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技術 移植可能レート調整式ペースメーカの制御用器械及びプロセス

出願人 エエルアメディカルソシエテアノニム
発明者 アンブーウールティエリイレガイ
出願日 1994年12月6日 (25年11ヶ月経過) 出願番号 1994-302509
公開日 1995年11月21日 (25年0ヶ月経過) 公開番号 1995-303707
状態 特許登録済
技術分野 電気治療装置
主要キーワード 増加周波数 他使用者 アクセレレーション 時間的挙動 微分形式 ソリッドステート回路 増加係数 一時的停止
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この項目の情報は公開日時点(1995年11月21日)のものです。
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図面 (3)

目的

構成

刺激周波数の変化は、時間に関する非線形数式関数、即ちFc(t)=A×(1−B×e−t/Tau)+Cなるタイプの関数に従い、心臓の本来の生理的リズムの変化を再現しようとするものであり、tは時間、A、B、C及びTauは定数で、又、Fc(t)は時間の関数としての刺激周波数でTauは増加する場合と減少する場合では異なった値を取り得る。

概要

背景

使用者身体的活動状況に関連した一つ、或いはそれ以上の制御パラメータ関数として、刺激リズム(即ち、ペーシングレート)を発生させるレート調整心臓ペースメーカがある。これらの制御パラメータは、例えば、わずかな空気の流れ、血液温度、血液中酸素濃度、血液のpH、ペースメーカ外箱、即ち使用者の胴体部分から感知された振動、使用者の胴体部分の低い周波数アクセレレーション、QTインタバル、その他使用者活動レベルを表す測定可能ないくつかのパラメータである。適切なセンサで測定出来る全てのパラメータの中には、エンスレーブメント(隷属)パラメータと呼ばれるもの(ここでは制御パラメータと言う)があり、あるものは活動状態の変化に対して、心臓生理的リズムよりも遅れて反応し、又、他のあるものは、心臓の生理的リズムよりも急速に反応する。例えば、活動状態の変化に対応して、血液温度も変化し活動状態を表示するが、それは心臓の自然の生理的リズムの活動状態への変化に比べてより遅い。従って、活動レベルが高まりかつ安定した状態では、生理的な(自然の)心臓のリズムは、血液温度が安定する前に、安定状態に達する。これに反して、胴体部分から検知されるアクセレレーションは、活動レベルの変化に対して、心臓の生理的リズムよりも急速に変化し、かつ安定する。これらの制御パラメータと、それらに対応して到達する心臓の刺激周波数及びこれら制御パラメータの様々な形に於ける監視状態につき以下に説明する。

米国特許第5,074,302号は線形又は非線形関数関係を有する制御パラメータを用いた場合について言及している。PCT公報WO92/03183は一つ又はいくつかのパラメータに関連した関係につき触れている。

概要

患者の身体的活動状態を代表する制御パラメータを有した可変レート移植可能型心臓ペースメーカを提供する。

刺激周波数の変化は、時間に関する非線形数式関数、即ちFc(t)=A×(1−B×e−t/Tau)+Cなるタイプの関数に従い、心臓の本来の生理的リズムの変化を再現しようとするものであり、tは時間、A、B、C及びTauは定数で、又、Fc(t)は時間の関数としての刺激周波数でTauは増加する場合と減少する場合では異なった値を取り得る。

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請求項1

患者身体的活動状況を示すパラメータの少なくとも一つの関数である刺激周波数を有する移植可能ペースメーカ制御方法であって、刺激周波数が心臓生理的なリズムの変化の近似である時間に依存した数式関数に従うことを特徴とする移植可能なペースメーカの制御方法。

請求項2

数式関数が、Fc(t)=A×(1−B×e−t/Tau)+Cであって、ここでFc(t)はペースメーカから時間の関数として与えられる刺激周波数、tは時間のパラメータ、又、A、B、C及びTauは定数である請求項1記載の方法。

請求項3

前記数式関数が境界制限によって近似される請求項2記載の方法。

請求項4

数式関数が、Fc(t)=K−(Tau/t)である請求項1記載の方法。

請求項5

Fc(t)=(Fstart−Ftarget)×e−t/Tau inc+Ftargetの数式関数によって刺激周波数の増加が制御され、及びFc(t)=(Fstart−Ftarget)×e−t/Tau dec+Ftargetによって刺激周波数の減少が制御され、ここでFstartは刺激周波数の増加又は減少が測定される際の基準となる心臓の刺激周波数であり、Ftargetは計算された心臓の刺激周波数で、ペースメーカの1つ又はそれ以上の制御パラメータ測定値を基準にし、到達すべく定められたもの、又、Tau incは刺激周波数がFstartからFtargetに増加する時の制御パラメータで、Tau decは刺激周波数がFstartからFtargetに減少する際の制御パラメータである。

請求項6

前記の数式関数を変形して、心臓のエスケープインタバルを計算し、かつ、先のエスケープインタバルにdTc(t)=Tc3(t)×[Fc(t)−Ftarget]/Tauなる偏差を加えることにより次のエスケープインタバルを加算し、ここでTc(t)=1/Fc(t);刺激周波数増加時はTau=Tau inc、又、刺激周波数減少時はTau=Tau decであることを特徴とする請求項5記載の方法。

請求項7

偏差dTc(t)を各エスケープインタバルに対して規則的に加えるのではなく、複数のエスケープインタバルの各可変変数(MULT)毎に加えることを特徴とする請求項6記載の方法。

請求項8

可変変数個のエスケープインタバルに加える前記の偏差dTc(t)は、dTc(t)=Round(MULT×Tc3(t)×[Fc(t)−Ftarget]/Tau)で計算され、ここでMULTはアルゴリズムから求められることを特徴とする請求項7記載の方法。

請求項9

因子MULTが先のエスケープインタバルに加えられた偏差がゼロ(ナル)の時は増加し、前記偏差がゼロ以外になるや否や1にリセットされ、又、Fc=Ftargetになると、1にリセットされることを特徴とする請求項9記載の方法。

請求項10

1つのサイクルから次のサイクルへの心臓刺激周波数許容偏差最大値、望ましくは6mn−1に制限されることを特徴とする請求項9記載の方法。

請求項11

患者の身体的活動状況を現すパラメータを少なくとも一つ検出出来るセンサを有する移植可能なレート調整心臓ペースメーカであって、刺激周波数の変化が、生理的な心臓のリズムの変化を再現する様に、数式関数Fc(t)=A×(1−B×e−t/Tau)+Cに従い、ここでFc(t)は時間の関数としてペースメーカから発せられる心臓の刺激周波数、tは時間のパラメータ、又、A、B、C及びTauは定数であることを特徴とする移植可能なレート調整式心臓ペースメーカ。

請求項12

Fc(t)=(Fstart−Ftarget)×e−t/Tau inc+Ftargetの数式関数によって刺激周波数の増加が制御され、Fc(t)=(Fstart−Ftarget)×e−t/Tau dec+Ftargetによって刺激周波数の減少が制御され、ここで、Fstartは刺激周波数で、Ftargetは計算された心臓の刺激周波数で、ペースメーカの1個又はそれ以上の制御パラメータの測定値を基準として到達すべく定めされたもの、又、Tau incは刺激周波数がFstartからFtargetに増加する際の制御パラメータで、Tau decは刺激周波数がFstartからFtargetに減少する際の制御パラメータであることを特徴とする請求項1記載の装置。

請求項13

数式関数を変形して心臓のエスケープインタバルを計算し、先のエスケープインタバルにdTc(t)=Tc3(t)×[Fc(t)−Ftarget]/Tauなる偏差を加えることにより、次のエスケープインタバルを計算し、ここでTc(t)=1/Fc(t)、刺激周波数増加時はTau=Tau inc、又、刺激周波数減少時はTau=Tau decであることを特徴とする請求項12記載の装置。

請求項14

偏差のdTc(t)が各エスケープインタバルに対して規則的に加えられるのではなく、複数のインタバルの各可変変数(MULT)毎に加えられることを特徴とする請求項13記載の装置。

請求項15

可変変数のエスケープインタバルに加えられる偏差dTc(t)が、dTc(t)=Round(MULT×Tc3(t)×[Fc(t)−Ftarget]/Tau)で計算され、ここで、MULTはアルゴリズムから求められることを特徴とする請求項13記載の装置。

請求項16

因子MULTが先のエスケープインタバルに加えられた偏差がゼロ(ナル)の時は増加し、その偏差がゼロ以外になるや否や1にリセットされ、又、Fc=Ftargetになると、1にリセットされることを特徴とする請求項15記載の装置。

請求項17

1サイクルから次のサイクルへの心臓刺激周波数の偏差が最大値、望ましくは6mn−1に制限されることを特徴とする請求項16記載の装置。

技術分野

0001

本発明は移植可能心臓ペースメーカ脈搏調整装置)に関し、特に使用者身体的活動状況に関連した一つ、或いはそれ以上の制御パラメータ関数としてペースメーカからの発生刺激周波数が変化する移植可能なレート調整式ペースメーカに関するものである。

背景技術

0002

使用者の身体的活動状況に関連した一つ、或いはそれ以上の制御パラメータの関数として、刺激リズム(即ち、ペーシングレート)を発生させるレート調整式心臓ペースメーカがある。これらの制御パラメータは、例えば、わずかな空気の流れ、血液温度、血液中酸素濃度、血液のpH、ペースメーカの外箱、即ち使用者の胴体部分から感知された振動、使用者の胴体部分の低い周波数アクセレレーション、QTインタバル、その他使用者活動レベルを表す測定可能ないくつかのパラメータである。適切なセンサで測定出来る全てのパラメータの中には、エンスレーブメント(隷属)パラメータと呼ばれるもの(ここでは制御パラメータと言う)があり、あるものは活動状態の変化に対して、心臓生理的リズムよりも遅れて反応し、又、他のあるものは、心臓の生理的リズムよりも急速に反応する。例えば、活動状態の変化に対応して、血液温度も変化し活動状態を表示するが、それは心臓の自然の生理的リズムの活動状態への変化に比べてより遅い。従って、活動レベルが高まりかつ安定した状態では、生理的な(自然の)心臓のリズムは、血液温度が安定する前に、安定状態に達する。これに反して、胴体部分から検知されるアクセレレーションは、活動レベルの変化に対して、心臓の生理的リズムよりも急速に変化し、かつ安定する。これらの制御パラメータと、それらに対応して到達する心臓の刺激周波数及びこれら制御パラメータの様々な形に於ける監視状態につき以下に説明する。

0003

米国特許第5,074,302号は線形又は非線形関数関係を有する制御パラメータを用いた場合について言及している。PCT公報WO92/03183は一つ又はいくつかのパラメータに関連した関係につき触れている。

発明が解決しようとする課題

0004

これらの記述では、制御パラメータの変化が心臓の生理的リズムよりもより急速に行われる場合の、刺激周波数の時間変化については、述べられてはいない。発明者の認識によると、心臓の生理的リズムが現在値(即ち、開始周波数)から始まって、測定された制御パラメータ及び所与関係式ベースに計算された値(即ち、到達計算周波数)に至る迄の時間変化を決定する必要がある。

課題を解決するための手段

0005

本発明の目的は、レート調整式ペースメーカに於ける刺激周波数の時間的変化を、通常の心臓の生理的反応リズムよりも迅速に変化することが検知出来るような制御パラメータの検出信号の関数として、規定することである。

0006

本発明の他の目的は、心臓の生理的リズムよりも迅速に反応する制御パラメータに呼応した形で、移植可能なレート調整式ペースメーカの刺激周波数の時間的挙動プロファイルを制御することである。

0007

概略的に言えば、本発明は、使用者の身体的活動状態に対応するか、それを表している少なくとも一つの制御パラメータを監視出来るレート調整式移植可能心臓ペースメーカの制御方法とその装置に関し、ここで刺激周波数は時間に従属する非線形の数式関数に従い、かつその関数は心臓の生理的リズムの動き近似しているものである。別の表現借りるならば、本発明は、既に存在する開始周波数と活動状態に関連した制御パラメータをベースとした到達すべき計算周波数の間に刺激周波数を制御することに関連するものであり、そこでは、周波数は開始周波数と到達周波数との間の非線形的時間関係に従って挙動する。関係式は
Fc(t)=A×(1−B×e−t/Tau)+C
なるタイプの数式関数の形をとる。ここに、Fc(t)はペースメーカから時間の関数として発せられる刺激周波数、tは時間のパラメータ、又、A、B、C、及びTauは予め定められた定数である。

0008

又、別の実施例では、数式関数は
Fc(t)=K−(Tau/t)
なる双曲線関数の形をとる。ここに、K、Tauは予め決められた定数で、tは時間のパラメータである。

0009

非線形の数式関数は、刺激周波数の増加又は減少に対して、別々に考慮される場合がある。例えば、以下の同次式の如く:
(1)刺激周波数の増加(加速)を制御するには
Fc(t)=(Fstart−Ftarget)e−t/Tau inc+Ftarget、又、
(2)刺激周波数の減少(減速)を制御するには
Fc(t)=(Fstart−Ftarget)e−t/Tau dec+Ftarget、ここに:
Fstartは既に在る刺激周波数で、そこを出発点として刺激周波数へ計算値が増加又は減少し、Fstartは、活動状態を表す一つ又はそれ以上の制御パラメータの値をベースに、計算された刺激周波数の到達値を示し、Tauincは、刺激周波数のFstartからFtargetへの増加に対応する制御パラメータ、又、Tau decはFstartからFtargetへの減少に対応した制御パラメータである。

0010

Tau incはTau decとは異なることがありうる。従って、たとえ同一の周波数領域内であっても、刺激周波数の時間に対する増加は、周波数の減少とは異なったプロファイルをとることになる。この為に活動状態の変化が同一の環境下にあっても、心臓の自然の生理的リズムをより正確に近似することが可能になるという利点がある。

0011

好ましくは、上記の数式関数は、周波数ベースの数式を変形して心臓のエスケープインタバルの計算に加えられて求めたエスケープインタバルを用いて、ペーシングを制御するペースメーカに適用され得る。この方法を用いると、現在のエスケープインタバルに
dTc(t)=Tc3(t)×[Fc(t)−Ftarget]/Tau
なる偏差を加えることにより心臓の次のサイクルのエスケープインタバルを計算することが可能となる。ここに、Tc(t)=1/Fc(t)、増加周波数に対してはTau=Tau inc、又、減少周波数に対してはTau=Tau decを示す。この偏差dTc(t)は、各エスケープインタバルに規則的に加算しない方が望ましい。むしろ、エスケープインタバルをいくつか選定した数だけやり過ごした後にそこに在るエスケープインタバルに加えることが望ましい。ここに、その選定した数のことを”MULT”と呼ぶ。それ故、可変数個のエスケープインタバルに適用する偏差dTc(t)は次式の如く計算される:
dTc(t)=Round(MULT×Tc3(t)×[Fc(t)−Ftarget]/Tau)
ここに、因子MULTはあるアルゴリズムによって求められる。Roundの項は整数に求める数学的な機能を示す。こうしたアルゴリズムで因子MULTは:先行するエスケープインタバルに適用された偏差がナル(ゼロ)の場合は増加し、偏差がナル(ゼロ)以外になるや否や、1にリセットされ、又、Fc=Ftargetならば1にリセットされる。

0012

心臓のあるサイクルから次のサイクルへの刺激周波数の変化の許容値はある最大値に限定されており、その値は6mn−1が望ましい。mn−1なる単位はISO規格に従った分毎のビート数を示す。心臓を有害なまでの加減速レートで刺激する可能性を最少限度に抑えるのにこの事は役立つ。

0013

この発明は又、(ペースメーカの)使用者の身体的活動状態を表現する制御パラメータを監視する為のセンサ及び検知された制御パラメータ値に応じて刺激周波数を計算するプロセッサ具備した移植可能なレート調整式心臓ペースメーカをも対象としているが、そのペースメーカの特徴とする所は、刺激周波数が、心臓の生理的リズムを時間の非線形数式関数として再現する様な方法で、作り出されることにある。この様な数式関数の一つは、望ましくは、
Fc(t)=A×(1−B×e−t/Tau)+C
なるタイプで表される。さらにFc(t)はペースメーカから発せられる時間の関数としての心臓の周波数であり、tは時間のパラメータ、又、A、B、C及びTauは定数である。この様なペースメーカはシングルチャンバ、又は、デュアルチャンバで、タイマカウンタソフトウエア指令を実行するマイクロプロセッサソリッドステート回路、又は、それらの組み合わせによってエスケープインタバルを演算することにより関数を形成し、ここに述べる様なデータ収集演算機能を果たす。

0014

本発明はペースメーカの着用者の身体的な活動状態を表している一つ又はそれ以上のパラメータを検知し、それによって利用されるレート調整式心臓ペースメーカに適用される。このペースメーカはシングルチャンバ又はダブルチャンバ型で、この種のレート調整式心臓ペースメーカとしての現行の全ての機能性を具備したものである。

0015

日常生活の中の色々な運動休息歩行、早足、階段昇りランニング等)中、その運動のタイプに対応した一定のレベルパワーを、被験者は出さなくてはならない事が、本発明の臨床研究の結果、判明した。他方、こうした各々の運動に対して、心臓の生理的リズムは、良く知られたプロファイルに従って加減速し、最後にその運動の要求するパワーに対応したレベルに到達する。

0016

心臓の生理的リズムの変化よりも早く反応する制御パラメータを有するレート調整式ペースメーカの刺激周波数の変化のプロファイルを制御するのに、本発明は特に有効である。図1の(a)及び(c)は身体的活動の制御パラメータとそれに対応する心臓の生理的リズムの変化を比較した一例である。本発明に依ると、加減速中図1の(b))の時間に対する変化のプロファイルに、心臓の時間に対する生理的リズムの変化(図1の(c))に類似した心臓刺激周波数が発生する。

0017

活動状態制御パラメータの一つ、又はそれ以上を監視している一つ又はそれ以上のセンサから出力される生の信号は、電子回路ハードウエア)及び/又は、ソフトウエアにより信号処理され、刺激周波数を決定する為の制御パラメータを作り出す。この1ケ又はそれ以上の制御パラメータの値によって周波数の値(Fcapt)が求まる。この周波数は、一時的なレジーム(regime)の後に到達する心臓の刺激周波数に等しい。制御パラメータ値とそれに対応する心臓の刺激周波数を関係づける伝達関数で、本発明中の応用例に用いたものは、Fcapt=A×parameter+bなるタイプの線形関係を有する。ここで、a、bは医師プログラムした定数か、又は(ペースメーカの)使用者の日常の活動状態に応じて自動的に定められた定数である。Fcaptとパラメータは、勿論他の関係式で結ばれることもある。好適な実施例で用いたパラメータは、加速度計によってアンリアポステリア(anterior−posterior)軸上で容量の変化として測定された加速度の検出信号の絶対値を1.56秒間積合したものである。この事は米国特許第5,249,572号、第5,303,702号,及び第5,330,510号により完全な形で記述されている。この制御パラメータは、被験者がある与えられた運動をする時発生するパワーと同じレベルを示し、心臓の自然の生理的リズムの反応よりも迅速に応答する。本発明は、生理的な変化のプロファイルと同一の、又は、それを近似した変化のプロファイルを確定することでこの問題を正す利点を備えている。

0018

既知の心臓ペースメーカのマイクロプロセッサで実行されたソフトウエア命令を実行し、ディジタル化された検出信号及び演算された結果の信号の処理を行うことで、本発明を実施する方法が好ましい。

0019

本発明は又、信号のディジタル的な処理や取扱いに適したソリッドステート回路上でも具現化出来る。本発明の実施は、当該技術に通常のレベルで適している人の能力の範囲間にあると考えられる。

0020

図1の(c)及び医学関係のレポートによると、従順な被験者(submissive subject)がある一定のパワーレベルの運動(歩行時の如く)をする時の心臓のリズムの変化は
Fc(t)=A{1−B×e−t/Tau}+C
なる数式と非常に高い相関関係にあることが判る。ここで、Fc(t)は刺激周波数、tは時間のパラメータ、A、B、C及びTauは定数で、かつ調整可又はプログラム可能である。

0021

本発明に依ると、本数式は、刺激周波数が増加を示した時は
Fc(t)=(Fstart−Ftarget)×e−t/Tau inc+Ftarget、
又、刺激周波数が減少を示した時は
Fc(t)=(Fstart−Ftarget)×e−t/Tau dec+Ftarget
となる様に選定される。ここにFtargetは制御パラメータによって決まる刺激周波数の到達値で、Ftarget=Fcapt;Fstartは休息時の刺激周波数か、最大の刺激周波数か、或いは、刺激周波数の現在値かの何れかを取りうる;Tau incは増加の速さ(加速)を制御するパラメータで、又、Tau decは下降の速さ(減速)を制御するパラメータである。これらの2ケのパラメータTauは患者を診ている医師の選択によって決まる。大切なことは、これらの数式は同一であるということで、(定数Tauの値は異なることがあっても)その為に心臓の刺激周波数の加速時及び減速時のプロファイルが同じように処理出来ることになる。

0022

実際問題として、殆どのペースメーカは刺激周波数よりもエスケープインタバルの方を制御している。従って前述のことは、エスケープインタバル或いは周期(Tc=1/Fc)を計算することで、実行される。計算の度に興味があるのは、偏差dTcで、この偏差がエスケープインタバルの現在値に加算され、次の心臓のサイクルの為のエスケープインタバルの継続時間が計算される。特に興味があるのは、これらの数式を次の如く微分形式(期間で計算)としたものである。心臓の増加周波数に対しては:

0023

この場合(1)式と(2)式は下記となる:

0024

dTc>0となる方が常に簡単であり、増加周波数に対しては現時点のエスケープインタバルからそれを引き、減少周波数に対してはそれを加える。こうすると、(3)式と(4)式は下記となる:

0025

ここに述べられた実施例において、dTcについての最も小さい可能な値は15.625ms(1ユニット)である。但しプロファイルを画く場合連続した2つの心臓のサイクル間では、Ftargetの制限値に近付けるには、15.625msよりも小さい値を使用しなくてはならないこともあろう。この問題を解決するには、dTcを心臓の各サイクルに加えるのではなく、むしろ、3、4サイクル毎と言った具合に、いくつかのサイクルのまとまりに対して加えれば良い。即ちdTcが0(0ユニット)となる毎に、1つずつ増加して行く増加係数MULTに従うというやり方である。

0026

このMULTなる係数を導入すると言うことは、(1)及び(2)式の演算区間dtを増加することと理解すべきである。(3)及び(2)式への変換はdt=MULT×Tc(t)と置くことで求まる。dTc(t)を計算した結果、ゼロ(ナル)以外の値となったらMULT=1;又、dTc(t)がゼロになり次第エスケープインタバルの計算の度毎に、MULTの値を増やし、dTcがゼロ(ナル)以外の値となる迄続ける。その時点から増加係数値MULTは1にリセットされ、後続のサイクルを迎える。Ftargetなる制限値に到すると直ちに増加係数MULTは1にリセットされる。前述のアルゴリズムによって可変のMULTが制御され、15.625msより短い増加量のインタバルが得られる。

0027

(7)及び(8)の関係式はかくして次式の如くなる:

0028

心臓の周波数が2つの連続するサイクルの間で、あまり大きく離れすぎない様にする為、あるサイクルから次のサイクルに移る時、心臓の刺激周波数の変化に最大値(Vmax)を設ける。この制限値が適用されると、増加係数MULTの値は1にリセットされる。図2に式(9)及び(10)を使って心臓の刺激周波数のプロファイルを制御するフローチャートを示す。刺激周波数が心臓の生理的リズムを近似すべく、周波数の増加(ボックス100)又は減少(ボックス200)を司どるのが制御プロセスの役目である。計算で求められた周波数インタバルの目標値Tcapt(Ftargetとも呼ばれる)は、ステップ110、120、210及び220に於いて、現状のインタバルTcと比較され、どのボックルを用いるか、又、ステップ10、20、30及び40で示されている如く、MULT変数を1にリセットすべきか否かを確認する。次サイクルのエスケープインタバルは、かくして、現状のエスケープインタバルTcの関数として次の如く求める。

0029

(1)増加する場合:Tc(t+1)=Tc(t)−dTc(t)(ステップ170)、ここでdTc(t)は(9)式で求まる。(ステップ140)、又、(2)減少する場合:Tc(t+1)=Tc(t)+dTc(t)(ステップ270)、ここでdTc(t)は(10)式で求まる。(ステップ240)。

0030

図2のステップ170、180、190、270、280及び290で用いられている記号Tccは、次の心臓の計算された周期すなわちエスケープインタバルである。偏差dTcは、ステップ150及び250では、0に対応しているか否かが判断され,その結果、0であればステップ50及び60で変数MULTは増加し、そうでなければステップ170及び270でリセットされ、Tccが計算される。加減速の制限値(Vmax)に到達しているか否かがステップ180及び280でチェックされ、その結果、対応するインタバルの計算値が求まる(ステップ190及び290)か、又は、インタバルの制限値が選ばれる(ステップ195及び295)。

0031

本発明を応用するに当たって、制限値Fcapt=Ftargetは、エスケープインタバルの計算とは無関係に1.56s毎に計算され、次のエスケープインタバルの計算の期間中使用される。この制限値は、1つのエスケープインタバルから次のエスケープインタバルの間に変化するが、心臓の刺激周波数(又は、これに対応するエスケープインタバルの計算に於いて、何等の不連続性ももたらさない。何故なら増加及び減少の2つの同次式に於いて、数学的な連続性保証されているからである。

0032

心臓刺激周波数制御のこうした原理の故に、何等の心臓病も患っていない被験者の歩行或いは走行中に得られる生理的リズムのプロファイル(図1の(c))に類似した、心臓刺激周波数の計算値のプロファイルを求めることが可能となる。刺激周波数が心臓の自然な生理的リズムの変化に追従し、その結果、より正常に近い心臓動プロファイルが画けるように、数式関数が矯正的に働くことが本発明によって可能になるのも利点である。この事は、本来の心臓がその活動を回復し、可能なかぎ整調活動を一時的停止し、又、整調活動が再開された時も患者に違和感がない様にするのに有益である。

0033

上述の事例に於いては、数式関数はFc(t)=A×(1−B×e−t/Tau)+Cなる典型的な指数関数である。この関数は、心臓の生理的リズムの変化を近似する他の関数で置きかえる事も出来る。本発明の枠組みと範囲内での、この様な数式関数のいくつかの例には、下記も含まれる。

0034

Fc(t)=K+K′×t/Tau×[1−t/(2 Tau)]及び
Fc(t)=K−(Tau/t)
これらの関数は時間に従属する非線形関数で、患者の活動状態に対応した制御パラメータではない。尚、ここにTau、K、K′は予め決められた定数である。

発明の効果

0035

本発明によれば、前記の心臓刺激周波数制御によって、何等の心臓病も患っていない被験者の歩行或いは走行中に得られる生理的リズムのプロファイルに類似した、心臓刺激周波数の計算値のプロファイルを求めることが可能となる。刺激周波数が心臓の自然な生理的リズムの変化に追従し、その結果、より正常に近い心臓鼓動プロファイルが画けるように、数式関数が矯正的に働くことが本発明によって可能になるのも利点である。この事は、本来の心臓がその活動を回復し、可能なかぎり整調活動を一時的に停止し、又、整調活動が再開された時も患者に違和感がない様にするのに有益である。

図面の簡単な説明

0036

図1(a)は、休息、中程度の運動(走行)と激しい運動(レース)の各状態に於ける、ある人の活動状態を示すパラメータの、時間に対する大きさを検出・表現した特性線図であり、(b)は、本発明の実施例に沿って行った、心臓の計算で出された刺激周波数の時間に対する変化を示した特性線図であって、(a)に示されている休息、中程度の運動と激しい運動の各期間に対応するものを示す。また、(c)は、心臓病を患っていない被験者の心臓の(通常の)生理的リズムの時間的変化、心電図を使って外部から測定した特性線図であって、(a)の休息、身体的活動、激しい運動の各期間に対応するものを示す。
図2本発明の実施例に沿って心臓の刺激周波数を制御する概略を示すフローチャート図であって、図1の(b)の刺激周波数を決定するのに応用出来、それにより、図1の(c)の心臓のリズムを近似することが出来ることを示す。

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