JPH0368708B2 - - Google Patents

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JPH0368708B2
JPH0368708B2 JP59132804A JP13280484A JPH0368708B2 JP H0368708 B2 JPH0368708 B2 JP H0368708B2 JP 59132804 A JP59132804 A JP 59132804A JP 13280484 A JP13280484 A JP 13280484A JP H0368708 B2 JPH0368708 B2 JP H0368708B2
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heart
heart rate
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Publication of JPH0368708B2 publication Critical patent/JPH0368708B2/ja
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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
    • A61N1/36514—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by a physiological quantity other than heart potential, e.g. blood pressure
    • A61N1/36521—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by a physiological quantity other than heart potential, e.g. blood pressure the parameter being derived from measurement of an electrical impedance

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Description

【発明の詳細な説明】
発明の背景 本発明は、全般的には心臓ペースメーカ分野に
関し、より詳細には、測定された患者の生理的変
量に応じてセツトされる、刺激開始インターバル
を持つペースメーカに関するものである。 人体が運動をすれば、多くの変化が起きる。こ
れらの変化は、呼吸増加、活動する骨格筋への血
液流の転換、及び心臓血液拍出量の増加である。
これの変化は、活動する筋肉に対して、酸素及び
栄養物の増加分を補給するために協力する。 心臓からの酸化飽和血液の質量流速（mass
flow rate）は、心臓血液拍出量と呼ばれ、これ
は、１分間当たりパルスの心拍数と、リツトルで
示す心臓の心拍出量の積に等しい。 心臓血液拍出量増加は、心臓の心拍出量増加
（２倍まで）及び心拍数増加（３倍まで）により
達成される。 心拍出量変化は、静脈リタン、収縮性及び、ア
フタロード（after load）により伝達され、心拍
数変化は、洞房結節（Ｓ−ANode）と呼ばれる
構造に働らく自律神経系により伝達される。 洞房結節は心臓心房に位置する。この自然のペ
ースメーカより発生される電気信号が、心房即ち
心臓の上部室に収縮を起こす。この収縮が血液
を、心臓の下部室即ち心室に強制的に送る。洞房
結節信号は、短かいおくれの後に、房室結節ある
いはＡ−Ｖノード（Node）と呼ばれる構造を通
り心臓の下部室に伝達される。房室結節信号は、
心室を収縮させ、身体を通り血液を強制的に流
す。 多種の心臓病は、洞房結節、房室結節及び、こ
れらに関連する伝達組織の機能を与える。これら
の微候を示す患者が、人工ペースメーカ療法の候
補者である。 初期にはペースメーカは、完全な洞房結節ブロ
ツクを示す患者に植込まれた。この伝達障害は、
Ｓ−Ａノードからの信号の無能化により現れ、心
臓の下部室に到達して心室収縮を開始させる。 心臓長期刺激用植込み式ペースメーカの早期の
形式は、W.Greatbatchに交付された米国特許
3057356より知られている。この非同期ペースメ
ーカは、要するに、心臓自然伝導システムを置換
し、心室収縮を起こすように電気刺激を周期的に
心室に加えた。 ある患者では、房室結節ブロツク状況は間欠性
であり、人工ペースメーカと自然の洞房結節が、
ときおり心臓心室活動制御をめぐり競合した。こ
の競合は望ましくない。デマンド・ペースメーカ
は、この競合をさける。このデマンド・ペースメ
ーカ植込み型改造例は、W.Greatbatchへの米国
特許No.3478746で知られている。 作動中において、デマンド・モード・ペースメ
ーカは、心臓心室収縮を感知し、自然の心臓収縮
が起らない時のみ、心室に刺激を加える。そのよ
うなデマンド・ペースメーカは、心臓のタイミン
グと同期化し、自然心臓リズムが、プリセツトさ
れた心拍数より降下すれば、刺激ビートを加え
る。非同期ペースメーカも、デマンド型ペースメ
ーカもともに、患者心拍数に対し、固定の低い心
拍数を提供する。 患者が固有リズムがなく、固定心拍数でペース
されている場合は、いかなる心臓血液拍出量要求
の増加も、心拍出量の自然に生じた変化のみより
生ずる。これら患者に対して、激しい仕事は、心
拍出量変化のみでは、重運動中の骨格筋に供給す
る心臓血液拍出量を十分増加することは不十分な
ため不可能である。 対照として、J.W.Kellerに対する米国特許
3253596に例示される如く、Ｐ波同期モード・ペ
ースメーカは、心房電気活動度をモニターし、短
時間後に、心室活動をトリガーする。この型のペ
ースメーカは、自然発生の患者心房レート
（atrialrate）を許容し、心室刺激レート（rate
of ventri−cular stimulation）を制御させる。 心房追跡の特徴（atrial tracking feature）を
示す他のペースメーカは、W.Greatbatchに対す
る米国特許3648707で知られる心房同期ペースメ
ーカ、心室抑制ペースメーカ及び、H.Funkeに
対する米国特許4312355で知られる２重感知、２
重ペースのペースメーカを含む。心房同期ペーシ
ングの利点は、洞房結節により決定されるこのペ
ースメーカ・レートが、順に心臓血液拍出量に対
する身体の要求と解釈されうることである。 レート適応型ペーサの他の型式は、wrightそ
の他に対する米国特許4298007で知られている。
このデバイスは、心房レートをモニターし、心房
レートに応じて心室刺激開始インターバルを変化
する。 これらの患者に対して、ペースメーカは、心臓
の自然伝導システム及び洞房結節により制御され
る心拍数増加、並びに心拍出量の付随増加の両者
より生ずる心臓血液拍出量増加要求をうまくまね
る。 然し多数の患者に対して、洞房結節は、心臓血
液拍出量に対する人体要求に関する信頼性のある
情報源ではない。それ故レート適応型ペーシング
を提供するため、洞房結節交換を組みこむことは
望ましいであろう。 血液酸素飽和検知をあてにするレート応答型ペ
ースメーカの１型式は、wirtzfieldに対する米国
特許4202339で知られている。このデバイスは、
血液酸素飽和をモニターするため、心臓中に挿入
される光学的測定用探針を利用する。この測定
は、関連ペースメーカの刺激周波数を変更するの
に使用される。 レート応答型ペースメーカの他の型式は、
Alcidiに対する米国特許4009721で知られている。
このデバイスは、血液のpH測定に応答してペー
スメーカ・レートを変更するpH測定用深針を利
用する。 レート適応型ペースメーカの他の型式は、
Dahlに対する米国特許4140132で知られ、患者の
物理的活動度をモニターする加速度計を利用し、
ペースメーカの刺激開始インターバルを変更す
る。 レート適応型ペースメーカの他型式は、
Rickardsに対する、米国特許4228803で知られ
る。この特許は、心臓サイクルのＱ−Ｔインター
バルをモニターし、Ｑ−Ｔインターバルの短縮に
依り、ペーサレートを増加するペーサを開示して
いる。 以前のペースメーカは各々は、身体の心臓血液
拍出量に対する要求とより変化する生理学的変量
（パラメータ）を利用する。 心臓生理学にもどり、第３Ａ図を参照するに、
毎分の血液をリツトルで測定した心臓血液拍出量
は、患者の心拍数と、心拍出量の積であることに
注意することが重要である。第３Ａ図は、１ 1/
Ｍより６ L/Mに相当する等曲線と呼ばれる１群
の一定心臓血液拍出量を示す。前にも示したとお
り、正常な人間の身体活動度増加は、心臓血液拍
出量増加となる。正常心臓の場合では、身体の酸
素飽和血液要求を満足させるため、心拍数及び心
拍出量の双方が増加する。Versteeg（1981）の研
究によれば、運動に対する心臓輸送機能は、10−
12秒の時定数を持つ１次直線関数であることが示
された。労働負荷増加に対する正常心臓反応は、
第３Ａ図の心臓負荷線３００により示されてい
る。第３Ａ図では、心臓血液拍出量２ L/Mに相
当する労働負荷は、心拍出量26mlにおいて心拍数
75bpmとなる。心臓血液拍出量５ L/Mを要する
労働負荷増加の場合には、心拍数は140bpmまで
の増加、心拍出量は36mlまでの増加となる。 完全な心臓ブロツク及び固定レートのペースメ
ーカの使用患者において、身体的力の発揮による
心臓血液拍出量増加要求は、患者の心臓の測定心
拍出量増加になることが指摘されている。これは
第３Ｂ図にて示されており、そこでは、負荷線３
１０が、固定レートペーシングに相当する。固定
レートペーシングは、非同期（VOO）のデマン
ド型（VVI）ペーシングあるいはＡ−Ｖ逐次
（sequential）（DVI）ペーシングである。この図
は、洞房結節機能障害を有する患者が、運動に反
応して心拍出量のみ変化可能であることを示す。
例えば、２ L/M心臓血液拍出量において、この
患者は、心拍数100bpmにおいて心拍出量20mlを
示す。５ L/Mへ増加すれば、心臓血液拍出量増
加は50mlに達し、これは患者心臓能力をはるかに
超えることになるであろう。 かくして、従来技術は、生理的パラメーターを
モニターするレート適応型ペーサを開示した。 さらに、身体的力の発揮に対する心臓血液拍出
量のレスポンスは、従来技術において周知であ
る。 本発明の簡単な要約 在来のレート変化型ペースメーカに対比し、本
発明のペースメーカは、患者の心臓血液拍出量を
モニターし、アルゴリズムによりペーシングレー
トを変更する。そのシステムは、患者の心拍数を
制御し、また、患者の心拍出量を制御範囲にわた
つて変化することを可能にする。 好ましい実施例の説明 本発明は、心臓ペース用の閉ループペーサ
（closed loop pacer）を形成するように３個のペ
ーササブシステムを心臓と結合して示す。 第１図において、心臓１０は、導線（リード）
システム１２を介して心拍出量測定装置２０に接
続される。心拍出量測定装置システム２０は、心
臓心拍出量に関する情報を計算及び制御論理装置
２２に伝える。この装置は、心拍出量関連情報を
利用し、心臓ペーシングレートを決定する。レー
ト制御情報は、導線システム１２により刺激を心
臓に与えるパルス発生器２４に提供される。パル
ス発生器２４は、いかなる既知刺激モードでも作
動可能である。然しアルゴイズムは、レート可変
非同期即ちVOOモードペーサに関連して説明さ
れる。アルゴリズム出力データをデマンド・モー
ド・ペーサに織り込むのに適したシステムは、
1981年11月23日に出願され本発明の譲受人に譲渡
された米国特許出願第323507号に見出され、参考
のためここに組み入れられている。 心拍出量測定システム 心臓血液拍出量要求増加に応答し、正常心臓は
心拍数及び心拍出量を、ともに増加する。本発明
は、ペーシング・レートを制御するため、身体の
心臓血液拍出量要求を利用する。この技術は、心
臓心拍出量に関連する信頼度の高い生理的変量測
定を必要とする。 心拍出量は、心臓主血管に於ける直接流れ測定
とともに、心房血液流れの圧力時間経歴を含む心
臓の左部または右部より取出された多数の測定値
により推定される。 他の心拍出量決定方法は、インピーダンス血量
測定技術によるものである。この方法は広く研究
された（Rushmer1953、Geddes1966、
Baan1981）。この技術では、電極システム１０
は、心臓左部あるいは右部に挿入される。第１図
に図示されるように、電流は、陽極１３より陰極
１４に流れ、両電極対間の電圧が測定された。こ
の方法の精度は、多数の電極対利用により、高め
られうる（Baan1981）。感知電極対（sensing
electrode pairs）からの測定電圧量
（magnitude）は、心臓腔インピーダンスZmの関
数である。次に、インピーダンスは、腔容積
（Volume of the Chamber）の関数である。一
般に血液の容積抵抗率は、一定のままであり、感
知された電圧の振幅は、測定中の心腔容積のみに
依存する。 腔容積を全心臓サイクル中連続してZ1，Z2，…
Znと測定し、心臓腔容積の最大値、最小値の確
定に使用することができる。然し一般に心臓腔最
大容積は、心室収縮直前の心臓馳緩末期に達成さ
れた。同様に心室最小容積は、心臓収縮末期と呼
ばれる心室筋肉収縮の末期に起きる。心臓収縮末
期と心臓馳緩末期の心臓容量測定により、心拍出
量測定装置は、その心臓収縮またはサイクルの心
拍出量を決定することが可能である。心拍出量測
定情報を得た計算制御回路は、多くの心臓サイク
ルの心拍出量測定値を平均し、また心拍間ベース
でも作動出来る。心臓内部カテーテル使用による
心拍出量測定に関する詳細は、さらに、1981心臓
血管研究15328−334を見られたい。 計算及び制御装置 計算及び制御システム２２の構成及び機能面
は、第２図に図示される。 計算及び制御システム２２は、心臓に接続され
た心拍出量測定システム２０より、心拍間ベース
のSVmと記号を付した心拍出量情報を受ける。
計算及び制御システム２２はこの情報に基き作動
し、HRNと記号を付した心拍数を発生する。こ
の情報がペーサ・パルス発生器２４部分の刺激開
始インターバル制御に使用される。 一連の心拍出量測定値は、［SVm、SVn+1、
SVn+2…］と呼ばれ、計算ブロツク１００に送ら
れ、計算ブロツク１００はＭ回の全測定値を加算
し、Ｍで割算してSVMと呼ばれる平均心拍出量値
を算出する。このプロセスは、以下のとおり表わ
される。 １ SVM〕１／ＭM 〓m=1 SVn Ｍ値は１より12まで変化され、犬について実験
が行なわれた。アルゴリズムはこのインターバル
に対し比較的鈍感のようであり、Ｍ＝１の値が代
表値として取り出される。 測定値平均心拍出量SVMは、SVRと表示された
心拍出量基準値と比較される。SVRの値は、簡単
に説明されている機能ブロツク１１２により計算
される。SVMと心拍出量設定値SVRの比較は、機
能ノード１０４により完遂され、機能ノード１０
４は２値間の差異を計算し、ΔSVMと表示される
差異値を発生する。 ΔSVM値は、図面中でHRoで表示される心拍数
値の変化値の計算に使用される。この計算は、機
能ブロツク１０６で行なわれる。ΔSVMと計算値
ΔHRo間の直線関係により実験的仕事が行なわ
れ、HRoは下記のとおり表わされる。 ２ HRo＝K3SVM 然し一般的な表現HRo＝ｆ（ΔSVM）を満足す
る、他の関係式も使用可能であることがわかる。 比例定数K3は、リツトル当り毎分の心拍数の
単位である。K3値は測定心拍出量の変化に対す
るシステム反応時間に影響する。動物実験より見
て、K3は、システム安定性に対し臨界的でない
ように思われる。K3の典型的な値は、600bpm／
Ｌと取つてよかろう。 SVMの関数として計算されたHRo値は、HRo-1
で表示される現存心拍数値を更新するのに用いら
れる。この計算はノード１０８で実行され、ここ
では、心拍数の変化量（ΔHRo）は、前の心拍数
値（HRo-1）に加えられる。この作業では、心拍
数変化の符号を維持することが重要で、これによ
り更新心拍数値は、前値に比較して増加または減
少出来る。 心拍数更新値HRoは、最小心拍度値HRnio及び
最大心拍度値HRnax間の範囲を許される。心拍数
制限チエツクは、機能ブロツク１１０により遂行
される。パルス発生器２４に伝えられる心拍数値
は、HRNで表示される。但し、HRN＝ｆ（HRo）
である。計算値HRNは１１１にストアされた前
値HRo-1を置換し、ノード１０８において利用さ
れる。この値は、機能ブロツク１１２で以下の如
く、心拍出量基準値SVRの新値計算に使用され
る。 心拍出量基準値SVRは、システム初期設定中初
期値SV0にセツトされる、（正常リセツト値）。続
く値は、心拍数値SVR＝SV0＋K2HRo-1の関数と
して計算される。但し、基準値は、現存心拍数値
の直線関数である。然し一般式SVR＝ｆ（NRN-1）
を満足する他の関係式も使用可能である。 SV0値は、制御システムの作動点をセツトし、
これは、第３Ｃ図及び第３Ｂ図に関連して説明さ
れるだろう。比例定数K2は、第３Ｃ図及び第３
Ｄ図に関連して説明される心臓負荷線の傾斜を制
御する。 平均インターバルＭ値、初期心拍出量設定点
SV0，K2及びK3は、患者特有のパラメータのよ
うであり、患者にペーサを応用する医師により、
これら値は変更が許されるのが望ましいことがわ
かる。同様に、HRnax値及びHRnio値も、患者の
必要にもとづき、刺激レートを適合させるように
医師による変更が可能である。 パルス発生器システム２４ HRN信号は、パルス発生器システム２４によ
り受入れられ、デバイスのペースメーカ機能に対
して刺激開始インターバルと解釈される。運転上
は、ペースメーカ刺激開始インターバルは、心臓
の測定心拍出量により変化するであろう。前の説
明のとおり、運動中のペースメーカ刺激開始イン
ターバルは短縮される。若し心臓が、示された刺
激開始インターバル内で鼓動し損じると、ペーシ
ング刺激は、パルス増幅器２７から第１図に図示
する感知刺激電極１１をとおり心臓へ提供され
る。若し正常心臓鼓動が、感知刺激電極１１を通
じ、刺激開始インターバル終了前に感知されれ
ば、感知増幅器２６がペーシング刺激の発信を抑
制するであろう。心室の一方、または双方が、パ
ルス発生器により刺激され、デバイスは抑制モー
ドで作動する。 然し、心拍出量制御システムは、ペースメーカ
終局の刺激開始インターバルが、患者心臓心拍出
量変化とともに、感知心房レートにより作用され
る心房トラツキング・ペースメーカ様式にも、組
み込み可能であるのは認識さるべきである。 動作（operation） この心拍出量制御ペーサの目的は、心臓血液拍
出量に対する患者生理的要求を反映するペースメ
ーカ刺激開始インターバルを定めることである。 この制御システムへの入力信号は、患者心臓の
心拍出量であり、このシステムの可変出力は、ペ
ースメーカ刺激開始インターバルである。 実験データは、心臓大動脈に取り付けた血液流
量計により取出され、心拍間ペースの心臓心拍出
量の直接測定を与える。然し完全植込みシステム
に対しては、前に説明したインピーダンス血液測
定法アプローチを使用することが望ましいと考え
られる。変換器よりの質量流速信号の積分が、一
連の心拍出量測定値SVnを順々に提供する。これ
ら値は、心臓の平均心拍出量値提供のため、多数
の心臓サイクルにわたり平均される。若し非常に
少数サイクルを使用すると、患者心拍出量の心拍
間変化が、生理的最適刺激レートより振れる刺激
開始インターバルを、順々に制御システムに発生
させる可能性がある。他方、平均値を作るため取
られる心拍数が多い場合には、制御システムの応
答時間が、患者の瞬間的な仕事レベルに対して必
要な心臓血液拍出量を供給するのに不十分とな
る。実験によれば、心臓ブロツクを起こさせた犬
の場合には、Ｍ＝１の値が適当である。 平均心拍出量値SVMは、医師により選定され、
制限内にはいることを強制される心拍出量基準値
と比較される。若し心拍出量基準値が、特定心拍
出量値に固定されれば、心臓負荷線は、第３Ｃ図
に示される３２０で、無限大傾斜を持つであろ
う。この様式のもとでは、対象運動レベル増加に
よる心拍出量のわずかな増加は、心拍数の比較的
大きい増加となり、心臓心拍出量を設定点基準
SVRに向つておしもどす。この動作モードでは患
者は、心臓に対して固定心拍出量となるレートで
ペースされる。犬の実験研究は、固定心拍出量ペ
ーシングの潜在欠陥を示す。第３Ｃ図に図示する
ように、固定心拍出量により命令される刺激開始
インターバルは、被実験者の安全を実質的に上ま
わる心拍数を要求するのである。 心拍出量基準点の値を抑制範囲内で変化させる
ことが可能にすることにより、心臓負荷線の傾斜
を制御出来る。心拍出量基準点の値が約30mlの範
囲までの変化を認めれば、第３Ｄ図に説明する制
御システム反応（レスポンス）となる。 このシステムにおいては、心拍出量基準点SVR
瞬時値は、心拍数瞬時値の関数である。第２図の
機能ブロツク１１２で説明された直線関係は、第
３Ｄ図に図示される心臓負荷線３３０となる。第
２図に図示のカーブ１１２ｂで示される比較的大
きい比例定数値K2は、第３Ｄ図心臓負荷線３４
０に似た心臓負荷線となる。かくして、比例定数
K2は、心臓負荷線の傾斜を制御し、第３Ｂ図に
説明された固定レート・ペーシングに見られたも
のから、第３Ｃ図に説明された固定心拍出量に対
するペーシングより起る心臓反応（レスポンス）
まで変化しうることになる。適切なK2値は、医
師により、患者の心臓収縮性及び心拍出量変化に
関する情報にもとづき、選定さるべきである。 心拍出量設定値の初期値SVOもまた、ペースメ
ーキング・システムにおいて医師によりプログラ
ム可能な変数である。この値は、心臓血液拍出量
休止値（resting value）におけるシステムに対
して初期作動点を制御する。ノード１０４で計算
される心拍出量測定値の変化は、ノード１０６の
ペースメーカの心拍数変化計算に利用される。再
び心拍数変化と心拍出量変化間の直線関係は、機
能ブロツク（第２図の１０６）に図示される。他
の関数が、この関数の代りに適用出来るのは十分
ありそうなことである。比例定数K3は、関数の
傾斜を制御し、ペーシングシステムの応答（レス
ポンス）時間を制御し、患者心拍出量を変化させ
る。 速かに作動するシステムを持つのは望ましい故
に、大きいK3値を持つのも望ましい。犬の実験
では、比例定数値は156bpm／Ｌより1250bpm／
Ｌまで変化し、心臓ブロツクを起こした犬には
600bpm／Ｌが適当値となつた。 機能ブロツク１０６中で計算された、所望の心
拍数の計算変化値は、現在心拍数値に加算され、
若しこの新値が、機能ブロツク１１０で処方され
る制限値内にあれば、これはパルス発生器に伝え
られ、患者心臓のペーシングを制御する。処方し
たシステム医師に対して最大、最小心拍数を処方
させることが望ましい。 以下本発明の実施の態様を列記する。 １ 前記心臓心拍出量を周期的に推定し、順々に
心拍出量測定値を発生する測定手段、心拍数に
比例する周波数において前記心臓に刺激パルス
を与えるパルス発生器、前記測定手段、前記測
定手段及び前記パルス発生器に結合され心拍出
量測定に応じ心拍数を決定する手段、を具える
心臓治療刺激用心臓ペーサ。 ２ 心臓馳緩末期及び収縮末期における前記心臓
心室の容積を測定し、前記収縮末期及び馳緩末
期測定より心拍出量測定値を推定する測定手
段、心拍数値に比例する周波数において前記心
臓に刺激パルスを与えるパルス発生器、前記測
定手段及び前記パルス発生器に結合され心拍出
量測定に応じ心拍数値決定する計算制御手段、
を具える心臓治療刺激用心臓ペーサ。 ３ 前記計算及び制御手段は、心拍出量設定点の
値と前記心拍出量測定値を比較し、心拍出量差
の値を発生する手段、前記心拍出量差の値より
心拍数差の値を決定する手段、前の心拍数値に
心拍数値の値を加算し、現在の心拍数の値を発
生する手段、を具える前記特許請求の範囲第１
項又は前記第１項又は第２項記載の心臓ペー
サ。 ４ 前記計算及び制御手段は、更に前記心拍数値
より前記心拍出量設定の値を決定する手段を含
む前記第３項記載の心臓ペーサ。 ５ ａ 心拍出量を測定する段階、ｂ） 心拍出
量設定点の値と測定心拍出量とを比較し、心拍
出量変化値の発生する段階、ｃ） 前記心拍出
量変化値より心拍数変化値を計算する段階、
ｄ） 現存心拍数に前記心拍数変化値を加算
し、心拍数合計値を算出する段階、ｅ） 前記
心拍数合計値より更新された心拍数値を計算す
る段階、ｆ） 前記更新された心拍数値に応じ
て前記刺激開始レートを設定する段階、を具え
るペーサの刺激開始レートを制御する方法。 ６ ａ） 心臓心拍出量を測定する段階、ｂ）
心拍出量設定点の値と測定心拍出量とを比較
し、心拍出量変化値を算出する段階、ｃ） 前
記心拍出量変化値より心拍数変化値を計算する
段階、ｄ） 現存する心拍数値に前記心拍数変
化値を加算し、心拍数合計値を算出する段階、
ｅ） 前記心拍数合計値より更新された心拍数
値を算出する段階、ｆ） 更新された心拍数値
に応じて前記刺激開始レートを設定する段階、
ｇ） 前記心拍数値より心拍出量設定点の値を
計算する段階、を具えるペーサ刺激開始レート
を制御方法。
【図面の簡単な説明】
第１図は、本発明を組みこんだペースメーカの
ブロツク図である。第２図は、本発明のアルゴリ
ズムを説明するフローチヤート及び機能ブロツク
図である。第３図Ａ，Ｂ，Ｃ，Ｄは、心臓血液拍
出量と心拍数の関係を図示する一連のグラフであ
る。 第１図において、１０は心臓、２０は心拍出量
測定装置（インピーダンス測定，心拍出量測定）、
２２は計算及び制御装置、２４はパルス発生器
（ペーサ）。

Claims (1)

    【特許請求の範囲】
  1. １ 患者の心臓にペーサを接続するための導線シ
    ステム、前記導線に結合され生理的パラメータ−
    測定により前記心臓の心拍出量を推定し、心拍出
    量を示す測定値を発生する測定手段、前記測定手
    段に結合され前記心拍出量測定値に応じて、心拍
    数値を決定する計算及び制御手段、前記導線シス
    テム及び、前記計算及び制御手段に結合され心拍
    数値の関数である周波数において前記心臓に、刺
    激パルスを与えるパルス発生器手段、を具える心
    臓の治療刺激用心臓ペーサ。
JP59132804A 1983-06-30 1984-06-27 心拍出量を制御したペ−サ Granted JPS6034462A (ja)

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