(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
身体に植込み可能なパルス発生器と、
遠端と近端とを有する少なくとも一つの導電リード線であって、前記近端が、前記パルス発生器に接続され、且つ患者の心臓の室内に置かれる前記遠端の付近に配置される少なくとも一つのリード電極を有し、前記導電リード線が、前記心臓に刺激パルスを供給し、且つ心臓電気信号を前記リード電極から前記パルス発生器に伝達するように構成された、前記導電リード線と、
前記パルス発生器に接続された共通電極と、
を含むペースメーカ・システムであって、
前記パルス発生器が、
励起パルスのタイミングを取るための励起制御信号と、捕獲検知ウインドのタイミングを取るための捕獲検知ウインド信号と、刺激パルスのパルス幅および振幅のタイミングを取り且つそれを制御する少なくとも一つの刺激制御信号と、を含む制御信号を生成する信号発生手段を有する制御回路と、
前記制御回路と前記導電リード線とに接続され、前記少なくとも一つの刺激制御信号に応答して、前記少なくとも一つの刺激制御信号によって決定される振幅およびパルス幅を有する刺激パルスを生成する刺激回路と、
前記制御回路と前記共通電極と前記導電リード線とに接続された励起回路であって、前記励起制御信号に応答して、前記導電リード線を介して前記心臓に供給されるべき励起パルスを生成する前記励起回路と、
前記制御回路と前記導電リード線とに接続され、前記刺激回路による刺激パルスの発生に続く前記捕獲検知ウインド信号に応答して、前記リード電極と前記共通電極との間の電位差を示す心臓インピーダンス信号を出力するインピーダンス回路と、
前記インピーダンス回路と前記制御回路とに接続され、前記捕獲検知ウインド信号に応答して、前記インピーダンス信号の形態を示す少なくとも一つの形態値を出力し、それによって前記インピーダンス信号を前記形態値によって特徴づけるインピーダンス処理回路と、
を含み、
前記制御回路は、少なくとも一つの制御値を読み取る制御値読み取り回路と、前記刺激パルスが心臓捕獲を達成したかどうかを決定するために、前記少なくとも一つの形態値と前記少なくとも一つの制御値とを比較する比較手段と、を含むこと、
を含むペースメーカ・システム。
【請求項２】
前記インピーダンス処理回路によって出力される前記少なくとも一つの形態値が、前記インピーダンス信号の方向の尺度である請求項１に記載のペースメーカ・システム。
【請求項３】
前記比較手段が更に、第２の形態値と第２の制御値とを比較する手段を含み、前記インピーダンス処理回路が前記第２の形態値を出力し、且つ前記第２の形態値がピーク間の振幅である請求項２に記載のペースメーカ・システム。
【請求項４】
前記共通電極が、前記パルス発生器を収納する導電性のキャニスタを含む請求項１に記載のペースメーカ・システム。
【請求項５】
前記インピーダンス処理回路によって出力される前記少なくとも一つの形態値が、前記インピーダンス信号の変化を示すピーク間の振幅に対応するでデジタル値を含む請求項１に記載のペースメーカ・システム。
【請求項６】
前記身体に植込み可能なパルス発生器が更に、
テレメトリ信号を受信し且つ該テレメトリ信号を示す信号を前記制御回路に伝達する受信手段と、前記身体に植込み可能なパルス発生器の動作特性と前記身体に植込み可能なパルス発生器が植込まれる身体の生理的状態を示す信号を送信する送信手段とを含むテレメトリ回路と、
前記制御回路が更に、前記テレメトリ回路の前記受信手段を介して、外部プログラミング・ユニットのような外部ソースから受ける命令信号およびパラメータ信号に基づく動作を受取り且つ選択的に変更する制御論理手段を含むことと、
を含み、
前記外部プログラミング・ユニットが、
前記命令信号および前記パラメータ信号を前記身体に植込み可能なパルス発生器に送信し、前記動作特性を示す信号と前記生理的状態を示す信号とを前記身体に植込み可能なパルス発生器から受信するために、テレメトリ送信／受信回路にリンクされるメモリ回路、
を含む請求項１に記載のペースメーカ・システム。
【請求項７】
前記外部プログラミング・ユニットが更に、
前記テレメトリ送信回路が一連の前記命令信号および前記パラメータ信号を前記身体に植込み可能なパルス発生器に送信するための外部プログラミング・ユニット制御回路手段を含み、
前記パルス発生器は、前記制御回路が複数のテスト刺激パルスのうちの１つが捕獲を達成しないということを決定するまで、テスト・シーケンスで連続的な低いエネルギー・レベルを有する一連の刺激パルスを前記心臓に供給すること、
を含む請求項６に記載のペースメーカ・システム。
【発明の詳細な説明】
発明の分野
本発明は植込み可能な医療用装置の分野に関し、特に、ペーシング閾値レベルを決定する植込み可能ペースメーカ・システムに関する。
発明の背景
一般に、心臓ペースメーカは、異常な心臓の自然ペーシング機能の幾つか又はその全てに取って代わるために使用される電気装置である。ペースメーカは、典型的に、心筋を収縮、即ち「拍動」させるように設計された、時折ペーシング・パルスと呼ばれる、適当にタイミングをとられた電気刺激信号を発生するように動作する。従来のペースメーカに関して、刺激信号が発生されるレートは可変であり、そのような変化は、患者の物理的活動の変化の検出に応答して自動的に生じ得る。そのようなレート、即ち活動応答型ペースメーカは、患者の活動度レベルを決定するために、患者の心室内の圧力を測定するセンサからの信号のような、生理学的な信号に依存している。患者の活動度レベル、従って患者の酸素飽和血液に対する要求、を測定する一つの一般的な方法は、圧電トランスデューサによって患者の物理的活動度を測定することである。そのようなペースメーカはＡｎｄｅｒｓｏｎ他の米国特許第４，４８５，８１３号に開示されている。
典型的な従来のレート応答型ペースメーカにおいて、ペーシング・レートは、活動状態センサからの出力に従って決定される。ペーシング・レートは、予め定めた最大レベルと最小レベルとの間で可変であり、これは複数のプログラム可能な上方および下方レート限界設定のうちから医師によって選択可能である。活動度センサ出力が、患者の活動度レベルが増加したことを示すと、ペーシング・レートは、活動度センサの出力の関数として決定される増加量だけ、プログラムされた下方レートから増加される。即ち、レート応答ペースメーカにおけるレート応答又は「目標」ペーシング・レートは、以下のように決定される。
目標レート＝プログラムされた下方レート＋ｆ（センサ出力）
ここでｆは、典型的に、センサ出力の一次、即ち単調関数である。患者の活動が提示され続けるかぎり、ペーシング・レートは、上式に従って計算されるレートに達するまで（又は、プログラムされた上方レート限界に達するまで、どちらか低い方）、増分量だけ周期的に増加される。この方法において、増加したペーシング・レート（即ち、プログラムされた下方レート限界より高いレート）は、患者の活動期間中維持される。患者の活動が停止すると、ペーシング・レートは、プログラムされた下方レート限界に達するまで、徐々に減小される。
任意の既知のレート応答ペースメーカに関して、センサ出力は、患者の実際の代謝および生理学的要求に可能なかぎり高く相関することが明らかに望ましく、従って、結果として得られるレート応答ペーシング・レートは、適当なレベルに調整され得る。圧電型活動度センサは代謝要求を間接的に決定するために使用できるのに過ぎない。検知される物理的活動は上体の運動によって影響され得る。従って、腕の動きを含む運動は、代謝要求よりも不当に大きい信号を与え得る。逆に、自転車乗りのような、下体のみを刺激する運動は、実際の要求が非常に高いにも拘わらず、低い代謝要求を与え得る。
従来技術においてこれらの認識された短所に対して、他の生理学的パラメータが患者の代謝要求を評価するために使用されてきた。これらのパラメータである心臓圧、血液酸素飽和、分時換気量（Ｖｅ）のそれぞれが、患者の実際の代謝おび生理学的要求を良く相関するパラメータであると臨床的に示されてきた。
患者の代謝要求の良好な表示子であると見出された分時換気量は、次式によって定義される。
Ｖｅ＝ＲＲ×ＴＶ
但し、ＲＲは１分当たりの呼吸における呼吸率（ｒｅｓｐｉｒａｔｉｏｎ  ｒａｔｅ）、およびＴＶはリッタ単位の一回呼吸量（ｔｉｄａｌ  ｖｏｌｕｍｅ）である。臨床的には、Ｖｅの測定は、換気量を測定して１分当たりの全容積を計算する装置に対して直接患者に呼吸させることにより行われる。Ｖｅの直接測定は、植込み装置の場合は実用的でない。しかし、胸郭のインピーダンス変化の測定は、植込みペースメーカで実現することができる。このようなペースメーカは、１９８７年１０月２７日発行のＮａｐｐｈｏｌｚ等の米国特許第４，７０２，２５３号に開示されている。インピーダンス信号の変化の大きさは一回呼吸量に対応し、変化の周波数は呼吸率に対応している。このように、心臓インピーダンスの測定は、Ｖｅデータを取得するための１つの方法として用いることができる。
実際において、心臓インピーダンスは、心臓ペースメーカと関連してペーシングおよび（または）検知のため他の方法で用いられる電極の如き２つ以上の心臓電極間に存在するインピーダンスの評価によって測定することができる。特に、心臓インピーダンスは、電流が心臓組織の一部領域に流れされるように２つの「ソース」電極間に定電流励起パルスを供給することにより測定できることが示されている。心臓組織に励起電流パルスを流すことから生じる電圧差によって反映される如きインピーダンスを確認するため、２つの「記録」電極間の電圧差を測定することができる。このようなインピーダンス測定手法は、心臓ペースメーカの如き植込み可能な装置に関して実施可能であることが証明されている。
Ｌａｍｐａｄｉｕｓの米国特許第４，７２１，１１０号には、ペースメーカの基本ペーシング・レートがレオグラフィにより得られる呼吸率信号によって部分的に決定される心臓ペースメーカに対するレオグラフィ装置が記載されている。
心臓における血液のインピーダンスとの呼吸および胸郭経由圧力の変動の相関関係もまた、２つの電極間のインピーダンス測定について記載するＡｌｔの米国特許第４，８８４，５７６号において認識されている。Ａｌｔの特許第４，８８４，５７６号によれば、インピーダンス信号の低域通過フィルタ処理が、患者の呼吸率が得られる信号を生じ、同じ信号の高域通過フィルタ処理は患者の心機能が観察できる信号を生じる。
現在、レオグラフィ手法を用いて代謝需要に応じてペーシング・レートを調整する幾つかの植込み可能装置が市販されている。例えば、イタリア国ボローニャのＢｉｏｔｅｃ  Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ社により製造されるＢｉｏｒａｔｅ装置は、双極レオグラフィ装置を用いて患者の呼吸率を監視する。米国コロラド州イングルウッドのＴｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓ社により製造されるＭｅｔａ−ＭＶ装置は、３極レオグラフィ装置を用いて患者の酸素飽和血液の代謝需要を監視する。米国ミネソタ州セントポールのＣＰＩにより製造されるＰｒｅｃｅｐｔ装置は、４極レオグラフィ構成を用いて患者の収縮前間隔（ＰＥＩ）、一回搏出量、および心臓組織の収縮性を監視する。
米国ミネソタ州ミネアポリスのＭｅｄｔｒｏｎｉｃ社により製造され、現在合衆国内の臨床試験を受けているＬｅｇｅｎｄ  Ｐｌｕｓ（登録商標）パルス発生器は、レート応答機能の支援にレオグラフィ装置を用いる植込み可能ペースメーカの別の事例である。このＬｅｇｅｎｄ  Ｐｌｕｓ（登録商標）は、パルス発生器のカニスタ（不関電極として働く）と静脈経由ペーシング／検知リード線のリング電極との間に二相の励起信号を供給する。Ｌｅｇｅｎｄ  Ｐｌｕｓ（登録商標）におけるインピーダンスの検知は、リード線の先端電極とパルス発生器カニスタ間で行われる。このＬｅｇｅｎｄ  Ｐｌｕｓ（登録商標）インピーダンス測定回路は、呼吸と心臓収縮の両方が反映されるインピーダンス波形を生成する。この波形は、先に述べたように、ペースメーカの回路により用いられて分時換気量値Ｖｅを得る。Ｌｅｇｅｎｄ  Ｐｌｕｓ（登録商標）は、患者のＶｅを周期的に評価して、その基本ペーシング・レートをＶｅ値に反映される代謝需要に従って上下に調整する。（Ｌｅｇｅｎｄ  Ｐｌｕｓ（登録商標）装置の種々の特質については、参考のためその全容が本文に援用されるＷａｈｌｓｔｒａｎｄ等の米国特許第５，２７１，３９５号「レート応答型心臓ペーシングのための方法および装置（Ｍｅｔｈｏｄ  ａｎｄ  Ａｐｐａｒａｔｕｓ  ｆｏｒ  Ｒａｔｅ−Ｒｅｓｐｏｎｓｉｖｅ  Ｃａｒｄｉａｃ  Ｐａｃｉｎｇ）」）において更に詳細に記載される。）
植込み可能装置と関連するレオグラフィ装置の使用に関する別の開示は、インピーダンス波形を取得するための方法および装置を提案する、１９９４年４月２８日出願のＷａｈｌｓｔｒａｎｄ等の係属中の米国特許出願第０８／２３３，９０１号「心機能の検知」のための方法および装置（Ｍｅｔｈｏｄ  ａｎｄ  Ａｐｐａｒａｔｕｓ  ｆｏｒ  Ｓｅｎｓｉｎｇ  ｏｆ  Ｃａｒｄｉａｃ  Ｆｕｎｃｔｉｏｎｓ）」に見出すことができる。先に述べたＬｅｇｅｎｄ  Ｐｌｕｓ（登録商標）において用いられたものと類似のインピーダンス波形の品質を改善するための専用リード線の使用に関するＷａｈｌｓｔｒａｎｄ等の開示は、その全容において参考のため本文に援用される。
植込み可能装置と関連するレオグラフィ装置の使用に関する更に別の開示は、１９９４年７月１９日出願のＧｉａｎｎｉ  Ｐｌｉｃｃｈｉ等の係属中の米国特許出願第０８／２７７，０５１号「時分割多極型レオグラフィ装置（Ｔｉｍｅ−Ｓｈａｒｉｎｇ  Ｍｕｌｔｉ−Ｐｏｌａｒ  Ｒｈｅｏｇｒａｐｈｙ）」に見出すことができる。
患者の問題を最小にし且つ植込みペースメーカの有用な寿命を延長するための努力において、医師が所望のパラメータを選択しおよび／又はそれを周期的に調整するのを可能にするために、或いは患者の生理学的要求にペーシング・システムを最適化するために、多くのプログラム可能なパラメータを与えることが共通の作業となった。医師は、ペースメーカのバッテリーの寿命を最大にして患者の適正な安全限界を保証するために出力エネルギーの設定を調整できる。更に、医師は、心臓組織の固有の脱分極の適正な検知を保証し、筋電位干渉又は電磁干渉（ＥＭＩ）のような不要な事象の過大検知を防止するために、検知閾値を調整できる。また、プログラム可能なパラメータは、典型的に、前述の如きペースメーカ・レート応答機能を可能にし且つ最適化するために必要とされる。本発明のペースメーカは、ペーシング・モード、感度、不応期間、パルス振幅、パルス幅、下方および上方レート限界、レート応答利得、活動度閾値を含む、多数のプログラム可能パラメータを有する、マルチプログラム可能で且つレート応答型のペースメーカである。
当該技術分野の専門家は、ペースメーカがレート応答モードで作動し、それが発生する刺激パルスのエネルギー、即ち刺激信号の強さ（振幅）および持続時間（パルス幅）が捕獲を達成するのに十分な大きさのものであるかどうか、ということを理解するであろう。（ここで使用されるように、用語「捕獲（ｃａｐｔｕｒｅ）」は、電気刺激信号の印加に直接応答する心臓の収縮を意味するために使用される。捕獲を達成するということは、刺激信号の発生に対して心臓の応答を引き起こすことである。）特にペースメーカに部分的に又は全体的に依存する患者に対して、深刻な合併症又は死さえ防止するために捕獲が維持されることは必須である。しかし、同時に、刺激信号のエネルギー・レベルが不要に高くないことが望ましい。これは、バッテリーの消耗による植込み装置の有用な寿命を減少する傾向にあるので、不要の生理学的副作用を示し得る。捕獲を維持することと装置の寿命を最大にすることとの間のこのトレード・オフを認識することで、先ず患者に捕獲を達成するのに必要な最小のエネルギー・レベル（患者の「ペーシング閾値」）を決定し、次いで患者の心臓を、患者のペーシング閾値より大きな予め定めた安全限界であるエネルギー・レベルを有するパルスでペーシングを行うことが当該技術分野での共通の作業となっていた。
刺激パルスのエネルギー・レベルと患者のペーシング閾値との間の安全限界を保証する主な問題は捕獲を維持するために必要な刺激閾値が短時間にしばしば変動し、長時間に亘って徐々に変化し得るということである。下方の閾値が典型的にペースメーカの植込み直後に示される（いわゆる「急性（ａｃｕｔｅ）閾値」）ということが臨床的に観察された。一般に、刺激電極のまわりの組織の炎症は、植込み後の最初の２乃至６週間の間に、ペーシング閾値をその「ピーク閾値」レベルに急激に上昇させる。長い期間に亘って、この炎症はおさまり、閾値をそのピーク値から「慢性閾値」レベルに低下させる。しかし、ある永久線維組織が刺激部のまわりに発育するので、慢性閾値は急性閾値レベルに減少せず、そのためより大きなエネルギーが非線維急性組織よりも必要とされる。
短い期間において、閾値は、例えば、運動により減小し、また、睡眠を含む他の活動により増加し得る。
患者のペーシング閾値は時間と共に変化するので、患者の閾値の周期的な評価が必要であり、従って刺激パルスのエネルギー・レベルが調整できる。刺激閾値の評価、および検知された閾値レベルに応答して刺激レベルを調整することに関する初期の提案は、「生理学的システムを刺激するための閾値追跡装置および方法（Ｔｈｒｅｓｈｏｌｄ  Ｔｒａｃｋｉｎｇ  Ｓｙｓｔｅｍ  ａｎｄ  Ｍｅｔｈｏｄ  ｆｏｒ  Ｓｔｉｍｕｌａｔｉｎｇ  ａ  Ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｉｃａｌ  Ｓｙｓｔｅｍ）」と題された、Ｂｏｗｅｒｓの米国特許第３，９２０，０２４号に見出すことができる。
刺激閾値を評価するための別の従来技術は、「患者の心臓に印加されるべきペーシング・パルスの最小エネルギー閾値をプログラミングするための装置および方法（Ａｐｐａｒａｔｕｓ  Ｆｏｒ  ａｎｄ  Ｍｅｔｈｏｄ  ｏｆ  Ｐｔｏｇｒａｍｍｉｎｇ  ｔｈｅ  Ｍｉｎｉｍｕｍ  Ｅｎｅｒｇｙ  Ｔｈｒｅｓｈｏｌｄ  ｆｏｒ  Ｐａｃｉｎｇ  Ｐｕｌｓｅｓ  ｔｏ  ｂｅ  Ａｐｐｌｉｅｄ  ｔｏ  ａ  Ｐａｔｉｅｎｔ'ｓ  Ｈｅａｒｔ）」と題された、Ｈａｒｔｌａｕｂ他の米国特許第４，２５０，８８４号に開示されている。このＨａｒｔｌａｕｂ他の特許は、本発明の譲受人に譲渡され、その全てがここで参照される。
Ｈａｒｔｌａｕｂ他の米国特許第４，２５０，８８４号によれば、ペースメーカおよびプログラマは、いわゆる「自動閾値（ａｕｔｏｔｈｒｅｓｈｏｌｄ）」モードで機能するように動作可能であり、ペースメーカは、患者の心臓に漸次低下するエネルギー・レベルの一連の刺激パルスを与える。ペースメーカおよびプログラマが自動閾値モードで動作している間に、自動閾値機能を開始した医師即ち臨床医は、ストリップ・チャート又は表示スクリーンの患者のＥＫＧをモニターする。医師は、そのシーケンスの中でどのパルスが初めに捕獲を達成し損うかに注意し、そして自動閾値検査を直ちに停止する。これは、患者のペーシング閾値が２つの最も新しく発生したパルスのエネルギー・レベル間にあることを、プログラマに認識させ、次いでプログラマは、少なくとも患者の閾値以上の予め定めた安全限界を含むレベルにあるように、ペーシング・パルス・エネルギーのレベルを調整することができる。
Ｈａｒｔｌａｕｂ他の米国特許第４，２５０，８８４号に開示された方法および装置は、バッテリーの消耗が最小にされ且つ患者の安全が保証されるように患者のペーシング閾値を決定するための手段を提供するが、このＨａｒｔｌａｕｂ他の特許のシステムは、訓練を受けた医師又は臨床医の立会で自動閾値手順を実行する必要があり、自動閾値の調整は臨床的設定で実施されなければならない。これは患者にとって不便で且つ費用がかかる。これらの問題を解決するために、従来技術において、更に完全な自動閾値検知の特徴を備えた植込み可能なパルス発生器を提供する試みが行われ、捕獲を臨床的又は患者の介在の必要なしに維持することができる。そのようなＩＰＧは、典型的に、刺激信号の発生に応答して捕獲の存在を検知するために、ペーシング・リードと同様の電気センサに依存している。しかし、これらセンサの機能および精度は、心筋電位（筋肉運動の生成物である電気信号）、電磁干渉（ＥＭＩ）、センサの感度に伴う問題（過剰感度又は感度不足のいずれか）、胸圧の変化（例えば、呼吸レートの変化、咳、又はくしゃみ、による）の関数としての検知電気信号の変動、を含む（但しこれらに限定されない）、１またはそれ以上のファクターによる悪影響を示してきた。
医師の介在の必要なしに獲得の存在又は不存在を検知するために電気的検知を行うことに伴う困難は、検知回路が、刺激パルスが発生されなかった場合でさえも発生した本質的な拍動と、実際の捕獲された拍動との間を弁別できないということである。
患者のペーシング閾値を決定し且つ刺激パルス・エネルギー・レベルを調整する手順を自動化することに関連する前述および他の問題は、一般に、感度の欠如又は捕獲検知の特異性の欠如のいずれかに関するものとして記述できる。（ここで使用されるように、捕獲検知における「感度（ｓｅｎｓｉｔｉｖｉｔｙ）」は、与えられた時間に亘って、捕獲喪失の拍動の実際の数で除算されるものとして識別される捕獲喪失の拍動の数として定量化される、間違った負の捕獲検知（捕獲が実際に生じるときには認識しない）を回避する能力を言うために使用される。他方、捕獲検知における「特異性（ｓｐｅｃｉｆｉｃｉｔｙ）」は、与えられた時間に亘って、捕獲拍動の実際の数で除算されるものとして識別される捕獲拍動の数として定量化される、間違った正の捕獲検知（捕獲が生じなかったときに、捕獲が生じたことを示す）を回避する能力について用いる。
発明の概要
したがって、上記の考察に鑑み、心臓捕獲を一層精確で信頼度高く検出する能力、即ち、捕獲喪失を高い「感度」且つ「特異性」良く検出することができるペースメーカを提供する能力を心臓のペースメーカに与えることが望ましい。
この発明の１つの特徴によれば、心臓ペースメーカは心臓のインピーダンスその他の測定可能な生理学的特性を用いて、心臓刺激パルスの印加後に心臓捕獲が達成されたかどうかを決定する。この点に関して、この発明は、有利なことに、心臓のペースメーカのレート応答動作に関係して採用されてきたインピーダンス、圧力又は酸素飽和の尺度という技術及び概念を利用することができる。場合によっては、植え込み可能な装置における回路は、有利なことに、レート応答機能を支持すると共に閾値追尾能力を支持するという二重の目的に対して用いることができる。
この発明の例示的な実施の形態においては、心臓のインピーダンスが監視され、心臓インピーダンス信号のピーク・ツー・ピーク（ピーク間）偏位が、捕獲喪失を高感度且つ特異性良く検出するために解析される。この発明の１つの特徴によれば、捕獲と捕獲喪失とを区別するのに心臓のインピーダンス（又は、代わりに、圧力又は酸素飽和検知）及び検知された心室収縮（Ｖ検知）及び／又は心房収縮（Ａ検知）を用いる冗長法の利用によって、増強された捕獲検出が行われる。この増強された捕獲検知は、まず、インピーダンス信号に対する基線を確立するために、１以上の呼吸周期にわたって一連の捕獲拍動を検査することによって達成される。この基線は、連続する心臓収縮に対して捕獲を維持するのに刺激信号閾値が十分であるかどうかを決定するために引き続いて使用される。
この発明の特徴によれば、可変のエネルギー・レベル（則ち、可変のパルス幅と可変の振幅）を持つテスト刺激パルスを加えて患者の刺激閾値を決定する。これは、有利なことに、患者に対して強度−持続時間曲線を作り出すことができる情報をペースメーカが獲得することを可能にする。これにより、インピーダンス・データに対して安全性限界基準を適用するためのインピーダンス・データの解析が容易になり、その結果、患者の安全が確保され且つペースメーカの寿命が最大化される。
この発明の上記の及び他の特徴は、添付の図面と結び付けて読むとき、この発明の特定の実施の形態の詳細な説明を参照して最も良く理解されよう。
【図面の簡単な説明】
図１は、この発明の１つの実施の形態によるペーシングシステムを示す図であり、このペーシングシステムは外部プログラミング・ユニット（プログラマ）と患者に植え込まれた身体植え込み可能なペースメーカとを備える。
図２は、図１のペースメーカ内に含まれる回路のブロック図である。
図３は、図２のブロック図からの論理処理回路のブロック図である。
図４は、図２の回路によって発生される二相（ｂｉｐｈａｓｉｃ）の励起パルスを示す図である。
図５ａ及び図５ｂは、図２の回路によって処理された心臓インピーダンス波形を示す図である。
図６ａ、図６ｂ、図６ｃ及び図６ｄは、患者のＥＣＧ信号との時間関係において心房心臓インピーダンス波形を示す図である。
図７ａ、図７ｂ及び図７ｃは、患者のＥＣＧ信号との時間関係において心室心臓インピーダンス波形を示す図である。
図８は、この発明の開示された実施の形態による捕獲検知アルゴリズムの初期設定段階に含まれるステップを示すフロー図である。
図９は、この発明の開示された実施の形態による捕獲検知アルゴリズムの心房閾値テスト段階に含まれるステップを示すフロー図である。
図１０は、この発明の開示された実施の形態による捕獲検知アルゴリズムの心室閾値テスト段階に含まれるステップを示すフロー図である。
図１１は、時間変化する振幅を持つ心臓刺激パルスの印加を示すタイミング図である。
図１２は、この発明の開示された実施の形態にしたがって図１及び図２のペースメーカによって与えられるデータから導き出される強度−持続時間曲線を示す図である。
発明を実施するための最良の形態
図１は、この発明の１つの実施の形態によるペースメーカ１０が患者１２に植え込まれている状態を一般的に示す図である。当業界の従来の手法においては、ペースメーカ１０は、密封され生理学的に不活性の外側キャニスタ内に収容されており、外側キャニスタそのものはペースメーカのペーシング／検知回路における不関電極として機能するよう導電性である。図１において参照数字１４で一括して指示されている１本以上のペースメーカ・リード線は従来通りの方法でペースメーカ１０と電気的に結合され、血管を介して患者の心臓１６まで延びている。リード線１４の遠端の概して近傍には、心臓電気信号を受け取るための及び／又は心臓１６へ電気的ペーシング刺激を印加するための１つ以上の露出された導電性の電極が配置される。当業者には理解されるとおり、リード線１４は植え込まれ、その遠端は心臓１６の心房又は心室に位置される。
図２は、この発明の現在開示されている実施の形態によるペースメーカ１０を構成する電気回路のブロック図を示している。図２から理解されるように、ペースメーカ１０はペーシング／制御回路２０と捕獲検知回路２２とを備える。ペーシング／制御回路２０と関連する回路の多くは、例えば「パルス発生器に活動検知を植え込むための方法及び装置」という名称のＳｉｖｕｌａ等への米国特許第５，０５２，３８８号明細書に開示されている事項に従う通常の設計である。このＳｉｖｕｌａ等への特許第５，０５２，３８８号特許明細書の全体は本明細書に援用される。ペースメーカ１０の構成要素がその設計と動作において純粋に従来どおりである程度まで、これらの構成要素については、ここでは詳細に説明しない。こうした構成要素の設計及び実装は当業者には慣用手段と考えられるからである。例えば、図２のペーシング／制御回路２０は検知増幅器回路２４、ペーシング出力回路２６、水晶クロック２８、ランダムアクセスメモリ及びリードオンリメモリ（ＲＡＭ／ＲＯＭ）ユニット３０、中央処理ユニット（ＣＰＵ）３２及びテレメトリ回路３４を備えており、これらの回路は全て周知である。
好ましくは、ペースメーカ１０は内部テレメトリ回路３４を備えるので、外部プログラマ１７（図１に示す）によってプログラムされ得る。この発明の実施における使用に好適なプログラマ及びテレメトリ・システムは古くから広く知られている。
典型的には、公知のプログラマは植え込まれた装置と双方向テレメトリ・リンクを介して交信する。そのため、プログラマは植え込まれた装置で受信すべき制御コマンドと動作パラメータ値とを送信し、植え込まれた装置は診断及び動作データをプログラマへ通信することができる。この発明を実施する目的に適合すると考えられるプログラマは、ミネソタ州ミネアポリスのＭｅｄｔｒｏｎｉｃ社から市販されているＭｏｄｅｌ９７６０及びＭｏｄｅｌ９７９０を含む。
外部プログラミング・ユニット（プログラマ）と植え込まれたデータとの間の必要な通信チャンネルを提供する種々のテレメトリ・システムが開発され、当該技術分野では周知である。この発明を実施する目的に適合すると考えられるテレメトリ・システムは例えば、「植え込まれた医学装置のためのテレメトリ・フォーマット」という名称のＷｙｂｏｒｎｙ等への米国特許第５，１２７，４０４号明細書、「医学装置のためのマーカー・チャンネル・テレメトリ・システム」という名称のＭａｒｋｏｗｉｔｚへの米国特許第４，３７４，３８２号明細書及び「医学装置のためのテレメトリ・システム」という名称のＴｈｏｍｐｓｏｎ等への米国特許第４，５５６，０６３号明細書に開示されている。Ｗｙｂｏｒｎｙ等への米国特許第５，１２７，４０４号明細書、Ｍａｒｋｏｗｉｔｚへの米国特許第４，３７４，３８２号明細書及びＴｈｏｍｐｓｏｎ等への米国特許第４，５５６，０６３号明細書はいずれも、この発明の譲受人へ譲渡されており、それぞれの全体を本明細書に援用する。
典型的には、上記の米国特許に記載されたようなテレメトリ・システムは外部プログラミング／処理ユニットと関連して採用される。心臓のペースメーカを非侵食的に（ｎｏｎ−ｉｎｖａｓｉｖｅｌｙ）プログラミングするための１つのプログラマは前記のＨａｒｔｌａｕｂ等への米国特許第４，２５０，８８４号明細書に記載されている。
ほぼ共通に、植え込み可能な医学装置のためのテレメトリ・システムは該装置に高周波（ＲＦ）送信機及び受信機を採用し、これに対応するＲＦ送信機及び受信機を外部プログラミング・ユニットに採用する。植え込み可能な装置内では、送信機及び受信機は、ダウンリンク・テレメトリ信号を受信すると共にアップリンク・テレメトリのためのＲＦ信号を放射するためのアンテナとしてワイヤ・コイルを利用する。このシステムは空気−コア結合型変成器として設計される。こうしたテレメトリ・システムの例は前記のＴｈｏｍｐｓｏｎ等への米国特許第４，５５６，０６３号明細書に図示されている。
ＲＦテレメトリを用いてデジタル・データを通信するために、前記のＷｙｂｏｒｎｙ等への米国特許第５，１２７，４０４号明細書に記載されているようなデジタル符号化手法を用いることができる。特に、ダウンリンク・テレメトリに対しては、パルス間隔変調が採用される。外部プログラマは、一連の短いＲＦ「バースト」、又は引き続くパルスの間の間隔（例えば、１つのパルスの後縁と次のパルスの後縁との間の間隔）が送信されるべきデータにしたがって変調されるパルスを送信する。例えば、短い方の間隔はデジタルの“０”ビットを符号化し、長い方の間隔はデジタルの“１”を符号化する。
アップリンク・テレメトリの場合、パルス位置変調法を採用してアップリンク・テレメトリ・データを符号化する。パルス位置変調の場合、複数のタイム・スロットがデータ・フレームに定義され、それぞれのタイム・スロットの期間に送信されたパルスの存在又は不存在がデータを符号化する。例えば、１６個の位置データ・フレームが定義され、タイム・スロットの１つにおけるパルスはデータの一義的な４ビット部分を表す。
図１に示すように、前記のＭｅｄｔｒｏｎｉｃ社のＭｏｄｅｌ９７６０及び９７９０プログラマのようなプログラミング・ユニットは、典型的には、患者に植え込まれた装置の植え込み場所に重なって患者の体の上に置かれるようになされた携帯ユニットであるプログラミング・ヘッド又はプログラミング・パドルを用いることによって、植え込まれた装置との間のインターフェースを行う。プログラミング・ヘッド内の磁石は、植え込まれた装置内のリード・スイッチを閉じてテレメトリ・セッションを開始する。その後、植え込まれた装置の送信機、受信機とプログラミング・ヘッド内の送信機、受信機との間でアップリンク及びダウンリンクの通信が行われ、植え込まれた装置１０のアンテナ３６はダウンリンク・テレメトリ信号を受信し、アップリンク・テレメトリ信号を送信するのに用いられる。
続いて図２を参照すると、ペースメーカ１０はリード線１４に結合され、図１を参照して既に述べたように、リード線１４は、植え込まれたとき、ペースメーカ１０の植え込み場所と患者の心臓１６との間に経静脈的に（ｔｒａｎｓｖｅｎｏｕｓｌｙ）延在する。簡単にするために、リード線１４とペースメーカ１０の種々の構成要素との間の接続は図２には示されていないが、当業者には明らかなとおり、例えば、心臓の電気信号が検知増幅器回路２４へ送られ、ペーシングパルスがリード線１４を介して心臓の組織へ伝えられるように、リード線１４は通例にしたがって直接又は間接に検知増幅器回路２４及びペーシング出力回路２６と必ず結合される。
ここに開示された実施の形態においては、２つのリード線、即ち、心房チップ（図２のＡＴＩＰ）及び心房リング電極（図２のＡＲＩＮＧ）を有する心房リード線１４Ａと、心室チップ（図２のＶＴＩＰ）及び心室リング電極（図２のＶＲＩＮＧ）を有する心室リード線１４Ｖとが採用される。更に、上記のように、ペースメーカ１０の導電性の密封されたキャニスタは不関電極（図２のＣＡＳＥ）として作用する。
既に述べたとおり、ペーシング／制御回路２０は中央処理ユニット３２を備える。この中央処理ユニット３２は、市販のプログラマブル・マイクロプロセッサ又はマイクロコントローラであってよいが、この発明の実施の形態においてはカスタム集積回路である。ＣＰＵ３２とペーシング／制御回路２０の他の構成要素との間の特定の接続が図２には図示されていないが、当業者には明らかなとおり、ＣＰＵ３２は、ＲＡＭ／ＲＯＭユニット３０に記憶されたプログラミングの制御の下で、ペーシング出力回路２６と検知増幅器回路２４とのタイミング動作を制御するよう機能する。当業者はこうした動作配置を熟知しているものと考えられる。
図２を引き続き参照すると、水晶発振器回路（水晶クロック）２８（現在の好ましい実施の形態においては３２，７６８Ｈｚの水晶制御発振器である）はタイミング・クロック信号をペーシング／制御回路２０及び捕獲検知回路２２へ与える。
図２に図示されたペースメーカ１０の種々の構成要素は、当業界の慣例にしたがって、覆いとなるペースメーカ１０内に収容されている電池（図示せず）によって電力供給されることを理解すべきである。図を簡単にするために、電池及び該電池とペースメーカ１０の他の構成要素との間の接続は図示されていない。
ＣＰＵ３２から発される信号の制御の下でペーシング刺激を発生するよう機能するペーシング出力回路２６は、例えば、「身体スティミュレータ出力回路」という名称のＴｈｏｍｐｓｏｎへの米国特許第４，４７６，８６８号明細書に開示された形式のものであり、このＴｈｏｍｐｓｏｎの米国特許明細書の全体は本明細書に援用される。しかし、当業者であれば、この発明を実施する目的に適合する従来の種々の形式の多くのペーシング出力回路の中から選択することが可能であると考えられる。
図２に示すとおり、ペーシング／制御回路２０は、図２において集合的に３８で指示されている多くの信号線によって捕獲検知回路２２と結合される。ペーシング／制御回路２０のＩ／Ｏインターフェース（Ｉ／Ｏバス）４０及び捕獲検知回路２２の対応のＩ／Ｏインターフェース（Ｉ／Ｏバス）４２は、これらのユニット間の信号の伝送を調整する。
捕獲検知回路２２は、該回路２２をＶＴＩＰ、ＶＲＩＮＧ、ＡＴＩＰ及びＡＲＩＮＧと結合し、結合解除するように機能する本質的にはマルチプレクサであるリード・インターフェース回路４４を備えるが、これについては後で詳述する。
リード・インターフェース回路４４には捕獲検知励起（ＣＤ励起）回路４６が結合され、該回路４６は、心臓のインピーダンスを測定するためにリード線電極（ＶＴＩＰ、ＶＲＩＮＧ等）の種々の組み合わせ間で二相の一定電流パルスを伝えるように機能する。特に、ＣＤ励起回路４６は、前述のＷａｈｌｓｔｒａｎｄ等への米国特許第５，２７１，３９５号明細書に記載された方法及び装置にしたがって、前述のレジャンド・プラス（Ｌｅｇｅｎｄ  Ｐｌｕｓ）装置によって供給される形の二相の励起パルスを供給する。励起パルスがその間で伝えられる電極は、心房捕獲閾値又は心室捕獲閾値が評価されているかどうかに依存して違ってくる。電極の選択は、ペーシング／制御回路２０によって明示され且つバス３８を介して捕獲検知回路２２へ送られる信号の制御の下で、リード・インターフェース回路４４によって行われる。例えば、心室捕獲閾値の評価のために、心室リング電極ＶＲＩＮＧとペースメーカのキャニスタＣＡＳＥとの間で、二相パルスが１２８Ｈｚの速度で伝達される。同様に、心房捕獲閾値の決定のためには、心房リング電極ＡＲＩＮＧとペースメーカのキャニスタＣＡＳＥとの間で、二相パルスが伝達される。
心臓インピーダンスを測定するため、捕獲検知回路２２は、励起パルスが上記のように供給されつつあるとき電極対間に存在する電圧差をモニタする。再び、電圧差がモニタされている電極は、心房又は心室閾値が評価されているか否かに応じて変化する。本発明の一実施形態において、同じ電極（即ち、心室用のＶＲＩＮＧ（Ｖリング）及びＣＡＳＥ（ケース）、心房用のＡＲＩＮＧ（Ａリング）及びＣＡＳＥ（ケース））が、励起パルスの供給及び電圧差のモニタリングの双方のため用いられる。しかしながら、励起及び測定のための電極の組合せが、プログラミング・システムにより植え込み後に変えられ得るプログラム可能な設定部の間にあり得ることが企図されている。
インピーダンス測定前置増幅器（ＺＭＥＡＳ  ＰＲＥＡＭＰ）回路４８が、励起パルスの供給の間に電圧差測定電極に結合されている。ＺＭＥＡＳ  ＰＲＥＡＭＰ４８は３段から成る。第１段は、低雑音増幅器（本好適実施形態では２０の利得を有する。）であり、該低雑音増幅器はまた高域通過フィルタリング機能を実行する。第２段は、利得増幅器（本好適実施形態では６の利得を有する。）である。最終段は、１２８Ｈｚのサンプル／ホールド回路である。上記のように、二相励起パルスが１２８Ｈｚの速度で供給され、従って、１２８の電圧差の測定が毎秒行われる。ＺＭＥＡＳ  ＰＲＥＡＭＰ４８のサンプル／ホールド段は、これらの電圧の各々を捕獲検知回路２２の残りの回路へ与えるためホールドする。ＺＭＥＡＳ  ＰＲＥＡＭＰ回路４８の前置増幅器、利得及びサンプル／ホールドの各段の設計及び実現は回路技術の当業者には決まり切った作業事項であると考えられる。従って、ＺＭＥＡＳ  ＰＲＥＡＭＰ回路４８の設計の詳細を本明細書には記載しない。
図２を引き続き参照すると、ＺＭＥＡＳ  ＰＲＥＡＭＰ回路４８からのサンプルされた出力電圧は捕獲検知低域通過フィルタ（ＣＤ ＬＰＦ）回路５０に与えられる。該ＣＤ  ＬＰＦ回路５０は、本発明の好適実施形態においては、サンプルされたインピーダンス波形の中の雑音を帯域制限するため６．４Ｈｚに極を持つ単極低域通過フィルタである。再び、ＣＤ  ＬＰＦ回路５０の設計及び実現は当該技術の当業者には決まり切った作業事項であると考えられる。ＣＤ  ＬＰＦ回路５０からの出力は、所与の時点における電圧波形のレベルが選択された電極間で測定された心臓インピーダンスに正比例する当該電圧波形である。従って、ＣＤ  ＬＰＦの出力信号を、本明細書ではインピーダンス波形と呼ぶ。
ＣＤ  ＬＰＦ回路５０における低域通過フィルタリングの後、インピーダンス波形はデルタ変調器回路ＤＥＬＴＡＭＯＤ５２に与えられ、該ＤＥＬＴＡＭＯＤ回路５２はアナログ／ディジタル変換（ＡＤＣ）機能を実行する。ＤＥＬＴＡＭＯＤ回路５２は、図２においてＵＰ（アップ）及びＤＯＷＮ（ダウン）として示される２つのディジタル出力信号を有する。ＤＥＬＴＡＭＯＤ回路５２は２ＫＨｚの速度で動作し、その結果秒当たり２０００変調器サイクルの各々に続いて、ＤＥＬＴＡＭＯＤ回路５２がそのＵＰ出力をアサートするか、そのＤＯＷＮ出力をアサートするか、いずれの出力もアサートしないかのいずれかを行う。当業者には認められるように、ＤＥＬＴＡＭＯＤ回路５２は、ＣＤ  ＬＰＦ回路５０からの出力電圧（インピーダンス波形）が最後のＤＥＬＴＡＭＯＤサイクルから所定の増分量だけ上昇する度にそのＵＰ出力をアサートし、ＣＤ  ＬＰＦ回路５０からのインピーダンス波形が前のＤＥＬＴＡＭＯＤサイクルから所定の増分量だけ降下する度にそのＤＯＷＮ出力をアサートする。本好適実施形態において、ＤＥＬＴＡＭＯＤ回路５２は、心房の捕獲閾値評価のため０．１Ωの分解能と、心室の捕獲閾値評価のため０．２５Ωの分解能とを有する。即ち、心房の捕獲閾値評価に対して、ＵＰ又はＤＯＷＮの信号が、インピーダンス波形が心臓インピーダンスにおける０．１Ωの変化に対応する量だけ上昇又は降下する場合各ＤＥＬＴＡＭＯＤサイクルでアサートされ、同様に、心室の捕獲閾値に対して、ＵＰ又はＤＯＷＮの信号が、インピーダンス波形が心臓インピーダンスにおける０．２５Ωの変化に対応する量だけ上昇又は降下する場合各ＤＥＬＴＡＭＯＤサイクルでアサートされる。
ＤＥＬＴＡＭＯＤ回路５２からのＵＰ及びＤＯＷＮの出力信号は、図３におけるブロック図の形態で示される処理回路（ＭＶ  ＰＲＯＣ）５４に印加される。図３に示されるように、ＤＥＬＴＡＭＯＤ回路５２からのＵＰ及びＤＯＷＮの出力信号は、ＭＶ  ＰＲＯＣ５４における偏位カウンタ５６に印加される。ペーシング／制御回路２０の水晶クロック回路２８から導き得る２ＫＨｚクロック信号もまた、ＣＤ  ＷＩＮＤとして識別される信号と共に偏位カウンタ５６に印加される。なお、該ＣＤ  ＷＩＮＤの信号は、以下で詳細に記載されるように各二相励起パルスの供給に続く捕獲検知ウインドを規定する。図２に示されるように、ＣＤ  ＷＩＮＤ信号は、ＭＶ  ＣＴＲＬ回路５３により発生され、ＭＶ  ＰＲＯＣ５４に印加され、捕獲検知ウインドが生じているときをＭＶ  ＰＲＯＣ５４に知らせる。各捕獲検知ウインドの結果で、ＭＶ  ＣＴＲＬ回路５３は割込み信号ＣＤ  ＩＮＴをアサートする。なお、該割込み信号ＣＤ  ＩＮＴはペーシング／制御回路２０へライン３８を介して通信される信号の中にある。詳細には、ＣＤ  ＩＮＴ割込み信号は、ＣＰＵ３２にその割込み信号として印加される。
偏位カウンタ５６は、ＣＤ  ＷＩＮＤ信号のアサートの際に起動される通常の二進アップ／ダウン・カウンタである。起動される間、偏位カウンタ５６はその二進ディジタル出力カウント値を２ＫＨｚクロック入力信号の各サイクルに増分又は減分する。偏位カウンタ５６がその値を所与のクロックサイクルに増分するか減分するかは、ＵＰとＤＯＷＮの信号のいずれがそのサイクル中にアサートされるかに依存する。偏位カウンタ５６からの二進出力カウント値が、多重ビットライン５８上で、多重ビットＭＡＸレジスタ６０及び多重ビットＭＩＮレジスタ６２の入力、並びに比較器６４に印加される。ＭＡＸレジスタ６０及びＭＩＮレジスタ６２は、捕獲検知ウインドの間に偏位カウンタ５６によりそれぞれ到達される最大及び最小の二進ディジタル出力値を記憶するよう機能する。これらの最大及び最小値はそれぞれ、ライン６６及び６８上で比較器６４に印加される。
ＭＶ  ＰＲＯＣ回路は次のように動作する。即ち、ＣＤ  ＷＩＮＤ信号のアサートの前に、ＭＡＸレジスタ６０及びＭＩＮレジスタ６２がリセットされゼロ値を記憶する。同様に、偏位カウンタ５６の開始カウント値がゼロにリセットされる。ＣＤ  ＷＩＮＤがアサートされ、捕獲検知ウインドの始まりを信号で知らせるとき、偏位カウンタ５６は２ＫＨｚの速度でその出力値を増分又は減分し始める。即ち、秒当たり２０００回、偏位カウンタの値が、ＵＰ及びＤＯＷＮの入力信号の論理状態に応じて更新され、即ち、増分されるか、減分されるか、変更にないままであるかのいずれかが行われる。ＵＰ及びＤＯＷＮの信号が各々捕獲検知ウインドの間に数回アサートされると仮定すると、これは偏位カウンタ５６からの出力値をその捕獲検出ウインドの経過にわたり上下に変動させる。このことが生じると、偏位カウンタ５６からの出力値は定常的に比較器６４に印加し続けられ、該比較器６４はまた、そのときのＭＡＸ及びＭＩＮの値が（ライン６６及び６８上に）供給される。比較器６４がＭＡＸレジスタ６０にそのとき記憶されている値を越える偏位カウンタ出力値をライン５８上で検出する度に、比較器６４はライン７０上に出力信号ＵＰＤＡＴＥ  ＭＡＸをアサートし、該出力信号ＵＰＤＡＴＥ  ＭＡＸはＭＡＸレジスタ６０に印加される。ＵＰＤＡＴＥ  ＭＡＸをアサートすると、ＭＡＸレジスタ６０はそのとき記憶されている値をライン５８上に存在する新しい最大値と置換する。
同様に、捕獲検知ウインドの間、比較器６４は、ＭＩＮレジスタ６２にそのとき記憶されている値より小さいライン５８上の偏位カウンタ出力値を検出すると、比較器６４はライン７２上にＵＰＤＡＴＥ  ＭＩＮ信号をアサートし、該ＵＰＤＡＴＥ  ＭＩＮ信号はＭＩＮレジスタ６２に印加される。ＵＰＤＡＴＥ  ＭＩＮ信号をアサートすると、ＭＩＮレジスタ６２は、そのとき記憶されている値を、そのときライン５８上に存在する新しい最小値と置換する。
図３を続けて参照すると、ＭＶ  ＰＲＯＣ回路５４は更に方向（ＤＩＲＥＣＴＩＯＮ）回路７６を含み、該ＤＩＲＥＣＴＩＯＮ回路７６は捕獲検知ウインドの間に偏位カウンタによりなされる偏位の方向を示す１ビット値を維持するよう機能する、ＤＩＲＥＣＴＩＯＮ回路７６は、ＵＰＤＡＴＥ  ＭＡＸ及びＵＰＤＡＴＥ  ＭＩＮの値をライン７０及び７２上にそれぞれ受け取る。ＤＩＲＥＣＴＩＯＮ回路７６は、ＭＡＸレジスタ６０が捕獲検知ウインドの間にＭＩＮレジスタ６２の後で更新された場合、（インピーダンス波形において正の偏位を指示する）二進の「１」を記憶し、そして、ＭＩＮレジスタ６２がＭＡＸレジスタ６０の後で更新された場合、（インピーダンス波形において負の偏位を指示する）二進の「０」を記憶する。
当業者は、前述の記載に基づいて、ＣＤ  ＷＩＮＤ信号のアサート解除（ｄｅａｓｓｅｒｔｉｏｎ）及びＣＤ  ＩＮＴ割込み信号をアサートすることにより信号で知らされる所与の捕獲検知ウインドの終了の際に、ＭＡＸレジスタ６０及びＭＩＮレジスタ６２に記憶されている値がウインドの間に偏位カウンタ５６により到達される最大出力値及び最小出力値のそれぞれを表すようにＭＶ  ＰＲＯＣ回路５４が動作することと、方向（ＤＩＲＥＣＴＩＯＮ）値が偏位カウンタが捕獲検知ウインドの間に正及び負の偏位のいずれかを受けたかを表することを認めるであろう。当業者は更に、ＵＰ及びＤＯＷＮの信号がＤＥＬＴＡＭＯＤ回路５２により、ＣＤ  ＬＰＦ回路５０から与えられたインピーダンス波形における正及び負の偏位のそれぞれに応答してアサートされるので、捕獲検知ウインドの終わりでのＭＡＸ及びＭＩＮの値はウインドの間のインピーダンス波形の最大及び最小値を表すことを認めるであろう。特に、ＭＡＸ及びＭＩＮ値は、捕獲検知ウインドの間に解析されている心臓の室（チャンバ）に存在する最大及び最小の心臓インピーダンスのそれぞれに正比例する二進ディジタル値であろう。ＣＰＵ３２がＣＤ  ＩＮＴ割込み信号を受け取ると、ＭＶ  ＰＲＯＣ回路５４のＭＡＸレジスタ及びＭＩＮレジスタが読出され得ること、即ちＭＡＸ及びＭＩＮ値が有効であることが知らされる。次いで、ＣＰＵ３２は、（ＤＩＲＥＣＴＩＯＮ回路７６からのＤＩＲＥＣＴＩＯＮ値と共に）これらの最大及び最小の値を用いて、以下で詳細に記載されるように心臓捕獲が達成されたか否かを評価する。
一般に、本発明の開示された実施形態に従ったペースメーカ１０は、周期的に動作可能で、どの最小刺激パルス・エネルギ・レベルが患者の心臓における捕獲を達成するのに必要とされるかを決定し、その後、刺激パルス・エネルギ・レベルを、そのように決定された最小レベルを越える所定の安全マージン（限界）を含むレベルに調整する。これらの機能を実行するためのペースメーカ１０の動作は、外部プログラミング／制御ユニット（プログラマ）からの適切なプログラミング指令信号の送信により手動で開始され得る。
ペースメーカ１０は、ペーシング・パルスの供給に続き心臓インピーダンスをモニタすることにより患者のペーシング閾値を評価して、捕獲がそのパルスにより達成されたか否かを確認する。パルスのエネルギ・レベルを変えることにより、ペースメーカ１０は、特定のパルスが心臓を捕獲するのに不十分なエネルギを有する、即ち、患者のペーシング閾値より低いエネルギ・レベルを有する場合を決定し得る。
心臓インピーダンスの評価は、捕獲検知評価中にペーシング・パルスの供給の後の所定の時間に生じる上記の捕獲検知ウインドの間、心臓組織へ一連の二相励起パルスを供給することにより実行される。上記したように、この捕獲検知ウインドは、ＣＤ  ＷＩＮＤ信号を含む１つ以上の信号をペーシング／制御回路２０のＣＰＵ３２によりアサートすることにより規定される。本発明の好適実施形態において、刺激パルスの供給に関して表される、捕獲検知ウインドのための開始及び終了の時間は、ペースメーカ・プログラマを用いる内科医あるいは臨床医により選択あるいは変更され得るプログラム可能なパラメータ値の中にある。特に、捕獲検知ウインド開始時間は、刺激パルスの供給の後（ほぼ）８ミリ秒（ｍｓ）と２５０ミリ秒との間に始めるためプログラムされ得て、そして心房の捕獲検知のための（ほぼ）８ミリ秒と５００ミリ秒との間の持続時間と、心室の捕獲検知のための（ほぼ）８ミリ秒と５００ミリ秒との間の持続時間とを有することができる。一実施形態において、捕獲検知ウインドは、刺激パルスの供給後の５０ミリ秒に始まり、その後心房の捕獲検知のため１００ミリ秒続き、その後心室の捕獲検知のため２００ミリ秒続く。
捕獲検知ウインドの間、捕獲検知回路２２（及び特にＣＤ励起回路４６）は、一連の二相励起パルスを２つの電極の間に１２８Ｈｚの速度で供給する。その間にパルスが供給される電極は、ペーシング／制御回路２０により出される信号の制御の下でリード・インターフェース回路４４により選択される。インピーダンス検知のための特定の電極対の選択がまたペースメーカ１０のプログラム可能なオプションの中に有り得るにも拘わらず、本好適方法は、励起パルスを、心室インピーダンス検知のためＶＲＩＮＧとＣＡＳＥとの間に、また心房インピーダンス検知のためＡＲＩＮＧとＣＡＳＥとの間に供給することを含む。
１つの励起パルスが図４に示されている。図４に示される励起パルスのような、励起パルスの二相の性質は、パルスの全体のエネルギ量が与えられるならば励起パルスのピークの大きさが最小にされ、電極の分極が相殺され、且つＤＣ電流が均衡されて長期間の鉛金属イオン酸化を避けるという、単相パルスを越えた利点を提供する。図４に示されるように、二相パルスの各相はほぼ１５マイクロ秒（μ秒）続き、そのパルスが７．８１ミリ秒毎に（１２８Ｈｚ）一度供給される。
ＣＤ励起回路４６が二相励起パルスを供給している間、２つの電極間の電圧差がモニタされる。もう一度、その間で電圧差がモニタされる２つの電極の選択が、ペーシング／制御回路２０のＣＰＵ３２の制御の下でリード・インターフェース回路４４によりなされる。本好適実施形態において、各チャンバ（心房及び心室）に対して、励起用に用いられた同じ電極がまた検知用に用いられている。こうして、心室に対して、ＶＲＩＮＧ及びＣＡＳＥの電極が励起及び検知のため用いられ、一方心房に対して、ＡＲＩＮＧ及びＣＡＳＥの電極が励起及び検知のため用いられている。
検知された電圧差信号（即ち、生のインピーダンス波形）が、前述したＭＡＸ、ＭＩＮ及びＤＩＲＥＣＴＩＯＮの値を導出するため、同じく前述したＺＭＥＡＳ  ＰＲＥＡＭＰ回路４８、ＣＰ  ＬＰＦ回路５０、ＤＥＬＴＡＭＯＤ回路５２及びＭＶ  ＰＲＯＣ回路５４により処理される。所与の捕獲検知ウインド（心房及び心室のいずれか）の間、これらの値は、ＲＡＭ／ＲＯＭユニット３０に記憶し、それに続いて、以下により詳細に記載される捕獲検知アルゴリズムに従って処理するために、ペーシング／制御回路２０にバス３８を介して与えられる。
特定の期間中インピーダンス波形から導出されたＭＡＸ、ＭＩＮ及びＤＩＲＥＣＴＩＯＮの値が、その期間中波形の形態を特徴付けるための単純で且つ信頼性ある手段を提供し、従って、異なる形態の信号間を弁別するための実効的な基礎を提供する。このことは、１００ミリ秒のウインドの間のインピーダンス波形を示す図５ａ及び図５ｂを参照すると多分最も良く認めることができる。図５ａにおけるインピーダンス波形８０は３Ωの最大ピーク対ピーク偏位を受けるよう示され、この偏位の大きさは、捕獲検知回路２２により発生されたＭＡＸ及びＭＩＮの値において（、及び特にＭＡＸ値とＭＩＮ値との差において）表されるであろう。ＭＡＸ値が、図５ａの捕獲検知ウインドの間にＭＩＮ値の後で更新されるので、インピーダンス波形８０のためのＤＩＲＥＣＴＩＯＮ値は「アップ（ＵＰ）」を指示するであろう。
他方、図５ｂにおけるインピーダンス波形は、捕獲検知ウインドの間はるかに小さい偏位を受け、そしてこれは、インピーダンス波形８２から導出されたＭＡＸ及びＭＩＮの値におけるはるかに小さい差において表されるであろう。また、インピーダンス波形８２のためのＭＩＮ値がＭＡＸ値の後で捕獲検知ウインドの間に更新されるので、インピーダンス波形８２のためのＤＩＲＥＣＴＩＯＮ値は「ダウン（ＤＯＷＮ）」を指示するであろう。
従って、図５ａと図５ｂの比較から示されるように、当業者は、捕獲検知回路２２が異なる形態の信号間を弁別するための手段を提供することを認めるであろう。この能力が捕獲と捕獲の喪失との間の弁別に適用される要領は、多分、図６ａ、図６ｂ、図６ｃ、図６ｄ、及び図７ａ、図７ｂ、図７ｃのタイミング図を参照すると最良に理解され得る。これらの図の各々は、図２及び図３の装置によりモニタされたインピーダンス信号と、このような信号に応答してペースメーカ１０により確定されたブランキング及び捕獲検知ウインドの開始及び終了の時間を示すタイミングに関係して患者のＥＣＧ信号の一部を示す。
図６ａにおいて、検知された心室の事象（Ｖ検知）４０４が捕獲検知ウインド４０６内で生じ、心房のペーシング事象（Ａペース）４０２の発生に続く状況が示されている。この場合、患者が正常のＡ−Ｖ伝導を持つことが先に決定されたならば、心房の捕獲が、検知された心室信号４０４の現出により指示され、捕獲が達成されたか否かを決定するためインピーダンス信号４００に依存する必要がないことは明らかとなる。
図６ｂは、捕獲検知ウインド４１４の間に検知された信号が生じない状況を示す。しかしながら、インピーダンス信号４１６の顕著な正の偏位が、捕獲検知ウインド４１４の間に生じ、心房の捕獲が生じたことを信頼性良く指示する。本開示の恩恵を有する当業者は、インピーダンス信号４１６がＣＤ  ＬＰＦ回路５０によりＤＥＬＴＡＭＯＤ回路５２の入力に印加されるインピーダンス波形である場合前述したような捕獲検知回路２２の動作は、捕獲検知ウインド４１４の間のインピーダンス信号４１６の正の偏位を表すＭＡＸ、ＭＩＮ及びＤＩＲＥＣＴＩＯＮの値の発生をもたらすことを認めるであろう。
図６ｃにおいては、検知された信号もインピーダンス信号４２６における顕著な偏位も獲得検知ウインド４２４の間に存在しない。この状況においては、利用可能なインピーダンス信号を持たないペーシング・デバイスは、心房のペーシング（Ａペース）４１８の結果として捕獲が達成されたか否かを認識しないであろう。このケースは、本発明に従って捕獲又は捕獲の喪失を検出することの信頼性及び精度が向上することを示す。即ち、この場合インピーダンス信号４２６の更なる検査なしには、捕獲の喪失が指示される結果の信頼性に関して少し疑いがありそうである。しかしながら、インピーダンス信号４２６が捕獲検知回路２２により得られ処理されると、当業者は、結果のＭＡＸ、ＭＩＮ及びＤＩＲＥＣＴＩＯＮの値がインピーダンス信号４２６の形態を表し、更に例えば、図６ｂにおけるインピーダンス波形４１６から導出された対応のＭＡＸ、ＭＩＮ及びＤＩＲＥＣＴＩＯＮの値から容易に区別できることを認めるであろう。こうして、本発明の開示された実施形態に従った捕獲検知回路２２は、心臓のインピーダンス波形形態における差異の認識を容易にする点で、捕獲と捕獲の喪失との間の正確な弁別を容易にする。
ここで図６ｄを参照すると幾らか未知の状況が示されており、ここでは、検知された心房事象（Ａ検知）４３０は心房ペース事象（Ａペース）４２８に続く捕獲検知ウインド４３６の間に発生する。これはインピーダンス信号４３８を検査する必要がないときの一例であり、なぜなら、捕獲検出ウインド４３６の間のそのような信号の発生は捕獲の喪失の明確な表示であるからである。それにもかかわらず、捕獲及び／又は捕獲の喪失の敏感且つ特定的な検出を確約するために、使用可能で時には冗長な区別規準（discrimination criteria）を有することが有益であると信じられている。
図６ａ、６ｂ、６ｃ及び６ｄは心房獲得検知に適用可能な方法に関連し、図７ａ、７ｂ及び７ｃは心室獲得検知に適用する方法を示す。図７ａは検知された心室事象（Ｖ検知）５０６が心室ペース（Ｖペース）５０４の直後の捕獲検知ウインド５０８の間に発生する状況を示す。この場合、心室検知信号５０６は捕獲の喪失が指示されたことを示す。従って、インピーダンス信号５００の顕著な偏位が図７ａに示された状況において発生し得るが、インピーダンス信号５００は本発明に従うガイドラインの下で無視される。これはインピーダンス信号を検査する必要のないときの更に別の例であるが、しかし、それにもかかわらずここでは区別規準に関して冗長性を有することが望ましい。
図７ｂは捕獲検知ウインド５１６の間にインピーダンス信号５１８の顕著な偏位も、検知される事象も発生しない状況を示す。本発明のここで開示する実施例、に従うと、この場合の捕獲の喪失の判定は、インピーダンス信号の検査によって与えられる冗長性に起因する結果の精度に関して高い信頼性を有する。
図７ｃは、心室ペース（Ｖペース）５２２を送った後に開始されたブランキング事象５３０に続く捕獲検知ウインド５２６の間に、検知された事象がない状況を示す。それにもかかわらず、捕獲が発生したことが図７ｃから見られる。図７ｃにおいて、誘発された応答はペーシング刺激に時間的に近接して発生するので、センス増幅器が応答を信頼性をもって検出することは不可能ではないとしても、困難である。この場合、インピーダンス信号５２８は臨界情報（critical information）を提供し、デバイスをイネーブルにして捕獲が達成されたことを正しく結論付けする。即ち、正しい結論（捕獲が達成されたことに関する）は捕獲検知ウインド５２６の間のインピーダンス波形５２８における偏位によって反映され、このような結論はセンス増幅器の信号のみからは認知できない。インピーダンス波形の偏位は本発明のここに開示される実施例に従って導出されたＭＡＸ（最大）値、ＭＩＮ（最小）値、ＤＩＲＥＣＴＩＯＮ（方位）値において反映され、このような値は、例えば、捕獲の喪失の状況において存在する図７ｂからのインピーダンス波形５１８から導出された対応する値から容易に区別可能である。
ここに開示する実施例に従ったペーシング閾値判定の方法は２つの主な相（フェーズ）、即ち初期設定フェーズ及び検査フェーズ、を有する。図８は図１及び図２に示される作動するペースメーカ１０と関連する強化された捕獲検知を達成する本発明の好適な実施例に対する初期設定フェーズを示すフローチャートを示す。初期設定フェーズは２回、即ち、各チャンバ（心室及び心房）に対して１回ずつ行わねばならない。以下に説明されるように、各チャンバに対する初期設定フェーズは同じであるが、心房に対する初期設定にのみ行われる１つのステップが異なる。各チャンバに対して、初期設定フェーズは図８のフローチャートのブロック１０２から開始し、一連の捕獲された心拍が検査され、インピーダンス測定のためのベースラインが確立される。ステップ１０２における捕獲された心拍の検査は、捕獲を確実にするために、検査中のチャンバに相対的に速い速度で一時的にペーシングを行うことによって及び相対的に大きなエネルギ・レベルのペーシング・パルスを用いて達成される。（例えば、初期設定パルスはペースメーカの最大パルス幅及び振幅設定で、又はそれらに近い設定で送られる。）捕獲検知ウインドは、上述のようにインピーダンス測定が行われるこの初期設定フェーズの間の検査中のチャンバにおける各ペーシング・パルスの送信に続いて発生する。従って、ＭＡＸ、ＭＩＮ及びＤＩＲＥＣＴＩＯＮの値はこのフェーズの間に送られる各ペーシング・パルスに対して発生され、これらの値は後の処理のためにＲＡＭ／ＲＯＭユニット３０に記憶される。
好適には、捕獲検知手順の初期設定フェーズの間のペーシングが発生する速度は患者が洞性リズムを破らない程度に速く、また、速い刺激の不要な副作用（例えば、ペースメーカによって誘導される頻脈）を避ける程度に遅い。以下の表１は自動捕獲検知を行うための本発明の好適な検査速度を１分当たりの心拍（ＢＰＭ）で示し、これらは患者の固有の心臓の活動の測定された速度に従って変化する。
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好適な実施例において、１０の捕獲された心拍がブロック１０２において検査される。しかし、ブロック１０２で検査される捕獲された心拍の数はこれよりも多くても少なくてもよい。何れの場合でも、ブロック１０２における初期検査の期間は少なくとも１つの完全な呼吸サイクルが終了するのに十分である。
ブロック１０２において初期検査パルスを送った後に、このプロセスは判断ブロック１０４に進み、ここでＣＰＵ３２は、検査パルスの送信と関連して発生されたＤＩＲＥＣＴＩＯＮ値のすべてが同じか否かを判定する。同じではない場合、ブロック１０２へ戻って別の一連の捕獲された心拍を検査する。
ブロック１０４において、ブロック１０２において検査された捕獲された心拍のＤＩＲＥＣＴＩＯＮ値のすべてが同じであると判定されたと仮定すると、次に処理はブロック１０６へ進み、ＣＰＵ３２は捕獲された心拍の各々に対してピーク間（peak-to-peak）インピーダンス値を計算する。当業者には理解できるように、これらのピーク間値は捕獲された心拍の各々に対して単にＭＡＸ値（正の数又は零）からＭＩＮ値（恐らくは負の数又は零）を減算することによって計算される。
ブロック１０６においてピーク間インピーダンス値を計算した後に、ブロック１０８においてＣＰＵ３２は「制御（ＣＯＮＴＲＯＬ）」値を計算し、この値は平均値、最小値又はブロック１０６で計算されたピーク間値のパーセンテージである。ブロック１０８において制御値を計算した後に、心房のみに対しての初期設定フェーズの次のステップは、図８のブロック１１０によって示されるように患者がＡ−Ｖ伝導を有するか否かを判定することである。これは心房ペーシング刺激を送り、次に心房の刺激の結果として心室の収縮が誘発されたか否かを確かめるために心室の活動を監視することによって達成される、ということを当業者は理解するであろう。ブロック１１０で得られた患者がＡ−Ｖ伝導を有するか否かに関する情報は、以下に詳細に説明する閾値判定プロセスの検査フェーズの間に用いられる。
ブロック１１０における患者がＡ−Ｖ伝導を有するか否かの判定で閾値検査プロセスの初期設定フェーズは完了し、処理は次にブロック１１２で示される検査フェーズ（テスト相）へ進む。
本発明の１つの特徴に従うと、心房と心室に対して個別の閾値検査が行われる。図９は本発明のここで開示される実施例に従う閾値判定プロセスの心房検査フェーズの間に行われるステップを示すフローチャートである。図１０は本発明のここで開示される実施例に従う閾値判定プロセスの心室検査フェーズの間に行われるステップを示すフローチャートである。心房検査フェーズ及び心室検査フェーズの両方とも、多種のエネルギ・レベル（即ち、多種のパルス幅及び多種パルス振幅）の一連の刺激パルスの送信を含み、各刺激パルスが捕獲される結果となったか否かの判定と結合される。
特に、閾値検査手順（何れかのチャンバに対するもの）の検査フェーズの間、検査中のチャンバの振幅値及びパルス幅値は、プログラムされた検査値とバックアップ刺激値との間で交互に与えられる。これによって交互に与えられるパルスの対ができ、例えば、検査パルスにバックアップ・パルスが続く、などのようになる。このようにして、少なくとも１つおきの刺激パルスの捕獲が保証されるので、患者の安全が守られる。
心臓の各チャンバに対して、検査自体は２つの部分、即ち、振幅閾値検査及びパルス幅閾値検査からなる。振幅閾値検査は、閾値振幅を判定するために固定の最大パルス幅を用いて行われ、これが捕獲される結果となる最低の振幅である。次に、増加する振幅設定を用いる一連のパルス幅閾値検査が行われて関連する閾値パルス幅が見つけられ、それらが捕獲される結果となる最も短いパルス幅である。
検査フェーズの間の各検査パルスの送信に続いて、ペースメーカ１０は外部プログラマに捕獲マーカ情報を送信し、最も最近の検査パルスの捕獲が達成されたか否かを示す。
図９に示された心房閾値判定のフローチャートを参照すると、心房検査フェーズはブロック１２０で始まり、そこで心房検査刺激パルスが送られる。以下に詳細に説明するように、検査フェーズの間に送られる刺激用パルスの振幅及びパルス幅は変化する。ブロック１２０において検査（テスト）パルスを送った後に、ＭＡＸ値、ＭＩＮ値及びＤＩＲＥＣＴＩＯＮ値が上述のようにＣＰＵ３２に通信される。この情報に基づいて、図９のブロック１２１によって表されるようにＣＰＵ３２はピーク間値及び方向値を計算する。送られる各心房検査パルスに対して、ＣＰＵ３２にはまた、検知増幅器回路２４によって、心房事象が捕獲検知ウインドの間に検知されたか否か及び心室事象が検査パルスの送信に続くＡ−Ｖ間隔内で検知されたか否かが知らせられる。
検知される心房事象が所与の検査パルスに関連する捕獲検知ウインドの間に検出されたならば（図９のブロック１２２）、ブロック１２３において、心室に関する検知が捕獲検知ウインドの間に発生したか否かの判定が行われる。発生しなかった場合、ブロック１２５によって示されるように、ＣＰＵ３２はこの結果を捕獲の喪失として理解する。これは図６ｄで示される状況に対応する。他方、心室に関する検知が捕獲検知ウインドの間に発生した場合、処理はブロック１２３からブロック１２８へ進み、ここで、心室の検知に対する方向値が初期設定フェーズの間に導出された値と一致するか否かが判定される。
ブロック１２２に戻ると、検知される心房事象が捕獲検知ウインドの間に検知されない場合、処理は図９のブロック１２６へ進み、そこで、検知される心室の事象が所与の検査パルスに続くＡ−Ｖ間隔の間に検知されたか否かの判定が行われる。そのような心房事象が検知された場合、ブロック１２７において、患者がＡ−Ｖ伝導を有するか否かの判定が行われる（これは図８を参照して上述したように初期設定フェーズの間に判定されたことを想起されたい）。患者がＡ−Ｖ伝導を有する場合、ブロック１２４に示すように、ＣＰＵ３２はこの結果を捕獲を示すものと解釈する。
ブロック１２３において心室事象の検知が捕獲検知ウインドの間に発生したと判定された場合（ブロック１２３）、又はブロック１２７において患者がＡ−Ｖ伝導を有さない場合、又はブロック１２６において心室事象の検知がＡ−Ｖ間隔の間に発生しなかったと判定された場合、処理は図９のブロック１２８へ進み、そこで、上述したように、ＣＰＵ３２によって、検査パルスに対する方向値が初期設定フェーズの間に送られたパルスの各々に対する方向値と一致するか否かの判定が行われる（上述のように、初期設定フェーズの間のすべての方向値は、検査パルスを開始する前に、同じであることが要求される）。ブロック１２０において送られた刺激パルスの方向値が初期設定値と一致しない場合、図９の結果ブロック１２９に表されるように、これは捕獲の喪失（ＬＯＣ）の表示ととられる。
ブロック１２０において送られた検査パルスの方向値がブロック１２８において初期設定フェーズのものと一致すると判断された場合、処理はブロック１３０へ進み、ここで、ＣＰＵ３２はブロック１２１で計算されたピーク間値が初期設定フェーズの間に計算された「制御」値よりも大きいか否かを判定する。大きくない場合、図９の結果ブロック１３１によって表されるように、この結果は捕獲の喪失と理解される。しかしながら、ブロック１２２で計算されたピーク・ピーク（ピーク間）値が制御値よりも大きい場合、図９の結果ブロック１３２によって表されるように、この結果は捕獲の表示と理解される。
図９を続けて参照すると、結果ブロック１２５、１２９又は１３１において捕獲の喪失の判定がなされた後に、又はブロック１２４又は１３２において捕獲の判定がなされた後に、処理はブロック１３６へ進み、そこで「バックアップ」パルスが送られる。ブロック１３６で送られるバックアップ・パルスの振幅及びパルス幅は、捕獲が達成されることを確実にするために最小値から十分上に離れた所定のレベルに設定される。各検査パルス（ブロック１２０）の後にバックアップ・パルスを送る（ブロック１３６）ことによって、ブロック１２０で送られたパルスが捕獲を達成しなかった場合でも、検査フェーズの間に送られる少なくとも１つおきのパルスが捕獲を達成することを保証する。
ブロック１３６におけるバックアップ・パルスの送信に続いて、図９のブロック１３７によって示されるように、次に送られる検査パルスに対するエネルギ・レベルが対応するプロトコル（以下に説明される振幅検査又はパルス幅検査の何れか）に従って調節される。その後に、ブロック１２０で開始する検査サイクルが、以下に詳細に説明するように検査パルスに対して多種の振幅及び／又はパルス幅設定を用いて、繰り返される。
次に、図１０を参照すると、本発明のこの実施例による心室閾値決定に関するステップを図解する流れ図が、示されている。心房テストと同様に、図１０の心室テストは、ブロック１４０のテスト刺激パルスの送出によって開始し、次に、ブロック１４２において、刺激パルスに対するピーク・ピーク値及び方向値が計算される。これらの値は、テスト・パルスに続く捕獲検知ウインドの間に検知された事象の指示と共に、ＣＰＵ３２に通信される。
図１０の判断ブロック１４４に示されているように、ＣＰＵ３２は、最初に、心室テスト・パルスに続く捕獲検知ウインドの間に心室事象が検知されたかどうかを判断する。心室事象が検知された場合には、これは、結果ブロック１４６によって表されているように、捕獲の喪失を示しているものと考えられる。これは、図７ａに示された状況に対応する。検知されない場合には、流れ図は、図１０のブロック１５２に進み、そこでは、テスト・パルスに対する方向値が、制御方向値と比較される。これらの値が異なる場合には、これは、結果ブロック１５４によって表されているように、捕獲の喪失を示しているものと考えられる。そうでない場合には、テスト・パルスに対するピーク・ピーク値が、判断ブロック１５８に示されているように、初期化フェーズの間に導かれた制御値と比較される。ピーク・ピーク値が制御値よりも小さい場合には、これは、結果ブロック１６０によって表されているように、捕獲の喪失を示しているものと解釈される。しかし、ピーク・ピーク値が制御値よりも大きい場合には、これは、図１０の結果ブロック１６２によって表されているように、捕獲を示しているものと解釈される。
捕獲の喪失（ブロック１４６、１５４、１６０）が見いだされるか捕獲（ブロック１６２）が見いだされるかにかかわらず、流れ図は、次には、ブロック１６８に進み、そこでは、心房テストの場合と同様に、バックアップ刺激パルスが搬送される。次に、ブロック１７０において、次のテスト・パルスに対するエネルギ・レベルが、テスト・プロトコル（後に、より詳細に説明する）に従って、調整される。そして、このテスト・サイクルは、反復され、ブロック１４０において、開始する。
図９及び図１０で概略が示されているプロセスは、テスト・フェーズの振幅閾値テスト及びパルス幅閾値テスト部分の両方に対して用いられる。心臓のある室（チャンバ）に関する振幅閾値テストの間は、刺激パルス幅は、一定の値に維持される（好適実施例では、１．５ｍ秒）が、パルスの振幅は変動する。
心臓の両方のチャンバに対して、振幅閾値ステップは、次の３つのステップから構成される（以下の説明のために、バックアップ・パルスは２つおきのテスト・パルスの後に搬送されると理解すべきである）：
振幅テスト・ステップ１：
振幅が０．５Ｖ減少し、この減少した振幅において、２つのテスト・パルスが送出される。これらのテスト・パルスの両方によって捕獲が達成される場合には、このステップは、最小の許容される振幅（好適実施例では０．５Ｖ）に達するか、捕獲の喪失が検出されるまで、反復される。最小の振幅に達すると、この振幅が、後に説明するパルス幅閾値テストに用いられる。
振幅テスト・ステップ２：
テスト・パルス振幅は、１つ又は複数のテスト・パルスに対するバックアップ・パルス値に設定される（この数は、好ましくは、デバイスのプログラマブルに選択可能なパラメータの中にある）。次に、捕獲を達成していないパルスよりも０．５Ｖ大きな振幅を有するテスト・パルスが送出される。このステップは、捕獲が達成されるか、最大のパルス振幅に達するまで、反復される。
振幅テスト・ステップ３：
ステップ２で捕獲を達成したパルスと同じ振幅を有する追加的なテスト・パルスが送出される（やはり、この追加的なパルスの数は、デバイスのプログラマブルに選択可能なパラメータの中にある）。これらのテスト・パルスのどちらかが捕獲を達成しない場合には、ステップ２及び３が反復される。両方が捕獲を達成する場合には、この振幅を、患者の振幅閾値と称することにする。
図１１は、一例である振幅閾値テストの間に送出される刺激パルスのタイミングと振幅とを図解するタイミング図である。図１１を参照すると、ブラケットを付した部分１７０、１７２、１７４が、上述のステップ１、ステップ２、ステップ３に対応する。
テストの第１のステップ１７０は、第１のテスト・パルス（図１１で参照番号１７６が付されている）の送出によって開始する。このテスト・パルスは、振幅閾値テストの開始に先立ち、プログラムされた値から０．５Ｖ減少された振幅を有する。図１１では、当初の振幅は、４．０Ｖであり、テスト・パルス１７６の振幅は３．５Ｖである。テスト・パルス１７６が送出された後で、バックアップ・パルスが送出される。この好適実施例では、バックアップ・パルスの振幅は、プログラムされた振幅プラス２．０Ｖと、５．０Ｖとの小さい方である。
振幅閾値テストの第１のステップ１７０の間に、テスト・パルスが捕獲を達成する（そして、後続のバックアップ・パルスが送出される）ときには常に、同じ振幅を有する第２のテスト・パルスが、テスト・パルスがインクリメンタリに減少される前に、送出される。図１１に示されるように、テスト・パルス１７６は、捕獲を達成することが見いだされ（ＣＡＰ）、それによって、バックアップ・パルス１７８の搬送の後で、テスト・パルス１７６と同じ振幅を有する第２のテスト・パルス１８０が送出される。テスト・パルス１８０の送出の後で、バックアップ・パルス１８２が送出される。
テスト・パルス１８０は捕獲を達成しているから、バックアップ・パルス１８２の後の次のテスト・パルス１８４は、テスト・パルス１７６及び１８０よりも０．５Ｖだけ小さい３．０Ｖの振幅を有している。テスト・パルス１８４は捕獲を達成することが分かり、従って、バックアップ・パルス１８６の送出の後で、第２の３．０Ｖのテスト・パルス１８８が送出され、その後で、別のバックアップ・パルス１９０が続く。テスト・パルス１８８もまた捕獲を達成し、従って、テスト・パルスの振幅をインクリメンタリに減少させるプロセスが反復され、その結果として、２．５Ｖのテスト・パルス１９２、バックアップ・パルス１９４、別の２．５Ｖのテスト・パルス１９６、別のバックアップ・パルス１９８と続く。
本発明のこの実施例によると、最小の許容可能なパルス振幅（この好適実施例では、０．５Ｖ）に達するか、又は、捕獲の喪失（ＬＯＣ）が検出されるか、のどちらか一方まで、与えられた振幅の２つのテスト・パルスが捕獲を達成するのを見いだされた後でテスト・パルスの振幅をインクリメンタリに減少させるプロセスが、反復される。図１１のタイミング図では、テスト・パルス１９６が、振幅閾値テストの第１のステップ１７０の間に結果的に捕獲を喪失する第１のものである。その結果として、振幅閾値テストの第２のステップ１７２が、バックアップ・パルス１９８の送出の後で、開始される。
図１１の振幅閾値テストの第２のステップ１７２の間に、バックアップ・パルス振幅を有するテスト・パルス２００、２０２が送出される。（図１１には２つのパルス２００、２０２だけしか示されていないが、このパルスの数は、好ましくは、デバイス１０のプログラム可能なパラメータに含まれる。）このプロトコルの結果として、バックアップ振幅を有する複数（図１１では、２つ）のパルス（すなわち、パルス１９８、２００、２０２）が、振幅閾値テストの第１のステップ１７０の間の捕獲の喪失の後に、送出される。これによって、捕獲の喪失の後で捕獲が再び捕獲され、それによって、患者の血行の状況（血行力学、ヘモダイナミクス）が、従って、インピーダンス信号が安定する。
振幅閾値テストの第２のステップ１７２は、次に、捕獲を達成していないテスト・パルスであるパルス１９６よりも０．５Ｖだけ大きな振幅を有するテスト・パルス２０４が続き、そして、バックアップ・パルス２０６が送出される。振幅が増加しているパルス２０４に関して捕獲が検知されない場合には、バックアップ・パルス２０６の後に来る次のテスト・パルスの振幅は、更に．０．５Ｖのインクリメント（増加分）だけ増加されるが、このインクリメンタルな増加は、捕獲が達成されるまで反復される。しかし、図１１では、テスト・パルス２０４は、捕獲を達成しており、従って、振幅閾値テストの第３のステップ１７４が開始される。
第３のステップでは、テスト・パルス２０４と同じ増加した振幅を有する更に多くのパルス（図１１の例では、パルス２０８、２１２だが、デバイスのプログラミングによっては、更に多いこともある）が、送出される（２つの介入するバックアップ・パルス２０６、２１０を有する）。
テストの第３のステップ１７４の間に送出される２つのテスト・パルスのどちらかが捕獲を達成しない場合には、振幅閾値テストの第２及び第３のステップ１７２、１７４が直ちに反復される。すなわち、捕獲が達成されるまで、テスト・パルスの振幅が、０．５Ｖだけ増加され、そして、この増加した振幅の２つの追加的なテスト・パルスが、捕獲が達成されたことの確認のために、検査される。
図１１の例では、テスト・パルス２０８、２１２は捕獲を達成しているので、これによって、振幅閾値テストは終了する。テスト・パルス２０８、２１２の振幅は、患者の振幅閾値と称される。次に、パルス幅テストのフェーズが開始される。
先に述べたように、振幅閾値テストの間のテスト・パルスのパルス幅は、１．５ｍ秒に一定に維持される。パルス幅テストは、テスト・パルス振幅が、振幅閾値テスト・フェーズの間に決定される閾値レベルに維持された状態で開始し、他方で、テスト・パルスのパルス幅は変動する。（以下の説明のために、バックアップ・パルスが、すべてのテスト・パルスの後で送出されることを理解すべきである。）
パルス幅閾値テストは、振幅閾値テストと同様であり、４つのステップから構成される。
パルス幅テストのステップ１：
パルス幅閾値テストにおける第１のテスト・パルスのパルス幅は、０．７５ｍ秒に設定され（すなわち、振幅閾値テストの間に用いられるパルス幅値の半分）、テスト・パルスのパルス振幅は、振幅閾値テストの間に決定される振幅閾値に設定される。このテスト・パルスが捕獲を達成することが分かると、同じパルス幅を有する別のテスト・パルスが送出される。この第２のテスト・パルスもまた捕獲を達成すると、パルス幅は、所定の量だけ減少され、最小の許容可能なパルス幅（この好適実施例では、０．０６ｍ秒）に達するまで、反復される。
パルス幅テストのステップ２：
ステップ１でパルス幅を減少させた後で、テスト・パルスが捕獲を達成しない場合には、テスト・パルス幅は、１つ又は複数のテスト・パルスに対するバックアップ値に設定される。次に、パルス幅は、捕獲を達成しなかった幅よりも０．０６ｍ秒大きな値に設定される。（振幅閾値テストに関しては、パルス幅を１つ又は複数のテスト・パルスに対するバックアップ値に設定することによって、バックアップの設定を有する３つ以上のパルスが捕獲の喪失の後で送出され、それによって、捕獲が再び獲得される。）
増加したパルス幅に対して捕獲が生じない場合には、ステップ２が反復される。すなわち、捕獲が達成されるまで、０．０６ｍ秒の増加分だけ、パルス幅が再び増加される。
パルス幅テストのステップ３：
ステップ２において増加したパルス幅が実際に捕獲を達成すると、次の２つ以上の連続的なテスト・パルス（この値は、プログラマブルなパラメータである）が、捕獲に関して検査される。これらの２つのどちらかが捕獲を達成しない場合には、ステップ２及びステップ３が反復される。このステップのそれぞれのパルスが捕獲を達成すると、ステップ３は、終了したものと見なされる。
パルス幅テストのステップ４：
上述のように、パルス幅閾値テストのステップ１からステップ３が実行されるが、その際にテスト・パルスの振幅は、図１１に関して先に説明した振幅閾値テストのフェーズの間に決定される患者の振幅閾値に維持される。
パルス幅テストのステップ４は、０．５Ｖだけテスト・パルスの振幅値を反復的に増加させることと、それぞれの連続的なより大きなテスト・パルス振幅値に対してパルス幅テストのステップ１からステップ３を実行することとを含む。特に、ステップ１からステップ３は、４回、又は、振幅が５Ｖに達するまで（どちらか先に生じる方まで）、反復される。上述のように、ステップ１からステップ３の反復によって、振幅／パルス幅値のデータ対が生じる。例えば、患者の振幅閾値（上述の振幅閾値テストのフェーズで決定される）から５Ｖの範囲で変動する種々の振幅の値に関連する一意的なパルス幅閾値である。それぞれの反復のための開始のパルス幅は、その前の反復の終了時に用いられたパルス幅である。パルス幅テストのこれらの反復が実行されると、このようにして得られたデータ対は、ＣＰＵ３２に関連するメモリ回路３０に蓄積される。
パルス幅閾値テストのフェーズが終了すると（すなわち、パルス幅テストのステップ１からステップ３の複数回の反復の後で）、メモリ３０に記憶されたデータ対（ペア）は、好ましくは、外部のペーシング・コントローラ／プログラマ・ユニット（プログラマ）に送信される。このデータは、いわゆる強度・持続時間（ｓｔｒｅｎｇｔｈ−ｄｕｒａｔｉｏｎ）曲線を発生し、これは、振幅をその患者に対するパルス幅に関連させる。例示的な強度・持続時間曲線が、図１２に図解されている。
図１２に示すように、強度・持続時間曲線のためのパルス幅データは、水平軸に沿ってプロットされ、他方で、振幅データは、垂直軸に沿ってプロットされる。図１２の第１のデータ点ＤＰ＜ＳＢ＞１＜／ＳＢ＞は、振幅閾値テストの間に得られた閾値測定値を表しており、これは、パルス幅Ｐ＜ＳＢ＞１＜／ＳＢ＞に対応する患者の強度・持続時間曲線上の点を表す。図１２に示されている曲線の場合には、患者は、パルス幅Ｐ＜ＳＢ＞１＜／ＳＢ＞＝１．５ｍ秒に対して、振幅閾値Ａ＜ＳＢ＞１＜／ＳＢ＞を示す。
図１２の第２のデータ点ＤＰ＜ＳＢ＞２＜／ＳＢ＞は、パルス幅閾値テスト・フェーズの第１の反復の間に得られるデータ対を反映する。ここで、振幅Ａ＜ＳＢ＞２＜／ＳＢ＞は、その当初のレベルから、０．５Ｖだけ、インクリメンタリに増加する。Ａ＜ＳＢ＞２＜／ＳＢ＞＝Ａ＜ＳＢ＞１＜／ＳＢ＞＋０．５Ｖの振幅に対して、図１２に示した強度・持続時間曲線を有する患者は、Ｐ＜ＳＢ＞２＜／ＳＢ＞＞Ｐ＜ＳＢ＞１＜／ＳＢ＞である（このことは、当業者には予測できることである）パルス幅閾値Ｐ＜ＳＢ＞２＜／ＳＢ＞を示す。これは、予測された状況を示すが、そこでは、捕獲を達成するためには、より大きな振幅の刺激パルスは、比較的低い振幅のパルスの場合よりも、より短いパルス幅を必要とする。
同様に、図１２のデータ点ＤＰ＜ＳＢ＞３＜／ＳＢ＞（パルス幅Ｐ＜ＳＢ＞３＜／ＳＢ＞で、振幅Ａ＜ＳＢ＞３＜／ＳＢ＞＝Ａ＜ＳＢ＞２＜／ＳＢ＞＋０．５Ｖ）は、パルス幅テスト・フェーズの第２の反復の間に得られたデータ対を反映し、データ点ＤＰ＜ＳＢ＞４＜／ＳＢ＞（パルス幅Ｐ＜ＳＢ＞４＜／ＳＢ＞で、振幅Ａ＜ＳＢ＞４＜／ＳＢ＞＝Ａ＜ＳＢ＞３＜／ＳＢ＞＋０．５Ｖ）は、パルス幅テスト・フェーズの第３の反復の間に得られたデータ対を反映し、データ点ＤＰ＜ＳＢ＞５＜／ＳＢ＞（パルス幅Ｐ＜ＳＢ＞５＜／ＳＢ＞で、振幅Ａ＜ＳＢ＞５＜／ＳＢ＞＝Ａ＜ＳＢ＞４＜／ＳＢ＞＋０．５Ｖ）は、パルス幅テスト・フェーズの第４の反復の間に得られたデータ対を反映する。
この好適実施例では、強度・持続時間データが外部のプログラミング・ユニット（メドトロニック社のモデル９７９０など）にいったん送信されると、プログラマのソフトウェアは、図１２に示されているものと同様な強度・持続時間曲線を発生して、そのグラフを、グラフィクス・ディスプレイ上で、医師や医療関係者に提示する。この強度・持続時間グラフを導く際には、プログラマは、複数の既知の曲線適合アルゴリズムの中の任意の１つを用いることができることは理解すべきである。また、プログラマは、所定の安全限界基準を上述のパルス振幅及びパルス幅閾値テストから得た強度・持続時間データに適用した後で、医師又は医療関係者に対して、推薦される出力セッティングを与えることができる。
本発明の特定の実施例に関する以上の詳細な説明から、患者の心臓刺激閾値を自動的に決定する方法及び装置が開示されたことは明らかである。本発明は、２つ以上の検出可能な生理学的特性の測定に基づく強化された捕獲決定のための方法及び装置をカバーしており、それによって、捕獲と捕獲の喪失とを、信頼性をもって正確に区別することができる。
本発明の特定の実施例を以上で詳細に説明したが、これは、本発明をその様々な側面において説明する目的のためであり、本発明の範囲を制限することは意図されていない。種々な改変、変更、及び／又は修正（ここで言及されたものを含むがそれらに限定はされない）を、請求の範囲において定義される本発明の精神と範囲とからはなれることなく、この開示されている実施例に対して行うことができる。特に、発明者は、ここの特定の実施例に即して説明した本発明を、インピーダンス検知（センシング）ではなく冗長な検知プロトコルに、心臓圧力の感知、血中酸素飽和度の測定などを組み入れることを考えている。すなわち、当業者は、ここでの発明の開示によって、インピーダンス測定能力よりも心臓圧力（酸素飽和度）測定能力を有するペースメーカにおける自動的な閾値決定機能を実現することができる。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５ａ】
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【図５ｂ】
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【図６ａ】
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【図６ｂ】
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【図６ｃ】
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【図６ｄ】
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【図７ａ】
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【図７ｂ】
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【図７ｃ】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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