JPH09122251A

JPH09122251A - 植え込み可能なペースメーカ、その作動および制御方法

Info

Publication number: JPH09122251A
Application number: JP8285847A
Authority: JP
Inventors: Michael E Leckrone; イーレクローンマイケル
Original assignee: Pacesetter Inc
Current assignee: Pacesetter Inc
Priority date: 1995-10-12
Filing date: 1996-10-09
Publication date: 1997-05-13
Also published as: EP0770408A2; EP0770408B1; DE69631727T2; DE69631727D1; EP0770408A3; US5713934A

Abstract

(57)【要約】（修正有）【課題】心臓の応答がペースメーカにより発生された
刺激により喚起されたか否か等を検出するため、また被
喚起または自発性の心臓活動が検出される場合にはバッ
クアップのための刺激パルスの発生を防止する。【解決手段】第１の心臓刺激パルスを発生し、これに
応答して、被喚起応答検出時間周期を開始し、そのパル
スの発生に応答して、被喚起応答検出時間周期よりも長
い不応時間周期を開始し、被喚起応答検出時間周期の間
に被喚起応答が生起するか否かを検出する。被喚起応答
検出時間周期の間に被喚起応答が生起しない場合には不
応時間周期を終了し、自発性応答が不応時間周期の終了
に続いて生起するか否かを検出し、また自発性応答が不
応時間周期の終了に続いて生起しない時にのみバックア
ップのためのパルスを発生する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は植え込み可能なペー
スメーカに関し、また一層詳細には、捕獲を達成するべ
く第１の刺激パルスの失敗に続いて自発的または自然に
生起する心臓収縮中に、すなわちそれと同時に、バック
アップのための（第２の）刺激パルスが発せられるのを
防止する自動捕獲モードで作動するペースメーカに関す
る。

【０００２】

【従来の技術】電子式ペースメーカは典型的には患者の
身体内部に植え込まれ、心臓の選択されたチャンバ、す
なわち心房および／または心室に制御されたレートで電
気的刺激パルスを与える医学装置である。このような刺
激パルスは心臓の筋肉組織（心筋組織）を脱分極かつ収
縮させ、それにより心臓を制御されたレートで拍動させ
る。

【０００３】たいていのペースメーカは、デマンド作動
モードで作動するように、すなわち心臓がその固有の拍
動に失敗する時にのみ刺激パルスを発生しかつ心臓に供
給するように、プログラムされる。この目的で、ペース
メーカは心臓活動、すなわち心拍を検出し、またもし心
拍が予め定められたレートで生起しないならば、心臓を
拍動させるために、刺激パルスが電子式ペースメーカに
より発生され、また適切な心臓チャンバ、心房もしくは
心室に供給される。

【０００４】デマンド作動モードで作動している時、ペ
ースメーカは正規または自然心拍の間の時間周期よりも
少し長い一般に“逸走間隔”と呼ばれる（ペースメーカ
の作動モードに関係して“心房逸走間隔”または“心室
逸走間隔”とも呼ばれる）時間周期を画定する。割り当
てられた時間周期においてこのような“自然”、“洞結
節性”または“自発性”（刺激されない、または整調さ
れない）心拍が検出されると、逸走間隔はリセットさ
れ、新しい逸走間隔が開始される。刺激（または整調）
パルスはこの新しい逸走間隔の終了時に自然の心拍が逸
走間隔の間に再び検出さないかぎり、発生される。こう
して、刺激パルスが“オン‐デマンド”で、すなわち心
臓レートを逸走間隔によりセットされたレート以下に決
して低下しないレートに維持するために必要とされる時
にのみ発生される。

【０００５】心臓レートは心筋組織の脱分極または収縮
と明らかに同時の電気的信号を検査することによりモニ
タされる。心房筋肉組織の収縮はＰ波の発生により明ら
かであり、また心室筋肉組織の収縮はＲ波（時には“Ｑ
ＲＳ複合波”と呼ばれる）の発生により明らかである。
Ｒ波（またはＱＲＳ複合波）により続けられるＰ波を表
わす電気信号のシーケンスは、心臓の内側に植え込まれ
たまたは心臓上の検出リード、たとえばペースメーカリ
ードを使用することにより、または患者の皮膚に取付け
られた外部電極を使用することにより、心臓の内側から
または心臓上で直接に検出され得る。電気信号のこのシ
ーケンスはエレクトログラフ表示またはエレクトログラ
フ信号としてグラフ表示される。また電気信号のこのシ
ーケンスは典型的には、心臓の内側または上で検出され
る時には電位記録図（ＥＧＭ）と呼ばれ、また皮膚電極
を使用して検出される時には心電図（ＥＫＧ）と呼ばれ
る。

【０００６】すべての最近の植え込み可能なペースメー
カはプログラム可能である。すなわち、ペースメーカの
基本逸走間隔（心房および／または心室も、Ｐ波および
／またはＲ波）を検出するべくペースメーカ中に使用さ
れる検出回路の感度（しきい）も、ペースメーカの種々
の他の作動パラメータも、特定の患者のニーズに最もよ
く適するように、植え込みの時点でまたはその後にプロ
グラム可能に設定される。こうしてペースメーカは所望
の性能を得るべくプログラムされる。

【０００７】電子式ペースメーカで一般にプログラム可
能である２つの時間周期または間隔は心房不応周期（Ａ
ＲＥＦ）または心室不応周期（ＶＲＥＦ）である。ＡＲ
ＥＦおよびＶＲＥＦは心房刺激パルス（Ａパルス）また
は心室刺激パルス（Ｖパルス）に応答して開始される。
ＡＲＥＦおよびＶＲＥＦは心臓の自然不応周期（すなわ
ち心臓組織が心房もしくは心室の以前の収縮から回復し
ており、また心臓が再び収縮し得ない時間）に等しいま
たはそれよりも大きいように選定またはプログラムされ
た時間周期である。ＡＲＥＦおよびＶＲＥＦの間は、電
子式ペースメーカにより検出される任意の心臓活動はノ
イズまたは以前の心臓収縮の結果として残留する電気信
号であると推定されており、従ってまたペースメーカの
論理回路により無視される。ＡＲＥＦまたはＶＲＥＦの
目的はＡパルスまたはＶパルスの発生にすぐ続く自発性
Ｐ波またはＲ波の誤検出を防止することである。ＡＲＥ
ＦまたはＶＲＥＦの間の任意の検出される心臓活動は、
内因性または自発性のＰ波またはＲ波が生起したことを
心臓ペースメーカに信号を発するのに使用されるべきで
はない。電子式ペースメーカ内の論理回路がＡＲＥＦお
よびＶＲＥＦの間に検出される信号活動を無視すること
により、内因性または自発性の心臓活動は通常、刺激パ
ルスの電気的影響およびその喚起された応答が消滅し終
わるまで、有効に検出され得ない。

【０００８】上記のようなペースメーカの作動は、ペー
スメーカにより発生される刺激パルスが捕獲をなし遂げ
ることを仮定している。ここに使用されている用語“捕
獲”とは、ペースメーカにより発生される所与の刺激パ
ルスが心筋の脱分極を生じさせる、すなわち心臓の筋肉
を収縮させる、または心臓を“拍動”させる能力を指し
ている。心室刺激パルス（Ｖパルス）の場合には、捕獲
は被喚起心室応答（喚起されたＲ波）により明らかであ
る。同様に、心房刺激パルス（Ａパルス）の場合には、
捕獲は被喚起心房応答（喚起されたＰ波）により明らか
である。心臓を捕獲しない刺激パルスはこうして、あた
かも発生されなかったかのように、心臓を応答させなか
った刺激パルス、すなわち拍動または収縮させなかった
刺激パルスである。このような非捕獲刺激パルスは無駄
にされたエネルギー（ペースメーカの制限されたエネル
ギー源（電池）から取り出されたエネルギー）を表わす
だけでなく、さらに悪いことに、もしペースメーカの論
理回路がペースメーカにより発生された各刺激パルスが
心臓を捕獲すると予想するならば、非捕獲刺激パルスは
論理回路に刺激パルスが捕獲を達成したという誤った仮
定をさせる。こうして、もし刺激パルスが心臓を捕獲し
ないならば、ペースメーカの論理回路はこの誤った仮定
に基づいてペースメーカの作動を制御し、またこうして
不適切な仕方でペースメーカを制御し得る。ペースメー
カのこのような不適切な制御は心臓の危険な不整脈など
を惹起し得る。こうして、所与の刺激パルスが捕獲をな
し遂げたか否かを決定する方策に対する臨界的なニーズ
が存在する。

【０００９】所与の刺激パルスが捕獲をなし遂げるか否
かに影響する多くの因子が存在するが、基本的な因子は
刺激パルスのエネルギーである。刺激パルスのエネルギ
ーはペースメーカにより発生される心房または心室刺激
パルスの振幅およびパルス幅により決定される。有利な
ことに、プログラム可能なペースメーカでは、刺激パル
スの振幅およびパルス幅の双方は典型的には、ペースメ
ーカにプログラムされ得るパラメータ、またはペースメ
ーカによりプログラム可能に制御されるパラメータであ
る。

【００１０】捕獲がなし遂げられたかどうかを決定する
のに使用される一般的な技術は、刺激パルスにすぐ続く
“被喚起応答”（ＥＲ）を捜すことである。被喚起応答
は心臓への刺激パルスの供給に起因する物理的および電
気的応答である。捕獲が生起する時、被喚起応答は与え
られた刺激パルスに応答してのそれぞれの心房および心
室組織の収縮を示す心臓内Ｐ波またはＲ波において明ら
かである。たとえば、もし刺激パルスが心室に与えられ
るならば（ここでは心室刺激パルスまたはＶパルスと呼
ばれる）、Ｖパルスの供給にすぐ続いてペースメーカの
心室検出回路により検出される任意の応答が心室の捕獲
を明示する被喚起心室応答（被喚起Ｒ波とも呼ばれる）
であると仮定される。同様に、もし刺激パルスが心房に
与えられるならば（ここでは心房刺激パルスまたはＡパ
ルスと呼ばれる）、Ａパルスの供給にすぐ続いてペース
メーカの心房検出回路により検出される任意の応答が心
房の捕獲を明示する被喚起心房応答（被喚起Ｐ波とも呼
ばれる）であると仮定される。

【００１１】被喚起Ｐ波または被喚起Ｒ波がそれぞれＡ
パルスまたはＶパルスにすぐ続いて生起するか否かを検
出するため、それぞれ心房ポスト刺激応答検出窓または
心室ポスト刺激応答検出窓と呼ばれる時間周期がＡパル
スまたはＶパルスの発生に応答してペースメーカにより
開始される。心房または心室ポスト刺激応答検出窓の間
に、それぞれ心房または心室と結び付けられている電子
式ペースメーカ内の論理回路が被喚起Ｐ波または被喚起
Ｒ波に感受性を有するようになる。それぞれ心房ポスト
刺激応答検出窓または心室ポスト刺激応答検出窓が満了
した後に生起する任意の心臓活動事象は被喚起応答であ
るとみなされない。すなわち、ここで使用されている用
語“被喚起応答”はポスト刺激被喚起応答検出窓の間に
生起するＰ波またはＲ波を指している。用語“自発性ま
たは内因性応答”はポスト刺激被喚起応答検出窓の後に
生起するＰ波またはＲ波を指している。

【００１２】被喚起Ｐ波または被喚起Ｒ波を検出するこ
とにより、電子式ペースメーカは、心臓刺激パルス（Ａ
パルスまたはＶパルス）が心臓を捕獲するのに、すなわ
ち心臓のそれぞれのチャンバを収縮させるのに有効であ
ったか否かを検出することができる。被喚起応答が心房
または心室ポスト刺激応答検出窓の間にペースメーカに
より検出されない場合には、また電子式ペースメーカが
自動捕獲モードにある場合には、ペースメーカは心房ポ
スト刺激応答検出窓または心室ポスト刺激応答検出窓が
満了から若干の時間の後のバックアップのための（第２
の）刺激パルスの発生を含むバックアップのための（第
２の）応答を開始する。バックアップのための刺激パル
スは典型的には最初の心房または心室刺激パルスよりも
振幅、パルス幅または双方の大きいＡパルスまたはＶパ
ルスである。バックアップのための刺激パルスは、最初
の低振幅および／または低パルス幅の刺激パルスが心臓
を捕獲し得なかった時に、心臓を捕獲するように設計さ
れている。

【００１３】しかし、問題になることは、心房ポスト刺
激応答検出窓およびＡＲＥＦまたは心室ポスト刺激応答
検出窓およびＶＲＥＦの組み合わせが自動捕獲モードで
の電子式ペースメーカの作動に有害である環境が存在す
る。すなわち、たとえばＶパルスが発生され、心室ポス
ト刺激応答検出窓およびＶＲＥＦを開始する時、論理回
路は心室ポスト刺激応答検出窓の満了とＶＲＥＦの満了
との間の時間周期の間は検出される心臓活動に感受性を
有さない。自発性の脱分極（Ｒ波）が生起するまたは生
起し始める場合に、この感受性を有さない周期の間に、
自発性脱分極（Ｒ波）は検出されずに過ぎる。このこと
は、被喚起Ｒ波が心室ポスト刺激応答検出窓の間に検出
されず、またその結果として、バックアップＶパルスの
発生を含むバックアップ応答が開始されるという問題を
生ずる。不幸なことに、この場合に、バックアップＶパ
ルスは検出されない自発性Ｒ波の間に“盲目的に”発生
され、潜在的に心臓に危険な不整脈を生じさせる。こう
して、捕獲が達成されなかった、すなわち被喚起応答が
検出されなかった最初の刺激パルスの供給に続いて、バ
ックアップのための刺激パルスが心臓に安全に供給され
得るか否かを決定するためのシステムおよび方法が必要
とされる。

【００１４】

【発明が解決しようとする課題】本発明の課題は、心臓
の応答がペースメーカにより発生された刺激（Ａパルス
またはＶパルス）により喚起されたか否か、またはバッ
クアップのための電気的刺激パルスが電子式ペースメー
カにより発生されることを許される以前に自発性の心臓
活動（自然Ｐ波またはＲ波）が生起したか否かを検出す
るため、また被喚起または自発性の心臓活動が検出され
る場合にはバックアップのための刺激パルスの発生を防
止するためのシステムおよび方法を提供することによ
り、上記および他のニーズを有利に満足することであ
る。

【００１５】

【課題を解決するための手段】自動捕獲モードで作動す
る電子式ペースメーカにおいて使用される時に特別な利
点を有する実施態様では、本発明は、被喚起心臓活動も
しくは内因性（または自発性）心臓活動が最初の刺激パ
ルスに続いて検出される場合にはバックアップのための
刺激パルスの発生を防止する方法として特徴付けられ
る。この実施態様では、最初の刺激パルスが発生され、
またそれに応答して被喚起応答検出時間周期または窓お
よび（被喚起応答検出時間周期よりも長い）不応時間周
期が同時に開始される。次いで、被喚起応答が被喚起応
答検出時間周期の間に生起するか否かについての決定が
なされる。被喚起応答が被喚起応答検出時間周期の間に
検出されない場合には、不応時間周期は直ちに終了また
はカットオフされ、それによりその後に生起する任意の
自然（すなわち内因性または自発性）心臓応答が検出さ
れることを許す。不応時間周期のこのような“カットオ
フ”は不応時間周期を不応時間周期がさもなければ終了
する時点以前の時点で終了させる結果となる。もし自発
性応答が不応時間周期の終了（すなわち“カットオ
フ”）に続いて検出されるならば、ペースメーカはその
正常な作動の仕方で作動し続ける。自発性応答が不応時
間周期の終了（すなわち“カットオフ”）に続いて検出
されない時にのみ、バックアップのための（第２の）刺
激パルスの発生が許される。バックアップのための刺激
パルスは、自発性応答が不応時間周期の“カットオフ”
に続いて検出される時には決して発生されない。

【００１６】他の実施態様では、本発明は植え込み可能
な電子式ペースメーカとして特徴付けられ得る。電子式
ペースメーカはパルス発生器手段、第１のタイミング手
段、第２のタイミング手段、検出手段および終了手段を
使用する。作動中、パルス発生器手段は心臓整調サイク
ル中の適切な時点で第１の心臓刺激パルスを発生する。
第１のタイミング手段は第１の心臓刺激パルスに応答し
て被喚起応答検出時間周期を開始する。第２のタイミン
グ手段は同様に第１の心臓刺激パルスに応答して不応時
間周期を開始する。検出手段は被喚起応答が被喚起応答
検出時間周期の間に生起するか否かを検出し、また終了
手段は、被喚起応答が被喚起応答検出時間周期の間に生
起しなかったことを検出手段が検出すると、不応時間周
期を直ちに終了する。この仕方で不応時間周期を終了す
ることにより、その後（不応時間周期の終了後）に生起
する任意の自然心臓活動が検出され得る。それによりペ
ースメーカの継続される作動に対する“正しい”情報を
保存する。

【００１７】こうして、ペースメーカにより発生される
刺激により心臓応答が喚起されたか否か、または自発性
（すなわち被喚起ではない）心臓活動が生起したか否か
を検出することは本発明の特徴である。

【００１８】１つの実施態様で、被喚起心臓活動が被喚
起応答検出時間周期の満了前に検出される場合に、また
は自発性の心臓活動が被喚起応答検出時間周期の満了後
に検出される場合に、（たとえば自動捕獲モードで使用
される）バックアップのための刺激パルスの発生および
供給を阻止することは本発明の他の特徴である。

【００１９】別の実施態様で、自発性の心臓収縮の間は
バックアップのための刺激パルスの発生を阻止すること
は本発明の別の特徴である。

【００２０】捕獲が達成されなかったという決定がなさ
れる時には常に、ペースメーカにより発生される不応時
間周期を直ちに終了することはことは本発明の追加的な
特徴である。

【００２１】

【実施例】本発明の上記および他の特徴および利点は以
下の図面による説明から一層明らかになろう。いくつか
の図面を通じて、対応する構成要素には対応する符号が
付されている。

【００２２】本発明を実施するために現在考えられてい
る最良のモードに関する以下の説明は本発明の範囲を制
限するものではなく、単に本発明の一般的原理を説明す
る目的でなされるものである。本発明の範囲は特許請求
の範囲を参照して決定されなければならない。

【００２３】図１を参照すると、本発明の１つの実施例
である植え込み可能な電子式デュアルチャンバペースメ
ーカの機能ブロック図が示されている。電子式ペースメ
ーカ１０はそれぞれ接続点１１、１３において心臓１２
に結合されているリード１４、１６を経て心臓１２に結
合されている。リード１４は心臓１２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１２
の心室の１つと接触している電極１７を有する。リード
１４、１６は、当業者に知られているように、それぞれ
心房パルス発生器（Ａ‐ＰＧ）１８または心室パルス発
生器（Ｖ‐ＰＧ）２０から電極１５、１７へ刺激パルス
を運ぶ。さらに、同じく当業者に知られているように、
心房からの電気信号は電極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
端子に運ばれ、また心室からの電気信号は電極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の入力端子に運ばれる。ペースメーカ１
０は、植え込み可能な電子式ペースメーカの当業者に知
られているように、植え込み可能な密封されたハウジン
グ（図示せず）におさめられている。

【００２４】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。制御システム
２６はたとえば離散的なハードウェア構成要素、状態機
械形式の設計または好ましくはここに説明される機能を
実行するべくソフトウェアルーチンを設けられているマ
イクロプロセッサを使用して実現できる。マイクロプロ
セッサを使用する典型的な実現例が以下の図６、図７お
よび図８に示されている。１つの実施例では、マイクロ
プロセッサは図５に示されているステップを実行するソ
フトウェアルーチンを設けられている。典型的なソフト
ウェアルーチンは図５に示されているステップを実行す
るべく当業者により容易に作成され得る。マイクロプロ
セッサを使用する代替的な設計は米国特許第 4,940,053
号明細書に示されており、その内容を参照によりここに
組み入れるものとする。

【００２５】制御システム２６は信号線２８を経て心房
チャネル検出増幅器２２から出力信号を受信する。同様
に、制御システム２６は信号線３０を経て心室チャネル
検出増幅器２４から出力信号を受信する。信号線２８、
３０上の出力信号は、それぞれＰ波またはＲ波が電極／
リード１４、１５、１６および１７を通じて心臓内で検
出されるつど発生される。

【００２６】制御システム２６はそれぞれ信号線３２、
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も発生する。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１８
および２０により発生されるべき時にそのつど発生され
る。心房パルス発生器１８により発生される刺激パルス
は“Ａパルス”と呼ばれ、また心室パルス発生器２０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
中は、対応する増幅器、すなわちＰ‐ＡＭＰ２２または
Ｒ‐ＡＭＰ２４は典型的にはそれぞれの信号線３６また
は３８を経て制御システム２６により対応する増幅器に
与えられてい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”作用は増幅器がそれ
ぞれ対応する増幅器２２または２４の入力端子に存在す
る比較的大きいＡパルスまたはＶパルスにより飽和状態
になるのを防止する。

【００２７】刺激パルスの発生時に、制御システム２６
は２つの時間周期、すなわち被喚起応答検出時間周期お
よび不応時間周期を開始する。双方の時間周期は同時に
開始するが、不応時間周期は被喚起応答検出時間周期よ
りも長く持続するようにプログラムされている。被喚起
応答検出時間周期（Ａパルスが発生されたかＶパルスが
発生されたかに関係して、心房被喚起応答検出窓（ＡＥ
ＲＤＷ）または心室被喚起応答検出窓（ＶＥＲＤＷ）と
呼ばれる）の間、適切な増幅器２２または２４がイネー
ブルており、またＡＥＲＤＷまたはＶＥＲＤＷの間に検
出される任意の心臓活動が被喚起応答であるとみなされ
る。ＡＥＲＤＷの満了を越えて心房不応周期（ＡＲＥ
Ｆ）が延びており、またＶＥＲＤＷの満了を越えて心室
不応周期（ＶＲＥＦ）が延びている。被喚起応答検出時
間周期（ＡＥＲＤＷまたはＶＥＲＤＷ）を越えて延びて
いる不応周期（ＡＲＥＦまたはＶＲＥＦ）の一部の間、
増幅器２２、２４は、ペースメーカ刺激に続いてリード
１４、１６上に存在し得る残留電気信号（Ｐ波またはＲ
波として誤って解釈され得る）の検出を防止するよう
に、ブランキング信号により再びディスエーブルされ得
る。こうして、ブランキング信号がＡＥＲＤＷに続く時
間周期の間はＰ‐ＡＭＰ２２に、またＶＥＲＤＷに続く
時間周期の間はＲ‐ＡＭＰ２４に与えられ得る。代替的
に、また好ましくは、検出増幅器２２、２４はイネーブ
ルされた状態にとどまり得るし、また制御システム２６
は心房または心室不応周期のこの部分の間に検出される
任意の心臓活動に対して不感受性に（またはそれらを無
視するように）なり得る。

【００２８】電子式ペースメーカ１０の制御システム２
６は、後で図２を参照して一層詳細に説明するように、
被喚起Ｐ波またはＲ波がＡＥＲＤＷまたはＶＥＲＤＷの
間に生起したか否かを検出することにより、捕獲が達成
されたか否かを検出する。この捕獲決定技術の変形例は
図４を参照して後で説明される。

【００２９】さらに図１を参照すると、電子式ペースメ
ーカ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に接続されているメモリ回路４０を含んで
いる。メモリ回路４０は電子式ペースメーカ１０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るこ
と、また特定の患者のニーズに適するように電子式ペー
スメーカの作動をカストマー化するため変更されること
を許す。このようなデータは心房逸走間隔（ＡＥＩ）、
房室間隔（ＡＶＩ）、心房不応周期（ＡＲＥＦ）、心室
不応周期（ＶＲＥＦ）、心房被喚起応答検出窓（ＡＥＲ
ＤＷ）および心室被喚起応答検出窓（ＶＥＲＤＷ）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、電子式ペースメーカ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４０に記憶され得る。

【００３０】さらにテレメトリ回路４４が電子式ペース
メーカ１０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。植え込み可能な電子式ペースメーカ
１０に含まれているテレメトリ回路４４は適切な通信リ
ンク５０により外部のプログラミング装置４８（または
外部プログラマ）に選択的に接続され得る。通信リンク
５０は無線周波数（ＲＦ）通信チャネル、誘導結合リン
ク、光学的リンク、赤外線リンクなどのような任意の適
当な電磁的リンクであってよい。有利なことに、外部プ
ログラマ４８および通信リンク５０を通じて、所望の指
令およびパラメータが制御システム２６に送られ得る。
同様に、この通信リンク５０および外部プログラマ４８
を通じて、データ（データラッチのような制御システム
２６に保存されているデータまたはメモリ４０に記憶さ
れているデータ）が遠隔場所で（すなわち電子式ペース
メーカ１０を植え込まれている患者の外側から）電子式
ペースメーカ１０から受信され得る。この仕方で、非侵
襲的通信が植え込まれた電子式ペースメーカ１０と植え
込まれていない遠隔の場所との間で必要に応じて確立さ
れ得る。植え込まれたペースメーカとの間でデータを送
受信する外部プログラマの使用に関する詳細はたとえば
米国特許第 4,847,617号明細書に記載されており、その
内容を参照によりここに組み入れるものとする。

【００３１】図１中の電子式ペースメーカ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ている。心房とインタフ
ェースする電子式ペースメーカ１０の部分、たとえばリ
ード１４、Ｐ‐ＡＭＰ２２および心房パルス発生器１８
と制御システム２６の対応する部分とは一般に心房チャ
ネルと呼ばれる。同様に、心室とインタフェースする電
子式ペースメーカ１０の部分、たとえばリード１６、Ｒ
‐ＡＭＰ２４および心室パルス発生器２０と制御システ
ム２６の対応する部分とは一般に心室チャネルと呼ばれ
る。

【００３２】本発明の１つの実施例によれば、電子式ペ
ースメーカ１０はさらに、適当な接続線５４を経て制御
システム２６に接続されている１つまたはそれ以上のセ
ンサ５２を含んでいてよい。このようなセンサ５２は、
どのように速く、またはどのように遅く患者の心臓が拍
動すべきかの指示を与えるいくつかの生理学的パラメー
タを検出するのに使用される。このような情報は次いで
ペースメーカにより、心臓が好ましいレートで整調され
るようにペースメーカの整調レートを制御するのに使
用される。センサ５２はペースメーカ内に含まれている
ものとして図１中に示されているが、センサがペースメ
ーカ１０の外部に配置されていてもよく、患者の内部に
植え込まれていても患者により携行されてもよいことは
当業者により理解されよう。一般的な形式のセンサは電
子式ペースメーカ１０のケースに取付けられる圧電性結
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
活動センサに追加して使用され得る。センサが使用され
る場合、そ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付けられる
生理学的パラメータを検出し得る任意のセンサまたはセ
ンサの組み合わせが使用され得る。このようなセンサを
使用するペースメーカは、患者の生理学的ニーズを追跡
するべくペースメーカのレート（すなわち心房逸走間隔
（ＡＥＩ）および房室間隔（ＡＶＩ））を調節するの
で、一般に“レート応答性”ペースメーカと呼ばれる。

【００３３】次に図２を参照すると、植え込み可能な電
子式ペースメーカ１０（図１）によるＡパルスおよびＶ
パルスの発生に応答しての被喚起Ｐ波またはＲ波の典型
的なエレクトログラフ信号が示されている。図２には心
房被喚起応答検出窓（ＡＥＲＤＷ）、心房不応周期（Ａ
ＲＥＦ）、心室被喚起応答検出窓（ＶＥＲＤＷ）および
心室不応周期（ＶＲＥＦ）も示されている。図示されて
いるように、Ａパルス（図２中に“Ａ”を付されてい
る）は心房パルス発生器１８により発生され、また被喚
起Ｐ波がそれに応答して生起する。こうして心房捕獲が
達成される。またＡパルスの発生に応答して、心房被喚
起応答検出窓（ＡＥＲＤＷ）および心房不応周期（ＡＲ
ＥＦ）が開始される。ＡＥＲＤＷの継続時間は典型的に
は１０〜２０ｍｓ（または１００μｓという小さい値）
の範囲、たとえば１５ｍｓであり、またＡＲＥＦの継続
時間は典型的には２００〜４００ｍｓの範囲、たとえば
３００ｍｓであり、こうしてＡＥＲＤＷの満了を越えて
延びている。ＡＥＲＤＷの間、任意の心臓活動はリード
１４を通じて検出される。制御システム２６により検出
される任意の心房活動は、図２中に示されているよう
に、心房被喚起応答（被喚起Ｐ波）であるとみなされ
る。ＡＥＲＤＷに続いて、またＡＲＥＦの満了の前に、
制御システム２６は心臓活動に感受性を有していない。
心房不応周期に続いて、制御システム２６は自発性心房
収縮または内因性心房活動のような心臓活動に再び感受
性を有する。

【００３４】Ａパルスの供給に続く規定された時点で、
心室刺激パルス（Ｖパルス）が心室パルス発生器２０に
より発生され、また、図２中に示されているように、心
室被喚起応答（被喚起Ｒ波）がそれに応答して生起す
る。こうして、心室捕獲が達成される。またＶパルスの
発生に応答して、心室被喚起応答検出窓（ＶＥＲＤＷ）
および心室不応周期（ＶＲＥＦ）が開始される。ＶＥＲ
ＤＷの継続時間は典型的には１０〜５０ｍｓ（または１
５０ｍｓまで）の範囲であり、またＶＲＥＦの継続時間
は典型的には２００〜３００ｍｓの範囲であり、ＶＥＲ
ＤＷよりも長い。ＶＥＲＤＷの間、制御システム２６は
リード１６を通じて検出されるような心室活動に、また
特に図２中に示されている心室被喚起応答（Ｒ波）に感
受性を有する。ＶＥＲＤＷに続いて、またＶＲＥＦの満
了の前に、制御システム２６は心臓活動に感受性を有し
ていない。この心臓活動は心室刺激パルス（Ｖパルス）
または被喚起応答（被喚起Ｒ波）に起因する残留電気信
号であるとみなされる。心室不応周期に続いて、制御シ
ステム２６は自発性心室収縮または内因性心室活動のよ
うな心臓活動に再び感受性を有する。

【００３５】次に図３を参照すると、従来公知の仕方で
作動している植え込み可能な電子式ペースメーカに応答
して生起するであろう典型的なエレクトログラフ信号が
示されている。図２中のように、Ａパルスが被喚起Ｐ波
により続けられ、こうして心房捕獲が達成されているこ
とを明示する。しかし、図２と異なり、Ｖパルスは捕獲
を達成せず、従って被喚起Ｒ波がＶパルスにすぐに続か
ない。その代わりに、心室被喚起応答検出窓が、任意の
心臓活動がリード１６を通じて検出される前に満了す
る。被喚起Ｒ波が検出されることなしにＶＥＲＤＷが満
了する結果として、また作動の自動捕獲モードに従っ
て、ＶＥＲＤＷが満了のすぐ後のバックアップのための
Ｖパルスの発生を含めてバックアップのための心室支援
が喚起される。不幸なことに、図３中に示されているよ
うに、自発性Ｒ波がＶＥＲＤＷの満了に続く感受性を有
していない周期の間に、しかしＶＲＥＦの満了以前に、
すなわち制御システムが電気的に不応であり、またこう
して心臓活動に感受性を有していない間に生起する。制
御システムが不応であるから、自発性Ｒ波が検出されず
に過ぎ、またバックアップのためのＶパルスが検出され
ない自発性Ｒ波と近似的に同時に発生される。このこと
はエネルギーを浪費し、また不整脈を生起させ得るとい
う理由で危険であり得る。

【００３６】図４を参照すると、本発明の１つの実施例
に従って作動している植え込み可能なペースメーカに応
答して生起するであろう典型的なエレクトログラフ信号
が示されている。図４中には（図２および図３中のよう
に）Ａパルスが被喚起Ｐ波により続けられ、こうして心
房捕獲が達成されていることを明示する。Ｐ波に続いて
ＶＥＲＤＷおよびＶＲＥＦ窓を開始するＶパルスが発生
される。図３中のように、Ｖパルスは捕獲を達成せず、
従って被喚起Ｒ波がＶＥＲＤＷの満了以前に検出されな
い。従ってバックアップのための心室支援が作動の自動
捕獲モードに従って開始される。しかし図３中に示され
ているように作動するもののような公知の植え込み可能
な電子式ペースメーカシステムと異なり、図４中に示さ
れているように作動する電子式ペースメーカは、捕獲が
生起していない、すなわち被喚起Ｒ波が生起しなかった
という決定がなされる時には常に、ＶＲＥＦを終了また
は短くカットする。図４中に示されているようにＶＲＥ
Ｆの終了はＶＥＲＤＷの満了と同時に生起し得る。ＶＲ
ＥＦの終了（またはショートカット）の結果として、制
御システム２６はＶＥＲＤＷに続く感受性を有する状態
にとどまり、従ってまたそれに続く自発性Ｒ波が検出さ
れる。このような検出はバックアップのためのＶパルス
の発生以前に直ちにバックアップのための心室支援を終
了させ、それによりバックアップのためのＶパルスが自
発性Ｒ波の間に供給されることを防止する。このように
して本発明は、バックアップのための電気的刺激パルス
が、捕獲が達成されなかった、すなわち被喚起応答が検
出されなかった無効な電気的刺激パルスの供給に続い
て、心臓に安全に供給され得るか否かを決定する。

【００３７】次に図５を参照すると、電子式ペースメー
カ１０が本発明の１つの実施例を実行するときに電子式
ペースメーカ１０により通過されるステップのフローチ
ャートが示されている。オフ‐ザ‐シェルフ形式のマイ
クロプロセッサまたは応用固有の集積回路（ＡＳＩＣ）
のマイクロプロセッサで図５による方法を実現するため
のソフトウェアルーチンは当業者によりコード化され得
る。このようなマイクロプロセッサまたはＡＳＩＣは制
御システム２６またはそれと等価な制御装置を実現する
のに使用される。図５中に示されているように、ペース
メーカがそのプログラムされた作動を開始すると（ブロ
ック１０００）、マイクロプロセッサがたとえばＰ波検
出、Ａパルス発生およびＡＶ間隔（ＡＶＩ）の開始を含
む心臓治療を行うべく命令される（ブロック１００
２）。施される治療の特定の形式は、本発明の教示を実
行するのに使用される特定の整調モードに関係して変化
する。ここに説明するように、本実施例はＤＤＤモード
で作動する電子式ペースメーカを使用して実行される。
このような治療を行った後、マイクロプロセッサは次い
で、内因性のＲ波がＡＶＩの間に内因性のＰ波に続いて
（または心房刺激パルス（Ａパルス）に続いて）生起す
るか否かを検出する（１００４）。内因性のＲ波が検出
される場合には（ブロック１００６）、心房逸走間隔
（ＡＥＩ）が開始され（ブロック１００８）、また適切
な心臓治療が再び開始される（ブロック１００２）。実
行は上記のように継続する（ブロック１００４ほか）。
しかし、内因性のＲ波がＡＶＩの間に検出されない場合
には（ブロック１００６）、心室刺激パルスが発生され
（ブロック１０１０）、また心室被喚起応答検出窓（Ｖ
ＥＲＤＷ）および心室不整脈（ＶＲＥＦ）が開始される
（ブロック１０１２）。

【００３８】次に、電子式ペースメーカが、被喚起Ｒ波
がＶＥＲＤＷの間に生起するか否かを検出する（ブロッ
ク１０１４）。このらな検出は、任意の心臓活動がＶＥ
ＲＤＷの間に存在しているか否かを検出することにより
達成される。被喚起Ｒ波がＶＥＲＤＷの間に検出される
場合には（ブロック１０１６）、心房逸走間隔が再び開
始され（ブロック１００８）、また適切な治療が再び開
始され（ブロック１００２）、またプロセスが上記のよ
うに継続する（ブロック１００４ほか）。しかし、被喚
起Ｒ波がＶＥＲＤＷの間に検出されない場合には（ブロ
ック１０１６）、心室不整脈が直ちに終了され、または
短くカットされる（ブロック１０１８）。このような作
用は電子式ペースメーカが心室活動に対して感受性を有
するようにするので、電子式ペースメーは、自発性Ｒ波
がＶＥＲＤＷに続いて生起するか否かを検出することが
できる（ブロック１０２０）。もし自発性Ｒ波がＶＥＲ
ＤＷＶＥＲＤＷの間に検出されるならば（ブロック１０
２２のイエス分岐）、心房逸走間隔が開始され（ブロッ
ク１００８）、またプロセスが上記のように繰り返す
（ブロック１００２ほか）。しかし、自発性Ｒ波がＶＥ
ＲＤＷに続いて検出されない場合には（ブロック１０２
２のノー分岐）、バックアップのための心室刺激パルス
が発生され得るし（ブロック１０２４）、またＶＥＲＤ
ＷおよびＶＲＥＦが再び開始され得る（ブロック１０１
２）。この仕方で、第１の（または最初の）心室刺激パ
ルスが捕獲の達成に失敗する時にはバックアップのため
の心室刺激パルスの発生が防止され、それにより、この
ようなバックアップパルスが発生されて、ＶＥＲＤＷの
後に生起する自発性Ｒ波に供給される可能性をなくす。

【００３９】次に図６を参照すると、図１に結び付けて
説明した機能を実行する整調システムの好ましい構成が
示されている。このシステムは外部プログラマ４８、電
子式ペースメーカ１０およびリード１４、１６を含んで
いる。リード１４、１６は前記のように通常の心房およ
び心室リード１４、１６および電極１５、１７を含んで
いる。血液の酸素含有量を測定するのに使用されるＬＥ
Ｄ検出器組立体を含んでいる酸素センサリード（図示せ
ず）のような追加的なリードも使用され得る。このよう
なリードはたとえば米国特許第 4,815,469号明細書に記
載されており、その内容を参照によりここに組み入れる
ものとする。

【００４０】外部プログラマ４８はテレメトリヘッド３
９０を含んでいる。通信リンク５０が電子式ペースメー
カ１０と外部プログラマ４８との間で確立されるべき時
には常にテレメトリヘッド３９０が植え込み可能なペー
スメーカ１０の付近に置かれている。外部プログラマ４
８はたとえば米国特許第 4,809,697号明細書に記載され
ているような通常の設計のものであってよく、その内容
を参照によりここに組み入れるものとする。

【００４１】電子式ペースメーカ１０の構成要素は密封
されたケースまたはハウジング４００（このケースまた
はハウジングは図６中に破線により表わされている）の
なかにおさめられている。ケース４００は好ましくはチ
タン金属ケースである。ケース４００内の構成要素はＲ
Ｆコイル４０２、メモリチップ４０４、電池４０６、、
センサ回路４０８のなかの１つまたはそれ以上のセン
サ、水晶４１０、出力および保護回路網４１２、アナロ
グチップ４２０およびディジタルチップ４４０を含んで
いる。

【００４２】ペースメーカ１０内で最大の容積を有する
構成要素である電池４０６は通常の設計のものであって
よく、またペースメーカ内の電子回路のすべてに作動電
力を与えるリチウム電池である。ＲＦコイル４０２はテ
レメトリヘッド３９０との通信リンク５０を確立するの
に使用される。水晶４１０は安定な周波数のクロック信
号を与えるのにディジタルチップ４４０（後で説明され
る）上の水晶発振器回路と結び付けて使用される。好ま
しい実施例では、水晶発振器の周波数は３２ｋＨｚであ
るが、任意の適当な周波数も使用可能である。センサ回
路４０８はペースメーカによりレート応答性整調機能の
実行の際に使用される適切なセンサを含んでいる。たと
えば、１つの実施例では、センサ回路４０８は患者の活
動を検出するのに適した加速度計を含んでいる。

【００４３】メモリチップ４０４は低電力のスタティッ
クランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）チップであり、そ
こに必要に応じてペースメーカ１０の作動パラメータ、
たとえば制御変数が記憶され、また検出されたデータが
記憶され得る。アナログチップ４２０およびディジタル
チップ４４０はペースメーカ１０の処理および制御機能
を行う電子回路を含んでいる。アナログおよびディジタ
ルチップ４２０、４４０は有利なことに、ペースメーカ
１０の作動のためにその外部に必要とされる構成要素の
数を最小化するように設計されている。アナログチップ
４２０は出力および保護回路網４１２を通じてリード１
４、１６とインタフェースする。出力および保護回路網
４１２は植え込み可能な医学装置に一般に使用されてい
るような出力キャパシタ、密封されたケース４００を通
じての電気的接続を許す適切なフィードスルー‐コネク
タなどを含んでいる。

【００４４】次に図７を参照すると、アナログチップ４
２０のブロック図が示されている。アナログチップ４２
０はリード１４、１６およびディジタルチップ４４０と
インタフェースするのに必要なすべてのサブシステムお
よびモジュールを含んでいる。たとえば、始動／バイア
ス電流／参照モジュール４２２は、電池電力が最初に与
えられる時にペースメーカ１０を初期化するのに使用さ
れるパワーアップ信号を発生する。低電池４２４は電池
の状態を決定するため電池電圧の４つの電圧レベルを検
出する。ケース増幅器４２６は検出および心臓内電位記
録図（ＩＥＧＭ）増幅器４２８に対する参照として使用
されるケースバイアス電圧を発生する。増幅器４２８は
図１中で先に説明したＰ波増幅器２２およびＲ波増幅器
２４を含んでいる。被測定データモジュール４３０は電
池電圧および電流および整調システムの他のアナログパ
ラメータを測定する。ＡＤＣおよび論理モジュール４３
２はペースメーカのアナログ信号を８ビットのディジタ
ル語に変換するのに使用されるアナログ‐ディジタル変
換器（ＡＤＣ）およびタイミング論理を含んでいる。こ
れらのディジタル語は次いでディジタルモジュール４３
４に通される。ディジタルモジュール４３４は、データ
がアナログチップ４２０とディジタルチップ４４０との
間を往復して通される際に基本的タイミングおよびバス
制御機能のすべてを発生するのに使用される。

【００４５】さらに図７を参照すると、ランアウェイ保
護（ＲＡＰ）回路発振器４３６もディジタルモジュール
４３４に接続されていることが見られる。このような発
振器４３６はペースメーカにより許される最高の整調レ
ートを制限するための独立的なタイムベースを与える。
さらにディジタルモジュール４３４にはセンサ回路網４
０８も接続されている。センサ回路網４０８は活動およ
び他のパラメータを検出するための適切なセンサを含ん
でいる。たとえば、酸素（Ｏ₂）センサ回路４０９が電
子式ペースメーカ１０を植え込まれている患者の血液酸
素を測定するのに酸素センサリードと結び付けて使用さ
れ得る。活動センサ４０７もたとえば加速度計により測
定されたものとして患者の活動を検出するのに使用され
得る。電荷ポンプ回路４３８は患者の心臓に供給される
刺激パルスに対する出力電圧を発生する。出力スイッチ
４３９の回路網は、適切な刺激パルスを形成するのに適
した時点で、ポンプ回路４３８により発生された電荷を
リード１４、１６に接続する。

【００４６】こうして、アナログチップ４２０が心房お
よび心室事象を検出し、ＩＥＧＭ波形、被測定データお
よび他の種々のアナログ信号をディジタル化し、またこ
のような検出かつディジタル化された信号をディジタル
チップ４４０による使用のためにディジタルモジュール
４３４に与えるのに必要な回路を含んでいることが見ら
れる。電荷ポンプ回路４３８は高い電圧の出力パルスを
発生するための電圧二倍器／三倍器として作用する。出
力パルス幅は出力スイッチ４３９により制御される。電
池の条件はモニタされ、また独立的なランアウェイ保護
が設けられている。

【００４７】次に図８を参照すると、電子式ペースメー
カ１０の主制御要素がディジタルチップ４４０に含まれ
ているマイクロプロセッサ４４２であることが見られ
る。マイクロプロセッサは図５で説明されたステップま
たは他の所望の制御方法を実行するソフトウェアルーチ
ンを設けられている。ディジタルチップ４４０はアナロ
グチップ４２０を内部マイクロプロセッサ４４２とイン
タフェースするのに必要な論理回路のすべてを含んでい
る。マイクロプロセッサ４４２は基本中央処理ユニット
（ＣＰＵ）および８キロバイト（Ｋ）のスタティックＲ
ＡＭ４４６を含んでいる。加わえて、８Ｋ×８ＫのＲＡ
Ｍ４４６がデータおよびプログラムを記憶するべくマイ
クロプロセッサ４４２に接続されている。同じくマイク
ロプロセッサ４４２に接続されているマイクロプロセッ
サ支援論理回路４４４は割り込み論理回路、タイマ論理
回路、ノイズ／被検出事象論理回路および磁石状態論理
回路を含んでいる。バスコントローラ４４８がさらに、
アナログ‐ディジタル変換器４３２（図７）およびテレ
メトリ通信のタイミングおよび制御を含めて、アナログ
チップ４２０とのデータ転送のダイレクトメモリアクセ
ス（ＤＭＡ）タイミングおよび制御を行うべくディジタ
ルチップ４４０に含まれている。テレメトリチャネル論
理回路４５０はクロック論理回路、ＩＥＧＭおよびマー
カー論理回路、テレメトリ指令プロトコル論理回路、テ
レメトリ割り込み論理回路、誤り検査論理回路およびＣ
ＰＵリセット論理回路を含んでいる。ＲＦコイル４０２
と接続されているＲＦトランシーバ４５２がテレメトリ
ヘッド３９０（図６を見よ）を通じて外部プログラマ４
８との間でデータを送受信する。水晶発振器回路４５６
が、水晶４１０（ディジタルチップ４４０の外部）と結
び付いて、ペースメーカ１０に対するタイミング信号を
与える。電流発生器４５４がディジタルチップに対する
バイアス電流を与える。リードスイッチ回路４５８は磁
界の存在を検出する。この磁界はテレメトリヘッド３９
０がペースメーカ１０が植え込まれている個所の上の患
者の皮膚の上の正しい位置に置かれている時には常に存
在する。

【００４８】図６〜図８と結び付けて以上に説明したペ
ースメーカ１０は図１と結び付けて説明したペースメー
カの基本的機能に加わえて従来から知られている他の整
調／検出機能を有する。本発明の目的に対して、図６〜
図８のペースメーカ回路はＡＶ間隔および心房逸走間隔
の設定を含めて整調間隔の基本タイミングを設定する。
この回路は自然心室事象（Ｒ波）および／または自然心
房事象（Ｐ波）の検出をも行う。この回路は、先に説明
したように、また図２および図４中に示されているよう
に、心房および／または心室被喚起応答検出窓（それぞ
れＡＥＲＤＷおよびＶＥＲＤＷ）および心房および心室
不応周期（それぞれＡＲＥＦおよびＶＲＥＦ）を開始し
また発生する。さらに、この回路は、与えられたＶパル
ス（またはＡパルス）が捕獲を達成するのに失敗した時
に直ちにＶＲＥＦ（またはＡＲＥＦ）周期を終了または
短くカットするのに必要とされる論理回路を含んでい
る。捕獲達成のこのような失敗はたとえばＶＥＲＤＷの
間の被喚起Ｒ波（または任意の他の心室活動）の欠落に
より明らかである。しかし、ＶＲＥＦ（またはＡＲＥ
Ｆ）が短くカットされ得ることを信号するのに他の捕獲
決定技術も本発明により使用され得ることは理解される
べきである。すなわち、いったん（なんらかの利用可能
な捕獲決定技術を使用して）捕獲が達成されていないと
いう決定がなされていると、本発明はＶＲＥＦ（または
ＡＲＥＦ）を直ちに終了（短くカット）する。なぜなら
ば、捕獲なしでは、このような間隔または周期はもはや
必要とされないからである。詳細には、多くの場合に、
ＶＥＲＤＷ（またはＡＥＲＤＷ）の満了以前に被喚起応
答が生起したか否かについての決定がなされ得ることが
意図されている。その場合にはＶＲＥＦ（またはＡＲＥ
Ｆ）を、ＶＥＲＤＷ（またはＡＥＲＤＷ）の満了を待つ
ことなしに、直ちに終了し得る。

【００４９】本発明をその特定の実施例および応用によ
り説明してきたが、特許請求の範囲に記載されている本
発明の範囲内で種々の変形が当業者により行われること
は明らかである。

【図面の簡単な説明】

【図１】植え込み可能な電子式デュアルチャンバペース
メーカの機能ブロック図。

【図２】デュアルチャンバ心臓整調を行う図１の植え込
み可能な電子式ペースメーカに応答して喚起されたＰ波
およびＲ波を示し、また本発明を実施するためペースメ
ーカにより発生されるタイミング窓または周期を示す典
型的な心電図信号のダイアグラム。

【図３】従来の技術に従って作動する植え込み可能な電
子式ペースメーカに応答してなにが起こり得るかを図２
中のような典型的なエレクトログラフ信号のダイアグラ
ム。

【図４】植え込み可能な電子式ペースメーカが本発明の
１つの実施例に従って作動する時の所望の応答を示す図
２中のような典型的なエレクトログラフ信号のダイアグ
ラム。

【図５】本発明の１つの実施例に従って作動する時に図
１の電子式ペースメーカにより通過されるステップを示
すフローチャート。

【図６】本発明の１つの実施例に従って、図１の植え込
み可能な電子式ペースメーカの主なハードウェア構成要
素を示すブロック図。

【図７】図６の電子式ペースメーカのアナログチップ部
分を示すブロック図。

【図８】図６の電子式ペースメーカのディジタルチップ
部分を示し、また図５に示されているステップを通過す
るのに制御されるマイクロプロセッサの使用を示すブロ
ック図。

【符号の説明】

１０植え込み可能な電子式デュアルチャンバペース
メーカ１２心臓１４、１６リード１５、１７電極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４４テレメトリ回路４８外部プログラマ５０通信リンク５２センサ

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】植え込み可能な電子式ペースメーカにお
いて、バックアップ刺激パルスを発生して患者の心臓に
供給される時点を制御する方法において、第１の心臓刺
激パルスを発生し、第１の心臓刺激パルスの発生に応答
して被喚起応答検出時間周期を開始し、第１の心臓刺激
パルスの発生に応答して被喚起応答検出時間周期よりも
長い不応時間周期を開始し、被喚起応答検出時間周期の
間に被喚起応答が生起するか否かを検出し、被喚起応答
検出時間周期の間に被喚起応答が生起しない場合には不
応時間周期を終了し、自発性応答が不応時間周期の終了
に続いて生起するか否かを検出し、また自発性応答が不
応時間周期の終了に続いて生起しない時にのみバックア
ップのための心臓刺激パルスを発生することを特徴とす
る植え込み可能なペースメーカの制御方法。
【請求項２】被喚起応答検出時間周期が少なくとも１
００μｓであり、また１５０ｍｓ以上ではないことを特
徴とする請求項１記載の方法。
【請求項３】被喚起応答検出時間周期が２０ｍｓ以下
であることを特徴とする請求項１記載の方法。
【請求項４】第１の心臓刺激パルスを発生する過程が
心室刺激パルスの発生を含んでいることを特徴とする請
求項１記載の方法。
【請求項５】第１の心臓刺激パルスを発生する過程が
心房刺激パルスの発生を含んでいることを特徴とする請
求項１記載の方法。
【請求項６】不応時間周期を終了する過程が被喚起応
答検出時間周期の満了と同時の不応時間周期の終了を含
んでいることを特徴とする請求項１記載の方法。
【請求項７】喚起された応答が前記の被喚起応答検出
時間周期の間に生起するか否かを検出する過程が被喚起
応答検出時間周期の満了よりも前に被喚起応答が生起す
るか否かの検出を含んでいることを特徴とする請求項１
記載の方法。
【請求項８】バックアップ心臓刺激パルスを発生する
過程が第１の心臓刺激パルスよりも大きいエネルギーの
第２の心臓刺激パルスの発生を含んでいることを特徴と
する請求項１記載の方法。
【請求項９】バックアップ心臓刺激パルスを発生する
過程が第１の心臓刺激パルスよりも大きいパルス幅の第
２の心臓刺激パルスの発生を含んでいることを特徴とす
る請求項１記載の方法。
【請求項１０】心臓刺激パルスを発生するための手段
と、刺激パルスにすぐ続く不応周期を定めるための手段
と、捕獲を検出するための手段とを有する植え込み可能
なペースメーカをその自然の心臓収縮を検出する能力を
高めるように作動させる方法において、（ａ）心臓刺激
パルスを発し、（ｂ）発せられた心臓刺激パルスが捕獲
を達成したかどうかを決定し、また（ｃ）捕獲が達成さ
れなかったという決定の際に即時にペースメーカの不応
周期を終了する過程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の作動方法。
【請求項１１】過程（ａ）が心室刺激パルスを発する
過程を含んでおり、また過程（ｃ）が、捕獲が達成され
なかったという決定が過程（ｂ）でなされると直ちに心
室不応周期を終了する過程を含んでいることを特徴とす
る請求項１０記載の方法。
【請求項１２】過程（ａ）が心房刺激パルスを発する
過程を含んでおり、また過程（ｃ）が、捕獲が達成され
なかったという決定が過程（ｂ）でなされると直ちに心
房不応周期を終了する過程を含んでいることを特徴とす
る請求項１０記載の方法。
【請求項１３】植え込み可能なペースメーカをその自
然の心臓活動を検出する能力を高めるように作動させる
方法において、（ａ）心臓刺激パルスを発生し、（ｂ）
心臓刺激パルスが発生される時に開始し、またその後に
予め定められた数のミリ秒の後に終了する、心臓活動が
検出されない不応周期を画定し、（ｃ）心臓応答が心臓
刺激パルスにより喚起されるかどうかを検出し、（ｄ）
心臓応答が心臓刺激パルスにより喚起されない場合に不
応周期を短くカットする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。
【請求項１４】過程（ｃ）が、不応周期の開始と同時
に開始する被喚起応答検出窓を画定し、また心臓応答が
被喚起応答検出窓の間に生起するかどうかを決定する過
程を含んでいることを特徴とする請求項１３記載の方
法。
【請求項１５】過程（ｄ）が、被喚起応答検出窓の満
了と同時に不応周期を終了する過程を含んでいることを
特徴とする請求項１４記載の方法。
【請求項１６】過程（ｄ）が、心臓応答が心臓刺激パ
ルスにより喚起されないことが決定された時に直ちに不
応周期を終了する過程を含んでいることを特徴とする請
求項１３記載の方法。
【請求項１７】心臓活動を検出するための手段と、心
臓刺激パルスを発生するための手段と、心臓活動が検出
されない不応周期を画定するためのタイミング手段と、
心臓活動が心臓刺激パルスにより喚起されるかどうかを
検出するための検出手段と、心臓応答が心臓刺激パルス
により喚起されない場合に不応周期を短くカットするた
めの終了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。
【請求項１８】検出手段が、心臓刺激パルスが発生さ
れると直ちに開始する被喚起応答検出窓を画定するため
の手段と、心臓の応答が被喚起応答検出窓の間に生起す
るかどうかを検出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１７記載の植え込み可能なペースメー
カ。
【請求項１９】終了手段が被喚起応答検出窓の満了と
同時に不応周期を終了するための手段を含んでいること
を特徴とする請求項１８記載の植え込み可能なペースメ
ーカ。
【請求項２０】第１の心臓刺激パルスを発生するため
のパルス発生器手段と、パルス発生器手段に接続されて
おり被喚起応答検出時間周期を開始するための第１のタ
イミング手段と、パルス発生器手段に接続されており第
１の心臓刺激パルスの発生に応答して不応時間周期を開
始するための第２のタイミング手段と、第１のタイミン
グ手段に接続されており被喚起応答が被喚起応答検出時
間周期の間に生起するか否かを検出し、また自発性応答
が不応時間周期の終了に続いて生起するか否かを検出す
るための検出手段と、検出手段、第２のタイミング手段
およびパルス発生器手段に接続されており被喚起応答が
被喚起応答検出時間周期の間に生起する場合に不応時間
周期を終了するための終了手段と、自発性応答が不応時
間周期の終了に続いて生起しないことを検出手段が検出
する場合に第２の心臓刺激パルスを発生するパルス発生
手段とを含んでいることを特徴とする植え込み可能な電
子式ペースメーカ。