JPH10501447A - 他の行動から階段登りを弁別する拍数応答型心臓ペースメーカ - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 特に階段登りの間、患者の心臓を患者の活動および姿勢に依存するペーシング拍数でペーシングする方法および装置。階段登り姿勢を特徴とする患者の前方傾斜の間ＤＣ加速度計の感知軸が重力の作用に感応するように、患者の心臓をペーシングする２重チャンバ、拍数応答型のペースメーカが、植込まれるペースメーカのパルス発生器に取付けられた少なくとも１つのＤＣ加速度計を含む。加速度計のＤＣおよびＡＣ信号出力が、傾斜信号および活動信号を生じるように処理される。目標拍数制御信号が、活動のレベルに依存する活動信号から取得される。患者の歩行拍数を表わす活動信号と傾斜ウインドウ内にある傾斜信号との存在する時、より低いペーシング拍数とより高いペーシング拍数間で生理学的ペーシング拍数を制御するため、階段登り拍数が選択される。活動信号がより速い患者の運動、例えば走行を表わすならば、あるいは傾斜信号が傾斜ウインドウ外にあって患者が直立あるいは横臥のいずれかにあることを示すならば、ペーシング拍数を制御するため目標拍数制御信号が用いられる。

Description

【発明の詳細な説明】 他の行動から階段登りを弁別する拍数応答型心臓ペースメーカ関連出願の引照 本願と同じ譲受人に譲渡され本願と同日出願の係属中の米国特許出願「患者の 活動および姿勢の感知のための多数のＤＣ加速度計を用いる医療用装置（ＭＥＤ ＩＣＡＬ ＤＥＶＩＣＥ ＥＭＰＬＯＹＩＮＧ ＭＵＬＴＩＰＬＥ ＤＣ ＡＣ ＣＥＬＥＲＯＭＥＴＥＲＳ ＦＯＲ ＰＡＴＩＥＮ ＡＣＴＩＶＩＴＹ ＡＮＤ ＰＯＳＴＵＲＥ ＳＥＮＳＩＮＧ）」を参照する。発明の背景 発明の分野 本発明は、拍数応答型心臓ペースメーカに関し、特に、階段の登り降りにおけ る適切なペーシング拍数を提供するため患者の姿勢と活動レベルの検出のための ＤＣ加速度計の使用に関する。従来技術の説明 拍数応答型ペーシングは、ペーシング拍数を患者の生理学的要求に調整するた めに比較的近年広く用いられてきた。往時の単一チャンバ心臓ペースメーカは、 要求に応じて、固定拍数より高い拍数で繰返す検出された心房あるいは心室の収 縮によってリセットされ得る固定拍数の刺激パルス発生器を備えていた。後にな って、２重チャンバ式要求ペースメーカがＡＶ伝導はないが無傷の心房洞拍数を 持つ患者に植込むことができるようになり、心室ペーシングが心房洞拍数に同期 され、そして心房減極を感知できなかった場合に、バックアップ用の固定拍数の 心室ペーシングを提供することができた。更に、患者の休養を妨げずかつ中程度 の運動レベルで適当な心臓出力を提供する妥協的な固定拍数を提供するよう医師 が基礎ペーシング拍数を選択できる、拍数プログラム可能なペースメーカが利用 できるようになった。 特に同期的ペーシングを許容する適切な心房洞拍数を持たない患者に対するこ のような固定拍数ペーシングは、不充分な心臓出力による息切れを蒙ることなく 運動、物体の持上げあるいは更に階段登りの能力を失ったままに大半の患者を放 置した。しかし、Ｍｅｄｔｒｏｎｉｃ（登録商標）社のＡｃｔｉｖｉｔｒａｘ（ 登録商標）ペースメーカの導入が、患者の活動レベルに依存する拍数応答能力を 持つパルス発生器を患者に提供した。植込み可能なパルス発生器の缶またはケー スの内部に接着された圧電クリスタルは、患者の足取りで生じかつ前記クリスタ ルへ身体を介して伝導される圧力波と関連するパルス出力信号を提供するために 、前記ペースメーカおよび後継モデルに用いることができる。これにより、患者 の歩行あるいは走行速度で反復する低周波の活動信号を、活動レベルに適するペ ーシング拍数を得るため検出して処理することができる。活動センサおよびその 動作は、本願と同じ譲受人に譲渡されたＡｎｄｅｒｓｏｎの米国特許第４，４２ ８，３７８号に記載されている。 Ａｃｔｉｖｉｔｒａｘ（登録商標）ペースメーカの導入以来、様々な活動セン サおよび他の生理学的センサを用いる非常に多くの拍数応答型ペースメーカが提 案され市販されてきた。このような拍数応答型ペースメーカ、センサおよび感知 される生理学的パラメータの総括的なリストが、参考のため本文に援用される本 願と同じ譲受人に譲渡されたＢｅｎｎｅｔｔ等の米国特許第５，２２６，４１３ 号に記載されている。しかし、Ａｃｔｉｖｉｔｒａｘペースメーカに用いられた 形式の活動センサは、後継の単一および２重チャンバの拍数応答型ペースメーカ ・モデルにおいて使用され続け、最も広く使用される生理学的センサであり続け ている。 先に述べたように、圧電クリスタル・センサは、パルス発生器ケースの外部に 衝突する患者の足取りによって生成される圧力波に応答する。、集積回路を用い る活動センサ形態である、ペースメーカ内部のＩＣチップ上のＡＣ加速度計もま た、Ｃａｒｄｉａｃ Ｐａｃｅｍａｋｅｒｓ社製のＥＸＣＥＬ”ＶＲペースメー カ、および他の製造者により販売される類似の拍数応答型ペースメーカにおいて 用いられている。このＡＣ加速度計は、人体の運動により生じる衝撃波に応答し て揺 動あるいは運動して、運動速度に応じる大きさを持つ出力信号を生じるＩＣ上に 懸架されたシリコン・ビーム塊体から形成されている。 圧電クリスタルおよびＡＣ加速度計の活動センサ、および関連するペースメー カの相対的な利点および弱点については広く報告されており、例えば、Ｂａｃｈ ａｒａｃｈ等の論文「活動に基くペーシング：加速度計と圧電クリスタルとを用 いる装置の比較（Ａｃｔｉｖｉｔｙ−Ｂａｓｅｄ Ｐａｃｉｎｇ；Ｃｏｍｐａｒ ｉｓｏｎ ｏｆ ａ Ｄｅｖｉｃｅ Ｕｓｉｎｇ ａｎ Ａｃｃｅｌｅｒｏｍｅ ｔｅｒ Ｖｅｒｓｕｓ ａ Ｐｉｅｚｏｅｌｅｃｔｒｉｃ Ｃｒｙｓｔａｌ）」 （ＰＡＣＥ、第１５巻、ページ１８８〜１９６、１９９２年２月）において報告 されている。この論文において示されるように、様々なストレス・テストを受け た正常な心臓を持つ患者に装着されたこれらペースメーカのペーシング拍数応答 が測定され、相互にかつ患者の実際の平均心拍数に比較された。行われたテスト は、階段登り降りテストを含んでおり、ある点に関して圧電型センサよりもＡＣ 加速度計が優れた性能を呈した効果に対して結論がなされた。患者の心拍数によ り示されるものと同じ拍数では歩行よりも階段を登りあるいは降りるのに高い心 臓出力が要求される。報告されたＡＣ加速度計が生じた階段登りにおけるペーシ ング拍数は、テスト主体の平均心拍数により示される如き所要心臓出力と更に緊 密に整合した。階段降りにおいては、ＡＣ加速度計が生じたペーシング拍数は、 明らかに降下せず、患者の実際の心拍数を越えていた。報告された圧電センサが 生じた階段登り中のペーシング拍数は、テスト主体の平均心拍数により示される 如き所要心臓出力よりも更に低減した。階段降りにおいては、圧電クリスタルが 生じたペーシング拍数は、階段登りにおいて生じた拍数から増加し、更に患者の 心拍数を越えた。 結果として、前記論者たちは、ＡＣ加速度計がある観点において圧電クリスタ ル・センサよりも優れていることを示唆するも、テスト・データは、適切なペー シング拍数を設定するのにＡＣ加速度計が階段の登り降り、あるいは平地の同じ 拍数における歩行を充分に弁別するものでないことも示している。ＡＣ加速度計 あるいは圧電センサのいずれも、これらの患者の活動を本質的に弁別し得ない。 例えば、個々の患者に対する適切な拍数が階段登りに対して設定されるならば、 この拍数は患者の足取りの反復数によってのみ起生され、その結果、階段降りあ るいは同じ速度における平地歩行のいずれに対しても高すぎる。 圧電クリスタル・センサと同様に、人体の運動が存在しない場合、人体の姿勢 と関連するＡＣ加速度計からは信号出力がない。換言すれば、患者が休息状態に ある時、活動センサは、患者が直立して覚醒状態で休息中であるか、あるいは横 になっておそらくは睡眠あるいは休息中であるかについてどんな表示も生じない 。運動、休息および睡眠を伴う生理学的変化を感知して適切な拍数をトリガーす る、高レベルの運動により生じた生理学的パラメータを感知する他のセンサが、 提案されている。睡眠中にペーシング拍数を低減するために、サーカディアン・ リズム、（日周期）のペーシング拍数を確立する実時間クロックを包含すること もまた提案されてきた。これらの提案されたセンサあるいはシステムはいずれも 、患者の姿勢を決定することができない。 Ａｌｔ等の論文「拍数応答ペーシングに適する人体の活動および姿勢を感知す る新規な機械的センサ（Ａ Ｎｅｗ Ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ Ｓｅｎｓｏｒ ｆ ｏｒ Ｄｅｔｅｃｔｉｎｇ Ｂｏｄｙ Ａｃｔｉｖｉｔｙ ａｎｄ Ｐｏｓｔｕ ｒｅ，Ｓｕｉｔａｂｌｅ ｆｏｒ Ｒａｔｅ Ｒｅｓｐｏｎｓｉｖｅ Ｐａｃｉ ｎｇ）」（ＰＡＣＥ、第１１巻、ページ１８７５〜１８８１、１９８８年１１月 、第II部）、および多重接点型傾斜スイッチの使用を含む米国特許第４，８４６ ，１９５号において、医療用センサが提案された。このスイッチは、パルス発生 器のケース内に固定されることが提案される容器内の水銀ボールを用い、パルス 発生器がある配向で植込まれてその配向を維持するならば、患者が直立状態にあ る時水銀ボールによって幾つかの接点が閉じられ、患者が横臥位、即ち腹ばいか 仰向けに寝た状態にある時は他のスイッチが閉じられかあるいは全く閉じられな いようにする。人体の運動中は、水銀ボールが不規則に動揺することが予測され 、時間単位あたり生じる多くの接点を活動レベルの測定値として使用できる。米 国特許第４，８６９，２５１号、同第５，０１０，８９３号、同第５，０３１， ６１８号および同第５，２３３、９８４号において、同様なセンサが提案されて い る。 自然水銀の使用は一般には歓迎されず、使用後のパルス発生器の廃棄と関連す る環境問題を増すことになる。特に最近のパルス発生器ケース内に封込まれる非 常に小型のスイッチの場合、長期の接触汚染およびブリッジの問題もまた生じる ことになる。 おそらくは、多重接触型傾斜スイッチ・センサもまた、同じ歩調速度における 階段の登り降りを必然的に弁別できないことになる。傾斜スイッチの必要な小さ なサイズが提供されても、前あるいは後にかがんだ間に閉路した接点セットから の一定の再現可能な信号出力がある時間にわたり所与の患者において得られるよ うに、ペースメーカのパルス発生器を正確に位置決めすることは困難である。更 に、制限された接点数が、このような弁別を達成する可能性を減じる。今日では 、このような傾斜スイッチを用いるペースメーカのパルス発生器の植込みは報告 されていない。 更に最近では、ＤＣ加速度計の形態におけるソリッドステート位置センサの使 用が、米国特許第５，３５４，３１７号において提案されている。前記米国特許 第５，３５４，３１７号に開示されたこのＤＣ加速度計は、単一シリコン結晶基 板のウエル上に４隅で懸架された多結晶シリコンの方形板としてハイブリッド半 導体ＩＣ形態で作られ、同じ基板上に関連する低域通過フィルタ回路が形成され る。この懸架された板構造は、重力場に対するその姿勢に従って、地球の重力に 応答して懸架アーム上にウエルに対して静止位置間で運動する。この板はまた、 患者の身体の加速運動に応答して、ＡＣ加速度計と類似する懸架アーム上で振動 する。 前記米国特許第５，３５４，３１７号の単一のＤＣ加速度計は、患者の前後方 向軸に対して感応するよう配向され、直立、仰向けあるいは腹ばいの姿勢を弁別 でき、かつ別個の基本ペーシング拍数を設定することができる。患者の各姿勢に おける運動レベルに依存するこの基本ペーシング拍数からの拍数変化が示唆され る。患者の姿勢における変化が身体的な運動がない場合に検知される時、急激な 歩調変化を避けるため基本ペーシング拍数の変化が古い拍数と新たな拍数間で平 滑化される。 米国特許第５，３５４，３１７号の単一ＤＣ加速度計からの出力信号の信号処 理は、患者の体内のパルス発生器ケースの植込み角度から結果として生じるＤＣ 加速度計の配向角度における差を勘案するように各個の患者に対する信号レベル の校正を含む。しかし、この校正は、重力場に対する可動板の多かれ少なかれ共 通な角度関係を有する身体姿勢を弁別するために示唆されていない。 更に、米国特許第５，３５４，３１７号は、階段登りの間よりも階段降りの間 に生じる同じかあるいはより高いペーシング拍数を結果として生じる先に述べた 諸問題を軽減することになる階段登りの弁別を示唆するようには思われない。 圧電センサおよびソリッドステート加速度計に関して報告された弱点にも拘わ らず、これらセンサおよびソリッドステート加速度計は、これまで提案されたか あるいはそれらの相対的な簡単さ、信頼性、予報性、寸法および低価格のゆえに 臨床的に使用される他の生理学的センサよりも選好され続ける。本発明により解決される課題 圧電タイブおよびＡＣ加速度計タイプの活動センサの先に示した利点を考慮し て、適切な心臓出力を生じるため適切な拍数応答を提供するため、他の活動から 階段あるいは急な傾斜の登りを弁別する類似の方法における患者の活動に応答す るソリッドステート・センサを用いることが望ましい。発明の概要 上記を考慮して、本発明の目的は、他の活動、例えば階段登りあるいは平地歩 行から、階段登りを弁別するため、かつ階段登り中に休養拍数から適切なペーシ ング拍数の増加を供するため、身体姿勢センサを用いる拍数応答型ペースメーカ を提供することにある。 本発明の更に特定の目的は、階段を降りるかあるいは比較的平坦な地面の歩行 よりも、階段あるいは急な傾斜を登る患者に対するより高いペーシング拍数を提 供するため、このようなペーシング拍数設定の能力を提供することにある。 本発明によれば、特に階段登りの間、患者の心臓を患者の活動および姿勢に応 じるペーシング拍数でペースする拍数応答型ペースメーカが提供され、少なくと も 患者の姿勢が直立のスタンスか前方に傾く程度と共に変化する特性を有する身 体姿勢傾斜信号を取得することと、 患者の足取りを検知することと、 ある時間単位にわたり反復する患者の足取りの周波数に応じた信号レベルを有 する患者活動信号を取得することと、 身体姿勢傾斜信号と、患者の心臓に対する生理学的要求と相関する患者の活動 信号とから拍数制御信号を取得することと、 生理学的ペーシング拍数を確立するため、拍数制御信号の関数として生理学的 逸脱間隔を規定することと、 生理学的ペーシング拍数でペーシング・パルスを生成することと、 ペーシング・パルスを患者の心臓へ供給すること の手段およびステップを含む。 患者の姿勢は、ペースメーカのケースと整合された感知軸と患者の前後方向（ Ａ−Ｐ）の身体軸とを有するペースメーカのパルス発生器ケース内に取付けられ たソリッドステートＤＣ加速度計の使用によって決定されることが望ましい。Ｄ Ｃ加速度計は、感知軸が地球の重力方向から前方または後方に傾く角度に応じた 極性および大きさを有する重力による出力信号を提供する。反復する一連の足取 りが伴う直立中の患者の前方の傾き即ち傾斜は、直立スタンスと類似の足取りレ ベルとから弁別することができ、これにより同じ歩調の拍数における他の活動か ら階段登りを弁別し、かつ各活動に対する適切なペーシング拍数を提供する。 ＤＣ加速度計は、感知軸がパルス発生器ケースの３つの軸と整合されるように 、第２および任意に第３のＤＣ加速度計と共にＩＣチップ上に載置されることが 望ましい。医者は、胸腔部の上下（Ｓ−Ｉ）、前後（Ａ−Ｐ）および側方中間（ Ｌ−Ｍ）の諸軸に関して感知軸を整合するように、患者の胸郭に対して適正な配 向でパルス発生器ケースを植込み安定化させることができる。その結果、各半導 体素子の感知軸に対する重力の作用によって、明瞭な信号レベルが各姿勢位置に おける各ＤＣ加速度計によって生成される。これらの信号レベルから、他の決定 さ れた身体姿勢および患者の活動レベルに適する付加的なペーシング拍数を提供す るように患者の姿勢を決定することができる。 望ましくは、先に述べた圧電およびＡＣ加速度計の活動センサの使用において 既知のように、所与のサンプリング期間に生じるある閾値を越える信号レベルに おける多数の変化から患者の活動レベルを得るように、１つ以上のＤＣ加速度計 を用いることができる。 本発明はまた、特に前掲の米国特許第５，２３３、９８４号に開示されたセン サである、Ａ−Ｐ方向における感知軸を有する他の形態の身体位置センサまたは 傾斜センサを用いても実現することができる。 前掲の米国特許第５，３５４，３１７号のＤＣ加速度計が、可動板の面に対し て直角をなす感知軸を有し、垂直の重力に対する感知軸の配向に応じる＋１、− １および０の静的出力信号レベルを提供するバルク・ミクロ加工（ｂｕｌｋ ｍ ｉｃｒｏｍａｃｈｉｎｅｄ）されたＩＣ構造であることに注意すべきである。こ のようなＤＣ加速度計が本発明の実施時に用いられるならば、感知軸が先に述べ たと同じ方法で配向される限り、直角方向に配置されたＤＣ加速度計が同様な信 号応答を生じることになる。本発明の利点 患者が歩行歩調で運動する間身体の前方傾斜を検知するため、ＤＣ加速度計の ＤＣ出力信号を処理することができ、これにより階段登りを他の活動から弁別し て適切なペーシング拍数を生じるために用いることができ、活動センサを用いる 従来技術の拍数応答型ペースメーカと関連する諸問題を解決する。ＤＣ加速度計 および関連する回路をペースメーカのパルス発生器へ低コストで容易に組込むこ とができる。使用の容易性および再現性、および得られる結果の一貫性は、医療 界内部の容認性をもたらすことになる。図面の簡単な説明 本発明の上記および他の目的、利点および特徴については、同じ参照番号が同 じ構造を示す図面に関して本発明の望ましい実施例の以降の詳細な記述を読めば 更に容易に理解されよう。 図１は、特に前方傾斜を検知する活動センサおよび患者姿勢センサとして３つ の可能な相互に直角のＤＣ加速度計の少なくとも１つを構成することが可能であ るＤＤＤＲペースメーカのブロック・レベルの図、 図２は、図１のパルス発生器に対するハウジング内に取付けられたハイブリッ ド回路基板に対して直角方向に取付けられた３つのＤＣ加速度計のＳ−Ｉ、Ｌ− ＭおよびＡ−Ｐ感知軸の配向および患者の身体軸に関してパルス発生器を配向す るハウジング上のマーキングの概略図、 図３は、Ａ−Ｐ方向における感知軸に沿って配向された図２のＤＣ加速度計の 出力信号から階段登りと関連する生理学的ペーシング拍数を得るため、図１のペ ースメーカへ組込まれるアルゴリズムの拍数応答の概要フローチャート、 図４は、図３のフローチャートの階段登り弁別ステッブの群細なフローチャー ト、 図５は、図３のフローチャートの弁別拍数計算ステップの詳細なフローチャー ト、 図６は、歩行および階段の登り降り中の活動状態の患者の身体傾斜度と関連す る適切なペーシング拍数の計算を示すグラフ、 図７ないし図９は、図３ないし図５の階段登り弁別アルゴリズムを用いるテス ト主体に対して行われたテストの結果として得る傾斜の偏差分布を示すグラフ、 および 図１０は、歩行および階段の登り降り中の活動状態の患者の身体傾斜度と関連 する適切なペーシング拍数の供給を示すグラフである。望ましい実施例の詳細な説明 本発明は、従来技術において公知のタイプの多重プログラム可能ＤＤＤＲペー スメーカにおいて実現されることが望ましい。しかし、本発明は、より簡単な、 単一チャンバ型ペースメーカにおいて実現することも可能である。他の医療機器 に関して先に述べたように、本発明はまた、階段登りの弁別が重要である場合に 患者が取り得る種々の身体位置における他の療法の提供および（または）生理学 的パラメータの監視のための他の医療機器においても実現可能である。 図１は、本発明をＤＤＤＲペースメーカに組込むために要求される構造を記述 する、このようなペースメーカの植込み可能パルス発生器、即ちＩＰＧ３０と、 リード線セット１２および１４とのブロック・レベルの図である。図面において 、患者の心臓１０は、右心房内に通される心房ペーシング・リード線１２と、右 心室に通される心室リード線１４とを有する。心房リード線１２は、パルス発生 器３０を心房へ接続する心房電極アレイ１６を有する。心室リード線１４は、パ ルス発生器３０を患者の心臓１０の心室へ接続するための心室電極アレイ１８を 有する。心房リード線１２および心室リード線１４は、ユニポーラ・リード線も 適切なＩＰＧと共に用いることができるが、バイポーラＩＰＧ３０に接続される バイポーラ・リード線として示される。 図１のＩＰＧ回路３０は、全体的に、バッテリ電源５０と以下に述べるタイプ の活動センサ６０とテレメトリ・コイル４５とに接続されたペーシング回路３２ と、マイクロコンピュータ回路３４とに分けられる。ペーシング回路３２は、心 房リード線１２および心室リード線１４にそれぞれ接続される心房および心室出 力増幅回路３６とセンス増幅器３８と、ディジタル・コントローラ／タイマー回 路４０と、以下に述べる他の関連する構成要素とを含む。出力回路３６およびセ ンス増幅回路３８とは、市販される２重チャンバ型心臓ペースメーカにおいて現 在用いられるものと対応する、心房および心室のパルス発生器とセンス増幅器と を含む。 感知された心房の減極（Ａ−ＳＥＮＳＥ）、即ち心房センス増幅冊により確認 されるＰ波は、ＡＳＥ線でディジタル・コントローラ／タイマー回路４０へ送ら れる。同様に、心室の減極（Ｖ−ＳＥＮＳＥ）、即ち心室センス増幅器により確 認されるＲ波は、ＶＳＥ線でディジタル・コントローラ／タイマー回路４０へ送 られる。感度制御ブロック４２は、ディジタル・コントローラ／タイマー回路４ ０により与えられる、マイクロコンピュータ回路３４のメモリに更に格納される 制御信号に応答して各センス増幅器の感度を調整する。 心室のペーシング即ちＶＰＥパルスの生成をトリガーするため、ディジタル・ コントローラ／タイマー回路４０がＶ−ＴＲＩＧ線にトリガー信号を生成する。 同様に、心房ペーシング即ちＡＰＥパルスをトリガーするため、ディジタル・コ ントローラ／タイマー回路４０はＡ−ＴＲＩＧ線にトリガー信号を生成する。 クリスタル発振器回路４４はペーシング回路３０に対する基本タイミング・ク ロックを提供し、バッテリ５０は電力を提供する。基準モード回路４８が、バッ テリ電圧および電流からペーシング回路３０内部のアナログ回路に対する安定電 圧基準および電流レベルを生成する。パワーオン・リセット回路４６は、バッテ リ５０に対する回路３０の初期接続に応答して初期動作条件を規定し、またバッ テリの低エネルギ条件の検知に応答して動作条件をリセットする。アナログ／デ ィジタル・コンバータ（ＡＤＣ）およびマルチプレクサ回路５２は、アナログ信 号と電圧をディジタル化して、ＲＦ送受信回路４７を介してアップリンク送信の ため、センス増幅器３８からのＡＳＥおよびＶＳＥ心臓信号のリアルタイム・テ レメトリを生じる。電圧基準およびバイアス回路４８と、ＡＤＣおよびマルチプ レクサ５２と、パワーオン・リセット回路４６と、クリスタル発振器回路４４と は、現在市販される植込み可能な心臓ペースメーカで今日使用されるものと対応 している。 外部プログラマ（図示せず）に関するデータの出入りは、テレメトリ・アンテ ナ４５と、受信したダウンリンク・テレメトリを復調すると共にアップリンク・ テレメトリを送信するよう働く関連したＲＦ送受信回路４７とによって行われる 。例えば、ダウンリンク・テレメトリを復調して復号するための回路は、Ｔｈｏ ｍｐｓｏｎ等の米国特許第４，５５６，０６３号およびＭｃＤｏｎａｌｄ等の同 第４，２５７，４２３号に開示されるものと対応し、アップリンク・テレメトリ 機能は、Ｗｙｂｏｒｎｙ等の米国特許第５，１２７，４０４号およびＭａｒｋｏ ｗｉｔｚの同第４，３７４，３８２号に従って提供される。アップリンク・テレ メトリ能力は、典型的には格納されたディジタル情報、ならびに心房および（ま たは）心室の電気的活動のリアルタイムあるいは格納されたＥＧＭ（前掲のＷｙ ｂｏｍｙの米国特許の教示による）を伝送し、ならびにＭａｒｋｏｗｉｔｚの米 国特許に開示された如き心房および心室における感知されペースされた減極の発 生を示すマーカ・チャンネル・パルスの伝送を行う能力を含むことになる。 ペーシング回路３０内のタイミングおよび他の機能の制御は、マイクロコンピ ュータ回路３４に接続された１組のタイマーおよび関連する論理回路を含むディ ジタル・コントローラ／タイマー回路４０によって与えられる。マイクロコンピ ュータ３４は、ディジタル・コントローラ／タイマー回路４０の動作機能を制御 して、どのタイミング・レベルが用いられるかを指定し、データおよび制御バス ５６を介して種々のタイミング間隔の持続時間を制御する。マイクロコンピュー タ３４は、マイクロコンピュータ５４と、関連するシステム・クロック５８と、 それぞれオン・プロセッサのＲＡＭチップ６４およびＲＯＭチップ６６とを含ん でいる。更に、マイクロコンピュータ回路３４は、付加的な記憶能力を提供する 別個のＲＡＭ／ＲＯＭチップ６８を含む。マイクロプロセッサ５４は割込み駆動 され、通常は低い電源消費モードで動作し、Ａ−ＴＲＩＧ、Ｖ−ＴＲＩＧ、ＡＳ ＥおよびＶＳＥの諸信号を含む規定された割込み事象に応答して起動される。規 定された間隔の特定値は、内部プログラムされたパラメータ値および動作モード からデータおよび制御バス５６を介してマイクロコンピュータ回路５４によって 制御される。 ＩＰＧが拍数応答モードにプログラムされるならば、患者の活動レベルは周期 的に監視され、センサが得るペーシング逸脱間隔は比例的に調整される。マイク ロプロセッサ５４が活動回路（ＰＡＳ）６２の出力を分析してペーシング・サイ クルで用いられる基本的Ｖ−Ａ逸脱間隔を更新するために、調時された割込み、 例えば２秒毎が与えられる。ＤＤＤＲモードにおいては、Ｖ−Ａ逸脱間隔が間隔 を確立する可変ペーシング拍数として選択されるが、Ａ−Ｖ間隔と、心房および 心室の無反応期間もまた患者の活動に応答して確立されるＶ−Ａ逸脱間隔と共に 変化する。 ２つの別個の低い拍数のＶ−Ａ間隔タイマー機能が提供されることが望ましい 。その第１は、基本的ペーシング拍数が選択される時、医者によってセットされ る。このＤＤＤＲのＶ−Ａ時間間隔は、ＶＰＥまたはＶＰＥの発生から開始し、 ＡＳＥまたはＶＳＥのいずれもＶ−Ａ間隔中に生じなければ、Ｖ−Ａ間隔の満了 後にＡＰＥが生成される。第２の低い拍数の時間間隔の持続時間は、活動センサ ２１ により取得される測定された患者の活動の関数である。典型的には、このＤＤＤ ＲのＶ−Ａ間隔はＶＳＥまたはＶＰＥと共に開始し、患者の活動を反映する時間 間隔を有する。当技術においては、このような構造は周知であり、要求されるタ イマー機能を実現するために種々の技術を用いることができる。 ディジタル・コントローラ／タイマー回路４０は、当技術において周知の方法 で連続的なＡ−ＶおよびＶ−Ａ間隔を含むペーシング周期にわたり用いられたこ れらおよび他の間隔を開始し終了する。典型的に、ディジタル・コントローラ／ タイマー回路４０は、心房感知が不能にされる心房ペーシング・パルスの供給後 の心房ブランキング間隔、ならびに心室感知が不能にされる心房および心室ペー シング・パルスの供給に続く心室ブランキング間隔を規定する。ディジタル・コ ントローラ／タイマー回路４０はまた、心房感知が不能にされるかあるいはＡＳ ＥがＶ−Ａ逸脱間隔をリセットする目的のため無視される心房無反応周期（ＡＲ Ｐ）を規定する。このＡＲＰは、ＡＳＥまたはＡ−ＴＲＩＧのいずれかに続くＡ −Ｖ間隔の開始から、心室減極の感知あるいはＶＰＥパルスの供給のトリガーに 続く予め定めた時間まで延長する。心室後の心房無反応周期（ＰＶＡＲＰ）もま た、ＶＰＥパルスの供給後に規定される。ＡＲＰ、ＰＶＡＲＰおよびＶＲＰの持 続時間もまた、マイクロコンピュータ３４に格納されたプログラム可能なパラメ ータとして選択することができる。ディジタル・コントローラ／タイマー回路４ ０はまた、感度制御回路４２によってＡＰＥおよびＶＰＥペーシング・パルスの パルス幅と、センス増幅器３８の感度セッティングとを制御する。ディジタル・ コントローラ／タイマー回路４０はまた、マイクロコンピュータ回路３４におけ るメモリにプログラムされた値によりセットされる上限拍数間隔（ＵＲＬ）を終 了する。このタイマーは、ＶＰＥまたはＶＳＥの発生により開始され、心室刺激 が心臓へ送られる上方の拍数を制限する。より低いペーシング拍数は、マイクロ コンピュータ回路３４におけるメモリに格納された内部でプログラムされたＶ− ＡまたはＡ−Ａ間隔によって確立される。 図１の図示されたＩＰＧブロック図は単なる事例であり、現在市販される大半 の多重プログラム可能なマイクロプロセッサ制御ＤＤＤＲ心臓ペースメーカの一 般的な機能構成と対応する。このような装置のコンテキストにおいて本発明は最 も容易に実施されること、従って本発明は、主としてマイクロコンピュータ回路 ３４のＲＯＭ６６に格納されるソフトウエアに対する変更によって実現され、現 在入手可能な現存するマイクロブロセッサ制御された２重チャンバ・ペースメー カの基本的ハードウエアを用いて容易に実施できることと考えられる。しかし、 本発明はまた、完全特注集積回路、例えば、先に述べた一連のカウンタ制御され るステップに従って計算を行うため状態カウンタが算術論理演算装置を制御する よう働く、前掲のＢｅｔｚｏｌｄ等の特許に記載される如き状態マシンの形態を とる回路によっても有効に実施することができる。このため、本発明は、図１に 示された如きアーキテクチャをもつペースメーカに限定されると理解すべきでは ない。 図２は、本発明の実施において用いられるＤＣ加速度計に基く前傾センサの実 施例の概略図である。図２において、３つのソリッドステートＤＣ加速度計、即 ち、Ｓ−Ｉ ＤＣ加速度計７２、Ａ−Ｐ ＤＣ加速度計７４およびＬ−Ｍ ＤＣ 加速度計７６が、それらの感知軸がそれぞれ、パルス発生器のハイブリッド回路 基板７６および外側ケース７８のＳ−Ｉ軸、Ａ−Ｐ軸およびＬ−Ｍ軸に対して直 角をなすよう指向されるように取付けられている。本発明の実施において、Ａ− Ｐ ＤＣ加速度計７４のＤＣ出力信号は、階段登りの他の活動からの弁別におい て用いられることが望ましい。 ＤＣ加速度計７２、７４、７６の各々は、信号条件付けを含む表面マイクロ加 工された集積回路、例えば、米国マサチューセッツ州ＮｏｒｗｏｏｄのＡｎａｌ ｏｇ Ｄｅｖｉｃｅｓ社により販売され、参考のため共に本文に全体的に援用さ れる論文「加速度計が５０Ｇに遭遇する時のエアバッグ・ブーム（Ａｉｒｂａｇ Ｂｏｏｍ Ｗｈｅｎ ＩＣ Ａｃｃｅｌｅｒｏｍｅｔｅｒ Ｓｅｅｓ ５０Ｇ ）」（Ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃ Ｄｅｓｉｇｎ、１９９１年８月８日号）およびＡ ｎａｌｏｇ Ｄｅｖｉｃｅｓ社刊Ｒｅｖ．０．「信号条件付けを含むモノリシッ ク加速度計（Ｍｏｎｏｌｉｔｈｉｃ Ａｃｃｅｌｅｒｏｍｅｔｅｒ ｗｉｔｈ Ｓｉｇｎａｌ Ｃｏｎｄｉｔｉｏｎｉｎｇ）」に記載されるモデルＡＤＸＬ５０ 加 速度計であることが望ましい。表面マイクロ加工を用いて、更に別の１組の固定 されたポリシリコン・コンデンサ極板に対して、つなぎ（ｔｅｔｈｅｒ）により 懸架された整形ポリシリコンの試験質量（ｐｒｏｏｆ ｍａｓｓ）からあるパタ ーンで延長する１組の可動コンデンサ極板が形成される。この試験質量は、０Ｇ および±５０Ｇ間の作用力が試験質量の物理的運動と、固定極板と可動極板間で 測定されたキャパシタンスの変化とを生じる感知軸を有する。この測定されたキ ャパシタンスは、オンチップ信号条件付け回路によって低電圧の信号へ変換され る。 ＡＤＸＬ５０の試験質量は、１つの感知軸に沿って正と負のベクトル方向で前 後に運動するようにつながれるＩＣチップ面と同一面内にある。このように、平 坦な姿勢は、試験質量の感知軸が試験質量の長さに沿うようにする。即時使用で きるように、ＡＤＸＬ５０ ＩＣチップはＴＯ−５缶内に取付けられ、感知軸の 正のベクトル方向が缶の基準タブに整合される。この缶のタブの使用により、感 知軸の正または負のベクトル方向を、重力の一定の垂直方向に関して用いられる システムまたは回路のある面または角度に関して整合することができる。 ３つの軸に対する基準タブは、図１の活動センサ６０において、図２のＤＣ加 速度計７２、７４および７６のそれぞれに関して略図的に示される。無論、パル ス発生器３０内部の実際の組込みにおいては、ＤＣ加速度計は単一のＩＣチップ 上に形成されあるいは組立てられ、この組立体はハイブリッド基板６０に取付け られる単−ＩＣパッケージ内に包囲することもできる。パルス発生器ケース内部 のハイブリッド基板７６の組立ては、配向を確立するように正確に制御される。 Ｓ−Ｉ、Ａ−ＰおよびＬ−Ｍの配向マーキング８２、８４および８６は、植込み を行う医師の便利なようにパルス発生器ケース７８上に付される。 静止ＡＤＸＬ５０加速度計の感知軸に沿って直接に印加される１Ｇの重力の作 用は、角度計算目的のため基準とされ即ち＋１としてスケールされる特性出力電 圧信号レベルを生じる。感知軸に対して反対方向即ち負の方向に正確に加えられ る１Ｇの重力の作用は、基準とされ即ち−１としてスケールされる特性出力電圧 信号レベルを生じる。感知軸が重力の方向を横切るように指向されるならば、バ イアス電圧レベルの出力信号が存在するはずであり、この電圧信号レベルが基準 とされ即ち０としてスケールされる。感知軸が重力の方向から離れて即ち傾斜し て指向される程度もまた、０にスケールされ、かつ＋１および−１にスケールさ れる出力信号レベル値より低いバイアス・レベルからの偏差である出力電圧信号 レベルの大きさおよび極性によって検知することができる。前掲の文献は、電圧 信号レベルを０、＋１および−１の静的レベル値にスケールするための教示を与 える。図１の活動回路６２において用いられる温度変動によって生じるオフセッ ト・エラーおよびドリフトの自動校正を行うマイクロプロセッサ・インターフェ ース回路もまた記載される。 用いられる信号極性およびレンジに応じて、他のスケールも用いられる。テス トにおいて集められ、図７ないし図９に示されるデータに関して以下に述べる事 例は、０Ｇが＋１．０００ボルトのＤＣ信号を生じ、＋１Ｇが＋１．４００ボル トのＤＣ信号を、かつ−１Ｇが＋０．６００ボルトの信号を生じるスケールを用 いる。 瞬間的な、即ち身体の運動加速度によるＡＣ変化の作用は、単位時間あたりの 電圧信号の出力レベルの変化によって測定することができる。前掲の文献に示さ れるように、ＡＤＸＬ５０は、患者が集中できる強さレベルの如何に拘わらず、 患者の足取りを検知するため要求される感度を充分に上回る５０Ｇ以下の瞬間的 な加速度レベルを弁別することができる。出力信号レベルは、内部のＡＤＸＬ５ ０のバッファ増幅器または顧客製作品の調整によってより低い範囲、例えば０な いし±２〜５Ｇにスケールすることができる。 図２において、本発明は、唯一つ、２つまたは３つのＤＣ加速度計を備えるＩ ＰＧに組込むことができ、唯一つの加速度計の選択は少なくともＡ−ＰまたはＳ −ＩのＤＣ加速度計７４または７２をそれぞれ含み、望ましくはＡ−Ｐ ＤＣ加 速度計７４を含む。このように、図２はこのような組合わせのいずれかを包括的 に示し、３つ全ての組込むの以下の記述は、本発明の理解の目的のため３つより 少ないものも含むことが理解されよう。無論、本発明は、組合わせた他の加速度 計の出力信号を用いる階段登り以外の他の身体姿勢を決定するシステムと有効に 組合わせることもできる。 ＡＤＸＬ５０タイプの１つ、２つまたは３つのＤＣ加速度計７２、７４または ７６が図示のようにパルス発生器に組込まれる時、Ｓ−Ｉ ＤＣ加速度計７２の 感知軸は、例えばマーキング８２、８４、８６を用いてできるだけ垂直に近いよ うにパルス発生器３０が植込まれる時、整合されることが意図される。このよう に、直立で静止状態にある時、＋１Ｇで生成される出力信号レベルは、Ｓ−Ｉ ＤＣ加速度計７２により具現されるかあるいは厳密に近似化されねばならない。 同時に、Ａ−ＰおよびＬ−ＭのＤＣ加速度計７４および７６の出力信号レベルは 、０Ｇを表わすレベルに近づかねばならない。 患者が仰向けあるいは腹ばいに静かに横臥する時、Ａ−Ｐ ＤＣ加速度計７４ のＤＣ信号レベルは、（パルス発生器ケース７０がＡ−Ｐ ＤＣ加速度計の正の ベクトルを前方に向けて植込まれるならば）それぞれ＋１Ｇまたは−１Ｇにより 生じるレベルに近づかねばならず、Ｓ−Ｉ ＤＣ加速度計７２およびＬ−Ｍ ハ イブリッド回路基板７６の信号レベルは０Ｇに応答して生じるＤＣ信号レベルに 近づかねばならない。同じように、右側および左側を下にして横たわる患者は、 Ｌ−Ｍ ＤＣ加速度計７６の感知軸を重力が＋１Ｇまたは−１Ｇの信号レベルを 生じるように指向させ、Ｓ−Ｉ ＤＣ加速度計７２およびＡ−Ｐ ＤＣ加速度計 ７４の信号レベルは０Ｇの信号レベルに近づかねばならない。 ＤＣ加速度計７２、７４および７６の各々の＋１Ｇ、０Ｇおよび−１ＧのＤＣ 信号レベル特性からの偏差は、植込み後に患者がこれらの姿勢で活動する間に測 定することができる。この偏差は、ディジタル・コントローラ／タイマー回路４ ０を介してマイクロコンピュータ回路３４へ周期的に与えられる３つのＤＣ加速 度計７２、７４および７６のスケールされた実際の出力信号レベルの加重もしく は他の処理時にマイクロプロセッサにより使用される調整値としてＲＡＭ６４に 格納される。更に、Ａ−Ｐ ＤＣ加速度計７４およびＬ−Ｍ ＤＣ加速度計７６ の正の軸ベクトルの実際の植込み配向もまた、生成される信号の極性によって決 定することができる。これらの配向は、マイクロコンピュータのメモリに格納さ れ、必要に応じて３つのＤＣ加速度計７２、７４および７６の出力信号レベルの 極性を変化させるために用いられる。 先の記述は、前掲の（Ｐ−３２７０Ｂ）出願において更に詳細に述べたように 、休養中および種々の姿勢で運動中の患者の身体位置を得るための１組の式を展 開するためのフレームワークを提供する。本発明によれば、先に述べたタイプの ３つより少ない直角配置されたＤＣ加速度計は、階段登りの弁別において用いら れる。望ましくは、（感知軸に対する重力の方位に従って）０ないし±１Ｇ間の 範囲内で０〜０．５Ｈｚの周波数におけるＡ−Ｐ ＤＣ加速度計７４の出力信号 が検知され、運動する患者が前傾状態にあるかどうか、および前方の傾き即ち傾 斜の程度を決定するために用いられる。Ａ−Ｐ ＤＣ加速度計７４はまた、同じ かより大きな範囲で足取りその他の身休運動を表わす１〜１０Ｈｚの周波数の反 復ＡＣ加速度出力信号を生成する。前記信号の組合わせは、「傾斜の偏差」信号 レベルの以下に述べる閾値との比較によって、階段あるいは急斜面の登りの弁別 において用いられる。閾値活動レベルを越える反復信号のない場合における患者 の単純な曲げ運動あるいは静止した前方傾斜は、階段登りとして判定されること がない。同様に、前記閾値を越える活動信号を伴う大きすぎる前方の傾き即ち傾 斜は、階段登りの心拍数を生じさせることはない。 図３によれば、同図は、Ａ−Ｐ ＤＣ加速度計７４の出力信号から生理学的な 「階段登り」のペーシング拍数を得るための図１のペースメーカに組込まれるア ルゴリズムの拍数応答の全体的フローチャートを示す。図４は、図３のフローチ ャートの階段登りの弁別ステップの詳細なフローチャートである。図５は、図３ のフローチャートの弁別拍数計算ステップの詳細なフローチャートである。図６ は、（図３のフローチャートにおける拍数平滑化後の）ペーシング拍数のセッテ ィング時に使用されるペーシング拍数制御信号としての傾斜偏差信号レベルに応 じる目標拍数に対する階段登りの拍数または中間的なペーシング拍数の選択を示 している。 先に述べたように、Ａ−Ｐ ＤＣ加速度計７４は、ＤＣ出力信号レベルが公称 的に０Ｇにおいて＋１．０００ボルトでありかつそれぞれ−１Ｇおよび＋１Ｇに おいて＋０．６００ないし＋１．４００ボルト間で変動するように、ＩＰＧケー スが重力に対して植込まれる時に配向される。図３において、ブロック２００に おけるＡ−Ｐ ＤＣ加速度計７４からの出力信号レベルがサンプリング周波数、 例えば２００Ｈｚでサンプルされ、ＤＣ成分「測定された傾斜」およびＡＣ成分 「活動カウント」があるサンプリング期間、例えば継続する２秒の期間にわたり 決定されるブロック２０２に対して与えられる。「測定された傾斜」信号は、前 傾即ち患者の胴部の傾斜によって寄与されるＤＣ信号レベルと、足取りまたは他 の身体運動からの衝撃力の関数として大きさが変化するＡＣ信号レベルの両者を 反映する。しかし、このＡＣ信号の大きさは、サンプリング期間外では平均化さ れようとする。「測定された傾斜」信号レベルのあるものは、以下に述べるよう に平均化される。その時の患者の運動の活動レベルは、活動事象のカウントから 得られる。Ａ−Ｐ ＤＣ加速度計７４の１〜１０Ｈｚの周波数レンジ内の出力信 号（あるいは、もしあれば他のＤＣ加速度計７２または７６の１つの、あるいは 出力信号の組合わせ）が検知される時、活動事象は、ステップ２０２において正 または負のスケール閾値を越えることが検知される。活動カウントは、１〜１０ Ｈｚの周波数レンジ内のサンプルされた出力信号を濾波し、濾波信号を増幅し、 増幅信号を閾値レベルと比較し、閾値を越える信号をカウントする従来のプロセ スにおいて決定される。 例えば、患者の足取りは、閾値レベルを越えかつ歩行あるいは走行のための特 定の周波数レンジ内のレベルで交番出力信号を生じるよう身体を介してＡ−Ｐ ＤＣ加速度計７４を駆動する衝撃波を伝送させる。活動閾値レベルを越えるこれ らサンプルされた値は、活動事象として特徴付けられる。活動事象は、連続する 期間、例えば２秒にわたりステップ２０２においてカウントされて「活動カウン ト」を生じる。うつ伏せの運動を伴う腕と脚の運動、例えば水泳もまた活動事象 を生じる。 ステップ２０４において、「活動カウント」を用いて、推定される運動レベル に適する「目標拍数」をセットする。患者の心臓をペーシングする「目標拍数」 は、「活動カウント」に比例し、当技術において周知の方法でプログラムされた ペーシングの「低い拍数」および「高い拍数」間で変動する。「目標拍数」は、 典型的には、生理学的ペースメーカにおける従来の拍数平滑化などによる更なる 修正を受けるペーシング拍数を照合するため用いられる。 階段登りに対する「活動カウント」が平地歩行または階段降りに対する活動カ ウントに等しいかあるいはこれより小さいので、「目標拍数」はより大きい心臓 出力を必要とする階段登りに対しては不充分である。従って、代替的な階段登り 拍数（これもまた、実際のペーシング拍数として用いる前に修正を受ける）を用 いることが適当である。他のある活動もまた歩行または走行に似る「活動カウン ト」を生じることがあるので、「目標拍数」または「階段登り拍数」（および、 両者の中間的な拍数）が適切であることの判定には、同じＤＣ加速度計または１ 組のＤＣ加速度計による患者の姿勢の判定が重要である。 望ましい実施例によれば、固定された階段登り拍数を個々の患者に対してプロ グラムされることが考えられる。階段登りが検知されて患者の活動レベル自体が より高い「目標拍数」を呈さなければ、「階段登り拍数」が起生される。例えば 、ＡＣ加速度成分の寄与による活動レベルは、軽度から激しい運動レベルを意味 し、中間から高い「目標ペーシング拍数」を呈する。患者が速く運動するならば 、この場合は「目標拍数」が予めプログラムされた階段登り拍数を越えるので、 患者が階段あるいは急坂を上ることも重要でない。「階段登り拍数」が「目標拍 数」を越える別例においては、実際の中間的なペーシング拍数は、プログラムさ れた「階段登り拍数」と計算された「目標拍数」との間になるように選択するこ とができる。 階段登り弁別ステップ２０６（図４のフローチャートに示される）は、患者が 、階段あるいは充分に急であるかもしくは患者を前方に傾斜させる長い坂を登っ ているかいないことの判定を行うため「測定された傾斜」信号を用いる。患者を ペーシングするための「階段登り拍数」、「目標拍数」あるいは中間的な拍数の 選択は、ステップ２０８（図５のフローチャートに示される）において決定され る。次いで、図３のステップ２１０において、周知の拍数平滑化手法を用いて、 比較的低い「目標拍数」および比較的大きな「階段登り」または階段登りの始め の中間的な拍数からの加速、および階段登りの完了時に「目標拍数」へ戻る減速 時に 拍数平滑化を行うようにペーシング拍数が修正される。 図４において、ステップ２０８に含まれる階段登り弁別ステップが、「活動カ ウント」の存在から患者が判定ステップ３００における活動状態であるか否かの 判定で始まる。「活動カウント」が存在しないならば、ステップ３０２で「階段 登りではない」判定が行われるか言明される。図５のフローチャートのステップ が完了した後は、「目標拍数」（この場合、プログラムされたより低い拍数）に おける変更は行われない。 患者が活動状態であるならば、サンプル数で除される「活動カウント」が満た される間に（および、「傾斜偏差値」が以下に述べるようにＯＴＷ上限値を越え ない限り）生じる「測定された傾斜」信号の振幅の和から「傾斜平均値」がブロ ック３０４において計算される。例えば、３００サンプルのサンプル数は、連続 的なベースで得られ、ＦＩＦＯベースで累計され、これから「傾斜平均値」が計 算される。典型的には、「傾斜平均値」は、患者が階段を登る前に平坦地を歩行 する時に得られ、また、植込み場所においてＩＰＧがＡ−Ｐ軸方向８４から傾斜 させられるかあるいは患者が前かがみで歩行する程度のみに対するＤＣ信号レベ ルの寄与を反映する。先に述べたように、植込み場所におけるＡ−Ｐ ＤＣ加速 度計の感知軸の傾斜による偏差は、患者が努力して静止状態で直立している間に 決定され得る。先に述べた事例においては、＋１．０００ボルトからの観察され た偏差値が「傾斜平均値」のＤＣ信号レベル成分を再び略々１．０００ボルトの レベルまで調整する加重因子として用いられる。しかし、いかなる場合も、患者 が努力することと調整を行うことは必須ではない。 「傾斜平均値」が計算された後、次に「傾斜平均値」から「測定された傾斜」 信号を差引くことにより「傾斜偏差値」信号がブロック３０６において計算され る。充分な差がなければ、患者は、階段または急坂の登りの前傾特性なしに歩行 または走行を続け、「傾斜平均値」は累計され続ける。このように、患者の前傾 に起因する「測定された傾斜」信号におけるＤＣ成分の増加の始めが、患者が活 動状態に止まる間に累計される「平均傾斜」に対して「測定された傾斜」を比較 することによって検知することができる。 ステップ３０８において、患者の前の努力中に、「傾斜偏差値」信号レベルが 、Ａ−Ｐ ＤＣ加速度計７４の出力信号から前に得た「外側傾斜ウインドウ」（ ＯＴＷ）に対比される。このＯＴＷは、患者が階段または平均的な階段に対する 階段ステップ運動マシンを登る時の努力中に生成される「傾斜偏差値」信号から 得られるＯＴＷの上限値とＯＴＷの下限値間の「傾斜偏差」信号値の外側範囲で あり、マイクロコンピュータ回路３４のメモリ６８に格納される。ＩＴＷの下限 値とＩＴＷの上限値間のより狭い範囲の「傾斜偏差値」信号値を表わす「内側傾 斜ウインドウ（ＩＴＷ）」もまた、メモリ６８に格納される。あるいはまた、こ れらの値の範囲は、人口研究に基いて得られ、また医者によってプログラムされ る。ペーシング拍数の選択におけるＯＴＷおよびＩＴＷの関係については、図５ および図６に関して以下に更に説明する。 「傾斜偏差値」信号がＯＴＷ内に含まれなければ、ステップ３１０において患 者が階段登りをしていないと判定され、判定ステップ３１２において傾斜偏差値 がＯＴＷの上限値に対して調べられる。ＯＴＷの上限値を越えると、患者は腹ば いで運動中、例えば水泳中のようである。このような場合、以下に述べるように 、「目標拍数」が図３のステップ２１０において用いられる。更に、「傾斜平均 値」はステップ３１２では更新されない。 ステップ３０８において、「傾斜偏差値」がＯＴＷ内に含まれるならば、ステ ップ３１４において患者が階段登り中であると判定される。ステップ２０２で得 られる「傾斜平均値」信号がその時の「測定された傾斜」によってステップ３１ ６においてメモリで更新される。 図５において、弁別拍数計算ステップ２０８が階段登り判定ステップ３１８で 開始する。階段登りがステップ３１８において判定されると、判定ステップ３２ ０において「階段登り拍数」が「目標拍数」と比較される。「階段登りでない」 がステップ３１８において判定されるか、あるいはステップ３２０において「目 標拍数」が「階段登り拍数」を越えるならば、命令「目標拍数を変えてはならな い」がステップ３２２において生成され、「目標拍数」がステップ２１０におい て用いられる。これはまた、「傾斜偏差値」がＯＴＷの上限値を越えるならば、 ステップ３０２またはステップ３１２から続く経路でもある。 ステップ３２０において、「階段登り拍数」が「目標拍数」を越えるならば、 ステップ３２４において「傾斜偏差値」がＩＴＷと比較される。「傾斜偏差値」 がＩＴＷ内に含まれるならば、ステップ３２６においてペーシング拍数が「階段 登り拍数」へ変更される。「傾斜偏差値」がＩＴＷ外であるならば、ステップ３ ２８において、メモリ６８に格納された補間値の索引テーブルの使用か計算によ ってペーシング拍数が２つの拍数の補間に変更される。 図６において、同図は、「目標拍数」と（当例では）より高い階段登り拍数と 、これら２つの平坦な拍数間の中間的拍数とから選択された「ペーシング拍数」 制御信号を決定するため用いることができるＯＴＷおよびＩＴＷの信号範囲の一 例を示している。ｍＶ単位の「傾斜ウインドウ偏差値」は、先に述べたように、 公称「０」値即ち１．０００ボルトから変動する。「目標拍数」は、「傾斜偏差 値」のＯＴＷ下限範囲とＯＴＷ上限範囲の値外に適用する。より高い「階段登り 拍数」は、「傾斜偏差値」のＩＴＷ上限およびＩＴＷ下限の範囲値内で適用する 。補間される中間的な拍数は、ＩＴＷの下限値およびＯＴＷの下限値間ならびに ＩＴＷ上限値およびＩＴＷ上限値間の「傾斜偏差値」の範囲内で優勢である。 図６において、１２０ｂｐｍの「階段登り拍数」は、「傾斜偏差値」がＩＴＷ 内にあるならば、９０ｂｐｍの「目標拍数」を越え、従って制御する。例えば、 ２０ｍＶと１１０ｍＶの偏差値は、ＯＴＷとＩＴＷの下限値と上限値の両方の外 にあり、従ってペーシング拍数は９０ｂｐｍの「目標拍数」で制御される。１２ ０ｍＶの「傾斜偏差値」はＩＴＷ内にあり、ペーシング拍数は１２０ｂｐｍの「 階段登り拍数（ＳＣＲ）」で制御される。３０ないし６０ｍＶ間のＯＴＷの下方 部分内では、中間的なペーシング拍数制御信号は９０ないし１２０ｂｐｍの範囲 内にある。この範囲内の中間的なペーシング拍数（ＩＰＲ）制御信号を決定する 公式は、 同様に、８０ないし１００ｍＶ間では、ペーシング拍数制御信号は１２０〜９ ０ｂｐｍの範囲内にある。この範囲内における中間的なペーシング拍数（ＩＰＲ ）制御信号を決定するための公式は、 以上の記述から、階段登りと、階段降りあるいは平坦地の歩行間の弁別が、患 者が階段あるいは急坂を降りつつあることの積極的な判定を行うことなく充分で あることが判るであろう。「目標拍数」は、階段または坂を降りるペーシング拍 数として充分である。「目標拍数」が急激な運動を反映するならば、この拍数は ３つの活動のどれかに対しては充分となる。 再び図１において、このように得られた「目標拍数」、「階段登り拍数」ある いは中間的なペーシング拍数が、生理学的ペーシング拍数を確立する生理学的逸 脱間隔が、先に述べたように動作するディジタル・コントローラ／タイマー回路 ４０およびマイクロコンピュータ回路３４によって生成される患者の心臓におけ る生理学的要求と相関する患者の身体姿勢および患者の活動レベルの判定から得 られるペーシング拍数制御信号を提供する。ペーシング・パルスは、出力増幅回 路３６によって生理学的ペーシング拍数で生成され、リード線１２および１４を 介して患者の心臓１０へ加えられる。 次に図７ないし図９において、これらの図は、階段登り、階段降りおよび通常 の歩行中に上記プロセスを用いて得た試験主体の１９回の装着テストにおいて得 られた「傾斜偏差値」の分布をグラフ形態で提示する。３つの分布は、ＤＣ加速 度計の出力信号のＤＣ成分から得ることができる弁別の感度を示している。 歩行、休息、階段の登り、休息、階段の降り、および再び休息という時間的に 従うボランテア主体の装着テストから得られたデータもまた図１０に示される。 Ａ−Ｐ ＤＣ加速度計７４の出力信号からの上記アルゴリズムに従って生成され た目標ペーシング拍数（弁別なし）および階段登り拍数（弁別あり）が示される 。判るように、階段登りの拍数増加は、階段降りのペーシング拍数を不適切に増 加することなく適切に生じる。 階段登りの検知もまた医師による以後のテレメトリ送出および分析のためのマ イクロコンピュータ回路のメモリにおける偶発的データの記憶をトリガーするこ とに注意すべきである。階段登り拍数およびＩＴＷおよびＯＴＷウインドウの妥 当性を、特定の患者に対して分析することができる。本発明の階段登りの弁別は 、患者が不利益を被る事象においてはプログラム・オフすることができる。 本発明に対する変更および修正は本文の開示によって可能である。例えば、本 発明は如何なる特定のペーシング・モードにも限定されず、ＤＤＤＲ、ＡＡＩＲ 、ＶＶＩＲおよびＤＤＩＲの如き従来技術のモードで機能することができる。ま た、２重チャンバ型ペースメーカ、カーディオバータ除細動器などにおいて本発 明を実現できることも理解されよう。しかし、かかる全ての変更および修正は、 請求の範囲に記載される発明の範囲内に含まれるべきものである。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．姿勢に依存するペーシング拍数で患者の心臓をペーシングする装置において 、 患者が前方に傾斜する程度を表わす身体姿勢傾斜信号を取得する手段と、 ペーシング拍数を確立するように逸脱間隔を規定し、患者が前方に傾斜するこ とを示す前記身体姿勢傾斜信号に応答して前記逸脱間隔を変更する手段を含む逸 脱間隔規定手段と、 ペーシング拍数でペーシング・パルスを生成する手段と、 ペーシング・パルスを患者の心臓に印加する手段と を備える患者の心臓をペーシングする装置。 ２．患者の活動を検知し、患者の活動に依存する信号レベルを有する患者活動信 号を取得する手段を更に備え、前記逸脱間隔手段が、前記身体姿勢傾斜信号と前 記患者活動信号の双方に応答する逸脱間隔を規定する手段を含む請求項１記載の 装置。 ３．身体姿勢傾斜信号を取得する前記手段が更に、第１の予め定めた低周波レン ジで反復し測定された傾斜信号を取得する患者の身体の前後軸における加速度の 作用力を測定する手段を含む請求項１または２に記載の装置。 ４．患者活動を検知する前記手段が更に、前記第１の予め定めた低周波レンジよ りも周波数が高い第２の予め定めた周波数レンジで反復し患者の活動信号を取得 する患者の身体の前後軸における加速度の作用力を測定する手段を含む請求項２ 記載の装置。 ５．身体姿勢傾斜信号を取得する前記手段と患者の活動を検知する前記手段とが 更に、 患者の身体の略々前後の軸に沿って患者の身体に対する重力の作用力に応答し 、該作用力から患者が直立スタンスから前方に傾斜する程度を表わす極性と大き さの前方傾斜信号を取得する手段と、 患者の足取りによる患者の身体における加速度の作用力を測定し、該作用力か ら患者の足取りを表わす患者活動信号を取得する手段とを含む請求項２記載の装 置。 ６．逸脱間隔を規定する前記手段が更に、 前記患者活動信号の関数として患者の心臓をペーシングする目標拍数制御信号 を生じる手段と、 階段登り拍数制御信号を生じる手段と、 傾斜ウインドウを規定する手段と、 前記身体姿勢傾斜信号を前記傾斜ウインドウと比較する手段と、 前記身体姿勢傾斜信号が前記傾斜ウインドウ内にある時、前記階段登り拍数制 御信号を用いて逸脱間隔を規定する手段と、 前記身体姿勢傾斜信号が前記傾斜ウインドウ外にある時、前記目標拍数制御信 号を用いて逸脱間隔を規定する手段とを含む請求項２記載の装置。 ７．前記目標拍数制御信号を前記階段登り拍数制御信号と比較し、ペーシング拍 数制御信号としてより大きなものを用いる手段を更に備える請求項６記載の装置 。 ８．逸脱間隔を規定する前記手段が更に、 前記患者活動信号の関数として患者の心臓をペーシングする目標拍数制御信号 を生じる手段と、 階段登り拍数制御信号を生じる手段と、 内側および外側傾斜ウインドウを規定する手段と、 前記身体姿勢傾斜信号を前記傾斜ウインドウと比較する手段と、 前記身体姿勢傾斜信号が前記内側傾斜ウインドウ内にある時、前記階段登り拍 数制御信号を用いて逸脱間隔を規定する手段と、 前記身体姿勢傾斜信号が前記外側傾斜ウインドウ外にある時、前記目標拍数制 御信号を用いて逸脱間隔を規定する手段と、 前記身体姿勢傾斜信号が前記外側傾斜ウインドウ内にありかつ前記内側傾斜ウ インドウ外にある時、中間的拍数制御信号を取得し、該中間的拍数制御信号を用 いて逸脱間隔を規定する手段とを含む請求項２記載の装置。 ９．前記目標拍数制御信号を前記階段登り拍数制御信号と比較し、より大きいも のを用いて前記身体姿勢傾斜信号が内側または外側傾斜ウインドウ内にあるか否 かに従って逸脱間隔を規定する手段を更に備える請求項８記載の装置。 １０．傾斜信号を取得する前記手段がＤＣ加速度計を含む請求項１または２に記 載の装置。