JPS6034462A - 心拍出量を制御したペ−サ - 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】 発明の背景 本発明は、全般的には心臓ベースメーカ分野に関し、よ
シ詳細には、測定された患者の生理的変量に応じてセッ
トされる。刺激開始インターバルを持つベースメーカに
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（７７！α♂ｚ　ｆ
ｌｏｗ丁αｔ−）は、心臓血液拍出量と呼ばれ、これは
、１分間当だシパルスの心拍数と、リットルで示す心臓
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（６倍まで）によシ達成される。

心拍出量変化は、静脈リタン、収縮性及び、アフタロー
ド（ａｆｔｅｒ　１ｏａｄ）によシ伝達され、心拍数変
化は、側層結節（Ｓ−Ａ　＃ｏｄｇ）と呼ばれる構造に
働らく自律神経系によシ伝達される。

側層結節は心臓心房に位置する。この自然のベースメー
カよシ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−１’ノー
ド（Ｎｏｄ己）と呼ばれる構造を通シ心臓の下部室に伝
達される。房室結節信号は、心室を収縮させ、身体を通
シ血液を強制的に流す。

多種の心臓病は、側層結節、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。これらの徴候を示す
患者が１人工ベースメーカ療法の候補者である。

初期にはベースメーカは、完全な側層結節ブロックを示
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シ現れ、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ベースメーカの早期の形式は、
　Ｗ、Ｇｒｔａｔｂａｔｃｈに交付された米国特許６，
０５７．３５６　よシ知られている。この非同期ベース
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、房室結節ブロック状況は間欠性でアシ、
人工ベースメーカと自然の測度結節が。

ときおシ心臓心室活動制御をめぐシ競合した。この競合
は望ましくない。デマンド・ベースメーカは、この競合
をさける。このデマンド・ベースメーカ植込み型改造例
は、　Ｖ’、Ｇｒｔａｔｂａｔｃｈへの米国特許ＮＯ，
３、４７８、７４６で知られている。

作動中において、デマンド・モード・ベースメーカ力は
、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・ベー
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、プリセットされた心拍数よシ降下すれば、刺激
ビートを加える。

非同期ベースメーカも、デマンド型ベースメーカもとも
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、固定心拍数でベースされてい
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シ生ずる。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１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、ＪＪ’、Ｋｇｌｌｇｒに対する米国特許６
，２５３．５９６　に例示される如＜、ｐ波同期モード
・ベースメーカは、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。この型のベースメー
カは、自然発生の患者心房レート（αｔｒｉａｌｒａｔ
ｅ）を許容し、心室刺激レートＣｒａｔｇ　ｔｒｉ　ｖ
ａｎｔｒｉ　−ｃｕｌａｒ　ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ）
　を制御させる。

心房追跡の特徴（ａｔｒｉａｌ　ｔｒａｃｋｉｎｇ　ｆ
ｅａｔｕｒｅ）を示す他のベースメーカは、　Ｗ、Ｇｒ
ｔａｔｂａｔｃｈに対する米国特許３　、６４８　、７
０７で知られる心房同期ベースメーカ、心室抑制ベース
メーカ及び、Ｈ，Ｆｗｎｋ−に対する米国特許４，３１
２，３５５で知られる２重感知、２重ベースのベースメ
ーカを含む。心房同期ベーシングの利点は、測度結節に
よシ決定されるこのベースメーカ・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ろことであ
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４　、２９８　、００７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、ベースメーカは、心臓の自然伝
導システム及び測度結節によシ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、測度結節は、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ベーシングを提供するため、側層
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ベースメー
カの１型式は、ｗｉｒｔｚｆｉｇｌｄに対する米国特許
４，２０２，３３９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。

関連ベースメーカの刺激周波数を変更するのに使用され
る。

レート応答型ベースメーカの他の型式は、　、４１ｃｉ
ｄｉに対する米国特許４，００９，７２１で知られてい
る。このデバイスは、血液のｐＨ測定に応答してベース
メーカ・レートを変更するｐＨ測定用探針を利用する。

レート適応型ベースメーカの他の型式は、　Ｄａｈｌに
対する米国特許４，１４０，１３２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、ベースメ
ーカの刺激開始インターバルを変更する。

レート適応型ベースメーカの他凰式は、　Ｒｉｃｈαｒ
ｃｔｚに対する。米国特許４，２２８，８０３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
モニターシ、Ｑ−Ｔインターバルの短縮に依シ、ヘーサ
レートを増加するペーサを開示している。

以前のベ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）変化する生理学的変量（パラメータ）
を利用する。

心臓生理学にもどシ、第３Ａ図を参照するに。

毎分の血液をリッ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６Ａ図は、１１／Ｍよシロ匂に相当す
る等曲線と呼ばれる１群の一定心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。Ｖｇｒｚｔｇｇｌ　（１
９８１）　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６００によシ示されている。第３Ａ図では、心臓
血液拍出量２ＩｙｉＩに相当する労働負荷は。

心拍出量２６−において心拍数７５ｂｐｍ　となる。心
臓血液拍出量５％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３６ｍｊ
！　までの増加となる。

完全な心臓ブロック及び固定レートのベースメーカの使
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図にて示されておシ、
そこでは、負荷線３１０が、固定レートベーシングに相
当する。固定レートベーシングは、非同期（ＶＯＯ）の
デマンド型（ＶＶＩ）ベーシングあるいはＡ−Ｖ逐次（
ｓｔｑｗｔｒｂｔｉａｔ　）、（ｎｒｔｔ）ベーシング
である。この図は、側層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、２４心臓血液拍出量において、この患者は、
心拍数１００ｂｐｒｎにおいて心拍出量２（１＋Ｊを示
す。５％へ増加すれば、心臓血液拍出量増加は５０ｍ１
．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 在来のレート変化をベースメーカに対比し１本発明のベ
ースメーカは、患者の心臓血液拍出量をモニター４．、
アルゴリズムによシベ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、心臓ベース用の閉ループペーサ（ｃｌｏｚｇ
ｃｔ　１ｏｏｐ　ｐａｃｇｒ）を形成するように６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。

心臓ベ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によシ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。

然しアルゴリズムは、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
タをデマント・モード・ペーサに織シ込むのに適したシ
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３２３，５０７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、ベーシング
・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
右部よシ取出された多数の測定値によシ推定される。

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（ＲＬＬ
ｚｈｍａｒ　１９５３．　Ｇｇｄｃｔｇｐ　１９６６、
　Ｂａａｎ　１９８１）。

この技術では、電極システム１ｏ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１６よシ隘極１４に流れ１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ょシ
、高められうる（Ｂααル１９８１）。

電圧量（ｍａｌｎｉｉｗｄｇ）　は、心臓腔イン？ニア
ータンｘ（Ｚｍ）の関数である。次に、このインピーダ
ンスは。

腔容積（Ｆａｌｕｍｇ　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
まであシ、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（ＺＩ　ｌ　ｚ、　
ｌ・・・・・・ｚｍ）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。然し一般に心室
最小容積は、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
の心臓容量測定にょ凱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１５　、３２８−３３４　を見られたい。

計算及び制御装置 計初、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よシ、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。

１１ＲＮ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、［ＳＶ−、ｓｖユ＋１．ＳＶ
□＋２・・・・・・　〕と呼ばれ、計算ブロック１００
に送られ、計算ブロック１００はＭ回の全測定値を加算
し２Ｍ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、以下のとおシ表わされる。

Ｉ　ＳＶＭ＝箇ΣＳＶ□ ７Ｈ＋１ Ｍ値は１よシ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＄ｊｌ）、Ｍ＝１の値が代表値として取シ
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
れている機能ブロック１１２により計算される。ＳＶＭ
と心拍出量設定値ＳＶＲの比較は２機能ノード１０４に
より完遂され１機能ノード１０４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。

ｌＳＶＭ値は２図面中でＨＲｎ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１機能ブロック
１０６で行なわれる。ΔＳＶＭ　と計算値１ＨＲｎ　間
の直線関係によシ実験的仕事が行なわれ。

ＨＲｎは下記のとおシ表わされる。

２　ＨＲｎ　＝　Ｋ、ＳＶＭ 然し一般的な表現ｇｘａ＝ｆ（ΔＳＶ、）　を満足する
。

他の関係式も使用可能であることがわかる。

比例定数に、は、リットル当シ毎分の心拍数の単位であ
る。Ｋ、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。動物実験よシ見て。

Ｘ３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、６００　ｂｐｍ／Ｌ　と取
ってよかろう。

ＳＶＭの関数として計算されたＨＲｎ値は、ＨＲユニー
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（ΔＨＲｎ）は、前の心拍数値（ＨＲＢ−＋）
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、これによシ更新心拍数値は、前値に
比較して増加または減少出来る。

心拍数更新値（ＨＲｎ　）は、最小心拍変位（ＨＲｍｉ
ル）及び最大心拍変位（ＨＲｍａｘ）間の範囲を許され
る。

心拍数制限チェックは１機能ブロック１１０によシ遂行
される。パルス発生器２４に伝えられる心拍数値は、Ｈ
Ｒ，で表示される。但し、　ＨＲＮ＝ｆＣＨＲｎ’）で
ちる。計算値ＨＲおは１１１にストアされた前値ＨＲｎ
−＋を置換し、ノード１０８において利用される。この
値は２機能ブロック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ＳｒＲは、システム初期設定中初期値Ｓ
Ｖ０にセットされる。（正常リセット値）。

続く値は、心拍数値５ＶＲ＝ＳＶｏ＋に、ＥＲユニーの
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＝　ｆｃＮＲ１４
−＋　）を満足する他の関係式も使用可能である。

ＳＦ６値は、制御システムの作動点をセットし。

これは、第６Ｃ図及び第３Ｂ図に関連して説明されるだ
ろう。比例定数に、は、第６Ｃ図及び第５Ｄ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．に
、及びＫａは、患者特有のバラメータのようであシ、患
者にペーサを応用する医師によシ、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、　ＨＲｍａ
ｔｘ値及びＨＲｍｉ　ｎ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によシ受入れ
られ、デバイスのベ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。

ベースメーカ刺激開始インターバルは、心臓の測定心拍
出量によシ変化するであろう。前の説明のとおシ、運動
中のベ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、ベーシング刺激は、パルス増幅器２７から第
１図に図示する感知刺激電極１１をとおシ心臓へ提供さ
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がベ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、パルス発生器にょシ刺激さ
れ、デバイスは抑制そ−ドで作動する。

然し、心拍出量制御システムは、ベ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シ作用される心房トラッキング・
ベースメーカ様式にも１組み込み可能でおるのは認識さ
るべきである。

動作（。ｐａｒａｔｉｏｎ”） 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ベ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
でアシ、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、心臓大動脈に取シ付けた血液流量計によ
シ取出され２心拍間ベ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。変換器よシの質量流速信号
の積分が、一連の心拍出量測定値ＳＶｍ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シ平均される。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量変化が、
生理的最適刺激レートよシ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、心臓ブロックを起こさせた犬の場合には
２Ｍ＝１の値が適当である。

平均心拍出量値ＳＶＭは、医師によシ・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シ
、心臓心拍出量を設定点基準ＳＶＲに向っておしもどす
。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、固定心拍出量ベーシングの潜在欠陥
を示す。第６Ｃ図に図示するように。

固定心拍出量によシ命令される刺激開始インターバルは
、被実駁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
能にすることによシ、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５Ｕｒｎｆｌの範囲までの変化
を認めれば、第６Ｄ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図の機能ブロック
１１２で説明された直線関係は、第６Ｄ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１１２
ｂで示される比較的大きい比例定数値に２は、第３Ｄ図
心臓負荷線３４０に似た心臓負荷線となる。かくして、
比例定数に、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・ベ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ベーシ
ングよシ起る心臓反応（レスポンス）まで変化しうろこ
とになる。適切なＸ、値は、医師によシ、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２選定さ
るべきである。

心拍出量基準値の初期値ＳＶｏもまた。ペースメーキン
グ・システムにおいて医師によシブ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（ｒｏｔｔｉ
ｎｇ　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２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。再び心拍都変化と心拍出量変化間の
直線関係は１機能ブロック（第２図の１０６）に図示さ
れる。他の関数が。

この関数の代シに適用出来るのは十分あシそうなことで
ある。比例定数に３は、関数の傾斜を制御し。

ベーシングシステムの応答（レスポンス）　時［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、Ｋｎ値を持つのも望ましい。犬の実験では、比例定
数値は１５６Ａｐｍ／Ｌよｊ）　１２５０　ｂｐｒｎ／
Ｌまで変化し、心臓ブロックを起こした犬には６００　
ｂｐｍ／Ｌが適当値となった。

機能ブロック１０６中で計算された。所望の心拍数の計
算変化値は、現存心拍数値に加算され、若しこの新値が
１機能ブロック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。

患者心臓のベ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シ心拍
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り心拍数値決定する
計算制御手段、を具える心臓治療刺激用心臓ペーサ。

５、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〕心拍数差の値を決定する
手段、前の心拍数値に心拍数差の値を加算し、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シ前
記心拍出量設定の値を決定する手段を含む前記第６項記
載の心臓ペーサ。

５、α）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シ心拍数変化値
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＋　’）前記心拍
数合計値よシ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、α）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シ心拍数変化
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、ｇ）前
記心拍数合計値よシ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）前記心拍数値よシ心拍出量設定点
の値を計算する段階、を具えるペーサ刺激開始レート制
御方法。

【図面の簡単な説明】

第１図は２本発明を組みこんだペースメーカのブロック
図である。 第２図は１本発明のアルゴリズムを説明するフローチャ
ート及び機能ブロック図である。 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） 特許出願人　メトトロニック・インコーポレーテツド代
理人弁理士玉蟲久五部

Claims (1)

【特許請求の範囲】
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ー測定により前記心
   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。