JPH07504597A - 電気的医療用刺激器と電気的刺激方法 - Google Patents

Abstract

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Description

【発明の詳細な説明】 電気的医療用刺激器と電気的刺激方法 発明の背景 この発明は植え込み型の刺激器に関し、特に植え込み型の神経刺激器とペースメ ーカーに関する。

迷走神経の刺激は、ＡＶ伝導時間を延ばすだけでな（、洞レートを減少させ、或 いは刺激エネルギーが十分高ければ房室ブロックを誘発することが知られている 。上室性の不整脈と狭心症を処理するために、迷走神経性の神経刺激を使用する ことが、Ｂｉ　ｌ　ｇｕｔａｙ等による論文ｒＶａｇａｌ　Ｔｕｎｉｎｇ　（迷 走神経性の同調Ｎ　（Ｊｏｕｒｎａｌ　ｏｆ　Ｔｈｏｒａｃｉｃａｎｄ　Ｃａｒ ｄｉｏｖａｓｃｕｌａｒ　５ｕｒｑｅｒｙ（胸郭と心臓血管手術ジャーナル）誌 、Ｖｏｌ、５６、第１号、１９６８年７月、第７１−８２頁）に開示されている 。Ｂｒａｕｎｗａｌｄ等による論文ｒｃａｒｏｔｉｄ　５ｉｎｕｓ　Ｎｅｒｖｅ 　Ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ　ｉｎ　ｔｈｅ　Ｔｒｅａｔｍｅｎｔ　ｏｆ　Ａｎｇ ｉｎａ　Ｐｅｃｔｏｒｉｓ　ａｎｄ　Ｓｏｕｐｒａｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ　Ｔ ａｃｈｙｃａｒｄｉ、ａ（狭心症と上室性頻脈の処理における頚動脈側神経刺激 ）」（Ｃａｌｉｆｏｒｎｉａ　Ｍｅｄｉｃｉｎｅ誌、Ｖｏｌ、１１２．４１−５ ０頁、１９７０３月発行）に開示されているように、頚動脈側神経の刺激が類似 した結果を引き起こすことも知られてる。

心臓の周期を調節している神経系は、心臓の種々の位置に極めてた（さんの神経 節をもった神経叢か「脂肪パッド」を含む（測用結節とＡＶ結節に関係する脂肪 パッドを含む。）。測用結節に関係している脂肪パッドは、右の肺静脈の曲がっ た入り口にあり、はとんどの人間で腹側のＡＶ溝に沿って位置する。ＡＶ結節に 関係している脂肪パッドは、工大静脈と左心房下側の曲がった接合部に位置し、 そしてほとんどの人間で背面のＡＶの溝に沿って位置する。

Ｒａｎｄａｌ、１等によるｒＦｕｎｃｔｉｏｎａｌ　Ａｎａｔｏｍｙ　ｏｆｔｈ ｅ　Ｃａｒｄｉａｃ　Ｅｆｆｅｒｅｎｔ　Ｉｎｎｅｒｖａｔｉｏｎ（心臓導出の 神経支配の機能同解ｇｌ学的構造）」と題する論文（Ｎｅｕｒｏｃａｒｄｉ。

ｌｏｇｙ誌、Ｆｕｔｕｒａ　Ｐｕｂｌｉ、ｓｈｉｎｇ　Ｃｏ、、１９８８年発行 、Ｋｕｌｂｅｒｔｕｓ等編集）で述べられているように、測用結節に関係する脂 肪パッドの直接の外■２１的切除は、ＡＶ結節に顕著な影響を及ぼすことなく測 用結節機能に影響を及ぼし、同様にＡＶ結節に関係する脂肪パッドの切除測用結 節に顕著な影響を及ぼすことなくＡＶ結節機能に影響を及ぼす。Ｂｌｕｅｒｅｅ ｌ等によるｒＰａｒａｓｙｍｐａｔｈｅｔｉｃ　Ｐｏｓｔｇａｎｇｌｉｏｎｉｃ 　Ｐａｔｈｗａｙｓ　ｔｏ　ｔｈｅ　５ｉｎｏａｔｒｉａｌ　ＮｏｄｅＪ　（測 用結節への副交感神経の神経節後の経路）と題する論文（Ａｍ、Ｊ、Ｐｈｙｓｉ ｏｌ。

２５９　（Ｈｅａｒｔ　Ｃ１ｒｃ、Ｐｈｙｓｉｏｌ、２８）Ｈ２ＳＯ４Ｈ１５ｔ ｏ　（１９９０年））で述べられているように、測用結節に関係する脂肪パッド の刺激は、通常は迷走神経性の神経刺激から生ずる洞レートをＡ−Ｖ伝導時間の 延長を伴うことなく遅くする。またこの論文は、ＡＶ結節に関わる脂肪パッドの 刺激が、ＡＶ結節に限られる対応する影響、即ち洞レートを同時に遅（するＡ− ■伝導時間の延長を引き起こすと思われることを示している。

Ｃｏｏｐｅｒ等によるｒＮｅｕｒａｌ　Ｅｆｆｅｃｔｓ　ｏｎ　５ｉｎｕｓＲａ しｅ　ａｎｄ　Ａｔｒｉａｌ　Ｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ　Ｃｏｎｄｕｃｔｉｏｎ Ｐｒｏｄｕｃｅｄ　ｂｙ　Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ　ＳｔｉｍｕｌａｔｉｏｎＦｒ ｏｍ　ａ　Ｔｒａｎｓｖｅｎｏｕｓ　Ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ　Ｃａｔｈｅｔｅｒ　 ｉｎ　ｔｈｅ　Ｃａｎ１ｎｅ　Ｒｉｇｈｔ　Ｐｕｌｍｏｎａｒｙ　Ａｒｔｅｒｙ Ｊ　（イヌ右肺動脈中の経静脈電極カテーテルからの電気的刺激によって引き起 こした洞レートと心房心室伝導の上の神経性の影響）と題する論文（Ｃｉｒｃｕ ｌａｔｉｏｎ　Ｒｅ５ｅａｒｃｈ社１９８０年１月発行、Ｖｏｌ、４６、第１号 、４８−５７頁）で述べられているように、ＡＶ結節と測用結節に関わる脂肪パ ッドが、右肺動脈中に位置する電極によって刺激される得、ことにより得られた 結果は、多くとも５０ｍＡ、２−８０Ｈｚでの連続的刺激に応じて、洞レートの 低下とＡ−Ｖ伝導時間の延長である。

発明の開示 Ｃｏｏｐｅｒ等の論文で述べられているような種類の連続的脂肪パッド刺激がし ばしば心房性細動の誘発につながることがわかった。しかしながら検出された心 房減極に同期した限られた刺激のバーストだけを与えることによって、心房性細 動誘発の問題を避けることができる。さらに、洞レートを遅くすることで所望の 結果を達成できる。これらの要因は、狭心症処理の実用的方法として、測用結節 の脂肪パッドの電気的刺激の使用を可能にする。

本発明の装置は、狭心症の発生を示す生理学的なパラメーターを測定する手段を 含む。測定するパラメーターは、心房レートだけとしたり、静脈の酸素飽和度の ような一個以上の補助的パラメーターと関連した心房レート、心臓の血圧、全身 の血圧あるいは心臓血液搏出量とし得る。狭心症を示す状態の検知後に、本発明 装置は、検出された心房減極に同期した測用結節の脂肪パッドの刺激によって反 応する。刺激は、右心房及び／または冠状静脈洞中に位置する電極を担持するリ ードによって行なう。また脂肪パッド刺激は、測用結節の脂肪パッドに直接取り 付けた心外膜あるいは心筋の電極によって行なう。

測用結節の脂肪パッドの刺激は洞レートを減少させる。それゆえに本発明は脂肪 パッド刺激の影響が不十分な拍動レートで生じないようにするペースメーカーを も含む。心房レートａ値及び脂肪パッド刺激の開始のための他の必須の測定パラ メーター値は、好ましくは装置が植え込まれた患者の状態に基づいて医師によっ て指定する。バースト刺激パルスの振幅は、洞調律を遅くするために、脂肪パッ ド刺激の開始のためのレート閾値を下まわるレートに選ぶが、このレートは、好 ましくは第２の中間レートを上まわり、結果的にペースメーカーの基本的ベーシ ングレートを上まわるものとする。刺激パルス振幅の調整は医師によって行なわ れるものであるが、植え込まれた刺激器がバースト刺激の送出後に生じる洞調律 の変化を感知し、その感知内容によって自動的に調整できるようにすることが好 ましい。

図面の簡単な説明 図ＩＡ〜ＩＥは本発明の基本的作用を示し、シミュレートした心房ＥＧＭトレー シング及びタイミング図である。

図２は、本発明で使用するためのベーシングと脂肪パッド刺激リードシステムの 結合の１つの実施例を示す図である。

図３は、本発明に係る植え込み型のペースメーカー／脂肪パッド刺激器を示す機 能ブロック図である。

図４Ａ〜４Ｄは、図３で示された装置の動作を示す機能フローチャートである。

詳細な実施例の説明 図ＩＡ−ＩＥは、本発明の実施例装置の動作をシミュレートした心房電位図とタ イミング図で示している。本発明は、洞結節を刺激する一個以上のパルスバース トを送出する。このパルスバーストは、感知された心房減極に同期して供給する 。このパルスバーストは、心房の減極を誘発しようとするものではなく、それゆ えに、感知された心房減極の発生に続く心房不応期間の間に送出する。

この装置は、以下「上限レート」という第１のレートを上回る心房レートの検知 に引き続いて、上述の同期バーストを送出する。バースト刺激は、上限レートよ り小さく、以下「中間レート」という第２のレートより大きいレートに心房レー トを減少させるために送出される。心房レートが下がって中間レートを下回った ままになると、同期バースト刺激は止まる。

上述のように、第２の測定パラメーターによる狭心症発生の確認は、バースト刺 激を開始するのに必要な条件とされる。そのような実施例では、バースト刺激は 、心房レートが永続的に中間レートを下回らなくても、第２の測定パラメーター を上回るか、予め定められた閾値を下回ることに応じて終わらせら得る。

バースト刺激の振幅は、バースト刺激の間の心房レートが上限レートを下回り、 かつ中間レートより大きくなるように自動的に調整される。刺激パルス振幅の調 整は、バ・−スト刺激後にＰ−Ｐ間隔を測定し、そして刺激パルス振幅を調節す るためのこの測定値を使用することによってなされる。もし同期バーストの送出 に続いて測定されたＰ−Ｐ間隔が、上限レートに対応する第１の間隔より小さけ れば、次のバーストのためのバースト振幅が増やされる。この第１の間隔を以下 「上限レート間隔」という。もしバースト刺激後のＰ−Ｐ間隔が中間レートに対 応する第２の間隔（中間レート周期）より大きければ、続く刺激バーストの振幅 が減らされる。

この態様では、運動の状態下で長期にわたって洞レートを非常に低下させ危険が なく、洞レートの減少を許す自己調節システムが与えられる。すべての補助的測 定パラメーター閾値だけでなく、上限レートと中間レートは、この装置が植え込 まれた各患者の要求に応じ、好ましくは医師によって選択され、患者に合わせて あつらえる。

中間レート間隔は、バースト刺激のパルス振幅を減少させるための基準を規定す るのに加えて、同期バースト刺激が送出する最も長いＰ−Ｐ間隔を規定する。

つまり、同期バースト刺激は、中間レート間隔より短く、Ｐ−Ｐ間隔の終端点を 規定するＰ波に同期してのみ送出される。

好ましくはバースト刺激機能を能動化あるいは非能動化するための基準が、ヒス テリシスの有効な度合いを示す。例えば一般的には、上限レートのあるいはそれ を上回る連続Ｐ波の予定数が、バースト刺激機能を能動化するためには必須であ る。また一般的には、中間レートのあるいはそれより低いレートのＰ波の第２の 予定数が、バースト刺激機能を動作不能にするために必須である。ひとたびバー スト刺激機能が能動にされると、事前設定された治療スケジュール及びバースト 刺激の後に来るＰ−Ｐ間隔の感知された持続期間に基いてバーストが送出される 。上述のようにＰ−Ｐ間隔が中間レート間隔を越えると、たとえバースト刺激機 能が能動化されてもバースト刺激パルスは送出されない。

同様に第２の測定パラメーターがバースト刺激機能の起動のために用いられると 、バースト刺激機能を動作不能にするための域値は、開始のための域値と異なる ことが予想される。例えば、もし第１の値を下回る混合静脈酸素飽和度の減少が バーストベーシングを開始するために必須であれば、バースト刺激を終わらせる ために第１の値を上まわる第２の値への酸素飽和度の増加が要求される。

それに加えである場合には、たとえ中間レート間隔より短いＰ−Ｐ間隔を感知さ れたＰ波が規定されないとしても、感知された各Ｐ波の後にバースト刺激が必要 でないかもしれないことが予想される。例えば、もし自己調律心房レートがわず かに上限レートを上回るのであれば、上限レートを上回るレートで生じている感 知Ｐ波の２つに１つあるいは３つに１つに同期して刺激が送出される。他方、も し感知された自己調律心房レートが上限レートをかなり上回るならば、非常に不 整性の心臓周期を避けるために、感知された各Ｐ波に同期したバースト刺激パル スが送出される。

図ＩＡ〜ＩＥは、上述の装置の作用を示す。各図において、上段はシミュレート した心房電位図であり、下段は同期した刺激パルスのタイミングと振幅を示すシ ミュレートしたタイムヂャートである。図を簡単にするために、心室収縮は示し ていない。しかしながら健全な患者では、感知された心房収縮に続いて心室収縮 が起きることを理解しておく必要がある。本発明を実施した２腔ペースメーカー （ＤＤＤ３を利用する患者では、もし患者本来のＡＶ間隔がペースメーカーが規 定したＡＶ間隔をより大きいか、自己調律ＡＶ伝導が不足しているならば、心室 ベーシングパルスと刺激された心室減極が感知された心房減極に続いて起きるか もしれない。

図ＩＡは、急速な心房周期の発生を感知する上での装置の基本的作用を示す。

この場合、本装置は、急速な心房周期の検知が生じた後、中間レートを越えるレ ートで生じる各検出Ｐ波に同期したバースト刺激パルスが送出されるようにプロ グラムされる。

シミュレートしたＰ波１０．１２は、上限レートを上回る心房レートの発生を示 す。そのような高レートのＰ波が予め定められた数だけ発生した後に、バースト 刺激機能が能動化され、パルス２０のバーストが検出されたＰ波１２に同期して 送出される。各パルスは比較的低い振幅で示しである。Ｐ波１４のタイミングに よって示されるように、パルス２０は洞レートを減少させるのに効果的ではない 。それゆえにパルス２２の次のバーストは、減極１４に同期して増大された振幅 で供給される。Ｐ波１４．１６の間の延びたＰ−Ｐ間隔によって示されるように 、バース１へ２２はＰ−Ｐ間隔の延長中に生ずる。しかしながら図示の例の場合 、Ｐ波１４．１６の間隔は、上限レート間隔よりまだ小さい。それゆえに同期パ ルス２４の第３のバース１へか、第２の増大された振幅で加えられる。

このパルス振幅中の第２の増加は、Ｐ波１６．１８の延長によって示されるよう に、洞レートをなおいっそう減少させる。Ｐ波１６．１８を分ける間隔が上限レ ート間隔より大きいので、刺激パルス振幅は十分であるとみなされ、そして２６ において次の同期バーストが同じパルス振幅で送出される。従って本装置は、予 め定めた上限レートを下回るレベルに洞レートを減少させるのに必要な最小値に 、その刺激パルスエネルギーを自動的に適合させる。

図ＩＢは、刺激パルスの初期振幅が拍動レートを過度に遅くする状況を示す。

またＰ波３０．３２は、バースト刺激機能の能動化で生じる医師規定上限レート をかなり上回る自己調律拍動レートを反映する。４０において、検出されたＰ波 ３２に同期して刺激パルスのバーストが送出される。心房レートを遅（する結果 は本質的であり、いかなる自発的Ｐ波も、ペースメーカーの補充収縮間隔の終了 より前には生じない。それゆえに心房ベーシングパルスが３４で送出され、誘発 された心房収縮を引き起こす。ベーシングされたＰ波３４からＰ波３２を分ける 間隔が、中間レート間隔を越えるので、いかなるバースト刺激パルスも供給され ず、次のバーストのための刺激パルスの振幅が減少される。従って、上限レート を上回るレートにおける次の自発的Ｐ波３６の発生で、減少した振幅のパルスバ ーストが４２で加えられる。このパルスバーストは、心房レートを遅くすること でも効果的である。しかしながら、Ｐ波３８のタイミングによって示すように、 結果として生じるＰ−Ｐ間隔は、中間レート間隔より小さく、従ってパルス振幅 は許容範囲内のものとして示されている。

図ＩＣは、心房周期の正常の減少でバースト刺激モードを抜は出るメカニズムを 示す。図示のように、Ｐ波５０．５２に同期した刺激パルスバースト５８．６０ によって予めバースト刺激機能は能動化される。Ｐ波５４は、中間レート間隔よ り大きい間隔でＰ波５２に引き続いて生じ、もはや同期された刺激バーストは供 給されない。Ｐ波５６も、中間のレート間隔より大きい間隔でＰ波５４に引き続 いて生じる。Ｐ波５４．５６を分ける間隔が心房の本来の周期を反映し、かつそ の周期が中間レートを下回るので、バースト刺激がもはや必須でないことを本装 置が決定する。それゆえにバースト刺激機能は使用不能となる。

バーストについて刺激機能を動作不能にすることは、間隔を開始させＰ波が刺激 バーストに伴わない中間レート間隔より大きい連続するＰ−Ｐ間隔の予め定めら れた数（１個以上）の発生に応じてなされる。バースト刺激機能を動作不能にす るための基準のような間隔の発生を必要とすることは、過度の刺激パルス振幅が Ｐ−Ｐ間隔の大きい延長を誤って引き起こす状況中でバースト刺激機能のターン オフを防ぐ。

上述のように、もし第２の測定パラメーターを用いるならば、たとえ心房レート が永続的に中間レート以下に保たれるとしても、予め定められた閾値を上回るか 下回るかする第２の測定パラメーターに応じてバースト刺激機能を動作不能にす ることが生じ得る。

図ＩＤ、ｌＥは、自発的心房減極の検出レートに基いて異なる治療スケジュール が供給される本実施例装置の作用を示す。図ＩＤ、ＩＥで示すように、適度の量 だけ上限レートを越えている自己調律心房レートの存在下で、刺激バーストは、 各Ｐ波に同期するのではなく、中間レートを上回るレートで生じているＰ波の２ つごとに１つ送出される。刺激から生じている長期にわたるＰ−Ｐ間隔が、自己 調律補充収縮間隔より大きくないので、この心臓周期の不規則性の度合いは、過 度の影響なく患者にとって許容できるものであると考えられる。この状況では、 刺激バーストの数を半分にカットすることによって、電池寿命を延長できる。他 方、バースト刺激機能の能動化後に患者の本来の心房レートが上限レートをかな り上回るときは、中間レートを上まわるレートの各Ｐ波が同期させられた刺激で 生じ、なめらかな心臓周期を供給する。

図ＩＤは、感知された心房レートが規定された上限レートをわずかに上回る状況 を示す。第１のバースト刺激８０がＰ波７ｏに同期して送出される。次のＰ波７ ２は、中間レート間隔より短＜ｐ−ｐ間隔の終端ポイントを規定するが、同期さ せたパルスバーストの送出では生じない。次のＰ波７４は、中間のレート間隔よ り短い間隔の後に生じるが、８２で同期させたパルスバーストを引き起こす。

Ｐ波７６．７８は共に、中間レートより小さレルートに対応するＰ−Ｐ間隔を終 わらせ、したがってバースト刺激機能のターンオフを生じさせる。

図ＩＥは、患者の自己調律心房レートの加速がバースト刺激治療スケジュールの 増加で生ずる状況を示す。図示のように、パルスバースト１０２は心房収縮に９ ０に同期して送出される。この場合、Ｐ波９２．９４を分離しているＰ−Ｐ間隔 によって示されるように、感知された自発的心房レートが現在、はんのわずかた け上限レートを上回っていると推定される。それゆえに、１０４で供給される同 期パルスバース１〜で示されるように、刺激バーストは検出された各Ｐ波に同期 させてのみ供給される。Ｐ波９６に同期して供給されるパルスバーストはない。

しかしながら、Ｐ波９８は、かなり上限レートを上回るレートの徴候を示すため に、十分に短い間隔でＰ波９６の後に続く。装置はこの事実を認識し、治療スケ ジュールを促進する。そして非常に不整性の心臓周期を避けるために、中間のレ ートの上でレートで生じている各検出Ｐ波と共に同期した刺激バーストが与えら れる。この機能は、Ｐ波９８，１００に同期したパルスバースト１０６．１゜８ によって示される。

このように本発明の実施例に係る装置は、Ｐ−Ｐ間隔での検出された刺激の影響 及び患者の本来の心房周期の変化それぞれに応じた振幅及び／又はバースト治療 処方計画の自動的調整を可能にする。本発明の実施例に係る装置は、バースト刺 激パルス治療をも適切に自動的に非能動化し、洞調律の過度の減少中にバースト 刺激パルスが生じる場合には、心房及び任意に心室のバックアップベーシングを 安全なものにできる。

図２は、植え込み型のペースメーカー／脂肪パッド刺激器と、対応するリードシ ステムを示す心臓の断面図である。本図は、複合型ペースメーカー／脂肪パッド 刺激器２００を示し、このペースメーカーは、上大静脈を通して心臓に入る２本 の心内膜リード２０２．２０４を備える。リード２０４は、右の心房付属器官に その遠位端を位置させるようにしたＪ形構造を有している心房リードであり、市 販の心房ベーシングリードに類似している。リード２０４は、密接に一定の間隔 をとって配置された一対の電極２０８，２１０を備え、これらのリードは、必要 であれば自発的心房減極を感知するとともにと心房をベーシングする。心房の腹 側に沿うようになっている細長いコイル電極２０６も備え、この電極は、測用結 節の脂肪パッドを刺激するために、腹側のＡ−Ｖ溝に隣接して位置決めされる。

測用結節脂肪パッドの刺激は、電極２０６と刺激器２００のケースの間、あるい は電極２０６と電極２０８．２１０の間へのパルスの送出によってなされる。図 示の実施例では、複合型ペースメーカー／脂肪パッド刺激器は２腔ペースメーカ ーの形態をとり、右心室肺尖へ位置させるのに適合させた２つの電極２１２．２ １４を備える心室リード２０２を有する。

図示されたリードシステムは測用結節の脂肪パッドが、腹側のＡＶ溝に沿って位 置するという仮定に基づくが、患者には心臓解剖学的構造の差がある。それゆえ ある場合には、特に洞結節に関オ）る脂肪パッドが後部のＡＶ溝に密接に位置す る場合には、近位側の冠状静脈洞に位置する電極によって測用結節の脂肪パッド を刺激することが望ましく、同様に他の場合では、脂肪パッドに直接印加するか 、埋め込むか、近接させて配置した心外膜あるいは心筋電極によって測用結節に 関わる脂肪パッドを直接刺激することが望ましい。

図３は、本発明が有効に実施される植え込み型のペースメーカー／脂肪パッド刺 激器の機能的回路図である。この回路図は、単に本発明の具体例を示すもので、 本発明はこの図の装置に限定されず、植え込み型のペースメーカー及び／又はペ ースメーカー／電気的除細動／細動除去器あるいはこれらに類似の装置を含む、 多種類の装置で有効に実施できる。

本装置は、図２で示された電極を含む電極システムを備えている。電極６１６は 、電ｔｉＩｉ２０６（図２）に対応する。補助電極６１０は、植え込み型のペー スメーカー／脂肪パッド刺激器のハウジングに位置する不問電極である。上述の ように、測用結節の脂肪パッド刺激のための他の電極構造も使用され得る。

電極６１２．６１４は心室に位置し、Ｒ波アンプ３００に結合する。Ｒ波アンプ ３００は好ましくは、測定Ｒ波振幅の関数として調整し得る感知閾値を供給する ゲイン制御アンプの形態をとる。電極６１２，６１４間で感知された信号が、本 感知閾値を越えるときはいつでも、信号がＲ出力線３０２上に生じる。

電極６１８．６２０は心房に位置し、Ｐ波アンプ３０４に結合する。Ｐ波アンプ ３０４は好ましくは、調整しうる感知閾値を供給するゲイン制御アンプの形態を とる。電極６１８．６２０間で感知された信号が、本感知閾値を越えるときはい つでも、信号がＰ出力線３０６上に生じる。

アンプ２００，２０４の通過幅特性が、感知Ｒ波とＰ波のためにそれぞれ最適化 される。Ｒ波とＰ波アンプ３００．３０４の全体的作用は、現在心臓ペースメー カーに採用されている種々のその種のアンプを採用し得る。

バーストジェネレーター３３２は、３０ｍＡ以下の振幅、２ミリ秒以下のパルス 幅及び１０００Ｈｚ以下の周波数を有するパルスかパルス列の形の刺激パルスを 発生させるのに適当なものを採用すればよい。例えば、Ｍｅｄｔｒｏｎｉｃ社の モデル２３４９ブロブラマブル刺激器は上述のＣｏｏｐｅｒ等の論文で述べられ ている適切な刺激パルスとパルス列を発生させる回路を含む。パルス発生のため にそのような回路を付加することは当業者には周知であるので、詳細な開示は省 略する。パルスの特定のタイミングと振幅と持続期間と数はランダム・アクセス メモリ３２６に記憶されたプログラムの制御の下でアドレス／データバス３１８ を介してマイクロプロセッサ３２４によって制御される。本装置のプログラミン グは、この機能は、先行公知技術のペースメーカーで採用されている回路に対応 するテレメトリ−回路３２２によって実行される。

残りの回路のほとんどは、心臓ベーシング治療設備として専用の公知のものであ る。ペースメーカータイミング／制御回路３１２は、公知の単腔及び２腔ベーシ ングのＤＤＤ、ＶＶＩ、ＤＶＩ、ＶＤＤ、ＡＡＩ、ＤＤＩあるいは他のモードに 関係する基本的時間間隔を制御するプロブラマブルディジタルカウンターを含む 。回路３１２は、心房と心室で抗頻拍性不整脈ベーシングに関わる補充収縮間隔 をも公知の頻拍性不整脈検知とベーシング治療を採用して制御するようにできる 。

ベーシング回路２１２により規定される間隔には、心房と心室ベーシング補充収 縮間隔、感知されたＰ波とＲ波が補充収縮間隔のりスタートタイミングに無効と される不応期、そしてベーシングパルスのパルス幅が含まれる。これらの間隔の 持続期間は、メモリ３２６に記憶されたデータに応じてマイクロプロセッサ３２ ４によって決定され、アドレス／データバス３１８によってベーシング回路３１ ２に伝えられる。ペースメーカー回路３１２も、マイクロプロセッサ３２４の制 御の下で心臓のベーシングパルスの振幅を決定する。

ベーシングの間に、ペースメーカータイミング／制御回路３１２内の補充収縮間 隔カウンターは、線３０２．３０６上の信号によって示されるように、Ｒ波とＰ 波の感知によりリセットされる。また電極１１８．１２０．１１２．１１４に結 合するペースメーカー出力回路３１４．３１６によるベーシングパルスのタイム アラ＋−＋−リガー発生でのベーシングの被選択モードに従ってもリセットされ る。補充収縮間隔カウンターはベーシングパルスの発生でもリセットされ、そし て抗頻拍性不整脈ベーシングを含む心臓ベーシング機能の基本的タイミングを制 御する。補充収縮間隔タイマーにより規定される間隔の持続期間が、データ／ア ドレスバス３１８を介してマイクロプロセッサ３２４によって決定される。感知 されたＲ波とＰ波によってリセットされるときの補充収縮間隔カウンターの現在 カウント値が、Ｒ−Ｒ間隔、Ｐ−Ｐ間隔、Ｐ−Ｒ間隔、Ｒ−Ｐ間隔の持続期間を 測定するために使用される。

マイクロプロセッサ３２４は割り込み駆動装置として作動し、それは感知された Ｐ波とＲ波の発生に対応しかつ心臓のベーシングパルスの発生に対応するペース メーカータイミング／制御回路３１２からの割り込みによって起動される。これ らの割り込みは、データ／アドレスバス３１８によって与えられる。マイクロプ ロセッサ３２４によって遂行される必要な数学的な計算と、ペースメーカータイ ミング／制御回路３１２によって制御される値或いは間隔の更新処理は、割り込 みの後に行なわれる。

例えば、感知或いはベーシングされた心室減極がＲ波に応じて、直前のベーシン グされ或いは感知されたＲ波からそのＲ波を分離している間隔（Ｒ−Ｒ間隔）と 直前のベーシングされ或いは感知された心房減極からベーシングされ或いは感知 されたＲ波を分離している間隔（Ｐ−Ｒ間隔）とが記憶される。同様に、感知さ れ或いはベーシングされた心房減極（Ｐ波）の発生に応じて、直前のベーシング され或いは感知された心房収縮から感知されたＰ波を分離している間隔（Ｐ−Ｐ 間隔）と直前の感知され或いはベーシングされた心室減極から感知されたＰ波を 分離している間隔（Ｒ−Ｐ間隔）とが記憶される。記憶されたＰ−Ｐ間隔の分析 に応じて、本来の心房レートがバースト刺激機能の能動化のために予め定められ た基準を満たすかどうかマイクロプロセッサ３２４が判断する。これらの基準が 満たされれば、マイクロプロセッサ３２４は、検出された心房減極がＰ波に同期 した刺激パルスを送出するために、バーストジェネレーター３３２をトリガする 。上述のようにこれらのパルスは、好ましくは心房の不応期間の間に送出され、 それゆえ一般的にはアンプで心房減極３０４を感知した後に１０−５０ミリ秒だ け遅延させて送出する。ペースメーカー回路３１２を制御するためのマイクロプ ロセッサとバーストジェネレーター３２２の作用を、単腔（ＡＡＩ）及び２腔（ ＤＤＤ）の両ベーシングモードについて図４Ａ〜４Ｄのフローチャートを参照し て説明する。

本装置は、任意の構成要素としてセンサー３３０とセンサー処理回路３２８を含 む。これらはマイクロプロセッサ３２４に対して生理学的なパラメーターのデジ タル化された検出値を示す。センサー３３０は、ＭＯＯｒｅ氏等の米国特許第４ ．７５０，４９５号（１９８９年７月３１日発行）に示されるような酸素センサ ーである。この場合、センサー３３０は、好ましくは心臓の右心室か右心房か冠 状静脈洞に位置させる。センサー３３０は、Ａｎｄｅｒｓｏｎ氏等の米国特許第 ４，４８５，８１３号（１９８４年１２月４日発行）に示されるような圧力変換 器でもよい。この場合、センサー３３０は、心臓の右心室に位置させる。センサ ー３３０は、０１ｓｏｎ氏の米国特許第４．５３５，７７４号（１９８５年８月 ２０日発行）に示されるような心室インピーダンスプレチスモグラフでもよい。

生理学的なセンサーを採用した場合、センサーの出力が、能動化と関連したマイ クロプロセッサ３２４とバースト刺激機能の非能動化によって予め定められた閾 値と比較される。バースト刺激機能を能動化するため、センサー閾値は、上述の 上限レートを上回る心房レートに関して、所望のレベルを下回る心臓血液搏出量 を示すように規定される。例えば、予め定めた第１の値より小さい静脈の酸素飽 和度か６搏血液量は、上限レートより大きい心房レートと関連して、バースト刺 激を能動化させる。第１の値を上回る第２の予め定められた値をも上回る酸素飽 和度か６搏血液量の中の増加は、永続的に中間レートを下回る心房レートの検知 に代えてバースト刺激の終了をトリガする。

バーストベーシングを開始しかつ終了させるために、規定閾値と比較すべきセン サー値は、先行する時間における平均値である。平均値が計算される時間は、バ ースト刺激の開始に先立つご（短いものである。例えば、２．３秒のオーダーで 狭心症の開始への急速な反応を可能にし、ともかくこの時間が開始のための心房 レート基準を満たすのに必要な時間上回らないことが望ましい。センサー値が平 均される時間は、バースト刺激の開始に続いてかなり増大し、センサー出力の瞬 間変化が、不適当にバースト刺激を終わらせることはない。センサー値の平均の ための特定の時間は医師によって決定され、使用された個々のセンサーと患者の 状態に基づいて外部からプログラムされる。

図４Ａ〜４Ｄは、本発明のいくつかの実施例の作用を示している機能フローチャ ートである。第１の実施例では、バースト刺激機能は、心房抑制ベーシングモー ド（ＡＡＩ）で作動するようにプログラムされているペースメーカーと関連して 供給される。第２の実施例では、バースト刺激機能は、２腔ベーシングモード（ ＤＤＤ）で作動するようにプログラムされているペースメーカーと関連して供給 される。ＡＡＩペースメーカーとしての装置の基本的作用を、図４Ａで示す。Ｄ ＤＤペースメーカーとしての装置の基本的作用を、図４Ｂで示す。

図４０．４Ｄはバースト刺激機能を実行するための別の方法を開示する。図４０ でバースト刺激機能は、固定的治療スケジュールと共に与えられる。言い換えれ ば、バースト刺激機能の能動化後、パルスバーストが、中間レートを上回るレー トで生じている感知された心房減極に同期して送出される。

他の実施例を図４Ｄに示す。治療スケジュールは、感知された心房周期の変化に 応じて可変される。言い換えれば、もし本来の心房周期がわずかにバーストベー シングの開始に必要な上限レートを上回るだけならば、中間レートを上回るレー トで生じる２つに１つあるいは３つに１つのＰ波出力にだけ同期してパルスバー ストが送出される。バーストベーシング開始に必要な上限レートを上回る心房周 期の検知に応じて、中間レートを上回るレートで生じる検出された各Ｐ波に同期 してパルスバーストが送出される。図４Ａ、４Ｂは各々本発明を採用している単 腔及び２腔ペースメーカーの各実施例を供給するために、図４０．４Ｄのどちら とでも結合させることができる。

図４Ａは、ＡＡＩモードで心房ベーシングを制御しているソフトウェアの機能を 示す。フローチャートのこの部分は、バーストベーシング機能に関連する図４Ｃ か図４Ｄでフローチャートを出ることに応じて、心房ベーシングパルスの送出、 　後或いは自発的心房ｉ［ｔｉＩか「Ｐ波」の感知後すぐにステップ４００から 入る。

心房ベーシングパルスの送出かＰ波の感知の後に、心房性の不応間隔と心房性の 補充収縮間隔はリセットされる。心房補充収縮間隔は、心房ベーシングパルスの 感知されたＰ波の送出に応じて開始された間隔である。もしＰ波が補充収縮間隔 の終了前に感知されなければ、心房ベーシングパルスを心房補充収縮間隔の終了 で発生させる。同様に心房不応期は、Ｐ波の感知か心房ベーシングパルスの送出 に応じて開始され、続（Ｐ波が心房補充収縮間隔を再スタートするために無効な 時間を規定する。

マイクロプロセッサ３２４は、４０２においての不応期の終了の後に、４０４に おいての心房減極の発生成いは４０８においての心房補充収縮間隔からの時間を 示す割り込みを待つ。Ｐ波の感知に応じて、心房不応期と心房補充収縮間隔は４ ０６でリセットされ、パース！・ベーシング機能の作用を制御するための専用の フローチャートに４１２で入る。４０８における心房補充収縮間隔の終了を表示 している割り込みに応じて、心房ベーシングパルスが４１０で送出され、心房補 充収縮間隔と心房不応期は対応して４０６でリセットされる。

図４Ｂは、ＤＤＤベーシングモードで作動するようにプログラムされた本発明に 係るペースメーカーの実施例の作用を示す。図４Ａの場合と同様に、フローチャ ートのこの部分のための入口４００は、バーストベーシング機能の制御に関連し た図３０．３Ｄのフローチャートの出口である。フローチャートの出口４１２は 、図４Ｃ１４Ｄで示されたバーストベーシング機能を制御しているフローチャー トへの入口である。

実際的には、図４Ｂのソフトウェアのための入口４００は、感知されたＰ波が心 房ベーシングパルスの送出に応じる。心室不応期とＡ−Ｖ間隔は、感知されたＰ 波か心房ベーシングパルスの送出に応じて開始される。Ａ−Ｖ間隔の終了で心室 ベーシングが送出される。もし心室減極かＲ波がＡ−Ｖ間隔の間に感知されれば 、Ａ−Ｖ間隔は終わり、そして続＜Ｖ−Ａ間隔が開始される。心室の不応間隔は 、心房ベーシングパルスか感知されたＰ波と共に始まる時間を規定する。その時 間中、感知されたＲ波はＡ−Ｖ間隔のタイミングを終わらせるのに無効である。

４１４での心室の不応間隔の終了に続いて、マイクロプロセッサ３２４は、Ｒ波 の感知４１６或いはＡ−Ｖ時間終了４１８を示す割り込みの発生を待つ。心室収 縮がＡ−Ｖ間隔の間に感知された場合は、心房不応期と新規な心室不応期と心室 上限レート間隔と一緒に、Ｖ−Ａ間隔が４２６で開始する。Ｖ−Ａ間隔は、心室 ベーシングか感知で開始される。

もし心房滅榛或いは心室減極がＶ−Ａ間隔の終了前に感知されなければ、■−Ａ 間隔の終了で心房ベーシングパルスが送出され、それぞれＡ−Ｖ間隔かＶ−Ａ間 隔がリセットされる。上述してきた心房及び心室の不応間隔の場合、心室ベーシ ングか感知の後の心房不応期がそれぞれ、心房減極か心室減極がペースメーカー のタイミングをリセットするのに無効である時間を規定する。心室感知で開始さ れた心室上限レート間隔かベーシングは、心室ベーシングパルスの送出が禁止さ れる時間を規定する。

Ａ７Ｖ間隔が終了した場合は、マイクロプロセッサ３２４は、心室上限レート間 隔が先の心室ベーシングでパルス送出を開始したが感知された心室減極が４２０ で終了したかどうかを判断するためにチェックする。未了であれば、マイクロプ ロセッサは、心室上限レート間隔の終了が感知された心室収縮の発生を示す割り 込みを待つ。もし心室収縮が感知されれば、Ｖ−Ａ間隔、心房不応期、心室の不 応期及び心室上限レート間隔が上述のように４２６でリセットされる。もし心室 上限レート間隔が心室感知より前に終われば、心室ベーシングパルスが４２４で 送出され、続いて４２６でＶ−Ａ間隔、心房不応期、心室不応間隔及び心室上限 レート間隔が再スタートする。

心室ベーシングパルスか感知された心室減極の後に、マイクロプロセッサは心室 不応期が終了したかどうか判断するために４２８でチェックする。終了であれば 、４３０での心室感知を示す割り込みに反応し、それに対応してＶ−Ａ間隔、心 房不応期、心室不応間隔及び心室上限レート間隔をリセットする。もし心室不応 間隔が未了であれば、マイクロプロセッサはこの態様で感知された心室減極に反 応しない。同様にマイクロプロセッサは、心房不応間隔が４３２で終了したがど うかを判断する。終了であれば、マイクロプロセッサはＡ−Ｖ間隔と心室不応間 隔を４４０でリセットするために、４３４で心房減極を示す割り込みに反応する 。

Ｖ−Ａ間隔の終了より前に感知された心室減極か感知された心房減極がないと、 Ｖ−Ａ間隔からの時間を示す割り込みが、４３６でマイクロプロセッサをトリガ し、４４０において述べたように、４３８で心房ベーシングパルスを加え、Ａ− Ｖ間隔と心室不応期を再スター１〜させる。このように、図４Ａと４Ｂでは、バ ーストベーシング機能を制御しているフローチャートへ入るきっかけは、心房で 生じている感知されたかベーシングされた事象である。

れた心房事象に同期してバースト刺激が送出されたかどうかを判断するために、 先のＰ−Ｐ間隔を開始させた心房事象が刺激バーストに伴う場合は、中間のかを 判断する。越えていれば、これが少な（とも１．っのＰ−Ｐ間隔の発生を示し、 この間隔内で心房事象は、中間のレートを下回る自発的心房レートを反映してい る間隔を開始させる。これは好ましいレベルへの自発的心房レートの復帰を反映 し、そのためバースト刺激機能は、４７８でターンオフされ得る。もし中間レー トカウントがＮ以下であれば、センサー出カの平均値が域値Ｔ２より大きいかど うか判断するために、４９２で任意にチェックする。Ｔ２の値は、開始に用いる 後述の域値Ｔ１より大きい。イエスであれば、バースト刺激は４７８で使用不能 とされる。さもなければ、４００で単に徐脈ベーシングに復帰する。

４４２において、測定されたＰ−Ｐ間隔が中間レート間隔以下の場合は、中間レ ートカウントは４４４でリセットされ、測定されたＰ−Ｐ間隔は４４８で上限レ ート間隔と比較される。測定された間隔が、上限レート間隔より太き（ない場合 は、上限レートカウントは４５２でインクリメントされる。上限レートカウント は、上限レート間隔以下の数の連続するＰ−Ｐ間隔の数である。

マイクロプロセッサは、予めバースト刺激機能が能動化されたがどうが判断する ために、４５６でチェックする。能動となっていなければ、上限レートカウント は、バースト刺激機能が能動化されるべきであるがどうが判断するために、予め 定められた値ｒＭＪと比較される。もし上限レートカウントが４６２においてＭ 以下であれば、４００で徐脈ベーシングモードに戻る。もし上限レートカウント がＭより大きければ、センサー出力の平均値が域値Ｔ１より少ないがどうが判断 するために、４９０で任意にチェックする。ＭがＴ１より少なければ、バースト 刺激機能は４６８で能動化され、そして刺激パルスが４６６で加えられる。ＴＩ より多ければ、４００で単に徐脈ベーシングモードに戻る。もし本センサーが用 いられていなければ、上限レートカウントが４６２でＭを越えるときは、バース ト刺激だけを能動化する。作用のこの部分は、バーストベーシング機能の能動化 を示している図ＩＡの初期部分に対応する。

感知さねたＰ−Ｐ間隔が上限レート間隔以下で、先行するＰ−Ｐ間隔の開始に関 わる心房事象に４６０においての刺激バーストの送出が伴う場合は、上限レート を下回る心房レートを減少させ得ないことによるバースト刺激の不十分なレベル を示すものとしてこれを中断する。それゆえに、刺激レベルは４６４でインクリ メントされ、刺激が４６６で加えられる。他方、先の間隔を初期化しているＰ波 にバースト刺激が伴わなかったならば、先の振幅設定で４６６で刺激パルスだけ を加える。この部分は、Ｐ−Ｐ間隔を延長するために無効なパルスバーストに応 じた刺激振幅の増分を示す図ＬＡに再び反映される。

Ｐ−Ｐ間隔が上限レート間隔より大きいが、中間レート間隔より小さい場合は、 上限レートカウントが４５０でリセットされ、そして予めバースト刺激機能が４ ６４で能動化されたかどうか判断するためにチェックする。能動化されでいなけ れば、４００で単に徐脈刺激に戻る。もし刺激機能が能動化されるならば、同期 された刺激バーストが４５８で送出され、４００で徐脈刺激に復帰する。作用の この部分は、図ＩＡの後半に対応する。

図４Ｄは、バースト刺激機能を制？卸する他のアプローチを示す。機能ブロック ４４８．４５２．４５６．４６２．４６８．４６０．４６４．４６６は、図４Ｃ で示された同じ機能ブロックに対応する。補助的な新規の機能ブロック４８０． ４８２．４８４が加えられている。

これらのブロックの目的は、治療スケジュールの変化を許すことである。上述の ように本実施例では、わずかに上限レートを上回る心房レートの検知に応じて、 中間レートを上回るレートで生じる２つに１つあるいは３つに１つのＰ波出力に だけ同期して刺激パルスが送出される。しかしながら、上限レート間隔の最大よ り大きくないＰ−Ｐ間隔の発生によって、４８０で示したかなり上限レートを上 回る自発的心房周期の検知に応じて、一般的には各心房事象の後の中間レートを 上回るレートで生じる同期された刺激バーストの送出どなる攻撃的な治療スケジ ュールが４８２で選ばれる。

上記実施例はバースト刺激の能動化と非能動化を助けるためだけにセンサーを使 用するが、バースト刺激振幅の調整のためにセンサーを使用することもできる。

そのような場合センサー出力は、閾値Ｔ１とＴ２或いは他の閾値へのセンサー出 力の関係に基いてバースト刺激振幅をインクリメントあるいはデクリメンとする ために用いられる。これは心房レートの使用でバースト刺激振幅を調節するのに 類似している。バースト振幅を調節するセンサーの能力は、心房レートの使用へ の代替となり得、或いはそれによって限定され得る。そのため心房レートに基づ くインクリメントとデクリメントは、センサー出力に基づくインクリメントとデ クリメントに優先する。同様に、センサーと心房レートはバースト刺激能動化の ための連結的な判定基準とバースト刺激終了のための他の判定基準として使用さ れるが、他の関係も用いることができる。

また上記実施例では心房と２腔ペースメーカーで具体化する例を示しているが、 本発明は植え込み型のペースメーカー／電気的除細動／細動除去器でも、或いは 他の形態の心臓ペースメーカーでも有効に実地できる。さらに、上述した実施例 では閾値レートと間隔を能動化のために固定し、バースト刺激機能を動作不能に しているが、本発明は、補充ヰＶ縮間隔が心臓血液搏出量のためのデマンドの機 能として可変するし・−ト応答型ペースメーカーでも実施できる。そのような例 では、同様に上限レートと中間レートが生理学的なセンサーの出力の関数として 可変することになろう。そのため、もし心房レー１へが患者の現在の運動レベル を与える予想心房レートからの本質的逸脱を反映するのでなければ、バースト刺 激機能は、能動化されない。

同様に、上述した実施例はマイクロプロセッサを用いるものとして説明してきた が、その他カスタム論理回路を用いた装置等であっても用いることができる。

ＦＩＧ、　ＩＡ ＦＩＧ、旧 ＦＩＧ、　Ｉｃ ＦＩＧ、　ＩＤ ＦＩＧ、　４Ａ 特表千７−５０４５９７　（９） 平成６年１２月２８日

Claims (22)

【特許請求の範囲】
1. １．以下の要件からなる電気的医療用刺激器。 電気的刺激をヒト心臓の洞結節に伴う脂肪パッドへ送出する電極手段、刺激パル スを生させ、上記電極手段に上記刺激パルスを送出するパルス発生手段、 ヒト心臓の拍動レートを感知する手段、第１の拍動レートを規定する手段、そし て上記第１の拍動レートを越える上記ヒト心臓のレートに応じて上記パルス発生 手段の動作を開始させる上記感知手段に反応する開始手段。
2. ２．上記ヒト心臓のレートを感知する手段が、上記ヒト心臓の心房減極を感知す る手段を有し、上記パルス発生手段が、上記感知手段にさらに反応し、上記感知 された心房減極に同期した刺激パルスを送出する請求項１の刺激器。
3. ３．以下の要件からなる電気的医療用刺激器。 電気的刺激をヒト心臓の洞結節に伴う脂肪パッドへ送出する電極手段、刺激パル スを生させ、上記電極手段に上記刺激パルスを供給するパルス発生手段、 ヒト心臓の心房減極を感知する手段を含む上記ヒト心臓の拍動レートを感知する 手段、 第１の拍動レートを規定する手段、 上記第１の拍動レートを越える上記ヒト心臓のレートに応じて上記パルス発生手 段の動作を開始させる上記感知手段に反応する開始手段とからなり、上記パルス 発生器手段が、心房減極を感知する手段に反応して上記減極を送出するとともに 、上記ヒト心臓の心房不応期の間に上記刺激パルスを送出する手段を含む。
4. ４．第２の拍動レートを規定する手段と、上記ヒト心臓のレートが上記第２の拍 動レートを下回るときに上記ヒト心臓ペーシングする手段を含む請求項１ないし ３のいずれかの刺激器。
5. ５．以下の要件からなる電気的医療用刺激器。 電気的刺激をヒト心臓の洞結節に伴う脂肪パッドへ送出する電極手段、刺激パル ス発生させ、上記電極手段に上記刺激パルスを供給するパルス発生手段、 ヒト心臓の拍動レートを感知する手段、第１の拍動レートを規定する手段、 上記第１の拍動レートを越える上記ヒト心臓のレートに応じて上記パルス発生手 段の動作を開始させる上記感知手段に反応する開始手段、第２の拍動レートを規 定する手段、 上記ヒト心臓のレートが上記第２の拍動レートを下回るときに上記ヒト心臓をペ ーシングする手段とからなり、 上記ペーシング手段が、上記ヒト心臓の心房をペーシングする手段を含む。
6. ６．以下の要件からなる電気的医療用刺激器。 電気的刺激をヒト心臓の洞結節に伴う脂肪パッドへ送出する電極手段、刺激パル スを発生させ、上記電極手段に上記刺激パルスを供給するパルス発生手段、 ヒト心臓の拍動レートを、感知する手段、第１の拍動レートを規定する手段、 上記第１の拍動レートを越える上記ヒト心臓のレートに応じて上記パルス発生手 段の動作を開始させる上記感知手段に反応する開始手段、第２の拍動レートを規 定する手段、 上記ヒト心臓のレートが上記第２の拍動レートを下回るときに上記ヒト心臓の心 房をペーシンクする手段、 上記第２の拍動レートを上回りかつ上記第１の拍動レートを下回る第３の拍動レ ートを規定する手段とからなり、 上記パルス発生手段が、上記ヒト心臓のレートが上記第３の拍動レートを上回る ときにのみ上記刺激パルスを上記電極手段に供給する。
7. ７．以下の要件からなる電気的医療用刺激器。 電気的刺激をヒト心臓の洞結節に伴う脂肪パッドへ送出する電極手段、刺激パル スを発生させ、上記電極手段に上記刺激パルスを供給するパルス発生手段、 ヒト心臓の拍動レートを感知する手段、第１の拍動レートを規定する手段、 上記第１の拍動レートを越える上記ヒト心臓のレートに応じて上記パルス発生手 段の動作を開始させる上記感知手段に反応する開始手段、上記ヒト心臓のレート での上記刺激パルスの影響を決定するために上記感知手段と上記パルス発生手段 に反応する手段、決定した上記刺激パルスの影響により上記刺激パルスの振幅を 調整する手段。
8. ８．上記決定手段が、上記刺激パルスの予め定められた上限レートへの送出に続 いて上記ヒト心臓のレートを比較する手段を含み、上記調整手段が、上記刺激パ ルスの送出停止に反応して上記ヒト心臓のレートを上記上限レートを下回るよう に減少させるとともに上記刺激パルスの振幅を増加させる請求項７の刺激器。
9. ９．上記決定手段が、上記上限レートより少ない中間拍動レートへの上記刺激パ ルスの送出の後に上記ヒト心臓のレートを比較し、かつ上記中間拍動レートを下 回る上記ヒト心臓のレートの減少で生ずる上記刺激パルスの送出に応じて上記刺 激パルスの振幅を減少させる請求項８の刺激器。
10. １０．上記ヒト心臓のレートが、上記中間レートを下回る予め定められたペーシ ングレートを下回るときに上記ヒト心臓をペーシングする手段を有する請求項９ の刺激器。
11. １１．上記感知手段が、上記ヒト心臓の心房の減極を感知する手段を含む請求項 １、７ないし１０のいずれかの刺激器。
12. １２．上記第１の拍動レートを下回る規定レートを永続的に下回る上記ヒト心臓 のレートに応じて上記パルス発生手段の動作を終わらせるために上記感知手段に 反応する非能動化する手段を有する請求項１の刺激器。
13. １３．以下の要件からなる電気的医療用刺激器。 電気的刺激をヒト心臓の洞結節に伴う脂肪パッドへ送出する電極手段、刺激パル スを発生させ、上記電極手段に上記刺激パルスを供給するパルス発生手段、 ヒト心臓の拍動レートを感知する手段、第１の拍動レートを規定する手段、 上記第１の拍動レート越える上記ヒト心臓のレートに応じて上記パルス発生手段 の動作を開始させる上記感知手段に反応する開始手段、拍動レートのほかに生理 学的なパラメーターを感知するセンサー手段、第１のセンサー閾値を規定する手 段とからなり、上記開始手段が、上記パルス発生手段の動作を始動する上記第１ センサー閾値を越えるか下回る上記センサー手段の出力に反応する。
14. １４．上記第１センサー閾値と異なる第２のセンサー閾値を規定する手段と、上 記パルス発生手段の動作を終わらせるために上記第２センサー閾値を越えるか下 回る上記センサー手段の出力に反応する非能動化手段を有する請求項１３の刺激 器。
15. １５．以下の要件からなる電気的医療用刺激器。 電気的刺激をヒト心臓の洞結節に伴う脂肪パッドへ送出する電極手段、刺激パル スを発生させ、上記電極手段に上記刺激パルスを供給するパルス発生手段、 ヒト心臓の拍動レートを感知する手段、第１の拍動レートを規定することのため に手段；上記第１の拍動レート越える上記ヒト心臓のレートに応じて上記パルス 発生手段の動作を開始させる上記感知手段に反応する開始手段、拍動レートのほ かに生理学的なパラメーターを感知するセンサー手段、上記パルス発生手段の動 作を制御するために上記センサー手段に反応する手段。
16. １６．以下の要件からなる電気的刺激方法。 ヒト心臓の洞房結節の脂肪パッドを刺激するための適切な位置に電極を設置し、 第１の拍動レートを規定し、 上記ヒト心臓の拍動レートを感知し、そして上記心臓が上記第１の拍動レートを 越えるレートで拍動していることに応じて上記電極に上記ヒト心臓の室の減極に 同期した上記刺激パルスを供給する。
17. １７．上記パルス供給ステップが、ヒト心臓の上記室の減極後の不応期間の間に 上記刺激パルスを送出する請求項１６の方法。
18. １８．以下のステップをさらに含む請求項１６ないし１８のいずれかの方法。 上記第１の拍動レートを下回る第２の拍動レートを規定し、そして上記ヒト心臓 が上記第２の拍動レートを下回るレートのときに上記ヒト心臓を刺激する。
19. １９．上記第２の拍動レートを上回る第３の拍動レートを規定するステップを含 み、上記電極への上記刺激パルスを供給する上記ステップが、上記ヒト心臓のレ ートが上記第３の拍動レートを上回る間だけ続けられる請求項１８の方法。
20. ２０．上記ヒト心臓が拍動レートを上回る上記刺激パルスの影響を決定するステ ッブと、決定した上記刺激パルスの作用に応じて上記刺激パルスの振幅を調整す るステップとを含む請求項１６の方法。
21. ２１．上記ヒト心臓のレートにおける上記刺激パルスの作用を決定する上記ステ ッブが、上記刺激パルスの予め定められた上限レートへの送出の後に上記ヒト心 臓のレートを比較し、上記調整ステップが、上記上限レートを下回るように上記 ヒト心臓のレートを減少させるための上記刺激パルスの停止に反応して上記刺激 パルスの振幅をインクリメントする請求項２０の方法。
22. ２２．上記ヒト心臓のレートでの上記刺激パルスの作用を決定する上記ステップ が、上記上限レートより少ない中間心臓レートへの上記刺激パルスの送出の後に 上記ヒト心臓のレートを比較し、上記調整ステップが、上記中間レートを下回る 上記ヒト心臓のレートの減少で生ずる上記刺激パルスの送出に応じて上記刺激パ ルスの振幅を減少させる請求項２１の方法。