JPH06506619A - 生理学的センサーフィールドバックによる期外収縮後増強作用刺激 - 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】 生理学的センサーフィードバックによる期外収縮後増強作用刺激発明の背景 発明の分野 この発明は、心臓の筋肉疲労を減少させるため及び生命を脅す不整脈を誘発する 危険を減少させるための生理学的センサーフィードバックによる期外収縮後増強 作用（ＰＥＳＰ）心臓血液搏出量増大用ベーシング刺激対の適用に関する。

先行技術の説明 Ｍｅｄｔｒｏｎｉｃ　Ｉｎｃ、や他の会社によって販売されたＤＤＤベーシング システムを含む房室心ブロック（ＡＶ）同期ベーシングシステムは、を血性心不 全で苦しんでいる患者やその他の人々の様々な徐脈状態を治療するために処方さ れてきた。そのような患者達は、心室充満圧への心房収縮の寄与及び続いて起き る収縮のために、ＡＶ同期ベーシングによって血行がよくなる傾向がある。しか しながらベーシングに感応する生理学的センサーによって駆動されたレートまた は固定的レートが、心拍出量の改善及びそのような疾患過程に付随する症状の軽 減に常につながるというものではない。心不全のいくつかの形態は、心拡張機能 の損傷及び／又は心房と心室の伸展性の減少を伴う。これらは慢性疾患過程か特 異的疾患過程を伴うか伴わないかにかかわらず心臓手術からの合併症に伴う状態 であり得る。はとんどの心不全患者は、心室性徐脈につながる伝導系中の欠陥に よっては通常は苦しまない。患者が、心筋の収縮性の一般的弱化、付随的腫脹、 抑制された心室充満特性、浮腫及び全身の血圧の破壊を含むいろいろな症状によ って苦しむ。これら全ての疾患過程によって、運動の適度なレベルと他の器官の 適当な機能を持続させるためには不十分な心臓血液搏出量となる。そのような患 者は、毒にもなり療法の効果を失わせるかもしれないジギタリスを含む薬剤療法 によって通常は治療する。

皮下埋設可能な心臓のベーシングの初期の時代に、相対的に短いパルス間隔間欠 間（大では１５０から２５０ミリ秒、人間の被験者では３００ミリ秒）の、ある 対にされ（以下では連結されともいう。）力りトリガされたベーシングが、付随 する機械的心筋の収縮なしで電気的減極で結果として生じることが観察された。

第１のベーシングされるかまたは自発的減極の相対不応期の範囲内で印加される 第２のパルスの結果は、不応期を延長し心拍数を自発的周期よりも遅（すること である。その時以来、この遅延効果は、頻脈間欠期よりいっそう短くて頻脈間欠 期の一部として設定できる連結間隔の単一パルスかパルスのバーストが自発的頻 脈事象につながっている心房頻脈及び心室頻脈の治療を含む多（の適用例で採用 されている。これについては、たとえばＦｒｅｄ　Ｚａｃｏｕｔｏ博士への米国 特許第３，８５７，３９９号とＭｉｃｈａｅｌ　Ｐｅｑｕｉｇｕｏｔ氏への米国 特許第３，９３９，８４４号に開示されている。連結するベーシングによって心 拍数を遅くすることは、広い限界範囲内で続発する対にされたベーシングによっ てレートを増大あるいは減少させる能力に付随する。

対にされてかつ連結する刺激が、期外収縮後の増強作用として知られている徴候 を通して収縮力効果の増強作用をも引き起こす。一連の期外収縮が存在するなら ば、効果は連続する。存在しない場合には、活力生産の基底ラインレベルに達す るまでは効果は次のいくつかの収縮で低下する。増強作用の程度は、期外収縮の 早熟と密接に関連がある。

初期の研究者は、治療上心室にＰＥ５Ｐ効果を採用できるようにするために、心 房と心室心室の対にされカリ連結する刺激を用いてかなりの数の動物と人間の研 究を行なった。１９６０年代中の研究及び調査の歴史が、Ｈａｒｏｌｄ　５ｉｄ ｄｏｎｓ氏とＥｄｇａｒ　Ｓｏｗｔｏｎ氏（医学博士）によるｒＣａｒｄｉａｃ 　ＰａｃｅｍａｋｅｒｓＪと題する本（発行１９６８年：２０１−２１６頁）及 びその中にリストアツブされた参考文献で公開されている。加えて、Ｍｅｄｔｒ ｏｎ、ｉｃ　Ｉｎｃ、を含む医療装置メーカーは、そのような研究を行なってい る研究者に多年に渡って対にされかつ連結したベーシングパルス刺激器を提供し てきた。Ｍｅｄｔｒｏｎｉｃ　Ｉｎｃ、のモデル５８３７Ｒ波連結パルス発生器 は、そのような非皮下埋設パルス発生器の例である。このモデルは、対にされか つ連結するベーシングの研究を行なうために研究者によって使用され、ベーシン グレートと連結間隔を手で調節するものであった。

そのようなシステムによって行なわれた研究で、そして上記５ｉｄｄｏｎｓ氏等 の文献及びそれらのなかで参照された本や論文で報告されるように、むしろ心筋 の機能が通常より乏しいときに、ＰＥ５Ｐ効果は動物と患者で目立つことが観察 された。ＰＥ５Ｐ効果によって供給された収縮力の「電気的増大」が第３の電気 的刺激によっては増大されないこともし察された。従って、先行ベーシングパル スと対になっているかあるいは先行する自発的心臓事象によってトリガされるか する第２ベーシングパルスだけがそれ以上の研究で採用されるのが通常となって いた。そのような研究は、心室か心房への対にされるかまたはトリガされたベー シングパルスの供給を含んでいた。通常のＡＶの伝導を有する患者で、心室レー トが、心房の対にされるか連結する刺激によって遅くされる可能性があることが 観察された。しかしながらこの心室収縮が、そのような心房刺激によって電気的 に増やされたものであるのが分からなかった。

心筋層の収縮力における上述の付随変化のＰＥ５Ｐ効果に含まれる対にされて、 そして連結するベーシングの他の生理学的な効果は、最大心収縮期血圧、脳室内 出血圧力の上昇レート（ｄＰ／ｄｔ）の増加結果として生じる心室筋肉の収縮レ ート、冠状動脈の血液流の増加、そして、心拍毎の酸素摂取の増加である。

研究者らは、ＰＥ５Ｐが同一レートでの単一のパルス刺激と比較して３５％ない し７０％の心筋酸素消費量の増加に付随して起こることを見い出した。第３刺激 薬の付加が、心臓の収縮力のいかなる付随的増加なしで、いっそう心筋の酸素摂 取をも増大させた。そのような研究で観察されるように、冠状動脈の流れの変調 は心臓の酸素消費量にほぼ付随して起こる。

対にされた刺激によって作り出された著しい増強作用効果が、大に誘発された急 性心不全の治療技術の使用に研究者の関心を向けさせた。犬での対にされたベー シングによって引き起こされた左心室性能と心拍出量の改善が、いく人かの研究 者によって観察された。比較通常の犬の心臓について行なわれた他の研究で、対 にされたベーシングは、はぼ反射補償作用に起因する心臓血液搏出量を全く増加 させないことが確認された。

上記５ｉｄｄｏｎｓ氏の本で述べられた観察内容が、Ｊｏｈｎ　Ｗ、Ｌｉ５ｔｅ ｒ氏（医学博士）等による「対にされるか連結する心房の刺激によって心拍数の 速度を遅くすることについての血行力学効果Ｊ　（Ｔｈｅ　Ｈｅｍｏｄｙｎａｍ ｉｃ　Ｅｆｆｅｃｔｏｆ　Ｓｌｏｗｉｎｇ　ｔｈｅ　Ｈｅａｒｔ　Ｒａｔｅｂｙ 　Ｐａ１ｒｅｄｏｒ　Ｃｏｕｐｌｅｄ　Ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ　ｏｆ　ｔｈｅ 　Ａｔｒｉａ：アメリカの心臓ジャーナル（Ａｍｅｒｉｃａｎ　Ｈｅａｒｔｏｕ ｒｎａｌ　：Ｖｏｌ、７３第３号第３６２−３６８頁（１９６７年３月））、及 びＪｏｈｎ　Ｒｏｓｓ、Ｊｒ、氏（医学博士）等による「対にされた電気的刺激 の反復的適用による心室性能と酸素消費量の電気的増大Ｊ　（Ｅｌｅｃｔｒ。

−ａｕｇｍｅｎｔａｔｉｏｎ　ｏｆ　Ｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ　Ｐｅｒｆｏｒｍ ａｎｃｅ　ａｎｄ　Ｏｘｙｇｅｎ　Ｃｏｎｓｕｍｐｔｉｏｎ　ｂｙ　Ｒｅｐｅｔ ｉｔｉｖｅ　Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ　ｏｆ　Ｐａ１ｒｅｄ　Ｅｌｅｃｔｒｉｃ ａｌ　Ｓｔｉｍｕｌｉ：循環研究（Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ　Ｒｅ５ｅａｒｃｈ 、Ｖｏｌ、１６、第３３２−３４２頁（１９６５年４月））にも記載されている 。

これまでの人間についての研究は少なくとも深刻なデ血性心不全の患者の増強作 用治療に関してはあまり有望でなかった。しかしながらい（つかの報告では改善 が観察されている。人間についてのこれら予備的な研究の多くが、病状と薬物治 療（あるいはその欠除）が過度に心室性細動に影響されつる心臓を有する患者に ついて行なわれた。その時には、心得周期（給体不応期の外側で相対不応期の内 側）における受攻期に各々の対の２番目のパルスが印加されなければならないか クローズしなければならないので、心室性細動誘因の危険性は細動閾値が低い患 者で容認できないほどに高いと結論づけられた。細動閾値が低酸素症、電解質障 害、薬剤及び他の因子の影響でかなり可変することがさらに観察された。

加えて、高性能皮下埋設可能なパルス発生器とセンサーが手に入らず、そして心 外膜電極を貼り付けるために深刻な雪皿性心不全患者にとっては禁物の胸部開口 手術を必要とした。

対にされるか連結する刺激による心室周期の吸収期間が特に危険であると考えら れた。６搏周期中の受攻期が、期外収縮の脈拍か潜在的心臓レートの早熟と共に 可変するからである。最初は不応期の長さが不明だったので、患者に取り組んで いる研究者が、試行錯誤による絶対の不応期の終端を感知しなければならなず、 対にされるか連結するパルスを受攻期にしばしば供給してしまっていた。加えて ほとんどの医師は、これらの処置と長期療養患者の世話が非常に時間がかかるも のであることを見い出した。

その時のベーシング技術によれば、ベーシング閾値が細動閾値に近いことに注意 する必要がある。いずれにせよ、かなり初期の技術における難しさと危険の詔め られた程度が、を血性心不全患者において心室機能を増すために、なおいっそう 対にされて、そして連結するベーシングを考慮することについての医師のやる気 を失わせた。

薬剤によって抑λられる可能性がなかった心房か心室性頻脈の連続よって患者が 苦しめられる心拍数を減少させることについて、最も著しい改善が観察された。

手で始動するか、あるいは固定的レートの自動トリガーするか、さらにあるいは レート適応オーバードライブバーストと走査ベーシングするかについての続いて の開発は、多重プログラマブルかつ多機能心臓ペースメーカー及び電気的除細動 −細動除去−ペースメーカーとを含む抗頻脈制御装置に結び付いた。しかしなが ら、従来のベーシングや高エネルギー刺激による治療に耐えない心臓疾患過程に よ−って苦しめられている患者の治療で、ＰＥ５Ｐ効果を引き起こすために、対 にされて連結する刺激の使用に関してはほとんど研究が行なわていないように思 われる。加えて、心房ＰＥ５Ｐ効果を引き起こすために、心房性の心臓収縮を「 増強する」試みにおける心房性の対にされるか連結するベーシングの使用は不完 全なままである。

発明の開示 従って本発明の目的は、不健康な心臓機能を有する患者の心臓性能を最適化及び ／又は増強する能力がある自動的心臓刺激器を提供することでである。

本発明の伯の目的は、周期的な心筋梗塞を含む疾患、心筋層への手術または他の 外傷治療の発作で激しく損なわれた心臓の機能についての急性療法としてのＰＥ ５Ｐとその電気的増大効果を供給し、刺激の適用の周期性が心臓血管系の１つ以 上の生理学的なパラメーター機能として制御されるようにすることである。

本発明のさらに他の目的は、心房−心室ベーシング系でＰＥ５Ｐ刺激を実行する ことであり、対にされた及び／又はトリガされた刺激は、１つ以上の生理学的な センサーによって感知されるように心拍出量を維持するために必要なときにだけ 供給される。

これらの本発明の目的は、対にされた及び／又はトリガされた刺激を、心筋酸素 消費量、混合静脈酸素飽和、全身もしくは肺動脈血液流、及び／又は心臓ストレ スを反映する心室、心房もしくは動脈血圧力、及び／又は性能に関するセンサー 感知変量に応じて供給する方法と装置を現実化することである。さらに本発明の 方法と装置は、引き起こされた頻拍型不整脈の治療のために予備療法を供給する システムで実行され得る。

本発明の一実施例で、心室の充満圧を増大させるために期外収縮後の効果を与え る心臓ペースメーカーを作動させる方法は、心房へのデマンドに応じたベーシン グ刺激を提供し、すぐに前のベーシングパルスまたは感知した心房減極から計っ て対にされるかトリガされたベーシング刺激を供給し、それぞれ心室の不応期の 範囲内で十分な心房の期外収縮後の増強作用をもたらし、心室充満圧が心房のい っそう力強い収縮によって増やすようにするものである。

本発明の好ましい実施例では、ストレス及び／又は性能をバランスさせるか制御 するために一連の事象においてベーシングされて感知された事象の総和に対して 、対にされそしてトリガされた刺激の比を制御するために、噴門筋のストレスか ＰＥ５Ｐによって影響を受けた心拍出量性能のどちらかを上述したセンサーによ って選択的にモニターし得る。また、先行する事象から測定された対にされそし てトリガされた刺激の間隔が、ストレス及び／又は性能を制御するかバランスさ せるために、ＰＥ５Ｐ効果を増加または減少させる。

本発明の好ましい実施例の全ては、房室ペースメーカーまたは不整脈制御装置に 用いることができる。

図面の簡単な説明 本発明の上記した目的及びさらに他の目的と特徴と利点は、好ましい実施例の以 下の詳細な説明及び添付図面によりで明らかになるであろう。

図１は、センサ出力信号比例した対にされて、そして連結する心臓への刺激を供 給するための簡易かつ単一の心室ベーシングシステムの簡略化したブロック図で ある。

図２は、本発明のＰＥ５Ｐ刺激を実行され得る二重心室ベーシングシステムの簡 略化したブロック図である。

図３は、心房及び心室刺激と、図２の二重心室ベーシングシステムのインターバ ルと関連する感知された事象のタイミング図である。

図４は、本発明のＰＥ５Ｐ！１１激システムが実行される電気的除細動−細動除 去−ベースメーカーシステムの簡略化したブロック図である。

図５は、心臓のストレスと図１ないし４の実施例におけるＰＥ５Ｐ刺激の適用を 制御する実行フィードバック制御信号を供給するためのセンサ処理論理の概略図 である 図６は、図１ないし４の実施例において実行されるトリガされたＰＥ５Ｐ刺激に よる心房及び／又は心室刺激及び生理学的センサフィードバック制御を供給する アルゴリズムのフローチャートである。

図７は、実施例のいずれかにおいて図６アルゴリズムを備える装置皮下埋設され る心臓のストレスと実行帰還信号に基づ＜ＰＥ５Ｐ刺激を供給するためのアルゴ リズムのフローチャートである。

そして、図８Ａと８Ｂは心臓のストレス（Ｃ３Ｉ）に応じた通常のベーシング調 整用ＰＥ５Ｐを示す図である。

詳細な実施例の説明 以下本発明を、単一かつ二重心室ベーシングシステムの好ましい態様により説明 する。電気的除細動−細動除去−ペースメーカーシステムだけでなく心筋の静脈 、動脈または心室パルス圧力あるいは上述した引用先行公知技術に開示された心 臓血管系の状態を示す他の生理学的信号における酸素飽和レベルを測定するセン サを含む、本発明の好ましい実施例が、以下に説明された特定の帰還信号処理回 路と関係付けた先在するハードウェア装置及び／又はソフトウェア制御システム において実行され得ることは理解されよう。

本発明の好ましい実施例に基づくシステムを皮下埋設しようとする患者が、アテ ローム性動脈硬化症のような脈管の疾患の為に心臓筋肉に対する損なわれた酸素 供給を示してもよい。心臓の酸素飽和度か心筋ストレスと共に可変する他の生理 学的なパラメーターの測定は、心筋の過剰運動を防ぐＰＥ５Ｐ刺激を制御するた めに使用される第１の生理学的な変量を供給する。心拍出量と共に可変するパラ メーターの第２のセンサによる第２の測定が、ＰＥ５Ｐ刺激をも制御するシステ ム性能をモニターするために採用される。

加えて、そのような患者は、ＰＥ５Ｐ療法によって引き起こされた増大された酸 素要求の結果として狭心症を経験しやすい。本発明によれば、好ましい実施例は 、ＰＥ５Ｐ刺激を制限するための皮下埋設装置と連絡するために患者が使用でき る治療終了制御装置を含む。

本発明の他の適用は、好ましい実施例の説明とともに示した。

図１には、そのような患者による中断手段を有するとともに、酸素飽和センサを 採用してＰＥ５Ｐ刺激の適用周波数を調節する心臓のストレス単数（Ｃ３Ｉ）フ ィードバック制御信号を作りだすための簡略化された単一チャネルシステムが示 される。

図１は、生理学的な制御された単一の心室ベーシングシステムの代表的先行公知 技術、例えばＢｏｒｎｚｉｎ氏に対するＭｅｄｔｒＯｎｉＣ社所有の米国特許第 ４，４６７．８０７号に示されるものと共通のセンサを採用し、カリ類似した態 様で実行される。図１のシステムは、ペースメーカー３４は、一対のベーシング ／センシング電極１４．１６に連結するようにした４、４６７．８０７特許で開 示されたタイプの従来のベーシング／センシングブロック３６を含む。加えて、 本発明の方法及び装置の特定の適用において、患者から制御信号を受信するよう にした患者中断装置２０はペースメーカー３４に連結するか、含まれる。簡単に されたシステムでは、患者中断装置は、ペースメーカー３４のハウジング内に設 けたリードスイッチを構成し、患者が、狭心症の始まりを感じた場合に、対にさ れるか連結する刺激の印加を中断するために患者によって皮下埋設装置に印加し た磁場によって開閉される。対にされて、そしてトリガされた刺激が、心拍出量 のＰＥ５Ｐ増大を引き起こすが、心臓の動脈狭窄によって防がれる心筋の酸素使 用増加によって東の間の狭心症を引き起こす。

図１のブロック図の特定のベーシング機能は、ＡＡＴ−Ｒベーシングシステムと して特徴づけられ、文字Ｒによって表わした一または二の生理学的変量に従って 心房がベーシングされ、心房事象が感知され、そして刺激がトリガされる。しか しながら、システムが、生理学的な変量に依存している潜在的ベーシングレート と共に実行される一方で、本発明においては、生理学的な信号を、そのときの支 配的下限レートベーシング補充収縮間隔から独立している対にされるかトリガさ れた刺激か対にされて、そしてトリガされたベーシング間隔（ＰＰＩとＴＰＩ） の発生周波数を調節するために採用する。つまりＭＴベーシングシステムにおい て、ベーシングパルスの供給が、Ａ−Ａ補充収縮間隔のタイムアウトかＡ−Ａ補 充収縮間隔内でのＰ波の感知によってトリガされる。本発明において、Ａ−Ａ補 充収縮間隔のタイムアウトが、ＰＥ５Ｐ効果を得るのに十分なパルス間隔インタ ーバル（ＰＰＩ）を有する一対の密接に一定間隔をとって配置されたベーシング パルスの供給をトリガする。同様に、不応及びブランキングインターバル（「感 知された事象」）外のＰ波の感知が、連結する刺激のＰＥ５Ｐ効果を得るために 、トリガされたパルスインターバル（ＴＰＩ）内の先行する心室の対にされるか トリガされた刺激パルスによって導かれる。これらの機能は、従来の単一の心室 ベーシング補充収縮間隔タイマー、センスアンプ及びパルス発生器によって果た される。そしてこれらは全て、電極１４．１６に連結するブロック３６に含まれ 、ブロック２２からのＰＥ５Ｐ制御信号を受信する。

ＣＳＩセンサー１２は、好ましくは４，４６７．８０７特許やＭｏｏｒｅ氏等へ のＭｅｄｔｒｏｎｉｃ社の米国特許第４，５７０，４９５号に開示されるセンサ ーと信号処理回路の形態をとる酸素飽和検知回路ブロック１８に連結する酸素セ ンサーである。それ満足させるというために、感知酸素飽和パーセンテージが酸 素飽和ブロック１８で引き出され、ＰＥ５Ｐ刺激のための最適化アルゴリズムブ ロック２２で心臓のストレスインデックス（ＣＳＩ）として採用され、図５−８ で説明された態様でブロック２４によってＰＥ５Ｐ刺激周波数を調節する。

好ましくは血圧かフローセンサーが図１の実施例及び本発明の他の実施例で含ま れる。そのようなシステムで、圧力センサーまたはフローセンサーは、心臓血液 搏出量性能に関するパラメーターを感知するために、適当な血管か心室内に位置 する。上記パラメーターは、一方もしくは両方の心室でベーシングされるか感知 された事象に対する対にされるか連結する刺激の適用周波数か比率のために、な おいっそうの心臓機能インデックス（ＣＰＩ）制御信号を作りだすために処理さ れる。

ＣＰＩ信号処理ブロック３０は、図１で示されたシステムで供給され、心臓もし くは全身の血管か、全身もしくは肺動脈で血圧、血流もしくは酸素飽和の変化に よって反映されるように酸素を加えられた血液の全身の出力をモニターする。

ＣＰＩセンサー３２は、血圧か血流か酸素飽和センサーであり、右か、左の心房 または心室、全身もしくは肺動脈の動脈、または公知のタイプのいずれかの血管 に置かれ、このセンサーは、圧電、圧電抵抗、ドツプラー超音波及びインピーダ ンス・ブレチスモグラフィ成分により駆動する５ｃｈｒｏｅｐｐｅ１氏への米国 特許第４，７７０，１７７号、５１ａｔｅ氏への同第４，７９１，９３１号、Ｃ ｏｈｅｎ氏への同第４，８９９，７５１号、Ｋｏｎｉｎｇ氏等への同第４，７３ ０．６１９号、Ｂａｕｄｉｎｏ氏への同第４，５４１，４３３号、Ａｎｄｅｒｓ ｏｎ氏への同第４，４０７，２９６号、Ａｎｄｅｒｓｏｎ氏等への同第４，４８ ５．８１３号、Ｂｏｒｎｚｉｎ氏への同第４，４６７．８０７号、Ｍｏｏｒｅ氏 等への同第４，７５０，４９５号、Ｂａｕｄｉｎｏ氏等への同第４，７３０，３ ８９号、Ｂａｕｄｉｎｏ氏等への同第４，８０７，６２９号、Ｂａｕｄｉｎｏ氏 等への同第４，８１３，４２１号、そしてＭｏｏｒｅ氏等への同第４，９０３゜ ７０１号において開示されたものを含む。

動脈、静脈、右か左の心房か心室圧力信号の処理は、変化率（ｄＰ／ｄｔ）、長 期平均及び電流、ピーク振幅速度または容積測定血流を含み、上記特許あるいは ともに同時係属するＢｅｎｎｅｔｔ氏等の米国特許出願第０７１５６７．４７６ 号（出願日１９９０年８月１４日）に開示されている上記設定されたアルゴリズ ムを使用して成し遂げられる。いずれにせよブロック３０中の処理が、非同期ベ ーシングレートを確立する電流エスケープインターバルを設定するための機能最 適化ベーシングレート制御信号を作りだす。

また図２と３で実行可能で、作動モードの一部であると考えられる図１の好まし いベーシングシステムでは、ＰＥ５Ｐ刺激のための周波数か連結インターバル制 御信号が、Ｃ３Ｉセンサー１２、ＣＰＩセンサー３２によって修正される信号処 理ブロック１８及び信号処理ブロック３０によって確立される。

本発明においては、ＣＳＩ信号だけ、またはＣＰＩ信号はブロック３６により、 感知されたストレス／実行レベルに比例した対にされるかトリガされたパルスの 供給を抑止するために用いられる。従って、一連のベーシング及びセンシング中 の対にされるかトリガされたパルスごとではなく、あるＣ３Ｉ／ＣＰ４レベルに おいて事象を供給することが計画される。Ｃ３Ｉが増えるにつれて、対にされる かトリガされたパルスの主要な部分が抑制され、狭心症の浮選または頻拍型不整 脈を引き起こす酸素飢餓とそれに伴う危険を引き起こすことなく、患者はＰＥ５ Ｐ刺激増大心拍出量の効果を享受する。

ＰＥ５Ｐ　（即ち電気的増大量）の程度が対にされるか連結するパルスインター バルに依存していることもし察される。即ち、ＰＰＩかＴＰＩ　（以下ｒＰＰＩ ／ＴＰＩＪという。）は短縮されるか、ピーク応答インターバルを越えて伸びる につれて、収縮力応答は減少する。従ってＰＰＩ／ＴＰＩそれ自身が、心筋によ るＰＥ５Ｐ効果及び付随する酸素摂取を増加または減少させる感知されたＣＳＩ ／ＣＰＩレベルの機能として可変するかもしれないことが考えられる。この実施 例において、対にされていないか連結する刺激の事象に対する対にされるかトリ ガされる比を調整することは必要ではない、ＰＰＩ及び／またはＴＰＩまたは全 体のベーシングされかつ感知された事象に対する対にされるかトリガされたパル スの割合を可変することという二つの技術をまず最初に採用する可能性も考えら れる。

図２は、本発明の方法と装置を実行するレート−感応二重心室ベーシングシステ ムが示されている。区２のシステムは、Ｂｅｎｎｅｔｔ氏等の名義で１９９０年 ８月１４日に出願されたＭｅｄｔｒｏｎｉｃ社の米国特許出願第０７１５６７． ４７６号に示すシステムの修正したものである。図２のシステムは、マイクロコ ンピュータ−回路１１４、入出力回路１１２、データ通信バス１３０、心房と心 室Ｐ波とＲ波の受信と処理だめの常駐ソフトウニ乙システム効率を測定するため 及びベーシングレートを制御するために心筋ストレスと圧力か血流センサを測定 する上述の酸素センサから引き出す信号、そして外部のプログラマ−送受信機（ 図示せず）からのプログラミング信号を受信し、適切な遠隔通信コマンドに応じ てプログラマ−送受信機にデータを伝送するアンテナ１３４と送受信機１３６に よって実行される。

図２の実施例では、ペースメーカー回路１００は概略的に示され、電気的に患者 の心臓１０４ヘベーシングリード１０２と１０７を経て連結する。リード１゜２ は、遠位端に双極極板１０３．１０５を含み、患者の心臓１０４の右心室（Ｒ■ ）内に置かれる。リード１０６は、右心房に置かれた双極極板１０９．１１１を も含む。リード１０２と１０６は、公知の単極性か双極極板を担持することがで きる。電極１０３．１０５と１０９．１１１は、リード１０２．１０６内適当な 導電体及び出力コンデンサー１０８．１０７介して入出力回路１１２の出力端子 に連結する。

入力出力回路１１２は、マイクロコンピュータ−回路１１４内でソフトウェアで 実行されるアルゴリズムの制御の下でデータバス１３０からの制御及びデータ信 号により心臓に対してそのレートを制御する心房及び／または心室刺激パルスを 印加するだけでなく、デジタル制御するのための作動入出力アナログ回路と、Ｐ 波とＲ波のような心臓に由来する電気信号の検知に必要なタイミング回路１３２ を含む。

マイクロコンピュータ−回路１１４は、オンボード回路１１６と非搭載回路１１ ８を含む。オンボード回路１１６は、マイクロプロセッサ１２０とシステムクロ ック１２２とオンボードＲＡＭ１２４とＲＯＭ１２６を含む。非搭載回路１１８ は、非搭載ＲＡＭ／ＲＯＭユニット１２８を含む。マイクロコンピュータ−回路 １１４は、図中符号１３２で示されたデジタルコントローラータイマー回路にデ ータ通信バス１３０によって連結する。マイクロコンピュータ−回路１１４は、 標準的ＲＡＭ／ＲＯＭコンポーネントによって容量を増加させたカスタムＩＣ装 置で構成できる。図２に示された電気的コンポーネントは、適切な皮下埋設可能 なバッテリー（図示せず）によってｉｔ源を供給されることが理解されよう。

アンテナ１３４は、アップリンク及びダウンリンク遠隔通信のために、ＲＦ送受 信回路（ＲＦＴＸ／ＲＸ）を介して入力出力回路１１２に接続する。アナログと ディジタルデータ遠隔測定は、アンテナ１３４と外部プログラマ−（図示せず） 等の外部の装置の間で好ましい態様で行われる。全てのデータは、本発明の譲受 人に譲渡された同時係属米国特許出願第０７／４６８，４０７号（出願日１９９ ０年１月２２印で説明されるようにまずデジタルコード化され、そしてパルス位 置を弱められたＲＦ搬送波で変調する。

水晶発振器回路１３８（一般的には３２，７６８Ｈｚ水晶制御発振器）は、デジ タルコントローラータイマー回路１３２への主なタイミングクロック信号を供給 する。■レファレンスバイアス回路１４０はＩ１０回路１１２のアナログ回路の ための安定した電圧基準とバイアス電流を発生させる。マルチプレクサＡＤＣ回 路（ＡＤＣ／ＭＵＸ）１４２ば、アナログ信号と電圧をデジタル化する遠隔通信 と置換時間指示機能（寿命）を供給する。パワーオンリセット回路ＦＯＲ）１４ ４は、初期装置電源投入時或いはたとλばｔＥＢ気の干渉のため短期に生じる低 バッテリー状態の検知によりデフォルト状態に対して、回路と関連する機能をリ セットするように作動する。

図１で示されたペースメーカーのタイミングを制御するための作動コマンドは、 デジタルコントローラータイマー回路１３２にバス１３０によって連結する。こ のデジタルタイマーは、Ｉ１０回路１３２内の周辺コンポーネントの動作を制御 するために、種々の不応、ブランキング、及び他のタイミングウィンドー（図３ に示す）だけでなく、ペースメーカー全体の補充収縮間隔を設定する。

患者の心臓１０４に近接配置され電気的体動を感知するリード１０２．１０６と コンデンサー１０８，１０７を介して、それぞれ心室と心房電極１０３．１０５ と１０９．１１］からピックアップされ増幅処理されたＲ波とＰ波信号を受信す るデジタルコントローラータイマー回路１３２が、センスアンプ１４６．１４６ °に連結する。回路１３２内で補充収縮間隔タイマーをリセットするために、セ ンスアンプ１４６，１４６が心室感知（ＶＳ）及び心房感知（ＡＳ）事象信号を 生じさせる。Ａ−Ａ及び■−■下限レートエスケープインターバルがそれぞれ終 了するとき、または外部に伝送されたベーシングコマンドが受信されたときに、 デジタルコントローラータイマー回路１３２によって作りだした■ＰとＡＰトリ ガー信号に応じて、あるいはベーシング技術で公知の他の収納されたコマンドに 応じて、出力パルス発生器１５０．１５０が、患者の心臓１０４に対する心室と 心房ベーシング刺激を供給する。

本発明の好ましい実施例で、ペースメーカー１００は、ＭＩＲ，ＡＶＯＲ，ＭＴ Ｒ，ＷＩＲｌＶＯＯＲ及びＷＴＲレート対応モードだけでなく、Ｍｌ、ＡＤＤ、 ＭＴ、Ｗｌ、■○○及びＷＴを含む種々の非レート感応モードで作動することが できる。あるいはペースメーカー１００は、以下で説明する実施例で二重心室Ｄ 　Ｄ　Ｄ／Ｄ　Ｄ　Ｄ　Ｒベーシングシステムとして形成される。ペースメーカ ーのこの部分を実行することのために適当な回路のなおいっそうの例を、米国特 許第４．５９６，２５１号と同第４，２５３，４６６号に見い出されることがで きる。

本発明においては、Ｃ３Ｉセンサ信号は、血液酸素及び／又は圧力あるいは血流 センサにより心筋ストレスを感知したもので、ブロック１５４でまず処理され、 そして全体のペースと感知事象への対にされて、そして連結するベーシング事象 の比を選択するか、対にされて、そしてトリガされたベーシングインターバルを 制御するために用いる制御信号を作りだすために回路１３２で数学的に処理され る。

酸素を加えられた血液のためのデマンドに心臓の出力を関連させるためにＣＰＩ センサーを採用している好ましい実施例では、上述したＣＰエセンサの１つから センサ出力信号を増幅し、処理し、受信するために処理増幅回路１５２に連結さ せる。

本発明においては、酸素、圧力或いは結果として起こる外への遠隔通信の及び分 析の血流センサ出力信号に対して患者の体動のレベルを反映する両方のセンサの 出力信号を関連させるために、記憶データペースを作りだすことが望ましい。

たとえば、予想される範囲の極限の値を有する第１のセンサの酸素か圧力か血流 信号が第２のセンサ信号に関連し、対にされず連結する事象に対する対にされ連 結するペース事象のそのときの支配的比でセンサが、正しく作動しているか心拍 出量に対する心臓ストレスを感知したことに関係付ける。従ってセンサは、作用 と主作用へのデータ付属物と全体の感知されるか、ベーシングされた事象への対 にされるか連結する刺激の比を調節することへのデータ収集に付随するものを供 給する。

図２のシステムのタイミング図が、図３で示される。図２では、心房体動とイン ターバルが水平の時間ラインと心室体動より上に示され、そして、インターバル はラインの下に示される。オペレーティング・モードのセットとベーシングシス テムとタイミング図のためのプロブラマブルパラメーターは以下に示す。このリ ストでチャネル１は、心房チャネルを表している。そしてチャネル２は、全ての リストにされたパラメーターのために心室チャネルを表している。

図３に関し１てペースメーカーは、レート応答アルゴリズムによって設定される か、プログラムを作成される基本的補充収縮インターバル（ＥＢＩ）で作動する 。エスケープパルス（ＥＰＩとＰＰ２）のパルス特性（振幅と幅）はプログラム できる。「対にされたパルス」か「トリガされたパルス」　（或いは連結したパ ルス）は、エスケープパルスの供給の後に、それぞれブロブラマブルインターバ ル（ＰＰＩ）或いは（ＴＰＩ）を供給できなければならない。この実施例で、心 臓のストレスセンサ出力信号の作用としてはインターバルは可変しない。対にさ れたパルスのパルス幅と振幅はプログラムできるようにする。ペースメーカーの 二重心室作用が選択されるならば、二重心室インターバル（ＡＶインターバル） タイマーは、チャネル１感知事象（Ｓｌ）の時点でまたはチャネル１の中のエス ケープパルスの供給（ＥＰＩ）で始まる。このタイマーが、時間切れとなった時 、エスケープパルス（ＰＰ２）がチャネル２に供給される。チャネル２刺激パル スが供給されるときはいつでも、ブランキング期間（ＢＰＩ）がチャネル１で使 用可能であり、そして、チャネル１刺激が供給されるときはいつでも、ブランキ ング期間（ＰＰ２）がチャネル２で使用可能である。ブランキング期間は不応期 にオーバーラツプして、類似した作用を供給する。

上述の図２と３のシステムのためのブロブラマブルな特性は、分、最高、最低、 インクリメントと基準である。

Ｓｌ：感知事象（チャネル１） 感知事象がこのチャネルで生じるとき、ＥＢＩＩタイマーリセット、ＴＰＩＩタ イマーリセット、ＲＰＩタイマーリセット、ＤＣＩタイマーリセット（ＤＣフラ ッグが、ＹＥＳであるならば）が生じる。このチャネルの感度は０．０１．５、 Ｏ，０，０１，０，２５（ｖ）にプログラムできる。

ＴＰＩ：トリガされたパルス（チャネル１）トリガされたパルスは、感知事象に 続いて、供給するパルスである。トリガされたパルスは、ＴＰＩＩ間隔によって 感知事象に続く。ＣＨＩフラグがＹＥＳであるならば、トリガされたパルスだけ 供給する。ＴＰＩパルスが供給されるとき、ＲＰＩタイマーリセット、ＰＰ２タ イマーリセツトが生じる。ＴＰ１特性は、ＰＷ：０．ＯＬ、５．００．０．０１ ．０．５０　（ｍｓ）ＰＡ：０．１０．１０、Ｏ，０，１０，１，００（Ｖ）の ようにプログラムできる＋　ＴＰＩＩ：トリガされたパルス間隔（チャネル１） トリガされたパルス間隔は、トリガされたパルス（ＴＰＩ）の供給に対する感知 事象から時間である。トリガされたパルスインターバルは、感知事象（Ｓｌ）の 検知の時点に始まる。ＴＰ１１インターバルが終了する前に、それは別の感知さ れた事象の検知によってリセットされる。そしてトリガされたパルスが供給され る。

ＥＰＩ：エスケープパルス（チャネル１）エスケープパルスは、補充収縮間隔Ｅ ＢＩＩの終了に続いて供給されるパルスである。ＥＰＩパルスが供給されるとき 、ＥＢＩＩタイマーリセット、ＴＰＩＩタイマーリセット、ＲＰＩタイマーリセ ット、ＢＰＩタイマーリセット、ＤＣＩタイマーリセット（ＤＣフラグが、ＹＥ Ｓであるならば）が生じる。ＥＰＩ特性は、ＰＷ：０．０１．５．００．０．０ １．０．５０　（ｍｓ）　ＰＡ：０．　１０．１０．０．０．１０．１．００　 （Ｖ）のようにプログラムできる。

ＰＰＩ：対にされたパルス（チャネル１）エスケープパルスに続いて、対にされ たパルスが供給される。対にされたパルスは、ＰＰＩＩインターバルによってエ スケープパルスに続＜、ＣＨ１フラッグがＹＥＳである場合だけ、対にされたパ ルスが供給される。ＰＰ１パルスが供給されるとき、ＲＰＩタイマーリセット、 ＰＰ２タイマーリセツトが生じる。ＰＰ１特性は、ＰＷ：０．０１．５゜００． ０，０１．０．５０　（ｍｓ）ＰＡ：０゜１０．１０．Ｏ，０，１０，１，００ （Ｖ）のようにプログラムできる。

ＰＰ１１：対にされたパルスインターバル（チャネル１）対にされたパルスイン ターバルは、対にされたパルス（ＰＰＩ）の供給からエスケープパルス（ＥＰＩ ）の供給までの時間である。対にされたパルスインターバルは、ＥＰＩの供給時 点から始まり、ＰＰＩＩインターバルが終了する前に対にされたパルスが供給さ れるか或いはＰＰＩ供給の実際の時間で、感知された事象の検知によってリセッ トされる。

ＲＰＩ：不応期（チャネル１） 不応期は、いかなる付加的感知事象も生じない感知事象か刺激パルスに続く期間 である。この期間のタイマーは、感知事象（Ｓｌ）、トリガされたパルス（ＴＰ ｌ）、エスケープパルス（ＥＰＩ）或いは対にされたパルス（ＰＰＩ）によっテ スタートする。ＲＰＩは、０．００．５００．１０．０．１００　（ｍｓ）（７ ）ようにプログラムできる。

ＢＰＩニブランキング期間（チャネル１）ブランキング期間は、感知事象が生じ ることができない時間（センスアンプが作動しなくなる）であり、チャネル２の 上のトリガされたパルスＴＰ２か、チャネル２の上のエスケープパルスＥＰ２か 、チャネル２の上の対にされたパルスＰＰ２の供給の時点でスタートする。チャ ネル２が刺激のために使用されていないならば、ＢＰＩは無関係であ６．ＢＰＩ 間隔は、０．００．２０．Ｏｌｏ、］０．１０．０　（ｍｓ）のようにプログラ ムできる。

ｌＢ１１：内因性の脈拍インターバル（チャネル１）このインターバルは、内因 性事象の間の時間であり、装置によって計ることができない。

ＥＢＩＩ：補充収縮インターバル（チャネルｌ）補充収縮インターバルは、チャ ネル１事象の間の基本的かつ最大許容インターバルである。補充収縮インタバル タイマは、感知された事象Ｓ１の検知によって、またはエスケープパルスＥＰＩ の供給によってリセットされる。補充収縮インターバルは、６０．０００／基本 エスケープレートとして計算される。基本エスケープレートは、３０．２５０． ５．７０　（ｂｐｍ）としてプログラムできる。

チャネル２の特徴 Ｓ２：感知事象（チャネル２） 感知事象がこのチャネルで生じるとき、ＥＢＩ２タイマーリセット、ＴＰＩ２タ イマーリセット、ＰＰ２タイマーリセツトが生じる。このチャネルの感度は０． ０１．５．０．０．０１．０．２５　（ｖ）のようにプログラムできる。

ＴＰ２　＋　トリガされたパルス（チャネル２）トリガされたパルスは、感知事 象に続いて、供給されるパルスである。トリガされたパルスは、ＴＰＩ２インタ ーバルによって感知事象に続（。ＣＨ２フラグがＹＥＳである場合だけ、トリガ されたパルスが供給される。ＴＰ２パルスが供給されるとき、ＰＰ２タイマーリ セツト、ＢＰＩタイマーリセットが生じる。ＴＰ２特性は、ＰＷ：０．０１．５ ．０Ｏ１０，０１，０，５０（ｍｓ）ＰＡ：０．１０．１０．０．０．１０．１ ．００　（ｖ）としてプログラムできる。

ＴＰｌ２：トリガされたパルスインターバル（チャネル２）トリガされたパルス インターバルは、感知事象からトリガされたパルスの供給までの時間（Ｔ　Ｐ　 ２　）である。トリガされたパルスインターバルは、感知事象（Ｓ２）の検知の 時点に始まり、ＴＰＴ２インターバルが終了する前に、別の感知された事象の検 知によってリセットされる。そしてトリガされたパルスが供給される。

ＥＰ２　＋エスケープパルス（チャネル２）エスケープパルスは、補充収縮間隔 ＥＶＩＬの終了に続いて、供給するパルスである。ＥＰ１パルスが供給されると 、ＢＰＩタイマーリセット、するＥＢＩ２タイマーリセット、ＴＰＩ２タイマー リセット、ＰＰ２タイマーリセツトが生じる。ＥＰ２特性はプログラムできる。

ＴＰＩ２タイマーリセット、ＰＰ２タイマーリセツト、ＢＰＩタイマーリセット 、ＥＰ２特性は、ＰＷ：０．０１．５゜０Ｏ１０，０１，０，５０（ｍｓ）ＰＡ ：０．１０．１０．０．０．１０．１゜００　（ｖ）としてプログラムできる。

ＰＰ２　：対にされたパルス（チャネル２）対にされたパルスは、エスケープパ ルスに続いて、供給されるパルスである。

対にされたパルスは、ＰＰＩ２インターバルによってエスケープパルスに続く。

ＣＨ２フラッグがＹＥＳである場合だけ、対にされたパルスが供給される。ＰＰ ２パルスが供給されるとき、ＰＰ２タイマーリセツト、ＢＰＩタイマーリセット が生シル。ＰＰ２特性は、ＰＷ：０．０１．５．００．０．０１．０．５０　（ ｍｓ）ＰＡ：０．１０．１０．０．０．１０．１．００　（ｖ）としてプログラ ムできる。

ＰＰＩ２＋対にされたパルスインターバル（チャネル２）対にされたパルスイン ターバルは、エスケープパルスＥＰ２の供給から対にされたパルスＰＰ２の供給 までの時間である。対にされたパルス間隔は、ＥＰ２の供給の時点に始まり、Ｐ ＰＩＩインターバルが終了する前に、感知事象の検知或いはＰＰ２供給の実際時 間によってリセットされ、そして対にされたパルスが供給される。

ＰＰ２　：不応期（チャネル２） 不応期は、いかなる付加的感知事象も生じない感知事象か刺激パルスに続く期間 である。この期間のタイマーは以下によってスタートする。感知された事象Ｓ２ 、トリガされたパルスＴＰ２、エスケープパルスＥＰ２、或いは対にされたパル スＰＰ２゜ＲＰ　２　ハ、○、００．５００．１０．０．１ｏ○（ｍｓ）として プログラムできる。

ＢＰ２　ニブランキング期間（チャネル２）ブランキング期間は、感知事象が生 じることができない時間（センスアンプが作動しなくなる）であり、チャネル２ 上のトリガされたパルスＴＰＩ、チャネル１上のエスケープパルスＥＰＩ、チャ ネル１上の対にされたパルスＰＰＩの供給の時点から始まる。ＢＰ２は無関係で あり、チャネル１が刺激のために使用されていないことである。ＢＰ２インター バルは、０．００．２０．Ｏ，０，１０，１０，０（ｍｓ）としてプログラムで きる。

ｌＢ１２：内因性の脈拍インターバル（チャネル２）この間隔は、内因性事象の 間の時間である。それは装置によって計ることができない。

ＥＢＩ２＋エスケープ脈拍インターバル（チャネル２）補充収縮インターバルは 、チャネル１事象の間の基本的最大許容インターバルである。補充収縮インタバ ルタイマは、感知された事象（Ｓｌ）の検知によって、またはエスケープパルス （ＥＰＩ）の供給によってリセットされる。補充収縮インターバルは、６０．０ ００／基本エスケープレートとして計算される。基本エスケープレートは、３０ ．２５０．５．７０　（ｂｐｍ）としてプログラムできる。

好ましい実施例とともに説明されるように、システムの１つの適用は、心室を満 たすのに十分力強く収縮するために心房の不能を克服する心房のＰＥ５Ｐ刺激に よる、心房収縮の電気的増大であり、動脈系への血液による排除のためにデ血性 心不全のある患者が、心室の不十分な充満の為に心拍出量機能不全症をしばしば こうむる。この状態治療するために、対にされて、そしてトリガされた刺激パル スＰＰＩ　（ＴＰＩ）を連結インターバルＴＰＩＩ、ＰＰＩＩと共に右の心房に 印加することが提案される。これは心房性のＰＥ５Ｐをトリガするためには十分 長いが、心室のＰＥ５Ｐをトリガするには非常に短くて心室に導通しない。この 態様では、酸素摂取デマンドは心室のＰＥ５Ｐと同じように顕著には増大されな ず、心室の心房充満圧が増加させられる。冠状静脈洞に位置するＣ３Ｉセンサが 、心房性ＰＥ５Ｐによる酸素消耗の程度を反映し、対にされて、そして連結する 心房刺激Ｐ−Ｐ間隔の全体のＰ−Ｐ間隔への連結インターバル比を変調するため に採用される。

別の適用として、心房刺激パルスＰＰＩ、ＴＰＩを伴うかまたは伴わずに患者の 右心室に、対にされて、そしてトリガされた刺激パルスＰＰ２、ＴＰ２を印加す ることも提案される。そのような刺激の適用の電気生理学的なテストが、同期式 心房と心室ＰＥ５Ｐ効果が心拍出量中の有益な増加を供給することを示す。心拍 出量は効果的に狭心症と他の心臓血管系ストレスを避けるために、センサ出力信 号とアルゴリズムによって変調することができる。

これらの適用で及びすでに述べた適用で、インターバルＰＰＩＩ、ＰＰＩ２、Ｔ ＰＩＩ、ＴＰｌ２が不適当で、そしてＰＥ５Ｐ効果の実現のために効果がないと いう可能性が存在する。従って、ベーシングパルスＰＰ１ｎ、ＰＰ２ｎを一定の 間隔をとって配置し、少くともパルスの１つが効果的になることを保証するため に、対にされて、そしてトリガされたインターバルの終端を一括するために印加 される「ｎ」のバーストを発生させることも提案される。さらに、使用されたア ルゴリズムが、米国特許第４，２８０，５０２号で説明された態様で、有効な心 房と心室不応期を決定する自己−チェック特徴をも含むかもしれないことが計画 される。さらに、酸素摂取及び／またはＰＥ５Ｐ性能を示す心室か動脈の圧力を 反映するＣＰＩセンサ出力信号の増加を表わすＣＳＩセンサ出力信号は、結果と して起こる臨床的な使用のために有効な連結インターバルを明示するために、一 連の対にされて、そしてトリガされたインターバルのテストモードでサンプリン グされる。

図２の二重心室ベーシングシステムにおいて、医師の観察の下で対にされるかト リガされた心房刺激を採用すること、及び心室でＰＥ５Ｐを引き起こすかどうか 検出することが望ましい。この点については、心室のＥＧＭがセンスアンプ１４ ６によって検出されて、そして対にされるか連結する心房刺激が一時的テストモ ードで命じられるように、遠隔計器で外に伝えられる。心室のＰＥ５Ｐが、ある インターバルで心房刺激によってし察されるならば、ペースメーカーは、それら のインターバルで作動するようにプログラムされる。また、心室のＰＥ５Ｐを引 き起こさない検出インターバルは、心房増大を供給するための工夫だけをプログ ラムするために使用される。

心房刺激からのＰＥ５Ｐ効果が、心室で引き起こされないならば、ペースメーカ ーは、周期的ＰＥ５Ｐ刺激の効果を得るために、周期的に心房及び心室に連続し て起こる対にされて、そしてトリガされた刺激を供給する（初期には再び一時的 テストモードで）ようにプログラムが組まれる。どちらの場合でも、全体の補充 収縮間隔に対して対にされるかトリガされたベーシングによって終わらせられる 補充収縮間隔の比が、センサ制御アルゴリズムで制御される。

上述のように、対にされて、そしてトリガされた刺激は自発的心拍数を効果的に 減少させ、そして抗頻拍型不整脈装置で広く使用される。ＰＥ５Ｐから利益を得 る患者は、自発的か、刺激でトリガされた悪性の不整脈を経験するリスクも有す る。従って予備の抗頻拍型不整脈刺激療法を供給することが望ましい。逆に言え ば、不安定性だけでな（心不全で苦しむ患者への可能な療法を結合させることを 供給するためのそのような抗頻拍型不整脈の制御の使用を拡大させることが望ま しい。

短期の頻拍型不整脈を検出し治療するための本発明のシステムが含まれ得る自動 的皮下埋設可能な装置の主なコンポーネントのブロック図を示す図４を説明する 。そのような装置が、ブロック２１２の中の電気的除細動と心室細動除去法のた めの高圧電力源とベーシング療法における残りの回路のための低圧電力源によっ て駆動されるマイクロプロセッサ／メモリブロック２１０の制御の下で、アナロ グとデジタルのマイクロ回路で実行されることが計画される。高電力パルス発生 器ブロック２１４は、２つ以上の電気的除細動／心室細動除去電極への出力端子 によって連結する、既知の態様で心臓内に位置する電極に対して同期電気的除細 動ショック或いは非同期心室細動除去ショックを印加するための電気的除細動／ 心室細動除去パルス発生回路を含む。

図４で示された皮下埋設可能な装置は、マイクロプロセッサメモリブロック２１ ０内のメモリに保持した常駐作動プログラム或いはソフトウェアの制御の下で作 動することが計画される。そしてこの装置は、無線受信されるかアンテナ２１６ によって伝送されるエネルギーによって、プログラム及びデータ伝送ブロック２ １８及び外部人工磁石感応リードスイッチ２２０の制御の下で皮下埋設デバイス と通信する外部プログラマ−／受信機（図示せず）によってプログラムできる。

プログラミングとデータ伝送ブロック２１８は、ベーシング技術において公知の 態様で患者の心房と心室体動を表わしている電気記録図だけでなく、またメモリ ブロック２１０内で記憶されたデータを伝送するだけでなく、上記リストアツブ にされたタイプのプログラミング指示を受信し、マイクロプロセッサメモリブロ ック２１０内でメモリに渡す能力がある。心房と心室周期長さの決定を含み、全 ての処理作用のタイミングが、マイクロプロセッサメモリ２１０内で皮下埋設可 能なデジタルのペースメーカーの先行技術において公知の態様によって水晶発振 器２２２によって駆動するシステム時計によって制御される。

図４の心臓の信号処理しているブロックは、隔離／保護かインタフェースブロッ ク２２４を含む。それはベーシングパルス発生器ブロック２２６からの心房と心 室ベーシング刺激をそれぞれ心房と心室出力端子へ指し向けるために作動する。

結局上記出力端子は、心房内もしくはその近傍に位置している双極ベーシングを 極へのベーシングリードと図２示すように心臓の心室を通して連結する。加えて 、アンプランクされるとき、インタフェース２２４は、心房と心室の電位をセン スアンプブロック２２８に連結する。インタフェース２２４は、心房の供給に続 く短いブランキングインターバルか、公知の態様の心室ベーシング刺激の間に、 心房と心室ベーシング感知電極でピックアップしたいかなる信号もセンスアンプ ブロック２２８へ通過することをブランクするか防ぐ。

マイクロプロセッサメモリ２１０は、適切な心房と心室の不応とブランキングイ ンターバルを発生させることによって、心房（Ａ）と心室ｍ　ｇ知（Ｓ）信号に 反応し、結局公知の態様で各ＡＳと■Ｓ信号に続くある時間のウィンドーの間に センスアンプブロック２２１に印加する。

さらに、電気的除細動／心室細動除去ショックを与えた後に、供給の間および短 期間にわたりベーシング感知電極の電源をインタフェース２２４は切るか、短絡 させる。これは、公知の電気的除細動／心室細動除去パルス発生ブロック２１４ による制御信号のインタフェース２２４への印加によって生じる電気的除細動／ 心室細動除去ショックによる制御信号のインタフェース２２４への適用によって 起きる。

センスアンプ２２８への２２４インタフエースを通して伝送された圧縮波とＲ波 信号は増幅されて、そしてそれぞれ心房と心室感知事象信号ＡＳと■Ｓを発生さ せるために整形される。これらはマイクロプロセッサメモリ２１０に導かれ、心 房と心室周期長さ、ＡＶ遅延インターバル、対にされて連結するベーシングイン ターバルと他のインターバル、そして本発明装置の機能を実行するための上述し たパラメーターを引き出す。生理学的なセンサー信号処理装置ブロック２５４か らの、酸素飽和及び／又は血圧及び／又は血流を示す信号が、マイクロプロセッ サメモリ２１０に印加される。これは、ＤＤＤＲの除脈型不整脈ベーシングレー トか作用の他のレート感応するモード制御し、頻拍型不整脈の検知を増加させ、 そして全体のベーシングへの対にされて連結するベーシングの比を制御するため である。

図４で示されたシステムは、公知の徐脈用単一または二重心室ベーシングモード のいずれかでも作動するようにプログラムが組まれるように計画される。生理学 的なセンサーからの信号は、心房と心室補充収縮間隔を心房のある範囲及び公知 の態様で患者の体動レベルに依存する心室ベーシングを許容するように変更する ために採用される。そのため、メモリで作る心房と心室補充収縮間隔を、患者が 遭遇する心房及び心室周期長と比較する。そして徐脈状態が存在するならば、マ イクロプロセッサメモリ２１０は、ベーシングパルス発生器２２６にアナログレ ートリミッタブロック２３０を通して、Ａベーシング信号とＶベーシング信号を 作りだすことにそれぞれ反応する心房及び心室ペーストリガー信号ＡＴ、ＶＴを 印加する。アナログレートリミッタ２３０は、本発明の第２の実施例に関して上 述のように、自発的心房レートがプログラムされた上限レート限界を上回るなら ば、心房と心室ベーシングレートを安全な高いレートに制限し、そして自発的心 房レート挙動における適切な上限レート挙動をもたらすために作動する。

図５は、先に説明した図におけるストレス及びセンサー処理ブロック１８／１５ ４／２５４．３４／１５２／２５２の詳細を示し、概ね４，４６７．８０７特許 の図４に相当する。たとえば酸素センサーから受信されたアナログセンサー情報 は、単に電圧を有しているだけの信号であり、冠状動脈の洞内もしくはその近傍 にある冠状静脈の血液中の分子からなる酸素濃度割合に比例する。増幅器１７２ はアナログ信号を処理し、そしてライン１８２を経た６ビツトＡ／Ｄコンバータ ー１７６への入力のためにそれを基準化する。処理されたアナログ信号は、デジ タルの信号に６−ビットＡ／Ｄコンバーター１７６によって変換し、図示せぬ６ −ピッドラッチにケーブルを経て伝送する。データレディ出力信号は、６−ピッ ドラッチ１６０をクリアするために、ケーブル１８２の１つの導線１８２ａを経 て供給される。データレディ信号は遅延回路１７８によって遅らせられ、そして ６−ピッドラッチ１６０で６−ピッドデータを使用可能にするために、ケーブル １８２ａの他の導線を経て送られる。クロック１７４は、６−ビットＡ／Ｄコン バーター１７６に変換信号を供給する。図６と７に示すように、クロック１７４ は、対にされるかトリガされた刺激の供給と共に周期的にトリガされる。

従って、入力アナログ信号は、６−ピッドデータ信号に変換される。これは図６ で示されたタイプのシステムとともに、Ａ−Ａかｖ−■インターバルをリセット する連続した感知されるか、刺激された事象数に対する対にされるかトリガされ たパルスの供給比を制御するために、図１ないし４のシステムでも採用できる。

図６は、上述したいずれかの好ましい実施例での使用のために、ベーシングレー トにおける全体の心拍動に対する、対にされてそして連結するベーシングパルス の比の設定を簡単にするアルゴリズムが示される。図６のブロック３００におい て、インターバルは、チャネル１か心房ベーシングシステムのような少くとも単 一心室ベーシングシステム用に上述したようなものである。ブロック３０２で、 ＥＢＩ終了カウンターはスタートする。同時にブロック３０４で、カウンターが 先のカウントから減算する。この減算はブロック３０２と同様にブロック３００ の後でスタートする。ブロック３０８で、ＥＢＩ補充収縮間隔の終了までにチャ ネルｌで事象が感知されたかどうかを検知し、そしてＥＢＩ補充収縮間隔の終了 が生じる前に、信号の３１が感知されれば、カウンターの内容が、ブロック３０ ８で吟味される。そしてブロック３０８のカウントがゼロ以外ならば、ブロック ３０２におけるＥＢＩ補充収縮間隔終了まで戻る。

そして信号の８１がインターバルＥＢＩ終了前に検出されないならば、ベースパ ルスＥＰＩがブロック３１０で供給される。同時に、カウントが再びブロック３ １２で吟味され、ゼロでなければプログラムはブロック３０４に戻ってループを 形成する。

どちらの場合でもカウンターゼロの中のカウントがゼロに等しいならば、ブロッ ク３１４．３１６で示したような、対にされるか連結するパルスＰＰ１．ＴＰｌ のいずれかが供給される。

゛　対にされるか連結するパルスの供給の後の適当な時間で、図５のセンサクロ ック１７４が、酸素センサ値をサンプリングして、そして変換するために、Ｂｏ ｒｎｚｉｎ氏への米国特許第４，４６７．８０７号及びＭｏｏｒｅ氏等への米国 特許第４，５７０，４９５号において説明された態様で、ブロック３１８で使用 可能にされる。アナログセンサ信号が、デジタル値に変換された後、ブロック３ ２２でカウンターに設定される数を確定するために、図６で示された関連に基づ いて、ブロック３２０で索引チャート中のカウンター値の表と支配的心拍数が比 較される。ブロック３２２でカウンターが設定されたあと、ＥＢＩ終了をスター トするためにブロック３０２へ戻る。

それ以後、補充収縮間隔が終了すると、再びゼロに達するまでカウンターが減算 され、対にされるか連結するベーシングパルスが供給される。それが上記のシス テムのいずれかでも割込み可能であるならば、図６で示されたアルゴリズムが、 心室チャネルかチャネル２のために繰り返される。

図７は、心臓の刺激器でセンサー制御ＰＥ５Ｐ機能を実行するための処置の他の フローチャートを示す。

センサー制御されたＰＥ５Ｐ機能の意図的実施が、長期平均値を表わしている制 御変量の各々から使用可能な、心臓の動作指数（ＣＰＩ）及び心臓のストレス本 数（Ｃ３Ｉ）のベースラインデータが存在することを必要とする。ベースライン 値は、変量の最新かつ短期のサンプルがチェックできるレファレンス値の役目を 果たす。ベースライン測定は、ＰＥ５Ｐが始動させられない限りあるいはベース ラインタイマーが終了するとき周期的に連続的に行える（ブロック４０２）。

連続の作用のためにこのタイマーはご（短時間に、あるいはほぼゼロに設定する 。

刺激器内のＰＥ５Ｐオプシヨンが最初にターンオンするとき、アルゴリズムのた めの全ての必要とされたパラメーターが、ブロック４００で初期化される。

ブロック４０４は、ＣＰＩとＣ３Ｉのためのベースラインか長期平均値が得られ て、そして計算した実際のブロックである。長期の平均値は、連続ｎ個サンプル 平均値、連続ｎ時間平均値、個別的ｎ個サンプル平均値あるいは個別的ｎｖｆ間 平均値である。

ブロック４０６でＣＰＩパラメーターのための最新の値が測定される。この最新 値は、ＣＰＩ変量の単一サンプルか短期平均値でよい。短期の平均値は、連続ｎ 個サンプル平均値、連続ｎ時間平均値、個別的ｎ個サンプル平均値あるいは個別 的ｎ時間平均値である。

ブロック４０８で、最新のＣＰＩ値とベースラインＣＰＩ値が比較される。差が プリセットレベルより大きいならば、ＰＥ５Ｐ機能を始動させるように判断され る。そうでないならば、機能はオフのままでブロック４０２に戻る。閾値は電流 とベースラインＣＰＩ値の間の予めセットされた絶対差か、電流とベースライン ＣＰＩ値の間の予めセットされたパーセンテージ差である。

ブロック４１０で、ＰＥ５Ｐ機能が始動させられ、そして、連結する対にされた 刺激はトリガされたパルスインターバル（ＴＰＩ）そして対にしたパルスインタ ーバル（ＰＰＩ）のために初期レベルから始まる。初期のＴＰＩとＰＰＩ比は１ ：１であり、すなわちその脈拍はＰＥ５Ｐを有する。基本的ベーシングレートは 、初期補充収縮インターバル（ＥＢＩ）である。

ブロック４１２は、ＣＰＩ変量に基づ＜ＰＥ５Ｐ機能を最適化するためにロジッ クを実行する。ＣＰＩ最適化は、同時に１つ以上のＣＰＩ変数に基づいて行なわ れる。最適化はまず最小の心臓レートをめることから行なわれる。それで患者の 内因性の脈拍インターバル（ＩＢＩ）がＥＢＩより大きいならば、部ち患者が、 ＥＢＩで規則正しくベーシングされているならば、ＥＢＩはいっそう低い心拍数 を達成するためにインクリメントされる。最大ＥＢＩに達するか、ＩＢＩがＥＢ Ｉより少なくなるか（内因性レートの追跡が生じる。）、ＣＰＩのための弱いか 減らされた値が決定されるまでこれは続く。ＥＢＩの最適化は、ＴＰＩ／ＰＰＩ の繰り返しなされる以下の変化か、ＴＰＩ／ＰＰｒ比の変化である（以下参照） 。ＴＰＩ／ＰＰＩかＴＰＩ／ＰＰＩ比に変化が生じなくても、ＥＢＩ最適化タイ マーが終了したあと、ＥＢＩの最適化が周期的に生じる。

次に余分な刺激連結インターバルの最適化がされる。ＴＰＩ／ＰＰＩ連結インタ ーバルにおける余分な刺激と共に、ＣＰＩ変量の新規で、そして最新の値が、Ｃ ＰＩが改善されることを保証するためにチェックされる。パルス連結インターバ ル（ＴＰＩ／ＰＰＩ）で予め選ばれたインクリメントが、予め選ばれたインター バル（一般的には数秒）で周期的に発生させられる。そして、ＣＰＩ変量は、再 びＣＰＩ改善を保証するためにチェックされる。連結インターバルでなおいっそ うのインクリメントがＣＰＩ変量中の弱いか、減らされた改善を供給するまでこ の過程は続けられる。

ＴＰＩ／ＰＰＩ連結インターバルが、Ｃ５Ｉ最適化ブロツクによって調整された ならば（以下参照）、それでＴＰＩ／ＰＰＩ連結インターバルは、最適のＣＰＩ を備えるＴＰＩ／ＰＰＩに戻ろうとするために、１つのインクリメントによって 短くされる。これが最適化作用を表わすことに注目する必要があり、ＴＰＩ／Ｐ ＰＩが、オプティマイズＣＰＩに設定され、それでＣ３Ｉを最適化するために適 応し、それでＣＰＩ最適化態様により、両方の機能がそれによって満足する「動 作点」に達するまで逆向きに調整される。

既に述べたように、ＣＰＩ変量は、全身の動脈圧力、肺動脈圧力、混合静脈酸素 飽和、全身もしくは肺動脈の血流、そして左右の心室圧力もしくはｄ　Ｐ／ｄ　 ｔｍａｘのような、心機能の指標となる測定された血行力学的変量である。上述 のように、ＣＰＩ変量の最新値は、ＣＰＩ変量の単一のサンプルか短期の平均値 である。平均値は、連続するｎ個のサンプルの平均値か、連続するｎ時間の平均 値か、個別的ｎ個のサンプル平均値あるいは個別的ｎ時間平均値である。

ブロック４１４では、心臓のストレスインデックス（Ｃ３Ｉ）によって示される ように、ＣＰＩ最適化が心臓に過度のストレスを掛けないようにすることを保証 する論理を実行する。Ｃ３Ｉアセスメントは、同時に１つ以上のＣＳＩ変数で基 づいて作動する。ＰＥ５Ｐ機能が活性化されると、ＣＰＩ最適化がＣ３Ｉチェッ クなしで作動するように不活性化されていても、理想的にはＣ３Ｉアセスメント が連続的に作動する。Ｃ８Ｉアセスメントの不活性化が、いく人かの患者を低酸 素性という心臓にとって非常に危険な状態に置く一方で、これは王宮で十分な冠 状動脈の血流余量を持つことが知られ、ＰＥ５Ｐが使用されていた患者では生じ ないであろう。ＴＰＩ／ＰＰＩ運結インタ一連結が一定である（即ちＣＰＩ最適 化機能が安定した）ならば、ＣＳＩアセスメントが、幾分遅い時間的尺度で作動 するかもしれない。或いは頻繁にＴＰＩ／ＰＰＩ連結インターバルが可変してい るならば、連続的にいっそう速い時間的尺度で作動するかもしれない。Ｃｓエチ ェックは、変量が予め選ばれた許容範囲内にとどまることを保証するＣ３Ｉ変量 の変化を比較する。この範囲は、ベースラインからのＣ３Ｉ変量の中の絶対の変 化として予め選ばれる。或いは、それはベースラインと比較したＣ８Ｉ変量中の 予め選ばれた割合変化として機能する。同様にＣＰＩ変量に対して、ＣＳＩ変量 の最新の値は、ＣＳＩ変量の単一サンプルか短期平均値である。この平均値は、 連続するｎサンプル平均値か連続するｎ時間平均値か個別的ｎサンプル平均値か 個別的ｎ時間平均値である。

ブロック４１２でＣＰＩ変数によって測定されるように、ＴＰＩ／ＰＰＩが改善 された心臓の機能を供給することを必要としたならば、またブロックでＣＳＩ変 数によって測定されるように、心臓に受け入れ難いストレスが生じるならば、Ｔ ＰＩ／ＰＰＩ比の調整が実施され、すべてのｎ番目の心拍動が、余分な刺激の数 を効果的に減少させるために、余分な刺激を使用できなくする。これは心臓によ って必要とされる負荷を減少させ、そしてＣ３Ｉ変量の改善を生じさせる。ＴＰ Ｉ／ＰＰＩ比は、増強された（即ち電気的に増加させた）脈拍の周波数が許容範 囲内にＣＳＩ変量を到達させるまで、予め選ばれたインクリメントで調整される （図８Ａ、図８Ｂ参照）。Ｃ３Ｉ変量が、Ｃ８Ｘ閾値を超過した認められない範 囲で存在するとき、或いはこのテストの周波数を制御するＴＰＩ／ＰＰＩ比りイ マーが終了するときはいつでも、Ｃ８ｒ上の余分な刺激の周波数の効果のテスト が行なわれる。

ＣＳＩ最適化襲様に対する他の適応は、ＴＰＩ／ＰＰＩ連結インターバルを調整 することである。理想的インターバルより長い連結インターバルが増強作用効果 の大きさを減少させ、心臓での作動負荷を減少させる。許容範囲内レベルに逆向 きにリス１−アするために、Ｃ３Ｉ変量が認め難い範囲で存在するとき、ＴＰＩ ／ＰＰＩ連結インターバルでインクリメントがなされる。この適応は、ブロック ４０６において上述のＰＥＳＰＭ適化適応と共に相互に作用する。そのためＴＰ Ｌ／ＰＰＩ連結間隔が、Ｃ３Ｉ変数の許容範囲内であるレベルで最も良いＣＰＩ 最適化を備えるアルゴリズムによってめられる。

ブロック４１６では、ＰＥ５Ｐ機能が始動させられる一方で、連続的に機能性の ルーチンチェック機能が説明される。このチェックは、い（つかのオプションか 状態を供給する。その状態の下では、ＰＥ５Ｐ機能は非活動状態であるか、オフ となる。上述のように、過度のストレス（即ち胸部浮選）が患者によって検出さ れているならば、この機能は手動で非活動状態にできる。この非活性化は、患者 が、非活性化機能をリセットすることができる健康管理専門家によって再び検査 されるまで永久的ままであるか、或いはその後にＰＥ５Ｐ機能が再び始動させる ことが許されるリセットされたタイマーの終了まで「一時的」であり、ＣＰＩチ ェック機能（ブロック４０８）が呼び出される。頻脈の存在のように非活性的特 徴は、他の状態でも適用される。同様に、患者の内因性の脈拍インターバルが、 予め選ばれた最小の値より少なくなるならば、ＰＥ５Ｐ機能は、非活動状態とな る。患者の心拍数（内因性の脈拍インターバル）が許容範囲内に戻るならば、非 活性化のこの形態がリセットされる可能性がある。ＴＰＩ／ＰＰＩ連結インター バルの許される調整の最大限の範囲が試みられ、そして、ＣＰＩ変量の中のどん な改善も明白にならなかったならば、非活性化機能もトリガされ、再びＰＥ５Ｐ 機能の再初期化を許容するために、タイマーを終了させることができる。

許容範囲内でＣ８１変量を保持するＴＰＩ／ＰＰＩのいかなる設定も見付けられ る可能性がないならば、非活性化機能もトリガされ、タイマーを終了させること ができる。ブロック４１８は、ブロック４１６で示されるＰＥ５Ｐをオフさせる 。　図８Ａ、Ｂは、Ｃ３Ｉ変量が許容範囲内に存在することを保証することによ って心臓の保護を与えるための、ＴＰＩ／ＰＰＩ比調整のためのモードの挙動を 示す。図８Ａは、閾値チェック作用と共に挙動を示す。この場合でＰＥ５Ｐが始 動させられるとき、ＣＳＩ変量は閾値を上回る。Ｃ３Ｉが閾値を下回るまで、Ｔ ＰＩ／ＰＰＩ比は予め選ばれたステップで減少させられる。ＴＰＩ／ＰＰＩ比率 は、このレベルにとどまる。その後でＣ３Ｉ変量は上向きになり、再び閾値を上 回る。ＴＰＩ／ＰＰＩ比率は、再び許容範囲内にＣＳＩを保持するために減少さ せられる。

図８Ｂは、作用の連続モードの挙動を示す。この場合、先行例で存在したように 、ＴＰＩ／ＰＰＩ比はＰＥ５Ｐの活性化の始まりで減少させられる。しかしなが ら、ＴＰＩ／ＰＰＩ比タイマー終了後にＴＰＩ／ＰＰＩ比は、再び最大比が使用 されていることを保証するために増大させられる。この比が認められない範囲（ ！ｄｉ値を上回る）にＣＳＩ変量が再び動くということをＣＳＩの連続チェック が示し、量比は再び減少させられる。タイマーが終了するときはいつでも、この 過程は（り返される。

なお、技術が進歩するにつれて、たとえば半導体分野における進歩のように小サ イズ化、低コスト高電圧コンポーネント化が図られるに連れて、本発明が、短期 不整脈、頻拍型不整脈、を血性心不全及びそれらの種々の複合的なな発現のため の多目的心臓治療を果たすための普遍的皮下埋設可能な装置に直接用いられるか もしれない。

それゆえ、本発明は上述の実施例の構造、機能的要素に限定されるものではない 。

特表十６−５０６６１９　（１２） ＦＩＧ、５ ＦＩＧ、　８Ａ ＦＩＧ、８８ 平成５年３月２６日

Claims (29)

【特許請求の範囲】
1. １．補充収縮間隔の終了でベーシング事象信号を発生させるための補充収縮間隔 タイマー手段を有する心臓ペースメーカーにおいて、心臓減極を感知する感知事 象信号を与える自己調律心臓減極感知手段、ベーシングか感知事象信号かリセッ ト信号に応じて上記補充収縮間隔タイマー手段をリセットする手段、ベーシング パルスを発生させるベース事象信号に感応するパルス発生手段、及び心臓にベー シングパルスを印加する手段を含み、さらに、過度の心臓のストレスなしで選択 的に期外収縮後の増強作用効果を与える手段を含み、対にされたベーシングパル スを与える上記パルス発生手段へベーシング事象信号の発生後に対にされたパル スインターバルを引き起こさせ、期外収縮後の増強作用効果を引き起こす手段、 及び、 上記期外収縮後の増強作用効果から生じる生理学的な応答を検出し、上記対にさ れたベーシングパルスの選択された発生を調整する手段を含む心臓ペースメーカ ー。
2. ２．トリガされたベーシングパルスを与える上記パルス発生器に、期外収縮後の 増強作用効果を引き起こすために感知事象信号の発生の後にトリガされたパルス インターバルを引き起こす手段を含む請求項１のペースメーカー。
3. ３．上記調整手段が、全体のベーシングパルスの予め定められた数にわたって上 記パルス発生器によって与えられるベーシングパルスの合計に対して、選択的に 対にされたベーシングパルスの比を可変する手段を含む請求項１のペースメーカ ー。
4. ４．上記調整手段が、期外収縮後の効果を減少あるいは増大させ、上記対にされ たベーシングインターバルを選択的に可変させる手段を含む請求項１のペースメ ーカー。
5. ５．上記検出手段が、上記期外収縮後の増強作用効果から生じる心臓のストレス のレベルを検出し、上記対にされたベーシングパルスの選択された発生を調整す る手段を含む請求項１のペースメーカー。
6. ６．上記心臓ストレス検出手段が、冠状静脈洞血液酸素飽和レベルを検出し、心 筋酸素欠乏症を示す検出レベルが閾値を下回るとき心臓ストレス指標信号を与え る手段を含む請求項５のペースメーカー。
7. ７．上記検出手段が、上記期外収縮後の増強作用効果から生じる心臓機能のレベ ルを検出し、上記対にされたベーシングパルスの選択された発生を調整する手段 を含む請求項１のペースメーカー。
8. ８．上記検出手段が、上記期外収縮後の増強作用効果から生じる心臓機能のレベ ルを検出し、上記対にされたベーシングパルスの選択された発生を調整する手段 を含む請求項２のペースメーカー。
9. ９．トリガされたベーシングパルスを与える上記パルス発生器に、期外収縮後の 増強作用効果を引き起こすために感知事象信号の発生の後にトリガされたパルス インターバルを引き起こす手段を含む請求項２のペースメーカー。
10. １０．上記調整手段が、期外収縮後の効果を減少あるいは増大させ、上記対にさ れたベーシングインターバルを選択的に可変させる手段を含む請求項２のペース メーカー。
11. １１．心臓の心室充満圧を増大させる期外収縮後の増強作用効果を与える以下の 要件からなる心臓ペースメーカーの作動方法。 心房減極を感知し、 心臓の心房へのデマンドでベーシングパルスを与え、そして、直前のベーシング パルスか心房減極の感知からそれぞれ時間を計った心室の不応期の範囲内であっ ても心房の期外収縮後の増強作用をもたらすのに十分な対にされるかトリガされ たベーシング刺激を与え、心室充満を心房のいっそう力強い収縮によって増加さ せる。
12. １２．ベーシングパルスと感知された心房減極の予め定められた総和に関して期 外収縮後の増強作用刺激の適用比を確立し、期外収縮後の増強作用によって引き 起こされる心臓のストレスのレベルを検出し、そして過度の心臓のストレスを避 けるために上記比を調整するステップを含む請求項１１の方法。
13. １３．心室からの血液放出についての心臓機能を測定し、そして心房ベーシング の合計に対する期外収縮後の増強作用刺激の比を調整し、そして心臓ストレスの 許容範囲レベルを維持して心臓の機能を最大にする心房減極を感知するステップ を含む請求項１２の方法。
14. １４．心臓のストレスを測定するステップがさらに血液酸素飽和センサーを備え 、該血液酸素飽和センサを患者の心臓の冠状静脈洞内に位置させ、心筋酸素摂取 と共に可変する血液酸素飽和レベルを検出するステップを含む請求項１２の方法 。
15. １５．上記心臓機能を検出するステップが１以上の血行力学的変量クラスを測定 するステップを含み、該変量が、心臓の機能の指標である全身の動脈血圧、肺細 葉動脈血圧、混合静脈酸素飽和度、右か左の心房あるいは心室血圧、右か左の心 室血圧の変化レートｄＰ／ｄｔｍａｘ、そして全身、肺動脈あるいは静脈の血流 である請求項１３の方法。
16. １６．以下の要件からなる、心臓の心室充満圧を増加させるための期外収縮後増 強作用効果を与えるための心臓ペースメーカー。 心房減極を感知する手段、 心臓の心房へのデマンドでベーシングパルスを与える手段、そして、直前のベー シングパルスか心房減極の感知からそれぞれ時間を計った心室不応期の範囲内で あっても心房の期外収縮後の増強作用をもたらすのに十分な対にされるかトリガ されたベーシング刺激を与え、心室充満圧を心房のいっそう力強い収縮によって 増加させる手段。
17. １７．ベーシングパルスと感知された心房減極の予め定められた総和に関して期 外収縮後の増強作用刺激の適用比を確立する手段、期外収縮後の増強作用によっ て引き起こされる心臓のストレスのレベルを検出手段、そして過度の心臓のスト レスを避けるために上記比を調整する手段を含む請求項１５のペースメーカー。
18. １８．心室からの血液放出についての心臓機能を測定する手段、そして心房ベー シングの合計に対する期外収縮後の増強作用刺激の比を調整して心臓ストレスの 許容範囲レベルを維持し、心臓の機能を最大にする心房減極を感知する手段を含 む請求項１７のペースメーカー。
19. １９．心臓のストレスを測定する手段がさらに、血液酸素飽和センサー、該血液 酸素飽和センサを患者の心臓の冠状静脈洞内に位置させ、心筋酸素摂取と共に可 変する血液酸素飽和レベルを検出する手段を含む請求項１７のペースメーカー。
20. ２０．上記心臓機能を検出する手段が、１以上の血行力学的変量クラスを測定す る手段を含み、該変量が、心臓の機能の指標である全身の動脈血圧、肺細葉動脈 血圧、混合静脈酸素飽和度、右か左の心房あるいは心室血圧、右か左の心室血圧 の変化レートｄＰ／ｄｔｍａｘ、そして全身、肺動脈あるいは静脈の血流である 請求項１９のペースメーカー。
21. ２１．患者の心臓に対にされるか連結する刺激的パルスを与える以下の要件から なる心臓ペースメーカーを作動させる方法。 自然に生じている心臓信号を感知して感知事象信号発生させ、ベーシングレート に相当する補充収縮間隔により分離された各ベーシングパルスを与えることによ って、最小限のベーシングレートでベーシング刺激パルスを発生させ、上記タイ ミング手段をリセットするとともに感知事象信号に応じて補充収縮間隔をリセッ トし、心筋の収縮のための心筋酸素摂取及び／又は血圧及び／又は血流のレベル を示す１つ以上の生理的パラメーターを測定し、測定された生理的なパラメータ ーに応じて期外収縮後増強作用を引き起こす上記補充収縮間隔よりいっそう短い 連結インターバルの後に、先行するベーシングパルス及び／又は感知事象に連結 するなおいっそうのベーシングパルスを発生させる。
22. ２２．それぞれ先行するベーシングパルスか感知事象信号に続いて対にされるか トリガされた時間インターバルの終わりに対にされた及び／又はトリガされたベ ーシングパルスを与えることのステップを含む請求項２１の方法。
23. ２３．ベーシングパルスと感知された心房減極の予め定められた総和に関して対 にされた及び／又はトリガされたベーシングパルスの適用比を確立し、対にされ た及び／又はトリガされたベーシングパルスによって引き起こされる心臓のスト レスのレベルを検出し、そして過度の心臓のストレスを避けるために上記比を調 整するステップを含む請求項２２の方法。
24. ２４．患者の心臓からの血液放出についての心臓機能を測定する手段、そしてベ ーシングパルスの合計に対する対にされた及び／又はトリガされたベーシングパ ルスの比を調整して心臓ストレスの許容範囲レベルを維持し、心臓の機能を最大 にする心房減極を感知するステップを含む請求項２３の方法。
25. ２５．心臓のストレスを測定するステップがさらに、血液酸素飽和センサー、該 血液酸素飽和センサを患者の心臓の冠状静脈洞内に位置させ、心筋酸素摂取と共 に可変する血液酸素飽和レベルを検出するステップを含む請求項２３の方法。
26. ２６．上記心臓機能を検出するステップが、１以上の血行力学的変量クラスを測 定するステップを含み、該変量が、心臓の機能の指標である全身の動脈血圧、肺 細葉動脈血圧、混合静脈酸素飽和度、右か左の心房あるいは心室血圧、右か左の 心室血圧の変化レートｄＰ／ｄｔｍａｘ、そして全身、肺動脈あるいは静脈の血 流である請求項２４の方法。
27. ２７．自然に生じている心房及び／又は心室感知事象がない時に予め定められた レート及び心房一心室同期関係で、患者の心房と心室に心房及び／又は心室刺激 パルスを与えるための以下の要件からなる心房−心室心臓ペースメーカー。 自然に生じている心房心臓信号を感知し、それに応じて心房感知事象信号を発生 させる心房感知手段、 自然に生じている心室心臓信号を感知し、それに応じて心房感知事象信号を発生 させる心房感知手段、 ベーシングレートに対応する心房補充収縮間隔によって分離した各心房刺激的パ ルスを与える心房タイミング手段及び上記心房タイミング手段をリセットし心房 補充収縮間隔をリスタートさせる心房感知事象信号に感応するリセット手段を含 み、最小限の心房ベーシングレートで心房刺激的パルスを発生させる心房パルス 発生手段、 心室ベーシングレートに対応し心室補充収縮間隔によって分離した各心室の刺激 的パルスを与える心室タイミング手段及び上記心室タイミング手段をリセットし て心室補充収縮間隔をリスタートさせる心室感知事象信号に感応するリセット手 段を含み、最小限のベーシングレートで心室の刺激的パルスを発生させる心室パ ルス発生手段、 血液酸素のための心筋要求レベル及び心筋運動レベルを示す生理的なパラメータ ーを測定するとともにそれらに応じてセンサ出力信号を与える手段、及び、患者 の心房及び／又は心室で期外収縮後の増強作用を引き起こす先行する心房及び／ 又は心室感知事象あるいはベーシング事象に続いて、予め定められた時間インタ ーバルで連結する心房心室の刺激的パルスを与える上記心房及び／又は心室パル ス発生手段により、周期的あるいは選択的に生理的なパラメーターセンサ出力信 号に感応する手段。
28. ２８．上記補充収縮間隔より短くかつそれぞれ先行するベーシングもしくは感知 事象に続く対にされるか連結するインターバル時間の終わりに連結する刺激的パ ルスを与える第２タイミング手段をさらに含む請求項２７の心臓ペースメーカ。
29. ２９．心房及び／又は心室の心筋の組識の不応期を包含する上記対にされるか連 結するインターバル時間を設定する手段をさらに含む請求項２７の心臓ペースメ ーカー。