JP2002522181A - 不整脈の処置装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 心房カーディオバータと、その動作方法である。心房カーディオバータは、連続的なＲ波間の間隔を測定し、連続的なＲ波間の測定された間隔の関数として心室の逸脱間隔を規定し、心室の逸脱間隔期間中にＲ波が存在しない場合に心室逸脱間隔の終了時に心室ペーシング・パルスを給送する。心房カーディオバータは、心室ペーシング・パルスの給送後に同期間隔を規定し、同期間隔の期間中Ｒ波が存在しない場合に、同期間隔の終了後に生じる、Ｒ波に同期した心房カーディオバージョン・パルスを給送する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】 発明の背景 本発明は、頻拍性不整脈（速心博）の処置に関し、特に心房および心室の脱分
極に関して適切な時点における心房カーディオバージョンおよびディフィブリレ
ーションのショックの給送を行う装置に関する。

【０００２】 処置されている房室における脱分極に対する心房と心室のカーディオバージョ
ンの同期が処置の効能を改善することが長い間認められてきた。例えば、検知さ
れたＲ波に対する心室カーディオバージョン・ショックの同期が、Ｅｎｇｌｅ等
の米国特許第４，３７５，８１７号に開示されている。検知されたＲ波に対する
心房または心室の頻脈または細動の処置を意図したカーディオバージョン・ショ
ックの同期は、Ｚｉｐｅｓの同第４，３８４，５８５号に開示されている。検知
されたＰ波に対する心房カーディオバージョン・ショックの同期は、Ｍｉｒｏｗ
ｓｋｉ等の同第４，５７２，１９１号に開示されている。

【０００３】 １つの房室の頻拍性不整脈の終了を意図したカーディオバージョンまたはディ
フィブリレーションのショックの給送は、他の房室における頻拍性不整脈を誘起
し得る。心室における頻拍性不整脈の誘起に関する危険は充分に大きく、心房デ
ィフィブリレーション・パルスが心室の損傷を受けやすい期間を避けるように調
時される必要があることが長い間認められてきた。このような結果を確保する最
も一般的な試みは、Ｚｉｐｅｓの米国特許第４，３８４，５８５号に開示される
ように、関連する心室の損傷を受けやすい期間を避けるために、検知された心室
の脱分極に充分に同期された心房ディフィブリレーションまたはカーディオバー
ジョンのパルスを給送することであった。充分に速い心室心博が存在する場合に
、心室の脱分極に続く損傷を受けやすい期間が、次に生じる心室の脱分極の発生
時間を含むように延長し得ることもまた認められてきた。このような場合、Ｚｉ
ｐｅｓ等による論文「同期的な心臓内カーディオバージョン（Ｓｙｎｃｈｒｏｎ
ｏｕｓ Ｉｎｔｒａｃａｒｄｉａｃ Ｃａｒｄｉｏｖｅｒｓｉｏｎ）」（Ｍｏｄ
ｅｒｎ Ｃａｒｄｉａｃ Ｐａｃｉｎｇ、７２７−７４３ページ、１９８５年Ｂ
ａｒｏｌｄ，Ｆｕｔｕｒａ Ｐｕｂｌｉｓｈｉｎｇ Ｃｏ．編）に論述されたよ
うに、カーディオバージョン・パルスの給送に対する安全時間はない。

【０００４】 速すぎる心室の心博に同期されたカーディオバージョン・パルスが心室の不整
脈または細動を誘起するおそれがあるので、植込み可能カーディオバータは、典
型的に、カーディオバージョン・ショックの給送に対する前提要件として最短の
Ｒ−Ｒ間隔が経過することを保証する方法を含むものであった。速すぎる心室の
心博に同期されるカーディオバージョン・パルスの給送を防止する１つのこのよ
うな同期方法は、Ｍｅｄｔｒｏｎｉｃ社製のモデル７２１０である植込み可能な
経心室カーディオバータにおけるように、ショックが直前の心室の脱分極に続い
て規定される規定不応期間外における心室の脱分極に同期されることを要求する
ことである。このような装置は前記の不応期間において心室の脱分極を検知でき
かつこのような脱分極に続く新たな不応期間を開始することになるが、かかる脱
分極に同期したカーディオバージョン・パルスを給送しない。前掲のＺｉｐｅｓ
等の論文において反映されるように、モデル７２１０の装置により提供される経
心室カーディオバージョン療法は、心室性か上室性のいずれの頻拍性不整脈でも
処置するのに用いることが可能である。

【０００５】 検知されたＲ波に対する更に複雑な同期方法は、米国特許第５，４８６，１９
８号に記載され、この方法では、Ｒ波と直前のＲ波との間のＲ−Ｒ間隔が直前の
Ｒ−Ｒ間隔より短い規定量に比べて大きいかあるいはそれ以上ではない場合にの
みＲ波に同期してショックが供される。先に述べた方法のような検知されたＲ波
に対する同期方法では、不都合なことに、速すぎる心室の心博が存在する場合に
心房カーディオバージョン・ショックの安全な給送は可能でない。

【０００６】 心室の損傷を受けやすい期間中の心房カーディオバージョン・ショックの給送
を防止する代替的な方法は、介在する検知された心室脱分極が存在しない場合に
、前のＲ波に続く規定間隔後にショックを給送することであり、規定される間隔
は前のＲ波と関連する損傷を受けやすい期間中は給送を阻止するだけ充分に長い
。このような同期方法は、Ｍｅｈｒａの米国特許第５，４１１，５２４号に開示
されている。このＭｅｈｒａの特許に開示されるように、規定される間隔は、検
知された心室の心博の関数として変化するが、予め規定された最短期間よりは長
くなければならず、従ってこれもまた速すぎる心室の心博が存在する場合は利用
できない。

【０００７】 心臓の房室の損傷を受けやすい期間中にカーディオバージョン・パルスの給送
を避ける更なる方法は、房室をペーシングし、このペーシング・パルスに続く不
応期間内にカーディオバージョン・パルスを給送することである。このような１
つの試みもまた、Ｍｅｈｒａの米国特許第５，４１１，５２４号に開示されてお
り、これにおいては心房カーディオバージョン・パルスが１つの心室ペーシング
・パルスに同期され、これもＭｅｈｒａの同第５，１９３，５３６号においては
、心室カーディオバージョン・パルスが一連の心室ペーシング・パルスの最後の
パルスに同期される。両特許において、心室ペーシング・パルスの逸脱間隔は、
固有の心室脱分極を分ける間隔より短くなるように計算される。これらの方法は
、不都合にも、オーバードライブの心室のペーシング・パルスに対する同期が安
全を損なうほど速い心室拍動の場合は、必ずしも有効ではない。

【０００８】 発明の概要 本発明は、他の方法では安全な心房カーディオバージョンを阻害するほど速い
心室拍動が存在する場合でも、心房カーディオバージョン・パルスの安全な給送
を行う植込み可能な心房ディフィブリレータを提供する。当該装置は、徐脈ペー
シング時に観察される現象に似た現象を利用し、これを心房カーディオバージョ
ン同期法との関連における新規な用法に転じるものである。徐脈ペーシングにお
いては、検知されたＲ波に密に調時されたオーバードライブの心室ペーシング・
パルスの給送が、ＰＶＣに続く補償的な休止とちょうど同じように、長いＲ−Ｒ
間隔をその後に生じることが観察されている。このような現象が心房細動が存在
する場合でも現われることが発明者によって判った。このような事実は更に、非
常に速い心室拍動が存在する場合の心房カーディオバージョン・パルスの安全な
給送を可能にする心房カーディオバージョン同期方法の開発を可能にした。

【０００９】 本発明の装置は、前掲のＭｅｈｒａの特許第５，４１１，５２４号に記載され
た方法と同様に、心房細動が存在する場合にＲ波を分ける間隔を計測して比較的
短い心室のペーシング逸脱間隔を計算し、この間隔の終了時に心室ペーシング・
パルスが給送される。しかし、当該装置は、給送された心室ペーシング・パルス
に同期された心房カーディオバージョン・パルスの給送ではなく、予期される給
送されたペーシング・パルスに続く長い固有Ｒ−Ｒ間隔に依存して、前の心室ペ
ーシング・パルス間隔より長く更に前の固有Ｒ−Ｒ間隔よりも長い給送されたペ
ーシング・パルスに続く同期間隔を規定する。同装置は、その後、同期間隔が終
了した後に次の検知Ｒ波が生じるならば、このＲ波の発生時に心房カーディオバ
ージョン・パルスを給送する。本発明の一部の実施の形態においては、この装置
は、検知されたＲ波が存在しない場合は、同期間隔より長い低い拍動間隔の終了
時にカーディオバージョン・パルスを単独で、あるいは給送された心室ペーシン
グ・パルスと関連して給送することもできる。

【００１０】 本発明における同期方法は、ある点では先に述べた同期方法のそれぞれと類似
するが、これら方法のいずれも達成できない結果を提供する。オーバドライブの
心室ペーシング・パルスが、心房カーディオバージョン・パルスの同期給送のた
めそれ自体は安全に用いられるＲ波をトリガする必要がないので、Ｍｅｈｒａの
特許第５，４１１，５２４号の同期方法が安全に用いられない状況において、ペ
ーシング・パルスを給送することができる。給送されたオーバドライブの心室ペ
ーシング・パルスが増加した固有のＲ−Ｒ間隔をトリガするので、通常は同期さ
れた心房カーディオバージョンの安全な給送には速すぎる心室拍動が存在する場
合でも、心房カーディオバージョン・パルスの安全な給送を許容するため比較的
長い同期間隔を用いることができる。

【００１１】 望ましい実施の形態の詳細な記述 図１は、本発明によるディフィブリレータ（除細動器）およびリード線のセッ
トを示している。心室リード線は、管状絶縁被覆により相互に分離された３本の
同心状コイル導線を含む長いリード線絶縁体１６を含んでいる。このリード線の
遠端部に隣接して、リング電極２４と、絶縁電極ヘッド２８内に引っ込み可能に
取付けられた延伸可能な螺旋状電極２６と、長いコイル状ディフィブリレーショ
ン電極２０とがある。これら電極の各々は、リード線絶縁体１６内のコイル状導
線の１本に接続されている。電極２４および２６は、心臓ペーシングと心室の脱
分極の検知とのために用いられる。リード線の近端部には、３本の導線を持ちそ
れぞれがコイル状導線の１本に接続された二股状のコネクタ１４がある。ディフ
ィブリレーション電極２０は、プラチナ、プラチナ合金あるいは植込み可能なデ
ィフィブリレーション電極に使用可能なことが知られる他の材料から作られ、長
さが約５ｃｍである。

【００１２】 心房／ＳＶＣリード線は、ほぼ心室リード線の構造に対応する管状絶縁被覆に
より相互に分離された３本の同心コイル導線を支持する長いリード線絶縁体１５
を含んでいる。リード線のＪ字形の遠端部に隣接して、絶縁電極ヘッド１９内に
引っ込み可能に取付けられたリング電極２１と延伸可能な螺旋状電極１７とがあ
る。電極はそれぞれ、リード線絶縁体１５内のコイル状導線の１本に接続されて
いる。電極１７および２１は、心房ペーシングと心房の脱分極との検知のために
用いられる。長いコイル状ディフィブリレーション電極２３は、電極２１の近く
に設けられ、リード線絶縁体１５内の３番目の導線に接続されている。電極２３
は、長さが５ｃｍ以上であり、ＳＶＣから三尖弁に向けて伸びる形態であること
が望ましい。リード線の近端部には、コイル状導線の１本にそれぞれ接続されて
いる３つの電気コネクタを含む二股状コネクタ１３がある。

【００１３】 冠状静脈洞リード線は、長いコイル状ディフィブリレーション電極８に接続さ
れた１本のコイル状導線を持つ長いリード線絶縁体６を含んでいる。図には破線
で示される電極８は、冠状静脈洞および大静脈内に配置されている．リード線の
近端部には、コイル状導線い接続された電気コネクタを含むコネクタ・プラグ４
がある。冠状静脈洞／大静脈電極８は、長さが約５ｃｍである。

【００１４】 植込み可能なペースメーカ／カーディオバータ／ディフィブリレータ１０は、
リード線、コネクタ・ブロック１２内へ挿入されたリード線コネクタ組立体４、
１３、１４と組合わせて示されている。任意に、ペースメーカ／カーディオバー
タ／ディフィブリレータ１０のハウジング１１の外面部の絶縁は、一部の単極心
臓ペースメーカに現在用いられるように、例えばパリレンまたはシリコーンゴム
であるプラスチック・コーティングを用いて提供される。しかし、この外面部は
、未絶縁のままでもよく、あるいは絶縁部と未絶縁部間の他の分離方法を用いて
もよい。ハウジング１１の未絶縁部は、任意に、心房または心室のいずれかを除
細動するのに用いられる経皮ディフィブリレーション電極として働く。無論、図
示したリード線セットの代わりに、他のリード線形態および電極位置とすること
もでである。例えば、心房のディフィブリレーションおよび検知電極は、別の心
房リード線に配置する代わりに、２リード線システムを可能にするため、冠状静
脈洞リード線または右心室リード線のいずれかに付設することもできる。

【００１５】 図２は、本発明が有効に実施される植込み可能なペースメーカ／カーディオバ
ータ／ディフィブリレータの機能的概略図である。この図は、本発明が、心房の
不整脈のみを処置する療法を提供する装置、頻脈抑制ペーシング療法は提供しな
いカーディオバータおよびディフィブリレータ、および神経刺激または薬物投与
のような更に多くの形態の頻脈抑制療法を供給する装置を含む広範囲の装置の実
現に有効に実施されるものと信じられるから、本発明が具現される装置の形式の
事例であると見なすべきであり、限定と見なすべきではない。

【００１６】 当該装置は、図１に示される電極を含むリード線システムが設けられる。無論
、代替的なリード線システムで置換することができる。図１の電極形態が用いら
れるならば、図示された電極への対応は下記のとおりである。電極３１１は、電
極１１に対応し、植込み可能なペースメーカ／カーディオバータ／ディフィブリ
レータのハウジングの未絶縁部である。電極３２０は、電極２０に対応し、右心
室に配置されたディフィブリレーション電極である。電極３１０は、電極８に対
応し、冠状静脈洞に配置されたディフィブリレーション電極である。電極３１８
、電極２３に対応し、上位の大静脈に配置されたディフィブリレーション電極で
ある。電極３２４および３２６は、電極２４および２６に対応し、心室における
検知およびペーシングのために用いられる。電極３１７および３２１は、電極１
７および２１に対応し、心房におけるペーシングおよび検知のために用いられる
。

【００１７】 電極３１０、３１１、３１８および３１８は、高電圧の出力回路２３４に接続
される。電極３２４および３２６は、計測されたＲ波の振幅の関数として調整可
能な検知閾値を生じる自動利得制御増幅器の形態をとることが望ましいＲ波増幅
器（ＡＭＰ）２００に接続されている。電極３２４および３２６間で検知される
信号がその時の検知閾値を越えるとき常に、信号がＲ波出力線（Ｒ ＯＵＴ）２
０２に生成される。

【００１８】 電極３１７および３２１は、これまたＰ波の振幅の関数として調整可能な検知
閾値を生じる自動利得制御増幅器の形態をとることが望ましいＰ波増幅器（ＡＭ
Ｐ）２０４に接続されている。電極３１７および３２１間で検知される信号がそ
の時の検知閾値を越えるとき常に、信号がＰ波出力線（Ｐ ＯＵＴ）２０６に生
成される。Ｒ波増幅器２００およびＰ波増幅器２０４の全般的な動作は、参考の
ため本文に援用される１９９２年６月２日発行のＫｅｉｍｅｌ等の米国特許第５
，１１７，８２４号「生理的的電気信号を監視する装置（Ａｐｐａｒａｔｕｓ
ｆｏｒ Ｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇ Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ Ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｉ
ｃ Ｓｉｇｎａｌｓ）」に開示された動作に対応する。

【００１９】 利用可能な電極のどれがディジタル信号分析において使用される広帯域（０．
５−２００Ｈｚ）増幅器（ＡＭＰ）２１０に接続されるかを選択するために、ス
イッチ・マトリックス２０８が用いられる。電極の選択は、選択が要求に応じて
変更されるデータ／アドレス・バス（ＡＤＤＲ／ＤＡＴＡ）２１８を介して、マ
イクロプロセッサ（μＰ）２２４により制御される。帯域通過増幅器２１０に接
続されるよう選択された電極からの信号は、マルチプレクサ（ＭＵＸ）２２０へ
与えられ、その後、メモリー直接アクセス回路（ＤＭＡ）２２８の制御下でラン
ダム・アクセス・メモリ（ＲＡＭ）２２６に記憶するため、Ａ／Ｄコンバータ２
２２によって多ビット・ディジタル信号へ変換される。マイクロプロセッサ２２
４は、当技術に公知の多数の信号処理方法の任意の方法を用いて患者の心博を認
識して分類するため、ランダム・アクセス・メモリ２２６に記憶されたディジタ
ル信号を特徴付けるディジタル信号分析手法を用いる。

【００２０】 回路の残部は、心臓ペーシング、カーディオバージョンおよびディフィブリレ
ーションの療法の提供に専用され、本発明の目的のために、従来技術において公
知の回路に対応する。事例の装置は、次のようにペーシング、カーディオバージ
ョンおよびディフィブリレーションの諸機能を行うように開示される。ペーサ・
タイミング／制御回路２１２は、ＤＤＤ、ＶＶＩ、ＤＶＩ、ＶＤＤ、ＡＡＩ、Ｄ
ＤＩ、その他当技術に周知である単室ペーシングおよび二室ペーシングの他のモ
ードと関連する基本的間隔を制御するプログラム可能ディジタル・カウンタを含
んでいる。ペーサ・タイミング／制御回路２１２は、当技術に周知である任意の
頻拍性不整脈の抑制ペーシング療法を用いて、心房および心室の両方における頻
拍性不整脈の抑制ペーシングと関連する逸脱間隔をも制御する。

【００２１】 ペーサ・タイミング／制御回路２１２により規定される間隔は、ＡＡＶ心房お
よび心室のペーシング逸脱間隔と、検知されたＰ波およびＲ波が逸脱間隔のタイ
ミング再開に有効でない不応期間と、ペーシング・パルスのパルス幅とを含む。
これらの間隔の持続時間は、メモリ２２６に記憶されたデータに応答してマイク
ロプロセッサ２２４により決定され、アドレス／データ・バス２１８を介してペ
ーサ・タイミング／制御回路２１２へ送られる。ペーサ・タイミング／制御回路
２１２は、マイクロプロセッサ２２４の制御下で心臓ペーシング・パルスの振幅
をも決定する。

【００２２】 ペーシング期間中、ペーサ・タイミング／制御回路２１２内の逸脱間隔カウン
タは、線２０２および２０６における信号により示される如きＲ波およびＰ波の
検知時に、かつ電極３１７、３２１、３２４および３２６に接続されるペーサ出
力回路（Ａ−ＰＡＣＥ，Ｖ−ＰＡＣＥ）２１４および２１６によるペーシング・
パルスのタイムアウト・トリガの生成時のペーシングの選択されたモードに従っ
て、リセットされる。逸脱間隔カウンタもまた、ペーシング・パルスの生成と同
時にリセットされ、これにより頻拍性不整脈の抑制ペーシングを含む心臓ペーシ
ング機能の基本的タイミングを制御する。

【００２３】 逸脱間隔タイマにより規定される間隔の持続時間は、データ／アドレス・バス
２１８を介してマイクロプロセッサ２２４により決定される。検知されたＲ波お
よびＰ波によりリセットされたときに逸脱間隔カウンタに存在するカウントの値
は、Ｒ−Ｒ間隔、Ｐ−Ｐ間隔、Ｐ−Ｒ間隔、およびＲ−Ｐ間隔の持続時間を測定
するために用いられ、この測定結果はメモリ２２６に記憶され、更に詳細に述べ
るように、本発明に関して、種々の頻拍性不整脈の発生を診断するために用いら
れる。

【００２４】 マイクロプロセッサ２２４は、その読出し専用メモリに記憶されたプログラミ
ングの制御下で動作する割込み駆動される装置として働き、検知されたＰ波およ
びＲ波の発生に対応し、かつ心臓ペーシング・パルスおよびカーディオバージョ
ン／ディフィブリレーション・パルスの生成に対応して、ペーサ・タイミング／
制御回路２１２からの割込みに応答する。これらの割込みは、データ／アドレス
・バス２１８を介して行われる。マイクロプロセッサ２２４により行われる必要
な数学計算、およびペーサ・タイミング／制御回路２１２により制御される値ま
たは間隔の更新は、このような割込みに続いて生じる。メモリ２２６の一部（図
４）は、患者の心臓がその時心房または心室の頻拍性不整脈を呈しているかどう
かを判定するために、ペーシングまたは検知の間隔の発生に応答して分析される
一連の測定間隔を保持することができる複数の循環バッファとして構成される。

【００２５】 本発明は、頻拍性不整脈の発生を検出する技術に公知である任意の頻脈検出ア
ルゴリズムを用いる。例えば、心房細動および頻脈の検出のためのＯｌｓｏｎ等
の米国特許第５，５４５，１８６号に開示された検出方法が用いられ、あるいは
１９９６年５月１４日出願のＧｉｌｌｂｅｒｇ等の米国特許出願第０８／６４９
，１４５号の方法が前記方法に代替される。Ｏｌｓｏｎの特許およびＧｉｌｌｂ
ｅｒｇ等の特許出願は、参考のため本文に援用される。あるいはまた、参考のた
め本文に援用されるＡｄａｍａｓ等の米国特許第５，４６４，４３１号、Ｎａｐ
ｐｈｏｌｚ等の同第５，１６１，５２７号、あるいはＯｌｉｖｅの同第５，１０
７，８５０号に開示されるような植込みみ可能な心房カーディオバータに関して
用いられる他の公知の検出アルゴリズムもまた用いられる。本発明を具現する装
置は、先に述べたように、心室の頻拍性不整脈を処置する能力をも含んでいる。
このような能力が要求される場合には、前掲のＯｌｓｏｎの特許およびＧｉｌｌ
ｂｅｒｇ等の特許出願における方法、ならびに全て参考のため本文に援用される
Ｄｕｎｃａｎの米国特許第５，６２０，４７１号、Ｈａｌｕｓｋ等の同第４，８
３０，００６号、Ｐｌｅｓｓ等の同第４，８８０，００５号、およびＭｃＣｌｕ
ｒｅ等の同第５，５６０，３６９号に開示された検出方法を含む任意の従来技術
の心室頻拍性不整脈の検出方法が用いられる。更に、装置が療法の給送の前提要
件としてそれ自体の検出方法は用いない、外部コントローラにより患者が療法の
給送を開始するような装置が構成される。この関連において、参考のため本文に
援用される１９９６年１２月１６日出願のＰｒｉｅｖｅ等の米国特許出願第０８
／７６４，８６５号に開示されたような患者の付勢装置が用いられる。あるいは
また、全て参考のため本文に援用されるＤｅＣｏｒｉｏｌｉｓ等の米国特許第５
，６７４，２４９号またはＳｃｈｕｌｍａｎの同第４，２６３，６７９号に開示
された種類の患者付勢装置も代替的に用いられる。特定の患者付勢装置の選択は
本発明の成果に対しては重要でなく、心房のカーディオバージョンまたはディフ
ィブリレーション療法の給送を開始するための任意の有効な方法を用いてもよい
。

【００２６】 心房および心室の頻拍性不整脈が検出され、かつ頻拍性不整脈の抑制ペーシン
グ療法が要求される場合には、頻拍性不整脈の抑制ペーシング療法の生成を制御
するための適切なタイミング間隔が、マイクロプロセッサ２２４からペーサ・タ
イミング／制御回路２１２へロードされて、内部の逸脱間隔カウンタの動作を制
御し、かつＲ波およびＰ波の検出が逸脱間隔カウンタの再開には有効でない不応
期間を規定する。あるいはまた、全て参考のため本文に援用される１９８６年３
月２５日発行のＢｅｒｋｏｖｉｔｓ等の米国特許第４，５７７，６３３号、１９
８９年１１月１４日発行のＰｌｅｓｓ等の同第４，８８０，００５号、１９８８
年２月２３日発行のＶｏｌｌｍａｎｎ等の同第４，７２６，３８０号、１９８６
年５月１３日発行のＨｏｌｌｅｙ等の同第４，５８７，９７０号に記載されるよ
うな頻拍性不整脈の抑制ペーシング・パルスのタイミングおよび生成を制御する
回路もまた使用される。

【００２７】 カーディオバージョン・パルスまたはディフィブリレーション・パルスの生成
が要求される場合は、マイクロプロセッサ２２４が回路２１２における逸脱間隔
カウンタを用いて、このようなカーディオバージョン・パルスおよびディフィブ
リレーション・パルスのタイミング、ならびに関連する不応期間を制御する。カ
ーディオバージョン・パルスを要求する心房または心室の細動または頻拍性不整
脈の検出に応答して、マイクロプロセッサ２２４はカーディオバージョン／ディ
フィブリレーション制御回路２３０を付勢し、これが高電圧充電制御線（ＣＨＲ
ＧＥ）２４０の制御下で充電回路２３６を介して高電圧コンデンサ２４６、２４
８の充電を開始する。高電圧コンデンサにおける電圧は、ＶＣＡＰ線２４４を介
して監視され、この電圧は、マルチプレクサ２２０を介しかつマイクロプロセッ
サ２２４により設定される予め定めた値に達するのに応答してコンデンサ充満電
（ＣＦ）線２５４に結果として論理信号を生じて、充電を終了する。その後、デ
ィフィブリレーション・パルスまたはカーディオバージョン・パルスの給送のタ
イミングがペーサ・タイミング／制御回路２１２により制御される。細動または
頻脈の療法の給送に続いて、マイクロプロセッサが装置を心臓ペーシングへ戻し
て、ペーシングによる次の連続的な割込みまたは検知される心房または心室の脱
分極の発生を待機する。

【００２８】 心室のカーディオバージョン・パルスおよびディフィブリレーション・パルス
の給送および同期のため、およびこれらパルスと関連するタイミング機能の制御
のための適切なシステムの実施の一形態が、参考のため本文に援用される１９９
３年２月２３日発行のＫｅｉｍｅｌの同じ譲受人に譲渡された米国特許第５，１
８８，１０５号に更に詳細に開示される。任意の公知の心室カーディオバージョ
ンまたはディフィブリレーションのパルス制御回路が、本発明と関連して使用可
能である。例えば、全て参考のため本文に援用される１９８３年５月２４日発行
のＺｉｐｅｓの米国特許第４，３８４，５８５号、前掲のＰｌｅｓｓ等の同第４
，９４９，７１９号、およびＥｎｇｌｅ等の同第４，３７５，８１７号に開示さ
れたようなカーディオバージョン・パルスおよびディフィブリレーション・パル
スのタイミングおよび生成を制御する回路もまた用いられる。更に、ともに参考
のため本文に援用されるＤｕｆｆｉｎ等による出願のＰＣＴ特許公告第ＷＯ９５
／２８９８７号およびＭｅｈｒａ等による出願の同第ＷＯ９５／２８９８８号に
記載されるように、高周波パルス・バーストが電極３１７、３２１へ送られて心
房の頻拍性不整脈を終了する。

【００２９】 図示された装置においては、カーディオバージョン・パルスまたはディフィブ
リレーション・パルスの給送が、制御バス（ＣＯＮＴＲＯＬ）２３８を介して制
御回路２３０の制御下で出力回路２３４により達成される。出力回路２３４は、
単相パルスまたは二相パルスのどれが送られるか、ハウジング３１１がカソード
またはアノードのどちらとして働くか、およびどの電極がパルスの給送に関与す
るかを判定する。二相パルス療法の給送のための出力回路の一例は、前掲のＭｅ
ｈｒａの米国特許および参考のため本文に援用される米国特許第４，７２６，８
７７号に見出される。

【００３０】 単相パルスの給送の制御に用いられる回路の一例は、これも参考のため本文に
援用される１９９２年１１月１７日発行のＫｅｉｍｅｌの同じ譲受人に譲渡され
た米国特許第５，１６３，４２７号に記載される。しかし、ともに参考のため本
文に援用される１９９０年９月４日発行のＭｅｈｒａ等の同第４，９５３，５５
１号または１９８９年１月３１日発行のＷｉｎｓｔｒｏｍの同第４，８００，８
８３号に開示されたような出力制御回路もまた、二相パルスの給送のため本発明
を用いる装置と関連して用いられる。

【００３１】 最近の植込み可能なカーディオバータ／ディフィブリレータにおいては、特定
の療法が医師により予め装置へプログラムされ、療法のメニューが典型的に提供
される。例えば、心房または心室の頻脈の最初の検出と同時に、頻脈抑制ペーシ
ング療法が選定されて、頻脈が診断される房室または両方の房室へ給送される。
頻脈の再検出時に、更に積極的な頻脈抑制ペーシング療法が予定される。頻脈抑
制ペーシング療法における反復した試みが失敗すると、その後により高レベルの
カーディオバージョン・パルスが選定される。頻脈終結のための療法もまた、検
出される頻脈の速さと共に変化し、療法は検出される頻脈の速さが増進するに伴
い激しさを増す結果になる。例えば、検出された頻脈の速さが予め設定した閾値
より高ければ、カーディオバージョン・パルスの給送に先立って頻脈抑制ペーシ
ングの低減の試みが行われる。従来技術の頻脈検出および処置の療法の記述に関
して先に述べた文献も同様に適用し得る。

【００３２】 心房細動が識別される場合には、先に論じたような高周波バースト刺激が初期
に試みられる療法として用いられ得る。以降の療法は、典型的に５ジュールを越
える高振幅のディフィブリレーション・パルスの給送であり得る。更に低いエネ
ルギ・レベルが、カーディオバージョンに対して用いられる。現在利用可能な植
込み可能なペースメーカ／カーディオバータ／ディフィブリレータの場合におけ
るように、また前掲の文献に論議されたように、初期のパルスが細動を終了させ
ることに失敗するとこれに応答して、ディフィブリレーション・パルスの振幅が
増分される。頻拍性不整脈の抑制療法のこのような予め設定された療法メニュー
を示す従来技術の米国特許は、前掲のＨａｌｕｓｋ等の米国特許第４，８３０，
００６号、Ｖｏｌｌｍａｎｎ等の同第４，７２７，３８０号、およびＨｏｌｌｅ
ｙ等の同第４，５８７，９７０号を含む。

【００３３】 図３は、本発明の同期方法を示すシミュレーション電図およびタイミング図で
ある。このシミュレーション電図の解釈では、心房性細動が進行中であるものと
理解されるべきである。簡単にするため、心房脱分極は示されていない。Ｒ波４
００、４０２、４０４および４０６を含む速い心室搏動は、例えば４００ミリ秒
より短い間隔で分離されて続いている。高電圧出力コンデンサを充電した後、図
２の装置は、Ｒ波４００、４０２、４０４および４０６間のＲ−Ｒ間隔を測定し
て前のＲ−Ｒ間隔より短い心室逸脱間隔を得る。逸脱間隔４０９の終了時に、心
室ペーシング・パルス４０８が給送されてＲ波４１０をトリガする。ペーシング
・パルス４０８の給送と同時に、当該装置は、ペーシング・パルス４０８の給送
後、例えば４００ミリ秒以上にわたる同期間隔４１１を開始する。ペーシング・
パルス４０８に続いて、ブランキング期間すなわち不応期間４１３もまた開始さ
れる。

【００３４】 Ｒ波４１０をトリガするペーシング・パルス４０８の給送は、同期間隔４１１
の終了まで、以降のＲ波４１２の発生における遅延を生じる。Ｒ波４１２の検知
時に、同期間隔の終了後、当該装置は、Ｒ波４１０の不応期間から充分外して心
房カーディオバージョン・パルス４１６を給送する。Ｒ波が同期間隔４１１の期
間中に検知される場合は、当該装置は、ブランキング期間すなわち不応期間４１
３の後に、同期シーケンスを再び開始してペーシング・パルス４０８と検知され
たＲ波とを分けるＶ−Ｒ間隔を測定し、このＶ−Ｒ間隔と前のＲ−Ｒ間隔とに基
いて新たな逸脱間隔を規定する。もし装置が例示した同期方法を用いてうまく同
期できなければ、装置は同期シーケンスを反復する。予め定めた最大期間内、あ
るいは給送されるオーバドライブのペーシング・パルスの予め定めた数以内で同
期されたカーディオバージョン・パルスまたはディフィブリレーション・パルス
をうまく給送できなかったとき、装置は、カーディオバージョン療法の試みを打
ち切り、正常な徐脈ペーシングへ戻る。

【００３５】 本発明の同期方法は、装置により用いられる唯一の同期方法であり得る。しか
し、この方法が１つ以上の代替的な同期方法と共に装置に含まれるであろうこと
が予期される。本発明の同期方法は、例えば、代替的な同期方法を用いた同期に
の失敗に応答し、あるいは心博が代替的な同期方法の使用に不適切であるとの判
定に即して、用いられる。

【００３６】 図４は、カーディオバージョン・パルスまたはディフィブリレーション・パル
スの給送を要求する心房頻拍性不整脈の検出に応答する、図１および図２の装置
の第１の動作方法を示す機能的フローチャートである。４２０における心房頻拍
性不整脈の検出後に、当該装置は、その高電圧出力コンデンサを充電し、コンデ
ンサ充電の完了時に、心室と同時の心房カーディオバージョン・ショックを給送
しようと試みる。装置は、任意に、心房カーディオバージョンのための多くの公
知同期方法の任意のものであり得る「ＳＹＮＣＨ Ａ」と図４に示された代替的
方法を用いる同期を最初に試みる。例えば、装置は、全て参考のため本文に援用
される、Ｋｅｉｍｅｌの米国特許第５，４１１，５２４号に記載されるように、
最小Ｒ−Ｒ間隔をカーディオバージョンに対する前提要件として単に規定し、あ
るいは、同第５，４８６，１９８号、同第５，４１１，５２５号および同第５，
１９３，５３６号に記載された他の色々なカーディオバージョン機構の任意のも
のを用いる。代替的なカーディオバージョン機構が利用できないか、あるいは４
２４において使用できなければ、装置はただちに、図４に「ＳＹＮＣＨ Ｂ」と
示された本発明のカーディオバージョン同期方法を用いる同期の試みへ進む。

【００３７】 代替的なカーディオバージョン同期方法が４２４において利用できるものと仮
定すると、装置は、４２６において、この代替的な同期方法を用いて同期された
心房カーディオバージョン・ショックを給送しようと試みる。装置は、最初の最
大期間（例えば、３０秒ないし３分間）の終了まで、あるいは同期の試みの予め
定めた回数（例えば、２０回）、あるいは検出された心房頻拍性不整脈の４３２
における自発的終了まで、代替的な同期方法を用いて同期された心房カーディオ
バージョン・ショックを給送しようと試み続ける。装置が代替的な同期方法「Ｓ
ＹＮＣＨ Ａ」を用いて心房カーディオバージョン・ショックの給送に成功する
か、あるいは頻拍性不整脈が終了するならば、装置は、４４２において徐脈ペー
シングへ戻る。

【００３８】 代替的な同期方法「ＳＹＮＣＨ Ａ」を用いる同期の最大間隔が終了するか、
あるいは同期された心房カーディオバージョン・ショックの給送がうまくゆく前
に最大回数の試みに達するならば、装置は、４３４において、本発明の同期方法
「ＳＹＮＣＨ Ｂ」を用いて同期を試みる。装置は、４３６におけるカーディオ
バージョン・ショックがうまく給送されるまで、あるいは本発明の方法を用いる
同期に対する第２の最大同期期間（例えば、３０秒ないし３分）まで、あるいは
４３８における同期の試みの予め定めた回数（例えば、２ないし２０回）まで、
あるいは４４０における心房の頻拍性不整脈の自発的終了の検出まで、本発明の
方法を用いて同期されたカーディオバージョン・ショックを給送しようと試み続
ける。これらの事象に続いて、装置は、４４２において徐脈ペーシングへ戻る。

【００３９】 図５は、カーディオバージョン・パルスまたはディフィブリレーション・パル
スの給送を要求する心房の頻拍性不整脈の検出に応答する、図１および図２の装
置の第２の動作方法を示す機能的フローチャートである。当該装置は、５２０に
おける心房の頻拍性不整脈の検出後にその高電圧出力コンデンサを充電し、コン
デンサ充電の完了時に心室と同期した心房カーディオバージョン・ショックを給
送しようと試みる。次いで、この装置は、５２４において、図５で「ＳＹＮＣＨ
Ａ」と呼ばれる代替的な同期方法との同期が適切であるかどうかを判定する。
「ＳＹＮＣＨ Ａ」は、図４に関して先に述べたような心房カーディオバージョ
ンのための多くの公知の同期方法のいずれでもよい。装置は、例えば、心室の搏
動が過度に高い速さでなければ、５２４において代替的な同期方法「ＳＹＮＣＨ
Ａ」が適切であると判定する。心室の搏動が過度に高いとの判定は、例えば、
全てが３００−４００ｍ秒のような規定された持続時間より短いＶ−Ｖ間隔で分
離された一連のＲ波に応答してなされ得、あるいは３００−４００ｍ秒のような
規定された持続時間より短いＶ−Ｖ間隔の平均値で分離された一連のＲ波に応答
してなされ得る。代替的なカーディオバージョン機構が適切でなければ、装置は
、図５において「ＳＹＮＣＨ Ｂ」と呼ばれる本発明のカーディオバージョン同
期方法を用いて、同期をただちに試みようとする。

【００４０】 ５２４において代替的なカーディオバージョン同期方法が適切であると判定さ
れるものとすると、装置は、５２６において代替的な同期方法を用いて同期され
た心房カーディオバージョン・ショックを給送しようとし、第１の最大期間の終
了まで、あるいは５３０における同期の試みの予め定めた回数まで、あるいは５
３２における検出された心房の頻拍性不整脈の自発的終了まで、代替的な同期方
法を用いて同期された心房カーディオバージョン・ショックを給送しようと試み
続ける。あるいはまた、５２６における代替的な同期方法を用いる同期の各再試
行に先立ち、装置は、５２４において心室の搏動が代替的な同期方法の使用に適
した状態のままであるかどうかを判定し、もし適さなければ、本発明の同期方法
「ＳＹＮＣＨ Ｂ」へ切換える。

【００４１】 当該装置が代替的な同期方法「ＳＹＮＣＨ Ａ」を用いて心房カーディオバー
ジョン・ショックの給送に成功するならば、あるいは頻拍性不整脈が５３２にお
いて終局するならば、装置は５４２において正常なペーシングへ戻る。代替的な
同期方法「ＳＹＮＣＨ Ａ」を用いる同期に対する最大間隔が終了するか、ある
いは同期の試みの最大回数が同期された心房カーディオバージョン・ショックの
給送の成功前になされるならば、装置は、その後、本発明の同期方法「ＳＹＮＣ
Ｈ Ｂ」を用いて、５３４において同期を試み、あるいはまた、単に５４２にお
いて徐脈ペーシングへ戻る。

【００４２】 代替的な同期方法が５２４において不適切であるならば、あるいはこの方法が
同期されたカーディオバージョン・ショックの給送に成功しなかったならば、装
置は、５３４において本発明の方法を用いて同期されたカーディオバージョン・
ショックを給送しようと試みる。装置は、５３６においてカーディオバージョン
・ショックがうまく給送されるまで、あるいは第２の最大同期期間の終了まで、
あるいは５３８において同期の試みの第２の最大回数まで、あるいは５４０にお
いて心房頻拍性不整脈の自発的終了が検出されるまで、本発明の同期方法（ＳＹ
ＮＣＨ Ｂ）を用いて、同期されたカーディオバージョン・ショックの給送を試
み続ける。これらの事象のいずれかに続いて、装置は、５４２において徐脈ペー
シングへ戻る。

【００４３】 図６は、本発明の同期方法の動作を更に詳細に示す機能的フローチャートであ
る。このフローチャートは、それぞれ図４および図５において４３４および５３
４で示された機能ブロックに対応しており、このフローチャートには、代替的な
同期機構「ＳＹＮＣＨ Ａ」が４２４または５２４において利用できるか適切で
ないかの判定に応答して、あるいは４３０または５３０において「ＳＹＮＣＨ
Ａ」に対して利用し得る同期の試みの最大期間または最大回数の終了に応答して
進む。これに応答して、装置は、４４４において１つ以上の前のＲ−Ｒ間隔およ
びＶ−Ｒ間隔の持続時間を測定し、４４６において心室の逸脱間隔を得る。心室
逸脱間隔は、例えば、１つ以上のＲ−Ｒ間隔にわたる平均的なＲ−Ｒ間隔のある
比率となり、あるいは１つ以上の前のＲ−Ｒ間隔にわたるＲ−Ｒ間隔の最も短い
間隔のある比率に等しい。いずれの場合も、この趣旨は、逸脱間隔ができるだけ
次の検知Ｒ波の前に終了するよう充分に短い心室逸脱間隔を規定することにある
。４４８において、装置は、逸脱間隔が終了したかどうかを調べる。もし終了し
なければ、装置は、４５２において、心室の検知される事象が生じたかどうか判
定するために調べる。このようなプロセスは、４４８における逸脱間隔の終了か
４５２におけるＲ波の検知までに生じる。Ｒ波が逸脱間隔の終了に先立ち４５２
において検知される場合は、装置は、４４４においてＲ−Ｒ間隔を測定し、同期
の試みが４５８において不成功を通知し、図４のフローチャートへ戻り、同期に
対する最大間隔が終了したか、あるいは同期試みの最大回数に達したかどうか、
あるいは下地となる不整脈が終了したかを判定する。もしそうでなければ、装置
は、４４４において新たに測定されたＲ−Ｒ間隔を用い、かつ４４６において新
たな逸脱間隔を計算して、新たな同期シーケンスを開始することになる。４４８
において逸脱間隔が終了するものと仮定すると、心室の脱分極をトリガする意図
により、４５０において心室ペーシング・パルスが給送される。次に、装置は、
４５４における同期間隔の終了か、あるいは４５６における心室の脱分極の検知
のいずれまで待機する。４５６において心室の脱分極が検知される場合は、ブラ
ンキング期間すなわち不応期間後、あるいは同期間隔の終了に先立ち、装置は、
４４４においてＶ−Ｒ間隔を測定し、４５８において同期の試みが成功しなかっ
たことを通知し、不整脈が依然として存在しかつ本発明の方法を用いる同期の最
大期間が終了しなかったものと仮定して、４９４において測定されたＶ−Ｒ間隔
を用いて新たな同期の試みを再び開始し、４４６において新たな逸脱間隔を計算
する。

【００４４】 検知された前の心室事象がなく４５４における同期間隔が終了すると、装置は
、４６０において心室の検知事象の発生を、または４５６において、例えば装置
の徐脈ペーシング速さに等しい心室の低速期間の終了を待機する。同期間隔の終
了後に検知されたＲ波に応答して、かつ低速の間隔の終了に先立ち、装置は、４
６２においてカーディオバージョン・ショックを給送し、４６４において同期方
法が成功したことを表示する。その後、装置は、徐脈ペーシング動作へ戻り、カ
ーディオバージョン・ショックが検出された心房頻拍性不整脈を終了したか否か
を判定しようと試みる。

【００４５】 ４６６において前の検知された心室の脱分極もなく心室の低速間隔が終了する
ならば、装置は、４６８において心室ペーシング・パルスを給送し、給送された
心室ペーシング・パルスに同期されたカーディオバージョン・ショックを給送す
る。あるいはまた、装置は、４６６において低速の間隔の終了時にカーディオバ
ージョン・ショックを送るだけである。装置は、４６４において同期方法が成功
したことを知り、次いで装置は徐脈ペーシングへ戻り、給送されたカーディオバ
ージョン・パルスが検出された心房頻拍性不整脈の終了に成功したか否かを判定
しようと試みる。

【００４６】 上記の実施の形態においては、当該装置は、単一のオーバドライブの心室ペー
シング・パルスを同期間隔のタイミングに先立ち供給する。また、装置が一連の
２つ以上の心室ペーシング・パルスを、同期間隔の開始に先立って規定された逸
脱間隔で代替的に給送することも理解すべきである。更に、装置は、基本的ペー
シング速さに対応する低速の間隔の終了時に、心室ペーシング・パルスおよびカ
ーディオバージョン・パルスを、あるいはカーディオバージョン・パルスのみを
供給するとして記述されており、前記間隔は典型的に同期間隔より著しく長い。
しかし、この間隔は、その代わり、基底ペーシング速さに対応する間隔より著し
く短い間隔、例えば同期間隔後に１００−２００ｍ秒に過ぎない間隔の終了時に
カーディオバージョン・ショックを給送し得る。

【００４７】 以上の開示は、心房および心室における検知事象が頻拍性不整脈を処置する電
気的療法の給送を制御するために用いられる装置を記載している。このような装
置の商業的な実施の形態が要求される多数の計算や分析のステップを行うために
マイクロプロセッサの使用を必要とするように見えるが、前述の開示においてマ
イクロプロセッサにより提供される検出基準の一部または全てが、ディジタル回
路の逐次動作を制御するために、完全特注の集積回路、特に、ともに参考のため
本文に援用される、Ｍａｒｋｏｗｉｔｚ等の米国特許第５，０８８，４８８号お
よびＳｉｖｕｌａ等の同第５，０５２，３８８号に開示された回路の一般的な品
目に沿った、状態カウンタが格納ソフトウエアの代わりに用いられる回路によっ
て提供されるという可能性の領域内に含まれる。このため、以上の記述は、頭書
の請求の範囲の解釈に関して限定ではなく事例と見なされるべきである。

【図面の簡単な説明】

【図１】 人間の心臓に関して本発明を実施する際の使用に適する形式の植込み可能なペ
ースメーカ／カーディオバータ／ディフィブリレータの第１の実施の形態を示す
図である。

【図２】 本発明が実施される植込み可能なペースメーカ／カーディオバータ／ディフィ
ブリレータを示す概略機能図である。

【図３】 本発明を実施した装置により使用される同期方法を示す図である。

【図４】 本発明による装置の望ましい実施の形態の同期方法の動作の第１の実施の形態
を示す機能的フローチャートである。

【図５】 本発明による装置の望ましい実施の形態の同期方法の動作の第２の実施の形態
を示す機能的フローチャートである。

【図６】 本発明の同期方法の動作の詳細を示す機能的フローチャートである。

【手続補正書】特許協力条約第３４条補正の翻訳文提出書

【提出日】平成１２年８月３０日（２０００．８．３０）

【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】

Claims (8)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 連続的なＲ波間の間隔を測定する手段と、連続Ｒ波間の測定
   された間隔の関数として心室の逸脱間隔を規定する手段と、心室の逸脱間隔の期
   間中にＲ波が存在しないとき心室の逸脱間隔の終了時に心室ペーシング・パルス
   を給送する手段と、心室ペーシング・パルスの給送後に同期間隔を規定する手段
   と、前記同期間隔の期間中にＲ波がないとき、該同期間隔の終了後に生じるＲ波
   に同期された心房カーディオバージョン・パルスを給送する手段と、 を備える心房カーディオバータ。
2. 【請求項２】 前記心室ペーシング・パルスの給送後に、同期間隔より長い
   延長された時間間隔を規定する手段と、延長された前記時間間隔の終了に応答し
   て心房カーディオバージョン・パルスを給送する手段とを更に備える請求項１記
   載のカーディオバータ。
3. 【請求項３】 前記心室ペーシング・パルスの給送後に同期間隔より長い延
   長された時間間隔を規定する手段と、延長された前記時間間隔の終了に応答して
   、更なる心室ペーシング・パルスと心房カーディオバージョン・パルスとを給送
   する手段とを更に備える請求項１記載のカーディオバータ。
4. 【請求項４】 第１の同期方法に従ってＲ波に同期した心房ディフィブリレ
   ーション・パルスを給送する手段と、第２の同期方法に従ってＲ波に同期した心
   房ディフィブリレーション・パルスを給送する手段と、前記第１の同期方法と前
   記第２の同期方法とから選択する手段と、 を備え、第１の同期方法に従ってＲ波同期心房ディフィブリレーション・パルス
   を給送する前記手段が更に、 連続的なＲ波間の間隔を測定する手段と、連続的なＲ波間の測定された間隔の
   関数として心室の逸脱間隔を規定する手段と、前記心室逸脱間隔の期間中Ｒ波が
   存在しない場合に心室逸脱間隔の終了時に心室ペーシング・パルスを給送する手
   段と、心室ペーシング・パルスの給送後に同期間隔を規定する手段と、同期間隔
   期間中にＲ波が存在しない場合に同期間隔の終了後に生じるＲ波に同期された心
   房カーディオバージョン・パルスを給送する手段と、 を含む心房カーディオバータ。
5. 【請求項５】 第１の同期方法に従ってＲ波が同期した心房ディフィブリレ
   ーション・パルスを給送する前記手段が更に、前記心室ペーシング・パルスの給
   送後に、同期間隔より長い延長された時間間隔を規定する手段と、前記延長され
   た時間間隔の終了に応答して心房カーディオバージョン・パルスを給送する手段
   とを含む請求項７記載のカーディオバータ。
6. 【請求項６】 第１の同期方法に従ってＲ波が同期した心房ディフィブリレ
   ーション・パルスを給送する前記手段が更に、前記心室ペーシング・パルスの給
   送後に、同期間隔より長い延長された時間間隔を規定する手段と、前記延長され
   た時間間隔の終了に応答して更なる心室ペーシング・パルスと心房カーディオバ
   ージョン・パルスとを給送する手段とを含む請求項７記載のカーディオバータ。
7. 【請求項７】 前記選択手段が、Ｒ波レート測定手段と、速いＲ波レートに
   応答して前記第１の同期方法を選択する手段とを含む請求項７記載のカーディオ
   バータ。
8. 【請求項８】 前記選択手段が、第２の同期方法に従ってＲ波に同期した心
   房ディフィブリレーション・パルスを給送する前記手段の動作が心房カーディオ
   バージョン・パルスの給送を結果として生じるかどうかを判定する手段と、第２
   の同期方法に従ってＲ波に同期した心房ディフィブリレーション・パルスを給送
   する前記手段の失敗に応答して、前記第１の同期方法を選択するため心房カーデ
   ィオバージョン・パルスを給送する手段とを含む請求項７記載のカーディオバー
   タ。