JP2002516162A - 固有レートよりも少し高い平均レートによる周期ペーシングを可能にする方法 - Google Patents

固有レートよりも少し高い平均レートによる周期ペーシングを可能にする方法

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JP2002516162A JP2000550556A JP2000550556A JP2002516162A JP 2002516162 A JP2002516162 A JP 2002516162A JP 2000550556 A JP2000550556 A JP 2000550556A JP 2000550556 A JP2000550556 A JP 2000550556A JP 2002516162 A JP2002516162 A JP 2002516162A
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Abstract

(57)【要約】 固有心房放電レートよりもほんの少し高いレートで開始し（オーバードライブ・ペーシング）、続いて固有心房レートよりもほんの少し低いレートに弛緩する（心室逸脱）周期的な心室ペーシングのための方法および装置。この方法および装置は、一方または両方の心室に適用することができ、心室ごとに１つまたは複数の電極を使用することができる。電極は、心室の内部表面または外部表面に付けることができる。時間の関数としての弛緩プロトコルは、線形、指数関数的を含めた曲線、またはそれらの混合とすることができる。さらに、弛緩プロトコルは、ペーシング・レートが一定に保たれる１つまたは複数の期間を含むことができる。通常、本発明を使用した平均心室ペーシング・レートは、固有心房放電レートよりもわずかに大きいことになるが、固有心房放電レートと等しいかまたはそれよりもわずかに小さい平均心室ペーシング・レートを包含する代替実施形態も考えられる。この方法および装置が必要な場合にこれらを心臓に適用すれば、最適に最小化されたエネルギー出力要件を有する心臓がもたらされることになる。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】 （発明の分野） 本発明は一般に、心臓の鼓動を制御するペースメーカに関する。特に、本発明
は、両室ペーシング、二相性パルシング、および／または多部位心室ペーシング
などの心室同期化技術との関連で特に、固有心臓（心房）レートをわずかに上回
るレートで心室ペーシングをオーバードライブすることによって心房放電の心室
トラッキングを周期的に促進し、続いて心室刺激のレートが、心室鼓動が心房放
電から分離される点まで徐々に弛緩するようにするのに使用されるペースメーカ
に関する。
【０００２】 （発明の背景） 心臓病患者に頻繁に見られるＡＶブロックは、伝導束に沿ってＳＡ結節から流
れる電気インパルスがＡＶ接合部／ＡＶ結節に到達するときに遅延されるときに
起こる。いくつかの病状では、ＡＶ遅延が十分に大きい場合に、心室はそれら自
体に固有の、より遅いレートで鼓動することになる。他の病状におけるＡＶブロ
ックによれば、心室が様々な、かつ／または断続的なレートで鼓動するか、また
は異所性始点が表れる可能性があり、これは生命を脅かす心室細動に至る可能性
がある。
【０００３】 ＡＶブロックの生理的悪影響を克服するために、様々な戦略がペースメーカに
採用されてきた。そのような戦略の１つは、オーバードライビングまたはオーバ
ーペーシングであり、ペースメーカは、心房鼓動レートよりも速いレートで心室
を刺激する。このような戦略にみられる問題は、心房および心室の鼓動を最適な
ポンピング効率に調整できないことである。もう１つの問題は、生理的および生
化学的な機能が一般に最適化されないために、このような速い心室ペーシング・
レートが心臓を疲労させることである。さらに、このような追加の疲労は、通常
の心臓病患者のすでに制限されたライフ・スタイルに、より大きな制約を与える
だけである。したがって、すでに弱まった心臓を有する患者が現在のペースメー
キング・プロトコルを適用する結果、不必要な過剰刺激を受け、圧迫されてさら
に弱まる可能性がある。
【０００４】 ペーシングをオーバードライブし、続いてペーシング・レートを弛緩させるこ
とに関する特許技術には、Ｋｉｅｖａｌ他に譲渡された米国特許第５６２６６２
０号があり、これは、誘発されたＱＲＳの特徴における変化を監視することによ
って融合収縮および／または融合収縮に近い状態が検出されるペースメーカ刺激
プロトコルを開示する。このプロトコルは、許容できる割合の融合収縮の選択を
可能にするように調節可能である。許容できない融合割合が測定されると、ＡＶ
遅延が自動的に低減されて、ペースメーカの同期ペース・パルス（心室「捕捉」
）から、より高い心室鼓動レートになる。心室捕捉が、許容できないレートの融
合なしに所定の時間間隔または周期数にわたって維持された後で、ＡＶ間隔がイ
ンクリメンタルに増加されて、前に融合が起こったときのレートに向けた鼓動レ
ートが生み出される。再び許容できない融合割合がみられたとき、ＡＶ遅延は自
動的に低減され、周期は、融合の回避と両立しながら最長のＡＶ間隔（すなわち
最も遅い心室鼓動レート）に近くなるように継続する。
【０００５】 Ｓｈｅｌｔｏｎ他に譲渡された米国特許第５５２７３４７号は、ペースメーカ
心室刺激プロトコルを開示し、ここでは、融合が起こるまでＡＶ遅延がゆっくり
と増加され、その時点でＡＶ遅延がわずかに低減される。次いで、周期が繰り返
される。したがって、ＡＶ遅延は、融合に対応する範囲を中心とした狭い範囲で
、わずかに低い値（すなわちより高い心室鼓動レート）に周期的に維持される。
【０００６】 ｖａｎ ｄｅｒ Ｖｅｅｎに譲渡された米国特許第５５２２８５８号は、心房
放電の心室トラッキングが起こるまでＡＶ遅延が徐々に低減されるペースメーカ
刺激プロトコルを開示する。特に、心室は、心房脱分極インパルスが心室に達し
た後で刺激されるが、心室不応期の間は刺激されない。この正味効果は、延長さ
れたＡＶ遅延期間を縮小し、したがって心室鼓動レートを増加させることである
。次いでＡＶ遅延期間は、小さなインクリメントで、心室トラッキングが見られ
るまでさらに縮小される。
【０００７】 Ｇｒｅｅｎｈｕｔ他に譲渡された米国特許第５４８０４１３号は、心室細動／
頻脈性不整脈がある場合にペースメーカを使用して心室鼓動レート不安定性を補
正する手段を開示する。まず、適切に間隔を空けられた電気刺激を介して心室鼓
動レートを徐々に増加させることによって、心室鼓動が心房鼓動から分離される
（デュアルチャンバまたはマルチチャンバ・ペースメーカがシングルチャンバ・
ペーシング・モードに切り替えられる）。より高い心室鼓動レートで安定した鼓
動レートが達成された後で、心室刺激のレートが、心室レート安定性をもたらす
最低のレートにゆっくりと低減され、心房頻脈性不整脈／細動が消えるまでこの
レートで維持される。次いで、デュアルチャンバまたはマルチチャンバ（心房お
よび心室）ペースメーキングが再開される。
【０００８】 Ｓｃｈｕｌｌｅｒに譲渡された米国特許第５４４１５２２号は、心室刺激から
の逆行伝導がペースメーカによって正常にタイミングを合わせられた刺激に心房
不応を与えるときにＡＶ間隔が２つの値の間で循環される、デュアルチャンバ・
ペースメーカ刺激プロトコルを開示する。このような条件が感知されると、ＡＶ
間隔は一方の値に短縮される。所定時間または所定数のパルスが起こった後で、
または短縮されたＡＶ間隔内で自発的な心室反応が感知された後で、長い方のＡ
Ｖ間隔が回復される。
【０００９】 Ｓｈｏｌｄｅｒに譲渡された米国特許第５３４０３６１号は、ＡＶ間隔が、固
有の（かつ病的な）リズムに対する間隔よりもほんの少し小さくなるように自動
的に調節されて、固有の心室放電時間よりもわずかに進んだ心室放電を生み出す
心室刺激プロトコルを開示する。この発明は、最適でない心房−心室同期化のせ
いで心臓効率を低下させる異常なＡＶ遅延の問題を克服する。この発明では、心
房放電および心室放電のレートは等しい。
【００１０】 Ｓｈｏｌｄｅｒに譲渡された米国特許第５３３４２２０号は、内因性心室刺激
との融合が（交差点で）生じることになる時点での心室刺激を回避するようにＡ
Ｖ間隔が自動的に調節される心室刺激プロトコルを開示する。最終ＡＶ値は、交
差点に達するまでＡＶ間隔をＲ波に関してインクリメンタルに調節することによ
って選択される。設定される最終ＡＶ値は、小差で調節されて決定された交差点
に基づく。したがって、この手順は、固有リズムをオーバードライブして、普通
なら心臓ポンピング効率を低下させることになる適度に短いＡＶ間隔／遅延を確
実なものにする。この手順が（自動的に）あまり頻繁に呼び出されると、それは
、所定期間にわたって一時停止する。
【００１１】 Ｃｏｌｌｉｎｓ他に譲渡された米国特許第５１０５８１０号は、ペースメーカ
中で使用される電池の寿命を延ばす目的で心室ペーシングに対する最低電圧を達
成するための周期的プロトコルを開示する。このプロトコルは、一連の徐脈サポ
ート・ペーシング・パルスを所定の電圧で使用し、心室内圧の測定値がパルス列
の間に分析されて、捕捉が起こったかどうかが決定される。パルス列の間に捕捉
が起こった場合、刺激電圧が１ステップ低下された後で、徐脈サポート・ペーシ
ング・パルスが再び送られる。結果が捕捉である場合、デクリメンタルな電圧ス
テッピングおよび捕捉評価が、捕捉がなくなるまで継続し、その時点で、捕捉が
発生するまで電圧がインクリメンタルに増加される。
【００１２】 Ｂｏｕｔｅ他に譲渡された米国特許第４５０３８５７号は、まず自発的な徐脈
または頻脈が心室捕捉によって改変され、続いて、通常のプログラミング済ペー
シング・レートに達するまでパルス・ペーシングのレートをそれぞれ徐々に増加
または低減させる心室ペーシング・プロトコルを開示する。
【００１３】 先行する発明から分かるように、ペースメーカは、融合を回避する方式でＡＶ
間隔／遅延を調節し、かつ課されるペーシング・インパルスによってのみ心室放
電を制御するオーバードライブ心室ペーシングを利用する。しかし、このような
プロトコルは、すでに傷つけられた患者の心臓のエネルギー消費を最小限にとど
めるように最適に設計されてはこなかった。一般に、上記の参照は、所定のレー
トまたは生理的基準を達成するために、ＡＶ間隔／遅延の調節によって刺激レー
トを変更するように設計されている。
【００１４】 収縮／ポンピング作業に使用される心臓のエネルギーを最小限にする心室放電
プロトコルを有するペースメーカが必要とされている。さらに、プロトコルの最
初の周期の開始時に最大オーバードライブ・ペーシング・レートが心房放電レー
トよりもわずかだけ（すなわち毎分数拍の鼓動だけ、理想的には毎分２拍または
３拍）大きい心室放電プロトコルを有するペースメーカが必要とされている。加
えて、すでに弱まった状態にある可能性のある心臓に対して最低量の圧迫を生じ
るように再同期化／融合を達成するペーシング・プロトコルを使用する心室放電
用のペースメーカが必要とされている。
【００１５】 最後に、誘発された収縮が強められ、電極に隣接する組織への損傷が減少する
、改良型の筋肉組織刺激手段もまた望まれている。
【００１６】 本発明の二相性ペーシングを通して、向上した心筋機能が得られる。刺激と調
和のどちらかの性質の陰極パルスと陽極パルスの結合は、刺激しきい値が増加す
る欠点を除去しつつも、改善された陽極ペーシングの伝導および収縮性を保持す
る。この結果、伝播速度の増加した脱分極波が得られる。この増加した伝播速度
により、血流の改善につながる優れた心臓収縮が得られる。電圧レベルがより低
い改善型の刺激もまた、電力消費の削減およびペースメーカ電池の寿命の増加を
もたらす。
【００１７】 （発明の概要） したがって、本発明の目的は、心臓病患者の心臓の収縮およびポンピングに必
要なエネルギーを最小限にとどめる心室放電プロトコルを有するペースメーカを
提供することである。
【００１８】 本発明の他の目的は、オーバードライブ・ペーシングを最小限だけ使用した、
すなわちオーバードライブ・ペーシングが固有の心房放電レートよりも毎分ほん
の数拍大きい心室放電プロトコルを有するペースメーカを提供することである。
【００１９】 本発明の他の目的は、次の周期の開始前に心室ペーシング・レートが固有の心
房放電レートよりもわずかに（すなわち毎分ほんの１〜２拍）小さいレートにゆ
っくりと低減されるペーシング弛緩期間を有する心室放電プロトコルを有するペ
ースメーカを提供することである。
【００２０】 本発明の他の目的は、ＡＶ遅延ではなく心室ペーシング周期長を直接に調節す
ることである。
【００２１】 本発明の他の目的は、多部位心室ペーシングに関してレート変調を提供するこ
とである。
【００２２】 本発明は、心電図のＱＲＳコンプレックスとの同期化によって開始される心室
放電プロトコルを提供することによって、上記の目標を達成する。あるＱＲＳコ
ンプレックスから次のＱＲＳコンプレックスへの時間は、心臓レート動の長さの
実際的な定義を形成し、したがって、心室への最初の電気インパルスの放電トリ
ガのタイミングに対するタイミング・マークとして働く容易かつ強力な基準点を
制御回路に提供する。理論的には、適切な時間間隔を有するＰ波でも機能するこ
とができる。しかし、弱いＰ波は、心房細動などの条件がある場合に消える可能
性がある。これは、病的な心臓の場合には特にそうである。したがってＱＲＳコ
ンプレックスが、その振幅が大きいために、心電図中で利用可能な最良の基準点
として働く。しかし、本発明の初期段階の実施は、心房放電および収縮に対して
間接的なタイミング／調和となることに留意されたい。というのは、最適な心機
能全体のためにこれが必要とされるからである。
【００２３】 心室放電プロトコルは、ＱＲＳコンプレックスの検出時にアクティブにされ、
固有心房放電レートよりも毎分数拍だけ（すなわち毎分３〜５拍未満）大きいオ
ーバードライブ・レートに設定される。次に、心室放電レートは、固有心房放電
レートよりも毎分ほんの数拍（すなわち毎分２〜３拍未満、理想的には毎分１〜
２拍だけ）低いレートにゆっくりと低減（「弛緩」）され、これは、心室逸脱に
至る（すなわち、心房放電および収縮がもはや心室放電および収縮と完全に調和
しない）。
【００２４】 続いて、新しい周期が開始される。
【００２５】 したがって本発明は、固有の心房放電レートよりもほんのわずかに高い最高の
レートから固有の心房放電レートよりもほんのわずかに低いレートに連続して循
環される刺激レートを使用する。このような刺激プロトコルは、最小のエネルギ
ーを必要とする最適プロトコルを適切に見積もることができることがアプリオリ
に予想される。したがって、心臓病患者の限られたエネルギーを、賢明に、かつ
、すでに傷つけられた患者の利益にとって最適に利用することができる。要約す
ると、この技術は、最小限の心臓レートで変力性ペーシング効果を最大限にする
ために、固有心臓レートよりもほんの少し高い平均レートでペーシングできるよ
うにし、それによって患者の心臓の貴重なエネルギーを温存する。
【００２６】 さらに、本発明の心室放電プロトコルは、二相性ペーシングと共に使用するこ
ともできる。二相性ペーシングに関係する方法および装置は、第１および第２の
刺激位相を含み、各刺激位相は極性、振幅、形状、および持続時間を有する。好
ましい一実施形態では、第１および第２の位相は異なる極性を有する。ある代替
実施形態では、２つの位相は異なる振幅を有する。第２の代替実施形態では、２
つの位相は異なる持続時間を有する。第３の代替実施形態では、第１の位相は断
続的な波形をとる。第４の代替実施形態では、第１の位相の振幅は傾斜している
。第５の代替実施形態では、第１の位相は、心臓鼓動／ポンピング周期が完了し
た後で２００ミリ秒にわたって施行される。好ましい代替実施形態では、刺激の
第１の位相は、長い持続時間にわたる最大サブスレショルドの振幅の陽極パルス
であり、刺激の第２の位相は、短い持続時間および高い振幅の陰極パルスである
。前述の代替実施形態は、異なる方式で組み合わせることができることに留意さ
れたい。また、これらの代替実施形態は例として呈示するものであり、限定する
ものではないことにも留意されたい。
【００２７】 （好ましい実施形態の説明） 本発明の基礎は、心室ペーシング用の２つの周期的刺激−弛緩プロトコルを示
す図１および２を参照することによって理解することができ、これらのプロトコ
ルでは、最大レートの心室オーバードライブ・ペーシングの後に、固有の心房放
電レートよりもほんの少し小さいレートへの弛緩（心室逸脱に対応する）が続く
。図１に、周期的な鋸歯状（線形減衰）の刺激−弛緩プロトコルを示す。図２に
、周期的な指数関数的減衰の刺激−弛緩プロトコルを示す。
【００２８】 図１を参照すると、心室ペーシング用の周期的な鋸歯状の刺激弛緩プロトコル
が、最大ペーシング・レートＡでの心室オーバードライブ・ペーシングの開始と
、それに続く最小ペーシング・レートＣへのペーシング・レートの線形減衰／弛
緩を示す時点１０２、１０６、および１０８と共に示されている。各周期は総時
間長さ１１０を有する。固有心房放電レートＢを、破線の基準線として示す。こ
の例では、レート差Ａ−Ｂはレート差Ｂ−Ｃよりも大きい。心室ペーシング・レ
ートの線形弛緩過程の間に、心室ペーシング・レートが固有心房放電レートＢと
等しいときに交差点１０４に達する。したがって、時点１０２と交差点１０４の
間の期間は、線形心室オーバードライブ・ペーシング期間１１２を表し、交差点
１０４と時点１０６との間の期間は、線形心室逸脱期間１１４を表す。線形心室
オーバードライブ期間１１２が線形心室逸脱期間１１４よりも長い期間であるこ
とは明白である。したがって、上に挙げた相対パラメータによる、このプロトコ
ルに対する平均心室放電レートは、常に固有心房放電レートＢよりもわずかに大
きいことになる。
【００２９】 図２を参照すると、周期的な指数関数的減衰の刺激−弛緩心室ペーシング・プ
ロトコルが示されており、最大ペーシング・レートＡへの心室オーバードライブ
・ペーシングが時点２０２、２０６、２０８で開始され、最小ペーシング・レー
トＣへのペーシング・レートの指数関数的弛緩が後に続いている。各周期は総時
間長さ２１０を有する。弛緩位相の間のペーシング・レートの時間過程は、最大
ペーシング・レートＡに比例ｅ1/τを掛けて得られる積（またはＡから選択され
た「ファクタ」を引いた量）の時間過程に比例することになり、τは時定数であ
る。選択される「ファクタ」は通常、Ｃよりも小さい値をとることになる。図１
におけるように、破線Ｂは固有心房放電レートの基準線を表す。図１と比較する
と、図２では２つのパラメータが調節されている。第１に、ペーシング・レート
の弛緩は、時間の一次関数の代わりに時間の指数関数である。第２に、最小心室
ペーシング・レートＣは、固有心房放電レートＢにより近くなっている。
【００３０】 図１におけるように、時点２０２と交差点２０４の間の期間は、指数関数的心
室オーバードライブ・ペーシング期間２１２を表し、交差点２０４と時点２０６
の間の期間は、指数関数的な心室逸脱期間２１４を表す。レート差Ａ−Ｂは図１
と２で同じであり、周期長１１０と２１０も同じである。このパラメータの組合
せは、図２の指数関数的心室オーバードライブペーシング期間２１２が図１の線
形心室オーバードライブペーシング期間１１２よりも短いというプロトコルを生
み出す。
【００３１】 周期長２１０を有する曲線（指数関数的を含む）弛緩プロトコルの場合、図２
の心室オーバードライブ・ペーシング期間２１２と心室逸脱期間２１４を比較す
ると、それらの規模が２つのパラメータ、すなわち（Ａ−Ｂ）／（Ｂ−Ｃ）およ
び心室オーバードライブ・ペーシング期間２１２の変化によって制御されるのが
効果的であることが明らかとなる。
【００３２】 再び図１を参照すると、周期長１１０を有する線形弛緩プロトコルの場合、線
形心室オーバードライブペーシング期間１１２と線形心室逸脱期間１１４を比較
すると、それらの規模が単一のパラメータ（Ａ−Ｂ）／（Ｂ−Ｃ）、または（１
０２−１０４）／（１０４−１０６）などの任意の数学的等価物の変化によって
制御されることが明らかとなる。
【００３３】 異なる病状および異なる医療状況には、異なる弛緩プロトコルが必要となるこ
とが予期される。さらに、理論的には、ほぼ無限の弛緩プロトコル・アレイが可
能である。したがって、本発明の好ましい実施形態は、どんな単調弛緩プロトコ
ルも企図し、「単調」とは、適用される心室ペーシング・レートの単向性変化を
示す。さらに、「単向性変化」とは、減少する心室ペーシング・レートに向かう
心室ペーシング・レートの変化を指し、心室ペーシング・レートに変化がない期
間を含むものと理解されたい。
【００３４】 したがって、本発明の好ましい実施形態は、図１および２に示した２つ以外の
弛緩プロトコルを、その弛緩プロトコルが上に定義したように心室ペーシング・
レート中に単向性変化を組み入れている限り企図する。したがって、弛緩曲線の
形状は一般に、減少線形、減少曲線、指数関数的な減少とすることができ、ペー
シング・レートが一定である１つまたは複数の期間を含むこともでき、これらの
組合せとすることもできる。例えば、図１を参照すると、時点１０２と１０４の
間に小さな時間区分があり、その区分にわたり電圧が一定であり、その後に最初
の弛緩レートと比較して同じまたは異なる弛緩レートで（すなわち同じまたは異
なる勾配で）線形弛緩が続くプロトコルを想像することができる。一実施形態で
は、一定電圧の短い期間の後に続く同じまたは異なる弛緩レートは、ある周期の
終わりおよび次のサイクルの最初をマークしている点１０６まで維持される。
【００３５】 代替実施形態は、心室ペーシング・レートが単調でない弛緩プロトコルを包含
する。すなわち、心室ペーシング・レートが所与の周期で低下するときに、心室
ペーシング・レートがわずかに増加する期間を含めることができる。他の代替実
施形態は、単一周期内、例えば時間区分１０２−１０６内または２０２−２０６
内で異なる弛緩レートの組合せを使用することを含むことができる。
【００３６】 通常、状況がそのように求める場合に周期的ペーシング・プロトコルを開始す
るために、１つまたは複数の感知電極（ペーシングと感知の両方を行う電極を含
む）からの生理的データを使用して、「動作基準」を満たすかどうかが決定され
る。こうした感知は、異常なまたは許容できないほど長いＡＶ遅延、心房放電が
左心室と右心室の両方を同調させるかどうか、ＱＲＳコンプレックスの長さ、Ｑ
ＲＳコンプレックスの大きさ、心臓レート、動脈および／または静脈血圧、心室
細動、心房細動、確率密度関数（「ＰＤＦ」）などの、限定されない生理的パラ
メータの検出に向けることができる。このような周期的ペーシング・プロトコル
の終わりに、感知が再度行われて、追加のペーシングが必要かどうかが判定され
る。別法として、周期的ペーシング・プロトコルと同時に感知を行ってもよい。
【００３７】 心室放電プロトコルは、ＱＲＳコンプレックスの検出時にアクティブにされ、
固有心房放電レートよりも毎分数拍だけ（すなわち毎分３〜５拍未満）大きいオ
ーバードライブ・レートに設定される。次に、心室放電レートは、心室放電レー
トよりも毎分ほんの数拍（すなわち毎分２〜３秒未満、理想的には毎分１〜２拍
だけ）低いレートにゆっくりと低減（「弛緩」）され、これは心室逸脱に至る（
すなわち、心房放電および収縮がもはや心室放電および収縮と完全に調和しない
）。心臓レートは、毎分約４０拍から１２０拍までの差がある可能性があり、こ
れらのレートは、心臓の固有生理機能によっておおむね決定される。この毎分４
０拍から１２０拍までの範囲で大きく差があるレートは、生理的に有利ではない
ことになる。
【００３８】 本発明の中心をなすのは、心室ペーシング・レートが固有心房放電レートから
遠くない辺りにあり、したがって心筋のエネルギー要件を最小限にとどめること
である。一般に、本発明の実施によれば、固有心房放電レートよりもほんのわず
かに大きい平均心室鼓動レートがもたらされる。しかし、いくつかの病理学的／
医学的条件は、固有心房放電レートと等しいかまたはそれよりもほんのわずかに
小さい平均心室鼓動レートをもたらす弛緩プロトコルによって、心臓エネルギー
要件を最小限にとどめるであろうことが予期され、そのような弛緩プロトコルは
、本発明の範囲に十分に含まれる。
【００３９】 上記の範囲の弛緩プロトコルのいずれかを周期的な心室ペーシングに適用する
ことは、単室ペーシングだけでなく両室ペーシングおよび／または多部位からの
ペーシングにも適する。両室ペーシングの場合、右心室と左心室を同じまたは類
似の時間プロトコルで、あるいは相互に独立して、周期的にペーシングすること
ができる。さらに、心室ごとに１つのペーシング電極または複数のペーシング電
極を採用することができ、ペーシング電極は、心室の外部表面および／または内
部表面に付けることができる。通常、内部ペーシング電極は、大静脈および右心
房を介して右心室だけに付けられることになるが、左心室用に複数の内部ペーシ
ング電極を企図することもできる。
【００４０】 追加の実施形態は、単相性刺激ならびに二相性刺激の使用を包含する。さらに
、単相性刺激および二相性刺激は、心房にも心室にも加えることができる。単相
性刺激は陰極性でも陽極性でもよく、当業者には周知である。二相性心臓刺激は
、Ｍｏｗｅｒに譲渡された米国特許出願第０８／６９９５５２号に開示されてお
り、この全体を参照により本明細書に組み込む。
【００４１】 通常、周期的ペーシング／弛緩期間は、３秒〜３０秒の範囲におさまることに
なるが、特により「困難な」病状の患者に対しては、より長い期間を企図するこ
ともできる。
【００４２】 図３に、振幅３０４および持続期間３０６を有する陽極刺激３０２を含む第１
の刺激位相が施行される二相性電気刺激を示す。この第１の刺激位相の後すぐに
、等しい強さおよび持続時間の陰極刺激３０８を含む第２の刺激位相が続く。
【００４３】 図４に、振幅４０４および持続時間４０６を有する陰極刺激４０２を含む第１
の刺激位相が施行される二相性電気刺激を示す。この第１の刺激位相の後すぐに
、等しい強さおよび持続時間の陽極刺激４０８を含む第２の刺激位相が続く。
【００４４】 図５に二相性刺激の好ましい一実施形態を示すが、ここでは、振幅５０４およ
び持続時間５０６を有する低レベルかつ持続時間の長い陽極刺激５０２を含む第
１の刺激位相が施行される。この第１の刺激位相の後すぐに、通常の強さおよび
持続時間の陰極刺激５０８を含む第２の刺激位相が続く。異なる代替実施形態で
、陽極刺激５０２は、１）最大サブスレショルド振幅にあり、２）３ボルト未満
であり、３）持続時間が約２〜８ミリ秒であり、かつ／または４）心拍動後２０
０ミリ秒にわたって施行される。最大サブスレショルド振幅は、収縮を誘発せず
に施行できる最大刺激振幅の平均と理解される。異なる代替実施形態で、陰極刺
激５０８は、１）持続時間が短く、２）約０．３〜１．５ミリ秒であり、３）振
幅が高く、４）約３〜２０ボルトの範囲にあり、かつ／または５）持続時間が０
．３ミリ秒未満で、電圧が２０ボルトよりも大きい。好ましい一実施形態では、
陰極刺激は約０．８ミリ秒である。これらの実施形態ならびに本明細書を読めば
自明となり得る改変および修正によって開示する方式で、第１の刺激位相で興奮
のない最大膜電位が達成される。
【００４５】 図６に二相性刺激の好ましい代替実施形態を示すが、ここでは、期間６０４に
わたって上昇する強さレベル６０６を有する陽極刺激６０２を含む第１の刺激位
相が施行される。上昇する強さレベル６０６の傾斜は線形の場合も非線形の場合
もあり、勾配は様々であることがある。陽極刺激のすぐ後に、通常の強さおよび
持続時間の陰極刺激６０８を含む第２の刺激位相が続く。代替実施形態では、陽
極刺激６０２は、（１）３ボルト未満の最大サブスレショルド振幅まで上昇し、
（２）持続時間が約２〜８ミリ秒であり、かつ／または（３）心拍動後２００ミ
リ秒にわたって施行される。他の代替実施形態では、陰極刺激６０８は、（１）
持続時間が短く、（２）約０．３〜１．５ミリ秒であり、（３）振幅が高く、（
４）約３〜２０ボルトの範囲にあり、かつ／または（５）持続時間が０．３ミリ
秒未満で、電圧が２０ボルトよりも大きい。これらの実施形態ならびに本明細書
を読めば自明となり得る改変および修正によって開示する方式で、第１の刺激位
相で興奮のない最大膜電位が達成される。
【００４６】 図７に、陽極パルスの連続７０２を含む第１の刺激位相が振幅７０４で施行さ
れる二相性電気刺激を示す。一実施形態では、休止期間７０６は、刺激期間７０
８と同じ持続時間を有し、基線振幅で施行される。代替実施形態では、休止期間
７０６は、刺激期間７０８と異なる持続時間を有し、基線振幅で施行される。各
刺激期間７０８の後に休止期間７０６が発生するが、例外として、連続７０２の
完了後すぐに、通常の強さおよび持続時間を有する陰極刺激７１０を含む第２の
刺激位相が続く。代替実施形態では、（１）陽極刺激の連続７０２を通して搬送
される総電荷は最大サブスレショルド・レベルであり、かつ／または（２）連続
７０２の第１の刺激パルスは心拍動後２００ミリ秒にわたって施行される。他の
代替実施形態では、陰極刺激７１０は、（１）持続時間が短く、（２）約０．３
〜１．５ミリ秒であり、（３）振幅が高く、（４）約３〜２０ボルトの範囲にあ
り、かつ／または（５）持続時間が０．３ミリ秒未満で、電圧が２０ボルトより
も大きい。
【００４７】 本発明の好ましい実施は、ペーシング・レートが、固有心房ペーシング・レー
トのすぐ上および下に沿い、最適に調和した心機能を達成するために固有心房放
電に対して相対的にタイミングを（間接的にでも）合わせられる心室ペーシング
を対象とする。しかし、心室ペーシングが固有心房放電から独立して引き起こさ
れるような刺激も予期することができる。
【００４８】 さらに、心房律動性が病的であるとき、本発明は、ペースメーカによってペー
シングされる心房の律動性に関して実施することができる。心房が外因性ペース
メーカによってペーシングされる実施形態では、臨床医師は第１に、心房ペーシ
ングのレートを設定し、これは固定でもよいが、心臓レートの変化を必要とする
身体活動の変化またはその他の変化、例えば発熱期間中の心臓レートの増加など
に対して適切に応答することを可能にするために、可変とすることもできる。第
２に、本明細書に記載および開示した原理に従って心室放電プロトコルが選択さ
れる。心室放電プロトコルの選択は一般に心房鼓動パターンから独立して行われ
る選択となり、心房鼓動パターンは内因性としてまたは外因性として、例えばペ
ースメーカによって設定されることを強調しておく。しかし、外因性として制御
される心房と心室の鼓動プロトコルに関する決定が連携的かつ統合的な方式で検
討される場合に本明細書の教示を適用することは、本発明の範囲内である。
【００４９】 さらに、テスト用プロシージャを適用して、特定の型の病状を有する所与の患
者にとって最適なパラメータを達成することもできる。したがって、代替刺激パ
ルス波形、例えば所与の時に特定の患者にとって最適な生理的パラメータに達す
るために必要とされる様々な波形の持続時間、振幅、形状をテストして変えるこ
とは、本発明の範囲内である。さらに、様々な測定可能パラメータを使用して、
刺激波形における変化の影響、例えばわずかながら挙げると、脈圧、ＱＲＳコン
プレックスの持続時間、最大融合、最小固有心臓レートの生成への影響を見積も
ることもできる。
【００５０】 本発明の基本的な概念をこのように述べたが、前述の詳細な開示が、例として
のみ呈示したものであって限定するものではないことは、当業者には容易に明ら
かとなろう。様々な改変、改良、および修正を当業者なら思いつき、意図するで
あろうが、本明細書では特に述べていない。これらの修正、改変、および改良は
、本明細書によって提案されるものとし、本発明の範囲内とする。したがって、
本発明は、頭記の特許請求の範囲およびその等価物によってのみ限定される。
【図面の簡単な説明】
【図１】 心室ペーシング用の周期的な鋸歯状（線形減衰）の刺激−弛緩プロトコルを示
す図である。
【図２】 心室ペーシング用の周期的な指数関数的減衰の刺激−弛緩プロトコルを示す図
である。
【図３】 陽極二相性刺激の先頭の概略図である。
【図４】 陰極二相性刺激の先頭の概略図である。
【図５】 低レベルかつ持続時間の長い陽極刺激の先頭と、それに続く陰極刺激の概略図
である。
【図６】 傾斜した低レベルかつ持続時間の長い陽極刺激の先頭と、それに続く陰極刺激
の概略図である。
【図７】 連続して管理される低レベルかつ持続時間の短い陽極刺激の先頭と、それに続
く陰極刺激の概略図である。
【手続補正書】
【提出日】平成１２年１２月１１日（２０００．１２．１１）
【手続補正１】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】特許請求の範囲
【補正方法】変更
【補正内容】
【特許請求の範囲】
【請求項５６】 前記ペーシング刺激が複数の電極を介して少なくとも一方
の心室に加えられる、請求項４４に記載の心臓ペーシングを行うための心臓刺激
器。
【手続補正書】
【提出日】平成１３年１月１０日（２００１．１．１０）
【手続補正１】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】特許請求の範囲
【補正方法】変更
【補正内容】
【特許請求の範囲】
【請求項１】 固有心房放電レートを有する心臓のペーシングを行うための
植込み型心臓刺激器であって、 前記心臓にペーシング刺激を加えるように適合された複数の電極と、 前記複数の電極に接続され、ペーシング刺激として電気パルスを生成するよう
に適合されたパルス生成回路とを備え、 前記固有心房放電レートよりもわずかに大きい初期ペーシング・レートを有す
る少なくとも一方の心室にペーシング刺激の連続が加えられ、 前記ペーシング・レートが、前記初期ペーシング・レートから前記固有心房放
電レートよりもわずかに小さい最小ペーシング・レートに徐々に低減される心臓
刺激器。
【請求項２】 追加の心臓ペーシングが必要かどうかを判定するための生理
的パラメータ・センサをさらに備える、請求項１に記載の心臓ペーシングを行う
ための心臓刺激器。
【請求項３】 前記生理的パラメータが、ＡＶ間隔、左心室および右心室の
心房同調化、ＱＲＳコンプレックスの長さ、ＱＲＳコンプレックスの大きさ、動
脈血圧、静脈血圧、心臓レート、心室細動、心房細動、および確率密度関数から
なるグループから選択される、請求項２に記載の心臓ペーシングを行うための心
臓刺激器。
【請求項４】 前記ペーシング刺激を加えること、および前記ペーシング・
レートを低減することが周期的パターンで繰り返される、請求項１に記載の心臓
ペーシングを行うための心臓刺激器。
【請求項５】 前記ペーシング・レートを徐々に低減するためのプロトコル
が、線形、曲線、指数関数的、およびそれらの組合せからなるグループから選択
される、請求項１に記載の心臓ペーシングを行うための心臓刺激器。
【請求項６】 前記ペーシング・レートを低減するためのプロトコルが、前
記ペーシング・レートが一定に保たれる１つまたは複数の期間を含む、請求項５
に記載の心臓ペーシングを行うための心臓刺激器。
【請求項７】 前記ペーシング・レートを低減するためのプロトコルが、前
記ペーシング・レートが一定に保たれる１つまたは複数の期間を含む、請求項１
に記載の心臓ペーシングを行うための心臓刺激器。
【請求項８】 前記初期ペーシング・レートから前記固有心房放電レートを
引いた差が、前記固有心房放電レートから前記最小ペーシング・レートを引いた
差よりも大きい、請求項１に記載の心臓ペーシングを行うための心臓刺激器。
【請求項９】 前記初期ペーシング・レートから前記固有心房放電レートを
引いた差が、前記固有心房放電レートから前記最小ペーシング・レートを引いた
差と等しい、請求項１に記載の心臓ペーシングを行うための心臓刺激器。
【請求項１０】 前記初期ペーシング・レートから前記固有心房放電レート
を引いた差が、前記固有心房放電レートから前記最小ペーシング・レートを引い
た差よりも小さい、請求項１に記載の心臓ペーシングを行うための心臓刺激器。
【請求項１１】 前記ペーシング刺激が単相性刺激および二相性刺激からな
るグループから選択される、請求項１に記載の心臓ペーシングを行うための心臓
刺激器。
【請求項１２】 前記単相性刺激が陰極刺激および陽極刺激からなるグルー
プから選択される、請求項１１に記載の心臓ペーシングを行うための心臓刺激器
。
【請求項１３】 前記二相性刺激が陽極刺激位相とそれに続く陰極刺激位相
を含む、請求項１１に記載の心臓ペーシングを行うための心臓刺激器。
【請求項１４】 前記陽極刺激位相が、最大サブスレショルド振幅と等しい
かまたはそれよりも小さい規模を有し、方形波、増加傾斜、および持続時間の短
い一連の方形波からなるグループから選択される形状をおおむね有する、請求項 １３ に記載の心臓ペーシングを行うための心臓刺激器。
【請求項１５】 前記ペーシング刺激が複数の電極を介して少なくとも一方
の心室に加えられる、請求項１に記載の心臓ペーシングを行うための心臓刺激器
。
【請求項１６】 ペーシングされた心房放電レートを有する心臓のペーシン
グを行うための植込み型心臓刺激器であって、 前記心臓にペーシング刺激を加えるように適合された複数の電極と、 前記複数の電極に接続され、ペーシング刺激として電気パルスを生成するよう
に適合されたパルス生成回路とを備え、 前記ペーシングされた心房放電レートよりもわずかに大きい初期ペーシング・
レートを有する少なくとも一方の心室にペーシング刺激の連続が加えられ、 前記ペーシング・レートが、前記初期ペーシング・レートから前記ペーシング
された心房放電レートよりもわずかに小さい最小ペーシング・レートに徐々に低
減される心臓刺激器。
【請求項１７】 前記ペーシング刺激を加えること、および前記ペーシング
・レートを低減することが周期的パターンで繰り返される、請求項１６に記載の
心臓ペーシングを行うための心臓刺激器。
【請求項１８】 前記初期心室ペーシング・レートを徐々に低減するための
プロトコルが、線形、曲線、指数関数的、およびそれらの組合せからなるグルー
プから選択される、請求項１６に記載の心臓ペーシングを行うための心臓刺激器
。
【請求項１９】 前記初期ペーシング・レートを低減するためのプロトコル
が、前記ペーシング・レートが一定に保たれる１つまたは複数の期間を含む、請
求項１８に記載の心臓ペーシングを行うための心臓刺激器。
【請求項２０】 前記ペーシング・レートを低減するためのプロトコルが、
前記ペーシング・レートが一定に保たれる１つまたは複数の期間を含む、請求項 １６ に記載の心臓ペーシングを行うための心臓刺激器。
【請求項２１】 前記初期心室ペーシング・レートから前記ペーシングされ
た心房放電レートを引いた差が、前記ペーシングされた心房放電レートから前記
最小心室ペーシング・レートを引いた差よりも大きい、請求項１６に記載の心臓
ペーシングを行うための心臓刺激器。
【請求項２２】 前記初期心室ペーシング・レートから前記ペーシングされ
た心房放電レートを引いた差が、前記ペーシングされた心房放電レートから前記
最小心室ペーシング・レートを引いた差と等しい、請求項１６に記載の心臓ペー
シングを行うための心臓刺激器。
【請求項２３】 前記初期心室ペーシング・レートから前記ペーシングされ
た心房放電レートを引いた差が、前記ペーシングされた心房放電レートから前記
最小心室ペーシング・レートを引いた差よりも小さい、請求項１６に記載の心臓
ペーシングを行うための心臓刺激器。
【請求項２４】 前記ペーシング刺激が単相性刺激および二相性刺激からな
るグループから選択される、請求項１６に記載の心臓ペーシングを行うための心
臓刺激器。
【請求項２５】 前記単相性刺激が陰極刺激および陽極刺激からなるグルー
プから選択される、請求項２４に記載の心臓ペーシングを行うための心臓刺激器
。
【請求項２６】 前記二相性刺激が陽極刺激位相とそれに続く陰極刺激位相
を含む、請求項２４に記載の心臓ペーシングを行うための心臓刺激器。
【請求項２７】 前記陽極刺激位相が、最大サブスレショルド振幅と等しい
かまたはそれよりも小さい規模を有し、方形波、増加傾斜、および持続時間の短
い一連の方形波からなるグループから選択される形状をおおむね有する、請求項 ２６ に記載の心臓ペーシングを行うための心臓刺激器。
【請求項２８】 前記ペーシング刺激が複数の電極を介して少なくとも一方
の心室に加えられる、請求項１６に記載の心臓ペーシングを行うための心臓刺激
器。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，Ｉ Ｔ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ，ＭＬ， ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＧＭ，Ｋ Ｅ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＬ，ＳＺ，ＵＧ，ＺＷ)，Ｅ Ａ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ ，ＴＭ)，ＡＥ，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＵ， ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＤ，Ｇ Ｅ，ＧＨ，ＧＭ，ＨＲ，ＨＵ，ＩＤ，ＩＬ，ＩＮ，ＩＳ ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ， ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，Ｍ Ｎ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ， ＴＲ，ＴＴ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ，ＺＡ，Ｚ Ｗ

Claims (28)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 固有心房放電レートを有する心臓に向けた心臓ペーシング方
    法であって、 少なくとも一方の心室に、初期ペーシング・レートを有するペーシング刺激の
    連続を加えることを含み、 前記初期ペーシング・レートが前記固有心房放電レートよりもわずかに大きく
    、 さらに、前記ペーシング・レートを、前記初期ペーシング・レートから前記固
    有心房放電レートよりもわずかに小さい最小ペーシング・レートに徐々に低減す
    ることを含む心臓ペーシング方法。
  2. 【請求項２】 生理的パラメータを感知して、追加の心臓ペーシングが必要
    かどうかを判定することをさらに含む、請求項１に記載の心臓ペーシング方法。
  3. 【請求項３】 前記生理的パラメータが、ＡＶ間隔、左心室および右心室の
    心房同調化、ＱＲＳコンプレックスの長さ、ＱＲＳコンプレックスの大きさ、動
    脈血圧、静脈血圧、心臓レート、心室細動、心房細動、および確率密度関数から
    なるグループから選択される、請求項２に記載の心臓ペーシング方法。
  4. 【請求項４】 前記ペーシング刺激を加えること、および前記ペーシング・
    レートを低減することが周期的パターンで繰り返される、請求項１に記載の心臓
    ペーシング方法。
  5. 【請求項５】 前記ペーシング・レートを徐々に低減するためのプロトコル
    が、線形、曲線、指数関数的、およびそれらの組合せからなるグループから選択
    される、請求項１に記載の心臓ペーシング方法。
  6. 【請求項６】 前記ペーシング・レートを低減するためのプロトコルが、前
    記ペーシング・レートが一定に保たれる１つまたは複数の期間を含む、請求項５
    に記載の心臓ペーシング方法。
  7. 【請求項７】 前記ペーシング・レートを低減するためのプロトコルが、前
    記ペーシング・レートが一定に保たれる１つまたは複数の期間を含む、請求項１
    に記載の心臓ペーシング方法。
  8. 【請求項８】 前記初期ペーシング・レートから前記固有心房放電レートを
    引いた差が、前記固有心房放電レートから前記最小ペーシング・レートを引いた
    差よりも大きい、請求項１に記載の心臓ペーシング方法。
  9. 【請求項９】 前記初期ペーシング・レートから前記固有心房放電レートを
    引いた差が、前記固有心房放電レートから前記最小ペーシング・レートを引いた
    差と等しい、請求項１に記載の心臓ペーシング方法。
  10. 【請求項１０】 前記初期ペーシング・レートから前記固有心房放電レート
    を引いた差が、前記固有心房放電レートから前記最小ペーシング・レートを引い
    た差よりも小さい、請求項１に記載の心臓ペーシング方法。
  11. 【請求項１１】 前記ペーシング刺激が単相性刺激および二相性刺激からな
    るグループから選択される、請求項１に記載の心臓ペーシング方法。
  12. 【請求項１２】 前記単相性刺激が陰極刺激および陽極刺激からなるグルー
    プから選択される、請求項１１に記載の心臓ペーシング方法。
  13. 【請求項１３】 前記二相性刺激が陽極刺激位相とそれに続く陰極刺激位相
    を含む、請求項１１に記載の心臓ペーシング方法。
  14. 【請求項１４】 前記陽極刺激位相が、 最大サブスレショルド振幅と等しいかまたはそれよりも小さい規模を有し、 方形波、増加傾斜、および持続時間の短い一連の方形波からなるグループから
    選択される形状をおおむね有する、請求項１３に記載の心臓ペーシング方法。
  15. 【請求項１５】 前記ペーシング刺激が複数の電極を介して少なくとも一方
    の心室に加えられる、請求項１に記載の心臓ペーシング方法。
  16. 【請求項１６】 ペーシングされた心房放電レートを有する心臓に向けた心
    臓ペーシング方法であって、 少なくとも一方の心室にペーシング刺激の連続を加えることを含み、初期心室
    ペーシング・レートが前記ペーシングされた心房放電レートよりもわずかに大き
    く、 さらに、前記初期心室ペーシング・レートを、前記ペーシングされた心房放電
    レートよりもわずかに小さい最小ペーシング・レートに徐々に低減することを含
    む心臓ペーシング方法。
  17. 【請求項１７】 前記ペーシング刺激を加えること、および前記ペーシング
    ・レートを低減することが周期的パターンで繰り返される、請求項１６に記載の
    心臓ペーシング方法。
  18. 【請求項１８】 前記初期心室ペーシング・レートを徐々に低減するための
    プロトコルが、線形、曲線、指数関数的、およびそれらの組合せからなるグルー
    プから選択される、請求項１６に記載の心臓ペーシング方法。
  19. 【請求項１９】 前記初期ペーシング・レートを低減するためのプロトコル
    が、前記ペーシング・レートが一定に保たれる１つまたは複数の期間を含む、請
    求項１８に記載の心臓ペーシング方法。
  20. 【請求項２０】 前記ペーシング・レートを低減するためのプロトコルが、
    前記ペーシング・レートが一定に保たれる１つまたは複数の期間を含む、請求項
    １６に記載の心臓ペーシング方法。
  21. 【請求項２１】 前記初期心室ペーシング・レートから前記ペーシングされ
    た心房放電レートを引いた差が、前記ペーシングされた心房放電レートから前記
    最小心室ペーシング・レートを引いた差よりも大きい、請求項１６に記載の心臓
    ペーシング方法。
  22. 【請求項２２】 前記初期心室ペーシング・レートから前記ペーシングされ
    た心房放電レートを引いた差が、前記ペーシングされた心房放電レートから前記
    最小心室ペーシング・レートを引いた差と等しい、請求項１６に記載の心臓ペー
    シング方法。
  23. 【請求項２３】 前記初期心室ペーシング・レートから前記ペーシングされ
    た心房放電レートを引いた差が、前記ペーシングされた心房放電レートから前記
    最小心室ペーシング・レートを引いた差よりも小さい、請求項１６に記載の心臓
    ペーシング方法。
  24. 【請求項２４】 前記ペーシング刺激が単相性刺激および二相性刺激からな
    るグループから選択される、請求項１６に記載の心臓ペーシング方法。
  25. 【請求項２５】 前記単相性刺激が陰極刺激および陽極刺激からなるグルー
    プから選択される、請求項２４に記載の心臓ペーシング方法。
  26. 【請求項２６】 前記二相性刺激が陽極刺激位相とそれに続く陰極刺激位相
    を含む、請求項２４に記載の心臓ペーシング方法。
  27. 【請求項２７】 前記陽極刺激位相が、 最大サブスレショルド振幅と等しいかまたはそれよりも小さい規模を有し、 方形波、増加傾斜、および持続時間の短い一連の方形波からなるグループから
    選択される形状をおおむね有する、請求項２６に記載の心臓ペーシング方法。
  28. 【請求項２８】 前記ペーシング刺激が複数の電極を介して少なくとも一方
    の心室に加えられる、請求項１６に記載の心臓ペーシング方法。
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