JPH0716303A - デュアルチャンバペースメーカ - Google Patents

デュアルチャンバペースメーカ

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JPH0716303A
JPH0716303A JP5308659A JP30865993A JPH0716303A JP H0716303 A JPH0716303 A JP H0716303A JP 5308659 A JP5308659 A JP 5308659A JP 30865993 A JP30865993 A JP 30865993A JP H0716303 A JPH0716303 A JP H0716303A
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JP
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ventricular
wave
atrial
pulse
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JP5308659A
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English (en)
Inventor
Jason A Sholder
エイ シヨルダー ジエイソン
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Siemens AG
Original Assignee
Siemens AG
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Publication date
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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/3627—Heart stimulators for treating a mechanical deficiency of the heart, e.g. congestive heart failure or cardiomyopathy
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
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    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
    • A61N1/368—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions
    • A61N1/3682—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions with a variable atrioventricular delay

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Abstract

(57)【要約】 （修正有） 【目的】 心筋症を患う患者の心臓拍出量を改善するの
に適したデュアルチャンバペースメーカを提供する。 【構成】 心房チャネルおよび心室チャネルと、心房チ
ャネル内で自然心房活動を表すＰ波を検出する心房検出
増幅器と、心室チャネル内で自然心室活動を表すＲ波を
検出する心室検出増幅器と、心室刺激パルス（Ｖパル
ス）を発生するためのパルス発生器手段と、Ｐ波の検出
またはＡパルスの発生のいずれか最初に生起する事象の
生起時に開始するＡＶ時間間隔と、心房逸走間隔とを定
義する制御システムと、制御システムの部分としてのタ
イミング手段とを含む。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は植え込み可能な医学装置
およびその作動方法、一層詳細には、心筋症を有する患
者に対して心臓拍出量を最大化するべくその心房‐心室
（ＡＶ）遅延に自動的に適応する植え込み可能なペース
メーカに関する。
【０００２】
【従来の技術】心臓は患者の身体を通じて生命維持血液
をポンピングするポンプである。人間の心臓は右側およ
び左側から成っており、各側は心房として知られている
第１のチャンバおよび心室として知られている第２のチ
ャンバを有する。心房は他の身体位置から戻る血液を受
け入れる。洞房（ＳＡ）結節により決定される適切な時
点で、心房を囲む筋肉組織を脱分極させる電気的刺激が
与えられる。心房筋肉組織の脱分極はＰ波として知られ
ている電気的信号により明らかである。Ｐ波にすぐ続い
て、心房筋肉組織は物理的に収縮し、心房内に保たれて
いる血液を一路弁を通じて心室内へ送り込む。心房を脱
分極させるＳＡ結節刺激は房室（ＡＶ）結節および房室
（ＡＶ）束を通じて心室へ伝わる。ＡＶ結節は右心房の
下側中央部に位置するモディファイされた心臓筋肉の塊
である。それは心房を経て洞房結節から収縮するべくパ
ルスを受け入れ、またそれを房室束を通じて心室へ伝達
する。ＡＶ束はＡＶ結節から前方に心室間の中隔へ通過
するモディファイされた心臓筋肉線維（プルキニエ線
維）の束であり、そこでそれは各心室に対して右および
左束に分かれる。線維はこうしてＳＡ結節刺激を心房か
らＡＶ結節を経て心室へ伝達する。しかし、ＳＡ結節刺
激がＡＶ束を通じて伝わるにつれて、それは血液が心房
から心室へ物理的に流れるのにかかる時間に相応する大
きさだけ遅延させられる。
【０００３】心臓の自然伝導時間と呼ばれ得るＡＶ束を
通じての遅延の後に、ＳＡ結節刺激は心室筋肉組織に到
達し、それを脱分極させる。心室筋肉組織の脱分極はＲ
波として知られている（時にはＱＲＳ複合波と呼ばれ
る）電気的信号の生起により明らかである。Ｒ波にすぐ
続いて、心室筋肉組織が分離的に収縮し、そのなかに保
たれている血液を１つまたはそれ以上の動脈を通じて種
々の身体位置へ送り込む。この仕方で、次いで、ＳＡ結
節により決定されるレートで心房を収縮させ、また自然
伝導時間の後に心室を収縮させることにより心臓が“拍
動”し、または血液をポンピングする。より長い遅延の
後に、心臓が身体を通じて戻る血液により再充満された
時、プロセスが繰り返す。
【０００４】典型的な健康な患者の心臓は、患者が静か
にしている時、毎分６０〜７０回拍動する。患者がたと
えば物理的運動中に生起するような著しい生理的ストレ
スを受けている時には、心臓が拍動するレート、“心臓
レート”、はたとえば毎分１５０〜１７０回まで著しく
増大する。血液をポンピングするために心房および心室
が順次に脱分極しまた収縮し、また再び脱分極の準備が
整う上記のプロセスはここでは“心臓サイクル”と呼ば
れる。こうして所与の心臓サイクルはＲ波（または心室
の脱分極を表す等価な心室活動）およびＰ波（または心
房の脱分極を表す等価な心房活動）を含んでいる。（心
臓レートの周期を表す）心臓サイクルの長さは相い続く
Ｐ波またはＲ波の間の時間間隔として測定され得るが、
Ｒ波のほうが検出が容易であるので、Ｒ波が通常使用さ
れている。
【０００５】ペースメーカはＰ波および（または）Ｒ波
の生起について心臓の活動をモニターする植え込み可能
な医学装置であり、また心房および（または）心室の脱
分極を強制するべく、必要とされる時に、電子的に発生
される刺激により作動を開始する。ペースメーカにより
発生されて心房に供給される刺激はここでは“Ａパル
ス”と呼ばれる。ペースメーカにより発生されて心室に
供給される刺激はここでは“Ｖパルス”と呼ばれる。た
いていのペースメーカは、予め定められた周期がＰ波お
よび（または）Ｒ波の生起なしに、すなわち自然心拍の
生起なしに経過したときにのみ、Ａパルスおよび（また
は）Ｖパルスを与えるべく構成されている。
【０００６】心室の収縮と心房の収縮との間にペースメ
ーカにより使用される予め定められた周期は一般にＶ‐
Ａ間隔または心房逸走間隔と呼ばれる。たいていのデュ
アルチャンバペースメーカの作動に対しては、Ｐ波が心
房逸走間隔の間に生起しないときにのみ、ペースメーカ
がこのような間隔の終了時に作動を開始し、またＡパル
スを発生する。
【０００７】心房の収縮と心室の収縮との間にペースメ
ーカにより使用される予め定められた周期はＡ‐Ｖ間隔
と呼ばれ、または時にはそれは“ＡＶ遅延”と呼ばれ
る。ペースメーカは、たいていのデュアルチャンバ作動
モードに対して、ＡＶ遅延がＲ波の生起なしに経過する
ときにのみＶパルスを発生する。
【０００８】上記の仕方で、心臓は、ペースメーカの電
子的に発生される刺激が心臓に供給され、それをペース
メーカにより設定されたレートで拍動させる前に、その
固有のレートで可能なかぎり多くの回数を拍動する余裕
を持たされている。
【０００９】これまで、ペースメーカを使用するたいて
いの心臓患者は、満足な心拍レートを維持し持続するＳ
Ａ結節の能力（以下では“レート問題”という）もしく
は適当な刺激を心室に伝導するＡＶ結節またはＡＶ束の
能力（以下では“伝導問題”という）に影響する種々の
心臓条件または疾患の少なくとも１つを患っている。有
利なことに、レート問題および伝導問題の双方はペース
メーカによる解決に良好に適している。なぜならば、下
に位置する筋肉組織が適所にあり、またペースメーカに
より与えられる電子的に発生された刺激に応答し得るか
らである。
【００１０】不幸なことに、レート問題もしくは伝導問
題として特徴付けられ得ない１つまたはそれ以上の条件
を患う著しい数の患者が残されている。１つのこのよう
な問題は肥大性心筋症として知られている。他の問題は
拡張心筋症として知られている。これらの２つの形態の
間の医学的または臨床的な差はあるが、本発明の目的に
対しては、それらは同一の問題とみなすことができ、ま
た以下では簡単に心筋症と呼ばれる。
【００１１】一般に、心筋症を患う患者は心臓拍出量の
著しい減少を経験する。なぜならば、心臓筋肉がＳＡ結
節刺激に応答して収縮するその機能を実行し得ないから
である。“心臓拍出量”は効率的に血液をポンピングす
る心臓の能力を意味する。こうして、心筋症を患う患者
では一般に心拍（ストローク体積）あたりポンピングさ
れる血液が必要とされる量に足りない。心筋症患者は低
心臓拍出量症候群の中度ないし重度の症候であると呼ば
れている。低心臓拍出量症候群に対する唯一の処置は今
まで心臓移植であった。不利なことに、心臓移植はたい
ていの患者に対して実行可能な解決ではない。移植に適
した心臓は確保するのが困難でありまた費用が高いだけ
でなく、たとい確保されたとしても、移植手術を成功裡
に行うために非常に危険で複雑な手術が続かなければな
らない。こうして低心臓拍出量症候群を患う患者に対し
て移植に代わる代替処置が必要とされる。
【００１２】最近、低心臓拍出量症候群を患う患者にデ
ュアルチャンバペースメーカを植え込むこと、またこの
ようなペースメーカをＰＶまたはＡＶ整調を行うように
構成することが提案されてきた。ＰＶまたはＡＶ整調の
間、ペースメーカは、Ｐ波の生起もしくはＡパルスの供
給であってよい心房事象の生起後にプログラムされた遅
延をもって心室にＶパルスを供給する。有利なことに、
Ｒ波の生起に先立って、少なくとも１つの心室の自然脱
分極に先立って心室収縮を強制することにより、心筋症
を患う患者の心臓拍出量は著しく改善され得る。このよ
うな改善は、心室刺激（ペースメーカにより供給される
Ｖパルス）が、ＳＡ結節を通じて受けられる時の自然刺
激と異なる心臓位置で（通常右心室の頂部である心室リ
ード先端電極の位置で）心室組織に与えられる結果であ
ると考えられる。
【００１３】しかしＰＶまたはＡＶ整調は、Ｖパルスが
Ｒ波の生起前に、すなわち心室組織脱分極前に心室組織
に供給されるときにのみ有効である。心室組織が脱分極
するやいなや、それは不応になり、またそれが再分極す
る時点までＶパルスに応答しない。従って、もしＡＶま
たはＰＶ整調が使用されるべきであれば、ペースメーカ
のＡＶ（またはＰＶ）間隔を患者の正常な伝導時間より
も小さい値に設定することが必要である。不幸なこと
に、これまで、この要求はＡＶ（またはＰＶ）間隔が非
常に短い値、たとえば他８０ｍｓと１２０ｍｓとの間に
設定されるべきことを強制してきた。なぜならば、運動
（または他の物理的活動または生理的ストレスの周期）
の間に患者の自然伝導時間は著しく短縮し得るからであ
る。こうして、ペースメーカが心室を常に整調すること
を保証するため、すなわち心室組織が不応でない時にＶ
パルスが心室組織に供給されることを保証するため、Ａ
Ｖ（またはＰＶ）間隔は所与の患者に所与の時点で存在
し得る自然伝導時間よりも短い間隔に設定されなければ
ならない。
【００１４】不利なことに、非常に短くプログラムされ
たＡＶ（またはＰＶ）間隔は心臓拍出量に不利に影響し
得る。なぜならば、それは心室が心房からの血液で充満
されるのに十分な時間を有する前に心室収縮を強制し得
るからである。こうして、心筋症を患う患者に対して
は、自然伝導時間よりも常に小さい心臓サイクル中の時
点で、すなわちＲ波の生起に先立つが心臓拍出量に不利
に影響するほどには自然伝導時間よりも甚だしく小さく
ない時点で心室を整調するペースメーカが必要とされ
る。すなわち、その内部で発生されるＡＶおよび（また
は）ＰＶ間隔を患者の自然伝導時間よりも少し短く自動
的に設定し、それによりＡＶ（またはＰＶ）間隔が血液
が心房から心室へ物理的に移動するのを許すのに十分に
長く、しかも患者の自然伝導時間よりも常に小さいよう
に十分に短くとどまることを保証し、それにより心室組
織が不応である時にＶパルスが供給されないことを保証
するペースメーカが必要とされる。
【００１５】
【発明が解決しようとする課題】本発明の課題は上記お
よび他の必要性を満たすことである。
【００１６】
【課題を解決するための手段】本発明は、患者の自然伝
導時間が測定され、また患者に植え込まれたデュアルチ
ャンバペースメーカのＡＶ（またはＰＶ）間隔が測定さ
れた自然伝導時間よりもまさに少し小さい値に自動的に
設定されるようなデュアルチャンバペースメーカおよび
その作動方法を提案するものである。心室刺激パルス
（Ｖパルス）はペースメーカにより定義されるＡＶ（ま
たはＰＶ）間隔の終了時に、もし自然心室活動（Ｒ波）
がこのようなＡＶ（またはＰＶ）間隔の間に検出されな
いならば、発生される。ＡＶ（またはＰＶ）間隔は自然
伝導時間よりもまさに少し小さい値に自動的に設定され
るので、Ｖパルスはほとんど常に、心室筋肉組織がそれ
に応答し得る時点で、すなわち組織が不応でない時点で
心室筋肉組織に与えられる。Ｒ波が生起せず、患者の自
然伝導時間が（たとえば患者が運動しているときに生じ
得るように）減少していることを信号する場合には、Ｒ
波の生起は自然伝導時間の新しい尺度を与え、この尺度
はその後に爾後のＡＶ間隔の調節に対するベースとして
用いられる。
【００１７】ペースメーカにより定義されるＡＶ間隔は
ペースメーカによる心房刺激パルス（Ａパルス）の供給
時に開始する。同様に、ペースメーカにより定義される
ＰＶ間隔はペースメーカによる自然心房活動（Ｐ波）の
検出時に開始する。ペースメーカにより測定される自然
伝導時間は心房活動（検出されたＰ波または供給された
Ａパルスのいずれか生起する事象）とそれに続く自然心
室活動（Ｒ波）との間の時間を含んでいる。こうして本
発明によりペースメーカを作動させる方法は（１）所与
の心臓サイクル内で患者の自然伝導時間ｔARを測定する
過程および（２）続く心臓サイクルで使用するために患
者のＡＶ（またはＰＶ）間隔をｔARよりも小さい予め定
められた大きさの値、たとえば２０〜３０ｍｓに設定す
る過程を含んでいる。
【００１８】本発明の１つの局面によれば、ペースメー
カはＰ波であれＡパルスであれ各心房事象の生起時に始
動させられるタイミングカウンタを含んでいる。心房事
象はペースメーカのＡＶ（またはＰＶ）間隔をも開始す
る。もしＲ波がＡＶ（またはＰＶ）間隔の終了前に心臓
サイクル内で生起するならば、タイミングカウンタは停
止し、そのなかに保たれているカウントは自然伝導時間
ｔARの尺度を与える。ペースメーカにより設定されたＡ
Ｖ（またはＰＶ）間隔は次いで直ちにまた自動的に、ｔ
ARよりも小さい予め定められた大きさの新しい値に調節
される。ＡＶ（またはＰＶ）間隔の新しく調節された値
は次いで次の心臓サイクルに対して使用される。この仕
方で、ＡＶ（またはＰＶ）間隔は患者の自然伝導時間よ
りも常に小さいように、必要であれば、適応調節され
る。
【００１９】本発明の他の局面によれば、もし予め定め
られた数の連続的心臓サイクルがＲ波の生起なしに続い
て起こるならば、ＡＶ（またはＰＶ）間隔の値が、その
最初の値にインクレメンタルに戻るために、徐々に増さ
れる。
【００２０】本発明により製造されたデュアルチャンバ
ペースメーカは心房チャネルおよび心室チャネルを含ん
でいる。心房検出増幅器が心房チャネル内で自然心房活
動（Ｐ波）の生起を検出する。同様に心室検出増幅器が
心室チャネル内で自然心室活動（Ｒ波）の生起を検出す
る。心房パルス発生器がＡＶ時間間隔内で心房検出増幅
器により検出されるＰ波の不存在時に心房チャネル内で
心房刺激パルス（Ａパルス）を発生する。同様に、心室
パルス発生器が心房逸走間隔内で心室検出増幅器により
検出されるＲ波の不存在時に心室チャネル内で心室刺激
パルス（Ｖパルス）を発生する。心房および心室チャネ
ルの双方に結合されている制御回路がＡＶ時間間隔およ
び心房逸走間隔を定義する。ＡＶ時間間隔は心房チャネ
ル内の心房活動の検出時に開始する。ここで心房活動は
Ｐ波の検出またはＡパルスの発生のいずれか生起する事
象であってよい。心房逸走間隔は心室チャネル内の心室
活動の検出時に開始する。ここで心室活動はＲ波の検出
またはＶパルスの発生のいずれか生起する事象であって
よい。ペースメーカの制御回路は心房チャネル内の心房
活動と心室チャネル内のＲ波の検出との間の周期として
自然伝導時間を測定するためのタイミング手段を含んで
いる。本発明によれば、制御回路はＡＶ時間間隔を予め
定められた大きさだけ自然伝導時間よりも小さい値に減
少させる。減少されたＡＶ時間間隔は最小ＡＶ時間間隔
よりも小さくてはならない。
【００２１】従って、減少する自然伝導時間の不存在時
には、本発明によるペースメーカはＲ波の生起前に心室
チャネル内でＶパルスを発生し、それにより、ほとんど
常にＶパルスを必要とする患者、たとえば心筋症を患う
患者に対して必要とされる治療を与える。さらに、減少
する自然伝導時間の存在時には、本発明によるペースメ
ーカはＡＶ時間間隔を最短の伝導時間間隔よりも小さい
値に自動的に減少させる。
【００２２】さらに、本発明の１つの局面によれば、デ
ュアルチャンバペースメーカの制御回路は、予め定めら
れた数の連続的心臓サイクルが心室検出増幅器によるＲ
波の検出なしに生起する場合にはＡＶ時間間隔を自動的
に増大させる。こうして、ＡＶ時間間隔は、予め定めら
れた数の心臓サイクルよりも長い周期にわたる検出され
たＲ波の不存在時に、最短の伝導時間間隔よりも小さい
値に調節された状態に決してとどまらない。この仕方
で、次いで、ペースメーカはそのＡＶ時間間隔を最大値
と最小値との間で、必要とされるように、適応調節し、
Ｒ波がさもなければ生起するであろう時点の直前に常に
Ｖパルスを与えるように試みる。
【００２３】
【発明の効果】こうして、心臓組織の自然脱分極がさも
なければ心臓収縮を生じさせるであろう時点の直前の心
臓サイクル内の時点で心臓組織を刺激する植え込み可能
なペースメーカおよびその作動方法が得られることは本
発明の特徴である。
【００２４】そのペースメーカにより定義されるＡＶ間
隔を患者の自然伝導時間よりもまさに少し小さい値に自
動的に調節し、それにより、心室組織が不応でない心臓
サイクル内の時点で（すなわち心室組織の自然脱分極に
先立って）Ｖパルスが発生されて心室筋肉組織に供給さ
れ、しかも自然伝導時間により設定された適切な心臓タ
イミングを維持し、それによって患者の心臓拍出量が最
大化されることを保証するデュアルチャンバペースメー
カおよびその作動方法が得られることは本発明の他の特
徴である。
【００２５】ペースメーカにより定義されるＡＶ間隔を
Ｒ波の検出（検出されたＲ波は短縮された自然伝導時間
を表す）に応答して減少させ、またペースメーカにより
定義されるＡＶ間隔を予め定められた数の連続的心臓サ
イクルにわたるＲ波の不検出（Ｒ波が検出されないこと
は自然伝導時間の延長を表し得る）に応答して予め定め
られたインクレメントで自動的に増大させるペースメー
カおよびその作動方法が得られることは本発明の他の特
徴である。
【００２６】
【実施例】本発明の上記および他の局面、特徴および利
点は以下の図面による本発明の詳細な説明から一層明ら
かになろう。いくつかの図面を通じて対応する参照符号
は対応する構成要素を示している。
【００２７】以下の説明は本発明を実施するために現在
考えられている最良の形態に関するものである。この説
明は単に本発明の一般的原理を説明する目的でなされて
おり、それにより本発明の範囲を限定するものではな
い。本発明の範囲は特許請求の範囲を参照して決定され
るべきである。
【００２８】上記のように、本発明は、心筋症を患う患
者の心臓拍出量を最大化しようと試みてペースメーカの
ＡＶ間隔（またはＰＶ間隔）を自動的に適応または調節
する植え込み可能なデュアルチャンバペースメーカに関
する。一般に、心筋症を患う患者の心臓の筋肉組織（通
常は心室筋肉組織）は強い拍動を与えることができず、
従ってまた拍動ごとに多くの血液を効率的にポンピング
することができない。もし心室刺激パルス（Ｖパルス）
が心臓サイクル内の正しい時点で心臓に与えられるなら
ば、より強い拍動（筋肉収縮）が与えられ、また心臓拍
出量（心臓によりポンピングされる血液の量）が増大す
る。心臓サイクル内でこのようなＶパルスを与える“正
しい時点”は患者の正常な伝導時間により自然に心室が
拍動（脱分極、従ってまた収縮）するであろう時点の直
前、すなわちＲ波の生起の直前である。この目的で、本
発明は、Ｐ波（心房の脱分極を表す）とそれに続くＲ波
との間の自然伝導時間、ＰＲ間隔、を決定し、またこの
ようなＰＲ間隔よりも小さい予め定められた大きさにペ
ースメーカのＰＶ間隔を設定する。代替的に、患者の心
房も刺激を必要とするならば、本発明は、心房刺激パル
ス（Ａパルス）とそれに続くＲ波との間の整調された伝
導時間、ＡＲ間隔、を決定し、またこのようなＡＲ間隔
よりも小さい予め定められた大きさにペースメーカのＡ
Ｖ間隔を設定する。この仕方で、ペースメーカは常に自
然伝導時間（ＰＲまたはＡＲ間隔）よりも小さいＰＶま
たはＡＶ間隔の終了時に、従ってまた心室が自然に収縮
しようと試みる前にＶパルスを供給する。
【００２９】有利なことに、本発明はさまざまなデュア
ルチャンバペースメーカ構成およびペースメーカハード
ウェアを使用して実施され得る。ペースメーカＡＶまた
はＰＶ間隔がＡＰまたはＰＲ伝導時間よりも小さい予め
定められた大きさの値に自動的に設定されることを許す
任意のペースメーカ構成が本発明を実施するのに使用さ
れ得る。以下の説明は１つのこうような構成の典型的な
例に過ぎない。
【００３０】図１を参照すると、デュアルチャンバペー
スメーカ１０のブロック図が示されている。ペースメー
カ１０はリード１４および１６を介して心臓１２に結合
されている。リード１４は心臓の心房の１つと接触して
いる電極１５を有し、またリード１６は心臓の心室の１
つと接触している電極１７を有する。リード１４および
１６はそれぞれ心房パルス発生器（Ａ‐ＰＧ）１８およ
び心室パルス発生器（Ｖ‐ＰＧ）２０から電極１５およ
び１７へ刺激パルスを導く。さらに、心房からの電気的
信号が電極１５からリード１４を通じて心房チャネル検
出増幅器（Ｐ‐ＡＭＰ）２２の入力端子に導かれ、また
心室からの電気的信号が電極１７からリード１６を通じ
て心室チャネル検出増幅器（Ｒ‐ＡＭＰ）２４の入力端
子に導かれる。
【００３１】制御回路または制御システム２６はデュア
ルチャンバペースメーカ１０を制御する。同様に、制御
システム２６は信号線２８を経て心房増幅器２２からの
出力信号を受ける。同様に、制御システム２６は信号線
３０を経て心室増幅器２４からの出力信号を受ける。信
号線２８および３０上の出力信号はＰ波またはＲ波が心
臓内で検出されるつど発生される。また制御回路または
制御システム２６はそれぞれ信号線３２および３４を経
て心房パルス発生器１８および心室パルス発生器２０に
送られるトリガ信号を発生する。これらのトリガ信号は
刺激パルスがそれぞれのパルス発生器により発生される
べき時に発生される。Ａ‐ＰＧ１８により発生される刺
激パルスは“Ａパルス”と呼ばれ、またＶ‐ＰＧ２０に
より発生される刺激パルスは“Ｖパルス”と呼ばれる。
ＡパルスもしくはＶパルスが心臓に供給されている時間
中に、対応する増幅器Ｐ‐ＡＭＰ２２および（または）
Ｒ‐ＡＭＰ２４は典型的に、それぞれ信号線３６および
３８を経て制御システムからこれらの増幅器に与えられ
るブランキング信号によりディスエーブルされている。
このブランキング作用は増幅器２２および２４が、この
時間中にこのような増幅器の入力端子に与えられるそれ
ぞれ比較的大きいＡパルスまたはＶパルスにより飽和状
態になることを防止する。また、このようなブランキン
グ作用はペーサ刺激の結果として筋肉組織内に存在し得
る残留電気的信号の検出（この検出は誤ってＰ波または
Ｒ波として解釈され得よう）を防止する。
【００３２】続けて図１を参照すると、ペーサ１０は適
当なデータ／アドレスバス４２を経て制御システム２６
に結合されているメモリ回路４０をも含んでいる。メモ
リ回路４０は、ペースメーカの作動を制御するのに制御
システム２６により使用されるいくつかの制御パラメー
タがプログラム可能に記憶され、また必要に応じて特定
の患者の必要性に適するようにペーサの作動をカストマ
ー化するため修正されることを許す。このようなデータ
はプログラムされた心房逸走間隔（ＡＥＩ）のようなペ
ースメーカの作動中に使用される基本タイミング間隔を
含んでいる。さらに、ペーサの作動中に検出されるデー
タは爾後の検索および解析のためにメモリ４０に記憶さ
れ得る。
【００３３】さらにテレメトリ回路４４がペーサ１０の
なかに含まれている。このテレメトリ回路４４は適当な
指令／データバス４６を介して制御システム２６に接続
されている。また、植え込み可能なペーサ１０のなかに
含まれているテレメトリ回路４４はＲＦ（無線周波数）
チャネルのような任意の適当な電磁的リンクであってよ
い適当な通信リンク５０により外部プログラマ４８に選
択的に結合され得る。有利なことに、外部プログラマ４
８および通信リンク５０を通じて、所望の指令が制御シ
ステム２６に送られ得る。同様に、この通信リンク５０
およびプログラマ４８を通じて、データ（制御システム
２６のなか、たとえばデータラッチのなかに保たれてい
るデータもしくはメモリ４０のなかに記憶されているデ
ータ）がペーサ１０から遠隔受信され得る。この仕方
で、植え込まれていない遠隔の位置と植え込まれたペー
サとの間の非侵襲的通信が必要に応じて確立され得る。
たとえば米国特許第 4,847,617号明細書を参照された
い。その内容を参照によりここに組み入れるものとす
る。
【００３４】図１中のペーサ１０は、心房および心室の
双方とインタフェースするので、デュアルチャンバペー
スメーカと呼ばれる。心房とインタフェースするペーサ
１０の部分、たとえばリード１４、Ｐ波検出増幅器２
２、Ａパルス発生器１８および対応する制御システム２
６の部分は一般に心房チャネルと呼ばれる。同様に、心
室とインタフェースするペーサ１０の部分、たとえばリ
ード１６、Ｒ波検出増幅器２４、Ｖパルス発生器２０お
よび対応する制御システム２６の部分は一般に心室チャ
ネルと呼ばれる。
【００３５】本発明の１つの実施例によれば、ペースメ
ーカ１０はさらに、適当な接続線５４を経てペーサの制
御システム２６に接続されている１つまたはそれ以上の
生理学的センサ５２を含んでいてよい。センサ５２は図
１中にはペーサ１０のなかに含まれているものとして示
されているが、センサがペーサ１０の外部に患者のなか
に植え込まれていてよく、または患者により携帯されて
いてよいことは理解されるべきである。センサの一般的
な形式はペースメーカのケースに取付けられた圧電結晶
のような活動センサである。血液の酸素含有量、呼吸レ
ート、血液のｐＨなどを検出する生理学的センサのよう
な他の形式のセンサも活動センサの代わりに、またはそ
れに追加して使用され得る。使用されるセンサの形式は
本発明にとって臨界的ではない。身体運動または心臓が
拍動すべきレートに関係する生理学的パラメータを検出
し得る任意のセンサが使用され得る。このようなセンサ
を使用するペースメーカは一般に“レート応答”ペース
メーカと呼ばれる。なぜならば、このようなペースメー
カは患者の生理学的需要を追跡する仕方でペーサのレー
ト（逸走間隔）を調節するからである。
【００３６】次に図２を参照すると、ペーサ１０の制御
回路または制御システム２６の１つの実施例のブロック
図が示されている。マイクロプロセッサをベースとする
制御システムのような制御システムの他の実施例も利用
され得る。代表的なマイクロプロセッサをベースとする
制御システムはたとえば米国特許第 4,940,052号明細書
に記載されている。この特許の内容を参照によりここに
組み入れるものとする。
【００３７】図２に示されている制御システムは、状態
レジスタ６０の組みが任意の瞬間におけるペーサの特定
の状態を定義する状態機械に基づいている。一般に、ま
た状態機械の作動の展望として、各状態は、設計によ
り、特定の活動または機能が実行されるようにする。い
くつかの状態が所与の心臓サイクル中に順次に実行され
る。特定の状態は特定の他の状態からのみ入れられ得る
ので、特定の心臓サイクル中に実行される状態の順序
は、Ｐ波またはＲ波の検出および現在の状態のような生
起する特定の事象により決定される。ただ１つの状態が
任意の瞬間に出ることができるが、いくつかの異なる状
態機械（または制御システム）が異なった機能を制御す
るべく並列に作動し得る。たとえば、テレメトリ回路４
４（図１）は好ましくは、上記特許に記載されているよ
うに、その固有の状態機械を利用する。テレメトリ回路
状態機械は図２の制御システム状態機械と本質的に無関
係に作動する。
【００３８】制御システム２６の心臓部は状態論理回路
６２である。状態レジスタ６０の“状態”を制御し、従
ってまたシステムにより次に実行される機能または作動
を制御するのは状態論理回路である。状態論理回路６２
は入力として、システムの現在の状態または生起した状
態を指示する他の信号のほかに、状態バス６４（状態バ
スはシステムの状態を制御システムのいくつかの部分に
与える）を経て与えられる状態レジスタの現在の状態を
受ける。Ｐ‐ＡＭＰ２２（図１）およびＲ‐ＡＭＰ２４
（図１）からの出力信号は入力デコード論理回路６６に
与えられる。この回路は、マルチプレクサ６８により選
択され、またレート決定論理回路７０に送られる適当な
論理信号“ＩＰＷ”（禁止Ｐ波）および“ＩＲＷ”（禁
止Ｒ波）を発生する。またこれらの信号は状態論理回路
６２に送られる。レート決定論理回路７０の機能はＩＰ
ＷまたはＩＲＷ信号が生起しているレートを決定するこ
とである。このレートを表す信号はレート決定論理回路
７０からの出力信号として信号線７２を経て状態論理回
路６２に送られる。さらにレート決定論理回路７０はセ
ンサ５２（図１）からセンサレート信号を受け、また
（状態レジスタ６０により定義され、状態バス６４を経
てレート決定論理回路７０に与えられるシステムの特定
の状態に関係して）このセンサレートを示すレート信号
を信号線７２を経て状態論理回路６２に送る。
【００３９】続けて図２を参照すると、メモリ制御回路
７４は制御システム２６の回路とメモリ４０（図１）と
の間に必要とされるインタフェースを行う。このメモリ
制御回路は特定されたアドレスでメモリへデータを送
り、またメモリからデータを受ける任意の通常のメモリ
アクセス回路であってよい。メモリ４０から検索された
データは（信号線７５を経て）状態論理回路６２に、も
しくは（信号線７７を経て）１つまたはそれ以上のプロ
グラム可能なタイマー７６に送られ得る。メモリ４０に
送られるデータは（状態バス６４から得られる）システ
ムの現在の状態もしくは（信号線７８を経て与えられ
る）状態論理回路６２からの他の選択された信号であっ
てよい。
【００４０】プログラム可能なタイマー７６は予め定め
られた時間間隔を定義し、その長さは信号線７７を経て
メモリ制御回路７４から受けられる信号により設定さ
れ、またその開始点は状態バス６４から得られる現在の
状態の開始と一致して開始する。タイマー７６はさら
に、この予め定められた時間間隔が経過した時にタイム
アウト信号（Ｔ．Ｏ．）を発生する。予め定められた時
間間隔の間に、タイミング機能はリセット信号によりリ
セットされ得る。リセット信号は典型的に入力デコード
論理回路６６から得られるが、（状態バス５４から得ら
れるような）いくつかの状態はタイマー７６の即時リセ
ットを行い得る。タイムアウト信号はタイムアウトデコ
ード論理回路７８に送られる。Ａパルス発生器１８また
はＶパルス発生器２０（図１）に送られる適当なトリガ
信号を発生するのはタイムアウトデコード論理回路の機
能である。さらに、それぞれのトリガ信号が発生されて
いることを状態論理回路に報知するため、適当な論理信
号が信号線８０を経てタイムアウトデコード論理回路７
８により状態論理回路６２に送られる。図２には１つの
プログラム可能なタイマー７６しか示されていないが、
同時に多重の時間間隔の追跡を保つために、必要であれ
ば、いくつかのこのようなプログラム可能なタイマーが
使用され得ることは理解されるべきである。
【００４１】発振器８２、好ましくは水晶制御式発振
器、はシステム論理の作動を制御する基本クロック信号
Ｃ０を発生する。このクロック信号Ｃ０はクロック論理
回路８４に送られ、そこでクロック信号Ｃ１、Ｃ２およ
びＣ３のような他の適当なクロック信号が、すべて基本
クロック信号Ｃ０から導き出されて発生される。これら
のクロック信号はペースメーカのなかで生起する種々の
事象および状態変化を適当に同期化するため制御システ
ム２６を通じて分配される。基本クロック信号Ｃ０のレ
ートは本発明にとって臨界的ではない。一般には、基本
クロック信号Ｃ０に対して２５〜４０ｋＨｚのレートが
適している。このレートはクロックサイクルごとに２５
〜４０ｍｓの基本時間インクレメントを与え、またこれ
はペースメーカの作動を制御するのに十分以上の時間で
ある。所望であれば、制御システム２６とメモリ４０と
の間のデータ転送を高速化するのに、より高速の基本ク
ロックレートが特にメモリ制御回路７４により使用され
得るが、たいていのペースメーカ作動に対しては高速デ
ータ転送レートは必須ではない。
【００４２】作動中、図２の制御システムは状態レジス
タ６０が初期状態を定義する予め定められた値をとって
いる初期状態で始動する。たとえば、４つのフリップフ
ロップが状態レジスタ６０に対して使用されると仮定す
ると、初期状態は“１０００”（１６進“８”）であっ
てよく、その場合に第１のフリップフロップは“１”状
態をとり、残りの３つのフリップフロップは各々“０”
状態をとる。この状態はＶ‐Ａ間隔（ＶＡＩ）として定
義され得る。そこで予め定められた心室‐心房（Ｖ‐
Ａ）間隔が開始される。本発明の目的では、このＶ‐Ａ
間隔は“心房逸走間隔”または“ＡＥＩ”とみなされ得
る。状態バス６４上に現れる“１０００”により明らか
にされるようにＶＡＩ状態が初期化されたことをメモリ
制御回路７４が検出すると直ちに、それはメモリ４０か
ら、外部プログラマ４８からメモリ４０のなかに先にプ
ログラムされた、または他の仕方で状態論理回路６２に
より発生された、ＡＥＩの所望の長さを定義する適当な
データ語を検索する。このデータ語はプログラム可能な
タイマーに送られ、またＶＡＩ状態の間に測定されるべ
き周期の長さを設定する。
【００４３】タイマー７６は本質的に、特定されたクロ
ック信号を使用して、データ語のなかで特定された値に
カウントダウン（またはカウントアップ）するカウンタ
である。カウントが完了した時、またカウンタがＰ波の
生起または他の検出された事象によりリセットされてい
ないことを仮定して、カウンタまたはタイマー７６は
“タイムアウト”したと言われ、また適当なタイムアウ
ト信号が発生され、またタイムアウトデコード論理回路
７８に送られる。デコード論理回路７８は、システムの
現在の状態が（状態バス６４をモニタすることにより決
定される）ＶＡＩ状態であること、従ってまたＡＥＩが
心臓活動が検出されることなしにタイムアウトしている
ことを認識する。従って、Ａパルストリガ信号が発生さ
れ、また心房が刺激され得るようにＡパルス発生器１８
に送られる。同時に適当な論理信号が、タイマー７６が
タイムアウトしている事実を状態論理回路に警報するべ
く、信号線８０を経て状態論理回路６２に送られる。
【００４４】状態論理回路６２は、タイムアウトデコー
ド論理回路７８からの信号の受信に応答して、また現在
のＶＡＩ状態に応答して、予め定められた順序の次の状
態をトリガする。ＤＤＤ作動に対しては、この状態は典
型的にＰ波検出増幅器２２およびＲ波検出増幅器２４が
ディスエーブルされているブランキング状態またはＢＬ
ＡＮＫ状態である。従って、状態論理回路は、Ｐ波検出
増幅器２２およびＲ波検出増幅器２４をブランクし、ま
た状態レジスタ６０を、たとえば“０００１”（６進
“１”）条件をとる状態レジスタ６２のフリップフロッ
プにより定義され得るＢＬＡＮＫ状態に変えるべく、信
号線３６および３８上に適当な信号を発生する。状態バ
ス６４上で検出されるこのＢＬＡＮＫ状態はメモリ制御
回路に、プログラム可能なタイマー７６のなかにロード
されておりブランキング間隔の長さを定義する適当なデ
ータ語をメモリから検索させる。タイマー７６がタイム
アウトして、予め定められたブランキングが経過したこ
とを指示すると直ちに、タイムアウトデコード論理回路
７８に送られるタイムアウト信号が発生される。このタ
イムアウト信号の受信時に、またＢＬＡＮＫ状態である
現在の状態に応答して、タイムアウトデコード論理回路
７８が適当な論理信号を状態論理回路６２に送る。状態
論理回路６２は、たとえばＡＶ間隔状態であってよい予
め定められた順序のなかの次の状態をとるべく状態レジ
スタ６２を制御することにより応答する。
【００４５】ＡＶ間隔状態の開始時に、ペースメーカに
より定義されるＡＶ間隔または“ＡＶＩ”の長さを定義
する他の値がプログラム可能なタイマー７６または等価
なプログラム可能なタイマーのなかにロードされる。も
しタイマー７６がリセットされることなくタイムアウト
し、Ｒ波が検出されなかったことを指示すれば、デコー
ド論理回路はＶパルストリガ信号を発生し、またこの事
象を事象論理回路６２に報知する。状態論理回路は上記
のものと類似であるがおそらく異なる継続時間を有する
他のブランキング状態またはＢＬＡＮＫ状態であってよ
い次の適当な状態に入らせられる。この第２のＢＬＡＮ
Ｋ状態の終了またはタイムアウト時に、予め定められた
順序のなかの、不応（ＲＥＦ）状態であってよい次の状
態が開始される。
【００４６】上記の仕方で、制御信号２６は他の状態の
後に１つの状態をとり、それによりペースメーカの作動
を制御する。一般に、状態は、タイマー７６または等価
なタイマーがタイムアウトする時、または予め定められ
た事象が生起する時に変更される。さらに、本発明によ
れば、もし予め定められた事象、たとえばＰ波が生起す
れば、次の状態はＰＶ間隔状態であってよい。ＰＶ間隔
状態は、ＰＶ間隔または“ＰＶＩ”を定義する異なる値
がプログラム可能なタイマー７６のなかにロードされる
ことを例外として、上記のＡＶ間隔状態と同一である。
【００４７】制御システムの状態はテレメトリシステム
からの適当な指令の受信によっても変更され得る。
【００４８】図２の制御システム２６は専用ハードウェ
ア回路を使用して、またはハードウェアおよびソフトウ
ェアの組み合わせ（またはファームウェア）を使用して
実現され得る。たとえばＤＤＤ（デュアルチャンバ整
調、デュアルチャンバ検出、デュアルモード（禁止およ
びトリガ））、ＤＤＤＲ（デュアルチャンバ整調、デュ
アルチャンバ検出、デュアルモード（禁止およびトリ
ガ）、レート応答）またはＶＤＩ（心室チャンバ整調、
デュアルチャンバ検出、禁止モード）のような所与の作
動モードに対する状態の適当な順序はメモリ制御回路７
４および状態論理回路６２の適当な制御により定義され
得る。これらの回路要素はたいてい、ペースメーカメモ
リ回路のなかに置かれ、またはプログラムされている適
当なソフトウェアまたはファームウェア‐プログラムを
通じて容易に制御される。このようなプログラミングを
成就する仕方は当業者に知られている。
【００４９】図２の制御システム２６の種々の回路の詳
細な説明はここでは行わない。なぜならば、このような
回路のすべては通常のものであり、また従来技術で得ら
れる既知の回路で構成され得るからである。たとえばペ
ースメーカに対する状態機械形式の作動が説明されてい
る米国特許第 4,712,555号明細書、ペースメーカのなか
で使用される種々のタイミング間隔およびそれらの相互
関係が一層完全に説明されている米国特許第 4,788,980
号明細書および心房レートをベースとするプログラム可
能なペースメーカが、このようなペースメーカを制御す
るのに使用される状態論理回路の作動の完全な説明を含
めて、説明されている米国特許第 4,944 ,298号明細書を
参照されたい。これらの３つの特許の内容を参照により
ここに組み入れるものとする。
【００５０】本発明にとって第１に重要なことは、ＡＶ
間隔（またはＰＶ間隔）が患者の測定された自然伝導時
間の関数として適応調節される仕方である。この適応調
節が行われる仕方は図３のフローチャートに示されてい
る。図３およびここに示されている他のフローチャート
で、説明される方法の各主要ステップは“ボックス”ま
たは“ブロック”として示されている。以下の本発明の
説明を助けるべく参照数字がフローチャートの各ブロッ
クに付けられている。方法の各ステップ、すなわち各ブ
ロックはメモリ４０のなかで、所望のステップを実行す
るべく必要な制御信号を発生させる適当な“コード”を
プログラムすることにより容易に実行され得る。予め定
められた方法またはシーケンスを実行するのに必要とさ
れる制御信号を発生するための等価な技術ももちろん使
用され得る。
【００５１】図３に示されているように、方法はＤＤＤ
またはＤＤＤＲ整調を実行するべくペースメーカにより
必要とされる初期値を設定することにより開始する（ブ
ロック１０２）。このような値は、たいていの部分に対
して、通常のＤＤＤまたはＤＤＤＲ整調を行う時に使用
されるものと異なっておらず、また初期整調レート（こ
れから適当な心房逸走間隔が決定される）、ＡＶ間隔に
対する初期値、ブランキング周期値、最大整調レート
値、刺激パルス振幅および幅などのような値を含んでい
る。本発明によれば、このような初期値はＡＶ（または
ＰＶ）間隔に対する最小および最大値、プラス患者の自
然伝導時間とペースメーカにより定義されるＡＶ（また
はＰＶ）間隔との間の予め定められた時間差をも含んで
いる。本発明のいくつかの実施例では、ＡＶ間隔とＰＶ
間隔との間の差を特定することも重要であり得る。ここ
でＡＶ間隔はＡパルスの供給からそれに続くＲ波の生起
までに測定される自然伝導時間であり、またＰＶ間隔は
Ｐ波の生起からそれに続くＲ波の生起までに測定される
自然伝導時間である。
【００５２】いったんＤＤＤまたはＤＤＤＲ整調を実行
するのに必要とされる初期値が設定されると、特定され
たＤＤＤまたはＤＤＤＲ整調が、プログラムされた値を
使用して、一度に１つの心臓サイクルに対して、通常の
仕方で実行される（ブロック１０４）。このようなＤＤ
ＤまたはＤＤＤＲ整調と結び付けられる心臓サイクル内
のある点で、Ｒ波が生起し、または多数の連続的心臓サ
イクルがＲ波の生起なしに経過する。ペースメーカのＡ
Ｖ（またはＰＶ）間隔の適当な調節が、必要とされるよ
うに、行われ得る（ブロック１０８）ように、いずれか
の事象が患者の自然伝導時間を決定する必要性を信号す
る（ブロック１０６）。
【００５３】Ｒ波の生起はペースメーカの現在存在する
ＡＶ（またはＰＶ）間隔よりも短い自然伝導時間の結果
として心室の脱分極を指示する。従って、このような事
象は、ペースメーカにより定義されるＡＶ（またはＰ
Ｖ）間隔が減少される必要があることを指示する。従っ
て、Ｒ波が生起すると直ちに、患者の自然伝導時間ｔAR
またはｔPRが決定される。このような自然伝導時間はＰ
波もしくはＡパルスである最も新しい心房活動とＲ波と
の間の時間間隔として決定される。すなわち、自然伝導
時間は心房活動の生起で開始し、またＲ波の生起で終了
する。もし最も新しい心房活動がＰ波であったならば、
測定される伝導時間はｔPRである。もし最も新しい心房
活動がＡパルスであったならば、測定される伝導時間は
ｔARである。
【００５４】もしＲ波が予め定められた数の心臓サイク
ルにわたり生起しないならば、それはおそらく自然伝導
時間が増大していること、またそれが自然伝導時間とあ
まりに異ならないようにＡＶ時間間隔を増大させる必要
があることを指示する。
【００５５】いずれかの場合に、いったん自然伝導時間
が減少または増大していることの決定がなされると（ブ
ロック１０６）、ペースメーカのＡＶ（またはＰＶ）間
隔が決定された自然伝導時間よりもまさに少し小さい値
に設定される。これは、（Ｒ波が検出された時にたいて
いそうであるように）自然伝導時間が減少したことが明
らかである時にはＡＶ（またはＰＶ）間隔の減少により
行われ、もしくは（Ｒ波が予め定められた数の心臓サイ
クルにわたり検出されなかった時にたいていそうである
ように）自然伝導時間が増大したことが明らかである時
にはＡＶ（またはＰＶ）間隔の増大により行われる。
【００５６】ＡＶ（またはＰＶ）間隔がブロック１０８
で決定された伝導時間ｔAR（またはｔPR）よりも小さく
設定された後に、ＤＤＤまたはＤＤＤＲ整調が継続すべ
きか否かに関する決定が行われる（ブロック１１０）。
もし決定が否定であれば、方法は終了する（ブロック１
１２）。もし決定が肯定であれば、方法はＡＶ（または
ＰＶ）間隔の調節された値を使用して次の心臓サイクル
に対してＤＤＤまたはＤＤＤＲ整調を実行することによ
り継続する（ブロック１０４）。
【００５７】次に図４を参照すると、患者の自然伝導時
間を決定または測定するため（図３中のブロック１０
６）、またそれに従ってＡＶ（またはＰＶ）間隔を調節
するため（図３中のブロック１０８）の好ましい技術を
示す一層詳細なフローチャートが示されている。
【００５８】図４中で、ＤＤＤまたはＤＤＤＲ整調を実
行するのに必要とされるプログラムされた値は通常の仕
方でペースメーカのなかにプログラムされる（ブロック
１２０）。本発明によれば，このようなプログラムされ
た値は、ＡＶ（またはＰＶ）間隔が増大させられる前に
Ｒ波の生起なしに生起しなければならない心臓サイクル
の数、このような増大の大きさ、自然伝導時間ｔAR（ま
たはｔPR）に対する初期値またはこのような初期値を決
定するための技術の指示、自然伝導時間とＡＶ（または
ＰＶ）間隔との間の差Ｘおよび（または）Ｙなどを含ん
でいる（ブロック１２２）。いったんｔAR（または
ｔPR）の初期値が決定されると、ＡＶ（またはＰＶ）間
隔の値がｔARまたはｔPRよりも小さい特定された大きさ
に設定される（ブロック１２４）。
【００５９】ＡＶ（またはＰＶ）間隔が初期値に設定さ
れると、ＤＤＤまたはＤＤＤＲ整調サイクルがこのよう
な値プラス他のプログラムされた値を使用して開始する
（ブロック１２６）。もしＲ波が整調サイクルの間に検
出されると、それは自然伝導時間ｔAR（またはｔPR）が
ペースメーカにより定義されたＡＶ（またはＰＶ）間隔
よりも短いことを信号する（ブロック１２８）。Ｒ波の
生起は自然伝導時間ｔAR（またはｔPR）の終了を指示
し、またこうしてｔAR（またはｔPR）の測定が完了され
ることを許す（ブロック１３０）。ｔAR（またはｔPR）
を決定するための２つの異なる測定技術が図５または図
６に一層詳細に示されている。ｔAR（またはｔPR）の測
定値は次いでＡＶ（またはＰＶ）間隔を減少させるため
のベースとして使用される（ブロック１３２）。ＡＶ間
隔はｔAR−Ｘに設定される。ここでＸはプログラム可能
な値、固定された値または心臓レートの百分率に基づく
適応値を有するパラメータである。同様に、ＰＶ間隔は
ｔPR−Ｙに設定される。ここでＹはプログラム可能な
値、固定された値または心臓レートの百分率に基づく適
応値を有するパラメータである。
【００６０】以下に図５および図６と結び付けて一層完
全に説明されるように、本発明のいくつかの実施例で
は、ｔPRおよびｔARは別々に測定され、また別々の値が
パラメータＸおよびＹに対してプログラムされ、または
他の仕方で決定される。こうして、このような実施例で
は、ｔPRおよび結果として生ずるＰＶ間隔およびｔARお
よび結果として生ずるＡＶ間隔は互いに完全に独立して
いる。他の実施例では、ｔARまたはｔPRのいずれか最初
に生起する一方は決定され、他方は測定された値の関数
として計算される。このような実施例では、こうして、
ｔARおよびｔPRと結果として生ずるＡＶおよびＰＶ間隔
との間に予め定められた関係がある。本発明の説明に関
するたいていの目的に対して、ＡＶ（またはＰＶ）間隔
の一方または伝導時間ｔAR（またはｔPR）の一方が明白
に参照されるすべきであり、また他方は適当な仕方で決
定され得ると仮定される。
【００６１】ＡＶ（またはＰＶ）間隔がｔAR（またはｔ
PR）の最も新しく測定された値に基づくその新しい値に
設定された（ブロック１３２）後に、ＡＶ（またはＰ
Ｖ）間隔の新しい値がＡＶ（またはＰＶ）間隔に対する
プログラムされた最小値ＡＶMI N （またはＰＶMIN ）よ
りも小さいまたはそれに等しいか否かに関する決定がな
される（ブロック１３４）。もし肯定であれば、ＡＶ
（またはＰＶ）間隔がＡＶMIN （またはＰＶMIN ）に設
定される（ブロック１３６）。もし否定であれば、ＡＶ
（またはＰＶ）間隔は先に決定された値を維持する。も
しＤＤＤ（またはＤＤＤＲ）整調が継続すべきであれば
（ブロック１３８）、このような整調の次のサイクルは
ＡＶ（またはＰＶ）間隔の新しく設定された値を使用し
て継続する（ブロック１２６）。
【００６２】もしＲ波が整調サイクルの間に生起しない
ならば（ブロック１２８）、次に、予め定められた（プ
ログラムされた）数の心臓サイクルがＲ波の生起なしに
生起したか否かに関する決定がなされる（ブロック１４
０）。もし否定であれば、次のサイクルが開始する（ブ
ロック１２６）。もし肯定であれば、それはおそらく自
然伝導時間が増大したこと、またこのような自然伝導時
間とＡＶ（またはＰＶ）間隔との間の差を最小に保つべ
くＡＶ（またはＰＶ）間隔が増大させられるべきである
ことを指示する。従って、ＡＶ（またはＰＶ）間隔が予
め定められた大きさＺだけ増大させられる（ブロック１
４２）。値Ｚは固定された値、プログラムされた値、心
臓レートの百分率に基づく適応値または現在のＡＶ間隔
に基づく値であってよい。ＡＶ（またはＰＶ）間隔が増
大させられた後に、ＡＶ（またはＰＶ）間隔の新しい値
がＡＶ（またはＰＶ）間隔に対するプログラムされた最
小値ＡＶMAX （またはＰＶMAX ）よりも大きいまたはそ
れに等しいか否かに関する決定がなされる（ブロック１
４４）。もし肯定であれば、ＡＶ（またはＰＶ）間隔が
ＡＶMAX （またはＰＶMAX ）に設定される（ブロック１
４６）。もし否定であれば、ＡＶ（またはＰＶ）間隔は
先に決定された値を維持する（ブロック１４２におい
て）。もしＤＤＤ（またはＤＤＤＲ）整調が継続すべき
であれば（ブロック１３８）、このような整調の次のサ
イクルはＡＶ（またはＰＶ）間隔の新しく設定された値
を使用して継続する（ブロック１２６）。もし継続すべ
きでなければ（ブロック１３８）、停止する（ブロック
１４８）。
【００６３】ＡＶ（またはＰＶ）間隔の前にＲ波の生起
なしに生起しなければならない心臓サイクルの数は好ま
しくはプログラム可能な数であり、また典型的に８から
１２８サイクルまでであってよい。代替的に、ＡＶ（ま
たはＰＶ）間隔が増大させられる前にＲ波の生起なしに
経過しなければならない特定の時間間隔、２〜１０分、
が特定され得る。ＡＶ（またはＰＶ）間隔がインクレメ
ンタルに増大させられる大きさＺも好ましくはプログラ
ム可能な値であるが、固定された値または適応値であっ
てもよい。Ｚに対する典型的な値は５〜３０ｍｓの範囲
である。
【００６４】次に図５を参照すると、心臓の１つまたは
それ以上の心臓サイクルの間に自然伝導時間ｔARおよび
ｔPRを測定するための１つの手法を示すフローチャート
が示されている。図５に示されている手法はｔARおよび
ｔPRの双方の独立した測定をする。図５中に見られるよ
うに、心臓サイクルの開始時に（ブロック１５０）、Ｐ
ＲタイマーおよびＡＲタイマーがリセットされる（ブロ
ック１５２）。このようなタイマーおよびここに参照さ
れる他のタイマーは制御示されている２６のなかのハー
ドウェアまたはソフトウェアで実現され得る（図１およ
び図２）。
【００６５】このようなタイマーをリセットした後、心
房逸走間隔（ＡＶＩ）が開始する（ブロック１５４）。
もしＰ波がＡＶＩの間に検出されないならば（ブロック
１５６、１７４）、Ａパルスが発生され（ブロック１５
８）、またＡＲタイマーが始動する（ブロック１６
０）。さらにＡＶ間隔が開始する（ブロック１６２）。
もしＲ波がＡＶ間隔の間に生起すれば（ブロック１６
４、１６６）、ＡＲタイマーが停止され、またＡＲタイ
マーの値は伝導時間ｔARの尺度を表す（ブロック１６
８）。ＡＲフラグが次いでセットされ（ブロック１７
０）、また心臓サイクルが終了し（ブロック１７２）、
サイクルの間にｔARが決定されている。
【００６６】もしＡＶ間隔がＲ波の検出なしにタイムア
ウトすると（ブロック１６４）、Ｖパルスが発生され
（ブロック１８８）、また心臓サイクルが終了し、サイ
クルの間にｔARもしくはｔPRの決定はされていない。こ
うして、次の心臓サイクルの開始時に使用されるｔARお
よび（または）ｔPRの値は先行の心臓サイクルに対して
使用された伝導時間として保持される。
【００６７】もしＰ波がＡＥＩのタイムアウト以前に検
出されれば（ブロック１５６、１７４）、ＰＲタイマー
が始動される（ブロック１７６）。またＰＶ間隔が開始
される（ブロック１７８）。もしＲ波がＰＶ間隔の間に
生起すれば（ブロック１８０、１８２）、ＰＲタイマー
が停止され、またＰＲタイマーの値は伝導時間ｔPRの尺
度を表す（ブロック１８４）。ＰＲフラグが次いでセッ
トされ（ブロック１８６）、また心臓サイクルが終了し
（ブロック１７２）、サイクルの間にｔPRが決定されて
いる。
【００６８】Ｐ波が生起するかＲ波が生起するかに関係
して心臓サイクルの間に設定されるＡＲおよびＰＲフラ
グはペースメーカの作動の間に（もしＡＲフラグがセッ
トされていれば）ＡＶ間隔または（もしＰＲフラグがセ
ットされていれば）ＰＶ間隔の調節をステアリングする
のに使用され得る。
【００６９】次に図６を参照すると、患者の自然伝導時
間を決定するための他の実施例または手法を示すフロー
チャートが示されている。図６に示されている手法はｔ
ARまたはｔPRの一方を決定し、また他方は測定された値
からの予め定められた差として設定される。こうして、
図６中に見られるように、いったん心臓サイクルが開始
すると（ブロック１８０）、Ａ／Ｐ‐Ｒタイマーとして
示されている単一のタイマーおよびＡフラグとして示さ
れている単一のフラグがリセットされる（ブロック１８
２）。心房逸走間隔（ＡＥＩ）が開始され（ブロック１
８４）、またＰ波がＡＥＩのタイムアウト以前に検出さ
れるか否かに関する決定がなされる（ブロック１８６、
１８８）。肯定であれば、Ａ／Ｐ‐Ｒタイマーが開始さ
れ（ブロック１９０）、またＰＶ間隔が開始される（ブ
ロック１９２）。ＰＶ間隔がタイムアウトしている間
に、Ｒ波が生起するか否かに関する決定がなされる（ブ
ロック１９４、１９６）。もしＲ波がＰＶ間隔の間に生
起すれば、Ａ／Ｐ‐Ｒタイマーが停止され（ブロック２
１４）、またＡフラグがセットされているか否かに関す
る決定がなされる（ブロック２１６）。もしＡ／Ｐ‐Ｒ
タイマーがセットされていないならば、それはＡ／Ｐ‐
ＲタイマーがｔPR値を含んでいることを信号する。この
ｔPR値はＡ／Ｐ‐Ｒタイマーから読まれ得る。またそれ
からｔAR値が計算され得る。典型的に、ｔARはｔPRの測
定された値からＹA ｍｓを差し引いた値として計算され
る。ここでＹA は固定された値、プログラムされた値ま
たは心臓レートの百分率に基づく適応値であってよい。
心臓サイクルが次いで完了され（ブロック２００）、サ
イクルの間のｔPRの値が測定され、またｔARの値が計算
されている。
【００７０】もしＰＶ間隔がＲ波の検出なしにタイムア
ウトすれば（ブロック１９４、１９６）、Ｖパルスが発
生され（ブロック１９８）、また心臓サイクルが、伝導
時間ｔARまたはｔPRに対する新しい値を決定することな
しに終了する（ブロック２００）。従って、次の心臓サ
イクルはｔARまたはｔPRの先に決定された値を使用して
開始する。
【００７１】もしＡＥＩがＰ波の検出なしにタイムアウ
トすれば（ブロック１８６、１８８）、Ａフラグがセッ
トされ（ブロック２０２）、またＡパルスが発生される
（ブロック２０４）。またＡ／Ｐ‐Ｒタイマーが始動さ
れ（ブロック２０６）、またＡＶ間隔が開始される（ブ
ロック２０８）。ＡＶ間隔がタイムアウトしている間
に、Ｒ波が生起するか否かに関する決定がなされる（ブ
ロック２１０、２１２）。もしＲ波がＡＶ間隔の間に生
起すれば、Ａ／Ｐ‐Ｒタイマーが停止され（ブロック２
１４）、またＡフラグがセットされているか否かに関す
る決定がなされる（ブロック２１６）。もしＡフラグが
セットされていれば、それはＡ／Ｐ‐ＲタイマーがｔAR
値を含んでいることを信号する。このｔAR値はＡ／Ｐ‐
Ｒタイマーから読まれ得る。またそれからｔPR値が計算
され得る（ブロック２１８）。典型的に、ｔPRはｔARの
測定された値からＹB ｍｓを差し引いた値として計算さ
れる。ここでＹB は固定された値、プログラムされた値
または心臓レートの百分率に基づく適応値であってよ
い。心臓サイクルが次いで完了され（ブロック２０
０）、サイクルの間のｔARの値が測定され、またｔPRの
値が計算されている。もしＡフラグがセットされていな
ければ、ＡPR値を読み、ｔARを計算する（ブロック２１
８）。
【００７２】もしＡＶ間隔がＲ波の検出なしにタイムア
ウトすれば（ブロック２１０、２１２）、Ｖパルスが発
生され（ブロック１９８）、また心臓サイクルが、伝導
時間ｔARまたはｔPRに対する新しい値を決定することな
しに終了する（ブロック２００）。従って、次の心臓サ
イクルはｔARまたはｔPRの先に決定された値を使用して
開始する。
【００７３】こうして、本発明により、心臓組織の自然
脱分極がさもなければ心臓収縮を生じさせる時点の直前
の心臓サイクル内の時点で心臓組織を刺激する植え込み
可能なペースメーカおよびその作動方法が得られること
がわかる。
【００７４】さらに上記のように、本発明により、ペー
スメーカにより定義されるＡＶ間隔を患者の自然伝導時
間よりもまさに少し小さい値に自動的に調節するデュア
ルチャンバペースメーカおよびその作動方法が得られる
ことがわかる。このような作用は有利に、心室筋肉が不
応でない時（すなわち心室組織の自然脱分極に先立っ
て）、しかも自然伝導時間により設定される適当な心臓
タイミングを維持してＶパルスが発生され、また心室筋
肉組織に供給され、それにより患者の心臓拍出量を最大
化することを保証する。
【００７５】同じく上記のように、本発明により、Ｒ波
の検出（検出されたＲ波は短縮された自然伝導時間を表
す）に応答してペースメーカにより定義されるＡＶ間隔
を減少させ、また予め定められた数の連続的心臓サイク
ルにわたるＲ波の不検出（Ｅ波が検出されないことは自
然伝導時間の延長を表す）に応答して予め定められたイ
ンクレメントでペースメーカにより定義されるＡＶ間隔
を自動的に増大させるデュアルチャンバペースメーカお
よびその作動方法が得られることがわかる。こうして、
有利に、自然伝導時間が増大しているが減少しているか
にかかわりなく、ペースメーカにより定義されるＡＶ間
隔がほとんど常に、自然伝導時間よりもまさに小さい値
に設定されており、また患者の心臓拍出量が最大化され
る。
【００７６】以上に本発明を特定の実施例およびその応
用を説明してきたが、特許請求の範囲にあげられている
本発明の範囲内で種々の変更が当業者により行われ得
る。
【図面の簡単な説明】
【図１】プログラム可能なデュアルチャンバペースメー
カのブロック図。
【図２】図１のペースメーカの制御論理回路の１つの実
施例のブロック図。
【図３】本発明の方法を示すフローチャート。
【図４】本発明の方法を示す一層詳細なフローチャー
ト。
【図５】患者の自然伝導時間を測定するための１つの手
法を示すフローチャート。
【図６】ＰＲまたはＡＲ伝導時間間隔の一方が測定さ
れ、他方は測定された値からの予め定められた差として
設定される、患者の自然伝導時間を決定するための他の
実施例を示すフローチャート。
【符号の説明】
１０ デュアルチャンバペースメーカ １２ 心臓 １４、１６ リード １５、１５ 電極 １８ 心房パルス発生器 ２０ 心室パルス発生器 ２２ 心房チャネル検出増幅器 ２４ 心室チャネル検出増幅器 ２６ 制御システム ４０ メモリ ４４ テレメトリ回路 ４８ 外部プログラマ ５２ 生理学的センサ ６０ 状態レジスタ ６２ 状態論理回路 ６６ 入力デコード論理回路 ６８ マルチプレクサ ７４ メモリ制御回路 ７６ プログラム可能なタイマー ７８ タイムアウトデコード論理回路 ８２ 発振器 ８４ クロック論理回路
─────────────────────────────────────────────────────
【手続補正書】
【提出日】平成６年６月２２日
【手続補正１】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】図３
【補正方法】変更
【補正内容】
【図３】
【手続補正２】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】図４
【補正方法】変更
【補正内容】
【図４】
【手続補正３】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】図５
【補正方法】変更
【補正内容】
【図５】
【手続補正４】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】図６
【補正方法】変更
【補正内容】
【図６】

Claims (34)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 心筋症を患う患者の心臓拍出量を増大さ
    せるため房室整調を行うデュアルチャンバペースメーカ
    において、 心房チャネルおよび心室チャネルと、 心房チャネル内で自然心房活動を表すＰ波を検出する心
    房検出増幅器と、 心室チャネル内で自然心室活動を表すＲ波を検出する心
    室検出増幅器と、 心房逸走間隔内で前記心房検出増幅器により検出される
    Ｐ波の不存在時に心房チャネル内で心房刺激パルス（Ａ
    パルス）を発生するため、またＡＶ時間間隔内で前記心
    室検出増幅器により検出されるＲ波の不存在時に心室チ
    ャネル内で心室刺激パルス（Ｖパルス）を発生するため
    のパルス発生器手段と、 Ｐ波の検出またはＡパルスの発生のいずれか最初に生起
    する事象の生起時に開始する前記ＡＶ時間間隔と、Ｒ波
    の検出またはＶパルスの発生のいずれか最初に生起する
    事象の生起時に開始する前記心房逸走間隔とを定義する
    制御システムと、 ＡＶパルスの発生またはＰ波の検出のいずれか最初に生
    起する事象を含んでいる心房チャネル内の心房活動と心
    室チャネル内のＲ波の検出との間の伝導時間間隔を測定
    するため、また前記ＡＶ時間間隔を、心室整調に対して
    予め定められた大きさだけ測定された伝導時間間隔より
    も常に小さい値に前記ＡＶ時間間隔を自動的に設定する
    ための、前記制御システムの部分としてのタイミング手
    段とを含んでおり、 それによって、減少する伝導時間間隔の不存在時に、前
    記パルス発生器手段がＲ波の生起に先立って心室チャネ
    ル内で前記Ｖパルスを発生し、それにより心臓拍出量を
    増大させるべく心室整調を行い、またさらに、 それによって、減少する伝導時間間隔の存在時に、前記
    ＡＶ時間間隔が最短の伝導時間間隔よりも小さい値に自
    動的に調節されることを特徴とするデュアルチャンバペ
    ースメーカ。
  2. 【請求項２】 前記制御システムの前記タイミング手段
    が、連続的な心房活動の間の周期を含んでいる予め定め
    られた数の連続的な心臓サイクルが、前記心室検出増幅
    器により検出されることなしに、生起する場合には、予
    め定められた大きさだけ前記ＡＶ時間間隔を自動的に増
    大させ、それによって前記ＡＶ時間間隔が、前記の予め
    定められた数の心臓サイクルよりも長い周期にわたって
    検出されたＲ波の不存在時に、最短の伝導時間間隔より
    も小さい値に調節された状態にとどまらないことを特徴
    とする請求項１記載のデュアルチャンバペースメーカ。
  3. 【請求項３】 前記制御システムに結合されたメモリ回
    路を含んでおり、前記メモリ回路がそのなかに記憶され
    ている予め定められた最小および最大ＡＶ間隔値を有
    し、前記最小および最大ＡＶ間隔値が、前記最小および
    最大ＡＶ間隔値の間に前記ＡＶ時間間隔の調節を制限す
    るべく、前記制御システムにより使用可能であることを
    特徴とする請求項２記載のデュアルチャンバペースメー
    カ。
  4. 【請求項４】 前記制御システムが、予め定められた事
    象の生起に応答して状態を変更する状態論理回路を含ん
    でおり、前記の予め定められた事象が特定された時間間
    隔のタイムアウトおよび心房または心室チャネル内の活
    動の検出を含んでいることを特徴とする請求項３記載の
    デュアルチャンバペースメーカ。
  5. 【請求項５】 前記制御システムがプログラム可能なタ
    イマー回路およびクロック回路を含んでおり、前記プロ
    グラム可能なタイマー回路がそのなかにロードされてい
    る時間間隔値を有し、前記クロック回路が前記時間間隔
    値により表されるカウントの数に対して前記プログラム
    可能なタイマー回路をカウントするクロック信号を発生
    し、その結果として前記プログラム可能なタイマー回路
    がタイムアウト信号を発生し、前記時間間隔値がＡＶ時
    間間隔を表すべく適応するように前記制御システムのな
    かの論理回路により変更され、それによって前記プログ
    ラム可能なタイマー回路が前記ＡＶ時間間隔を定義する
    ことを特徴とする請求項３記載のデュアルチャンバペー
    スメーカ。
  6. 【請求項６】 自然心室活動に先立って、さらに十分な
    心臓拍出量を保証するべく先行の心房活動から十分に遅
    延させられた時点で、所与の心臓サイクルの間に心室刺
    激パルス（Ｖパルス）を発生するようにＤＤＤまたはＤ
    ＤＤＲ作動モードで作動するべくプログラムされている
    植え込み可能なデュアルチャンバペースメーカにおい
    て、 Ｐ波およびＲ波を検出するための検出手段と、 ＶパルスおよびＡパルスを発生するための刺激手段と、 ペースメーカが結合されている心臓の自然伝導時間ｔPR
    またはｔAR（ｔPRは自然心房事象（Ｐ波）に続く自然伝
    導時間を表し、またｔARは心房刺激パルス（Ａパルス）
    に続く心臓の自然伝導時間を表す）を測定するための測
    定手段と、 Ｐ波に続く前記ペースメーカによる使用のためのＰＶ間
    隔とＡ波に続く前記ペースメーカによる使用のためのＡ
    Ｖ間隔とをそれぞれ前記自然伝導時間ｔPRまたはｔARよ
    りも小さい予め定められた大きさに自動的に設定するた
    めのタイミング手段とを含んでおり、前記ＰＶおよびＡ
    Ｖ間隔が、前記ペースメーカの作動中にそれぞれＰ波と
    Ｖパルスとの間およびＡパルスとＶパルスとの間の周期
    を定義するべく、前記タイミング手段により使用される
    ことを特徴とする植え込み可能なデュアルチャンバペー
    スメーカ。
  7. 【請求項７】 前記タイミング手段が前記ＰＶおよびＡ
    Ｖ間隔を、Ｒ波が前記の最も新しい整調サイクルの間に
    検出される場合に最も新しい心臓サイクルの間に前記ペ
    ースメーカにより使用されるＰＶおよびＡＶ間隔よりも
    小さい予め定められた大きさに前記ＰＶおよびＡＶ間隔
    をするべく、自動的に調節することを特徴とする請求項
    ６記載の植え込み可能なデュアルチャンバペースメー
    カ。
  8. 【請求項８】 前記タイミング手段がさらに前記ＰＶお
    よびＡＶ間隔を、Ｒ波が特定された数の連続的な先行の
    心臓サイクルの間に検出されない場合に、予め定められ
    た最大のＰＶまたはＡＶ間隔まで、最も新しい心臓サイ
    クルの間に前記ペースメーカにより使用されるＰＶおよ
    びＡＶ間隔よりも大きい予め定められた大きさに前記Ｐ
    ＶおよびＡＶ間隔をするべく、自動的に調節することを
    特徴とする請求項７記載の植え込み可能なデュアルチャ
    ンバペースメーカ。
  9. 【請求項９】 前記測定手段が、前記ＡパルスまたはＰ
    波のいずれが最初に生起するかに関係して、前記ｔPRま
    たはｔAR自然伝導時間の一方を測定し、また前記ｔPRま
    たはｔAR自然伝導時間の他方を前記ｔPRまたはｔAR自然
    伝導時間の前記の測定された一方の関数として計算する
    ための手段を含んでいることを特徴とする請求項６記載
    の植え込み可能なデュアルチャンバペースメーカ。
  10. 【請求項１０】 前記ｔPRまたはｔAR自然伝導時間の一
    方が測定されたときに他方を計算するための前記手段
    が、ｔARをｔPRよりも大きい予め定められた大きさに定
    義するための手段を含んでおり、それによって前記ｔPR
    またはｔAR自然伝導時間の一方が測定されたときに前記
    ｔPRまたはｔAR自然伝導時間の他方が前記の予め定めら
    れた大きさだけｔPRまたはｔARの測定された値よりも小
    さくまたは大きく計算されることを特徴とする請求項９
    記載の植え込み可能なデュアルチャンバペースメーカ。
  11. 【請求項１１】 前記測定手段がｔPRおよびｔARの双方
    を測定するための手段を含んでおり、ここでｔPRはＰ波
    および続くＲ波の生起の間の時間間隔として測定され、
    またｔARはＡパルスおよび続くＲ波の発生の間の時間間
    隔として測定されることを特徴とする請求項６記載の植
    え込み可能なデュアルチャンバペースメーカ。
  12. 【請求項１２】 前記タイミング手段がＰＶ間隔をｔPR
    よりも小さい第１の予め定められた大きさに設定し、ま
    たＡＶ間隔をｔARよりも小さい第２の予め定められた大
    きさに設定することを特徴とする請求項６記載の植え込
    み可能なデュアルチャンバペースメーカ。
  13. 【請求項１３】 前記第１の予め定められた大きさが前
    記第２の予め定められた大きさと同一であり、それによ
    って前記ＰＶ間隔と前記ＡＶ間隔との間の差がｔARとｔ
    PRとの間の差と同一であることを特徴とする請求項１２
    記載の植え込み可能なデュアルチャンバペースメーカ。
  14. 【請求項１４】 前記第１の予め定められた大きさおよ
    び前記第２の予め定められた大きさがそれぞれｔPRおよ
    びｔARの最も新しく測定された値の関数として計算され
    ることを特徴とする請求項１２記載の植え込み可能なデ
    ュアルチャンバペースメーカ。
  15. 【請求項１５】 デュアルチャンバペースメーカにおい
    て、 心房および心室チャネルの双方で検出しかつ整調するた
    めの手段と、 心房チャネル内の検出または整調および心室チャネル内
    の整調を含んでいる心房チャネル活動の間にペースメー
    カにより許される最大周期を含んでいるＡＶ間隔を設定
    するためのタイミング手段と、 心房チャネル活動の間の時間間隔として第１の時間間隔
    を測定し、また心室チャネル内で検出するための測定手
    段と、 前記ペースメーカのＡＶ間隔を、心室チャネル内の整調
    に対して最も新しく測定された第１の時間間隔よりも常
    に小さい値に自動的に設定するための調節手段と、 検出が前記ＡＶ間隔の間に心室チャネル内で生起しない
    場合に前記ＡＶ間隔の終了時に心室チャネル内で整調
    し、それによって心室整調を行うための制御手段とを含
    んでいることを特徴とするデュアルチャンバペースメー
    カ。
  16. 【請求項１６】 前記測定手段が、検出が心室チャネル
    内で生起するつど、前記第１の時間間隔を測定すること
    を特徴とする請求項１５記載のデュアルチャンバペース
    メーカ。
  17. 【請求項１７】 心室チャネル内での整調により続かれ
    る心房活動の連続的な生起を含んでいる予め定められた
    数の心臓サイクルに対して心室チャネル内で検出が生起
    しない場合に前記調節手段が前記ＡＶ間隔を特定された
    大きさだけ増大させることを特徴とする請求項１５記載
    のデュアルチャンバペースメーカ。
  18. 【請求項１８】 自然心室収縮（Ｐ波）を検出するため
    の手段と、自然心室収縮（Ｒ波）を検出するための手段
    と、心房刺激パルス（Ａパルス）を発生するための手段
    と、Ａパルスの発生で開始するＡＶ間隔とＰ波の検出で
    開始するＰＶ間隔とを定義するためのタイミング手段と
    を含んでいる植え込み可能なデュアルチャンバペースメ
    ーカを、自然心室収縮が生起するであろう時点にまさに
    先立つ心臓サイクル内の時点で心室刺激パルスを与える
    べく作動させる方法において、 （ａ）ＡパルスまたはＰ波のいずれか所与の心臓サイク
    ルのなかで最初に生起する事象を含んでいる心房事象と
    Ｒ波との間の時間を含んでいる所与の心臓サイクルのな
    かで第１の時間間隔を電子的に測定する過程と、 （ｂ）前記ＡＶ間隔を前記第１の時間間隔から第１の予
    め定められた大きさを差し引いた値に等しく自動的に設
    定する過程と、 （ｃ）前記ＰＶ間隔を前記第１の時間間隔から第２の予
    め定められた大きさを差し引いた値に等しく自動的に設
    定する過程と、 （ｄ）Ａパルスが最初に発生されている場合に前記ＡＶ
    間隔の終了時に、またはＰ波が最初に検出されている場
    合に前記ＰＶ間隔の終了時にＶパルスを発する過程とを
    含んでおり、それによって前記Ｖパルスが、前記心房事
    象に続く前記ＡＶまたはＰＶ間隔の終了時に常に発生さ
    れることを特徴とする植え込み可能なデュアルチャンバ
    ペースメーカの作動方法。
  19. 【請求項１９】 過程（ａ）〜（ｃ）が予め定められた
    間隔で周期的に実行され、また過程（ｄ）が過程（ｂ）
    および（ｃ）により設定された最も新しいＡＶまたはＰ
    Ｖ間隔を使用して各心臓サイクルで実行されることを特
    徴とする請求項１８記載の方法。
  20. 【請求項２０】 過程（ａ）〜（ｃ）が実行される予め
    定められた間隔が連続的心臓サイクルのプログラムされ
    た数の生起により定義される間隔を含んでいることを特
    徴とする請求項１９記載の方法。
  21. 【請求項２１】 過程（ａ）〜（ｃ）が、Ｒ波が生起す
    る各心臓サイクルの間に実行されることを特徴とする請
    求項１８記載の方法。
  22. 【請求項２２】 さらに、予め定められた数の連続的心
    臓サイクルがＲ波の生起なしに生起する場合に第３の予
    め定められた大きさだけ前記ＡＶおよびＰＶ間隔を増大
    させる過程を含んでいることを特徴とする請求項２１記
    載の方法。
  23. 【請求項２３】 Ｐ波およびＲ波を検出するための手段
    と、ＶパルスおよびＡパルスを発生するための手段とを
    含んでおり、ＤＤＤまたはＤＤＤＲ作動モードで作動す
    るべくプログラムされている植え込み可能なデュアルチ
    ャンバペースメーカを、患者の心臓に結合された時に、
    自然心室活動に先立ち、また十分な心拍量を保証するべ
    く先行の心房活動から十分に遅延させられた時点で心室
    刺激パルス（Ｖパルス）を発生するように作動させる方
    法において、 （ａ）心臓の自然伝導時間ｔPRまたはｔAR（ｔPRは自然
    心房事象（Ｐ波）に続く自然伝導時間を表し、またｔAR
    は心房刺激パルス（Ａパルス）に続く心臓の自然伝導時
    間を表す）を表す）を決定する過程と、 （ｂ）Ｐ波に続く前記ペースメーカによる使用のための
    ＰＶ間隔とＡ波に続く前記ペースメーカによる使用のた
    めのＡＶ間隔とをそれぞれ前記自然伝導時間ｔPRまたは
    ｔARよりも小さい予め定められた大きさに自動的に設定
    する過程と、 （ｃ）心房事象とＶパルスの発生との間の周期を定義す
    るべくＰＶおよびＡＶ間隔を使用して前記ＤＤＤまたは
    ＤＤＤＲ作動モードで少なくとも１つの整調サイクルを
    実行する過程と、 （ｄ）前記ＰＶおよびＡＶ間隔を、Ｒ波が前記少なくと
    も１つの整調サイクルの間に検出される場合に、予め定
    められた最大ＰＶまたはＡＶ間隔まで、前記ペースメー
    カにより最も新しく使用されたＰＶおよびＡＶ間隔より
    も予め定められた大きさだけ小さくするべく前記ＰＶお
    よびＡＶ間隔を自動的に調節する過程と、 （ｅ）前記ＰＶおよびＡＶ間隔を、Ｒ波が心臓サイクル
    の特定された数に対して検出されない場合に、予め定め
    られた最大ＰＶまたはＡＶ間隔まで、前記ペースメーカ
    により最も新しく使用されたＰＶおよびＡＶ間隔よりも
    予め定められた大きさだけ大きくするべく前記ＰＶおよ
    びＡＶ間隔を自動的に調節する過程とを含んでいること
    を特徴とする方法。
  24. 【請求項２４】 過程（ａ）が、前記ＡパルスまたはＰ
    波のいずれが最初に生起するかに関係して、前記ｔPRま
    たはｔAR自然伝導時間の一方を測定し、また前記ｔPRま
    たはｔAR自然伝導時間の前記の測定された一方の関数と
    して前記ｔPRまたはｔAR自然伝導時間の他方を計算する
    過程を含んでいることを特徴とする請求項２３記載の方
    法。
  25. 【請求項２５】 前記ｔPRまたはｔAR自然伝導時間の一
    方が測定されたときに他方を計算する過程がｔARをｔPR
    よりも大きい予め定められた大きさに定義する過程を含
    んでおり、それによって前記ｔPRまたはｔAR自然伝導時
    間の一方が測定されたときに前記ｔPRまたはｔAR自然伝
    導時間の他方が前記の予め定められた大きさだけｔPRま
    たはｔARの測定された値よりも小さいまたは大きい値と
    して計算されることを特徴とする請求項２４記載の方
    法。
  26. 【請求項２６】 過程（ａ）がｔPRおよびｔARの双方を
    測定する過程を含んでおり、その際にｔPRはＰ波および
    それに続くＲ波の生起の間の時間間隔として測定され、
    またｔARはＡパルスおよびそれに続くＲ波の発生の間の
    時間間隔として測定されることを特徴とする請求項２３
    記載の方法。
  27. 【請求項２７】 過程（ｂ）がＰＶ間隔をｔPRよりも小
    さい第１の予め定められた大きさに設定し、またＡＶ間
    隔をｔARよりも小さい第２の予め定められた大きさに設
    定する過程を含んでいることを特徴とする請求項２３記
    載の方法。
  28. 【請求項２８】 前記第１の予め定められた大きさが前
    記第２の予め定められた大きさと同一であり、それによ
    って前記ＰＶ間隔と前記ＡＶ間隔との間の差がｔARとｔ
    PRとの間の差と同一であることを特徴とする請求項２７
    記載の方法。
  29. 【請求項２９】 前記第１の予め定められた大きさおよ
    び前記第２の予め定められた大きさがそれぞれｔPRおよ
    びｔARの最も新しく測定された値の関数として計算され
    ることを特徴とする請求項２７記載の方法。
  30. 【請求項３０】 心房および心室チャネルの双方で検出
    しかつ整調するための手段と、ＡＶ間隔を設定するため
    の手段とを含んでいるデュアルチャンバペースメーカを
    有する心筋症患者の心臓拍出量を増大させるため心室整
    調を行う方法において、 （ａ）自然伝導時間を決定するため、心房チャネルでの
    検出または整調を含んでいる心房チャネル活動と心室チ
    ャネル内の検出との間の時間間隔として第１の時間間隔
    を測定する過程と、 （ｂ）心房チャネル活動と心室チャネル内の整調との間
    の時間間隔を定義する前記ペースメーカのＡＶ間隔を自
    然伝導時間よりも小さい予め定められた大きさの値に設
    定する過程と、 （ｃ）検出が前記ＡＶ間隔の間に心室チャネル内で生起
    しない場合に前記ＡＶ間隔の終了時に心室チャネル内で
    整調する過程とを含んでいることを特徴とする方法。
  31. 【請求項３１】 （ｄ）検出が前記ＡＶ間隔の間に心室
    チャネル内で生起する場合に最も新しい心房チャネル活
    動と心室チャネル内の検出との間の時間間隔よりも小さ
    い前記の予め定められた大きさの値に前記ＡＶ間隔を調
    節する過程を含んでいることを特徴とする請求項３０記
    載の方法。
  32. 【請求項３２】 （ｅ）検出が、心室チャネル内の整調
    により続かれる心房チャネル活動の連続的生起を含んで
    いる予め定められた数の心臓サイクルに対して心室チャ
    ネル内で生起しない場合に、特定された大きさだけ前記
    ＡＶ間隔を増大させる過程を含んでいることを特徴とす
    る請求項３１記載の方法。
  33. 【請求項３３】 心室チャネルを先制的に刺激すること
    により心筋症を患う患者の心臓拍出量を増大させるため
    に心室整調を制御するためのペースメーカにおいて、 心房チャネルおよび心室チャネルと、 心房チャネル内で自然心房活動を表すＰ波を検出する心
    房検出増幅器と、 心室チャネル内で自然心室活動を表すＲ波を検出する心
    室検出増幅器と、 心室チャネル内で心室刺激パルス（Ｖパルス）を、また
    心房チャネル内で心房刺激パルス（Ａパルス）を発生す
    るためのパルス発生器手段とを含んでおり、Ｐ波の検出
    またはＡパルスの発生のいずれか最初に生起する事象の
    検出が心房活動を含んでおり、 心房活動とＶパルスの発生との間の時間間隔としてＡＶ
    時間間隔を定義するためのタイミング手段を含んでお
    り、前記タイミング手段が、心房活動とＲ波の検出との
    間の周期として自然伝導時間を測定するため、また前記
    伝導時間間隔よりも小さい値に前記ＡＶ時間間隔を自動
    的に設定するための手段を含んでおり、それによって前
    記パルス発生器手段が、心室チャネルを先制的に刺激
    し、それにより心臓拍出量を増大させるため、自然心室
    活動の生起に先立って前記Ｖパルスを発生することを特
    徴とするデュアルチャンバペースメーカ。
  34. 【請求項３４】 心室整調に対して予め定められた大き
    さだけ自然伝導時間よりも常に小さい値にＡＶ間隔を設
    定するための手段を含んでいることを特徴とする請求項
    ３３記載のデュアルチャンバペースメーカ。
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