JPH06190064A - 心拍数応答型心刺激装置 - Google Patents

心拍数応答型心刺激装置

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JPH06190064A
JPH06190064A JP5251727A JP25172793A JPH06190064A JP H06190064 A JPH06190064 A JP H06190064A JP 5251727 A JP5251727 A JP 5251727A JP 25172793 A JP25172793 A JP 25172793A JP H06190064 A JPH06190064 A JP H06190064A
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stimulation
heart
interval
signal
pulse
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JP5251727A
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Kjell Noren
ノーレン キェル
Sven-Erik Hedberg
ヘードベリ スヴェン−エリク
Pia Hagel
ハーゲル ピア
Kurt Hoegnelid
ヘグネリド クート
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Siemens Elema AB
Original Assignee
Siemens Elema AB
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Abstract

(57)【要約】 【目的】 心臓血液搏出量を心臓の血液量に基づいて有
効に最適化する心拍数応答型心刺激装置を提供する。 【構成】 制御装置は（９；３５）はコンパレータ（２
２；３９）を有し、該コンパレータは心臓の血液充満相
（心拡張期）中に前記測定信号を所定の閾値と（Ｔn）
と比較し、前記測定信号が閾値（Ｔn）を越えた場合に
制御信号（２８ａ〜ｅ；４９ａ〜ｅ）を発生し、前記閾
値は心室の所定の血液充満度に相応するものであり、前
記制御信号（２８ａ〜ｅ；４９ａ〜ｅ）は最後の刺激パ
ルス（２９ａ〜ｅ；５０ａ〜ｄ）の送出から経過した時
間を表わし、パルス発生器（８；３０；５８）の刺激イ
ンターバル（Ｉn）を制御する。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、少なくとも１つのパル
ス発生器と、測定装置と、制御装置とを有し、前記パル
ス発生器は刺激パルスを発生し、可変刺激インターバル
で心臓に送出するものであり、前記測定装置は心室への
血流量または心室の血液量に相応する測定信号を発生す
るものであり、前記制御装置はパルス発生器の刺激イン
ターバルを測定信号に依存して制御するものである心拍
数応答型心刺激装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】公知の心刺激装置は米国特許第４６８６
９８７号明細書に記載されている。この心刺激装置は心
臓のインピーダンスを測定するインピーダンス測定器を
有している。インピーダンスは心室容積に比例するパラ
メータであり、従って心臓の血液量に比例する。心臓の
１回搏出量は各心周期ごとにインピーダンス信号から導
出され、心刺激装置は刺激レートによりできるだけ一定
の１回搏出量が得られるように制御される。公知の心刺
激装置では、１回搏出量のいずれの変化も患者の物理的
活動量のレベル変化を表わし刺激レートが変化され、こ
れにより１回搏出量の変化に対抗的に作用される。
【０００３】別の公知の心刺激装置は米国特許第４５３
５７７４号明細書に記載されている。この心刺激装置で
は１回搏出量は、心臓への血液流量の測定またはインピ
ーダンスの測定のいずれかにより検出される。測定され
た１回搏出量は心拍数の設定に使用される。１回搏出量
と心拍数との関係（心拍数が上昇するとき１回搏出量が
増加する）は心機能をできるだけ最適化するために使用
される。これにより心臓から搏出される毎分の血液量
が、心拍数を過度に速くすることなしに生体の需要に対
し十分となる。
【０００４】従って公知の２つの心刺激装置は１回搏出
量を測定し、このパラメータまたはその変化を利用して
適切な刺激レートを検出し、このレートを心臓に課すの
である。第１の公知の心刺激装置には、単位時間当りの
血液（心臓血液搏出量が多量に必要である場合に心拍数
が急速に上昇するという欠点がある。この問題は実際に
は第２の公知の心刺激装置により解決される。というの
は、第２の公知の心刺激装置は、心拍数が上昇したとき
に１回搏出量が変化及び上昇することができ、これによ
り過度に速い刺激レートのない心臓血液搏出量が維持さ
れる。しかし心周期のイベントの通常の経過の観点から
は１回搏出量はこのように心拍数を設定するために使用
するのにとくに適したものではない。通常の心周期にお
いて心臓の血液が排出され筋肉が再充満のために弛緩さ
れるとき、血液の心臓への流入は血管系の血圧により制
御される。心拡張期の開始時に血液は急速に心臓に流れ
込む。しかしこの流れは心臓に血液が完全に充満された
とき、すなわち心臓の圧力と血管系の圧力が等しくなる
ときに最終的に停止する。従って１回搏出量のわずかな
変化は心拍数の大きな変化を必要とする。さらに血液の
心臓への流入は刺激装置着用者の物理的及び精神的状態
に依存する。その他に血液の患者の心臓への流入は、心
拡張期の開始時においては物理的運動時またはストレス
時よりも緩慢である。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】本発明の課題は、心臓
血液搏出量を心臓の血液量に基づいて有効に最適化する
心拍数応答型心刺激装置を提供することである。
【０００６】
【課題を解決するための手段】上記課題は本発明によ
り、制御装置ははコンパレータを有し、該コンパレータ
は心臓の血液充満相（心拡張期）中に前記測定信号を所
定の閾値とと比較し、前記測定信号が閾値を越えた場合
に制御信号を発生し、前記閾値は心室の所定の血液充満
度に相応するものであり、前記制御信号は最後の刺激パ
ルスの送出から経過した時間を表わし、パルス発生器の
刺激インターバルを制御するものであるように構成して
解決される。
【０００７】これにより通常の心臓の機能を基本的に尊
重してシミュレートする心刺激装置が得られる。心臓へ
の血液の流入は心拡張期の開始時には、生体が安静にし
ている場合には比較的に緩慢であり、従って再充満時間
は比較的に長い。これは比較的に低い心拍数に相応す
る。血管系の血圧を上昇させるような激しい物理的運動
または精神的ストレスを生体が受けているとき、心臓へ
の血液流量のレートは心拍数と同じように相応して心拡
張期にも上昇する。公知の心刺激装置とは異なり、本発
明の心刺激装置は心拍数を１回搏出量に基づいて計算
し、このレートを心臓に課す必要がない。例えば心臓へ
の血液流量を測定し、流量値からなる閾値を設けるだけ
で十分である。心臓への血液の流入は心臓に血液が充満
されたときに完全に停止するから、閾値は充満の特異的
比率に相当する。ここでは心拡張期の後半部分での血液
流量の測定だけで制御信号を得るには十分である。
【０００８】本発明の心刺激装置の実施例では、コンパ
レータはパルス発生器と接続されており、該パルス発生
器は、制御信号を受信したときに刺激パルスを送出す
る。
【０００９】この動作原理による心刺激装置は、心臓の
血液充満度が適切な程度になるとただちに心刺激パルス
を送出する。
【００１０】この場合、制御装置はさらに、制御信号の
パルス発生器への伝送を所定の遅延インターバルで遅延
するための手段を有していると有利である。この場合の
動作はさらに通常の心臓の動作と同じようになる。通常
の心臓動作では、血液の心臓への流入の停止と心拍との
間には遅延がある。遅延インターバルはまた１回搏出量
を変化させることができる。というのは、心臓への血液
の流入は活動レベルに応じて変化するからである。閾値
に達した時点から遅延インターバルが終了するまで、血
液の特別流入は活動レベルに依存する。さらに心拡張期
中の血液に比較的に急速な流入は心筋のストレッチング
を増大させ、これにより心臓はさらに多くの血液を受容
することができる。
【００１１】この関連から、制御装置は時間測定手段を
有し、該時間測定手段は最後の刺激パルスと制御信号の
発生との間で経過した時間を測定し、所定の遅延インタ
ーバルは制御装置により前記測定した時間に応じて設定
されると有利である。
【００１２】制御信号をパルス発生器に直接供給する代
わりに本発明の心刺激装置を、制御装置はタイムカウン
タとタイマを有し、前記タイムカウンタは最後に送出さ
れた刺激パルスと制御信号との間で経過した時間を測定
し、前記タイマは刺激パルスが送出されたときに作動さ
れ、挿入された刺激インターバルを計時し、その後に作
動信号が刺激パルスを送出するパルス発生器に伝送さ
れ、前記測定された時間はタイマに供給されて次の刺激
インターバルとして使用されるように構成すると有利で
ある。
【００１３】これにより刺激レートは遅延、すなわち１
つの刺激インターバルとともに設定されるようになる。
この関連から、制御装置はさらに、次の刺激インターバ
ルとして用いる時間を所定の時間インターバルにより変
化するための手段を有していると有利である。これによ
り、制御信号がコンパレータからパルス発生器に直接送
出される場合とは異なり、刺激インターバルを監視する
ことができることとなる。インターバルは例えば延長ま
たは短縮することができ、これは先行するインターバル
に対するその関係に依存して行われる。これにより刺激
レートの急激な変化が防止される。活動レベルが変化し
た際のレートの緩慢な変化は、健康な心臓の動作にさら
に類似するものである。
【００１４】この関連から、制御装置が、次の刺激イン
ターバルを変化させるインターバルをタイマにより測定
された時間に依存して設定すると有利である。
【００１５】本発明の心刺激装置の別の実施例では、制
御装置は平均値形成器を有し、該平均値形成器は先行す
る所定数の刺激インターバルの浮動平均値を形成し、電
流平均値は次の刺激インターバルとして用いるためにタ
イマに送出される。
【００１６】先行する所定数の刺激インターバルにより
定められる平均値を使用することによって、刺激インタ
ーバルの過度に急速な変化が心臓に課せられないことが
保証される。
【００１７】制御装置は心室のインピーダンスを測定す
ると有利である。というのは、インピーダンス信号は血
液の流入変化に直接関連するからである。
【００１８】別の実施例では、制御装置は微分器とコン
パレータを有し、前記微分器は測定信号を導出し、前記
コンパレータは導出された測定信号を閾値と比較する。
インピーダンス信号の導関数は心臓への血液の流入速度
に相当する。この流入速度は一般に、心筋が弛緩したと
きの心拡張期開始時における心臓と血管系と間の血圧勾
配に依存する。従って流入は心拡張期の開始時がもっと
も速く、その後は減速する。従ってインピーダンス信号
の導関数は最初急速に増大して最大値に近づく。インピ
ーダンスを測定する場合、導関数は負である。導関数は
それから減少し、ゼロに近づく。閾値は、導関数がその
最大値から下降した後ゼロに近似したときに導関数によ
り交差される値からなる。１回搏出量と心拍数は自然に
変化する。なぜなら、比較的に速い初期流速により、刺
激インターバルが短縮されるのと同時に心臓にさらに多
くの血液が充満されるようになるからである。
【００１９】これと関連して、制御装置はピーク検出器
と閾値形成手段を有し、該ピーク検出器は心臓拡張期中
の導関数の最大値を検出し、前記閾値は前記最大値の所
定部分からなるようにすると有利である。
【００２０】心拡張期中の導関数の最大値は、心臓への
もっとも急速な血液流入を表わし、この値が閾値検出の
ためのスタート時点として用いられる。ここで閾値は所
定の心臓充満度を表わす。最大値はインピーダンスを測
定したときは導関数の最小値に相当する。このようにし
て心臓の機能は１回搏出量にはさらに依存しなくなり、
心臓の拡張期のフェーズに依存するようになる。閾値が
導関数の最大値に依存するようにすれば、閾値が固定さ
れている場合と比較して機能はさらに改善される。この
場合閾値は例えば、導関数の最大値の２５％に設定する
ことができる。
【００２１】本発明の心刺激装置の有利な実施例では、
心刺激装置は付加的測定装置と閾値決定手段を有し、前
記付加的測定装置は生理学的パラメータを測定し、前記
閾値決定手段は測定された生理学的パラメータに依存し
て閾値を決定する。
【００２２】患者の活動レベルにより影響を受ける周知
の複数の生理学的パラメータがある。これらのパラメー
タは例えば、血液温度、血中酸素、呼吸数、運動におけ
る生体加速度等である。生理学的パラメータを閾値の決
定に使用することにより、心刺激装置の制御がさらに改
善される。測定信号の導関数が血液充満度のパラメータ
として用いられる場合、導関数の最大値のどの程度を閾
値とするかを決定するために生理学的パラメータを使用
することができる。心刺激装置もまたさらに効果的にな
る。というのは、生理学的パラメータは達成さるべき充
満度にだけ影響を与え、拮抗的な刺激レートに代わるこ
とはないからである。
【００２３】心刺激装置をできるだけ安全にするため、
制御装置は、各刺激インターバルを計時する刺激インタ
ーバルタイマと次の刺激インターバルを制限するための
手段を有し、これにより前記次の刺激インターバルは、
計時された刺激インターバルの第１の所定部分よりも短
くならず、かつ計時された刺激インターバルよりも当該
計時された刺激インターバルの第２の所定部分以上は長
くならないようにすると有利である。
【００２４】従って刺激インターバルは最後の刺激イン
ターバルの例えば約９０〜１１０％に設定することがで
きる。これは。活動レベルの変化があってもレートが過
度に速く変化することはできないことを意味する。
【００２５】本発明の心刺激装置を３つの実施例につい
て図面を参照して説明する。
【００２６】
【実施例】図１の心刺激装置はバイポーラペースメーカ
１であり、チップ電極２とリング電極３を有し、それぞ
れ第１の電極導体５および第２の電極導体６を介して心
臓４に接続されている。ペースメーカ１は刺激パルスを
発生し、これを患者の心不全を改善するために電極２、
３を介して心臓４に送出する。
【００２７】図２にはペースメーカ１の第１の実施例が
ブロック回路図に示されている。ペースメーカ電子回路
はペースメーカエンクロージャ７に含まれる。パルス発
生器８は第１の電極導体５および第２の電極導体６と接
続されている。パルス発生器８は所定の振幅および持続
時間を有する刺激パルスを発生および送出する。刺激パ
ルスが送出される時点およびその振幅と持続時間は制御
装置９により制御される。パルス発生器８は制御装置９
に刺激パルス信号導体１０により接続されており、この
制御装置の構成を以下詳細に説明する。
【００２８】インピーダンス測定器１１も心室のインピ
ーダンスを測定するため、第１の電極導体５および第２
の電極導体６に接続されている。ここではインピーダン
ス測定器は電流パルス、例えば周波数４ｋＨｚの５μＡ
パルスをチップ電極２とリング電極３の間に間歇的に送
出する。２つの電極２、３間の電圧が測定され、心室の
インピーダンスに相当する測定信号が得られる。インピ
ーダンス測定器１１の作動と電流パルスの振幅および周
波数の設定は制御装置９により制御される。制御装置は
インピーダンス測定器１１に制御導体１２により接続さ
れている。測定信号はインピーダンス測定器１１から制
御装置９に、付加的信号条件のための信号導体１３（後
で説明する）を介して供給される。血液は心臓組織より
も低いインピーダンスを有するから、インピーダンス信
号は心拡張期の終了時に最小であり、心収縮期の終了時
に最大である。
【００２９】制御装置９では測定信号がインピーダンス
測定器１１からバンドパスフィルタ１８に供給される。
バンドパスフィルタは心室の血液量に相当する測定信号
部分をろ波する。インピーダンス測定器１１は心臓の血
液充満相（心拡張期）の少なくとも一部の間作動されて
いる。ろ波された測定信号は微分器１９で導関数が求め
られ、信号導体２０を介してピーク検出器２１およびコ
ンパレータ２２に送出される。導関数は、心拡張期の間
にインピーダンスが減少すると負になる。従ってピーク
検出器２１は導関数の最小値を検知し、この値をコンパ
レータ２２に送出する。導出された測定信号の導関数は
コンパレータ２２で閾値と比較される。この閾値は所定
の刺激時点での、すなわち所定の刺激インターバルでの
最適の血液充満度に相応する。この実施例では閾値は導
関数のピークの一部からなり、制御ユニット２３からえ
ら得る。この部分は例えば２５％に設定することができ
る。しかし閾値を形成する導関数の最小値の部分はペー
スメーカ動作が最適化されるように可変である。ペース
メーカは活動センサ２４（この実施例では圧電結晶体が
エンクロージャ７の内側に接着されている）を前記の部
分の大きさを制御するため有している。圧電結晶体は信
号を、ペースメーカ着用者の身体運動によりエンクロー
ジャ７に対して及ぼされる圧力の変化に基づき発生す
る。信号は信号変換器２５で活動信号に変換され、制御
ユニット２３に送出される。前記部分の大きさは活動信
号により、この部分が安静時には２５％であり、活動レ
ベルが高い場合には４０％であるように制御される。活
動レベルが高い場合にはこの部分に対する値が比較的に
高くなる。なぜなら、心拡張期の血液の流れは活動レベ
ルが高い場合に比較的に速いからである。これにより導
関数の最小値はさらに負になる。
【００３０】従って測定信号の導関数がコンパレータ２
２で、導関数に対して測定された最小値と比較される。
測定信号の導関数が閾値に達すると、制御パルスがコン
パレータ２２により発生され、制御ユニット２３に送出
される。制御信号は制御ユニット２３により遅延され、
最後の刺激パルスと制御信号の発生との間で経過した時
間が最後の刺激インターバルと比較される。この時間と
遅延時間との和が最後の刺激インターバルの所定部分
（例えば９０％）よりも短ければ、最後の刺激インター
バルの所定部分が終了するまで制御ユニット２３は制御
信号をパルス発生器８に送出しない。このことにより刺
激レートの過度に大きな上昇が防止される。同様にして
制御ユニット２３は、コンパレータ２２が最後の刺激イ
ンターバルと最後の刺激インターバルの第２の所定部分
（例えば１０％）との和が終了する前に制御信号を発生
しそこなった場合、制御信号をパルス発生器８に送出す
る。これの目的は、活動レベルが減少した場合に刺激レ
ートが過度に低下することを防止することである。制御
ユニット２３はまた刺激レートを、例えば６０〜１７０
拍／分の固有インターバル内のレートだけを許容するこ
とにより制限する。
【００３１】テレメータユニットが制御装置９に２つの
信号導体１５と１６により接続されており、制御装置９
は情報およびプログラムパラメータをテレメータユニッ
ト１４を介して、体外プログラミングユニット１７へ／
から送受信する。体外プログラミングユニット１７は医
師が操作することができる。
【００３２】図３は図２のペースメーカの動作を線図に
表わす。３つの時間軸線２６ａ〜ｃは、インピーダンス
信号Ｚの導関数２７、コンパレータ２２からの制御信号
２８ａ〜ｅ、およびパルス発生器８からの刺激パルス２
９ａ〜ｅをそれぞれ示す。明確にするため導関数２７は
心周期全体にわたって示されている。しかし導関数２７
の検出は心拡張期の部分に対して必要なだけである。血
液は心臓組織よりも良伝導体である。心臓４に血液の充
満された心拡張期中にインピーダンスは低下し、心臓に
血液のない心収縮期中に上昇する。従って導関数２７は
心拡張期中は負になり、心収縮期中に正になる。導関数
２７に対する最小値Ｍn-1は心拡張期中にピーク検出器
２１で測定される。血液の心臓４への流れが減少して導
関数信号がゼロに近づくとき、導関数信号は閾値Ｔn-1
と交差する。この閾値は最小値Ｍn-1の所定部分からな
る。この場合コンパレータ２２は制御信号２８ａを送出
し、この制御信号は所定の遅延ΔＩの後、刺激パルス２
９ａを送出させる。送出された刺激パルス２９ａはまた
新たな刺激インターバルＩnをスタートさせる。導関数
信号２７が心拡張期中に再び最小値Ｍnとなり、閾値Ｔn
に達したとき新たな制御信号２８ｂが発生され、これに
より遅延インターバルΔＩの後、新たな刺激パルス２９
ｂが送出される。刺激インターバルＩn+1は、最小値Ｍ
n+1に達し、閾値Ｔn+1を通過して同様に継続する。閾値
通過により制御パルス２８ｃが発生され、遅延インター
バルΔＩの後、刺激パルス２９ｃが送出される。刺激イ
ンターバルＩn+2では、刺激パルスが遅延ΔＩの後で送
出されたとしても、刺激インターバルＩn+2と遅延ΔＩ
との和が最後の刺激インターバルＩn+1の９０％よりも
短いほど早期に制御信号２８ｄがインターバルＩn+2中
に発生する。そのため刺激パルス２９ｄは、刺激インタ
ーバルＩn+1の９０％が経過するまで送出されない。刺
激インターバルＩn+3では反対のことが起こる。ここで
はコンパレータ２２が刺激インターバルＩn+2の１１０
％が経過しても何の信号も発生しない。そのため刺激パ
ルス２９ｅが制御信号の発生なしで送出される。刺激パ
ルス２９ｅが送出されとき、導関数は急速に閾値Ｔn+3
を通過し、コンパレータ２２は制御信号２８ｅを発生す
る。しかしこれは制御装置９によって無視される。
【００３３】ペースメーカ１の第２の実施例が図４に示
されている。チップ電極２とリング電極３はそれぞれ第
１の電極導体５および第２の電極導体６により、ペース
メーカエンクロージャ３１内のパルス発生器３０に接続
されている。心臓検知器３２とインピーダンス測定器３
３も第１の電極導体５および第２の電極導体６に接続さ
れている。心臓検知器３２は心臓４の電気活動をセンシ
ングする。これは自発心臓反応を検知し、これに関する
情報を制御装置３５内の制御ユニット３４に送出するた
めである。刺激パルスの送出は心臓で自発反応が検知さ
れたならば抑圧される。
【００３４】インピーダンス測定器３３は図２に示され
たインピーダンス測定器１と同じように制御される。従
って測定信号を発生し、この測定信号は制御装置３５の
バンドパスフィルタ３６に、心臓４の血液量に相応する
信号をろ波するため供給される。ろ波して取り出された
信号は微分器３７で導関数が求められ、ピーク検出器３
８とコンパレータ３９に送出される。導関数の最小値は
ピーク検出器で検出され、これもコンパレータ３９に送
出される。制御ユニット３４から閾値を定める部分値が
コンパレータ３９に送出される。コンパレータではこの
値が測定信号の導関数と比較される。活動センサはペー
スメーカエンクロージャ３１の外側に取り付けられてい
る。活動センサもこの実施例で使用され、センサ導体４
３によりペースメーカ１の測定装置４４に接続されてい
る。この実施例ではセンサは例えばサーモメータまたは
オキシメータからなる。センサ信号は測定装置４４で活
動信号に変換され、活動信号は閾値を形成する部分値を
変化するため制御ユニット３４に供給される。
【００３５】測定信号の導関数が閾値に達したとき、コ
ンパレータ３９は制御信号を発生し、この制御信号は遅
延回路４０と制御ユニット３４に供給される。遅延回路
４０は、制御ユニット３４により制御される固有の遅延
の後、制御信号を送出する。ここで遅延は延長されるべ
きインターバルに依存する。すなわち、制御ユニットは
タイマを有し、タイマは最後の刺激イベントまたは自発
イベントから制御信号の発生までの経過した時間を測定
し、これに基づいて延長分を計時されたインターバルの
所定のパーセントとして設定する。
【００３６】遅延された制御信号はタイムカウンタ４１
に送出され、刺激パルスまたは検知された自発心臓反応
と同時に制御ユニット３４から送出されたいずれかの信
号によりトリガされた計時を停止する。計時されたイン
ターバルは次の刺激インターバルの持続時間として使用
され、制御ユニット３４とタイマ４２に供給される。
【００３７】制御ユニット３４は測定された時間を継続
中の刺激インターバルと比較する。過度に短いかまたは
過度に長い場合、測定された時間は継続中の刺激インタ
ーバルに適合される。継続中の刺激インターバルは最後
の刺激インターバルに対して測定された時間からなるか
ら、この時間は直接比較のため制御ユニット３４で使用
することができる。タイマ４２が継続中の刺激インター
バルを計時した後、制御パルスが制御ユニット３４とパ
ルス発生器３０に送出され、後者に刺激パルスの送出を
指令する。ここでは制御ユニット３４はタイマ４２を作
動し、タイマは計時されたインターバルまたは制御ユニ
ット３４から送出されたインターバルの計時を開始し、
その後これが刺激インターバルとして使用される。
【００３８】タイマ４２が刺激インターバルを計時する
前に自発心臓反応が心臓検知器３２により検知されたな
らば、制御ユニット３４は抑圧信号をパルス発生器３０
に送出し、また信号をタイマ４２に送出してこれをゼロ
リセットする。これに基づきタイマは次の刺激インター
バルの計時を開始する。
【００３９】テレメータユニット４５は制御装置３５内
の制御ユニット３４と通信し、情報およびプログラムパ
ラメータを体外プログラミングユニット４６へ／から送
受信する。
【００４０】図５は、図４の第２実施例によるペースメ
ーカ１の動作を説明するための線図である。４つの時間
軸線４９ａ〜ｅはそれぞれ、インピーダンス導関数４
８、制御信号４９ａ〜ｅ、刺激パルス５０ａ〜ｄおよび
心臓反応５１ａ〜ｆを示す。
【００４１】時間軸線４７ｃの刺激パルス５０ａは時間
軸線４７ｄに示された心臓反応５１ａを誘起する。刺激
パルス５０ａはまた刺激インターバルＩnをスタートさ
せる。導関数信号４８に対する負の最小導関数値Ｍn+1
には心拡張期に達し、閾値Ｔn+1には導関数がゼロに向
かって上昇するときに達する。これに基づき制御信号４
９ａがコンパレータ３９により発生される。遅延インタ
ーバルΔＩが最後の刺激パルス５０ａと制御信号４９ａ
との間で経過した時間に加えられ、次の刺激インターバ
ルＩn+1となる。刺激インターバルＩnが終了するとき刺
激パルス５０ｂが送出され、このパルスは心臓反応５１
ｂを誘起し、刺激インターバルＩn+1の計時を停止し、
刺激インターバルＩn+2の計時を開始する。導関数最小
値Ｍn+2と閾値Ｔn+2での信号通過が設定される。制御信
号４９ｂが発生され、遅延インターバルΔＩを加えた刺
激インターバルＩn+2が設定される。刺激インターバル
Ｉn+1が終了するとき、刺激パルス５０ｃが送出され、
このパルスは心臓反応５１ｃを誘起する。刺激インター
バルＩn+2中に自発心臓反応５１ｄが発生する。従っ
て、刺激インターバルＩn+2の終了時に刺激パルスは送
出されない。しかし次の刺激インターバルＩn+3は、最
小値Ｍn+3と閾値Ｔn+3の検出に続き、制御パルス４９ｃ
の発生により前と同じように設定される。自発心臓反応
５１ｅがまた刺激インターバルＩn+3が終了する前に刺
激インターバルＩn+3で発生し、刺激パルスは送出され
ない。しかし次の刺激インターバルＩn+4は前と同じよ
うに設定される。次の刺激インターバルＩn+4では自発
心臓反応は発生しない。従って刺激インターバルＩn+4
が終了するときに刺激パルス５０ｄが送出され、心臓反
応５１ｆを誘起する。次の刺激インターバルＩn+5が同
時に前と同じように設定される。
【００４２】この実施例でも刺激インターバルセット
は、レートの変化を制限するために最後の刺激インター
バルと比較される。例えば刺激インターバルの半分が経
過した後に心室の期外収縮（ＶＥＳ）が発生したなら
ば、刺激インターバルセット（すなわち次のインターバ
ル）は現在のインターバルの９０％となり、５０％には
ならない。
【００４３】平均値形成器もまた、図４のタイムカウン
タ４１とタイマ４２の間に、先行する所定数の刺激イン
ターバルに対する浮動平均値を計算するために接続する
ことができる。遅延回路４０により実行される計時され
たインターバルの延長も、刺激パルスとコンパレータに
よる制御信号の発生との間で経過した時間の測定により
達成される。この延長は、信号がタイマに送出される前
に測定された時間に固定インターバルを加算することに
続くことができる。
【００４４】図６は本発明の心刺激装置の第３の実施例
を示す。ここでは心刺激装置はバイポーラデュアルチャ
ンバーペースメーカ５２である。第１のチップ電極５３
と第１のリング電極５４は心臓５５の心房に配置され、
心房パルス発生器５８と第１の電極導体５６および第２
の電極導体５７により接続されている。心房検知器５９
はパルス発生器５８に並列に接続されている。心房パル
ス発生器５８は刺激パルスを制御装置６０により制御さ
れて心房に供給する。心房検知器５９は自発心房反応を
検知するため心房をセンシングし、その情報を制御装置
６０に送出する。これに基づき心房刺激パルスの送出を
抑圧することができる。制御装置６０は心房検知器５９
が作動される期間を制御する。
【００４５】相応にして第２のチップ電極６１および第
２のリング電極６２は心臓５５の心室に配置されてお
り、心室パルス発生器６５にそれぞれ第３の電極導体６
３および第４の電極導体６４により接続されている。心
室検知器６６は心室パルス発生器６５に並列に接続され
ている。心室パルス発生器６５は刺激パルスを制御装置
６０に制御されて心室に供給する。心室検知器６６は自
発心室反応を検知するため心室をセンシングし、その情
報を制御装置６０に供給する。これに基づき、心室刺激
パルスの送出を抑圧することができる。制御装置６０は
心室検知器５９が作動される期間を制御する。
【００４６】ペースメーカ５２は心房および心室への刺
激パルスの送出を適合するためにインピーダンス測定器
６７を有する。従って可能なかぎり自然な心拍数が達成
される。
【００４７】制御装置６０によるインピーダンス信号の
処理は、図２および図４に関連して前に説明したのと同
じである。すなわち、ろ波、微分および導関数信号が導
関数の最小値に依存して閾値を通過するときの制御信号
の発生である。
【００４８】デュアルチャンバーペースメーカ５２で
は、制御信号が制御装置６０により心房刺激パルスの送
出のために直接使用され、房室インターバルの後に心室
刺激パルスに続いて遅延されることはない。心房刺激パ
ルスは心室へ血液を特別に供給し、これにより心臓に対
してさらに自然な収縮シーケンスが得られる。心室刺激
パルスは、心房と心室との間の電気伝導が適当に動作し
ており、心室が自発性に収縮するならば抑圧される。
【００４９】図２および図４の前の実施例と同じよう
に、デュアルチャンバーペースメーカ５２はまた活動セ
ンサおよびテレメータユニットを有することができる。
【００５０】上記の実施例ではインピーダンス信号の導
関数は充満度を設定するために使用される。導関数を有
しないインピーダンス信号もこのパラメータの決定のた
めに使用することができる。心臓への血流も同様にパラ
メータとして使用することができる。
【００５１】
【発明の効果】本発明により、心臓血液搏出量を心臓の
血液量に基づいて有効に最適化する心拍数応答型心刺激
装置が得られる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の心刺激装置の第１の実施例の概略図で
ある。
【図２】第１の実施例のブロック回路図である。
【図３】第１の実施例の動作を説明するための線図であ
る。
【図４】本発明の心刺激装置の第２の実施例のブロック
回路図である。
【図５】第２の実施例の動作を説明するための線図であ
る。
【図６】本発明の心刺激装置の第３の実施例のブロック
回路図である。
【符号の説明】
１ ペースメーカ ２ チップ電極 ３ リング電極 ４ 心臓 ７ ペースメーカエンクロージャ ８ パルス発生器 ９ 制御装置 １１ インピーダンス測定器 １８ バンドパスフィルタ １９ 微分器 ２１ ピーク検出器 ２２ コンパレータ ２３ 制御ユニット ２５ 信号変換器
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 クート ヘグネリド スウェーデン国 ヴェスターフニンゲ ヴ ェラヴェーゲン 306

Claims (13)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 少なくとも１つのパルス発生器（８；３
    ０；５８）と、測定装置（１１；３３；６７）と、制御
    装置（９；３５；６０）とを有し、 前記パルス発生器は刺激パルス（２９ａ〜ｅ；５０ａ〜
    ｄ）を発生し、可変刺激インターバル（Ｉn）で心臓
    （４；５５）に送出するものであり、 前記測定装置は心室への血流量または心室の血液量に相
    応する測定信号を発生するものであり、 前記制御装置はパルス発生器（８；３０）の刺激インタ
    ーバル（Ｉn）を測定信号に依存して制御するものであ
    る心拍数応答型心刺激装置において、 前記制御装置は（９；３５）はコンパレータ（２２；３
    ９）を有し、 該コンパレータは心臓の血液充満相（心拡張期）中に前
    記測定信号を所定の閾値と（Ｔn）と比較し、前記測定
    信号が閾値（Ｔn）を越えた場合に制御信号（２８ａ〜
    ｅ；４９ａ〜ｅ）を発生し、 前記閾値は心室の所定の血液充満度に相応するものであ
    り、 前記制御信号（２８ａ〜ｅ；４９ａ〜ｅ）は最後の刺激
    パルス（２９ａ〜ｅ；５０ａ〜ｄ）の送出から経過した
    時間を表わし、パルス発生器（８；３０；５８）の刺激
    インターバル（Ｉn）を制御するものであることを特徴
    とする心拍数応答型心刺激装置。
  2. 【請求項２】 コンパレータはパルス発生器と接続され
    ており、該パルス発生器（８）は、制御信号（２８ａ〜
    ｅ）を受信したときに刺激パルス（２９ａ〜ｅ）を送出
    する請求項１記載の心刺激装置。
  3. 【請求項３】 制御装置（９）はさらに、制御信号（２
    ８ａ〜ｅ）のパルス発生器（８）への伝送を所定の遅延
    インターバル（ΔＩ）だけ遅延するための手段（２３）
    を有している請求項２記載の心刺激装置。
  4. 【請求項４】 制御装置は時間測定手段を有し、該時間
    測定手段は最後の刺激パルス（２９ａ〜ｅ）と制御信号
    （２８ａ〜ｅ）の発生との間で経過した時間を測定し、 所定の遅延インターバル（ΔＩ）は制御装置（９）によ
    り前記測定した時間に応じて設定される請求項３記載の
    心刺激装置。
  5. 【請求項５】 制御装置（３５）はタイムカウンタ（４
    １）とタイマ（４２）を有し、 前記タイムカウンタは最後に送出された刺激パルス（５
    ０ａ〜ｄ）と制御信号（４９ａ〜ｅ）との間で経過した
    時間を測定し、 前記タイマは刺激パルス（５０ａ〜ｄ）が送出されたと
    きに作動され、挿入された刺激インターバル（Ｉn）を
    計時し、 その後に作動信号が刺激パルス（５０ａ〜ｄ）を送出す
    るパルス発生器（３０）に伝送され、 前記測定された時間はタイマ（４２）に供給されて次の
    刺激インターバル（Ｉn+1）として使用される請求項１
    記載の心刺激装置。
  6. 【請求項６】 制御装置（３５）はさらに、次の刺激イ
    ンターバル（Ｉn+1）として用いる時間を所定の時間イ
    ンターバル（ΔＩ）だけ変化するための手段（４０）を
    有している請求項５記載の心刺激装置。
  7. 【請求項７】 制御装置（３５）は所定の時間インター
    バル（ΔＩ）をタイムカウンタ（４１）により測定され
    た時間に依存して設定する請求項６記載の心刺激装置。
  8. 【請求項８】 制御装置（３５）は平均値形成器を有
    し、 該平均値形成器は先行する所定数の刺激インターバル
    （Ｉn）の浮動平均値を形成し、 電流平均値は次の刺激インターバル（Ｉn+1）として用
    いるためにタイマ（４２）に送出される請求項５から７
    までのいずれか１項記載の心刺激装置。
  9. 【請求項９】 測定装置（１１；３３；６７）は、心室
    の血液量に相応する測定信号を発生するために心室のイ
    ンピーダンスを測定する請求項１から８までのいずれか
    １項記載の心刺激装置。
  10. 【請求項１０】 制御装置（９；３５）は微分器（１
    ９；３７）とコンパレータ（２２；３９）を有し、 前記微分器は測定信号（２７；４８）の導関数を求め、 前記コンパレータは測定信号の導関数を閾値（Ｔn）と
    比較する請求項１から９までのいずれか１項記載の心刺
    激装置。
  11. 【請求項１１】 制御装置（９；３５）はピーク検出器
    （２１；３８）と閾値形成手段（２３、２４）を有し、 該ピーク検出器は心臓拡張期中の導関数の最大値
    （Ｍn）を検出し、 前記閾値（Ｔn）は前記最大値（Ｍn）の所定部分からな
    る請求項１０記載の心刺激装置。
  12. 【請求項１２】 心刺激装置（１）は付加的測定装置
    （２４；２５；４４）と閾値決定手段（２３；２４）を
    有し、 前記付加的測定装置は生理学的パラメータを測定し、 前記閾値決定手段は測定された生理学的パラメータに依
    存して閾値（Ｔn）を決定する請求項１から１１までの
    いずれか１項記載の心刺激装置。
  13. 【請求項１３】 制御装置（９、３５、６０）は、各刺
    激インターバル（Ｉn）を計時する刺激インターバルタ
    イマと次の刺激インターバル（Ｉn+1）を制限するため
    の手段を有し、 これにより前記次の刺激インターバルは、計時された刺
    激インターバル（Ｉn）の第１の所定部分よりも短くな
    らず、かつ計時された刺激インターバル（Ｉn）よりも
    当該計時された刺激インターバル（Ｉn）の第２の所定
    部分以上は長くならない請求項１から１２までのいずれ
    か１項記載の心刺激装置。
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