JPH08294538A - 植え込み可能なペースメーカ - Google Patents

植え込み可能なペースメーカ

Info

Publication number
JPH08294538A
JPH08294538A JP8042057A JP4205796A JPH08294538A JP H08294538 A JPH08294538 A JP H08294538A JP 8042057 A JP8042057 A JP 8042057A JP 4205796 A JP4205796 A JP 4205796A JP H08294538 A JPH08294538 A JP H08294538A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
rate
atrial
refractory period
intrinsic
block
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
JP8042057A
Other languages
English (en)
Inventor
Joseph J Florio
ジエイ フロリオ ジヨセフ
Roy B Medlin
ビー メドリン ロイ
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Pacesetter Inc
Original Assignee
Pacesetter Inc
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Pacesetter Inc filed Critical Pacesetter Inc
Publication of JPH08294538A publication Critical patent/JPH08294538A/ja
Pending legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • 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
    • A61N1/365—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
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • 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
    • A61N1/3621—Heart stimulators for treating or preventing abnormally high heart rate
    • A61N1/3622—Heart stimulators for treating or preventing abnormally high heart rate comprising two or more electrodes co-operating with different heart regions
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • 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
    • A61N1/365—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

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Physiology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Electrotherapy Devices (AREA)

Abstract

(57)【要約】 【課題】 主として心房追跡モードで作動するべくプロ
グラムされた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、２：１ブロック応答モードへのエントリ
およびそれからのエクシットの一致したレートを維持す
る。 【解決手段】 心臓の心房チャンバのなかで内因性の心
房レートを検出するための心房検出手段と、心臓の心房
および心室チャンバに供給するために整調パルスを発生
するためのパルス発生手段と、心房を追跡し、また内因
性の心房レートがブロックエントリレートを越える時に
２：１ブロック応答で心室内で整調するため、また内因
性の心房レートが実質的にブロックエントリレートに等
しいブロックエクシットレート以下に低下する時に２：
１ブロック応答を終了するため、心房検出手段およびパ
ルス発生手段に接続されている制御手段とを含んでい
る。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は一般的に心臓ペース
メーカに関し、一層詳細には、心房追跡モードで作動す
るべくプログラムされるレート応答式でプログラム可能
なデュアルチャンバペースメーカであって、心房不応周
期の間に連続的に検出される内因性の心房レートに従っ
てレート応答ＡＶ遅延値を設定することにより、２：１
ブロック応答モードへのエントリおよびそれからのエク
シットの一致した心房レートを維持するペースメーカに
関する。
【０００２】
【従来の技術】本質的に、心臓は身体を通じて血液のポ
ンピングを行うポンプである。それは４つのチャンバ、
すなわち２つの心房および２つの心室から成っている。
心臓がポンプとしてのその機能を効率的に実行するため
には、心房筋肉の心室筋肉が正しい順序およびタイミン
グで収縮しなければならない。
【０００３】所与の心臓サイクル（心臓の１つの“拍”
に相当する）のなかで、２つの心房が収縮して、そのな
かの血液を心室のなかに送り出す。その直後に２つの心
室が収縮して、そのなかの血液を（右心室から）肺へ、
または（左心室から）身体を通じて送り出す。一方では
身体からの血液が右心房を満たし、また肺からの血液が
左心房を満たして、次のサイクルの開始を待つ。典型的
な健康な成人の心臓は安静中は６０〜８０拍毎分（ｂｐ
ｍ）のレートで拍動し、また成人が激しい身体運動をし
ている時または他の生理学的ストレスを受けている時に
はそのレートを１４０〜１８０ｂｐｍに増し得る。
【０００４】健康な心臓はそのリズムを右心房の上側部
分に位置するそのＳＡ結節から制御する。ＳＡ結節は一
般に“サイナス”または“内因性”レートと呼ばれるレ
ートで電気パルスを発生する。このパルスは心房が収縮
すべき時または（１４０〜２２０ミリ秒のオーダーの）
適当な遅延の後に心房組織に供給され、心室が収縮すべ
き時に心室組織に伝播する。
【０００５】心房が収縮する時、Ｐ波と呼ばれる検出可
能な電気信号が発生される。心室が収縮する時、Ｒ波と
呼ばれる検出可能な電気信号が発生される。主として心
室筋肉組織は心房筋肉組織よりもはるかに大きい塊であ
るので、Ｒ波はＰ波よりもはるかに長い。心房筋肉組織
は血液を非常に短い距離だけ（それぞれの心房からその
対応する心室へ）動かすのに十分な収縮をするだけでよ
い。他方において、心室筋肉組織は血液を長い距離（た
とえば身体全体のすべての循環系を通じて）を経て押す
のに十分な収縮をしなければならない。
【０００６】Ｑ波（Ｒ波の直前の負の振れである）、Ｓ
波（Ｒ波の直後の負の振れである）およびＴ波（心室筋
肉組織の再分極を表す）のような他の電気信号または波
も心臓サイクルのなかで検出可能である。
【０００７】心臓が拍動し得ない場合（すなわち、ＳＡ
結節が適切なサイナスレートでその固有の自然の刺激パ
ルスの発生に失敗する場合、またはこのような自然の刺
激パルスが適切な心臓チャンバに有効に伝播しない場
合）に、心臓の適切なチャンバ（心房、心室または双
方）に電気刺激パルスを与えることがペースメーカの機
能である。最近のペースメーカはこの機能を、心臓の適
切なチャンバをＰ波またはＲ波の生起に関してモニター
することにより検出されるように、心臓がその固有の拍
動をしていない時にのみペースメーカからの刺激パルス
が心臓に与えられる“デマンド”モードで作動すること
により達成する。もしＰ波またはＲ波が予め定められた
周期（しばしば逸走間隔と呼ばれる）のなかで検出され
ないならば、刺激パルスがこの予め定められた周期の終
了時に発生され、またペースメーカリードを経て適切な
心臓チャンバに供給される。
【０００８】最近のプログラム可能なペースメーカには
一般に２つの形式、すなわち（１）シングルチャンバペ
ースメーカ、および（２）デュアルチャンバペースメー
カがある。シングルチャンバペースメーカでは、ペース
メーカは刺激パルスを心臓の単一のチャンバ（たとえば
右心室もしくは右心房）に与え、またそのなかの心臓活
動を検出する。デュアルチャンバペースメーカでは、ペ
ースメーカは心臓の２つのチャンバ（たとえば右心室お
よび右心房の双方）に与え、またそれらのなかの心臓活
動を検出する。左心房および左心室も、適切な電気接触
がそれらとなされているならば、整調され得る。
【０００９】ペースメーカの種々の形式および各々の利
点および欠点については多くの説明がなされている。た
とえば、米国特許第 4,712,555号明細書にはペースメー
カに関する背景情報およびそれらの患者とのインタフェ
ースの仕方が記載されている。この特許明細書の内容全
体を参照によりここに組み入れるものとする。
【００１０】現在得られる最も多面的なプログラム可能
なペースメーカの一つはＤＤＤＲペースメーカである。
このペースメーカは心房および心室の双方のなかで検出
および整調を行うことができ、また患者の活動レベルの
ような１つまたはそれ以上の生理学的因子に基づいて整
調レートの調節を行うことができる完全に自動的なペー
スメーカである。正しく機能している時、ＤＤＤＲペー
スメーカはペースメーカの使用と結び付けられるいくつ
かの欠点を制限し得る。たとえば、ＤＤＤＲペースメー
カは徐脈支援を行いながらＡＶ同期を維持し得る。
【００１１】一般に、ＤＤＤＲ整調は４つの機能状態、
すなわち（１）Ｐ波検出、心室整調（ＰＶ）、（２）心
房整調、心室整調（ＡＶ）、（３）Ｐ波検出、Ｒ波検出
（ＰＲ）、および（４）心房整調、Ｒ波検出（ＡＲ）を
有する。有利には、完全または部分的な心臓閉塞を有す
る患者に対して、ＤＤＤＲペースメーカのＰＶ状態は心
臓のＳＡ結節により設定されている心房レートを追跡
し、また次いでこの心房レートに追従するレートで心室
のなかで整調する。ＳＡ結節により設定されるレート
は、（少なくとも正しく機能しているＳＡ結節を有する
心臓に対して）身体の生理学的需要を満たすために心臓
が拍動すべきレートを表すので、このようなペースメー
カにより心室のなかに維持されるレートは真に生理学的
である。
【００１２】当業者は心房追跡ペースメーカを使用する
ことの利点を以前から認識してきた。たとえば米国特許
第 4,624,260号明細書には、条件付きの心房追跡能力を
有するマイクロプロセッサ援用デュアルチャンバペース
メーカが開示されている。同様に米国特許第 4,485,818
号明細書には、心房レート追跡モードを含めて複数個の
可能な作動モードの一つで作動するべくプログラムされ
得るマイクロプロセッサ援用デュアルチャンバペースメ
ーカが開示されている。
【００１３】不幸なことに、いくつかの場合には、所与
の患者が病的頻脈、細動またはフラッタのような病的不
整脈に起因する速い心房リズムを生じ得る。これらの場
合に、ＤＤＤＲペースメーカはプログラムされた最大追
跡レート（ＭＴＲ）まで検出された心房不整脈に応答し
て心室を整調し得る。ＭＴＲはペースメーカが内因性の
心房レートを追跡している時の心室レートに対する上限
を定める。その結果として、ＭＴＲは、内因性の心房レ
ートにかかわらず、心室がそれ以上では整調され得ない
限度を設定する。こうして、ＭＴＲの目的は、もし内因
性の心房レートが非常に速くなり、またペースメーカが
１：１ＡＶ同期で心房活動を追跡しようと試みるなら
ば、生じ得るであろう速い心室刺激を防止することであ
る。
【００１４】内因性の心房レートがＭＴＲを越える時、
ペースメーカは心房追跡モードから非心房レート追跡モ
ードへのペースメーカの作動モードの自動的な切換のよ
うな１つまたはそれ以上の上側心房レート応答機能を開
始し得る。しかしいくつかの場合には、モード切換は望
ましい上側レート応答ではない。最も以前に知られてい
るモード切換技術は完全にまたは部分的に特定のしきい
心房レート（ＭＴＲのような）を越える患者の検出され
る心房レートにに基づいている。このモード切換規範は
身体活動に起因する正常なサイナス頻脈を呈する患者に
対して問題を惹起し得る。モード切換技術と結び付けら
れる他の困難は、モード切換が場合によっては、ペース
メーカの心房検出チャネルに存在する電気ノイズに起因
して、または名ばかりの速いＰ波に起因して生起するこ
とである。これらの場合には、ＭＴＲをわずかに越える
レートは病的不整脈の指標ではない。これらの患者はこ
うして、心房レートがＭＴＲを越え、また次いでＭＴＲ
以下に低下するにつれて、望ましくない頻繁なモード切
換の生起にさらされ得る。
【００１５】高い心房レートへの心臓の自然の応答は、
高い心房レートが特定の自然しきい、たとえば心臓組織
の不応周期を越える時に、ＡＶ結節がその折の心室拍動
を“ドロップアウト”することによりＡＶ同期の形態を
維持しようと試みる“ブロッキング”として知られてい
る現象を含んでいる。ブロッキング現象はしばしば心房
拍動と心室拍動との比（たとえば６：５、４：３など）
として表される。特に重要なのは、心室拍動の各１つに
対して２つの心房拍動が存在する２：１ブロック条件で
ある。２：１ブロック条件は、その間は完全な（すなわ
ち１：１の比での）心室レート同期化は患者にとって危
険であろう非常に速い心房レートへの自然の応答であ
る。
【００１６】植え込み可能な刺激装置はこの２：１条件
を、装置のプログラムされた心臓の全不応周期（ＴＡＲ
Ｐ）までＰ波を追跡することによりエミュレートする。
すなわち、全不応周期のなかで生ずるＰ波は追跡され
ず、また装置は“２：１応答モード”を有すると言われ
る。
【００１７】加えて、２：１ブロック応答モードはペー
スメーカにより媒介される頻脈の可能性を減ずる。ペー
スメーカにより媒介される頻脈は、心室に供給される整
調パルスが各整調パルスの供給の直後に退行性Ｐ波を心
房に伝導されるようにする時に生起し得る。これは、心
室パルスが供給された心臓サイクルの間に生起する追加
的なＰ波に起因して見掛け上の心房レートを増大させ
る。心室は典型的に心房レートと完全同期して整調され
ているので、心室整調レートが退行性伝導により惹起さ
れる高い心房レートに追随するべく増大するにつれて頻
脈が生ずる。２：１ブロック応答モードの間は、心室は
心房レートよりも低いレートで整調される。なぜなら
ば、心室事象の直後に生起するＰ波は心室整調レートを
計算する目的に対して無視されるからである。その結果
として、２：１ブロック応答モードはペースメーカが頻
脈レートで心室を整調するのを防止する。
【００１８】２：１ブロック応答モードは、高い心房レ
ートの短い発生を処理するのに、また退行性Ｐ波に起因
してペースメーカにより媒介される頻脈の生起を防止す
るのに有効な応答である。しかし２：１ブロック応答モ
ードは、もしそれがプログラムされた長い心房不応周期
に起因して延長された周期にわたり維持されるならば、
患者にとって不快になり得る。なぜならば、整調レート
が必要とされる生理学的レートの１／２であるからであ
る。
【００１９】いくつかのペースメーカは内因性の心房レ
ートがＭＴＲを越える時に心室整調レートを減ずること
により上側心房レートとして自然ブロック条件をエミュ
レートするべく試みてきた。ＭＴＲは心室が整調され得
る最大安全レートとして開業医によりプログラムされて
いるので、内因性の心房レートがＭＴＲを越える時、危
険な上側レート条件が存在するとみなされ、また心室整
調レートが、それがＭＴＲを越えるのを防止するため
に、減ぜられる。
【００２０】ペースメーカは、整調もしくは検出された
心臓事象により開始される心房不応周期として知られて
いるプログラム可能なパラメータを組み入れている。全
心房不応周期（ＴＡＲＰ）とも呼ばれる心房不応周期は
２つのセグメントから成っている。ＡＶ遅延（ＡＶＤ）
として知られている第１のセグメントは整調または検出
された心房事象により開始される。ポスト心室心房不応
周期（ＰＶＡＲＰ）として知られている第２のセグメン
トは整調または検出された心室事象により開始される。
ＴＡＲＰ（ミリ秒（ｍｓ）で測定された）は２：１ブロ
ックが生起するレート、すなわち２：１ブロックレート
に逆比例しており、２：１ブロックレートは拍毎分（ｂ
ｐｍ）への換算のためには６００００÷ＴＡＲＰであ
る。その結果として、内因性の心房レートがＴＡＲＰに
より指定されたレートを越える時、１つまたはそれ以上
の心房事象がＴＡＲＰの間に生起する。たとえば、もし
２：１ブロックレートが１６０ｂｐｍであれば、ＴＡＲ
Ｐは６００００÷１６０または３７５ｍｓである。もし
内因性の心房レートが２００ｂｐｍであれば、心房事象
の間の間隔は６００００÷２００または３００ｍｓであ
り、このことは１つの心房事象が３７５ｍｓのＴＡＲＰ
のなかで生起することを意味する。従って、ＴＡＲＰの
間に生起する心房事象は心室を整調する目的に対してペ
ースメーカによりカウントされない。その代わりに、Ｔ
ＡＲＰの外側で生起する心房事象のみが、“検出される
機能的な心房レート”を導き出すためにカウントされ
る。ペースメーカは次いで、検出される機能的な心房レ
ートに追従するレートで心室を整調する。内因性の心房
レートが増大するにつれて、他の全ての心房事象がＴＡ
ＲＰのなかで生ずるまで、ＴＡＲＰの間の心房事象の生
起の可能性は一層高くなる。ＴＡＲＰの間に生起する心
房事象はカウントされないので、検出される機能的な心
房レート（従ってまた心室整調レート）は近似的に内因
性の心房レートの１／２であり、また２：１ブロック応
答モードが入れられる。内因性の心房レートが減少し始
める時、減少する数の心房事象はＴＡＲＰのなかで生起
する。内因性の心房レートが２：１ブロックレート以下
に低下する時、それは検出される機能的な心房レートに
等しい。なぜならば、心房事象がＴＡＲＰの間に生起し
ない（すなわち心房事象がスキップされない）からであ
る。
【００２１】ペースメーカテクノロジーの進歩は整調中
の真の生理学的心臓活動を近似するという要求により押
し進められてきた。心臓の生理学的挙動を模擬する１つ
のペースメーカ機能はレート応答性ＡＶ遅延（ＲＲＡＶ
Ｄ）である。ＲＲＡＶＤはペースメーカが、最小の予め
設定された短縮されたＡＶＤ値が到達されるまで内因性
の心房レートが増大するにつれて、ＡＶＤをその基本値
からプログラムされたインクレメントで漸次に減ずるこ
とにより、内因性の心房レートの変化に応答することを
許す。この機能は“レート応答性ＡＶ遅延短縮”と呼ば
れる。この最小の予め設定されたＡＶＤは通常、２：１
ブロック条件が入れらる以前に内因性の心房レートが上
側レートしきいを越える時に到達される。こうして、Ｐ
ＶＡＲＰと組み合わされたＲＲＡＶＤは心房レートの変
化に応答してＴＡＲＰが変化することを可能にする。レ
ート応答性不応周期は、それが心臓の生理学的挙動を密
にエミュレートし、また患者の快適さを増すので、有利
である。
【００２２】たいていのレート応答性ペースメーカ機能
と同様に、以前から知られているペースメーカのＲＲＡ
ＶＤは検出される機能的な心房レートに基づいている。
なぜならば、ＲＲＡＶＤ機能を備えた以前から知られて
いるレート応答性ペースメーカはＴＡＲＰの間に生起す
る心房事象を検出しないからである。このことは、内因
性の心房レートが２：１ブロックレート以下である時に
は問題を呈さない。なぜならば、その点までは、内因性
の心房レートが検出される機能的な心房レートに等しい
からである。しかし内因性の心房レートが２：１ブロッ
クレートを越える時には、検出される機能的な心房レー
トは、ＴＡＲＰの間に生起する心房事象が無視されるの
で、その値を低下し始める。２：１ブロック応答モード
が典型的にＴＡＲＰに等しいブロックエントリレートで
到達される時、ＲＲＡＶＤはその最小値からその基本値
へリセットされる。なぜならば、検出される機能的な心
房レートに従って、心房レートが上側レート限界のはる
かに下であるからである。この現象の結果としてＴＡＲ
Ｐはより高い値に調節され、またこうして２：１ブロッ
ク条件が出られ得るブロックエクシットレートを変更す
る。その結果として、ブロックエクシットレートはブロ
ックエントリレートよりも低い。なぜならば、ブロック
エクシットレートはより高いＴＡＲＰ（最大値ＡＶＤを
組み入れる）に基づいており、他方においてブロックエ
ントリレートはより低いＴＡＲＰ（最小ＡＶＤを組み入
れる）に基づいているからである。こうして、患者は必
要以上に長く２：１ブロック応答モードにとどまるよう
に強制される。なぜならば、ペースメーカが２：１ブロ
ック応答モードから出るためには、内因性の心房レート
がブロックエクシットレート（２：１ブロック応答モー
ドが入れられたブロックエントリレートよりも低いレー
ト）以下のレートに低下しなければならないからであ
る。
【００２３】２：１ブロックへのエントリおよびそれか
らのエクシットの一致しないレートは心臓の生理学的挙
動に矛盾し（自然に生起する２：１ブロック条件へのエ
ントリおよびそれからのエクシットのレートが相対的に
一致する）、また患者に不快感を与え得る。さらに、
２：１ブロックへのエントリおよびそれからのエクシッ
トの一致しないレートはペースメーカに必要以上に長く
２：１ブロック応答モードを維持させ、さらに延長され
た２：１ブロック応答モードと結び付けられる不快感の
可能性を増す。
【００２４】こうして、ＲＲＡＶＤ機能を備えたペース
メーカに対して、２：１ブロック応答モードへのエント
リおよびそれからのエクシットの一致したレートを維持
することが望ましい。
【００２５】
【発明が解決しようとする課題】本発明の課題は上記の
欠点および制限を克服することである。
【００２６】
【課題を解決するための手段】本発明によれば、主とし
て心房追跡モードで作動するべくプログラムされる植え
込み可能なデュアルチャンバペースメーカであって、心
房不応周期の間に生起する心房事象を組み入れる連続的
にモニターされる内因性の心房レートに従ってレート応
答性のＡＶ遅延値を設定することにより、２：１ブロッ
ク応答モードへのエントリおよびそれからのエクシット
の一致した心房レートを維持するペースメーカが提供さ
れる。
【００２７】本発明のペースメーカは、ペースメーカの
作動を制御するための制御システムと、心房および心室
信号の受信および心房および心室刺激パルスの供給のた
めのリードの組と、心房および心室信号を増幅するため
の増幅器の組と、心房および心室刺激パルスを発生する
ためのパルス発生器とを含んでいる。加えて、ペースメ
ーカは、制御システムに対する作動パラメータを記憶す
るため、また外部プログラマを使用しての開業医による
その後の検索のために制御システムにより取得されたデ
ータを記憶するためのメモリを含んでいる。ペースメー
カは外部プログラマと通信するためのテレメトリ回路を
も含んでいる。
【００２８】本発明のペースメーカは内因性の心房レー
トの変化に応答してその値を変化するレート応答性ＡＶ
遅延（ＲＲＡＶＤ）の機能を備えている。内因性の心房
レートが第１のしきいレート（ＴＲ１）よりも低いかそ
れに等しい時、ＲＲＡＶＤはその最も高い値に設定され
る。内因性の心房レートがＴＲ１と第２のしきいレート
（ＴＲ２）との間である時、ＲＲＡＶＤは１つまたはそ
れ以上の中間的な値に設定される。最後に、内因性の心
房レートがＴＲ２に等しいかそれを越える時、ＲＲＡＶ
Ｄはその最小値に設定される。内因性の心房レートに基
づくＲＲＡＶＤは、それが心房レートの増大時に不応周
期の自然の短縮を模擬するので、有利である。
【００２９】不応周期の間に生起する心房事象を検出せ
ず（すなわち内因性の心房レートがＴＡＲＰを越える時
には内因性の心房レートを無視し）、また検出される機
能的な心房レートに基づいてＲＲＡＶＤ設定を行う従来
から知られているレート応答性ペースメーカと異なっ
て、本発明のペースメーカは不応周期のなかで生起する
ものも含めて心房事象のすべてを検出することにより内
因性の心房レートを連続的にモニターし、また内因性の
心房レートに基づいてＲＲＡＶＤ設定を行う。内因性の
心房レートがＴＲ２を越える時、ＲＲＡＶＤはその最小
値に設定され、こうしてＴＡＲＰを同じくその最小値に
設定されるようにする。この最小のＴＡＲＰはブロック
エントリレートに逆比例している。なぜならば、ブロッ
クエントリレートは６００００÷ＴＡＲＰに等しいから
である。
【００３０】内因性の心房レートがブロックエントリレ
ートを越える時、ペースメーカは内因性の心房レートの
値をモニターし続け、またＲＲＡＶＤは、内因性の心房
レートがブロックエントリレートよりも高いので、その
最小値にとどまる。その結果として、ＴＡＲＰは、２：
１ブロック応答モードの間（すなわち内因性の心房レー
トがブロックエントリレートよりも大きい間）、相対的
に一定の値にとどまる。ＴＡＲＰが２：１ブロック応答
モードの間は相対的に一定の値にとどまるので、ブロッ
クエクシットレートはブロックエントリレートの場合と
同一の値に基づいている。検出される機能的な心房レー
トは心室整調レートを決定するために使用され、またＲ
ＲＡＶＤを設定するためには使用されない。
【００３１】本発明のペースメーカは健康な心臓の生理
学的挙動を密に模擬し、また、不応周期のなかで生ずる
ものも含めて心房事象のすべてを検出することにより、
また２：１ブロック応答モードへのエントリのレートと
それからのエクシットのレートとを一致させるため内因
性の心房レートのほうにＲＲＡＶＤの設定をバイアスさ
せることにより、患者の快適さを改善する。本発明の他
の局面では、２：１ブロック応答モードへのエントリの
レートとそれからのエクシットのレートとを一致させる
ための方法が提案される。
【００３２】
【実施例】本発明の上記および他の利点は添付図面を参
照しての以下の詳細な説明から明らかになろう。図面を
通じて同一の部分には同一の符号が付されている。
【００３３】本発明によるペースメーカ１０が図１に示
されている。ペースメーカ１０はリード１４および１６
を経て心臓１２に接続されており、リード１４は心臓１
２の心房の１つと接触している電極１８を有し、またリ
ード１６は心臓１２の心室の１つと接触している電極２
０を有する。リード１４は心房パルス発生器２２から電
極１８へ刺激パルスを運び、他方においてリード１６は
心室パルス発生器２４から電極２０へ刺激パルスを運
ぶ。加えて、心房からの電気信号が電極１８からリード
１４を通じて心房検出増幅器２６の入力端子へ運ばれ
る。心室からの電気信号は電極２０からリード１６を通
じて心室検出増幅器２８の入力端子へ運ばれる。
【００３４】デュアルチャンバペースメーカ１０を制御
しているのは制御システム３０である。制御システム３
０は好ましくは米国特許第 4,940,052号明細書に開示さ
れているもののようなマイクロプロセッサ援用システム
であり、その内容全体を参照によりここに組み入れるも
のとする。制御システム３０は米国特許第 4,944,298号
明細書に開示されているもののような状態論理に基づく
システムであってもよく、その内容を参照によりここに
組み入れるものとする。制御システム３０は心臓事象を
モニターするためのタイミングを与えるため、またパル
ス発生器２２および２４による治療パルスの印加のタイ
ミングをとるため、実時間クロック（図示せず）をも含
んでいる。
【００３５】制御システム３０は信号線３２を経て心房
増幅器２６からの出力信号を受信する。同様に、制御シ
ステム３０は信号線３４を経て心室増幅器２８からの出
力信号を受信する。これらの出力信号は、心房受信器
（たとえばＰ波）または心室受信器（たとえばＲ波）が
心臓１２のなかで検出されるつど発生される。
【００３６】制御システム３０は信号線３６を経て心房
パルス発生器２２へ送られる心房トリガー信号および信
号線３８を経て心室パルス発生器２４へ送られる心室ト
リガー信号をも発生する。これらのトリガー信号は、刺
激パルスがパルス発生器２２または２４の１つにより発
生されるべき時に発生される。心房刺激パルスは簡単に
“Ａパルス”と呼ばれ、また心室刺激パルスは“Ｖパル
ス”と呼ばれる。
【００３７】ＡパルスもしくはＶパルスが心臓ペースメ
ーカ１２に供給されている間、対応する心房増幅器２６
または心室増幅器２８は典型的に、心房増幅器２６に対
する信号線４０または心室増幅器２８に対する信号線４
２を経て制御システム３０から適切な増幅器へ与えられ
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２６および２８が整調パ
ルス供給の間にそれらの入力端子に与えられる比較的大
きい刺激パルスにより飽和状態になるのを防止する。こ
のブランキング作用はペースメーカ刺激の結果として筋
肉組織のなかに存在する残留電気信号（“アフターポテ
ンシアル”として知られている）が心房または心室事象
として解釈されることも防止する。
【００３８】ペースメーカ１０は、適当なデータバス４
６を通じて制御システム３０に接続されているメモリ回
路４４をも含んでいる。メモリ回路４４は制御システム
３０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、かつ、特定の患者のニーズに適
するようにペースメーカ１０の作動をカストマー化する
ために、必要に応じて変更されることを許す。加えて、
ペースメーカ１０の作動中に検出されるデータはその後
の検索および解析のためにメモリ回路４４に記憶され得
る。
【００３９】さらに、テレメトリ回路４８がペースメー
カ１０のなかに含まれている。テレメトリ回路４８は適
当な指令／データバス５０を経て制御システム３０に接
続されている。またテレメトリ回路４８は適切な通信リ
ンク５４により外部プログラミング装置５２に選択的に
接続され得る。通信リンク５４はＲＦ（無線周波数）チ
ャネルのような任意の適当な電磁リンクであってよい。
【００４０】指令は開業医により通信リンク５４を通じ
て外部プログラマ５２から制御システム３０へ送られ得
る。同様に、この通信リンク５４および外部プログラミ
ング装置５２を通じて、データ（制御システム３０もし
くはメモリ回路４４に保持されている）がペースメーカ
１０を介して外部プログラマ５２へ伝送され得る。この
仕方で、植え込まれていない遠隔位置から植え込まれて
いるペースメーカ１０との非侵襲的な通信が確立され得
る。
【００４１】ペースメーカ１０の作動は一般にメモリ回
路４４に記憶されている制御プログラムにより制御さ
れ、また制御システム３０により実行される。この制御
プログラムは通常、多重の集積されたプログラムモジュ
ールから成っており、各モジュールがペースメーカ１０
の１つまたはそれ以上の機能を制御するために責任を負
っている。たとえば、１つのプログラムモジュールは心
臓１２への刺激パルスの供給を制御し得るし、他のモジ
ュールは心房および心室の電気信号の取得を制御し得
る。実際上、各プログラムモジュールはペースメーカ１
０の特定の機能または機能の組合せに専用の制御プログ
ラムである。
【００４２】図５と結び付けて以下に説明される本発明
の高められた２：１ブロック応答制御プログラムは拍毎
分（ｂｐｍ）で測られるいくつかのレートとミリ秒（ｍ
ｓ）で測られるいくつかの間隔とで作動する。ミリ秒で
の間隔は拍毎分でのレートに逆比例している。間隔とそ
れに対応するレートとの間の換算は、レートを求めるた
めには６００００を間隔で割ることにより、または間隔
を求めるためには６００００をレートで割ることにより
行われ得る。たとえば、もし間隔が３００ｍｓであれ
ば、それに対応するレートは６００００÷３００＝２０
０ｂｐｍである。
【００４３】制御プログラムを一層詳細に説明する前
に、制御プログラムの作動に使用される種々のレートお
よび間隔の用語を定義することは役に立つであろう。制
御プログラムの作動に使用される種々のレートと間隔と
の間の関係を説明することも役に立つであろう。
【００４４】内因性の心房レートは最初に現在の心臓サ
イクルの間に検出されるＰ波と先行の心臓サイクルの間
に検出されるＰ波との間のミリ秒での間隔を測定し、ま
た次いで拍毎分（ｂｐｍ）での内因性の心房レートを求
めるために６００００を間隔で割ることにより制御シス
テム３０により決定される。最大追跡レート（ＭＴＲ）
はペースメーカ１０（図１）が心室整調時に心房レート
を追跡する最大レートである。ＭＴＲは外部プログラマ
５２（図１）を使用して開業医によりプログラム可能で
ある。ＭＴＲに対する典型的な値は１６０ｂｐｍであっ
てよい。“基本レート”は典型的には特定の患者に対す
る最小のプログラムされる整調レートである。もし内因
性の心房レートが基本レート以下に低下するならば、患
者は基本レートで整調される。基本レートは外部プログ
ラマ５２（図１）を使用して開業医によりプログラム可
能である。基本レートに対する典型的な値は８０ｂｐｍ
であってよい。
【００４５】全不応周期（ＴＡＲＰ）は２つのセグメン
トから成っている。ＡＶ遅延（ＡＶＤ）として知られて
いる第１のセグメントは心房パルス発生器２２（図１）
により発生される（Ａパルスのような）被整調心房事象
により、または心房検出チャネル増幅器２６（図１）に
より検出される（Ｐ波のような）被検出心房事象により
開始される。ポスト心室心房不応周期（ＰＶＡＲＰ）と
して知られている第２のセグメントは心室パルス発生器
２４（図１）により発生される（Ｖパルスのような）被
整調心室事象により、または心室検出チャネル増幅器２
８（図１）により検出される（Ｒ波のような）被検出心
室事象により開始される。ＴＡＲＰは２つのセグメント
（ＡＶＤおよびＰＶＡＲＰ）の和である。
【００４６】ブロックエントリレートは２：１ブロック
応答モードが入れられる心房レートであり、他方におい
てブロックエクシットレートは２：１ブロック応答モー
ドが出される心房レートである。ブロックエントリレー
トはＴＡＲＰに逆比例している。たとえばもしＴＡＲＰ
が３７５ｍｓであれば、ブロックエントリレートは６０
０００÷３７５＝１６０ｂｐｍである。同様に、ブロッ
クエクシットレートもＴＡＲＰに逆比例している。こう
して、ＴＡＲＰは２：１ブロック応答モードへのエント
リおよびそれからのエクシットのレートを決定する。典
型的には、内因性の心房レートがＴＡＲＰを越える時に
２：１ブロック応答モードが入れられるように、ブロッ
クエントリレートはＭＴＲに等しくない。注記すべきこ
ととして、ブロックエントリレートは、本発明の範囲か
ら逸脱することなしに、ＭＴＲに等しい値またはそれと
は異なる値に設定され得る。
【００４７】ＴＡＲＰはそのセグメントの一方または双
方を調節することにより変更され得る。ＰＶＡＲＰセグ
メントは一般に外部プログラマ５２（図１）を使用して
開業医によりプログラム可能な一定の値である。ＰＶＡ
ＲＰの典型的な値は２７５ｍｓであってよい。ＡＶＤは
一定のプログラム可能な値であってよいが、好ましく
は、内因性の心房レートが増大する時に制御システム３
０（図１）により短縮され、また内因性の心房レートが
減少する時に制御システム３０（図１）により延長され
る。この調節可能なＡＶＤはレート応答性ＡＶ遅延（Ｒ
ＲＡＶＤ）と呼ばれる。
【００４８】ＲＲＡＶＤは図２中に示されている例によ
り一層良好に理解され得よう。ＲＲＡＶＤは一般に内因
性の心房レートが第１のしきいレート（ＴＲ１）よりも
小さいかそれに等しい時に維持される最大値ＡＶＤ ｍ
ａｘと、一般に内因性の心房レートが第２のしきいレー
ト（ＴＲ２）よりも大きいかそれに等しい時に維持され
る最小値ＡＶＤ ｍｉｎとを有する。ＴＲ１およびＴＲ
２の双方は開業医によりプログラムされ得る。１つまた
はそれ以上の中間的なＲＲＡＶＤ値（たとえばＡＶＤ
１、ＡＶＤ ２など）がＴＲ１とＴＲ２との間の内因性
の心房レートの変化に対応するＡＶＤ ｍａｘとＡＶＤ
ｍｉｎとの間のインクレメントとしてプログラムされ
得る。図２には、このようなインクレメンタルな値ＡＶ
Ｄ １がＴＲ１とＴＲ２との間の心房レートに対応して
示されている。
【００４９】図２の例に示されているように、ＡＶＤ
ｍｉｎは１００ｍｓであり、ＡＶＤ １は１５０ｍｓであ
り、ＡＶＤ ｍａｘは２００ｍｓであり、ＴＲ１は１０
０ｂｐｍであり、ＴＲ２は１４０ｂｐｍであり、またＰ
ＶＡＲＰは２７５ｍｓである。
【００５０】ＴＡＲＰは内因性の心房レートに逆比例し
ているので（なぜならば、ＲＲＡＶＤは内因性の心房レ
ートの変化に関して逆に変化する）、内因性の心房レー
トが増大するにつれてＴＡＲＰは値を減少する。たとえ
ばもし内因性の心房レートが１２６ｂｐｍであれば、１
２６ｂｐｍの内因性の心房レートが１００ｂｐｍのＴＲ
１と１４０ｂｐｍのＴＲ２との間にあるので、ＡＶＤは
ＡＶＤ １（１５０ｍｓ）に設定されよう。ＰＶＡＲＰ
が開業医により２７５ｍｓに設定されると、ＴＡＲＰは
４２５ｍｓ（２７５ｍｓのＰＶＡＲＰ＋１５０ｍｓのＡ
ＶＤ １）であろう。もし内因性の心房レートが次いで
ＴＲ１（１４０ｂｐｍ）よりも大きいＭＴＲ（１６０ｂ
ｐｍ）の値に増大されると、ＡＶＤはＡＶＤ ｍｉｎ
（１００ｍｓ）に設定され、またＴＡＲＰは３７５ｍｓ
（２７５ｍｓのＰＶＡＲＰ＋１００ｍｓのＡＶＤ ｍｉ
ｎ）に減少しよう。こうして、ＲＲＡＶＤ機能はペース
メーカ１０（図１）が心房レートに応答して変化する健
康な心臓の生理学的不応周期を模擬することを可能にす
る。
【００５１】内因性の心房レートがＭＴＲ（またはＭＴ
Ｒと異なる値に設定されているブロックエントリレー
ト）を越える時、相い続く各サイクルのＰ波の間の間隔
は減少するが、ＴＡＲＰはＡＶＤ ｍｉｎ（上記の例の
３７５ｍｓのＴＡＲＰ値）により指定されているその最
小値以下に減少しない。たとえば、内因性の心房レート
が１７０ｂｐｍである時、現在のサイクルのＰ波と先行
のサイクルのＰ波との間の間隔は３５３ｍｓであり、ま
たこうして現在のサイクルのＰ波は３７５ｍｓのＴＡＲ
Ｐのなかで生ずる。こうして内因性の心房レートがＭＴ
Ｒを越える時、すべてのサイクルの１つのＰ波はＴＡＲ
Ｐのなかで生ずる。
【００５２】ＭＴＲを越えるレートで心室を整調するこ
とは危険であり得るので、ＴＡＲＰのなかで生ずるＰ波
は心室を整調する目的に対してカウントされない。その
代わりに、ＴＡＲＰの外側で生ずるＰ波のみが、検出さ
れる機能的な心房レートを得るのにカウントされる。上
記の例に戻って、すべての他のＰ波がＴＡＲＰのなかで
生じ、またこうして無視されるので、検出される機能的
な心房レートは内因性の心房レートの１／２に等しい。
こうして、内因性の心房レートが２：１ブロックレート
を越える時、制御システム３０（図１）は心室を整調す
るためにもはや内因性の心房レートを追跡せず、その代
わりに検出される機能的な心房レートで心室を整調し、
こうして心室整調レートがいまは内因性の心房レートの
１／２であるので、２：１ブロック応答モードを開始す
る。
【００５３】以上に説明したようなペースメーカ（図
１）は、それらがそれらの（ＲＲＡＶＤのような）レー
ト応答性機能の基礎を、ＴＡＲＰのなかで生ずるＰ波を
含めて連続的に検出されるＰ波から導き出されるレート
に置いていない点でペースメーカ１０（図１）と異なる
ことを例外として、以前から知られているペースメーカ
と同様に作動する。その結果として、以前から知られて
いるペースメーカはそれらのＲＲＡＶＤの基礎を検出さ
れる機能的な心房レートに置いており、内因性の心房レ
ートを、それがＭＴＲを越える時には無視する。上記の
ように、内因性の心房レートがＭＴＲ（またはもしブロ
ックエントリレートがＭＴＲと異なる値に設定されてい
るならば、ブロックエントリレート）を越え、またすべ
ての他のＰ波がＴＡＲＰのなかで生ずる時、２：１ブロ
ック応答モードが入れられ、また検出される機能的心房
レートが内因性の心房レートの１／２の値に低下する。
【００５４】図３には、以前から知られているペースメ
ーカの２：１ブロック応答モードの例を示すグラフが説
明される。この例では、ＰＶＡＲＰは２７５ｍｓであ
り、ＡＶＤ ｍｉｎは１００ｍｓであり、ＡＶＤ １は
１５０ｍｓであり、ＡＶＤ ｍａｘは２００ｍｓであ
り、ＴＲ１は１００ｂｐｍであり、ＴＲ２は１４０ｂｐ
ｍであり、基本レートは８０ｂｐｍであり、またＭＴＲ
は１６０ｂｐｍである。
【００５５】内因性の心房レートが基本レート以下であ
る時、心房および心室は基本レート（８０ｂｐｍ）で整
調される。ｔ１で、内因性の心房レートは、内因性の心
房レートが１６０ｂｐｍのＭＴＲに到達するｔ２まで増
大し始める。内因性の心房レートが１００ｂｐｍのＴＲ
１以下である時、ＲＲＡＶＤは２００ｍｓのＡＶＤ ｍａ
ｘにある。内因性の心房レートが１００ｂｐｍのＴＲ１
を越える時、ＲＲＡＶＤは１５０ｍｓのＡＶＤ １に短
縮される。内因性の心房レートが１４０ｂｐｍのＴＲ２
に到達する時、ＲＲＡＶＤは１００ｍｓのＡＶＤ ｍｉ
ｎに短縮される。こうして内因性の心房レートが１４０
ｂｐｍを越える時、ＴＡＲＰは３７５ｍｓ（２７５ｍｓ
のＰＶＡＲＰ＋１００ｍｓのＡＶＤ ｍｉｎ）であり、
また対応するブロックエントリレートは１６０ｂｐｍ
（６００００÷３７５）である。
【００５６】ｔ１からｔ２まで内因性の心房レートおよ
び検出される機能的心房レートは同一の傾斜を有する
（すなわち１：１である）。なぜならばＰ波がＴＡＲＰ
のなかで生じないからである。内因性の心房レートがｔ
２でブロックエントリレートを越える時、２：１ブロッ
ク応答モードが入れられ、また検出される機能的心房レ
ートが内因性の心房レートの値の１／２になり、８０ｂ
ｐｍに低下する。以前から知られているペースメーカで
はＲＲＡＶＤは検出される機能的心房レートに基礎を置
いているので、ＲＲＡＶＤは１００ｍｓのＡＶＤ ｍｉ
ｎから２００ｍｓのＡＶＤ ｍａｘへリセットされる。
なぜならば、８５ｂｐｍの検出される機能的心房レート
が１００ｂｐｍのＴＲ１よりも小さいからである。こう
してｔ２で内因性の心房レートがブロックエントリレー
トを越え、また２：ブロック応答モードが開始される
時、ＴＡＲＰは４７５ｍｓ（２７５ｍｓのＰＶＡＲＰ＋
２００ｍｓのＡＶＤ ｍａｘ）の新しい、より高い値に
設定される。ｔ２からｔ４までＲＲＡＶＤは検出される
機能的心房レートに従って変化し、たとえば検出される
機能的心房レートが１００ｂｐｍを越える時、１５０ｍ
ｓのＡＶＤ １に低下する。
【００５７】以前から知られているペースメーカのアプ
ローチは上記のように、ペースメーカが２：１ブロック
条件から出るためにすべてのＰ波が各心臓サイクルの
（ｔ２で設定された）新しい４７５ｍｓのＴＡＲＰの外
側で生じなければならないので、問題がある。新しいＴ
ＡＲＰに対応するブロックエクシットレートは６０００
０÷４７５＝１２６ｂｐｍである。こうして、ペースメ
ーカは、内因性の心房レートがｔ４で１２６ｂｐｍのブ
ロックエクシットレート以下に低下する（すなわち相い
続く各Ｐ波の間の間隔が４７５ｍｓを越える）時に２：
１ブロック条件から出る。その結果として、ｔ３（内因
性の心房レートがブロックエントリレート以下に低下す
る時）とｔ４（内因性の心房レートがブロックエクシッ
トレート以下に低下する時）との間の周期の間に、ペー
スメーカは、たとい内因性の心房レートがＭＴＲ以下の
安全な値にあるとしても、心臓を２：１ブロック条件に
とどまらせる。
【００５８】こうして、１６０ｂｐｍのブロックエント
リレートと１２６ｂｐｍのブロックエクシットレートと
が等しくないので、上記のアプローチは２：１ブロック
応答モードへのエントリおよびそれからのエクシットの
一致しないレートを用意し、またこうして２：１ブロッ
ク応答モードの継続時間を不必要に長くし、その結果と
して患者に不快感を与える。２：１ブロックへのエント
リおよびそれからのエクシットのレートの不一致は健康
な心臓の生理学的挙動とも一致せず、また患者に追加的
な不快感を与え得る。
【００５９】本発明のペースメーカ１０（図１）は上記
の問題を、第一に、ＴＡＲＰの間に生起するものも含め
てすべてのＰ波を検出することにより内因性の心房レー
トを連続的にモニターすることにより、また第二に、内
因性の心房レートがＭＴＲを越える時に、検出される機
能的心房レートの代わりに内因性の心房レートにＲＲＡ
ＶＤの変化の基礎を置くことにより解決する。検出され
る機能的心房レートは減ぜられたレートで心室を整調す
るために引き続き使用されるが、ＲＲＡＶＤ値は検出さ
れる機能的心房レートを基礎とせずに内因性の心房レー
トを基礎として設定される。
【００６０】図４中に示されているように、本発明のペ
ースメーカ１０（図１）の高められた２：１ブロック応
答の例を示すグラフが説明される。この例では、ＰＶＡ
ＲＰは２７５ｍｓであり、ＡＶＤ ｍｉｎは１００ｍｓ
であり、ＡＶＤ １は１５０ｍｓであり、ＡＶＤ ｍａ
ｘは２００ｍｓであり、ＴＲ１は１００ｂｐｍであり、
ＴＲ２は１４０ｂｐｍであり、基本レートは８０ｂｐｍ
であり、またＭＴＲは１６０ｂｐｍである。内因性の心
房レートが基本レート以下である時、心房および心室は
基本レート（８０ｂｐｍ）で整調される。ｔ１で、内因
性の心房レートは、内因性の心房レートが１６０ｂｐｍ
のＭＴＲに到達するｔ２まで増大し始める。ＲＲＡＶＤ
は、内因性の心房レートが１００ｂｐｍのＴＲ１に到達
する時点まで２００ｍｓのＡＶＤ ｍａｘにあり、その
時点でそれは１５０ｍｓのＡＶＤ １に短縮される。内因
性の心房レートが１４０ｂｐｍのＴＲ２に到達する時、
ＲＲＡＶＤは１００ｍｓのＡＶＤ ｍｉｎに短縮され
る。こうして、内因性の心房レートが１４０ｂｐｍを越
える時、ＴＡＲＰは３７５ｍｓ（２７５ｍｓのＰＶＡＲ
Ｐ＋１００ｍｓのＡＶＤ ｍｉｎ）、また対応するブロ
ックエントリレート応答は１６０ｂｐｍ（６００００÷
３７５）である。
【００６１】ｔ１からｔ２まで内因性の心房レートおよ
び検出される機能的心房レートは同一の傾斜を有する
（すなわち１：１比にある）。なぜならば、Ｐ波が各心
臓サイクルのＴＡＲＰのなかで生じないからである。内
因性の心房レートがｔ２でブロックエントリレートを越
える時、２：１ブロック応答モードが入れられ、また検
出される機能的心房レートは内因性の心房レートの値の
１／２になり、８０ｂｐｍに低下する。本発明の原理に
従って、ＲＲＡＶＤは内因性の心房レートに基礎を置い
ている。こうしてＲＲＡＶＤは、内因性の心房レートが
１４０ｂｐｍのＴＲ２を越えている限りは、１００ｍｓ
のＡＶＤ ｍｉｎにとどまり続ける。こうしてｔ２で、
内因性の心房レートがブロックエントリレートを越え、
また２：１ブロック応答モードが開始される時、ＴＡＲ
Ｐは３７５ｍｓ（２７５ｍｓのＰＶＡＲＰ＋１００ｍｓ
のＡＶＤ ｍｉｎ）のその値にとどまる。ｔ２からｔ３
までＲＲＡＶＤは１００ｍｓのＡＶＤ ｍｉｎにとどま
る。なぜならば、内因性の心房レートが１４０ｂｐｍの
ＴＲ２を越えているからである。
【００６２】３７５ｍｓのＴＡＲＰに対応するブロック
エクシットレートは６００００÷３７５＝１６０ｂｐｍ
であり、１６０ｂｐｍのブロックエントリレートに等し
い。こうしてペースメーカは、内因性の心房レートがｔ
３で１６０ｂｐｍのブロックエクシットレート以下に低
下する時（すなわち相い続くＰ波の間の間隔が４７５ｍ
ｓを越える時）、２：１ブロック応答モードから出る。
その結果としてペースメーカ１０（図１）は、内因性の
心房レートがＭＴＲ以下の安全レベルにあると直ちに
２：１ブロック応答モードから出る（なぜならばＭＴＲ
がブロックエクシットレートに等しいからである）。注
記すべきこととして、実際の応用にあたっては、ブロッ
クエントリレートとブロックエクシットレートとの間に
本発明の思想から逸脱しないわずかな変更が行われ得
る。
【００６３】こうしてブロックエントリレートとブロッ
クエクシットレートとが等しいので、本発明のペースメ
ーカ１０（図１）は２：１ブロック応答モードへのエン
トリ応答してそれからのエクシットの比較的一致したレ
ートを有し、２：１ブロック応答モードに結び付く患者
の不快感を最小化し、また健康な心臓の生理学的挙動を
エミュレートする。本発明のペースメーカ１０（図１）
は、ＭＴＲを越える高い心房レートに応答する必要があ
る間のみ２：１ブロック応答モードにとどまる。
【００６４】図５に示されているように、本発明による
図１の制御システム３０に対する制御プログラムを表す
論理フローダイアグラムが説明される。この制御プログ
ラムはペースメーカ１０（図１）にエントリ応答してエ
クシットの比較的一致したレートで２：１ブロック応答
モードに入り、またそれから出る能力を連続的に与える
ループのなかで実行される。好ましくは、制御プログラ
ムの１つの完全なループが単一の心臓サイクルを追従す
る。制御プログラムがステップ１００で開始した後、制
御システム３０（図１）はペースメーカ１０（図１）が
電極１８（図１）を通じて心臓１２（図１）の心房（図
示せず）からＰ波信号を取得するのを許す。ステップ１
０２で、制御システム３０（図１）は心房増幅器２６
（図１）にＰ波信号を増幅させ、また次いで信号線３２
（図１）を通じて増幅されたＰ波信号を受信する。また
ステップ１０２で、制御システム３０（図１）は上記の
ように内因性の心房レートを決定する。
【００６５】検査ステップ１０４で、制御システム３０
（図１）は、内因性の心房レートがＴＲ２よりも大きい
かそれに等しいかどうかを決定する。もし内因性の心房
レートがＴＲ２よりも大きいかそれに等しいかであれ
ば、レート応答性ＡＶＤはステップ１０６でその最小値
ＡＶＤ ｍｉｎに設定され、また２：１ブロック応答モ
ードが入れられる。このステップの結果として、ＴＡＲ
Ｐがその最小値（ＰＶＡＲＰ＋ＡＶＤ ｍｉｎ）に設定
され、また保たれる。その結果としてブロックエントリ
レートとブロックエクシトレート応答とは互いに等し
い。なぜならば、図４と結び付けて先に説明したように
内因性の心房レートがＭＴＲ（およびブロックエントリ
レート）を越える時間中、ＴＡＲＰがその最小値にとど
まるからである。制御システム３０（図１）は次いで次
回の心臓サイクルに対するステップ１００に戻ることに
よりループを完了する。
【００６６】もし検査ステップ１０４で制御システム３
０（図１）が、内因性の心房レートがＴＲ２よりも小さ
いことを決定するならば、制御システム３０（図１）は
検査ステップ１０８へ進む。検査ステップ１０８で制御
システム３０（図１）が、内因性の心房レートがＴＲ１
よりも小さいかそれに等しいかどうかを決定する。もし
内因性の心房レートがＴＲ１よりも小さくもそれに等し
くもないならば、ステップ１１０で制御システム３０
（図１）がレート応答性ＡＶＤをＡＶＤ ｍａｘとＡＶ
Ｄ ｍｉｎとの間のインクレメンタル値に等しく設定す
る。正確な値は外部プログラマ５２（図１）を使用して
開業医によりプログラムされ得る。もし検査ステップ１
０８で、内因性の心房レートがＴＲ１よりも小さいかそ
れに等しいならば、レート応答性ＡＶＤはステップ１１
２でＡＶＤ ｍａｘのその最大値に設定される。制御シ
ステム３０（図１）は次いで次回の心臓サイクルに対す
るステップ１００に戻ることによりループを完了する。
【００６７】こうして、主として心房追跡モードで作動
するべくプログラムされた植え込み可能なデュアルチャ
ンバペースメーカであって、不応周期の間に生起する心
房事象を含めて内因性の心房レートをモニターし、また
連続的にモニターされる内因性の心房レートに従ってレ
ート応答性ＡＶ遅延値を設定することにより２：１ブロ
ック応答モードへのエントリ応答してそれからのエクシ
ットの一致した心房レートを維持するペースメーカが提
供される。
【００６８】以上に説明した実施例は説明の目的で示さ
れているものであり、特許請求の範囲に示されている本
発明の範囲を限定するものではない。本発明が以上に説
明した実施例と異なる形態で実施され得ることは当業者
により理解されよう。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の原理によるデュアルチャンバペースメ
ーカのブロック図。
【図２】図１のペースメーカで使用するためのＡＶＤ値
および対応する心房レートを例示する表。
【図３】時間を横軸にとった内因性の心房レート、検出
される機能的な心房レートおよびＲＲＡＶＤのグラフで
あり、以前から知られているペースメーカの標準的な
２：１ブロック応答を表す。
【図４】時間を横軸にとった内因性の心房レート、検出
される機能的な心房レートおよびＲＲＡＶＤのグラフで
あり、本発明の原理による図１のペースメーカの２：１
ブロック応答を表す。
【図５】本発明の原理により２：１ブロック応答モード
へのエントリのレートとそれからのエクシットのレート
とを一致させるため、図１中に示されているペースメー
カの制御システムにより実行される高められた２：１ブ
ロック応答制御プログラムを表す論理フローダイアグラ
ム。
【符号の説明】
１０ ペースメーカ １２ 心臓 １４、１６ リード １８、２０ 電極 ２２ 心房パルス発生器 ２４ 心室パルス発生器 ２６ 心房検出増幅器 ２８ 心室検出増幅器 ３０ 制御システム ３２〜４２ 信号線 ４４ メモリ回路 ４６ データバス ４８ テレメトリ回路 ５０ 指令／データバス ５２ 外部プログラミング装置 ５４ 通信リンク
【手続補正書】
【提出日】平成８年５月１５日
【手続補正３】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】図２
【補正方法】変更
【補正内容】
【図２】図１のペースメーカで使用するためのＡＶＤ値
および対応する心房レートを例示する図表。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ロイ ビー メドリン アメリカ合衆国 91304 カリフオルニア ウエストヒルズ ロンデリウスストリー ト 22117

Claims (19)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 心臓の心房チャンバのなかで内因性の心
    房レートを検出するための心房検出手段と、心臓の心房
    および心室チャンバに供給するために整調パルスを発生
    するためのパルス発生手段と、心房を追跡し、また内因
    性の心房レートがブロックエントリレートを越える時に
    ２：１ブロック応答で心室内で整調するため、また内因
    性の心房レートが実質的にブロックエントリレートに等
    しいブロックエクシットレート以下に低下する時に２：
    １ブロック応答を終了するため、心房検出手段およびパ
    ルス発生手段に接続されている制御手段とを含んでいる
    ことを特徴とする植え込み可能なペースメーカ。
  2. 【請求項２】 パルス発生手段が第１のしきいレートよ
    りも小さくなく、また第２のしきいレートよりも大きく
    ないレートで心室に供給するための整調パルスを発生
    し、制御手段が、プログラム可能な第１の不応周期およ
    び第２の不応周期の和から成る全不応周期を定めるため
    の手段と、心房検出手段に、各心臓サイクルの全不応周
    期の間に生起する心房事象を含めて、各心臓サイクルの
    すべての心房事象を検出させることにより内因性の心房
    レートを決定するための手段と、内因性の心房レートが
    第１のしきいレートよりも小さくまたはそれに等しい時
    に、最大の全不応周期に相当する最大値に第２の不応周
    期を設定するための手段と、内因性の心房レートが第２
    のしきいレートよりも大きくまたはそれに等しい時に、
    最小の全不応周期に相当する最小値に第２の不応周期を
    設定するための手段と、内因性の心房レートが第１のし
    きいレートよりも大きくかつ第２のしきいレートよりも
    小さい時に、少なくとも１つの中間的な全不応周期に相
    当する少なくとも１つの中間値に第２の不応周期を設定
    するための手段とを含んでいることを特徴とする請求項
    １記載のペースメーカ。
  3. 【請求項３】 最小の全不応周期に逆比例するようにブ
    ロックエントリレートおよびブロックエクシットレート
    を定めるための手段を含んでいることを特徴とする請求
    項２記載のペースメーカ。
  4. 【請求項４】 制御手段が、各心臓サイクルの全不応周
    期の外側で生起する心房事象をカウントすることにより
    検出された機能的心房レートを決定するための手段と、
    パルス発生手段に各心臓サイクルの検出される機能的心
    房レートに等しい心室整調レートで心室チャンバのなか
    で整調パルスを発生させるための手段とを含んでいるこ
    とを特徴とする請求項２記載のペースメーカ。
  5. 【請求項５】 制御手段が、少なくとも１つの心房事象
    が最小の全不応周期の間に生起する時に、検出される機
    能的心房レートが内因性の心房レートの１／２である
    ２：１ブロック応答モードを開始するための手段と、心
    房事象が最小の全不応周期の間に生起しない時に２：１
    ブロック応答モードを終了するための手段とを含んでい
    ることを特徴とする請求項４記載のペースメーカ。
  6. 【請求項６】 心臓の心房チャンバのなかで内因性の心
    房レートを検出するための心房検出手段と、心臓の心房
    および心室チャンバに供給するために整調パルスを発生
    するためのパルス発生手段と、少なくともベースレート
    に等しく、またたかだか最大追跡レート（ＭＴＲ）に等
    しいレートで心室チャンバが整調されるように心室チャ
    ンバを整調するため、心房検出手段およびパルス発生手
    段に接続されている制御手段とを含んでおり、制御手段
    が、プログラム可能なポスト心室心房不応周期（ＰＶＡ
    ＲＰ）およびレート応答ＡＶ遅延（ＲＲＡＶＤ）の和か
    ら成るプログラム可能な全心房不応周期（ＴＡＲＰ）を
    定めるための手段と、心房検出手段に、各心臓サイクル
    のＴＡＲＰの間に生起する心房事象を含めて、各心臓サ
    イクルのすべての心房事象を検出させることにより、内
    因性の心房レートを決定するための手段と、内因性の心
    房レートがベースレートよりも小さいかそれに等しい時
    に、最大ＴＡＲＰに相当する最大値にＲＲＡＶＤを設定
    するための手段と、内因性の心房レートが第２のしきい
    レートよりも大きいかそれに等しい時に、最小ＴＡＲＰ
    に相当する最小値にＲＲＡＶＤを設定するための手段
    と、内因性の心房レートがベースレートよりも大きく、
    かつ第２のしきいレートよりも小さい時に、中間的なＴ
    ＡＲＰに相当する少なくとも１つの中間値にＲＲＡＶＤ
    を設定するための手段とを含んでいることを特徴とする
    植え込み可能なペースメーカ。
  7. 【請求項７】 最小ＴＡＲＰが、２：１ブロック応答が
    開始されるブロックエントリレートに逆比例しており、
    また２：１ブロック応答が終了されるブロックエクシッ
    トレートにも逆比例していることを特徴とする請求項６
    記載のペースメーカ。
  8. 【請求項８】 制御手段が、各心臓サイクルの全不応周
    期の外側で生起する心房事象をカウントすることにより
    検出される機能的心房レートを決定するための手段と、
    パルス発生手段に各心臓サイクルの検出される機能的心
    房レートに等しい心室整調レートで心室チャンバのなか
    で整調パルスを発生させるための手段とを含んでいるこ
    とを特徴とする請求項６記載のペースメーカ。
  9. 【請求項９】 制御手段が、少なくとも１つの心房事象
    が最小の全不応周期の間に生起する時に、検出される機
    能的心房レートが内因性の心房レートの１／２である
    ２：１ブロック応答モードを開始するための手段と、心
    房事象が最小の全不応周期の間に生起しない時に２：１
    ブロック応答モードを終了するための手段とを含んでい
    ることを特徴とする請求項８記載のペースメーカ。
  10. 【請求項１０】 第１の不応周期および第２の不応周期
    の和から成るプログラム可能な全心房不応周期を定める
    ための手段と、心臓の心房チャンバのなかの内因性の心
    房レートを検出するための心房検出手段であって、全不
    応周期の間の心房事象を検出するための手段を含んでい
    る心房検出手段と、心房および心室チャンバに供給する
    ために整調パルスを発生するためのパルス発生手段と、
    内因性の心房レートがブロックエントリレートを越える
    時に２：１ブロック応答を開始するための第１のトリガ
    ー手段と、内因性の心房レートがブロックエントリレー
    トに実質的に等しい時に２：１ブロック応答を終了する
    ための第２のトリガー手段とを含んでいることを特徴と
    する植え込み可能なペースメーカ。
  11. 【請求項１１】 心室チャンバが第１の少なくとも第１
    のしきいレートに等しく、かつたかだか上側しきいレー
    トに等しいレートで整調されており、ペースメーカが、
    内因性の心房レートが第１のしきいレートよりも小さい
    かそれに等しい時を決定するため、内因性の心房レート
    が第２のしきいレートよりも大きいかそれに等しい時を
    決定するため、また内因性の心房レートが第１のしきい
    レートよりも大きくかつ第２のしきいレートよりも小さ
    い時を決定するためのモニタリング手段と、内因性の心
    房レートが第１のしきいレートよりも小さいかそれに等
    しい時に第２の不応周期を最大値に設定するため、内因
    性の心房レートが第２のしきいレートよりも大きいかそ
    れに等しい時に第２の不応周期を最小値に設定するた
    め、また内因性の心房レートが第１のしきいレートより
    も大きくかつ第２のしきいレートよりも小さい時に第２
    の不応周期を少なくとも１つの中間的な値に設定するた
    め、モニタリング手段に応答する選択手段とを含んでお
    り、それによって、第２の不応周期が最小値に設定され
    ている時には、全不応周期が最小の全不応周期に設定さ
    れており、第２の不応周期が少なくとも１つの中間的な
    値に設定されている時には、全不応周期が少なくとも１
    つの中間的な全不応周期に設定されており、第２の不応
    周期が最大値に設定されている時には、全不応周期が最
    大の全不応周期に設定されていることを特徴とする請求
    項１０記載のペースメーカ。
  12. 【請求項１２】 最小の全不応周期がブロックエントリ
    およびエクシットレートに逆比例していることを特徴と
    する請求項１１記載のペースメーカ。
  13. 【請求項１３】 各心臓サイクルの全不応周期の外側で
    生起する心房事象をカウントすることにより検出される
    機能的心房レートを決定するための手段と、パルス発生
    手段に各心臓サイクルの検出される機能的心房レートに
    等しい心室整調レートで心室チャンバのなかで整調パル
    スを発生させるための第３のトリガー手段とを含んでい
    ることを特徴とする請求項１１記載のペースメーカ。
  14. 【請求項１４】 少なくとも１つの心房事象が最小不応
    周期の間に生起する時に、検出される機能的心房レート
    が内因性の心房レートの１／２である２：１ブロック応
    答モードを開始するための手段と、心房事象が最小不応
    周期の間に生起しない時に、検出される機能的心房レー
    トが内因性の心房レートの１／２である２：１ブロック
    応答モードを終了するための手段とを含んでいることを
    特徴とする請求項１３記載のペースメーカ。
  15. 【請求項１５】 ２：１ブロック上側レート応答を用意
    するため、２：１ブロック応答モードが開始されるブロ
    ックエントリレートを定めるための手段と、２：１ブロ
    ック応答モードが終了されるブロックエクシットレート
    を定めるための手段とを含んでおり、ブロックエントリ
    レートがブロックエクシットレートに実質的に等しいこ
    とを特徴とする植え込み可能なペースメーカ。
  16. 【請求項１６】 ペースメーカをそれぞれ心臓の心房チ
    ャンバ応答して心室チャンバに結合するステップと、第
    １の不応周期および第２の不応周期の和から成るプログ
    ラム可能な全不応周期を定めるステップと、全不応周期
    の間の心房事象の検出を含めて、心臓の心房チャンバの
    なかの内因性の心房レートを検出するステップと、内因
    性の心房レートが第１のしきいレートよりも小さいかそ
    れに等しい時、内因性の心房レートが第２のしきいレー
    トよりも大きいかそれに等しい時、および内因性の心房
    レートが第１のしきいレートよりも大きく、かつ第２の
    しきいレートよりも小さい時を決定するステップと、内
    因性の心房レートが第１のしきいレートよりも小さいか
    それに等しい時に第２の不応周期に対する最大値を選択
    し、内因性の心房レートが第２のしきいレートよりも大
    きいかそれに等しい時に第２の不応周期に対する最小値
    を選択し、また内因性の心房レートが第１のしきいレー
    トよりも大きく、かつ第２のしきいレートよりも小さい
    時に第２の不応周期に対する少なくとも１つの中間的な
    値を選択するステップとを含んでおり、それによって、
    第２の不応周期が最小値に設定されている時には全不応
    周期が最小の全不応周期に等しく、第２の不応周期が少
    なくとも１つの中間的な値に設定されている時には全不
    応周期が少なくとも１つの中間的な全不応周期に等し
    く、また第２の不応周期が最大値に設定されている時に
    は全不応周期が最大の全不応周期に等しいことを特徴と
    する植え込み可能なペースメーカの作動方法。
  17. 【請求項１７】 最小の全不応周期が２：１ブロック応
    答モードのエントリおよびエクシットが行われるブロッ
    クエントリおよびエクシットレートを定め、最小の全不
    応周期がブロックエントリおよびエクシットレートに逆
    比例していることを特徴とする請求項１６記載の方法。
  18. 【請求項１８】 各心臓サイクルの全不応周期の外側で
    生起する心房事象のみをカウントすることにより検出さ
    れる機能的な心房レートを決定するステップと、各心臓
    サイクルの検出される機能的な心房レートに等しい心室
    整調レートで心室チャンバのなかで整調パルスを発生す
    るステップとを含んでいることを特徴とする請求項１６
    記載の方法。
  19. 【請求項１９】 少なくとも１つの心房事象が最小不応
    周期の間に生起する時に、検出される機能的心房レート
    が内因性の心房レートの１／２である２：１ブロック応
    答モードを開始するステップと、心房事象が最小不応周
    期の間に生起しない時に、検出される機能的心房レート
    が内因性の心房レートの１／２である２：１ブロック応
    答モードを終了するステップとを含んでいることを特徴
    とする請求項１８記載の方法。
JP8042057A 1995-02-07 1996-02-05 植え込み可能なペースメーカ Pending JPH08294538A (ja)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US08/385023 1995-02-07
US08/385,023 US5601613A (en) 1995-02-07 1995-02-07 Method and apparatus for providing enhanced 2:1 block response with rate-responsive AV delay in a pacemaker

Publications (1)

Publication Number Publication Date
JPH08294538A true JPH08294538A (ja) 1996-11-12

Family

ID=23519723

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP8042057A Pending JPH08294538A (ja) 1995-02-07 1996-02-05 植え込み可能なペースメーカ

Country Status (3)

Country Link
US (1) US5601613A (ja)
EP (1) EP0726082A3 (ja)
JP (1) JPH08294538A (ja)

Families Citing this family (35)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
SE9404375D0 (sv) * 1994-12-15 1994-12-15 Pacesetter Ab Hjärtstimulator som kan detektera förmakstakykardi
FR2756187B1 (fr) * 1996-11-22 1999-01-29 Ela Medical Sa Dispositif medical implantable actif, notamment stimulateur cardiaque, defibrillateur et/ou cardioverteur, pourvu d'une fonction de stimulation double chambre et d'un mode de repli
US6415180B1 (en) 1997-04-04 2002-07-02 Cardiac Pacemakers, Inc. Device and method for ventricular tracking and pacing
DE19827807B4 (de) 1998-06-16 2005-04-21 Biotronik Meß- und Therapiegeräte GmbH & Co. Ingenieurbüro Berlin Zweikammerschrittmacher
DE19859652B4 (de) * 1998-12-15 2006-02-16 Biotronik Meß- und Therapiegeräte GmbH & Co. Ingenieurbüro Berlin Zweikammer-Herzschrittmacher
US6311088B1 (en) * 1999-04-13 2001-10-30 Medtronic, Inc. Dual-chamber pacemaker with optimized PVARP following event that may disrupt AV synchrony
US6516225B1 (en) 1999-12-28 2003-02-04 Pacesetter, Inc. System and method for distinguishing electrical events originating in the atria from far-field electrical events originating in the ventricles as detected by an implantable medical device
DE60020514T2 (de) 1999-12-28 2006-05-04 Pacesetter, Inc., Sylmar Verfahren zur Unterscheidung von im Herzen erfassten elektrischen Ereignissen und entsprechendes System
US6829504B1 (en) 2000-09-14 2004-12-07 Cardiac Pacemakers, Inc. System and method for preventing recurrence of atrial tachyarrhythmia
US6731980B1 (en) 2001-10-29 2004-05-04 Pacesetter, Inc. System and method for automatically setting a pre-ventricular atrial blanking period
US6904316B2 (en) 2001-11-06 2005-06-07 Cardiac Pacemakers, Inc. Cardiac rhythm management system with maximum tracking rate (MTR) hysteresis
US7231249B2 (en) * 2003-07-24 2007-06-12 Mirowski Family Ventures, L.L.C. Methods, apparatus, and systems for multiple stimulation from a single stimulator
US20050055057A1 (en) 2003-09-05 2005-03-10 Mirowski Famliy Ventures, L.L.C. Method and apparatus for providing ipselateral therapy
US20050055058A1 (en) 2003-09-08 2005-03-10 Mower Morton M. Method and apparatus for intrachamber resynchronization
US7273476B2 (en) * 2004-09-13 2007-09-25 The Procter & Gamble Company Diaper with elasticated topsheet
US8165674B2 (en) 2005-03-02 2012-04-24 Backbeat Medical, Inc. Methods and apparatus to increase secretion of endogenous naturetic hormones
US8332030B2 (en) * 2005-04-27 2012-12-11 Medtronic, Inc. Device and method for providing atrial-synchronized ventricular pacing with selective atrial tracking
US7580740B2 (en) 2005-05-11 2009-08-25 Cardiac Pacemakers, Inc. Atrial tachyarrhythmia detection using selected atrial intervals
US7599738B2 (en) * 2005-05-17 2009-10-06 Cardiac Pacemakers, Inc. Synchronized ventricular pacing to promote atrial sensing
US7869874B2 (en) * 2006-09-25 2011-01-11 G&L Consulting, Llc Methods and apparatus to stimulate heart atria
US8103343B2 (en) 2007-05-03 2012-01-24 Cardiac Pacemakers, Inc. Automatic modulation of pacing timing intervals using beat to beat measures
US7904156B2 (en) * 2007-08-20 2011-03-08 Cardiac Pacemakers, Inc. Modulation of AV delay to control ventricular interval variability
US7957802B2 (en) * 2007-08-20 2011-06-07 Cardiac Pacemakers, Inc. Method, apparatus, and system to optimize cardiac preload based on measured pulmonary artery pressure
US20090076562A1 (en) * 2007-09-17 2009-03-19 Pacesetter, Inc. System and method for adjusting av/pv delay
US7941218B2 (en) * 2008-03-13 2011-05-10 Medtronic, Inc. Apparatus and methods of optimizing atrioventricular pacing delay intervals
US20090234413A1 (en) * 2008-03-13 2009-09-17 Sambelashvili Aleksandre T Apparatus and methods of adjusting atrioventricular pacing delay intervals in a rate adaptive pacemaker
US8340763B2 (en) 2008-09-08 2012-12-25 Backbeat Medical, Inc. Methods and apparatus to stimulate heart atria
US8805497B2 (en) * 2008-10-06 2014-08-12 Cardiac Pacemakers, Inc. Titrated intermittent pacing therapy
US9008769B2 (en) 2012-12-21 2015-04-14 Backbeat Medical, Inc. Methods and systems for lowering blood pressure through reduction of ventricle filling
US9433792B2 (en) 2013-05-21 2016-09-06 Pacesetter, Inc. System and method for evaluating diastolic function based on cardiogenic impedance using an implantable medical device
US9370662B2 (en) 2013-12-19 2016-06-21 Backbeat Medical, Inc. Methods and systems for controlling blood pressure by controlling atrial pressure
US10004906B2 (en) 2015-07-16 2018-06-26 Medtronic, Inc. Confirming sensed atrial events for pacing during resynchronization therapy in a cardiac medical device and medical device system
US10342982B2 (en) 2015-09-11 2019-07-09 Backbeat Medical, Inc. Methods and systems for treating cardiac malfunction
US10485658B2 (en) 2016-04-22 2019-11-26 Backbeat Medical, Inc. Methods and systems for controlling blood pressure
US10694967B2 (en) 2017-10-18 2020-06-30 Medtronic, Inc. State-based atrial event detection

Family Cites Families (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4485818A (en) 1980-11-14 1984-12-04 Cordis Corporation Multi-mode microprocessor-based programmable cardiac pacer
US4452248A (en) * 1981-10-13 1984-06-05 Keller Jr J Walter Bidirectional pacemaker
US4429697A (en) * 1982-04-12 1984-02-07 Telectronics Pty. Ltd. Dual chamber heart pacer with improved ventricular rate control
US4554921A (en) * 1983-02-11 1985-11-26 Vitafin N.V. Dual chamber pacemaker with automatic high rate limit mode determination
US4686988A (en) 1984-10-19 1987-08-18 Sholder Jason A Pacemaker system and method for measuring and monitoring cardiac activity and for determining and maintaining capture
US4624260A (en) 1985-05-07 1986-11-25 Intermedics, Inc. Pacemaker with conditional atrial tracking capability
US4940052A (en) 1989-01-25 1990-07-10 Siemens-Pacesetter, Inc. Microprocessor controlled rate-responsive pacemaker having automatic rate response threshold adjustment
US4944298A (en) 1989-05-23 1990-07-31 Siemens-Pacesetter, Inc. Atrial rate based programmable pacemaker with automatic mode switching means
US5103820A (en) * 1990-08-14 1992-04-14 Medtronic, Inc. VDD pacemaker with selectable post-ventricular atrial refractory periods
FR2669828B1 (fr) * 1990-11-30 1993-02-12 Ela Medical Sa Procede de commande d'un stimulateur cardiaque double chambre.
US5231985A (en) * 1991-01-31 1993-08-03 Medtronic, Inc. Dual chamber rate responsive pacer
US5269299A (en) * 1991-08-05 1993-12-14 Siemens Pacesetter, Inc. System and method for preventing atrial competition during sensor-driven operation of a dual-chamber pacemaker
US5247930A (en) * 1992-02-04 1993-09-28 Vitatron Medical, B.V. Dual chamber pacing system with dynamic physiological tracking and method of timing delivered stimulus for optimized synchronous pacing
SE9202825D0 (sv) * 1992-09-30 1992-09-30 Siemens Elema Ab Hjaertstimulator

Also Published As

Publication number Publication date
EP0726082A2 (en) 1996-08-14
US5601613A (en) 1997-02-11
EP0726082A3 (en) 1999-03-17

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JPH08294538A (ja) 植え込み可能なペースメーカ
US5340361A (en) Implantable pacemaker having adaptive AV interval adoptively shortened to assure ventricular pacing
US5814077A (en) Pacemaker and method of operating same that provides functional atrial cardiac pacing with ventricular support
US5423869A (en) Multi-sensor rate-responsive pacemaker and method of operating same
US5741308A (en) Dual-chamber implantable pacemaker and method of operating same for automatically setting the pacemaker's AV interval as a function of a natural measured conduction time
US7215997B2 (en) Dynamic device therapy control for treating post myocardial infarction patients
US6501988B2 (en) Apparatus and method for ventricular rate regularization with biventricular sensing
JP2821028B2 (ja) 心臓ペースメーカのための洞優先の方法及び装置
JP3187058B2 (ja) Ａｖ逸脱期間の自動調節を行うようにした心筋症治療のためのデュアル・チャンバ・ペーシング・システム
US6081747A (en) Dual-chamber implantable pacemaker having negative AV/PV hysteresis and ectopic discrimination
US5540725A (en) Upper rate response for implantable pacemaker based on atrial lock interval pacing
US6456878B1 (en) Cardiac pacing system delivering multi-site pacing in a predetermined sequence triggered by a sense event
US5086774A (en) System and method for automatically compensating for latency conduction time in a programmable pacemaker
US5269299A (en) System and method for preventing atrial competition during sensor-driven operation of a dual-chamber pacemaker
US8929983B2 (en) Reverse hysteresis and mode switching for intermittent pacing therapy
US5968081A (en) System and method for providing improved fallback response in a dual-chamber cardiac pacemaker
EP0598615A2 (en) System and method for preventing atrial competition during sensor-driven operation of a dual-chamber pacemaker
JPH067458A (ja) 二室モードでヒステリシス機能を有する植込形ペースメーカ
US6311088B1 (en) Dual-chamber pacemaker with optimized PVARP following event that may disrupt AV synchrony
JP4347699B2 (ja) 適応的な不整脈検出ウィンドウを有するペースメーカ
EP0701462A1 (en) Pacer responsive to atrial tachycardia and pacemaker-mediated tachycardia
EP0598616A2 (en) System and method for preventing atrial competition during sensor-driven operation of a dual-chamber pacemaker
WO1999010042A1 (en) Dual chamber implantable pacemaker having negative av/pv hysteresis and ectopic discrimination
EP1078651B1 (en) Implantable pacemaker and method of detecting a pacemaker mediated tachycardia