JPH0566155B2 - - Google Patents
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- JPH0566155B2 JPH0566155B2 JP60133919A JP13391985A JPH0566155B2 JP H0566155 B2 JPH0566155 B2 JP H0566155B2 JP 60133919 A JP60133919 A JP 60133919A JP 13391985 A JP13391985 A JP 13391985A JP H0566155 B2 JPH0566155 B2 JP H0566155B2
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- JP
- Japan
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- adjustment
- frequency
- value
- measured
- circuit according
- Prior art date
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- A—HUMAN NECESSITIES
- 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
- A61N1/36557—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by a physiological quantity other than heart potential, e.g. blood pressure controlled by chemical substances in blood
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- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Electrotherapy Devices (AREA)
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
〔産業上の利用分野〕
本発明は、患者の負荷に心臓ペースメーカの刺
激周波数を整合させるための調節回路に関する。
激周波数を整合させるための調節回路に関する。
患者に心臓ペースメーカの刺激周波数を整合さ
せるための調節回路はたとえば米国特許第
4399821号明細書から公知である。その場合、心
臓内の中心静脈の血液酸素飽和に相応する測定量
S02が反射酸素比色測定法の原理により求められ、
単位時間あたりの測定量の変化が時間または日の
ような長い時間間隔にわたる測定量の最大変化に
正規化されることによつて１つの測定量が導き出
される。
せるための調節回路はたとえば米国特許第
4399821号明細書から公知である。その場合、心
臓内の中心静脈の血液酸素飽和に相応する測定量
S02が反射酸素比色測定法の原理により求められ、
単位時間あたりの測定量の変化が時間または日の
ような長い時間間隔にわたる測定量の最大変化に
正規化されることによつて１つの測定量が導き出
される。
この調節回路により既に長期間の支障のない測
定値取得および血液循環の良好な血液力学的状況
が達成可能である。その際に追従調節は、調節量
が１つの設定可能な値を超過するときに、それぞ
れ周波数が１つの一定の大きさΔfだけ変更され
るように行われる。さらに、上記刊行物から、１
つの設定可能な時間間隔の間に追従調節により周
波数変化が行われなかつたときには常に追従調節
に最適化調節が続くことは公知である。
定値取得および血液循環の良好な血液力学的状況
が達成可能である。その際に追従調節は、調節量
が１つの設定可能な値を超過するときに、それぞ
れ周波数が１つの一定の大きさΔfだけ変更され
るように行われる。さらに、上記刊行物から、１
つの設定可能な時間間隔の間に追従調節により周
波数変化が行われなかつたときには常に追従調節
に最適化調節が続くことは公知である。
公知の調節回路は正規化された測定量の時間的
変化を調節信号として利用する。その結果、周波
数変化は時間に関係しており、刺激周波数は血液
飽和の変化の継続時間に関係して変化する。従つ
て、血液酸素飽和の同一の全変化が、どのように
急速に行われるかに応じて、相異なる変化に通じ
得る。このことは、最も望ましくない場合には、
追従調節が生理的に最適に整合された値に到達し
ないという結果に通ずる。これらは追従調節に続
く最適化調節により初めて補償される。しかし、
それは、場合によつては、予め設定され限界値の
間の周期的に変動する負荷状態の結果として心臓
周波数が振動するという不安定な状態に通じ得
る。さらに、両調節過程、すなわち追従調節およ
び最適化調節、がそれらの中間に時間間隔をおい
て時間的に分離して行われることは、血液酸素飽
和の短時間の変化が過渡的振動状態に重量されて
追従調節を介しての周波数変化を惹起する際に、
最適化調節を阻害することが判明している。
変化を調節信号として利用する。その結果、周波
数変化は時間に関係しており、刺激周波数は血液
飽和の変化の継続時間に関係して変化する。従つ
て、血液酸素飽和の同一の全変化が、どのように
急速に行われるかに応じて、相異なる変化に通じ
得る。このことは、最も望ましくない場合には、
追従調節が生理的に最適に整合された値に到達し
ないという結果に通ずる。これらは追従調節に続
く最適化調節により初めて補償される。しかし、
それは、場合によつては、予め設定され限界値の
間の周期的に変動する負荷状態の結果として心臓
周波数が振動するという不安定な状態に通じ得
る。さらに、両調節過程、すなわち追従調節およ
び最適化調節、がそれらの中間に時間間隔をおい
て時間的に分離して行われることは、血液酸素飽
和の短時間の変化が過渡的振動状態に重量されて
追従調節を介しての周波数変化を惹起する際に、
最適化調節を阻害することが判明している。
測定量の時間的変化が制御量として利用される
この調節方法とならんで、米国特許第4202339号
明細書から、心臓ペースメーカの周波数整合が１
つの特性曲線を介して、すなわち血液酸素飽和の
そのつど求められた測定値への心臓ペースメーカ
周波数fpの固定的対応付けにより fp＝ｋ・S02，fnio＜fp＜fnax である方法が知られている。その際にｋ、fnioお
よびfnaxの値は植え込み前に固定的に設定されて
いる。この調節方法は一連の問題点を有する。す
なわち、光学的伝送経路に変化が生じてはならな
い。また、反射範囲（心壁、小柱）内の測定プロ
ーブまたは異対象上の堆積が測定結果の誤りに通
ずる。さらに、この調節原理は植え込み前の較正
を必要とする。この状況の顕著な改善は、ダイア
ローグで心臓内の測定量を外部の管理および制御
ステーシヨンに供給し得るプログラム可能な心臓
ペースメーカが使用されるならば、既に達成され
得る。それによつて事情によつては定期的にまた
は必要に応じて特性曲線の新たな決定が行われ得
る。しかし、そのためには望ましくない高い費用
がかかる。
この調節方法とならんで、米国特許第4202339号
明細書から、心臓ペースメーカの周波数整合が１
つの特性曲線を介して、すなわち血液酸素飽和の
そのつど求められた測定値への心臓ペースメーカ
周波数fpの固定的対応付けにより fp＝ｋ・S02，fnio＜fp＜fnax である方法が知られている。その際にｋ、fnioお
よびfnaxの値は植え込み前に固定的に設定されて
いる。この調節方法は一連の問題点を有する。す
なわち、光学的伝送経路に変化が生じてはならな
い。また、反射範囲（心壁、小柱）内の測定プロ
ーブまたは異対象上の堆積が測定結果の誤りに通
ずる。さらに、この調節原理は植え込み前の較正
を必要とする。この状況の顕著な改善は、ダイア
ローグで心臓内の測定量を外部の管理および制御
ステーシヨンに供給し得るプログラム可能な心臓
ペースメーカが使用されるならば、既に達成され
得る。それによつて事情によつては定期的にまた
は必要に応じて特性曲線の新たな決定が行われ得
る。しかし、そのためには望ましくない高い費用
がかかる。
本発明の目的は、心拍周波数を一層良好且つ迅
速にそのつど負荷状況に整合させ、その際に最適
な血液力学的状況がペースメーカ自体により長時
間にわたり、測定プローブの部分的占有
（Belegung）または光電素子の特性の化のような
システムの擾乱に無関係に見出されるようにする
ことである。
速にそのつど負荷状況に整合させ、その際に最適
な血液力学的状況がペースメーカ自体により長時
間にわたり、測定プローブの部分的占有
（Belegung）または光電素子の特性の化のような
システムの擾乱に無関係に見出されるようにする
ことである。
本発明の他の目的は、心臓中心の血液酸素飽和
に相応する測定量の検出から従来よりも一層良好
に擾乱の影響を排除することである。
に相応する測定量の検出から従来よりも一層良好
に擾乱の影響を排除することである。
この目的は、本発明によれば、特許請求の範囲
第１項記載の調節回路により達成される。本発明
の好ましい実施態様は特許請求の範囲第２項ない
し第１１項に示されている。
第１項記載の調節回路により達成される。本発明
の好ましい実施態様は特許請求の範囲第２項ない
し第１１項に示されている。
本発明による調節によつて、追従調節の時間依
存性がが回避される。さらに、測定量の時間的変
化が制御として利用され得る。しかし、それによ
り発生される周波数変化は制御量の絶対値に関係
している。それによつて血液酸素飽和の迅速な変
化が遅い変化として一層大きな周波数跳躍を発生
する。既にそれにより心拍周波数が従来よりも一
層良好にそのつどの負荷状況に整合する。
存性がが回避される。さらに、測定量の時間的変
化が制御として利用され得る。しかし、それによ
り発生される周波数変化は制御量の絶対値に関係
している。それによつて血液酸素飽和の迅速な変
化が遅い変化として一層大きな周波数跳躍を発生
する。既にそれにより心拍周波数が従来よりも一
層良好にそのつどの負荷状況に整合する。
本発明の実施態様では、測定量の正規化となら
んで１つの固定値への対応付けが形成される。そ
のためにもはや２つの相続く測定値の差ではな
く、それぞれ１つの測定値および最大測定量
S02naxまたは最小測定値S02nioの差が使用される。
それにより、形成された制御量BS1が、全酸素測
定範囲のどの範囲に瞬時測定値が位置するかにつ
いての情報を含んでいるようにすることができ
る。このことは、換言すれば、こうして形成され
た制御量内に、生理的負荷の度合を示す情報が含
まれていることを意味する。
んで１つの固定値への対応付けが形成される。そ
のためにもはや２つの相続く測定値の差ではな
く、それぞれ１つの測定値および最大測定量
S02naxまたは最小測定値S02nioの差が使用される。
それにより、形成された制御量BS1が、全酸素測
定範囲のどの範囲に瞬時測定値が位置するかにつ
いての情報を含んでいるようにすることができ
る。このことは、換言すれば、こうして形成され
た制御量内に、生理的負荷の度合を示す情報が含
まれていることを意味する。
負荷状態への一層迅速な整合が、本発明によれ
ば、もはや周波数変化が制御量の関数として定め
られるのではなく、直接に心拍周波数がこの制御
量の関数として定められることにより達成され得
る。このことは再び一種の特性曲線調節に相当す
るが、この場合にはもはや公知技術のように１つ
の固定的に予め与えられた特性曲線によらずに、
心臓ペースメーカがそのつど調節回路内の現在の
条件に整合する１つの正規化された特性曲線によ
つている。検討の結果、たとえば、最大の血液酸
素飽和変動は長い時間（週、月）の経過中に強く
変化し得ることが判明している。時間の経過中に
この変動幅は減少し、さらに変動範囲の絶対位置
もずれる。そのつど特性曲線はその際に最小血液
酸素飽和と最大血液酸素飽和との間の全範囲をカ
バーし得るが、またそれを越え得ない。本発明に
よる正規化によつて、そのことが簡単且つ自動的
に保証される。
ば、もはや周波数変化が制御量の関数として定め
られるのではなく、直接に心拍周波数がこの制御
量の関数として定められることにより達成され得
る。このことは再び一種の特性曲線調節に相当す
るが、この場合にはもはや公知技術のように１つ
の固定的に予め与えられた特性曲線によらずに、
心臓ペースメーカがそのつど調節回路内の現在の
条件に整合する１つの正規化された特性曲線によ
つている。検討の結果、たとえば、最大の血液酸
素飽和変動は長い時間（週、月）の経過中に強く
変化し得ることが判明している。時間の経過中に
この変動幅は減少し、さらに変動範囲の絶対位置
もずれる。そのつど特性曲線はその際に最小血液
酸素飽和と最大血液酸素飽和との間の全範囲をカ
バーし得るが、またそれを越え得ない。本発明に
よる正規化によつて、そのことが簡単且つ自動的
に保証される。
最も簡単な場合には直線的な特性曲線が選択さ
れる。しかし、再び、検討の結果として、必要な
周波数変化が高い負荷すなわち最小の血液酸素飽
和では既に血液酸素飽和のわずかな変化の際にか
なり大きくなければならず、それに対して休止状
態では、すなわち最大血液酸素飽和では、血液酸
素飽和の小さい変化は周波数にほとんど影響を有
さないことが判明している。これらの検討結果か
ら本発明の他の実施態様では、血液力学的状況の
改善のために、調節は関数 fp＝fnio＋Δfnax ・exp［−cw｛（S02−S02nio）／ （S02nax−S02nio）｝2］＋Δfppt ここで、fnioは所与の最小周波数、Δfnaxは最
大周波数差、cwは定数、またΔfpptは最適化調
節による追加的周波数変化 に従つて行われる。この場合、正規化され整合さ
れた特性曲線による特性曲線調節とならんで同時
に、従来のように時間的に次々とではなく、最適
化調節が行われる。特性曲線調節および最適化調
節は続的に並行して作用し、その際に最初の場合
には各血液酸素飽和調節値に１つの特定の関数が
対応付けられており、また最適化調節に対しては
続的に血液酸素飽和値の傾向が監視され、また周
波数差Δfpptだけの周波数の自動的な上昇または
低下により血液酸素飽和値の改善（測定値上昇）
が行われるか否かが確認される。
れる。しかし、再び、検討の結果として、必要な
周波数変化が高い負荷すなわち最小の血液酸素飽
和では既に血液酸素飽和のわずかな変化の際にか
なり大きくなければならず、それに対して休止状
態では、すなわち最大血液酸素飽和では、血液酸
素飽和の小さい変化は周波数にほとんど影響を有
さないことが判明している。これらの検討結果か
ら本発明の他の実施態様では、血液力学的状況の
改善のために、調節は関数 fp＝fnio＋Δfnax ・exp［−cw｛（S02−S02nio）／ （S02nax−S02nio）｝2］＋Δfppt ここで、fnioは所与の最小周波数、Δfnaxは最
大周波数差、cwは定数、またΔfpptは最適化調
節による追加的周波数変化 に従つて行われる。この場合、正規化され整合さ
れた特性曲線による特性曲線調節とならんで同時
に、従来のように時間的に次々とではなく、最適
化調節が行われる。特性曲線調節および最適化調
節は続的に並行して作用し、その際に最初の場合
には各血液酸素飽和調節値に１つの特定の関数が
対応付けられており、また最適化調節に対しては
続的に血液酸素飽和値の傾向が監視され、また周
波数差Δfpptだけの周波数の自動的な上昇または
低下により血液酸素飽和値の改善（測定値上昇）
が行われるか否かが確認される。
各血液酸素飽和値に、もはや唯一の特定の特性
曲線ではなく特性曲線のすべての群が対応付けら
れている。上限および下限は最大許容される最適
化調節により定められている。最大血液酸素飽和
変動幅の減少と共に調節回路の感度も減少するの
で、本発の他の実施態様では、予め設定可能な第
１の値以下への測定値精度の低下の際に先ず最適
化調節が、また第２の値以下へのその後の低下の
際に特性曲線調節を中断される。それによつて患
者は、調節システムが臨界的な段階に入り、状況
によつては交換、少なくとも医師によるチエツク
が必要とされる時点に達したことを簡単に確認し
得る。
曲線ではなく特性曲線のすべての群が対応付けら
れている。上限および下限は最大許容される最適
化調節により定められている。最大血液酸素飽和
変動幅の減少と共に調節回路の感度も減少するの
で、本発の他の実施態様では、予め設定可能な第
１の値以下への測定値精度の低下の際に先ず最適
化調節が、また第２の値以下へのその後の低下の
際に特性曲線調節を中断される。それによつて患
者は、調節システムが臨界的な段階に入り、状況
によつては交換、少なくとも医師によるチエツク
が必要とされる時点に達したことを簡単に確認し
得る。
不変の負荷状態では特定の時間の後に最適化調
節により試みに周波数変更が行われるので、患者
がしばらく静かにしており、その後に脈拍測定に
より周波数跳躍が生じたか否かを確認すれば十分
である。患者が周波数上昇を確認しなければ、最
適化調節は休止中である。
節により試みに周波数変更が行われるので、患者
がしばらく静かにしており、その後に脈拍測定に
より周波数跳躍が生じたか否かを確認すれば十分
である。患者が周波数上昇を確認しなければ、最
適化調節は休止中である。
測定信号取得の際の擾乱を補償するため、公知
技術から、たとえば米国特許第4399820号明細書
から公知のように、積分器を介して所与の時間に
わたる測定信号号の平均値が形成される。検討の
結果、驚くべきことに、心拍に相関を有するかな
りのアーテイフアクトが測定量に重量され得るこ
とが判明した。それにより公知の平均値形成は望
ましくない状況では測定信号のかなりの誤りに通
じ得る。従つて、本発明の実施態様では、測定量
S02として１つまたは複数の心拍間隔のうちのセ
ンサ信号の最小値が使用される。この最小値は最
もわずかな血液酸素飽和に相当し、従つてまた負
荷状態に対して最良に代表的である。上記のアー
テイフアクトはたとえば、心臓の収縮により測定
プローブが動かされて、たとえば心壁の付近に到
達し、それにより反射、従つてまた測定信号が高
められることにより生じ得る。
技術から、たとえば米国特許第4399820号明細書
から公知のように、積分器を介して所与の時間に
わたる測定信号号の平均値が形成される。検討の
結果、驚くべきことに、心拍に相関を有するかな
りのアーテイフアクトが測定量に重量され得るこ
とが判明した。それにより公知の平均値形成は望
ましくない状況では測定信号のかなりの誤りに通
じ得る。従つて、本発明の実施態様では、測定量
S02として１つまたは複数の心拍間隔のうちのセ
ンサ信号の最小値が使用される。この最小値は最
もわずかな血液酸素飽和に相当し、従つてまた負
荷状態に対して最良に代表的である。上記のアー
テイフアクトはたとえば、心臓の収縮により測定
プローブが動かされて、たとえば心壁の付近に到
達し、それにより反射、従つてまた測定信号が高
められることにより生じ得る。
この最小値形成に続いて、平均値形成をも行う
ことは有意義である。アーテイフアクトは不規則
的に分布しておらず、実際上時間的にほぼ心拍の
間の間隔で分布しているので、また測定量は２つ
の心拍の時間間隔に比較して非常に短い間隔での
み求められるので、アーテイフアクトの捕捉のた
めに、測定間隔の時間的位置が変更可能にされて
いる。少なくとも複数の経過中、それによつて、
これらの心拍の間の全範囲が走査され得る。
ことは有意義である。アーテイフアクトは不規則
的に分布しておらず、実際上時間的にほぼ心拍の
間の間隔で分布しているので、また測定量は２つ
の心拍の時間間隔に比較して非常に短い間隔での
み求められるので、アーテイフアクトの捕捉のた
めに、測定間隔の時間的位置が変更可能にされて
いる。少なくとも複数の経過中、それによつて、
これらの心拍の間の全範囲が走査され得る。
アーテイフアクトの迅速な捕捉のために、複数
の時間間隔を２つの心拍の間の時間にわたり分配
することも可能である。技術的に特に有利な方策
として、一層多くの測定間隔が固定的に２つの心
拍の間の時間にわたり分配され、ただしエネルギ
ーの節減のためそのつど少数の測定間隔のみが利
用され、また心拍ごとに位相をずらして他の測定
間隔が利用される。心拍周波数と負荷状態の変化
との関係が異なるため、心拍間隔あたり使用され
る測定間隔を心拍周波数の上昇と共に高めること
は有利である。
の時間間隔を２つの心拍の間の時間にわたり分配
することも可能である。技術的に特に有利な方策
として、一層多くの測定間隔が固定的に２つの心
拍の間の時間にわたり分配され、ただしエネルギ
ーの節減のためそのつど少数の測定間隔のみが利
用され、また心拍ごとに位相をずらして他の測定
間隔が利用される。心拍周波数と負荷状態の変化
との関係が異なるため、心拍間隔あたり使用され
る測定間隔を心拍周波数の上昇と共に高めること
は有利である。
以下、５つの図面により本発明の実施例を一層
詳細に説明する。
詳細に説明する。
第１図には時間を横軸にとり、百分率で血液酸
素飽和を縦軸にをつて最大変動幅の経過が示され
ている。追加的に、もう１つの縦軸として右側に
感度、すなわち百分率で測定精度がとられてい
る。この経験曲線は、血液酸素飽和の最大変動幅
が長時間にわたつて見ると減少することを明白に
示している。それにより、最初は血液酸素飽和の
0.1％の数倍の値である精度が減ぜられる。たと
えば第１図には２または５％のところに感度に対
する２つの限界値が破線で記入されている。血液
酸素飽和ΔS02naxの最大変動幅が２％測定精度の
最初の限界以下に低下すると、最適化調節はもは
や実行されないように予め決められ得る。５％の
下側限界以下に低下すると、特性曲線調節も中断
される。
素飽和を縦軸にをつて最大変動幅の経過が示され
ている。追加的に、もう１つの縦軸として右側に
感度、すなわち百分率で測定精度がとられてい
る。この経験曲線は、血液酸素飽和の最大変動幅
が長時間にわたつて見ると減少することを明白に
示している。それにより、最初は血液酸素飽和の
0.1％の数倍の値である精度が減ぜられる。たと
えば第１図には２または５％のところに感度に対
する２つの限界値が破線で記入されている。血液
酸素飽和ΔS02naxの最大変動幅が２％測定精度の
最初の限界以下に低下すると、最適化調節はもは
や実行されないように予め決められ得る。５％の
下側限界以下に低下すると、特性曲線調節も中断
される。
さらに、この図から明らかなように、それぞれ
血液酸素飽和の全変動幅を周波数的にカバーすべ
き固定的に予め与えられた不変の特性曲線による
特性曲線調節は変動幅のこの著しい変化により長
時間調節に適していない。
血液酸素飽和の全変動幅を周波数的にカバーすべ
き固定的に予め与えられた不変の特性曲線による
特性曲線調節は変動幅のこの著しい変化により長
時間調節に適していない。
第２図には、血液酸素飽和S02を横軸にとつて、
本発明の好ましい実施例により予め決められ得る
心臓ペースメーカ周波数（ペーシング・レート）
が示されている。それとなんで血液酸素飽和と関
係して心臓ペースメーカ周波数fpの関数も示され
ている。試作の結果として判明したように、この
関数によりそのつど負荷状況への心臓周波数の最
適な整合が達成される。加えて、心臓ペースメー
カ内で最小周波数fnioおよび最大許容周波数変化
Δfnaxが定められている。関数は最小周波数に対
する１つの固定値、設定可能、特にプログラム可
能な定数cwおよび制御量BS1ならびに加算要素
Δfpptを含んでいる１つの指数要素から成つてい
る。後者は最適化調節による周波数変化を示す。
本発明による調節は多くの観点で公知の特性曲線
調節と相違している。すなわち、一定の特性曲線
ではなく、調節回路内の変更に常に自動的に適合
する正規化曲線が使用される。さらに、特性曲線
調節と同時に実際上ここに＋Δfpptおよび−Δfppt
により示されている１つの特性曲線群が生ずるよ
うに、最適化調節が実行される。例として特性曲
線の中心に１つの調節点が示されている。測定さ
れた血液酸素飽和がこの点に一致すれば、先ず相
応の周波数fpが中心特性曲線に向かつて設定され
る階段および矢印により示されている量適化調節
が改善された血液酸素飽和に通ずれば、最適化調
節の際に行われた周波数変化が公知の仕方で保持
される。従つて、続く負荷の変化の際には周波数
追従調節はこのΔfpptだけずらされた特性曲線に
向かつて行われる。
本発明の好ましい実施例により予め決められ得る
心臓ペースメーカ周波数（ペーシング・レート）
が示されている。それとなんで血液酸素飽和と関
係して心臓ペースメーカ周波数fpの関数も示され
ている。試作の結果として判明したように、この
関数によりそのつど負荷状況への心臓周波数の最
適な整合が達成される。加えて、心臓ペースメー
カ内で最小周波数fnioおよび最大許容周波数変化
Δfnaxが定められている。関数は最小周波数に対
する１つの固定値、設定可能、特にプログラム可
能な定数cwおよび制御量BS1ならびに加算要素
Δfpptを含んでいる１つの指数要素から成つてい
る。後者は最適化調節による周波数変化を示す。
本発明による調節は多くの観点で公知の特性曲線
調節と相違している。すなわち、一定の特性曲線
ではなく、調節回路内の変更に常に自動的に適合
する正規化曲線が使用される。さらに、特性曲線
調節と同時に実際上ここに＋Δfpptおよび−Δfppt
により示されている１つの特性曲線群が生ずるよ
うに、最適化調節が実行される。例として特性曲
線の中心に１つの調節点が示されている。測定さ
れた血液酸素飽和がこの点に一致すれば、先ず相
応の周波数fpが中心特性曲線に向かつて設定され
る階段および矢印により示されている量適化調節
が改善された血液酸素飽和に通ずれば、最適化調
節の際に行われた周波数変化が公知の仕方で保持
される。従つて、続く負荷の変化の際には周波数
追従調節はこのΔfpptだけずらされた特性曲線に
向かつて行われる。
第３図には、本発明による心臓ペースメーカの
重要な機能がブロツク図で示されている。破線で
示されているブロツク１のなかには刺激電極２も
測定プローブ３も含まれているものとする。測定
プローブ３の信号は先ず測定増幅器４に到達し、
そこから第５図により後で一層詳細に説明する最
小値形成器５に到達する。最小値形成器５の出力
信号は平均値形成器６を介して並に４つのメモリ
７ないし１０に到達し、その際にメモリ７はたと
えば血液酸素飽和の最大値を、またメモリ８は血
液酸素飽和の最小値を記憶する。メモリ９はそれ
ぞれ実際の測定時間toの信号値を、またメモリ１
０は測定時間to-kの信号値を記憶する。
重要な機能がブロツク図で示されている。破線で
示されているブロツク１のなかには刺激電極２も
測定プローブ３も含まれているものとする。測定
プローブ３の信号は先ず測定増幅器４に到達し、
そこから第５図により後で一層詳細に説明する最
小値形成器５に到達する。最小値形成器５の出力
信号は平均値形成器６を介して並に４つのメモリ
７ないし１０に到達し、その際にメモリ７はたと
えば血液酸素飽和の最大値を、またメモリ８は血
液酸素飽和の最小値を記憶する。メモリ９はそれ
ぞれ実際の測定時間toの信号値を、またメモリ１
０は測定時間to-kの信号値を記憶する。
メモリの後に３つの差形成器１１ないし１３が
続いている。差形成器１１内では、長時間にわた
り検出されてメモリ７内に記憶された最大血液酸
素飽和値とメモリ８内に相応に記憶された最小血
液酸素飽和値との間の測定値差ΔS02naxが形成さ
れる。差形成器１２内ではメモリ９内に存在する
時点toでの新しい測定信号とメモリ７からの血液
酸素飽和の最大値との間の差が形成される。ここ
で強調すべきことは、同じくメモリ８内に存在す
る最小血液酸素飽和値とメモリ９内に存在する新
しい測定値との間の差が形成され得ることであ
る。差形成器１３内では相応にメモリ７の値とメ
モリ１０の値との間の差が形成される。続く除算
器１４または１５内で差形成器の値から正規化さ
れた量BS1およびBS2が形成される。
続いている。差形成器１１内では、長時間にわた
り検出されてメモリ７内に記憶された最大血液酸
素飽和値とメモリ８内に相応に記憶された最小血
液酸素飽和値との間の測定値差ΔS02naxが形成さ
れる。差形成器１２内ではメモリ９内に存在する
時点toでの新しい測定信号とメモリ７からの血液
酸素飽和の最大値との間の差が形成される。ここ
で強調すべきことは、同じくメモリ８内に存在す
る最小血液酸素飽和値とメモリ９内に存在する新
しい測定値との間の差が形成され得ることであ
る。差形成器１３内では相応にメモリ７の値とメ
モリ１０の値との間の差が形成される。続く除算
器１４または１５内で差形成器の値から正規化さ
れた量BS1およびBS2が形成される。
値BS1は直接に刺激周波数発生器１６に与えら
れ、刺激周波数発生器１６は、たとえば第２図に
示された機能の最初の両要素に相応して、この値
に関係して心臓ペースメーカ周波数を決定する。
同時に値BS2は比較器１７に与えられ、比較器１
７は公知の仕方で除算器１５の値を予め設定可
能、特にプログラム可能な固定値＋A2および−
A2と比較して、この値の上方または下方超過の
際には同じく信号を刺激周波数発生器１６に与
え、このことは一定の差周波数値だけの周波数跳
躍に通ずる。刺激周波数発生器１６の出力信号を
介して刺激電極が駆動される。
れ、刺激周波数発生器１６は、たとえば第２図に
示された機能の最初の両要素に相応して、この値
に関係して心臓ペースメーカ周波数を決定する。
同時に値BS2は比較器１７に与えられ、比較器１
７は公知の仕方で除算器１５の値を予め設定可
能、特にプログラム可能な固定値＋A2および−
A2と比較して、この値の上方または下方超過の
際には同じく信号を刺激周波数発生器１６に与
え、このことは一定の差周波数値だけの周波数跳
躍に通ずる。刺激周波数発生器１６の出力信号を
介して刺激電極が駆動される。
続く第４図には、患者の負荷に関係しての本発
明の調節回路による心臓ペースメーカ周波数fpの
調節が血液酸素飽和S02の時間的経過、その時間
単位Δt2あたりの変更ならびにそれにより生ぜし
められる周波数fpの変化の関連により示されてい
る。第４図の上部には大文字ＲまたはＢで休止段
階または負荷段階が示されている。第４図の中央
範囲には最適化調節に対する調節量BS2の経過と
両固定値＋A2および−A2とが示されている。第
４図の下側部分には心拍周波数fpの経過が示され
ている。この図から明らかなように、最初の負荷
段階の開始の際に心臓中心の血液酸素飽和S02は
急速に低下する。それによりほとんど遅れなしい
心拍周波数fpの上昇が行われる。このことは本発
明の追従調節により正規化特性曲線を介して上位
の最適化調節により達成される。それに続く休止
段階では血液酸素飽和は再びその最初の高い値に
復帰する。このことは心臓ペースメーカ周波数の
ほぼ同時の相応の低下と結びつけられている。
明の調節回路による心臓ペースメーカ周波数fpの
調節が血液酸素飽和S02の時間的経過、その時間
単位Δt2あたりの変更ならびにそれにより生ぜし
められる周波数fpの変化の関連により示されてい
る。第４図の上部には大文字ＲまたはＢで休止段
階または負荷段階が示されている。第４図の中央
範囲には最適化調節に対する調節量BS2の経過と
両固定値＋A2および−A2とが示されている。第
４図の下側部分には心拍周波数fpの経過が示され
ている。この図から明らかなように、最初の負荷
段階の開始の際に心臓中心の血液酸素飽和S02は
急速に低下する。それによりほとんど遅れなしい
心拍周波数fpの上昇が行われる。このことは本発
明の追従調節により正規化特性曲線を介して上位
の最適化調節により達成される。それに続く休止
段階では血液酸素飽和は再びその最初の高い値に
復帰する。このことは心臓ペースメーカ周波数の
ほぼ同時の相応の低下と結びつけられている。
図示されている第２の（はるかに長い）負荷段
階Ｂでは、血液酸素飽和値がほぼ一定の値をとる
ならば、最適化調節により心臓ペースメーカ周波
数の周波数上昇は生じない。このことは、血液酸
素飽和の曲線からわかるように、周波数変化の直
後に改善された血液酸素飽和に通ずる。従つて、
この周波数変化は保持されるる。この負荷段階の
最終範囲で、もう一度、下側曲線の周波数応答を
示す最適化調節が行われる。しかし、今回は血液
酸素飽和の改善は行われない。直後に続く負荷上
昇に（血液酸素飽和の低下に）周波数は再び直接
に追従する。この時間間隔Δt2の終了時に周波数
変化は最適化調節により再び元に戻される。
階Ｂでは、血液酸素飽和値がほぼ一定の値をとる
ならば、最適化調節により心臓ペースメーカ周波
数の周波数上昇は生じない。このことは、血液酸
素飽和の曲線からわかるように、周波数変化の直
後に改善された血液酸素飽和に通ずる。従つて、
この周波数変化は保持されるる。この負荷段階の
最終範囲で、もう一度、下側曲線の周波数応答を
示す最適化調節が行われる。しかし、今回は血液
酸素飽和の改善は行われない。直後に続く負荷上
昇に（血液酸素飽和の低下に）周波数は再び直接
に追従する。この時間間隔Δt2の終了時に周波数
変化は最適化調節により再び元に戻される。
続く第５図には上側部分にEKGが示されてい
る。その下側に血液酸素飽和S02の測定量の経過
が示されている。第５図の下側部分には、それぞ
れEXGの経過中に血液酸素飽和が測定される測
定点が示されている。黒く記入された測定点は
MPRでは患者の休止状態に、MP〓1では第１の中
央の負荷状態に、またMP〓2では第２の高いほう
の負荷状態に示されている。その際、各心拍サイ
クルで４つの測定点が可能であり、しかしエネル
ギーのためにすべての測定点は利用されないもの
とされている。この図の中央部分の血液酸素飽和
の図から明らかにわかるように、この測定曲線
は、大きな振幅で心臓活動に相関して生ずるアー
テイフアクトにより乱されている。従つて、測定
値の純粋な平均値形成は多くの場合に誤つた測定
結果、従つてまた調誤つた調節に通ずるであろ
う。
る。その下側に血液酸素飽和S02の測定量の経過
が示されている。第５図の下側部分には、それぞ
れEXGの経過中に血液酸素飽和が測定される測
定点が示されている。黒く記入された測定点は
MPRでは患者の休止状態に、MP〓1では第１の中
央の負荷状態に、またMP〓2では第２の高いほう
の負荷状態に示されている。その際、各心拍サイ
クルで４つの測定点が可能であり、しかしエネル
ギーのためにすべての測定点は利用されないもの
とされている。この図の中央部分の血液酸素飽和
の図から明らかにわかるように、この測定曲線
は、大きな振幅で心臓活動に相関して生ずるアー
テイフアクトにより乱されている。従つて、測定
値の純粋な平均値形成は多くの場合に誤つた測定
結果、従つてまた調誤つた調節に通ずるであろ
う。
従つて、本発明によれば、１つのサイクル内に
少数の測定点を使用する際にも複数の心拍サイク
ルにわたつてみて全サイクルが走査されてアーテ
イフアクトが捕捉されるように、先ず１回測定点
が心拍ごとに時間的にずらされる。その際、休止
状態またはわずかな負荷状態では１回各心拍サイ
クル内で測定されない。非常に高い負荷において
初めて、周波数と血液酸素飽和の変化との強い関
係のために、複数回各サイクル内で測定される。
こうして得られた測定値から次いで先ず最小値が
形成される。それによつてアーテイフアクトによ
る強い擾乱は除かれる。光電的測定プローブでは
アーテイフアクトは常に血液酸素飽和の上昇に通
ずることが示されている。従つて、最小値は実際
の負荷状態の有意義な測定量である。最小値形成
の後に、公知のように、平均値形成も続いて行わ
れ得る。
少数の測定点を使用する際にも複数の心拍サイク
ルにわたつてみて全サイクルが走査されてアーテ
イフアクトが捕捉されるように、先ず１回測定点
が心拍ごとに時間的にずらされる。その際、休止
状態またはわずかな負荷状態では１回各心拍サイ
クル内で測定されない。非常に高い負荷において
初めて、周波数と血液酸素飽和の変化との強い関
係のために、複数回各サイクル内で測定される。
こうして得られた測定値から次いで先ず最小値が
形成される。それによつてアーテイフアクトによ
る強い擾乱は除かれる。光電的測定プローブでは
アーテイフアクトは常に血液酸素飽和の上昇に通
ずることが示されている。従つて、最小値は実際
の負荷状態の有意義な測定量である。最小値形成
の後に、公知のように、平均値形成も続いて行わ
れ得る。
第１図は時間を横軸にとつて血液酸素飽和変動
の時間的経過を示す線図、第２図は血液酸素飽和
に関係する刺激周波数の変化を示す線図、第３図
は心臓ペースメーカのブロツク図、第４図は血液
酸素飽和に関係して刺激周波数の時間的経過を示
す線図、第５図は測定量の時間的経過とEXGに
関係して使用された測定間隔とを示す線図であ
る。 ２…刺激電極、３…測定ブローブ、４…測定増
幅器、５…最小値形成器、６…平均値形成器、７
〜１０…メモリ、１１〜１３…差形成器、１４，
１５…除算器、１６…刺激周波数発生器、１７…
比較器。
の時間的経過を示す線図、第２図は血液酸素飽和
に関係する刺激周波数の変化を示す線図、第３図
は心臓ペースメーカのブロツク図、第４図は血液
酸素飽和に関係して刺激周波数の時間的経過を示
す線図、第５図は測定量の時間的経過とEXGに
関係して使用された測定間隔とを示す線図であ
る。 ２…刺激電極、３…測定ブローブ、４…測定増
幅器、５…最小値形成器、６…平均値形成器、７
〜１０…メモリ、１１〜１３…差形成器、１４，
１５…除算器、１６…刺激周波数発生器、１７…
比較器。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 患者の負荷に心臓ペースメーカの刺激周波数
を整合させるための調節回路であつて、心臓内の
中心静脈の血液酸素飽和に相応する測定量S02が
反射酸素比色測定法の原理により求められて、心
臓ペースメーカの刺激周波数に対する調節量とし
て用いられ、測定量S02が相続く短い時間間隔で
求められて、それらの値が正規化の目的で記憶さ
れ、また測定量から第１の調節量BS1が比 BS1＝ΔS02／ΔS02nax （ここで、ΔS02はそのつどの測定量S02ともう
１つの測定量との差、またΔS02naxは相続く長い
時間間隔中の測定量S02の最大変化）の形態で発
生される調節回路において、周波数変化が、その
方向は調節量BS1の符号に、またその大きさは調
節量BS1の絶対値に関係する調節量BS1の関数とし
て行われるように、調節量BS1が心臓ペースメー
カ周波数fpの追従調節に利用されることを特徴と
する心臓ペースメーカの調節回路。 ２ ΔS02がそのつどの測定量S02とこれらの測定
量の最小値S02nioまたは最大値S02naxとの間の差
であることを特徴とする特許請求の範囲第１項記
載の調節回路。 ３ 直接に心臓ペースメーカの周波数fpが調節量
BS1の関数として設定されることを特徴とする特
許請求の範囲第２項記載の調節回路。 ４ 測定量S02のその後の変化S02pptが第２の続く
時間間隔Δt2内で求められ、またもう１つの制御
量BS2が比 BS2＝ΔS02ppt／ΔS02nax の形態で発生され、最適化調節の枠内では心臓ペ
ースメーカ刺激周波数fpが周波数差Δfpptだけ上昇
または下降させられ、その際にこの周波数変化
Δfpptは、調節数変化の際に測定量S02の特定の上
昇が到達または超過されるときのみ維持され、こ
の最適化調節が特性曲線調節と同時に行われるこ
とを特徴とする特許請求の範囲第１項ないし第３
項のいずれかに記載の調節回路。 ５ 調節が関数 fp＝fnio＋Δfnax ・exp［−cw｛（S02−S02nio） ／（S02nax−S02nio｝2］＋Δfppt ここで、fnioは所与の最小周波数、Δfnaxは最
大周波数差、cwは定数、またΔfpptは最適化調
節による追加的周波数変化 に従つて行われることを特徴とする特許請求の範
囲第４項記載の調節回路。 ６ 最小周波数、最大周波数、定数cwなどのよう
なすべてのパラメータが設定可能、特にプログラ
ム可能であることを特徴とする特許請求の範囲第
１項ないし第５項のいずれかに記載の調節回路。 ７ 所与の第１の値以下への測定値精度（感度）
の低下の際には最適化調節が、またまらに第２の
値以下への低下の際には追従調節が遮断可能であ
ることを特徴とする特許請求の範囲第１項ないし
第６項のいずれかに記載の調節回路。 ８ 測定量S02として１つの特定の時間間隔、特
に１つのパルス継続時間内の複数個の測定値の最
小値が使用されることを特徴とする特許請求の範
囲第１項ないし第７項のいずれかに記載の調節回
路。 ９ 測定値が、２つの心拍の時間間隔（QRSコ
ンプレツクス）に比較して非常に短く且つ心拍に
対する時間的位置が変化する測定時間間隔中にの
み求められることを特徴とする特許請求の範囲第
１項ないし第８項のいずれかに記載の調節回路。 １０ 複数個の可能な測定時間間隔が心拍の間の
時間間隔にわたり分配されていることを特徴とす
る特許請求の範囲第９項記載の調節回路。 １１ 測定時間間隔が心拍によりトリガされてお
り、また各心拍後の可能な間隔のうち利用される
間隔は先行の時間間隔に対して位相をずらされて
いることを特徴とする特許請求の範囲第９項記載
の調節回路。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| DE19843422913 DE3422913A1 (de) | 1984-06-20 | 1984-06-20 | Regelschaltung zur anpassung der stimulationsfrequenz eines herzschrittmachers an die belastung eines patienten |
| DE3422913.2 | 1984-06-20 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6113976A JPS6113976A (ja) | 1986-01-22 |
| JPH0566155B2 true JPH0566155B2 (ja) | 1993-09-21 |
Family
ID=6238823
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP60133919A Granted JPS6113976A (ja) | 1984-06-20 | 1985-06-19 | 心臓ペースメーカの調節回路 |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4870968A (ja) |
| EP (1) | EP0165566B1 (ja) |
| JP (1) | JPS6113976A (ja) |
| AU (1) | AU574193B2 (ja) |
| DE (2) | DE3422913A1 (ja) |
Families Citing this family (19)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE3687206D1 (de) * | 1985-09-17 | 1993-01-14 | Biotronik Mess & Therapieg | Herzschrittmacher. |
| US5133349A (en) * | 1988-02-05 | 1992-07-28 | Siemens Aktiengesellschaft | Method for adapting the stimulation frequency of a heart pacemaker to the burden of the patient |
| US4972834A (en) * | 1988-09-30 | 1990-11-27 | Vitatron Medical B.V. | Pacemaker with improved dynamic rate responsiveness |
| US5052388A (en) * | 1989-12-22 | 1991-10-01 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for implementing activity sensing in a pulse generator |
| US5076271A (en) * | 1990-07-19 | 1991-12-31 | Siemens-Pacesetter, Inc. | Rate-responsive pacing method and system employing minimum blood oxygen saturation as a control parameter and as a physical activity indicator |
| US5065759A (en) * | 1990-08-30 | 1991-11-19 | Vitatron Medical B.V. | Pacemaker with optimized rate responsiveness and method of rate control |
| DE59102970D1 (de) * | 1990-10-04 | 1994-10-20 | Siemens Ag | Anordnung, insbesondere herzschrittmacher, zur erfassung eines messparameters der herzaktivität. |
| US5119813A (en) * | 1990-11-05 | 1992-06-09 | Leonard Bloom | Mixed venous oxygen saturation responsive system for and method of treating a malfunctioning heart |
| FR2671013B1 (fr) * | 1990-12-27 | 1996-09-13 | Ela Medical Sa | Stimulateur cardiaque a frequence de stimulation asservie. |
| US5176137A (en) * | 1991-03-01 | 1993-01-05 | Medtronic, Inc. | Apparatus for discrimination of stable and unstable ventricular tachycardia and for treatment thereof |
| SE9102376D0 (sv) * | 1991-08-16 | 1991-08-16 | Siemens Elema Ab | Implanterbar medicinsk apparat |
| US5282839A (en) * | 1992-12-14 | 1994-02-01 | Medtronic, Inc. | Rate responsive cardiac pacemaker and method for providing an optimized pacing rate which varies with a patient's physiologic demand |
| DE4447447C2 (de) * | 1994-12-29 | 2000-07-06 | Pacesetter Ab Jaerfaella | Herzschrittmacher |
| DE19900690C1 (de) * | 1999-01-05 | 2000-05-18 | Pacesetter Ab Jaerfaella | Herzschrittmacher |
| US7239915B2 (en) * | 2003-12-16 | 2007-07-03 | Medtronic, Inc. | Hemodynamic optimization system for biventricular implants |
| US7787947B2 (en) * | 2006-03-31 | 2010-08-31 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for using an optical hemodynamic sensor to identify an unstable arrhythmia |
| US8170636B2 (en) * | 2007-06-05 | 2012-05-01 | Medtronic, Inc. | Optical sensor confidence algorithm |
| EP3651639A4 (en) * | 2017-08-16 | 2021-05-19 | President And Fellows Of Harvard College | STOCHASTIC STIMULATION TO IMPROVE INFANT BREATHING |
| CN114947781B (zh) * | 2022-05-12 | 2026-03-17 | 遵义医科大学附属医院 | 一种bpm参数自适应的人工心脏 |
Family Cites Families (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| IT1028812B (it) * | 1975-04-24 | 1979-02-10 | Alcidi M | Pacemaker artificiale perfezionato |
| ES226859Y (es) * | 1977-03-03 | 1977-11-16 | Marcapasos cardiaco de ritmo controlado por senales de regu-lacion detectadas en las vias yno los receptores nerviosos. | |
| DE2717659C2 (de) * | 1977-04-21 | 1985-11-14 | Wirtzfeld, Alexander, Prof. Dr.med., 8195 Egling | Herzschrittmacher |
| US4305396A (en) * | 1979-04-16 | 1981-12-15 | Vitatron Medical B.V. | Rate adaptive pacemaker and method of cardiac pacing |
| DE3107128C2 (de) * | 1981-02-26 | 1984-07-05 | Heinze, Roland, Dipl.-Ing., 8000 München | Regelschaltung zur Anpassung der Stimulationsfrequenz eines Herzschrittmachers an die Belastung eines Patienten |
| US4467807A (en) * | 1981-11-23 | 1984-08-28 | Medtronic, Inc. | Rate adaptive demand pacemaker |
| FR2550095B1 (fr) * | 1983-08-02 | 1986-09-26 | Brehier Jacques | Procede de commande d'un stimulateur cardiaque et sonde pour la mise en oeuvre du procede |
| US4527568A (en) * | 1983-12-27 | 1985-07-09 | Vitafin N.V. | Dual chamber pacer with alternative rate adaptive means and method |
-
1984
- 1984-06-20 DE DE19843422913 patent/DE3422913A1/de not_active Withdrawn
-
1985
- 1985-06-13 DE DE8585107335T patent/DE3586146D1/de not_active Expired - Lifetime
- 1985-06-13 EP EP85107335A patent/EP0165566B1/de not_active Expired - Lifetime
- 1985-06-19 AU AU43812/85A patent/AU574193B2/en not_active Ceased
- 1985-06-19 JP JP60133919A patent/JPS6113976A/ja active Granted
-
1987
- 1987-04-02 US US07/033,883 patent/US4870968A/en not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| AU4381285A (en) | 1986-01-02 |
| DE3422913A1 (de) | 1986-01-02 |
| JPS6113976A (ja) | 1986-01-22 |
| EP0165566A3 (en) | 1988-09-07 |
| EP0165566A2 (de) | 1985-12-27 |
| US4870968A (en) | 1989-10-03 |
| EP0165566B1 (de) | 1992-06-03 |
| DE3586146D1 (de) | 1992-07-09 |
| AU574193B2 (en) | 1988-06-30 |
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