JPH0649079B2

JPH0649079B2 - 電気的除細動ペーシング

Info

Publication number: JPH0649079B2
Application number: JP4501294A
Authority: JP
Inventors: ラウルメーラ
Original assignee: Medtronic Inc
Current assignee: Medtronic Inc
Priority date: 1990-12-20
Filing date: 1991-11-12
Publication date: 1994-06-29
Anticipated expiration: 2009-06-29
Also published as: DE69103431D1; EP0563126A1; WO1992011063A1; US5193536A; EP0563126B1; AU9087991A; CA2095529A1; AU652980B2; DE69103431T2; JPH05508574A

Description

【発明の詳細な説明】発明の背景本発明は、医療用刺激器、特に皮下埋設可能な電気的除
細動器に関する。

電気的除細動パルスを供給するには、感知された心室の
頻拍性不整脈の減極にパルスを同期させることが望まし
いと認識されていた。この同期化を成し遂げるための装
置は、ＭｃＬａｕｇｈｌｉｎ氏に発行された米国特許第
３，５２７，２２８号に開示されている。

皮下埋設可能な細動除去器にそのような同期化回路を組
み合わせることは、Ｃｈａｒｍｓ氏に発行された米国特
許第３，７３８，３７０号に開示されている。同期心房
電気的除細動器の最近の開示としては、Ｍｉｒｏｗｓｋ
ｉ氏等に発行された米国特許第４，５７２，１９１号が
ある。

頻拍性不整脈発現の検知とトリガー頻拍性不整脈治療処
方法は、Ｄｅｎｎｉｓｔｏｎ氏等に発行された米国再発
行特許第３０，３８７号でも開示されている。最近の頻
拍性不整脈の検知方法についての開示は、Ｅｎｇｌｅ氏
等に発行された米国特許第４，４０３，６１４号、同米
国特許第４，３７５，８１７号、Ｈａｒｔｌａｕｂ氏等
に発行された米国特許第４，４９３，３２５号、Ｚｉｐ
ｅｓ氏に発行された米国特許第４，３８４，５８５号、
及びＨａｒｔｌａｕｂ氏に発行された米国特許第４，５
５２，１５４号にある。これらはすべて本明細書に引用
する。

大きな振幅除細動と電気的除細動パルスの供給に加え
て、高頻度ペーシングによる頻拍性不整脈発現の治療
も、広く研究されていた。高頻度ペースメーカーは、米
国特許第４，５７７，６３３号に開示されている。これ
も本明細書に引用する。マイクロプロセッサを用いて高
頻度刺激がを可能にしたペースメーカーが、米国特許第
４，４８５，８１８号に開示されている。これも本明細
書に引用する。高頻度刺激においては、ペースメーカー
が検出された頻拍性不整脈のレートを感知し、そして高
刺激レートでペーシングパルスを発生させ、心拍数を通
常の範囲に戻すためにその後徐々に刺激レートを減少さ
せる。

発明の概要本発明は、改善された皮下埋設可能な同期電気的除細動
ペースメーカーを供給しようとするものである。公知技
術において知られている同期電気的除細動自体は、最大
の効率で作動する皮下埋設可能な電気的除細動器を供給
するために、感知された心室減極と供給される望ましい
電気的除細動パルスの間の明確なタイミング関係を決定
するようになっている。しかしながら、これまでに心臓
ペースメーカーと共に使用されてきた種類の増幅器は、
感知された減極に関する異なる時間における減極の発生
を示す信号を生じさせる。例えば心室収縮は、電気信号
あるいは少くとも５０ミリ秒の持続時間のＲ波に付随し
て起き、そしてセンスアンプが発生させる減極の発生を
示す信号は、この５０ミリ秒内に種々の部位で生じる。
そのような例では、従来のペースメーカー感知増幅器の
出力からの電気的除細動パルスの同期供給には、心室減
極とこれに伴う電気的除細動パルス間での実際のタイミ
ングにおいて、いくつかの変形例がある。

本発明は、感知された頻拍性不整脈収縮に関して一定の
正確かつ確認可能なタイミング信号を供給することによ
ってこの問題を解決し、電気的除細動パルスの正確なタ
イミングを取り得るようにしようとするものである。本
発明は、Ｒ波信号のより高性能な分析を可能にしようと
するのでなく、心臓のペーシングパルスの形の固定タイ
ミング信号を供給するものである。頻拍性不整脈の検知
に応じて、本発明の装置は、検出された頻拍性不整脈の
レートよりいっそう高いレートで一連の心臓ペーシング
パルスを発生させる。いくつかの実施例における装置
は、首尾よく心臓を捕捉したかどうか決めるために、ペ
ーシングパルスの供給に続いて心臓をモニターする。一
連の高頻度ペーシングパルスの終わりを、電気的除細動
パルスの供給の時間基準として使用する。従って本発明
は、頻拍性不整脈の治療のために、感知された心室収縮
に関係のある電気的除細動パルスについて、タイミング
の堅実さを保証する単純かつエレガントな方法を供給す
る。本発明は結果として、エネルギーレベルの減少が心
臓に確実に電気ショックを与え、そして失敗した電気的
除細動を試みた結果として頻拍性不整脈を速める機会を
減少させることを必要とする。

図面の簡単な説明図１は、本発明に係る装置の作動を示しているＥＫＧ線
図である。

図２は、本発明に従った装置の機能ブロック図である。

図３、４、５、６は、図２で示された装置の機能を示す
フローチャートである。

図７は、第２実施例装置の機能を示すフローチャートで
ある。

詳細な実施例の記載図１は、本発明に係る装置の全体動作を示すＥＫＧ線図
である。一連のＲ波１０、１２、１４、１６が心室頻拍
性不整脈を示す。本発明の電気的除細動ペースメーカー
は、種々の公知の頻拍性不整脈検知アルゴリズムのいず
れかを使用して、頻拍性不整脈の存在を決定するため心
臓周期を分析する。電気的除細動ペースメーカーは、頻
拍性不整脈のＲ波を分離している間隔Ｔ１、Ｔ２、Ｔ３
をも測定する。

心室頻拍性不整脈が存在することを決定する上で、記憶
された間隔Ｔ１、Ｔ２、Ｔ３によって示されるように、
頻拍性不整脈のＲ波を分離している間隔より短い頻拍性
不整脈のレートが、高いレート刺激間隔を発生させるた
めに使用される。これは図１では時間間隔Ｔ４として示
されている。この間隔の終了で心室ペーシングパルス１
８を発生させる。図示の実施例において、電気的除細動
ペースメーカーはその後、ペーシングパルスが心臓を捕
捉したということを示すＲ波が生じているかどうかを点
検するために調べる。しかしながらこの捕捉検知機能
は、本発明の実施にとって重要ではない。図１で示され
るように、ペーシングパルスは心臓を捕捉することに成
功している。本電気的除細動ペースメーカーは、いくつ
かの付加的心室ペーシングパルス２０、２２を発生させ
ることによってペーシングパルスが心臓を確実に捕捉し
ており、図１で時間間隔Ｔ５、Ｔ６として示される高レ
ート刺激間隔によって分離されることを決定する。

ペーシングパルスが確実に心臓を捕捉していることを決
定した後に、または予め定められた数の高頻度ペーシン
グパルスの後に、捕捉検知機能が除外されるならば、電
気的除細動ペースメーカーは、ペーシングパルス２２の
終わりから電気的除細動間隔Ｔ７によって分離された電
気的除細動パルス２４を発生させる。ペーシングパルス
２２と電気的除細動パルス２４が両方とも電気的除細動
器によって発生させるので、それらの定められた関係を
高精度で制御でき、有効な電気的除細動間隔が決定され
た後に続いて起こる頻拍性不整脈に正確に印加できる。

心臓周期は、頻拍性不整脈パルス２４の供給後に、通常
の洞調律に対応している間隔Ｔ８、Ｔ９で生じている心
室収縮２６、２８と共に通常の洞調律に戻っているよう
に示されている。本発明は、心室頻拍性不整脈の発生を
検出可能でそして確認された頻拍性不整脈の間に心室収
縮を分離している間隔を測定できる種々の皮下埋設可能
な電気的除細動ペースメーカーで使用可能である。本発
明の電気的除細動ペースメーカーは、高レート刺激間
隔、電気的除細動間隔及び低レート補充収縮間隔に対応
し、刺激を通常のＶＶＩタイプのデマンドペーシングを
行ない得るように、少なくとも３つの異なるタイミング
間隔を決定する能力も有する。高レート刺激間隔を得る
ために、算術論理演算装置等が必要とされる。

図２は、本発明に係る電気的除細動ペースメーカーの実
施例の機能ブロック図である。図示のように、本装置は
マイクロプロセッサを用いたものとして表現されてい
る。しかしながら他のデジタル回路やアナログ回路を用
いた実施例も本発明の範囲内に含まれる。従って図２
は、本発明の単なる一例である。

図２で図示された装置の主な要素は、マイクロプロセッ
サ１００、メモリ１０２、ランダム・アクセスメモリ１
０４、デジタルコントローラー１０６、入・出力増幅器
１０８、１１０及び遠隔通信プログラミングユニット１
２０である。

リードオンリーメモリは、電気的除細動器が採用する種
々のタイミング間隔を得るために行なわれる演算を規定
している主要な命令セットを含む装置のために基本的プ
ログラミングを記憶している。ランダム・アクセスメモ
リ１０４は、例えば、プログラムされた刺激レート、プ
ログラムされた電気的除細動間隔、パルス幅、パルス振
幅、医師によって装置にプログラムされる等した変量制
御パラメーターを記憶する。ランダム・アクセスメモリ
１０４は、頻拍性不整脈パルスを分離する記憶した時間
間隔やこれに対応する高レート刺激間隔のような、演算
処理によって得られた値をも記憶する。ランダム・アク
セスメモリ１０４とリードオンリーメモリ１０２からの
読取りは、ＲＤ線１４６によって制御される。ランダム
・アクセスメモリ１０４への書込みは、ＷＲ線１４８に
よって制御される。ＲＤ線１４６上の信号に応じ、アド
レスバス１２４の上の情報によって指定されることによ
って、ランダム・アクセスメモリ１０４かリードオンリ
ーメモリ１０２の内容が、データ・バス１２２上におか
れる。同様に、Ｗ−Ｒ線１４８の上の信号に応じて、デ
ータ・バス１２２の上の情報がアドレスバス１２４で指
定されたアドレスでランダム・アクセスメモリ１０４に
書き込まれる。

コントローラー１０６は、装置の基本制御の全てとタイ
ミング機能を果たす。コントローラー１０６は、心室収
縮とその後のタイミング間隔で始動する少くとも１つの
プログラマブルタイミングカウンターを含む。このカウ
ンターは、上記３つの基本的間隔、電気的除細動間隔
（ＣＤＩＮＴ）、高レート刺激間隔（ＨＲＩＮＴ）及び
心室抑止刺激レート（ＥＳＣ）を発生させるために使用
される。コントローラー１０６は後述のように、これら
の間隔の終了と共に出力段１０８からの適切な出力パル
スをトリガする。ペーシングパルスの発生に続いてコン
トローラー１０６は、マイクロプロセッサ１００をスリ
ープ状態から必要な演算が可能な状態とするための割り
込みを、対応する制御バス１３２上に発生させる。後述
のように、コントローラー１０６中のタイミングカウン
ターが、心室不応期を計測する。コントローラー１０６
中のタイミングカウンターが終了前にカウントする間隔
は、ＲＡＭ１０４からデータ・バス１２２を経てコント
ローラー１０６に印加されるデータによって制御され
る。

コントローラー１０６は、心室収縮の発生感知に伴って
マイクロプロセッサ１００を能動状態とする割り込み信
号を生じさせる。心室収縮の発生感知に伴って、制御バ
ス１３２上の発生を示す割り込みに加えて、コントロー
ラー１０６内のタイミングカウンターのそのときの電流
値が、データ・バス１２２上へおかれ、マイクロプロセ
ッサ１００が、頻拍性不整脈が存在しているかどうか及
び個別の頻拍性不整脈拍動を分離する間隔を決めるため
にこのデータを使用する。

コントローラー１０６は、順次検出された頻拍性不整脈
脈拍の数に対応しているカウント、供給される高レート
ペーシングパルス数及び心臓を捕捉する連続高レートペ
ーシングパルス数を記憶するため、いくつかのイベント
カウンターを含む。出力段１０８は、高出力パルス発生
器を含み、心臓に取り付けられた大表面積電極である電
極１３４、１３６を経て患者の心臓に印加される少くと
も０．１ジュールの電気的除細動パルスを発生させるこ
とができる。心臓を囲んで配列された３つ以上の電極を
含む他の電極構成も使用できる。出力回路１０８は、心
臓の心室を刺激する電極１３８、１４０に接続する。電
極１３８は、例えば心内膜リードの遠位端あるいは右心
室の頂端に設ける。電極１４０は、例えば電気的除細動
／細動除去器のハウジングに取り付けた不関電極であ
る。出力回路１０８は制御バス１２６によって制御さ
れ、コントローラー１０６に時間と供給すべきパルスの
振幅とパルス幅とを決定させ、そしてパルスを供給する
ためにどの電極対を用いるか決める。

心臓体動の感知、検出された頻拍性不整脈のレートの決
定、そしてこれらに加えて心室ペーシングパルスが首尾
よく心臓を捕捉したかどうかの決定は、電極１３８、１
４０、１４２に接続する入力増幅器１１０によって行な
われる。電極１４２は、ティップ電極１３８から一定の
間隔で配置する。この電極は、心内膜リードに位置する
リング電極とすると、あるいは心臓から離して心臓と不
関電極１４０の間に一定の間隔をとって配置された遠距
離電磁界電極とすることができる。電極１３８、１４０
は通常の心室収縮を検出する。電極１４０、１４２は供
給するペーシングパルスが心臓を捕捉したかどうかを検
出する。これらの機能を完遂するためのシステムは、Ｃ
ａｌｌａｇｈａｎ氏等に発行された米国特許第４，８９
５，１５２号（発行日：１９９０年１月２３日）に開示
されている。この特許は本明細書に引用する。自己調律
心室収縮の発生及びペーシングされた心室収縮があると
いうことを示している信号は、コントローラー１０６に
バス１２８を経て供給される。コントローラー１０６
は、割り込みの形で制御バス１３２を経てマイクロプロ
セッサ１００にそのような心室収縮の発生を示すデータ
を渡す。このデータはマイクロプロセッサ１００を能動
として必要な演算を行なわせるか、ランダム・アクセス
メモリ１０４に記憶した値の更新処理を実行させる。皮
下埋設された電気的除細動／細動除去器の外部の制御
は、皮下埋設された電気的除細動ペースメーカーと外部
のプログラマーの間の通信を行なう遠隔通信制御ブロッ
ク１２０を経て実行される。従来のいかなるプログラム
でも本発明の遠隔通信回路は実行可能である。プログラ
ムから電気的除細動ペースメーカーに入っている情報
が、バス１３０を経てコントローラー１０６に渡され
る。同様に電気的除細動ペースメーカーからの情報が、
バス１３０を経て遠隔通信ブロック１２０に供給され
る。

図３、４、５、６は、図２で示された装置の機能を示す
フローチャートである。これらのフローチャートは、装
置の機能的な作動を示すが、本発明を実施するために必
要なソフトウェア及びハードウエアについて限定するも
のではない。本発明を実施するためのソフトウェアが公
知のものであるならば、ソフトウェアの個々の形態は主
に、採用するマイクロプロセッサのアーキテクチャによ
って決定される。

フローチャートを理解するためには、いくつかの期間を
規定する必要がある。「Ｔ」はコントローラー１０６中
のタイミングカウンターに設定された値である。このカ
ウンターは、コントローラー１０６で発生させた規則的
なクロック・パルスによってインクリメントされ、そし
て全ての基本的タイミング間隔のためのタイマーとして
の役割を果たす。フローチャートに示すように、このカ
ウンターはゼロからカウントする。しかしながらこのカ
ウンターは、ゼロが終了を示すプログラマブルジャムイ
ンカウンターであってもよい。その場合、実際の時間間
隔を決定するために、タイミングカウンターのカウント
をカウンターの値から引かれなければならない。このカ
ウンターは、ペーシングパルスか電気的除細動パルスの
供給により、また自己調律（非ペーシング）心室収縮の
感知によりリセットされる。

コントローラー１０６でタイミングカウンターによって
決定された第１の間隔は、心室ペーシングパルスあるい
は感知された自己調律心室収縮に続く不応期（ＲＥＦ）
である。例えば、不応期に相当するカウントを読み取る
ことでタイミングカウンターはリセットされない。その
代わりにコントローラー１０６は単に不応期の終了を検
出するのみで、計数は続ける。不応期の間に電極１３
８、１４０間の感知信号はコントローラー１０６のタイ
ミングカウンターをリセットするのには無効である。

コントローラー１０６によって決定される第２の時間間
隔は、自己調律心室収縮がない時に隣接する心室ペーシ
ングパルスを分離している間隔に対応するＶＶＩ補充収
縮間隔（ＥＳＣ）である。例えばこの間隔は８００ミリ
秒である。この間隔の値はランダム・アクセスメモリ１
０４に記憶されることになる。そして、遠隔通信プログ
ラミングブロック１２０を経てプログラマブルである。

第３の間隔は、上述のように頻拍性不整脈の感知後に生
じさせられた隣接したペーシングパルスを分離する高レ
ート刺激間隔（ＨＲＩＮＴ）である。ＨＲＩＮＴに対応
している値がマイクロプロセッサ１００によって演算さ
れ、ＲＡＭ１０４に記憶される。

コントローラー１０６のカウンターによって決定される
最終の間隔は、電気的除細動間隔（Ｃ１ＮＴ−１、ＣＩ
ＮＴ−２）である。これらはそれぞれ、先行する直前の
心室収縮に先行する直前のペーシングパルスから電気的
除細動パルスを分離している間隔である。これらの間隔
は、例えばＲＡＭ１０４に記憶され、外部のプログラミ
ング遠隔通信ブロック１２０を経てプログラムによって
変更できる。またある場合には、それ自身皮下埋設可能
な電気的除細動細動除去器によって変更され得る。

ランダム・アクセスメモリは、コントローラー１０６の
タイマーによって決定された間隔に加えて頻拍性不整脈
検知間隔（ＴＩＮＴ）を記憶する。これは本実施例では
頻拍性不整脈の存在を決定するために使用される。図示
の装置は、持続する高レートの検知、即ち頻拍性不整脈
間隔より短い間隔で生じる一連の心室収縮の検知により
頻拍性不整脈の存在を決定するが、先行公知技術で知ら
れている他の頻拍性不整脈検知も可能である。適切な頻
拍性不整脈検知方法が、Ｏｌｓｏｎ氏等による「心室頻
拍性不整脈検知のための皮下埋設可能なペースメーカー
−電気的除細動器−細動除去器への着手と安定」（Ｏｎ
ｓｅｔａｎｄＳｔａｂｉｌｉｔｙｆｏｒＶｅｎｔ
ｒｉｃｕｌａｒＴａｃｈｙａｒｒｈｙｔｈｍｉａＤ
ｅｔｅｃｔｉｏｎｉｎａｎＩｍｐｌａｎｔａｂｌ
ｅＰａｃｅｒ−Ｃａｒｄｉｏｖｅｒｔｅｒ−Ｄｅｆｉ
ｂｒｉｌｌａｔｏｒ）と題する記事（「心臓病学におけ
るコンピュータ」誌（ＣｏｍｐｕｔｅｒｓｉｎＣａｒ
ｄｉｏｌｏｇｙ）：１９８６年１０月、１６７−１７０
頁）に開示されている。この記事の内容は、本明細書に
引用する。

コントローラー１０６は、装置の作動と関連する種々の
カウントのトラックを保持するいくつかの付加的なカウ
ンターも含む。１つのカウンターは、ＴＩＮＴ保持する
いくつかの付加的なカウンターも含む。１つのカウンタ
ーは、ＴＩＮＴより一層少ない自己調律心室収縮間の順
次間隔数を記憶する。このカウントに対応している値が
ＴＣＮＴとしてフローチャートに記載されている。第２
のカウンターは、頻拍性不整脈の検知に続いて供給され
る高レートペーシングパルスの数を記憶する。このカウ
ンターで記憶されたカウントをＨＲＣＮＴという。第３
のカウンターは、心臓を捕捉するのに成功した連続する
高レートペーシングパルスの数のトラックを保持する。
このカウンターで記憶されたカウントをＣＣＮＴとい
う。フローチャートは、この基本的情報によって容易に
理解できる。

図３は、本発明の電気的除細動細動除去器の主な徐脈ペ
ーシングルーチンを示す。また頻拍性不整脈検知と終端
サブルーチンに対する出口点と、使用したサブルーチン
からの帰還点も示す。このフローチャートは、電源投入
リセット条件あるいは外部プログラム手段を経た装置パ
ラメーターの再プログラミングに対応する初期設定ブロ
ック２００から始まる。初期設定プログラムの前に、Ｔ
ＣＮＴとＨＲＩＮＴとＣＣＮＴ値が全てゼロにリセット
され、そして、ＲＥＦとＴＩＮＴとＥＳＣとＣＩＮＴ−
１とＣＩＮＴ−２値がランダム・アクセスメモリ１０４
にロードされる。

初期設定に続いて、タイミングカウンターは、ブロック
２０２でゼロにリセットされる。上述のようにいくつか
の実施例では、カウンターのカウントをゼロにリセット
するのではなくカウント値のロードをもたらす。マイク
ロプロセッサ１００は、スリープモードに入る。

ブロック２０４においてコントローラー１０６のタイミ
ングカウンターは、カウントが不応期（ＲＥＦ）に等し
くなるまでカウントを続ける。不応期の終了に続いて、
ブロック２０６で示されるように、コントローラー１０
６は感知された心室収縮の発生に感応する。ブロック２
０８では、補充収縮間隔（ＥＳＣ）に等しいカウント発
生させているタイミングカウンターより前にどんな心室
収縮も感知されなければ、コントローラー１０６はブロ
ック２１０における心室ペーシングパルスの発生をトリ
ガする。そして、ブロック２０２で再び基本的徐脈ペー
シング間隔のタイミングを始めるためにリセットされ
る。

心室収縮がブロック２０６で感知されるならば、マイク
ロプロセッサ１００を能動とするための割り込みがコン
トローラー１０６によって発生する。マイクロプロセッ
サ１００は、タイミングカウンターに記憶されたカウン
トがランダム・アクセスメモリ１０４に記憶されたＴＩ
ＮＴ値より少ないか等しいかを判断する。タイミングカ
ウンターの値がＴＩＮＴより大きければ、マイクロプロ
セッサ１００は、コントローラー１０６に記憶されたＴ
ＣＮＴ値を、ブロック２１４において制御バス１３２を
介してゼロにリセットする。またブロック２１２におい
て、ランダム・アクセスメモリ１０４に存在している検
出された頻拍性不整脈の収縮に対応するいかなる間隔も
クリアする。コントローラー１０６のタイミングカウン
ターのカウントがＴＩＮＴと等しいか小さければ、マイ
クロプロセッサは、図４、５、６に示した頻拍性不整脈
の検知及び処理を始める。

図４は、皮下埋設可能な電気的除細動ペースメーカーが
頻拍性不整脈の存在を検知して、そして高レートペーシ
ングを始める方法を示す。図３のブロック２１６におい
て頻拍性不整脈の脈拍検知に応じて、ＴＣＮＴの値がブ
ロック３００でインクリメントされる。そして検出され
た頻拍性不整脈の間隔の持続期間が、ブロック３０２で
ランダム・アクセスメモリ１０４に記憶される。ＴＣＮ
Ｔの値は、頻拍性不整脈の間隔判定基準に会っている必
要な順次間隔の予め定められた数を表わしている「Ｘ」
と比較される。「Ｘ」の値としては広い域を定められる
が、選ぶべきＸの値は一般に頻拍性不整脈の間隔判定基
準に会う４〜３２の範囲に入る。ＴＣＮＴの値がＸより
小さければ、電気的除細動ペースメーカーはブロック２
０１を経て短期のペーシングに戻る。図３で示すよう
に、マイクロプロセッサはブロック２０２でタイミング
カウンターをリセットしスリープ状態に戻るが、コント
ローラーは不応期と補充収縮間隔をカウントし続ける。

ＴＣＮＴがＸに等しければ、マイクロプロセッサはブロ
ック３０６において新しい高レート間隔を演算する。こ
れはブロック３０２で記憶された間隔の値の平均値をと
ることによってを実行される。ＨＲＩＮＴをその平均値
の予め定められた割合に等しく設定する。例えば、ＨＲ
ＩＮＴはその演算された平均値の７５〜９５パーセント
とする。

マイクロプロセッサは、ブロック３０８において高レー
ト間隔の終了をデコードするために、コントローラー１
０６を使用可能にするとともに、その終了において心室
ペーシングパルスをトリガーし、ブロック３１０におい
てタイミングカウンターをリセットし、そしてコントロ
ーラーが高レート間隔を計測している状態でスリーブ状
態に戻る。ブロック３１２で高レート間隔が終了すると
き、コントローラー１０６はブロック３１４においてペ
ーシングパルスの発生をトリガし、ブロック３１６にお
いてＨＲＣＮＴの値をイクリメントし、そしてブロック
３１８でタイミングカウンターをリセットする。ブロッ
ク３１４において心室ペーシングパルスの発生がマイク
ロプロセッサ１００に割込みをかけてスリープ状態から
能動化する。その後に心臓を捕捉する連続の高レートペ
ーシングパルス数を示す予め定められた数「Ｚ」と記憶
されたＣＣＮＴ値とを比較する。これはペーシングパル
スに同期させた電気的除細動パルスの供給を始めるのに
必要である。ブロック３２０でこのカウントがＺに達し
たならば、ペーシングパルスについて定められた同期電
気的除細動が始められる。そうでなければ、マイクロプ
ロセッサは、ブロック３２２で「Ｙ」と指定したＨＲＣ
ＮＴが供給する高レートペーシングパルスの最大の数と
等しいかどうか決める。最大数のペーシングパルスが供
給されるならば、次に続く自己調律心室収縮について定
められた同期電気的除細動が始められる。そうでなけれ
ばブロック３２４で捕捉検知アルゴリズムが使用可能と
なる。捕捉が検出されるならば、ＣＣＮＴの値がブロッ
ク３２６でインクリメントされる。捕捉が検出されない
ならば、ＣＣＮＴの値がブロック３２８でゼロにリセッ
トされる。それからコントローラー１０６が次に続く高
レートペーシング間隔をカウントし続ける一方で、マイ
クロプロセッサはスリープ状態に戻る。

図４で示された高レートペーシングルーチンは、電気的
除細動パルスの供給をトリガする２つの事象のうちの１
つの発生まで続く。第１の事象は、Ｚ個の高レートペー
シングパルスの連続による心臓捕捉の成功である。それ
は事前に供給されたペーシングパルスをほとんどを含ま
ない。第２の事象は、Ｙに等しいＨＲＣＮＴによって示
される最後の利用可能な高レートペーシングパルスの発
生である。この事象では、図６で示されるように、同期
電気的除細動は感知された心室減極に続く。Ｙの値は、
説明したルーチンが適切に機能するために、Ｚの値が少
なくとも１以上大きくなればならない。例えば、心臓を
捕捉する少なくとも２つの連続する高レートペーシング
パルスが、次に続くペーシングパルスと共に、定められ
た同調性で電気的除細動を開始するより前に必要とされ
る。従ってＺの値は２以上大きくなければならない。そ
のためにＹの値は、３以上大きくなければならない。

図５は、電気的除細動ペースメーカーが図１で図示され
るように最も最近のペーシングパルスについて定められ
た電気的除細動を実行する方法を示す。高レートペーシ
ングルーチンが、心臓を捕捉している最も最近供給した
パルスの前のＺ個の高レートペーシングパルスの結果と
して生じたことをブロック３２０で決定した後に、マイ
クロプロセッサ１００は、ブロック４００において電気
的除細動間隔ＣＤＩＮＴ−１の終了に応じて、電気的除
細動パルスを発生させる出力段１０８をトリガするため
に、コントローラー１０６を使用可能にする。その後コ
ントローラー１０６（そのときタイマーは既にリセット
されている。）は、ブロック４０２で捕捉検知ルーチン
を開始する。捕捉検知ルーチンが捕捉機能を停止を示し
たならば、図６で示されるように次に感知された収縮に
基づいて電気的除細動がなされる。先の高レートペーシ
ングパルスが心臓捕捉に成功していたことを捕捉検波機
能が示すならば、コントローラー１０６のカウンター
が、ブロック４０４でカウントがＣＤＩＮＴ−１に等し
くなるまでカウントを続ける。その後、電気的除細動パ
ルスがブロック４０６で発生する。電気的除細動パルス
に続いて、スリープ状態からマイクロプロセッサ１００
を能動とするために、割り込みがコントローラー１０６
によって発生させられ、ブロック２１４（図３）でコン
トローラー内のイベントカウンターをリセットするのを
許し、そしてブロック２１２で記憶された頻拍性不整脈
間隔値をクリアする。その後図３で示すようにマイクロ
プロセッサは、ブロック２０１において不応間隔（ＲＥ
Ｆ）と補充収縮間隔（ＥＳＣ）のデコーディングを再び
可能にし、ブロック２０２においてコントローラー１０
６のタイマーをリセットし、そしてコントローラー１０
６が心室抑止ペースメーカーとして機能する一方でスリ
ープ状態に戻る。

ブロック４０２における捕捉検知は、装置として任意の
機能である。ＣＤＩＮＴ−１の任意値が捕捉検知ルーチ
ンが機能することを許すのに十分に長ければ、捕捉検知
ルーチンが採用できる。他方、ＣＤＩＮＴ−１の持続期
間が電気的除細動パルスの供給より前の捕捉検知機能の
機能を使用可能にするのに十分でなければ、このブロッ
クは当然なくてよい。

高レートペーシングパルスの最大数（Ｙ）が心臓を捕捉
する順次ペーシングパルスの必要とされる個数Ｚを生じ
させることなしに発生したならばブロック３２２で示さ
れるように図６で図示された同期電気的除細動方法が開
始される。同様に捕捉の機能停止がブロック４０２（図
５）で検出されるならば、この同期電気的除細動方法が
実行される。

ブロック４０２における捕捉機能停止でマイクロプロセ
ッサはスリープ状態から能動とされ、制御論理１０６を
再使用可能とし、補充収縮間隔と概ねＣＤＩＮＴ−１間
隔より短い第２の電気的除細動ペーシング間隔ＣＤＩＮ
Ｔ−２の終了を検知する。それからコントローラー１０
６がブロック５０２において感知した心室収縮の発生を
待つのに従って、マイクロプロセッサはスリープ状態に
戻る。ブロック５１０でいかなる心室収縮も補充収縮間
隔（ＥＳＣ）終了前に感知されないのであれば、コント
ローラー１０６がブロック５１２においてペーシングパ
ルスの発生をトリガし、その後マイクロプロセッサ１０
０を能動とする割込み信号を発生させ、ブロック２１４
でコントローラー内の全てのインベントカウンターをリ
セットするのを許し、ブロック２１２において記憶され
た頻拍性不整脈間隔をクリアし、そして図３で示される
ように、徐脈ペーシング物理療法に戻る。心室減極がブ
ロック５０２で感知されるならば、タイミングカウンタ
ーはブロック５０４でリセットされる。そしてコントロ
ーラー１０６のタイミングカウンターでは、ブロック５
０６で第２の電気的除細動間隔ＣＩＮＴ−２が終了す
る。ブロック５０６における第２の電気的除細動間隔の
終了でコントローラー１０６は、ブロック５０８におけ
る電気的除細動パルスの供給をトリガする。その後、コ
ントローラー１０６が再びマイクロプロセッサ１００を
能動とする割り込みを発生させ、ブロック２１４（図
３）でコントローラー１０６の全てのイベントカウンタ
ーをリセットし、そして図３に示す短期のペーシングモ
ード戻る前に、ブロック２１２において記憶された頻拍
性不整脈間隔をクリアする。

図７は、皮下埋設可能な電気的除細動ペースメーカーが
頻拍性不整脈の存在を検知し、高レートペーシングを初
期化し、そして電気的除細動パルスを供給する他の方法
を示る。この電気的除細動方法は、完全に捕捉検知機能
なしで済ませている。ブロック２１６（図３）における
頻拍性不整脈の脈拍検知に応じて、ＴＣＮＴの値がブロ
ック６００でインクリメントされ、そして検出された頻
拍性不整脈の間隔の持続期間がブロック６０２で記憶さ
れる。ＴＣＮＴの値は、ブロック６０４で「Ｘ」と比較
される。選ばれたＸの値は一般に頻拍性不整脈の間隔判
定基準に会う４〜３２の範囲に入る。ＴＣＮＴの値がＸ
より小さければ、電気的除細動ペースメーカーはブロッ
ク２０１を経て短期のペーシングに戻る。タイミングカ
ウンターは、ブロック２０２でリセットされる。コント
ローラーは、図３で示されるように不応間隔と補充収縮
間隔をカウントし続ける。

ＴＣＮＴがＸに等しければ、ブロック３０６（図４）で
示すように、新規な高レート間隔がブロック６０６で演
算される。高レートペーシング機能は、ブロック６０８
で割込み可能であり、タイマーはブロック６１０でリセ
ットされる。高レート間隔がブロック６１２で終了する
と、コントローラー１０６はブロック６１４においてペ
ーシングパルスの発生をトリガし、ブロック６１６にお
いてＨＲＣＮＴの値をインクリメントし、そしてブロッ
ク６１８でタイミングカウンターをリセットする。ブロ
ック３２２（図４）で示すように、マイクロプロセッサ
１００はブロック６２０において予め定められた数
「Ｙ」と記憶しているＨＲＣＮＴ値とを比較する。この
カウントに達したならば、ペーシングパルスについて定
められた同期電気的除細動が始められる。そうでなけれ
ば、コントローラー１０６はブロック６１２で次に続く
高レートペーシング間隔をカウントし続ける。

図７で示された高レートペーシングルーチンは、Ｙに等
しいＨＲＣＮＴによって示した最後の利用可能な高レー
トペーシングパルスの発生まで続く。このため同期電気
的除細動がブロック６２２で可能となる。Ｙの値は、３
以上とすることができる。高レートペーシングルーチン
が供給するＹ個の高レートペーシングパルスが生じたこ
とをブロック６２０で判断した後に、コントローラー１
０６はブロック６２４で電気的除細動間隔ＣＤＩＮＴ−
１を終了し、そしてブロック６２６におけるＣＤＩＮＴ
−１の終了で電気的除細動パルスを発生させるために出
力段１０８をトリガする。

ブロック６２３は、頻拍性不整脈終了検知機能を表わ
す。頻拍性不整脈の終了は、好ましくは予め定められた
終了検知間隔を上回る自発的Ｒ波の間隔における予め定
められた数の連続的検知によって示される。終了検知間
隔は、ＴＩＮＴと同一であるかもしれないし、また異な
るかもしれない。ブロック６２８で終わらないことによ
って、マイクロプロセッサはスリープ状態から能動化さ
れ、ブロック６３０において一つ以上の電気的除細動間
隔インクリメントされた値を演算することを許す。ブロ
ック６３２の電気的除細動パルス振幅か検出された頻拍
性不整脈間隔の割合が、ブロック６３４での高頻度ペー
シング間隔の演算に使用される。ＣＤＩＮＴ間隔の増分
あるいは上記割合は正か、負である。パルス振幅増分は
常に正である。

供給される電気的除細動パルスが、頻拍性不整脈の終了
検知の不全よって示されるように頻拍性不整脈を終わら
せなければ、電気的除細動療法はインクリメントされた
値を使用してくり返される。いくつかのケースで電気的
除細動パルスの振幅は、通常は頻拍性不整脈を変換する
ために必要な振幅から伝統的に除細動パルスとみなされ
る振幅へ増加すると思われる。また、本発明は療法装
置、例えば検出された頻拍性不整脈レートが、第２の線
維攣縮検知レートを上回るならば、上述した方法と同じ
方法を使用するか他の公知の方法を使用して、同期ある
いは非同期の除細動パルスが発生させる装置においても
実施可能である。。また、本発明はバックアップ徐脈ペ
ーシングを供給する皮下埋設可能な細動除去器で実施可
能であり、このケースでは電気的除細動パルスの全て
が、通常は心臓の除細動を引き起こすのに要求される振
幅であり、そして高心拍数検知間隔（ＴＩＮＴ）は通常
は繊維性攣縮と関連する心拍数に対応する。即ち本出願
に係る発明は非常に柔軟で、種々の装置において具体的
に実施できるものである。そのために本発明は以下の請
求項により規定されるもので、上述の実施例に限定され
るものではない。

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】以下の要件からなる電気的除細動ペースメ
ーカー。心臓の心室の頻拍性不整脈の発生を検出する手段；検出された頻拍性不整脈のレートを上記検出部に感応し
て測定する手段；上記検出手段と上記測定手段に感応して予め定められた
数の一連の第１のペーシングパルスを発生させ、上記検
出手段及び上記測定手段によって検出した上記頻拍性不
整脈のレートより高いレートで上記心臓の心室へ印加す
る手段；及び第１の一連の上記ペーシングパルスの終了に続く第１の
予め定められた時間で電気的除細動パルスを発生させ電
気ショックを与える手段。
【請求項２】上記ペーシングパルスが心臓捕捉に成功し
たか否かを決定する手段を含む請求項１の電気的除細動
ペースメーカー。
【請求項３】上記パルス発生手段より発生させている上
記第１の予め定められた数のペーシングパルスに先行し
かつ少なくとも第２の数の一連の心臓ペーシングパルス
によって上記決定手段が心臓の捕捉決定に失敗したこと
に応じて、上記電気ショックを与える手段が、上記心臓
の心室において引き続いて検出される減極に同期する電
気的除細動パルスを供給する請求項２の電気的除細動ペ
ースメーカー。
【請求項４】上記電気的除細動パルスが、上記頻拍性不
整脈を終了させたか否かを決定する手段を含み、上記パ
ルス発生手段が、上記第２の一連のペーシングパルスの
終わりに続く第２の予め定められた間隔で、第２の一連
のペーシングパルス及び第２の電気的除細動パルスを供
給する手段を含む請求項１の電気的除細動ペースメーカ
ー。
【請求項５】上記第２の間隔が上記第１の間隔と異なる
請求項４の電気的除細動ペースメーカー。
【請求項６】上記第２の一連のペーシングパルスに続く
上記電気ショックを与えるパルスのエネルギーを、上記
第１の一連のペーシングパルスに続く上記電気的除細動
パルスのエネルギーレベルと比較して増大させる手段を
含む請求項４の電気的除細動ペースメーカー。
【請求項７】上記パルス発生させている手段が、上記検
出された頻拍性不整脈の減極を分離する間隔の第１の割
合として、上記第１の一連のペーシングパルスを分離す
る間隔を決定する請求項１の電気的除細動ペースメーカ
ー。
【請求項８】上記パルス発生させている手段が、上記検
出された頻拍性不整脈の減極を分離する間隔の第２の割
合として、上記第１の一連のペーシングパルスと異なる
上記第２の一連のペーシングパルスを分離する間隔を決
定する請求項７の電気的除細動ペースメーカー。
【請求項９】以下の要件からなる電気的除細動ペースメ
ーカー。心臓の心室の頻拍性不整脈の発生を検出する手段；検出された頻拍性不整脈のレートを上記検出手段に感応
して測定する手段；上記検出手段と上記測定手段に感応して予め定められた
数のペーシングパルスを発生させ、上記検出手段及び上
記測定手段によって検出した上記頻拍性不整脈のレート
より高いレートで上記心臓の心室へ印加する手段；上記ペーシングパルスが心臓捕捉に成功したか否かを決
定する手段；及び上記決定手段が上記ペーシングパルスが上記心臓の心室
を捕捉することに成功したことを示したときに、上記ペ
ーシングパルスの終了に続く予め定められた時間で電気
的除細動パルスを発生させ電気ショックを与える手段。
【請求項１０】上記電気ショックを与える手段が、上記
ペーシングパルスが心臓を確実に捕捉することに失敗し
たことを上記決定手段が示したときに、上記心臓の心室
の連続する自己調律収縮に同期する上記電気的除細動パ
ルスの供給をトリガする上記検出手段に感応する請求項
９の電気的除細動ペースメーカー。
【請求項１１】上記決定手段が、少くとも予め定められ
た数の一連の上記ペーシングパルスが、心臓捕捉に成功
したか否かを決定する請求項９または１０の電気的除細
動ペースメーカー。
【請求項１２】上記ペーシングパルスの発生手段が、一
連の上記第２のペーシングパルスの予め定められた数に
匹敵する一連のペーシングパルスを発生させ、上記決定
手段が、上記パルス発生手段より発生させている上記第
２の予め定められた数のペーシングパルスに先行する上
記第１の数の連続する心臓捕捉ペーシングパルスによっ
て上記心臓の捕捉の決定に失敗したことに対応し、上記
電気ショックを与える手段が、上記心臓の心室において
引き続いて検出される収縮に同期する電気的除細動パル
スを供給する請求項１１の電気的除細動ペースメーカ
ー。
【請求項１３】上記一連のペーシングパルスの発生手段
が、上記第２の一連のペーシングパルスの予め定められ
た数に匹敵する一連のペーシングパルスを発生させ、上
記電気ショックを与える手段は、上記パルス発生器手段
による上記第２の数のペーシングパルスの発生に先行し
て、心臓を捕捉している一連の上記第１のペーシングパ
ルスの予め定められた数の発生に感応し、最終の上記ペ
ーシングパルスの供給に続く予め定められた期間で電気
的除細動パルスをトリガする請求項１１の電気的除細動
ペースメーカー。