JPH02241466A - 心臓ペースメーカ並びに心臓刺激方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ この発明は、生体の中に植え込み可能な心臓ペースメー
カと生体の心臓の働きを刺激する方法とに関する。

［従来の技術］ 心房領域の自発的な心筋収縮を検出する手段と心室領域
の心筋収縮を検出する手段とを備え、これらの手段が心
房領域の自発的な心筋収縮の検出後に心室領域の心筋収
縮を刺激し、また心室領域の心筋収縮を刺激する反復周
波数を最大値以下に制限する手段を備えた、生体に植え
込み可能な心臓ペースメーカが知られている。また心房
領域の自発的な心筋収縮が検出され、心房領域の自発的
な心筋収縮の検出後に心室領域の心筋収縮が刺激され、
心室領域の心筋収縮を刺激する反復周波数が最大値以下
に制限される、生体の心臓の働きを刺激する方法が知ら
れている。

前記の種類の心臓ペースメーカは印刷物「パルス発生器
７０４−医師用マニュアル（ＰｕｌｓｅＧｅｎｅｒａｔ
ｏｒ　７０４−　　Ｐｈｙｓｉｃｉａｎ　　ｓ　Ｍａｎ
ｕａｌ）　Ｊ　。

シーメンス・エルマ（Ｓｉｅｍｅｎ＋＋−Ｅｌｅｍａ　
）社、スウェーデン、１９８５年３月、に記載されてい
る。この心臓ペースメーカは特にＤＤＤ形（心房心室刺
激、心房心室検出、抑制及び同期機能付き）作動方式で
働く、この作動方式では心房領域の自発的な心筋収縮を
検出した後に必要に応じて、すなわち心房領域の自発的
な心筋収縮の検出に続く時間間隔すなわちＡ−Ｖ　（心
房−心室）インタバル中に、心室領域の本来の心筋収縮
が現れないときに、心室領域の心筋収縮が刺激される。

更にこの作動方式では、心房領域の自発的な心筋収縮が
検出されないで第２の時間間隔すなわち基本インタバル
が経過したときごとに、心房領域の心筋収縮が刺激され
、その際心房領域の心筋収縮の刺激が一方では基本イン
タバルをまた他方ではＡ−Ｖインタバルを始動させる。

その際心室領域の心筋収縮を刺激する反復周波数は、約
１５０刺激数毎分の大きさの最大値すなわち最高同期レ
ート（ＨＳＲ）以下に制限される。

前記の作動方式は多くの場合、特にＡ−Ｖブロックを有
する患者の場合に必要である。しかしながらこの方式は
、薬で治療できない心房細動に苦しむ患者に対しては考
慮の対象にならない、すなわちこれらの患者の場合には
、心房細動の際に現れる心筋収縮が検出されるという危
険が存在し、このことは細動の場合の心房の心筋収縮の
高い反復周波数を考慮すれば、心臓が心室領域で最大値
従ってＨ３Ｈに相応する反復周波数により刺激されると
いうことを招くおそれがある。それゆえに心房細動の危
険のある患者の場合には１通常ＶＶＩ形（心室刺激、心
室検出、抑制機能付き）と呼ばれる作動方式の心臓ペー
スメーカへ取り替えられ、この方式では心臓の心室領域
で心筋収縮の検出ばかりでなく刺激も行われ、その際所
定の時間間隔の後に本来の心筋収縮が検出されなかった
ときには常に心筋収縮が刺激される。

該当する患者の一部では心臓細動が間欠的にしか現れな
い、それでもなお、心房細動が存在しない間はＤＤＤ作
動方式で心臓ペースメーカを働かせることが望ましいに
もかかわらず、これらの患者の場合にも心臓ペースメー
カをＶＶＩ形作形作式方式かせなければならない。

従って心房の細動を検出し心房細動の発生期間中だけ、
通常はＤＤＤ形作形作式方式く心臓ペースメーカを自動
的にＶＶＩ形作形作式方式り換えることが考えられる。

しかしながらこの考えは技術的な問題に突き当たる。な
ぜならば一方では心房活動に関する必要かつ完全な心電
図を入手することが困難であり、他方では信頼性の高い
検出アルゴリズムを開発することが問題であるからであ
る。なぜならば心房細動中には心電図の振幅の非常に激
しい変化と心臓のリズムの激しい変動とが現れるからで
ある。

前記諸問題はその他の心房同期形作動力式の心臓ペース
メーカに対しても同様な形で当てはまる。

［発明が解決しようとする課題］ この発明は、間欠的に発生する心房細動現象に苦しむ患
者の場合にも危険無く使用することができるように、前
記の種類の心臓ペースメーカと刺激方法とを改良するこ
とにある。

［課題を解決するための手段］ この課題の心臓ペースメーカに関する部分はこの発明に
基づき、それぞれの生体活動に適合された心拍数を算出
する手段が設けられ、前記制限手段が心室領域の心筋収
縮を刺激する反復周波数を制限する最大値の時間的経過
が、算出された適合心拍数の時間経過に少なくともほぼ
追従し、かっこの最大値が小さくとも算出された適合心
拍数に等しいことにより解決される。

［作用効果］ 従って従来の技術と対照的にこの発明に基づく心臓ペー
スメーカの場合には、最高同期レート（ＨＳ　Ｒ）に相
応し心室を刺激する反復周波数を制限する最大値が、心
臓ペースメーカの作動中は固定値ではなく生体活動に関
係して変化する値を有する。最大値は小さくともそれぞ
れの体活動に対して算出された適合心拍数に等しいので
、一方では患者の心臓を必要に応じて患者の体活動に適
合された周波数により刺激できるということが保証され
、他方では心房細動の発生の場合に心室領域の刺激の最
大可能な反復周波数が最大値以下に制限されるというこ
とが保証される。これは最大値の時間的経過が算出され
た適合心拍数に追従し、不必要に高くなく生理的要求に
適合するという事情のゆえである。これに関連して最大
値が生理的に有意義な上限値を超えるおそれがないとい
うことを保証する措置を講じることが合目的である。こ
のことは例えば１体活動に適合された心拍数が上限値以
下に制限され、それにより同時に心室領域の刺激の反復
周波数の最大値が制限されることにより、容易に達成す
ることができる。

この発明に基づく心臓ペースメーカの別の長所は、ペー
スメーカに起因する頻脈の発生の危険が著しく低減され
るということにある。なぜならば心室領域の心筋収縮を
刺激する反復周波数が、それぞれの生体活動に適合しこ
の活動を著しく上回ることのない最大値以下に制限され
るからである。

この発明の一実施態様によれば、前記制限手段が心室領
域の心筋収縮を刺激する反復周波数を。

算出された適合心拍数より所定の値だけ大きい最大値以
下に制限する。この措置により、本来の心拍数が算出さ
れた適合心拍数を少しだけ上回るときにも、心室領域の
心筋収縮を刺激する反復周波数の制限は行われないとい
うことが達成される。

こうして心臓の本来のリズムになるべく干渉しないとい
うことが保証される。前記の目的に対しては、最大値が
算出された適合心拍数を超える値は５〜１５心拍又はプ
ルス毎分であれば十分である。

この発明の一実施態様によれば、心房領域で検出された
心筋収縮の反復周波数が算出された適合心拍数を下回る
と直ちに、心室領域の心筋収縮を刺激する手段が算出さ
れた適合心拍数に相応する反復周波数により刺激を行う
、この措置により。

必要な場合に心室領域での心臓の刺激が、それぞれの生
体活動に適合された反復周波数により行われるというこ
とが保証され、このことは著しい技術的出費無しに可能
である。なぜならばこの発明に基づく心臓ペースメーカ
の場合に、患者の体活動に適合された心拍数がもともと
算出されているからである。これに関連してこの発明の
別の実施態様によれば、心房領域の心筋収縮を刺激する
手段が設けられ、この手段が必要な場合に算出された適
合心拍数に相応する反復周波数により心房領域の心筋収
縮を刺激し、その際心室領域の心筋収縮を刺激する手段
が必要に応じて、心房領域の心筋収縮の刺激後に心室領
域の心筋収縮を刺激する。従ってこの場合には、このこ
とが生理的に正しいように、心房領域の本来の又は刺激
された心筋収縮が心室領域の刺激された各心筋収縮より
先行し、その際更に心筋収縮の刺激が心房領域ばかりで
なく心室領域でも、算出された適合心拍数に相応する反
復周波数により行われる。

この課題の生体の心臓を刺激する方法に関する部分はこ
の発明に基づき、それぞれの生体活動に適合された心拍
数が算出され、心室領域の心筋収縮を刺激する反復周波
数を制限する最大値の時間的経過が、少なくともほぼ算
出された適合心拍数の時間的経過に追従し、この最大値
が小さくとも算出された適合心拍数に等しいことにより
解決される。この発明に基づく方法の作用と効果とは、
この発明に基づく心臓ペースメーカに関する説明により
直接用らかにする。

［実施例］ 次にこの発明に基づく心臓ペースメーカの一実施例を示
す図面により、この発明の詳細な説明する。

第１図にはこの発明に基づく心臓ペースメーカが示され
、この心臓ペースメーカはＤＤＤ形作形作式方式く、こ
れに応じて電子回路が気密で植え込み可能な容器１の中
に配置された心臓ペースメーカが、二つの心臓内電極２
，３を介して心臓ペースメーカを保持する患者の略示さ
れた心臓４に結合されている。その際電極２．３は患者
の心＠４へ静脈系を経て導かれている。電極２は心臓４
の右心房に固定され、電極３は右心室に固定されている
。

電極２は検出装置５に結合され、この検出装置は心房領
域の自発的な心筋収縮の検出に用いられ、−裏電極３は
検出装置６に結合され、この検出装置は心室領域の自発
的な心筋収縮の検出に用いられる。電極２．３は更にそ
れぞれ刺激パルス発生器７又は８に結合され、その際刺
激パルス発生器７は心房領域の心筋収縮を刺激するため
に用いられ、一方刺激パルス発生器８は心室領域の心筋
収縮を刺激するために用いられる。

検出装置５．６及び刺激パルス発生器７．８と心１ｉ１
４との協働は制御ロジック９により制御され、この制御
ロジックにはクロック１０．Ａ−Ｖカウンタ１１及びＨ
３Ｒカウンタ１２が接続されている。これらのカウンタ
１１．１２はプリセットカウンタである。クロックパル
スを相応の入力端ＣＩを経て供給されるこの種のカウン
タは、計数過程中にそれぞれクロックパルスの数を数え
、この数はカウンタの入力端ＰＲＥに供給されるデータ
により決定される。クロックパルスが所定の数に到達し
た際にカウンタの出力端Ａは相応の信号を出力する。こ
の種のカウンタは、入力端Ｓにスタートパルスが供給さ
れるときに計数過程を開始する。入力端Ｒにリセットパ
ルスが供給されるときに、計数過程は中断され及び／又
はカウンタがリセットされる。この心臓ペースメーカの
場合には両カウンタ１１．１２はスタートパルス及びリ
セットパルスを制御ロジック９から与えられる０両カウ
ンタ１１．１２はクロックパルスをクロックｌＯから与
えられる。

次にこの心臓ペースメーカの作動方式ヲこの発明に関連
して必要である範囲だけについて説明する。詳細な情報
に関しては関連文献、例えば印刷物「パルス発生器７０
４−医師用マニュアル（Ｐｕｌｓｅ　Ｇｅｎｅｒａｔｏ
ｒ　７０４−　　Ｐｈｙｓｉｃｉａｎ′ｓＭａｎｕａｌ
）　Ｊ　、シーメンス・エルシマ（Ｓｉｅｍｅｎｓ−Ｅ
ｌｅｍａ　）社、スウェーデン、１９８５年３月、を参
照されたい。

検出装置５により心房領域の自発的な心筋収縮が検出さ
れると、検出装置５から相応の信号が制御ロジック９に
達する。制御ロジックはそれに基づいてＡ−Ｖカウンタ
１１をスタートさせ、Ａ−Ｖカウンタは発振器例えば水
晶発振器であるクロック１０からクロックパルスを与え
られ、このクロックは所定のクロック周波数によりクロ
ックパルスを出力する。Ａ−Ｖカウンタ１１が、その入
力端ＰＲＨに制御ロジック９から供給されたデータによ
り調節可能なＡ−Ｖインタバルの期間に相応するクロッ
クパルスの数を数え終わると。

その出力端から相応の信号が制御ロジック９に達する。

制御ロジックはそれに基づいて刺激パルスを出力する刺
激パルス発生器８を働かせ、この刺激パルス発生器は心
室領域の心筋収縮の刺激をもたらし、また制御ロジック
はＡ−Ｖカウンタ１１をリセットする。しかしながらＡ
−Ｖインタバル中に検出装置６により心室領域の自発的
な心筋収縮が検出されたときには、刺激パルス発生器８
による刺激パルスの出力は行われない、制御ロジック９
に検出装置６から相応の信号が届くと、制御ロジックは
Ａ−Ｖカウンタ１１をリセットする。

心房領域の自発的な心筋収縮の検出によりスタートし、
制御ロジック９が基本インタバルに相応するクロック１
０のクロックパルスの数を数えることにより決まる基本
インタバル中に、検出器５により心房領域の自発的な心
筋収縮が検出されないと、制御ロジック９は心房領域の
心筋収縮をトリガする刺激パルスの出力のために、基本
インタバルの終わりに刺激パルス発生器７を働かせる。

同時に刺激パルスの出力により制御ロジック９がＡ−Ｖ
カウンタ１１を再びスタートさせ、更に改めて基本イン
タバルの決定を行い、その際心房領域の心筋収縮の刺激
により始動されたＡ−Ｖインタバルの終わりでも、Ａ−
Ｖインタバル中に検出装置６により心室領域の自発的な
心筋収縮が刺激されなかったならば、制御ロジック９が
心室領域の心筋収縮を刺激する刺激パルス発生器８を働
かせる。

これに反して基本インタバル中に検出装置５が心房領域
の自発的な心筋収縮を検出すると、Ａ−Ｖインタバル中
に検出装置６により心室領域の自発的な心筋収縮が検出
される場合を除いて、このことは前記のように刺激パル
ス発生器８による心室領域の心筋収縮の刺激をもたらす
、更に基本インタバルの経過の前に現れる心房領域の自
発的な心筋収縮の検出により、進行中の基本インタバル
の算出が制御ロジック９により中断され、新しい基本イ
ンタバルが始動される。従って基本インタバルの継続時
間により、心拍数がそれ以下に低下してはならない下限
が設定されていることが明らかとなる。

心室領域の心筋収縮を刺激する心拍周波数の制限はＨ３
Ｒカウンタ１２により行われる。このカウンタはクロッ
クパルスを同様にクロックｌｏから与えられる。心室領
域の心筋収縮をトリガする刺激パルスの出力の際には常
に、Ｈ３Ｒカウンタ１２は制御ロジック９によりリセッ
トされスタートさせられる。そしてＨ３Ｒカウンタは、
心室領域の心筋収縮の相次いで起こる二つの刺激の間で
経過しなければならない最小の時間間隔に相応するクロ
ックパルスの数を数える。この時間間隔に相応する心拍
数は通常最高同期レート（ＨＳＲ）と呼ばれる。前記時
間間隔が経過すると直ちに、Ｈ３Ｒカウンタがリセット
されていない限りは、Ｈ３Ｒカウンタ１２の出力端Ａに
相応の信号が現れる。心室領域の心筋収縮の最後の刺激
の際にＨ３Ｒカウンタ１２は改めてリセットされスター
トさせられる。Ｈ３Ｒカウンタ１２又はＨ３Ｒに相応す
る時間間隔の計数過程の完了を示すＨ３Ｒカウンタ１２
の信号が制御ロジック９に供給されるときにだけ、刺激
パルス発生器８の作動が可能である。このことは、Ａ−
ＶインタバルがＨ３Ｒカウンタ１２の計数過程中に終わ
る場合には、心室領域の心筋収縮の刺激が行われないと
いうことを意味する。しかしながらこの刺激はＨ５Ｒに
相応する時間間隔の経過の際に呼び戻される。従って心
房領域で検出される心筋収縮の反復周波数には無関係に
、心室領域の心筋収縮を刺激する反復周波数がＨＳＲ以
下に制限されるということが明らかになる。

ＨＳＲが確かにプログラミング可能ではあるが心臓ペー
スメーカの正常な作動中に固定値を有するような従来の
技術による心臓ペースメーカとは対照的に、この発明に
基づく心臓ペースメーカの場合には、心室領域の心筋収
縮を刺激する反復周波数のＨＳＲに相応する最大値の時
間的経過が、心臓ペースメーカを保持する患者のそれぞ
れの体活動に適合された心拍数の時間的経過に追従し、
その最大値は小さくとも算出された適合心拍数に等しい
、適合心拍数の算出方法は後に説明するこの措置により
、この発明に基づく心臓ペースメーカがＤＤＤ作動方式
で働くにもかかわらず、この心臓ペースメーカは間欠的
に現れる心房細動に苦しむ患者の場合にも危険無く用い
ることができる。なぜならばＨＳＲは患者の現在の体負
荷に適合された心拍数より決して著しく高くはないから
である。同時に心臓ペースメーカに起因する頻脈の危険
が著しく低減される。この発明に基づく心臓ペースメー
カの場合には、心室領域の心筋収縮を刺激する反復周波
数の最大値は、適合心拍数に等しくなく所定の値だけ適
合心拍数より大きい。

相応の関係が第２図に定性的に示されている。

第２図は時間Ｔにわたり、患者の体活動ＫＡの波形を尺
度単位を与えないで示し、この体活動ＫＡに適合する心
拍数ＡＰを心拍数毎分（ｂｐｍ）で示し、相応の最高同
期レー）ＨＳＲの異なる二つの波形をパルス数毎分（Ｉ
ｐｍ）で示している。

第２図の場合には、患者の体活動ＫＡが比較的低いレベ
ルからまず上昇し、そして低下しほぼ比較的高いレベル
に安定する。体活動ＫＡのこの波形は適合心拍数ＡＲの
相応の波形に再現される。このことは最高同期レー）Ｈ
ＳＲの波形に対しても成立し、ＨＳＲは一つの場合には
５心拍又はプルス毎分の所定の量だけ（破線の波形）、
また他の場合には１５心拍又はプルス毎分だけ（点線の
波形）、それぞれ適合心拍数ＡＲより高い。

このことはＨＳＲの前記制御に対する前提であるが、患
者の体活動に適合された心拍数を算出できるようにする
ために、この発明に基づく心臓ペースメーカの場合には
、心臓の右心室に通じる電極３の端部に図示の温度セン
サ１３が取り付けられ、この温度センサは心室の中に存
在する静脈血の温度を測定するために用いられる。この
温度は周知のように体活動に対する尺度である。温度セ
ンサ１３は電極３に平行して延びる線を経て信号処理回
路１４に結合され、この信号処理回路から温度センサ１
３により得られ患者の体活動に相応する信号がＡ−Ｄ変
換器２０に達する。制御ロジック９はこれに供給される
Ａ−Ｄ変換器２０の出力信号により患者のそれぞれの体
活動に適合する心拍数を、例えばアメリカ合衆国特許第
４５４３９５４号明細書に記載されたようなアルゴリズ
ムに基づき算出する。制御ロジック９は更にこの心拍数
の場合に相次いで起こる二つの心拍の間に現れるクロッ
ク１０のパルス数を算出する。クロックパルスのこの数
に関するデータを制御ロジック９が加算器１５に供給し
、ＨＳＲが患者の体活動に適合された心拍数より上回る
べき値に相当するクロックパルス数を、前記クロックパ
ルス数に加算するために加算器が用いられる。両クロッ
ク数の合計に相応する加算器１５の出力データがＨ３Ｒ
カウンタ１２の入力端ＰＲＨに供給される。従って前記
の方法でＨＳＲの制限が行われる。

それぞれ算出された適合心拍数に相応するクロックパル
ス数を示すデータを、制御ロジックが内部で基本インタ
バルのａＩｔ＆時間に相応するデータとして利用する。

このことは、もし心房領域で検出された自発的な心筋収
縮の反復周波数が患者の体活動に適合された心拍数以下
に低下すると、刺激パルス発生器７により心房領域の心
筋収縮が適合心拍数に相応する反復周波数により刺激さ
れるという結果をもたらす、その際必要に応じてＡ−Ｖ
インタバルの経過後に、刺激パルス発生器８による心室
領域の心筋収縮の刺激が心房領域の心筋収縮の刺激に続
いて行われる。従って患者の心拍数が患者のそれぞれの
体活動に適合された心拍数以下に低下するおそれがない
ということが保証される。適合心拍数は下向きに例えば
６０心拍毎分の下限値により、また上向きに例えば１４
０心拍毎分の上限値により、生理的に有意義な範囲内に
制限されている。

第１図に示すように、この発明に基づく心臓ペースメー
カは更に、制御ロジック９に結合された遠隔測定レジス
タ１６とこのレジスタに結合された遠隔測定回路１７と
を有する。従ってこの心臓ペースメーカは図示されてい
ない外部器具すなわちプログラマにより両方向にデータ
を交換することができ、これは二重矢印１８により示さ
れている。従って心臓ペースメーカをプログラミングす
る可能性が存在する０例えばプログラマにより遠隔測定
回路１７と遠隔測定レジスタ１６とを介して、Ａ−Ｖイ
ンタバルの継続時間に対する種々の値を調節することが
でき、これらの値は前記のように同様にプリセットカウ
ンタとして構成されたＡ−Ｖカウンタ１１の入力端ＰＲ
Ｈに制御ロジック９から相応の線を経て供給される。更
にＨ３Ｒが相応の適合心拍数を上回る値を変更する可能
性が存在し、このために加算器１５の相応の入力端にそ
れぞれの前記の値に相応するクロックパルス数に関する
種々のデータが供給される。このことは加算器１５の相
応の入力端と遠隔測定レジスタ１６との間に線が引かれ
ていることにより示されている。更に適合心拍数の上限
値と下限値とを変更することが可能である。

この発明をＤＤＤ作動方式で働く心臓ペースメーカによ
り説明したが、この発明をすべての心房同期形心臓ペー
スメーカの場合に適宜利用することができる。

実施例の場合に用いられた温度センサ１３は、相応に適
合された信号処理回路を備え同様に患者の体活動に相応
する信号を供給する別の適当なセンサに置き替えること
ができる。

患者の体活動に関係して基本インタバルの継続時間を前
記のように調節することは、この発明の枠外とすること
ができる。

心臓ペースメーカの前記の特殊な構成は例にすぎないと
理解すべきである。この発明にとって重要な機能は心臓
ペースメーカの異なる構成の場合にも実現することがで
きる。

【図面の簡単な説明】

第１図はこの発明に基づく心臓ペースメーカの一実施例
のブロック線図、第２図は第１図に示す心臓ペースメー
カの作動方式をグラフで示した図である。 ｌ・・・心臓ペースメーカ ４・・・心臓 ５．６・・・検出装置 ７．８・・・刺激パルス発生器 ９・・・制御ロジック １１・・・Ａ−Ｖカウンタ １２・・・Ｈ３Ｒカウンタ １３・・・温度センサ １４・・・信号処理回路 ＡＲ・・・心拍数 Ｈ３Ｒ・・・最大値（最高同期レート）ＫＡ・・・生体
活動

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １）心房領域の自発的な心筋収縮を検出する手段（５）
   と心室領域の心筋収縮を検出する手段（８）とを備え、
   これらの手段が心房領域の自発的な心筋収縮の検出後に
   心室領域の心筋収縮を刺激し、また心室領域の心筋収縮
   を刺激する反復周波数を最大値（ＨＳＲ：最高同期レー
   ト）以下に制限する手段（１２） を備えた、生体に植え込み可能な心臓ペー スメーカにおいて、それぞれの生体活動 （ＫＡ）に適合された心拍数（ＡＲ）を算出する手段（
   ９、１３、１４）が設けられ、前記制限手段が心室領域
   の心筋収縮を刺激する反復周波数を制限する最大値（Ｈ
   ＳＲ）の時間的経過が、算出された適合心拍数（ＡＲ）
   の時間経過に少なくともほぼ追従し、かつこの最大値が
   小さくとも算出された適合心拍数（ＡＲ）に等しいこと
   を特徴とする心臓ペースメーカ。 ２）前記制限手段（１２）が心室領域の心筋収縮を刺激
   する反復周波数を、算出された適合心拍数（ＡＲ）より
   所定の値だけ大きい最大値（ＨＳＲ）以下に制限するこ
   とを特徴とする請求項１記載の心臓ペースメーカ。 ３）それぞれの生体活動（ＫＡ）に適合された心拍数（
   ＡＲ）を算出する手段（９、１３、１４）がセンサ装置
   （１３、１４）を有し、このセンサ装置が生体活動に相
   応する信号を形成し、この信号により適合心拍数（ＡＲ
   ）の算出が行われることを特徴とする請求項１又は２記
   載の心臓ペースメーカ。 ４）心房領域で検出された心筋収縮の反復周波数が算出
   された適合心拍数（ＡＲ）を下回ると直ちに、心室領域
   の心筋収縮を刺激する手段（８）が算出された適合心拍
   数（ＡＲ）に相応する反復周波数により刺激を行うこと
   を特徴とする請求項１ないし３の一つに記載の心臓ペー
   スメーカ。 ５）心房領域の心筋収縮を刺激する手段（７）が設けら
   れ、この手段が必要な場合に算出された適合心拍数（Ａ
   Ｒ）に相応する反復周波数により心房領域の心筋収縮を
   刺激し、その際心室領域の心筋収縮を刺激する手段（８
   ）が必要に応じて、心房領域の心筋収縮の刺激の後に心
   室領域の心筋収縮を刺激することを特徴とする請求項１
   記載の心臓ペースメー カ。 ８）心房領域の自発的な心筋収縮が検出され、心房領域
   の自発的な心筋収縮の検出後に心 室領域の心筋収縮が刺激され、心室領域の 心筋収縮を刺激する反復周波数が最大値 （ＨＳＲ）以下に制限される、生体の心臓の働きを刺激
   する方法において、それぞれの生体活動に適合された心
   拍数（ＡＲ）が算出され、心室領域の心筋収縮を刺激す
   る反復周波数を制限する最大値（ＨＳＲ）の時間的経過
   が、少なくともほぼ算出された適合心拍数 （ＡＲ）の時間的経過に追従し、この最大値が小さくと
   も算出された適合心拍数（ＡＲ）に等しいことを特徴と
   する心臓刺激方法。