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技術 心臓用ペースメーカー用に肉体的ストレスを検出するための装置

出願人 ペースセッターアーベー
発明者 スタングルカールラオレミヒャエルハインツェローラント
出願日 1995年12月28日 (24年10ヶ月経過) 出願番号 1995-342737
公開日 1996年10月8日 (24年1ヶ月経過) 公開番号 1996-257142
状態 未査定
技術分野 電気治療装置
主要キーワード 挙動曲線 現在測定値 比較器段 最大変化値 遠隔計測装置 メモリ段 最大インピーダンス 各基本周波数
関連する未来課題
重要な関連分野

この項目の情報は公開日時点(1996年10月8日)のものです。
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図面 (7)

課題

心臓用ペースメーカーにおいて患者肉体的ストレス状態を迅速かつ正確に検出することができない。

解決手段

心臓用ペースメーカー用に肉体的ストレスを検出するための装置を提案する。この装置は事前に設定できる刺激周波数パルス心臓刺激する刺激電極1と、心臓機能に関する測定値を検出するセンサ装置2と、この測定値を処理/評価する装置14とを備える。センサ装置1、2によって様々な刺激周波数基本値、肉体的ストレス段階PK変調の型、および変調度で少なくとも1つの測定値を検出して基準値フィールドαikref として処理および評価装置14中に記憶し、かつ現在の心臓内信号を測定して現在測定値シーケンスαikとし、処理および評価装置14でこれらの相関をとり、相関が最大の値を現在のストレス段階と定める。

概要

背景

先行技術では、患者ストレス状態に合わせて心臓用ペースメーカーの刺激周波数を調整する方法がいくつも知られており、患者の体の動き(活動)などの非生理的パラメータを用いるシステムと、血圧や血液の温度などの生理的パラメータを用いるシステムとの差をとって周波数を調節する。非生理的周波数適応システムの欠点は、非生理的刺激周波数を発生させてしまうことである(階段昇降パラドックス:upstairs-downstairs paradox )。一方、生理的に調節を行うセンサの欠点は、心臓循環系を適切に調節するパラメータを測定するために特別なセンサが必要であり、かつこのセンサには要求される長期間の使用に耐える安定性がないことである。このため多くの補助方法があり、また特にこの用途に限るものではないがいくつかの測定手順も存在する。これには例えば心臓用ペースメーカー用に心臓内インピーダンスを測定することや除細動器の制御があり、心臓内インピーダンスの測定には長期間にわたる使用に耐える安定性のある標準型カテーテルを用いなければならない。このような補助方法の実質的な特徴は、多形な信号から信号成分をろ波するために特別な方法を用いることである。こうしてろ波された信号成分は生理学的に定義することのできる各手順に明確に割り当てられる。この方法では、次の2つの概念の間の差をとる。

1.刺激装置によって測定経路に意図的な影響を与えずに心臓内の値と胸腔内の値とを消極的に測定する。

2.刺激装置によって心臓血管機能にはっきりした影響を与えて心臓内測定パラメータを積極的に測定する。

概要

心臓用ペースメーカーにおいて患者の肉体的ストレス状態を迅速かつ正確に検出することができない。

心臓用ペースメーカー用に肉体的ストレスを検出するための装置を提案する。この装置は事前に設定できる刺激周波数のパルスで心臓を刺激する刺激電極1と、心臓機能に関する測定値を検出するセンサ装置2と、この測定値を処理/評価する装置14とを備える。センサ装置1、2によって様々な刺激周波数基本値、肉体的ストレス段階PK変調の型、および変調度で少なくとも1つの測定値を検出して基準値フィールドαikref として処理および評価装置14中に記憶し、かつ現在の心臓内信号を測定して現在測定値シーケンスαikとし、処理および評価装置14でこれらの相関をとり、相関が最大の値を現在のストレス段階と定める。

目的

効果

実績

技術文献被引用数
0件
牽制数
0件

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請求項1

事前に設定可能な刺激周波数パルス心臓刺激するための刺激電極と、心臓の機能に関する測定値を検出するためのセンサ装置と、前記心臓の機能に関する測定値を処理し評価する為の装置と、を備える心臓用ペースメーカー用に肉体的ストレスを検出するための装置であって、前記刺激周波数は変化し、前記変化に応答する心臓内信号が測定される前記装置において、前記センサ装置は、前記事前に設定可能な刺激周波数の様々な基本値および前記事前に設定可能な肉体的ストレス段階で、前記刺激周波数に少なくとも1つの型の変調を事前に設定可能な様々な変調度で行うか、または前記刺激周波数に少なくとも1つの型の変調を少なくとも1段階の変調度でパルス間隔内の様々な走査点で行い、その結果得られる測定値シーケンス基準値フィールドとして前記処理および評価装置に記憶し、前記センサ装置は、前記刺激パルスの前記予め設定した基本周波数の1つで前記刺激周波数に前記の型の変調を前記予め設定した様々な変調度で行って、現在の心臓内信号を現在の測定値シーケンスして測定し、前記処理および評価装置は、前記現在の測定値シーケンスと前記基準値フィールドとして記憶した前記測定値シーケンスとの相関をとり、前記測定値フィールドの前記測定値シーケンスの前記ストレス段階のうちで前記現在の測定値シーケンスとの相関が最も大きいものを現在のストレス段階として決定することを特徴とする心臓用ペースメーカー用に肉体的ストレスを検出するための装置。

請求項2

請求項1に記載の装置において、前記心臓用ペースメーカーの前記刺激周波数は、前記定めた実際のストレス段階の刺激周波数に従って制御され、前記刺激パルスの前記基本周波数は、前記ストレスまたは事前に設定した個人ごとの基準値パターンに基づいて前記基本周波数の予め設定した特性曲線に従って設定されることを特徴とする心臓用ペースメーカー用に肉体的ストレスを検出するための装置。

請求項3

請求項1又は請求項2に記載の装置において、前記刺激周波数は、基準値として定めた中央値に対して連続する2つの刺激パルスの間だけで時間間隔が短縮または拡張されるように変調され、この手順はある一定のパルス数ごとに周期的に繰り返されることを特徴とする心臓用ペースメーカー用に肉体的ストレスを検出するための装置。

請求項4

請求項1から請求項3のいずれかに記載の装置において、ECGを用いずに、及び/又は電流源インピーダンス)から一極もしくは多極刺激用カテーテル電極を介して導出することのできる電圧が心臓内測定信号として選択されることを特徴とする心臓用ペースメーカー用に肉体的ストレスを検出するための装置。

請求項5

請求項1から請求項4のいずれかに記載の装置において、関連した元の信号の極値またはその一階微分心拡張期もしくは心収縮期内または前記刺激パルスの開始から前記極値の1つに達するまでの間に信号パラメータとして選択することを特徴とする心臓用ペースメーカー用に肉体的ストレスを検出するための装置。

請求項6

請求項1から請求項5のいずれかに記載の装置において、前記個々に用いられる心臓内測定信号の特定のパラメータの変化を周波数の変調に依存する測定値の大きさとして評価し、前記パラメータはパルス間隔中の変化に続く2つのパルス間隔の間の信号形状分析から得られ、前記特定のパラメータの基本値と前記パルス間隔の一方または他方または両方の間の変調に影響される値との差か、または前記基本値に関して標準化された変化値のいずれかが得られることを特徴とする心臓用ペースメーカー用に肉体的ストレスを検出するための装置。

請求項7

請求項1から請求項6のいずれかに記載の装置において、個々に用いられる前記変化値の前記中央値は、複数個変化期間にわたって求められることを特徴とする心臓用ペースメーカー用に肉体的ストレスを検出するための装置。

請求項8

請求項1から請求項7のいずれかに記載の装置において、前記基準値フィールドは、変調の型ごとに記憶されることを特徴とする心臓用ペースメーカー用に肉体的ストレスを検出するための装置。

請求項9

請求項1から請求項8のいずれかに記載の装置において、前記刺激周波数の変調は、前記心臓用ペースメーカー中で検出した1つ以上の追加の測定パラメータの評価に基づいて開始される特定の時間間隔での測定信号の処理および評価によって有効となることを特徴とする心臓用ペースメーカー用に肉体的ストレスを検出するための装置。

請求項10

請求項9に記載の装置において、前記追加の測定パラメータは、体内循環機能直接結合する必要がなく、移動センサによって検出される体の移動のように非生理的に反応することができることを特徴とする心臓用ペースメーカー用に肉体的ストレスを検出するための装置。

請求項11

請求項1から請求項10のいずれかに記載の装置において、前記追加の測定パラメータを検出すると、前記周波数変調に基づく前記基準パターンを用いて前記変調および評価を行い、前記追加の測定パラメータの評価に基づいて定められた基本周波数を用いて発見した前記基本周波数との比較を行うことを特徴とする心臓用ペースメーカー用に肉体的ストレスを検出するための装置。

技術分野

0001

本発明は、心臓用ペースメーカー中で肉体的ストレスを検出するための装置に関する。

背景技術

0002

先行技術では、患者ストレス状態に合わせて心臓用ペースメーカーの刺激周波数を調整する方法がいくつも知られており、患者の体の動き(活動)などの非生理的パラメータを用いるシステムと、血圧や血液の温度などの生理的パラメータを用いるシステムとの差をとって周波数を調節する。非生理的周波数適応システムの欠点は、非生理的刺激周波数を発生させてしまうことである(階段昇降パラドックス:upstairs-downstairs paradox )。一方、生理的に調節を行うセンサの欠点は、心臓循環系を適切に調節するパラメータを測定するために特別なセンサが必要であり、かつこのセンサには要求される長期間の使用に耐える安定性がないことである。このため多くの補助方法があり、また特にこの用途に限るものではないがいくつかの測定手順も存在する。これには例えば心臓用ペースメーカー用に心臓内インピーダンスを測定することや除細動器の制御があり、心臓内インピーダンスの測定には長期間にわたる使用に耐える安定性のある標準型カテーテルを用いなければならない。このような補助方法の実質的な特徴は、多形な信号から信号成分をろ波するために特別な方法を用いることである。こうしてろ波された信号成分は生理学的に定義することのできる各手順に明確に割り当てられる。この方法では、次の2つの概念の間の差をとる。

0003

1.刺激装置によって測定経路に意図的な影響を与えずに心臓内の値と胸腔内の値とを消極的に測定する。

0004

2.刺激装置によって心臓血管機能にはっきりした影響を与えて心臓内測定パラメータを積極的に測定する。

発明が解決しようとする課題

0005

心臓の筋肉の刺激周波数を変調させて動作するような積極的測定システムには、位相同期分析によって心臓以外の外乱(disturbance )を抑制するという利点があるため、周波数調節に生理的機能パラメータを使用する際に用いる場合が多い。

0006

この積極測定システムでは、周波数の変化に関する心臓の活動パラメータの信号評価を用いて心臓内のインピーダンス信号を分析し、心臓用ペースメーカーの周波数を調節することが知られている。このシステムでは、ある心臓パルス(n+1)の1つ前のパルス(n)の周波数の変化ΔHRに応じて、ある心臓パルス(n+1)の間に心臓内測定パラメータの信号形状を評価することが提案されている。また、パルス(n)の周波数に応じて、2つの連続したパルス(n+1)と(n+2)との信号の変化の差を用いることも提案されている。各値または差を標準化するためには、各測定値と周波数の変化がより大きい地点で定められる最大変化値との商を計算する。この装置の実質的な欠点は、容積に特定的な変化と圧力に特定的な変化とを正確に分離することができる測定信号を用いる場合にしかこの方法をうまく行うことができないことに起因する。だがこれは抑えることができる。なぜなら、一極カテーテルを用いるインピーダンスの測定では心室の形と容積とに加えて電極での圧力の変化が何よりも信号の形状に影響を与えるからである。これらの影響を補償するためには、システムの設定時に、圧力依存性の信号成分と容積依存性の信号成分とを分離することが必要である。公知の装置では、この分離をどのように行うのかは示されていない。

0007

この他、刺激周波数を周期的に変化させて周波数を最適に調節することが公知である。このとき周波数の変化と同期して起こる心臓時間容積またはそれに比例する測定値の変化を評価する。この公知の手順の欠点は、心臓時間容積を必要な正確さで測定する場合の時定数の増加の仕方が、ストレスが均一で位相が長い場合にのみ、つまりストレスに対する短期間の適応を行うことができない場合にのみ最適化できるようなものであることである(DE38 03 473)。

課題を解決するための手段

0008

本発明の第一の目的は、心臓用ペースメーカー用に肉体的ストレスを検出するための装置を提供することであり、この装置は、機能に特定的な信号成分を心臓内の混合測定信号からろ波せずに肉体的ストレスを迅速かつ正確に検出する。

0009

この目的は、前掲の特許請求の範囲の前提部分の特徴と共に主クレームの特徴を定義することにより、本発明に従って達成することができる。

0010

本発明に従う装置は、心臓内インピーダンスなどの混合信号から機能に特定的な信号成分を個々にろ波するという問題点をなくし、正確に識別することをやめて、代わりにある特定の信号パラメータシーケンスだけを分析する。この特定の信号パラメータのシーケンスは、肉体的ストレスおよび心臓のパルス周波数などの特定の影響の大きさを正しく再現することができるような態様でこれらの影響の大きさに応答する。このため、各値シーケンスはストレスおよび周波数によって変化する特定の挙動曲線を有する。これにより、ある特定のストレスに対応する値シーケンスの数を基準値フィールドとして記憶し、これらの記憶した値を1つ以上の現在値シーケンスと比較すれば、現在のストレス度を検出することができる。このためには、記憶した値シーケンスの中から、個々の基本周波数と比較した場合に現在値シーケンスとの相関がもっとも大きなものを確認する。本発明のこの手順では各ストレスに典型的な信号成分を正確に分析する必要はない。

0011

この装置の好ましい一実施態様では、特定のストレス状態とパルス周波数との事前に選択した組み合わせの各々に基準値フィールドをそれぞれ関連づける。この基準値フィールドには生理的測定信号の信号パラメータの関連したシーケンスを記憶させる。こうして記憶した値は、現在の測定信号シーケンスまたはパターンと比較することにより様々なストレス状態を検出するための基準の大きさ(「パターンテンプレート」と称す)として使用する。ここで用いる方法の原則、つまり生理的測定値の形状特性または形状パターンを特定することは、各値シーケンスを再現する外乱が少なく、かつ各値シーケンスの形状がより特徴的であればより一層効果的となる。正確に再現可能な値パターンまたは基準値フィールドを入手するには、個々に設定した刺激周波数を変調し、この周波数変調によって影響される信号成分だけを信号パラメータとして用いる。こうすれば、復調した時に変調されていない同期外乱を抑えることができる。信号パラメータのシーケンスを入手する方法を一例として示したが、これは様々な型および程度の周波数変調を試して行い、このため復調を行った時に対応して多数の値シーケンスを得ることができる。

0012

前掲の従属クレームに記載の方法によって本発明を改良およびさらに発展させることができる。特に利点として挙げられるのは、ストレス状態ごとに刺激周波数を迅速かつ正確に調節できることである。

発明を実施するための最良の形態

0013

添付の図面に本発明の一実施態様を例として示し、以下に詳細な説明を行う。図4は事前に設定できる刺激周波数の刺激パルスによって制御される心臓用ペースメーカーの回路図である。この心臓用ペースメーカーは患者の心臓に植め込んだ1つ以上の電極に接続する刺激パルス発生器3を含む。また、刺激パルス発生器3は調節段4に接続し、この調節段4は刺激パルスの大きさおよび時系列、つまり刺激パルスの周波数を制御する。刺激電極1は心電図(ECG)用の測定電極として、およびインピーダンス測定用として同時に使用される。カテーテルには別のセンサ2(血圧または酸素含有量の測定などを行う)も組み込む。電極またはセンサ1、2は処理および評価装置14に接続される。この装置14では電極1またはセンサ2から与えられる信号を処理し評価する。これについては後述する。処理および評価装置14は標準化された動作制御システム12および遠隔計測装置13に接続される。これらのシステムおよび装置はデータを処理装置14から外部へ、また外部から処理装置14へ伝送する。心臓用ペースメーカーの制御は調節段4により事前に設定した刺激周波数で、刺激電極1によって行われる。これにより刺激パルスが心臓へ伝えられる。この周波数の設定は調節段の設定するパラメータによって変化する。表1に刺激周波数の最も一般的な設定パラメータを示す。刺激周波数は英語心拍数(Heart Rate:HRo )と表記し、その変化(ΔHRj )も併せて示す。これらの値を用途ごとに組み合わせて特定のシーケンスまたはパターンをつくることができる。表1の一番下には一般的な組み合わせ数を示し、その隣の括弧内には最大の組み合わせ数を示す。

0014

ID=000003HE=065 WI=104 LX=0530 LY=1800
刺激の型SM項目では、基本的には固有リズム(SINE)刺激と人工刺激とを区別している。人工刺激は心房刺激(A)と、心室刺激(V)と、これら2つを組み合わせた刺激(A−V)とに分けられる。まず刺激周波数の基本値(基本周波数HRo )として4つの値だけを求める。これら4つの値はそれぞれある値の範囲から選択し、この値の範囲はストレス範囲の1つに関連している。このストレス範囲は次のように定める。SINEリズム間のいくつか(>4)の連続パルスの周波数中央値を基準の大きさとして計算し、4つの周波数範囲のうちの1つと結び付ける。

0015

先行技術で公知のとおり、刺激周波数の調節には刺激周波数の変調を行う。そして例えばECGを測定して、この変調で心臓内信号がどのように反応するかを検出する。こうして周波数変調の型または周波数変調の程度、またはこれら両方を変えることができる。表1中の変調の型の項目では、例として典型的な形状のシングルパルス変調間の差をとる。この場合、n個のパルスからなる周期の2つの連続したパルス間が拡張される(−ΔHRj )か、または短縮される(+HRj )。他の型の周波数変調ももちろん考慮することができ、この実施例では簡潔さを考えて二重パルス変調を用いる。

0016

表1では周波数変調の程度は%で示してあり、基準の大きさは刺激パルスの基本周波数HRo である。変調の程度に徐々に段階をつけて設定するために、+−5%、10%、20%のいずれかの周波数の差に対応してパルス間隔の拡張及び短縮を選択する。

0017

表2は肉体的ストレスPKパラメータ設定を示す。例として色々なタイプの肉体的ストレスを記載したが、これらは医学分野肉体的機能を検査する際に、再現可能なストレス状態として用いられるものである。従って、このようなストレス設定と先に定めた周波数変調とから、心臓用ペースメーカー中で大体のストレスを検出するのに必要な基準値を得ることができる。肉体的ストレスの度合いの大きさは個々に変えることができるため、ある個人についてまず最大能力ベル(Nmax )を求めなければならない。この値が他のストレス段階、例えば2つのストレス段階1/3Nmax および2/3Nmax の基準の大きさとなる。

0018

ID=000004HE=055 WI=088 LX=0610 LY=1000
本発明の進歩的考えは次の点に基づいている。すなわち、ある個人の様々なストレス段階または度合いでの、かつ異なる刺激周波数での測定値フィールドを記憶し、これを基準値フィールドとして用いる。この基準値フィールドを現在の測定値と比較し、その比較結果を刺激周波数の制御または調節に用いることができる。こうして測定値の基礎となる心臓内信号の型を自由に選択できる。ただし、基準値フィールドと現在の測定値とには同じ信号パラメータを使用する。

0019

次に基準値フィールドの設定の型について詳しく説明する。表3はストレス対刺激周波数(基本周波数)の座標系(「HR−P座標系」と称す)を示す。各座標はストレス状態またはストレス段階(PK)と刺激周波数の基本値(HRo )とで規定され、これらの各座標には測定値シーケンスMik(ΔHRj )を関連づける。測定値シーケンスとはつまり心臓内信号の測定値シーケンスであり、これは周波数変調の程度(ΔHRj )に応じて定められる。こうして表3に例として示すような値が得られる。

0020

ID=000005HE=085 WI=139 LX=0355 LY=0300
本実施態様において基準値フィールドを求めるためには、一般にはパルス周波数と呼ぶ刺激周波数の4つの基本値(HRO )と、肉体的ストレス状態の4つの値(PK)とによってHRP座標系を定め、16の象限をつくる。これらの象限の各々には測定値シーケンスMikが関連づけられ、これはここでは周波数変調の様々な段階(ΔHRj )の関数として計算する。

0021

周波数変調には次の2つの型を用いる。1つは一定型の変調であり、2つの連続したパルスを等規模に正および負に周波数変化させたものの組み合わせを選択する(二重パルス変調)。もう1つは変調の程度が5%、10%、20%の3段階に異なる変調である。この場合、一定のパルス数(m)の平均値を出すために一定のパルス数ごとに周波数を繰り返し変化させる。変調度5%ではパルス数mはm5 =16、10%ではm10=12、20%ではm20=8が選択される。

0022

変調段階および二重パルス変調の間に2つの未変調のパルス(HR=HRO)を用いると、2つの異なる基本値HRO (70パルス/分および90パルス/分)で変調した刺激つまりパルス周波数の時系列的形状は図1(a)に示すようになる。図1(a)からわかるように、変調の少ないパルス間隔の方が繰り返し数が多い。これは変調度の低い信号変化では論理的には外乱間隔が短いため、パルス数を多くして組み込まなければならないためである。またこの例では、心臓内信号に対する周期的影響、例えば発汗などの大きさと干渉しないように、繰り返し数は一定範囲内で任意に変えることができる。

0023

この実施形態では、パルス(n)を変えた後、パルス(n+1)の間のインピーダンス、つまり最大インピーダンス変化dzmax の標準化値の中央値αikをΔHRj に依存する信号パラメータとして選択する。ここでは中央値ΔZmax は例えばm5 =16、m10=12、m20=8(m=パルス数)を上回る異なる繰り返し数に従ってそれぞれ次の式で求めることができる。

0024

ID=000006HE=045 WI=108 LX=0510 LY=2100
前のパルス(n)の周波数の変化(dHRj )に影響されるパルス(n+1)のdzmax と、周波数の変化に影響されない基準値(dzomax+ )との差から、例えばdaomaxに対する商を標準化値αikとして次の式に従って計算する。

0025

ID=000007HE=015 WI=082 LX=0640 LY=0300
図2は表3に従うHR−P座標系を特徴的な測定値シーケンスの基準値フィールドとして標準化αik(dHRj )シーケンスの形で示す図である。+−5%、10%、20%の変調度dHRで周波数を変えた後のdHRに依存する6つの信号パラメータαikの値シーケンスは、表2に従って4つの異なる基本周波数(70、90、120、150パルス/分)と4つのストレス段階(P1ないしP4)とで定められる。図3(a)には平静時の基本周波数120パルス/分での値シーケンスα31を拡大して示す。この図では変調度が異なる場合の変動がはっきりと認識できる。

0026

図2に示すような基準値フィールドは各個人ごとに記憶することができる。これに加えてまたはこの代わりに、検出した信号パラメータとともに周波数変調およびストレスの両方に関する異なるパラメータを用いた別のフィールドを記憶することもできる。

0027

この実施態様では、特定のストレス検査つまり基準測定の間に、図2に従う基準値フィールドから各刺激周波数において最適と評価された値のパターンを選択する。

0028

ストレスと刺激周波数との間の生理学的に最適な関係は、次の式でほぼ表すことができる。

0029

HRo = HRmin +cPK′
ここでHRo は基本周波数、HRmin およびcは個々に設定できる定数である。この式から、図2点線で示す特性曲線15、つまり4つの基本周波数と4つの基準値パターンとに基づいて各基本周波数HRo について最適とされる変化パターンが求められる。これらの基準値パターンは個人ごとに定める。患者にとって有効な場合は、患者の体調に合わせて基準値フィールド全体から他の基準値パターンを選択してもよい。

0030

心臓用ペースメーカーを装着している患者の現在の未知の肉体的ストレス段階を基準値測定などによって求めるためには、事前に設定した基本周波数である1つの型の周波数変調を変調度を変えて行い、測定と計算によって標準化した測定シーケンスαikを求める。ΔHRに関連した現在の測定値シーケンスを用いて肉体的ストレスの段階を決めるためには、基本的にはどの識別方法を用いてもよいが、ここではいわゆるろ波の最適値について説明する。現在の測定値シーケンスと基準値シーケンスとの差の中央値の平方(Δαik)2 を求め、こうして求めたすべての値の合計ρikを次のように求める。

0031

ID=000008HE=025 WI=082 LX=0640 LY=1600
一般に、ほとんどの場合、ρikが最小となる座標は、基準値シーケンスとの相関が最適な現在の測定値シーケンスを定め、これにより個々のストレス度を次のように特徴づける

0032

Pk =Pk (ρik→min)
ρikが一定のしきい値を上回っている場合は、調節を行ってρikの値に基づいて基本周波数を増減する。そしてαikを測定し、次に高いまたは低い基準値パターンと比較する。こうして記憶したパターンに基づいて現在のストレスについての最適基本周波数を設定する。

0033

これまで説明した処理手順を行う装置を図4に示す。調節段(変調器)4は大きさおよび時系列(つまり刺激パルスの周波数)に関して刺激パルス発生器を制御し、この周波数を刺激電極に伝える。

0034

処理および評価装置14は、測定装置または電極装置1、2から導出される測定信号の処理に必要なすべての機能段を備える。その中には、A/D変換器のついた実質的に1つのプリアンプ5と、パルス間隔(つまり刺激周波数)に関係ない信号前部分処理系6と、パルス間隔にトリガされる信号処理系7とがある。パルスの持続時間を変えると、周波数調節段4が処理段7へ形状パルスを発し、その後この処理段7はパルス形状の平均をとる。処理段7に続く信号分析段8は個々に要求される分析に最も特徴的な平均信号形状のパルス間隔に関する値、例えば1パルス間隔あたりの心臓内インピーダンスの最大振幅の変化などを検出する。信号分析段8の後にはメモリ段9を設け、このうちメモリ領域9aには基準値フィールドまたは基準フィールドを置き、メモリ領域9bには現在の測定値シーケンスを一時的に格納する。比較器段相関分析最適フィルタ)10は基準値フィールドと現在測定値シーケンスとの相関値ρikを分析し、その結果を周波数調節段11へ送る。周波数調節段11によって相関係数ρikの関数として求めた刺激周波数の基本値HRo によって、動作制御系12とともにパルス間隔発生器4を制御する。動作制御系12は遠隔測定系13によって予め定められたプログラムによって周波数変調の持続時間、型、程度を制御する。

0035

上述の実施態様では、図2に示す形状の測定値1はインピーダンスの測定に基づいて定められたが、他の測定パラメータまたはパラメータの組み合わせを選択してもよく、その場合は図2に示すような基準値フィールドは他の形状に基づく。

0036

心臓用ペースメーカーがストレス状態の変化に適応するには、変調に反応するのを待たなければならないため相対的に時間がかかり、このため測定周期は相対的に長くなる。だが図5に従う動き依存性のセンサを組み合わせればこの点を改善することができる。

0037

動きに依存するセンサは活動ペースメーカー中で用いられる。だがこのタイプのペースメーカーは、主として非生理的大きさ(つまり加速振動)に影響され、かつその反応の仕方を特定できないという機能上の欠点がある。図5に従うストレス検出では非生理的変化を刺激周波数へ訂正することができる。

0038

図5では、移動センサ参照符号20で示し、ここでは一例として移動センサは圧電素子の形である。移動センサ20は信号評価段21に接続され、信号評価段21の出力は比較器/スイッチ22に接続され、比較器/スイッチ22はパルス間隔発生器または変調器4に接続され、変調器4は刺激パルス発生器3を制御する。刺激パルスは刺激電極1に送られる。

0039

これと平行して、上述した配列を実現する。つまり、インピーダンス測定電極2によってインピーダンスを測定して信号処理段14へ送り、ここで検出した測定パラメータ、ここではインピーダンスを処理し、先に説明した記憶しておいた基準値と比較する。その後、現在のインピーダンス値から最適な刺激周波数HRb を計算して求める。次に図5に従う装置の動作を説明する。

0040

正常時は、基本周波数HRb を変調を行わずに検出し、刺激パルス発生器3に従って連続して、かつインピーダンス電極2および信号処理段14を介して制御する。移動センサ20が動きの変化を検出すると、その変化量が事前に設定したしきい値より上か下かを信号評価段21で確認する。そして公知の先行技術に従い基本周波数HRb をその移動量に割り当てる。比較器/スイッチ22ではこの基本周波数が基本周波数HRb より大きいか小さいかを判断する。この基本周波数HRb はインピーダンス測定装置によって連続して検出される。

0041

この場合、パルス間隔発生器4に信号が送られて変調HR=HRb +ΔHRを行う。刺激パルス発生器3はこれに対応してパルスを発生し、図1ないし図4を参照して説明したような調節が行われる。比較器22では、信号処理段14が定めた基本周波数HRb が移動センサ20に基づいて定められた周波数HR1 と一致するかどうかを確認する。移動量の変化が非生理的大きさによって影響されている場合は、パルス間隔発生器4は基本周波数をインピーダンスによって設定される値HRb へ変える。それ以外では、基本周波数HR1 をとり、変調を終了する。

0042

図2および図3に従う例では、基準値フィールドはインピーダンス測定値によって形成される。インピーダンス測定値は基準値、変調度、およびストレス段階がそれぞれ異なるある型の変調によって検出され、いわゆる二次元測定値フィールドが得られる。また、例えば変更することのできる型の変調を他のパラメータとして使用する場合のように三次元値フィールドを選択することもできる。

0043

他の実施態様では、変調度を変える代わりにパルス間隔内の異なる走査時間を検出してもよい。検出する特性測定値の数が増えれば相関分析の精度は向上する。つまり、測定値シーケンスを設定するためには、変調段階の数を増やすか、または変調1段階ごとに検出される測定値の数を増やさなければならない。生理学的には、使用する変調段階の数および規模をできる限り抑える方が好ましいので、パルス周波数の自然な変調範囲をできるだけ越えないために次のこと、つまり、刺激の伝播および心臓の圧力対体積の関数は4つの特徴的位相を経て進み、各々の位相は周波数変調によってそれぞれ特定的に影響されるということを利用する。このため、インピーダンスと同じく圧力または体積に左右される心臓内測定値の場合は、検出するパルス間隔ごとに、例えば心収縮期最大値心拡張期最低値といった少なくとも2つの測定値をとるのがよい。

0044

図6心周期のパルス間隔における異なる心臓内信号を示すグラフである。収縮期等容性収縮)と、拡張期と、弛緩期等容性弛緩)と、充填期との4つの位相の境にはX軸上に印をつけている。これらの曲線は、上から順にECG(またはEEG)、右心室圧PAP肺動脈流量(流量)、および右心室インピーダンスという異なる型の心臓内信号を示す。

0045

各型の信号が変調の型および変調度に応じて特徴的な形を示すような走査時間点、および心周期またはパルス間隔内の時間を選択することができる。信号の型が異なれば走査時間も異なることがある。

0046

実際には、パルス位相特定的な走査をやめ、代わりにパルス間隔の間で時間を厳密に規定した地点で測定信号を走査する方が有効である。

0047

例えば変調度+−10%だけで周波数を変調する場合、代わりにパルス間隔内で6つの走査点を使用すれば、図3(a)と同様の図3(b)に示す測定値シーケンスを得ることができる。

発明の効果

0048

本発明に従えば、心臓用ペースメーカーにおいて、心臓内の混合測定信号から機能に特定的な信号成分をろ波するかわりに、個人ごとにある特定の信号パラメータだけを測定し、記憶した基準値フィールドと現在値フィールドとを比較して相関をとって現在のストレス度を決定し、決定したストレス状態ごとに刺激周波数を迅速かつ正確に調節できる。

図面の簡単な説明

0049

図1二重パルス変調の型を用いて、様々な基本周波数および様々な変調度で変調した刺激周波数の時系列的な形状を示すグラフである。
図2基本周波数およびストレス段階の異なるストレス刺激周波数座標フィールドとして基準値フィールドを示す図である。
図3異なる変調度とパルス間隔内の異なる走査点とに従って周波数を変化させた後の信号パラメータを示すグラフである。
図4本発明の一実施形態に従う装置の回路図である。
図5本発明の他の実施形態に従う装置の回路図である。
図6様々な心臓内信号の特性曲線のグラフである。

--

0050

1刺激電極、2インピーダンス測定電極、3刺激パルス発生器、4パルス間隔発生器、5プリアンプ、6 信号前部分処理系、7信号処理系、8信号分析段、10比較器段、11周波数調節段、12動作制御系、13遠隔測定系、14 処理および評価装置。

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