＮ回のサイクルがカウントされれば、アルゴリ
ズムは新しいＴＡＶＧの計算に進む。アルゴリズムは、
温度レジスタ内の値をＮで割り、新しいＴＡＶＧを得て
、この新しいＴＡＶＧを記憶し、ペーササイクルカウン
トおよび温度レジスタをクリアする。好ましい実施態様
ではＮ−４とし、毎分７０回の鼓動数のベーシングサイ
クルではほぼ３．４秒置きのサイクルである４ペーササ
イクルごとに新しいＴＡＶＧおよび新ペーシングレート
を計算する。しかしながらペーササイクルごとに温度表
示を読み取ると解される。

アルゴリズムは、次に長期間の平均化計算を行い、基準
温度ＲＦＰＴＭＰを更新する。まずアルゴリズムは、重
み付けされた平均温度ＡＮ　＝に＊５Ｎ−１を計算し、
次にアルゴリズムはＴＡＶＧと重み付けさけた平均温度
Ａ、との偏差ＤＨを決定し、次のＲＦＰＴＭＰの再計算
に使用するため新しい重み付けされた合計ＳＮを計算す
る。

第９ｄ図に示すように、アルゴリズムは、次に新しいペ
ーシングレートの計算に進む。最初にアルゴリズムは基
準レートにペーシングレートをセントし、次に自然レー
ト応答を計算する。ＴＡＶＧがＲＥＦＴＭＰより大きけ
れば、アルゴリズムは自然レート応答をＫＮＡＴＰ＊（
ＴＡＶＧ−ＲＥＦＴＭＰ　）として計算する。ＴＡＶＧ
がＲＥＦＴＭＰより小さければ、アルゴリズムは自然レ
ート応答をＫＮＡＴＮ　＊　（ＴＡＶＧ−　ＲＥＦＴＭ
Ｐ　）として計算する。次にアルゴリズムは計算された
ペーシングレートに自然レート応答を加える。

次にアルゴリズムは、動的基準温度を調節し、動的レー
ト応答を計算する。Ｔ　Ａ　Ｖ　Ｇ　７！ｌ（ＤＹＮＲ
ＦＴより小さければ、アルゴリズムはＤＹＮＲＥＴをＴ
ＡＶＧに等しくセットし、先に述べたＲＡＭＰ　ＤＥＬ
ＡＹの値にランプバックカウント変数をリセットする。

従って、ＤＹＮＲＦＴは決してＴＡＶＧより大きくでき
ない。従って、アルゴリズムは次に下記のように差動サ
イクルになっているか決定するよう進む。

しかしながら、ＴＡＶＧがＤＹＮＲＥＴより大きければ
、アルゴリズムは、温度差がＢＰＩより小さいかどうか
を判断する。小さければ、アルゴリズムは、メモリ３０
から動的レート応答関数の第１線分に対応する係数ＫＰ
Ｏを検索する。小さくなければ、アルゴリズムは温度差
が第２折れ点ＢＰ２より小さいかどうか決定するよう進
む。小さければ、アルゴリズムは、メモリ３０から定数
ＲＡＤＪ　１を検索し、これをレートに加える。次にメ
モリ７つ ３０から動的レート応答関数の第２線分に対応する係数
ＫＰＩを検索する。温度差が折れ点ＢＰ２より大きけれ
ば、アルゴリズムはメモリ３０から定数ＲＡＤＪ２を検
索し、これをレートに加える。

次にメモリ３０から動的レート応答関数の第３線分に対
応する係数ＫＰ２を検索する。アルゴリズムは次にペー
シングレートに対する動的レート応答調節を完了する。

アルゴリズムは動的レート調節量として選択された係数
＊　（ＴＡＶＧ　−ＤＹＮＲＦＴ　）を計算し、ペーシ
ングレートに動的レート調節量を加える。

第９ｅ図に示すように、次にアルゴリズムは差動サイク
ルであるかどうかを判断する。差動サイクルであれば、
ステップ規準をテストし、適当であれば新しいステップ
応答を作動させて、適用する。第９ｆ図に示すように、
アルゴリズムがステップ応答パラメータを更新し、ＤＹ
ＮＲＦＴランプバック調節を行う。第９ｇ図に示すよう
に、新旧ペーシングレートを記憶し、終了する前にスル
ーレート、レートリミットおよび飽和機能を実施する。

＋Ｚ 差動サイクルでなければ、その時のステップ応答（適当
であれば）を適用し、スルーレート、レートリミット、
および飽和機能を実施し、次に新旧ペーシングレートを
記憶した後終了する。

第９ｅ図を参照すると、アルゴリズムは差動サイクルに
なっているかどうかを決めるため作動サイクルカウンタ
をディクリメントする。カウンタのための好ましい初期
値は、８である。従って、４ＯＮのための好ましい値を
組合わせると、Ｍ−８レート計算サイクルごと、または
Ｍ＊Ｎ＝　３２のペーササイクルごとに差動サイクルご
とに差動サイクルが発生する。例えば、毎分７０回の鼓
動数では、はぼ２７．４秒置きに差動サイクルが生じる
。

サイクルカウンタがゼロでなければ、アルゴリズムは差
動サイクルになっていない。従って、まず計算されたペ
ーシングレートにその時のステップ応答を適用すること
が適当であるかどうかまず判断する。その時の計算され
たペーシングレートがＭＡＸ　−５ＴＥＰ　−ＲＡＴＥ
より大きければ、アルゴリズムはステップ応答を適用せ
ず、以下のスルーレートテストおよび他の機能を実施す
る。しかしながらその時の計算されたペーシングレート
がＭＡＸ　−８ＴＥＰ−ＲＡＴＥより小さければ、アル
ゴリズムはステップ応答があればこれを適用する。アル
ゴリズムは５ＴＥＰ　−ＲＥＳＰＯＮＳＥをペーシング
レートに加え、新しイヘーシングレートがＭＡＸ−５Ｔ
ＥＰ　−ＲＡＴＥを越えているかを見るためチェックす
る。越えていれば、アルゴリズムはスルーレートテスト
部分に進む前にペーシングレートをＭＡＸ　−５ＴＥＰ
　−ＲＡＴＥに等しくなるようセットする。

アルゴリズムは差動サイクルになっていることを差動サ
イクルの値が表示している場合、アルゴリズムはますカ
ウンタをＭにセントし、差動計算に使用するため変数Ｔ
Ｌ、ＴＮＬおよびＴＰＥＡＫを検索する。次にアルゴリ
ズムは、新しいステップ応答を作動させるべきかどうか
を判断するため５つのステップ応答規準をテストする。

ＴＡＶＧ−ＤＹＮＲＦＴが５ＴＰＣＲＩＴよりも小さい
かどうかをまず判断する。小さくなければ、Ｔ−ＣＴＲ
Ｒ をＭＡＸ　−Ｃ０ＵＮＴにリセットし、下記のランプハ
ック部分へ進む前にステップ応答パラメータ５ＴＥＰ　
−ＲＥＳＰＯＮＳＥおよび５ＴＥＰ　−ＤＩＪＲＡＴＩ
ＯＮを更新する。第９ｆ図を参照すると、５ＴＥＰ−Ｄ
ＵＲＡＴＩＯＮがまだゼロに等しくなければこれをディ
クリメントすることにより５ＴＥＰ−ＤＵＲＡＴ　ＩＯ
Ｎを調節する。５ＴＩＥＰ　−ＤＵＲＡＴＩＯＮがゼロ
に等しければ、５ＴＥＰ　−５ＬＯＰＥの値だけ５ＴＥ
Ｐ−旺５ＰＯＮＳＲをディクリメントする。５ＴＨ）’
　−Ｒｕ５ＰＯＮＳＲがゼロより小さければ、５ＴＥＰ
−ＲＥＳＰＯＮＳＥをゼロにリセットする。

ＴＡＶＧ　−ＤＹＮＲＦＴが５ＴＰＣＲＩＴより小さけ
れば、アルゴリズムはＴ−ＣＴＲをチェックする。Ｔ　
−ＣＴＲがゼロに等しくなければ、これをディクリメン
トし、アルゴリズムがランプバンク部分へ進む前に上記
のようにパラメータ５ＴＥＰ　−ＲＥＳＰＯＮＳＥおよ
び５ＴＩＩ！Ｐ　−［）ｔｌＲＡＴＩＯＮを更新する。

Ｔ−ＣＴＲがゼロに等しければ、アルゴリズムは残りの
規準の各々をテストするよう進む。規準のうちの一つで
も満足されなければ、アルゴリズムがパラメータ５ＴＥ
Ｐ　−ＲＥＳＰＯＮＳＥおよび５ＴＥＰ　−ＤＩＪＲＡ
ＴＩＯＮを更新し、ランプバンク部分へ進む。しかしな
がら、規準のすべてが満足されると、パラメータを更新
し、ランプバック部分に進む前に５ＴＥＰ　−ＲＥＳＰ
ＯＮＳＥを５ＴＥＰ　−５ＩＺＥに等しくリセットし、
５ＴＥＰ−ＤＵＲＡＴＩＯＮを５ＴＥＰ　−１）ＩＩＲ
ＡＴＩＯＮ　−ＭＡＸに等しくリセットすることにより
アルゴリズムは新しいステップ応答を作動する。

第９ｆ図に示すようにレートアルゴリズムは、平均温度
差（ＴＡＶＧ−ＴＬ）がランプバック規準パラメータＲ
ＢＣＲＩＴより小さいかどうかを判断することによりラ
ンプバック調節が必要かどうかを判断する。ＴＡＶＧは
その時の平均温度であり、ＴＬは、先の差動サイクルに
おける平均温度であることが思い出されよう。差がＲＢ
ＣＲＩＴより小さければ、アルゴリズムはランプバンク
カウントをディクリメントし、最初にＲＡＭＰ　ＤＥＬ
ＡＹパラメータの値にセントする。ランプバックカウン
トがゼロであれば、アルゴリズムは、ランプバックのカ
ウントをＲＡＭＰ　ＤＥＬＡＹの値にリセットし、先に
述べたステップパラメータＴＳＴＰの値だけＤＹＮＲＦ
Ｔをインクリメントする。好ましいアルゴリズムにおけ
るＤＹＮＲＦＴのインクリメント間の時間遅れは、差動
計算あたりの３２回のペーササイクル×毎分６註 ＲＡＭＰ　ＤＥＬＡＹの値として計算される。

例えば、ＲＡＭＰ　［１ＥＬＡＹの値が４で、ペーサレ
ートが毎分７０回の鼓動数の場合、各ＤＹＮＲＦＴのイ
ンクリメント間の遅れはほぼ１　０　９．　７秒となる
。

ランプバック調節作動を完了した後、第９ｅ図を参照し
て説明したように新しいステップレート応答があり、こ
れが適当なものであればレートアルゴリズムはこの新し
いステップレート応答を適用するよう進む。このアルゴ
リズムは点ｒＧＪで第９ｅ図に示すオペレーションのフ
ローに入る。

ステップレート応答があれば、これを適用した後、レー
トアルゴリズムはスルーレートテストおよびレートリミ
ント部分に進む。第９ｇ図を参照すると、アルゴリズム
は、測定された温度がＦＦＨのラソダー７２の最大値に
なっているかどうかまず判断する。そうであれば、アル
ゴリズムはペーシングレートヲ基準レートにセントし、
スルーレ−トチストを行う前に新しいレートを記憶する
。

アルゴリズムは、その時の計算されたペーシングレート
と先の計算されたペーシングレートとの差の絶対値がＷ
ＡＸ　−５ＬＥＷ　−ＲＡＴＥを越えているかを判断す
ることによりスルーレートテストを実施する。

アルゴリズムがそのように実施すれば、アルゴリズムは
新しい計算されたペーシングレートが先のレートよりも
大きいか小さいかに応じて新しいペーシングレートを先
のペーシングレート±ＭＡＸ　−５ＬＥＷ　−ＲＡＴＥ
に制限する。

次にレートアルゴリズムは、レートリミットおよび飽和
制御機能を実施する。まず最初、計算されたペーシング
レートがＭＡＸ　−ＲＡＴＥ　−ＬＩＭＩＴより大きい
のかまたはＭＩＮ　−ＲＡＴＥ−ＬＩＭＩＴより小さい
のかを判断する。いずれかのケースにあてはまる場合、
アルゴリズムは計算されたペーシングレートを適当な値
に制限する。更に、計算されたペーシングレートがＭＡ
Ｘ　−ＲＡＴＥ−ＬＩＭＩＴを越えると、アルゴリズム
は、先のレート計算サイクル中での平均温度の増加量す
なわち（ＴＡＶＧ　−ＴＮＬ　）だけＤＹＮＲＦＴを上
に調節することにより、レート飽和が生じることを防止
する。アルゴリズムがレートリミットおよび飽和制御機
能を完了した後、アルゴリズムは新しいペーシングレー
トを記憶し、先のペーシングレートをＬＡＳＴ　−ＲＡ
ＴＥとして記憶し、終了する。

以上に記載したのは、本発明の現時点で好ましい実施態
様を構成する温度応答ペーサコントローラの各種特徴で
ある。上記説明および添附図面は本発明のある特徴を例
示するものにすぎず、決して限定的なものではない。当
業者には、好ましい実施態様の各種の変更および変形が
明らかとなろう。例えば、レート応答関数、温度レンジ
、パラメータ値、アルゴリズムのオペレーション等につ
いて種々の調節ができる。更に計算されたペーシングレ
ートの種々の変更、例えばデュアル室式検出およびベー
シング装置で使用できるようＡ−ＵおよびＶ−Ａの遅れ
に対応する２つの相補値へ計算されたペーシングレート
を分割することもできる。かかる変更および変形は、他
のものと同じように本発明の精神および範囲から逸脱す
ることなく行うことができる。従って、かかるすべての
変形および変更は特許請求の範囲およびそれらの均等物
によりカバーされる。

【図面の簡単な説明】

第１図は好ましい温度応答型コントローラの構成部品を
一般的に示すブロックダイアダラム、第２図はアナログ
−デジタルコンバータのブロックの細部を示す略図、第
３図は適当な運動に応答する正常に機能する心臓の心臓
内血液温度と心臓レートとの典型的な関係を示す実験デ
ータに基づくグラフ、第４図は好ましいレート応答アル
ゴリズムの各種パラメータの応答を示すよう多少スムー
ズにし、かつ誇張した、身体の運動に応答する時間に対
する平均血液温度のグラフ、第５図は温度応答型コント
ローラの好ましいレートアルゴリズムの自然のレート応
答関数のグラフ、第６図は温度応答型コントローラの好
ましいレートアルゴリズムの動的レート応答関数のグラ
フ、第７図は温度応答型コントローラの好ましいレート
アルゴリズムのステップレート応答関数のグラフ、第８
図は温度応答型コントローラの好ましい応答アルゴリズ
ムの飽和制御特性の作動および効果を示す典型的な計算
されたペーシングレートのグラフ、第９ａ図はレート応
答型アルゴリズムの好ましいオペレーションを一般に示
すフローチャート、第９ｂ図はその時の温度を見つける
レート応答アルゴリズムの詳細なオペレーションを示す
フローチャート、第９Ｃ図は長期間の基準温度平均化機
能を実施する際のレート応答アルゴリズムの詳細なオペ
レージ日ソを示すフローチャート、第９ｄ図は自然およ
び動的レート応答の項を計算し適応するときのレート応
答アルゴリズムの詳細なオペレーションを示すフローチ
ャート、第９ｅ図はステップレート応答の項を計算し、
かつ適用するときのレート応答アルゴリズムの詳細なオ
ペレーションを示すフローチャート、第９ｆ図は各種ス
テンプレート応答パラメータを更新し、かつランプバン
ク調節を行なうときのレート応答アルゴリズムの詳細な
オペレーションを示すフローチャート、第９ｇ図はスル
ーレート、飽和制御およびレートリミント機能を行なう
レート応答アルゴリズムのフローチャートである。 １０・・・温度応答型コントローラ、 ２０・・・論理および制御ユニ１７）、４０・・・ベー
シング出カニニット、 ５０・・・検出増幅器、 ５５・・・アナログ−デジタルコンバータ、８８・・・
サーミスタ。 −寸 Ｕ。

Claims (39)

【特許請求の範囲】
1. （１）血液温度を測定する手段と、 前記血液の温度の変動に応じて値が変わる動的基準温度
   を測定する手段と、 前記温度および前記動的基準温度の関数として身体の活
   動度のレベルと共に変化するペーシングレートを計算す
   るための手段と、 前記計算されたペーシングレートを伝達するための手段
   とから成る、心臓のペースメーカのペーシングレートを
   可変的に制御するためのコントローラ。
2. （２）動的基準温度を測定するための前記手段は、前記
   血液温度が前記動的基準温度より低いとき前記動的基準
   温度値を前記血液温度に対して下方に調節し、前記血液
   温度が前記動的基準温度より高く、身体の活動度を表示
   する所定値を越えるレートで上昇している時に前記動的
   基準温度を一定値に維持し、前記血液温度が前記動的基
   準温度よりも高く、前記所定値よりも低いレートで上昇
   しているとき前記動的基準温度の値を前記温度の値に対
   して上方に調節するための手段を含む特許請求の範囲第
   １項記載のコントローラ。
3. （３）前記動的基準温度を下方に調節するための手段は
   、前記動的基準温度を前記血液温度に対してすぐに下方
   へ調節するようになっている特許請求の範囲第２項記載
   のコントローラ。
4. （４）前記動的基準温度を上方に調節するための前記手
   段は、身体の活動が停止した後動的ペーシングレートペ
   ーシングレートが徐々に減少するように前記動的基準温
   度を前記血液温度に対して上方に徐々に調節するように
   なっている特許請求の範囲第２項記載のコントローラ。
5. （５）前記動的基準温度を上方に徐々に調節するための
   前記手段は、前記動的基準温度をステップ状に上方に調
   節するようになっている特許請求の範囲第４項記載のコ
   ントローラ。
6. （６）前記ペーシングレートの変化レートを制限する手
   段を含む特許請求の範囲第１項記載のコントローラ。
7. （７）前記計算されたペーシングレートを選択された最
   大レートリミットおよび最小レートリミット内に維持す
   るための手段を含む特許請求の範囲第１項記載のコント
   ローラ。
8. （８）身体の活動が停止した後に計算されたレートが前
   記最大レートリミットに維持されるのを防止するための
   手段を含む特許請求の範囲第７項記載のコントローラ。
9. （９）血液温度を測定するための手段と、 前記血液温度の下方への変動を検出すると共に前記下方
   への変動が身体の活動の開示を表示しているかどうかを
   判断するための手段と、 前記下方への変動が身体の活動の開始を表示していると
   判断されたときステップアップするペーシングレートを
   発生するための手段と、前記レートを伝達するための手
   段とから成る、心臓のペースメーカのペーシングレート
   を可変的に制御するためのコントローラ。
10. （１０）前記下方への変動を検出する前の所定期間の間
    所定レベルを越える身体の活動が生じたどうかを前記血
    液温度から判断し、かつ前記期間中に前記所定レベルを
    越える身体の活動が生じた場合に前記ステップアップレ
    ートの発生を防止する手段を含む特許請求の範囲第９項
    記載のコントローラ。
11. （１１）下方への変動が身体活動の開始を表示している
    かどうかを判断するための前記手段は、下方への変動の
    大きさおよび傾きに関連した選択された規準に対して前
    記下方への変動をテストするための手段を含む特許請求
    の範囲第９項記載のコントローラ。
12. （１２）下方への変動が身体の活動の開始を表示するか
    どうかを判断するための手段は、所定レート値に対して
    ペーシングレートをテストするための手段を含む特許請
    求の範囲第９項記載のコントローラ。
13. （１３）前記所定期間中に所定レベルを越える身体の活
    動が生じたかどうかを判断する前記手段は、前記所定期
    間中の前記温度と基準温度との差を判断し、前記所定レ
    ベルに関連した温度差規準に対して前記差をテストする
    ための手段を含む特許請求の範囲第１０項記載のコント
    ローラ。
14. （１４）前記下方への変動は、身体の活動の開始を表示
    するかどうかを判断するための前記手段は、選択された
    大きさの規準に対して前記下方への変動をテストし、選
    択された傾き規準に対して前記下方への変動をテストし
    、選択された温度規準に対して前記下方への変動に先立
    つ所定期間中の前記血液温度の変動をテストし、所定レ
    ート規準に対して前記下方への変動に先立つペーシング
    レートをテストするための手段を含む特許請求の範囲第
    ９項記載のコントローラ。
15. （１５）前記ステップアップペーシングレートを選択さ
    れた最大値に限定するための手段を含む特許請求の範囲
    第９項記載のコントローラ。
16. （１６）所定期間の後に前記ステップアップレートを徐
    々に減少するための手段を含む特許請求の範囲第９項記
    載のコントローラ。
17. （１７）血液温度を測定するための手段と、値が前記血
    液温度の変動に依存する動的基準温度の関数として身体
    の活動に帰因する前記温度の変動に関連する動的心臓レ
    ート応答を計算するための手段と、 所望のペーシングレートを得るため前記動的心臓レート
    応答とベースレート応答とを組合わせるための手段と、 前記ペーシングレートを伝達するための手段とから成る
    、心臓ペーサのペーシングレートを可変的に制御するた
    めのコントローラ。
18. （１８）基準温度からの前記血液温度の変動に関連した
    自然の心臓レート応答を計算するための手段と、 所望のペーシングレートを得るよう前記自然の心臓レー
    ト応答と、前記動的心臓レート応答および前記ベースレ
    ートとを組合わせるための特許請求の範囲第１７項記載
    のコントローラ。
19. （１９）ステップレート応答を計算するための手段と、
    身体の活動が開始したことを表示する選択された規準が
    満足されたとき所望のペーシングレートを得るように前
    記ステップレート応答と、前記動的レート応答および前
    記ベースレート値を組合わせるための手段とから成る、
    特許請求の範囲第１７項記載のコントローラ。
20. （２０）前記選択された規準は、前記血液温度の下方へ
    の変動の大きさおよび傾きに関連した規準を含む特許請
    求の範囲第１９項記載のコントローラ。
21. （２１）前記選択された規準は、前記ステップ応答の計
    算に先立つ所定期間の間の活動度を示す前記血液温度の
    変動およびペーシングレートに関連する規準を含む特許
    請求の範囲第２０項記載のコントローラ。
22. （２２）血液温度を測定するための前記手段前記血液温
    度を表示するアナログ信号を発生するためのセンサ手段
    と、 前記アナログ信号に対応するユニークなデジタル値を識
    別するためのコンバータ手段とから成る、特許請求の範
    囲第１７項記載のコントローラ。
23. （２３）前記コンバータ手段はデジタル値を受けるため
    の入力手段と、 前記デジタル値と前記アナログ信号とを比較してそれら
    の対応の表示を発生するためのコンパレータ手段を含む
    特許請求の範囲第２２項記載のコントローラ。
24. （２４）前記コンバータは、デジタル値とアナログ信号
    との対応を選択的に変更するための調節手段を更に含む
    、特許請求の範囲第２３項記載のコントローラ。
25. （２５）選択可能な期間にわたり重み付けされた平均温
    度として前記基準温度を再計算するための手段を含む、
    特許請求の範囲第１８項記載のコントローラ。
26. （２６）前記ペーシングレートの変更レートを制限する
    ための手段を含む特許請求の範囲第１７項記載のコント
    ローラ。
27. （２７）選択された最大レートリミットおよび最小レー
    トリミット内に前記計算されたペーシングレートを維持
    するための手段を含む特許請求の範囲第１７項記載のコ
    ントローラ。
28. （２８）身体の活動が停止した後に計算されたレートが
    前記最大レートリミットに留まることを防止する手段を
    含む特許請求の範囲第２７項記載のコントローラ。
29. （２９）血液の温度を測定するための手段と、次の要素
    、すなわち レート＝基準レート＋ 自然レート応答＋ 動的レート応答＋ ステップレート応答＋ （ここで基準レートは、ベースペーシングレートを含み
    、 自然レート応答は、前記血液温度の自然に生じる変動に
    対するレート応答を含み、 動的レート応答は、身体の活動に帰因する前記血液温度
    の変動に対するレート応答を含み、ステップレート応答
    は、身体の活動の開始に帰因する前記血液温度の変動に
    対するレート応答を含む）を含む式に従って、前記血液
    温度に関連するペーシングレートを計算するための手段
    と、 計算されたレートを伝達するための手段とから成る、心
    臓ペーサのペーシングレートを可変的に制御するための
    コントローラ。
30. （３０）基準温度に対する検出された血液温度の変動に
    応答するタイプの心臓ペーサのペーシングレートを可変
    的に制御するためのコントローラにおいて、 選択可能な期間にわたる長期間の重み付けされた平均値
    として前記基準温度を定期的に再計算するための手段を
    含むコントローラ。
31. （３１）血液温度を測定する工程と、 値が前記血液温度の変動に依存する動的基準温度の関数
    として身体の活動に帰因する前記温度の変動に関連する
    動的心臓レート応答を計算する工程と、 所望のペーシングレートを得るよう前記動的レート応答
    とベースレート値とを組合わせる工程と、 前記ペーシングレートを伝達する工程とから成る、心臓
    のペーサのペーシングレートを可変的に制御するための
    方法。
32. （３２）基準温度からの前記血液温度の変動に関連した
    自然心臓レート応答を計算する工程と、 所望のペーシングレートを得るよう前記自然レート応答
    と前記動的レート応答および前記ベースレート値とを組
    合わせる工程を含む特許請求の範囲第３１項記載の方法
    。
33. （３３）選択可能な期間にわたる重み付けされた平均温
    度として前記基準温度を計算する工程を含む特許請求の
    範囲第３２項記載の方法。
34. （３４）ステップレート応答を計算する工程と、身体の
    活動の開始を表示する選択された規準が満足されたかど
    うかを判断する工程と、 前記規準が満された場合、所望のペーシングレートを得
    るよう前記ステップレート応答と、前記動的レート応答
    および前記ベースレート値とを組合わせる工程とを含む
    特許請求の範囲第３１項記載の方法。
35. （３５）前記規準は、前記血液温度の下方への変動の大
    きさおよび傾きに関連する規準を含む特許請求の範囲第
    ３４項記載の方法。
36. （３６）前記規準は、この規準が満足されたかどうかを
    判断する前の所定期間の間の活動を表示する前記血液温
    度の変動およびペーシングレートに関連する規準を含む
    特許請求の範囲第３４項記載の方法。
37. （３７）計算されたペーシングレートの変更レートを制
    限する工程を含む特許請求の範囲第３１項記載の方法。
38. （３８）選択された最大レートミリットおよび最小レー
    トリミット内に前記計算されたペーシングレートを維持
    するための工程を含む特許請求の範囲第３１項記載の方
    法。
39. （３９）身体の活動が停止した後に前記計算されたペー
    シングレートが前記最大レートリミットに留まらないよ
    うにする工程を含む特許請求の範囲第３８項記載の方法
    。