JPH09164214A - デュアルチャンバペースメーカおよびその作動方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 Ｐ波およびＲ波を検出するための手段および
Ｖパルスを発生するための手段を含んでいるデュアルチ
ャンバペースメーカを上側レート制限での作動時により
高い百分率の時間にわたり心房事象と心室事象との間の
同期性を維持するＰ追跡モードで作動させる。 【解決手段】 Ｐ波を検出してからＰＶ遅延の後に、も
しＲ波がＰＶ遅延の終了に先立って検出されず、Ｖパル
スが発生されないないならば、Ｖパルスを発生すること
によりＰ波を第１の最大追跡レートまで追跡する過程を
含んでおり、それによって瞬時の心室レートが第１の最
大追跡レートにより制限されており、また最大平均心室
レートを第１の最大追跡レートよりも小さい第２の最大
追跡レートに制限する過程を含んでいる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は植え込み可能な医学
装置に関し、一層詳細には、より高い百分率の時間にわ
たり患者の心臓の心房を心室と同期させ、それにより上
側レート心臓拍出量を増すべく、改良された上側レート
応答を有する植え込み可能なデュアルチャンバペースメ
ーカまたはペースメーカシステムおよびその作動方法に
関する。

【０００２】

【従来の技術】心臓の基本的機能は身体を通じて血液を
ポンピングする（循環させる）ことである。血液は種々
の組織に酸素および栄養剤を供給し、他方において廃棄
生成物および二酸化炭素を除去するための媒体としての
役割をする。心臓は、２つの心房および２つの心室から
成る４つのチャンバに分割されている。心房は心臓に戻
る血液を、心室がこの血液を受け入れる準備ができるま
で、保持する貯溜チャンバである。心室は本来のポンピ
ングチャンバである。心臓のポンピング機能は心房およ
び心室の筋肉壁の協調のとれた収縮により達成される。

【０００３】心房は単純な貯溜チャンバ以上のものであ
る。心房は、心臓が拍動または収縮するレートを制御す
る心臓固有の（自然の、本来のまたはのなかの因性の）
ペースメーカを含んでいる。加えて、心房の収縮は心室
の充満を助け、さらに最適な充満に寄与し、またこうし
て心臓が各収縮によりポンピングすることができる血液
の量を最大化する。こうして、心房収縮には短い時間周
期（通常１２０〜２００ｍｓ）の後に心室収縮が続く。

【０００４】心臓が心房血液容器へ血液を能動的に排出
する心臓収縮の周期は心臓収縮期と呼ばれる。チャンバ
が血液で満たされている心臓緩和の周期は心臓拡張期と
呼ばれる。心房および心室の心臓収縮期は順番に配列さ
れ、心室を最適に満たすのを助けるべく心房の収縮を許
す。これはＡＶ同期性と呼ばれる。

【０００５】心臓サイクルは心臓収縮期および心臓拡張
期のシーケンスを含んでいる。それは患者の脈拍数をカ
ウントすることにより検出され得る。またそれは心電図
（ＥＣＧ）または電位記録図（ＥＧＭ）により記録され
るような心臓リズムにより反映される。ＥＣＧは身体の
表面に置かれた表面電極を使用して見られるような心臓
の電気的活動の記録である。ＥＧＭは心臓内に配置され
た電極を使用して見られるような心臓の電気的活動の記
録である。電気的活動とは心房および／または心室内の
心臓脱分極をいう。一般に、ＥＣＧまたはＥＧＭ上に、
心房脱分極はＰ波により表され、また心室脱分極はＱＲ
Ｓ複合波、通常短縮して“Ｒ波”により表される。電気
的脱分極は能動的な筋肉収縮をトリガーしまたは開始さ
せる。いったん心臓細胞が脱分極されると、それらは次
の脱分極および収縮を生起させるために再分極しなけれ
ばならない。心室再分極はＴ波により表される。心房再
分極はＥＣＧまたはＥＧＭ上にＲ波と実質的に同時に生
起するものとして稀に見られ、そのためこの大きい電気
的信号により隠されている。

【０００６】正常な心臓レートは６０〜１００拍毎分
（ｂｐｍ）の間を変化し、平均値は７２ｂｐｍであり、
近似的に１日に１０００００回の心拍を生ずる。

【０００７】心臓が１分間にポンピングする血液の量は
心臓拍出量と呼ばれる。それは各心拍により排出される
血液の量（拍動量）に毎分心拍数を乗算して計算され
る。もし心臓レートが身体の生理学的要求を満足するの
に遅過ぎるならば、心臓拍出量は身体の新陳代謝需要を
満足するのに十分でない。徐脈と呼ばれる遅過ぎる心臓
レートはこうして２つの主要な症状の１つを招く。すな
わち（１）もし心臓が心拍なしで事実上停止するなら
ば、血液が流れなくなり、またもしこの状態が臨界的な
時間周期（１０〜３０秒）にわたり持続されるならば、
個体は死亡する。（２）もし心拍が存在するが、遅過ぎ
るならば、患者は疲労しかつ衰弱する（低心臓拍出量と
呼ばれる）。

【０００８】ペースメーカは、心臓がポンプとしてのそ
の機能を遂行するのを支援する狙いで電気的刺激パルス
により心臓を選択的に刺激するのに使用される医学装置
である。通常、刺激パルスは予め定められた限界よりも
上に心臓レートを維持するべく、すなわち徐脈を処置す
るべく計時される。ペースメーカはこうして整調システ
ムとみなされ得る。整調システムは２つの主要な構成要
素から成っている。一方の構成要素は刺激パルスを発生
するパルス発生器であり、また電子回路および電池を含
んでいる。他方の構成要素はペースメーカを心臓に電気
的に接続するリードである。

【０００９】ペースメーカは、患者固有ののなかの因性
のリズムが失敗する時に心臓を収縮させるべく心臓に電
気的刺激を供給する。この目的で、ペースメーカはＥＧ
Ｍ、詳細にはＥＧＭ内のＰ波および／またはＲ波を検出
する検出回路を含んでいる。このようなＰ波および／ま
たはＲ波をモニターーすることにより、ペースメーカ回
路は心臓ののなかの因性のリズムを決定することがで
き、また心臓の電気的リズムの安定化を支援するように
心臓サイクル内の適切な時点で心房および／または心室
を脱分極させる刺激パルスを与える。

【００１０】ペースメーカはシングルチャンバシステム
もしくはデュアルチャンバシステムとして説明される。
シングルチャンバシステムは心臓の同一のチャンバ（心
房または心室）を刺激しかつ検出する。デュアルチャン
バシステムは心臓の双方のチャンバ（心房および心室）
内で刺激および／または検出する。デュアルチャンバシ
ステムは典型的にはデュアルチャンバモードもしくはシ
ングルチャンバモードで作動するべくプログラムされて
いる。

【００１１】３文字コード（時によっては４または５文
字コードに延長される）がペースメーカが作動する基本
モードを記述するのに使用される。最初の３文字は特に
徐脈の処置のための電気的刺激に関するものであり、第
１文字は電気的刺激が供給される心臓のチャンバを示し
（Ａ＝心房；Ｖ＝心室；Ｄ＝デュアルまたは双方）、第
２文字は検出が行われるチャンバを示し、また第３文字
はペースメーカが検出された信号に応答する仕方を示す
（Ｉ＝禁止、Ｔ＝トリガ、デュアルまたは双方検出応
答）。第４位置は（使用される時には）プログラム可能
性およびレート変調の度合を示し、また第４位置は（使
用される時には）速い心臓リズムまたは頻不整脈または
頻脈の主な処置のための電気的刺激治療を示す。

【００１２】デュアルチャンバペースメーカの作動のポ
ピュラーなモードはＤＤＤモードである。詳細には、Ｄ
ＤＤシステムは心房徐脈の間に心房整調を、心室徐脈の
間に心室整調を、また組み合わさった心房および心室徐
脈の間に心房および心室整調を行う。加えて、ＤＤＤシ
ステムは心房同期モードでも作動する。このような特徴
は、検出されたＰ波のレートに比例してレート増大が生
起するのを許すことにより、運動またはより速い心臓レ
ートを要求する他の生理学的活動への正常な応答を一層
密に近似する。このことは有利なことに心臓拍出量を増
し、またＡＶ同期性の維持を容易にする。

【００１３】たいていの植え込み可能なペースメーカ
は、ペースメーカが予め定められた上側レートを越える
レートで刺激パルスを供給するのを防止するべく、いく
つかの形式の上側レート制限の特徴を含んでいる。この
ような上側レート制限は通常“最大追跡レート”または
ＭＴＲと呼ばれる。上側レート制限への応答は通常、ペ
ースメーカにより媒介される“ウェンケバッハ（Ｗｅｎ
ｋｅｂａｃｈ）”現象と呼ばれる。

【００１４】ペースメーカにより媒介される“ウェンケ
バッハ”現象が生起する時、２つの主な帰結が通常生ず
る。第１に、心房レートがＭＴＲを越える時、ＰＶ間隔
がＭＴＲを越えるレートでの刺激を防止するべく延長さ
れ得る。結果はＡ‐Ｖ間隔または心房活動と心室活動と
の間の間隔の延長である。第２に、Ｐ波が時折、Ｖパル
スにすぐ続くポスト心室不応周期（ＰＶＡＲＰ）の間に
生起し得る。ＰＶＡＲＰの間に生起するＰ波は無視され
る。従って、ＶパルスがＰＶ間隔の後にトリガーされる
前に次のＰ波が生起するのを待つ必要がある。結果はＭ
ＴＲ間隔（ＭＴＲＩ）よりも長い間隔へのＶ‐Ｖ間隔の
延長である。なお、ＭＴＲが毎秒の心臓サイクルで表さ
れる時にはＭＴＲＩ＝１／ＭＴＲである。上記のいずれ
の結果も血液力学的に有害である。すなわち、延長され
たＡ‐Ｖ間隔の帰結は、“心房キック”の適切なタイミ
ングの喪失に起因する心臓拍出量の減少である。さら
に、Ｖ‐Ｖ間隔の時折の延長は平均心臓レートがＭＴＲ
において得られるレートよりも低いという結果を生ず
る。さらに、非常に高い心房レートでは、またはＰＶＡ
ＲＰが比較的長い時には、上側レート挙動は２：１また
はそれよりも高いブロックとして現れる（すなわち、す
べての他のまたはすべてのｎ番目のＰ波はＰＶＡＲＰに
よりブロックされ、従って認識されない）。帰結は心房
レートの通常１／２の心室レートである。このような低
い心室レートは、たとい“心房キック”が正常にとどま
るとしても（少なくとも２分の１の時間）、血液力学的
に非常に有害である。加えて、もし検出されないＰ波が
心臓収縮期の間に生起するならば、帽僧弁または三尖弁
逆流が生起し得る。このような逆流はさらに血液力学的
特性を悪化させる。

【００１５】ＰＶ間隔の延長により惹起される上記の血
液力学的特性の悪化に加えて、ＰＶ間隔の延長はペース
メーカ／心臓システムの電気生理学的特性に有害に影響
する。すなわちＰＶ間隔の延長は、ウェンケバッハ特性
により与えられる上側レート制限のように、逆行性伝導
の確率を高める。逆行性伝導はペースメーカにより媒介
される頻脈（ＰＭＴ）へのはるかに大きい感受性に通ず
る。従ってＰＶ間隔の延長を必要とせず、むしろＰＶ間
隔を固定された値に保ち、それにより逆行性伝導の確率
を減じ、またペースメーカ／心臓システムのＰＭＴへの
感受性を最小化する改良された上側レート特性が必要と
される。

【００１６】

【発明が解決しようとする課題】本発明の課題は、上記
のような必要性を有利に満足することにある。

【００１７】

【課題を解決するための手段】この課題は本発明によれ
ば請求項１の特徴により解決される。本発明は、より高
い百分率の時間にわたり心房を心室と同期化し、それに
より拍動量を増し、また心臓拍出量を最適化することに
より、改良された上側レート特性を達成するデュアルチ
ャンバペースメーカを提供するものである。このような
同期化は、短い時間周期の間のみ最大の瞬時追跡レート
までＰ波を追跡し、それにより最大の瞬時心室レートを
生じさせ、しかもなお最大平均心室レートをより長い時
間周期（たとえば１分間）にわたり最大平均（ＭＭＲ）
よりも小さい値またはそれに等しい値に制限する修正さ
れたＰ追跡モードでペースメーカを作動させることによ
り達成される。

【００１８】本発明に従って作動するペースメーカの改
良された上側レート特性は“心房ロックド間隔”整調と
呼ばれる。心房ロックド間隔整調は修正されたＰ追跡モ
ードでペースメーカを作動させることにより達成され
る。Ｐ追跡モードは簡単に、もしＲ波がＰＶ遅延の終了
に先立って検出されないならば、ＰＶ遅延またはＰＶ間
隔の後に心室刺激を各検出されたＰ波に続けさせること
により検出されたＰ波が“追跡”されるモードである。
（ここで使用される用語“ＰＶ遅延”は“ＰＶ間隔”と
同義である。）

【００１９】本発明によれば、修正されたＰ追跡モード
の少なくとも２つの実施態様が意図されており、その各
々は１つよりも多い仕方で実行され得る（すなわち各実
施態様のバリエーションが存在する）。各実施態様はプ
ログラム可能なオプションとして、または工場設定とし
て、ペースメーカで実行され得る。

【００２０】第１の修正されたＰ波追跡モードの実施態
様では、計時された間隔のシーケンスが各Ｐ波の検出時
に開始し、また整調サイクルを定める。計時された間隔
のこのようなシーケンスは、たとえば（１）Ｖパルスの
発生が後続するＰＶ間隔、（２）ポスト心室心房不応周
期（ＰＶＡＲＰ）、（３）ウェンケバッハ間隔、（４）
心房ロック間隔および（５）Ｐ追跡間隔を含んでいてよ
い。Ｐ波は、それらがＰＶ間隔またはＰＶＡＲＰの間に
生起した場合には、検出されない、すなわち追跡されな
い。ウェンケバッハ間隔または心房ロック間隔の間に生
起するＰ波は下記のようにして追跡されるが、従来通常
の仕方では追跡されない。Ｐ追跡間隔の間に生起するＰ
波は従来通常の仕方で追跡される。

【００２１】もしＰ波がウェンケバッハ間隔の間に検出
されると、Ｐ波信号がラッチされ、また幻像Ｐ波が心房
ロック間隔の終了時に生起すると仮定される。この幻像
Ｐ波は新しい心臓サイクルの開始をトリガする。すなわ
ち新しいＰＶ遅延に続いてＶパルスが発生され、それに
続いてＰＶＡＲＰが開始されるなどである。このように
してウェンケバッハ間隔の間のＰ波が追跡されるが、１
／（ＰＶＩ＋ＰＶＡＲＰ＋ＷＩ＋ＡＬＩ）を越えるレー
トでは追跡されない。ここでＰＶＩはＰＶ間隔または遅
延、ＷＩはウェンケバッハ間隔、ＡＬＩは心房ロック間
隔である。

【００２２】もしＰ波が心房ロック間隔の間に生起する
と、このようなＰ波は追跡される。すなわち新しいＰＶ
遅延が直ちに開始され、それに続いてＶパルスが発生さ
れる。しかし最大平均心室レートを制限するため、次の
ＰＶＡＲＰは、Ｐ波が追跡される心房ロック間隔の終了
時に開始する幻像ＰＶ遅延が経過し終わるまで、開始さ
れない。このようにしてＡＬＩの間に追跡されるＰ波に
対する平均心室レートは１／（ＰＶＩ＋ＰＶＡＲＰ＋Ｗ
Ｉ＋ＡＬＩ）により記述されるレートに近接し、または
その下にとどまる。

【００２３】Ｐ追跡間隔の間に生起するＰ波は従来通常
のようにして追跡される。すなわちＰ追跡間隔の間の検
出されたＰ波はＰＶ遅延、それに続くＶパルスの発生、
それに続くＰＶＡＲＰ、それに続くウェンケバッハ間
隔、それに続く心房ロック間隔およびそれに続く他のＰ
追跡間隔を含んでいる新しいサイクルの開始をトリガす
る。

【００２４】第１の修正されたＰ波追跡モードの実施態
様のバリエーションは、（１）整調サイクルを定める計
時された間隔のシーケンス内でＷＩおよびＡＬＩを逆に
して、シーケンスがＰＶＩ、それに続くＰＶＡＲＰ、そ
れに続くＡＬＩ、それに続くＷＩ、それに続くＰ追跡間
隔から成るようにすること、または（２）上記の第１の
実施態様の場合のようにＡＬＩの終了時ではなく、ＷＩ
の終了時に、検出されたＰ波に応答して、ＰＶＩを開始
することを含んでいる。

【００２５】第２の修正されたＰ波追跡モードの実施態
様では、最大平均レート間隔（ＭＭＲＩ）は１／ＭＭＲ
に等しいものとして定められており、またどの検出され
た事象の心臓サイクルにも同期化されることなしに自走
することを許される。すなわちＭＭＲＩは他のＭＭＲＩ
が後続するＭＭＲＩにより簡単に定められる非同期の信
号である。各整調サイクルの間に、現在のＭＭＲＩの間
に生起する心房または心室事象の数が記録される。この
自走する実施態様の第１のバリエーションでは、もし結
果としての心室脱分極が現在のＭＭＲＩの第２の心室脱
分極を表すならば、心室刺激パルス（Ｖパルス）は発生
されない。自走する実施態様の第２のバリエーションで
は、現在のＭＭＲＩ内の第１のＰ波のみが追跡される。
いずれのバリエーションでも結果は同一であり、心室刺
激レートは平均的にＭＭＲＩ信号のレートと同一のレー
トに制限される。

【００２６】有利なことに、上記の修正されたＰ波追跡
モードの第１の実施態様でも第２の実施態様でも、また
はそれらのバリエーションでも、最大瞬時の追跡される
心臓レートは１／（ＰＶＩ＋ＰＶＡＲＰ＋ＷＩ）であ
る。こうして、Ｐ波追跡はこの最大瞬時レートまで短い
時間周期中に生起し得る。しかし長時間にわたり（たと
えば約１分よりも長い時間周期中）、最大平均心臓レー
ト（ＭＭＲ）は瞬時レートよりも若干小さい。修正され
たＰ波追跡モードの第１の実施態様に対しては、たとえ
ば最大平均心臓レートは１／（ＰＶＩ＋ＰＶＡＲＰ＋Ｗ
Ｉ＋ＡＬＩ）に近接する。修正されたＰ波追跡モードの
第１の実施態様（自走するＭＭＲＩ）に対しては、最大
平均心臓レートは１／ＭＭＲＩと対等である。従って心
室心臓レートは適切な平均上側レートに制限されている
が、本発明は、それがなお検出されるＰ波を追跡しなが
ら短い時間周期中に最大平均レートを越えることを許
す。結果は、Ｐ波およびＶパルスがペースメーカの上側
レート制限において一層しばしば同期化状態にとどま
り、それにより拍動量を増し、また心臓拍出量を改善す
ることである。このような同期化は逆行性伝導の確率を
も最小化する。

【００２７】改良された上側レート特性を有するペース
メーカ、すなわちより高い（“ペースメーカにより媒介
されるウェンケバッハ”よりも高い）百分率の時間にわ
たり心房を心室と同期させ、それにより拍動量を増し、
また逆行性伝導を最小化するペースメーカを提供するこ
とは本発明の１つの特徴である。

【００２８】平均心室レートを最大平均レートに制限
し、しかも最大平均レートを越える短時間のＰ波追跡
（従ってまた瞬時心室レート）を許すＰ波追跡モードで
の上側レート制限を行うことは本発明の他の特徴であ
る。

【００２９】本発明の１つの実施態様に従って、“浮
動”または“自走”するＭＭＲＩ間隔信号、すなわち心
臓事象によりトリガまたは制御されない非同期ＭＭＲＩ
信号により達成される上側レート制限を行うことは本発
明の別の特徴である。

【００３０】植え込み可能なデュアルチャンバペースメ
ーカにおける上側レート制限であって、容易にかつ低コ
ストで実現でき、またハードウェアおよび／またはソフ
トウェア構成要素が最小量ですむ信頼性の高い上側レー
ト制限を行うことは本発明の追加的な特徴である。

【００３１】

【実施例】本発明の上記の特徴および利点は図面と結び
付けての以下の実施例の説明から明らかになろう。

【００３２】以下の説明は本発明を実行するために現在
考えられる最良の形態に関するものである。この説明は
本発明の範囲を限定するものではなく、単に本発明の原
理を説明する目的でなされる。本発明の範囲は特許請求
の範囲を参照して決定されるものとする。

【００３３】上記のように、本発明は、ペースメーカが
その上側レート制限またはその近くで作動している時に
拍動量を改善しようと試みて心房ロック間隔（ＡＬＩ）
整調を行う植え込み可能なデュアルチャンバペースメー
カに向けられている。本発明の説明にあたり先ず図１に
示されているデュアルチャンバペースメーカの機能ブロ
ック図を参照する。このような機能ブロック図はデュア
ルチャンバペースメーカにより実行される主な機能を最
初に教示するのに用いられる。ペースメーカの機能を実
行するのにペースメーカ１０に使用される実際の構成要
素の種々の実施態様は次いで図２〜図５と結び付けて説
明される。基本整調サイクルおよびペースメーカの上側
レート特性を制限するのに用いられる従来の技術が次い
で図６および図７と結び付けて簡単に説明される。次
に、本発明を実行するのにペースメーカ１０により用い
られる技術または方法が図８〜図２０と結び付けて説明
される。最後に、本発明を用いて達成される結果が図２
１〜図２４のグラフと結び付けて示される。

【００３４】有利なことに、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構成要素および
／またはハードウェアが本発明を実行するのに用いられ
得る。以下の説明はいくつかのこのような構成の例示に
過ぎない。

【００３５】最初に図１を参照すると、ペースメーカ１
０はリード１４および１６を介して心臓１２に接続され
ている（後続の図面、たとえば図２中ではリード１４お
よび１６はリードシステム１９として示されている）。
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
パルスを運ぶ。さらに、心房からの電気的信号が電極１
５からリード１４を通じて心房チャネル検出増幅器（Ｐ
‐ＡＭＰ）２２へ運ばれ、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へ運ばれる。

【００３６】デュアルチャンバペースメーカ１０を制御
しているのは制御回路または制御システム２６である。
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１２内で検出されるつど発生される。制御回
路またはシステム２６は、それぞれ信号線３２および３
４を経て心房パルス発生器１８および心室パルス発生器
２０へ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ま
たは２０により発生されるべきつど発生される。Ａ‐Ｐ
Ｇ１８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は、対応する増幅器である
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２
６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
幅器の入力端子に存在してい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のを防止す
る。このような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内に存在する電気的残留信号がＰ
波またはＲ波として解釈されることを防止するのに役立
つ。

【００３７】続けて図１を参照すると、ペースメーカ１
０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、また特定の患者のニーズに適するよう
にペースメーカの作動をカストマ化するために必要に応
じて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）および最大平均レー
ト間隔（ＭＭＲＩ）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
ースメーカの作動中に検出されるデータがその後の検索
および解析のためにメモリ４０に記憶される。

【００３８】さらにテレメトリ回路４４がペースメーカ
１０内に含まれている。このテレメトリ回路４４は適当
な指令／データバス４６により制御システム２６に接続
されている。植え込み可能なペースメーカ１０内に含ま
れているテレメトリ回路４４は適当な通信リンク５０に
より外部のプログラミング装置４８に選択的に接続され
得る。通信リンク５０はＲＦ（無線周波数）チャネル、
誘導結合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、所望の指令が制御システム２６へ
送ることができる。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に
たとえばデータラッチ中に保持されているデータもしく
はメモリ４０に記憶されているデータ）がペースメーカ
１０から遠隔受信され得る。このようにして、植え込ま
れているペースメーカ１０と植え込まれていない遠隔の
位置との間の非侵襲的通信が必要な時に確立される。当
業者に知られている多くの適当なテレメトリ回路がテレ
メトリ回路４４として本発明と共に使用され得る。たと
えば米国特許第 4,847,617号明細書を参照されたい。そ
の内の容を参照によりここに組み入れるものとする。

【００３９】図１中のペースメーカ１０は、心臓の心房
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
ェースするペースメーカ１０の部分、たとえばリード１
４、Ｐ波検出増幅器２２、Ａパルス発生器１８および制
御システム２６の対応する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スメ
ーカ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および制御システム２６の対
応する部分は一般に心室チャネルと呼ばれる。以下の説
明を通じて、“心房チャネル活動”または“心室チャネ
ル活動”という呼び方がされている。心房チャネル活動
は検出増幅器２２によるＰ波の検出もしくはＡパルス発
生器１８によるＡパルスの発生を含んでいる。同様に、
心室チャネル活動は検出増幅器２４によるＲ波の検出も
しくはＶパルス発生器２０によるＶパルスの発生を含ん
でいる。

【００４０】本発明を実行するいくつかのペースメーカ
では、ペースメーカ１０はさらに、適当な接続線５４を
経てペースメーカの制御システム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
る。センサ５２はペースメーカ１０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の外部で患者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理解されるべきである。一般的な
形式のセンサはペースメーカ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、身体位置などを検出する
他の形式の生理学的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決定的なものではない。心臓が拍
動すべきレートに関係するいくつかの生理学的パラメー
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
を使用することができる。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よう
にペースメーカの整調レート（逸走間隔）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。

【００４１】次に図２を参照すると、本発明を実行する
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、植え込み可能なペースメー
カ１０およびリードシステム１９を含んでいる。リード
システム１９は前記のように従来通常の心房および心室
リードおよび電極を含んでいる。リードシステム１９は
血液の酸素含有量を測定するのに使用されるＬＥＤ検出
器組立体を有する酸素センサリードを含んでいる。この
ようなリードは米国特許第 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。

【００４２】外部プログラマ４８は、通信リンク５０が
ペースメーカ１０と外部プログラマ４８との間に確立さ
れるべき時には常に植え込み可能なペースメーカ１０の
付近に置かれているテレメトリヘッド４９を含んでい
る。外部プログラマ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従来通常の設計によるものであ
ってよく、この明細書の内の容を参照によりここに組み
入れるものとする。

【００４３】ペースメーカ１０の構成要素は適当な密封
されたケースまたはハウジング（図２中に破線４００に
より表されている）内に収納されている。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ＲＦコイル４０２、メモリチップ４０４、
電池４０６、センサ回路４０８内の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。

【００４４】ペースメーカ１０内で体積が最大の構成要
素である電池４０６は従来通常の設計によるものであっ
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
テレメトリヘッドとの通信リンクを確立するのに使用さ
れる。水晶４１０はペースメーカ回路に対して安定なク
ロック周波数を与えるのにディジタルチップ４４０（後
で説明する）上の水晶発振器回路と結び付けて使用され
る。好ましい実施態様では、水晶発振器の周波数は３２
ｋＨｚであるが、任意の適当な周波数が使用され得る。
センサ回路４０８はペースメーカがレート応答性整調機
能を実行する際にペースメーカにより使用される適当な
センサを含んでいる。たとえば、１つの実施態様では、
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。

【００４５】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
のチップにペースメーカの作動パラメータ、たとえば制
御変数が記憶され得るし、またそのチップに検出された
データが必要に応じて記憶され得る。アナログチップ４
２０およびディジタルチップ４４０はペースメーカの主
要な処理および制御回路を含んでいる。これらのチップ
がペースメーカの作動のために外部に必要とされる構成
要素の数を最少化するように設計されていると有利であ
る。アナログチップ４２０は出力および保護回路網４１
２を通じてリードシステム１９とインタフェースする。
この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
封されたケースを通じての電気的接続を許す適当なフィ
ードスルーコネクタなどを含んでいる。

【００４６】次に図３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。このアナログチップ
はリードシステム１９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サブシステムおよびモジ
ュールのすべてを含んでいる。たとえば、始動、バイア
ス電流および参照モジュール４２２は、電池が最初に接
続される時にペースメーカ回路を初期化するのに使用さ
れるパワーアップ信号を含んでいる。低電池モジュール
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
ＩＥＧＭ（心臓内電位記録図）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は先に図１中で説明された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４３２はペースメーカのアナログ信号を８ビ
ットのディジタルワードに変換するのに使用されるアナ
ログ‐ディジタル変換器およびタイミング論理回路を含
んでいる。これらのディジタルワードは次いでディジタ
ルモジュール４３４に通される。このモジュールは、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につれて、基本的なタイミン
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。

【００４７】続けて図３を参照すると、暴走保護（ＲＡ
Ｐ）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
立的なタイムペースを与える。ディジタルモジュール４
３４にはさらにセンサ回路網４０８が接続されている。
センサ回路網４０８は活動および他のパラメータを検出
するための適当なセンサを含んでいる。たとえば、Ｏ₂
センサ回路４０９が患者の血液酸素を測定するのに使用
されている時には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
定される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はポ
ンプ回路４３８により発生された電荷を適当な刺激パル
スを形成するのに適した時点で出力リードに接続する。

【００４８】こうしてアナログチップ４２０は、心房ま
たは心室事象を検出し、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
のような検出されディジタル化された信号をディジタル
チップ４４０（図４参照）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。電荷ポンプ回路４３８は高い出力パルス能力を得る
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、また独立的な暴走保護が設けられてい
る。

【００４９】次に図４を参照すると、ペースメーカの主
制御要素はマイクロプロセッサ４４２であり、このマイ
クロプロセッサはディジタルチップ４４０内に含まれて
いる。ディジタルチップ４４０はアナログチップ４２０
と内部のマイクロプロセッサ４４２とのインタフェース
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ＣＰＵ（中央処理ユニット）および
８ＫのスタティックＲＡＭを含んでいる。加えて、８Ｋ
×８ＫのＲＡＭ４４６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
クロプロセッササポート論理回路４４４は割込み論理回
路、タイマー論理回路、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。さらにバスコント
ローラ４４８が、アナログ‐ディジタル変換器４３２
（図３）のタイミングおよび制御およびテレメトリデー
タを含めて、アナログチップ４２０とのデータ転送のＤ
ＭＡタイミングおよび制御を行うべくディジタルチップ
４４０上に含まれている。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
リ割込み論理回路、誤り検査論理回路およびＣＰＵリセ
ット論理回路を含んでいる。ＲＦコイル４０２に接続さ
れているＲＦトランシーバ４５２は外部プログラマ４８
からのテレメトリデータをテレメトリヘッド４９を通じ
て送受信する（図２参照）。水晶発振器回路４５６は、
水晶４１０（ディジタルチップ４４０の外部）と結び付
いて、ペースメーカシステムの水晶タイムベースを与え
る。電流発生器４５４は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、テレ
メトリヘッド４９がペースメーカが植え込まれている位
置の上の患者の皮膚の上に位置している時には常に存在
する磁界の存在を検出する。

【００５０】以上に図２〜図４と結び付けて説明された
ペースメーカ回路は図１と結び付けて説明されたペース
メーカの基本機能と従来から知られているような他の整
調／検出機能とを与える。本発明の目的に対して、図２
〜図４のペースメーカ回路はＰＶ間隔、ＶＡ間隔および
ＭＭＲＩ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、検出された心房事象の
間の時間間隔、すなわちＰ‐Ｐ間隔、および整調された
心室事象の間の時間間隔、すなわちＶ‐Ｖ間隔の測定を
も行う。

【００５１】次に図５を参照すると、ペースメーカ１０
（図１）の制御回路またはシステム２６の代替的な実施
例のブロック図が示されている。なお、図２〜図４に先
に示された本発明の実施例および図５で以下に説明され
る本発明の実施例に加えて、制御システム２６のさらに
他の実施例も利用され得る。図２〜図４で先に説明され
た実施例はマイクロプロセッサ援用の制御システムおよ
びペースメーカの構成を示す。他の代表的なマイクロプ
ロセッサ援用のシステムはたとえば米国特許第4,940,05
2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。

【００５２】図５に示されている制御システムは、状態
レジスタ６０が任意の瞬間におけるペースメーカの特定
の状態を定める状態機械に基づいている。当業者に知ら
れているように、状態機械は専用のハードウェア論理回
路またはこのような専用のハードウェア論理回路をシミ
ュレートする適当なプロセッサ（プログラムされる制御
回路）を使用して実現され得る。しかし、実行された結
果は同一であり、ペースメーカの状態はペースメーカ論
理回路およびＲ波の検出またはタイマのタイミングアウ
トのような生起した、または生起し損なった被検出事象
により任意の瞬間に定められる。基本的な状態機械の作
動を含めて図５の完全な説明は参照によりここに組み入
れるものとした前記の特許明細書のなかに見い出され得
る。図５の制御システム２６の種々の回路またはそのシ
ミュレートされた等価な回路は通常のものであってよ
く、または当業者により入手可能な公知の回路にならっ
て構成され得る。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に基づ
くプログラム可能なペースメーカが、その制御のために
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。これらの特許明細書の内容を参照によりここに
組み入れるものとする。

【００５３】マイクロプロセッサに基づくものにせよ、
状態機械に基づくものにせよ、他の形式の制御装置に基
づくものにせよ、シミュレートされた制御装置に基づく
ものにせよ、制御システム２６の詳細は本発明の理解ま
たは解決のために決定的なものではなく、従ってここに
は説明しない。このような詳細は、所望であれば、参照
によりここに組み入れるものとした前記特許明細書のな
かに見い出され得る。本発明の目的に対して必要とされ
ることのすべては、ペースメーカの制御システムが、他
のペースメーカ回路と結び付いて、（ａ）整調間隔およ
び整調間隔を構成する種々のサブ間隔、たとえばＰＶ間
隔（ＰＶＩ）、ＰＶＡＲＰ、ウェンケバッハ間隔（Ｗ
Ｉ）、心房ロック間隔（ＡＬＩ）およびＰ波追跡間隔
（“Ｐ追跡”間隔とも呼ばれる）の設定、（ｂ）生起す
るＰ波または他の心臓事象の数およびこのような事象が
種々の定められた計時間隔に対して相対的に生起する時
点の追跡維持、（ｃ）自走する最大平均レート間隔（Ｍ
ＭＲＩ）の発生（使用される時）、（ｄ）後に参照また
は処理するための特定の事象の生起の記憶またはラッチ
ング、および（ｅ）後で一層完全に説明されるように、
これらの記憶またはラッチされた事象のなんらかの処
理、たとえばＰＶＩの開始、Ｖパルスの発生の禁止、Ｐ
ＶＩ開始のための幻像Ｐ波の発生などが必要とされると
きにはその実行、を含めて上記の基本的整調機能を行い
得ることである。

【００５４】こうして、図１〜図５と結び付けて上記の
ように構成されたペースメーカまたはそれと等価なペー
スメーカが与えられると、本発明は主としてペースメー
カの上側レート制限を制御することに関し、一層詳細に
は、心臓の心室活動がより大きい百分率の時間にわたり
心房活動と同期化された状態（心房活動に“ロック”さ
れた状態）にとどまるように上側レート特性を制御する
ことに関する。このような心房ロックド整調はペースメ
ーカの上側レートにおける心臓拍出量を有利に改善す
る。

【００５５】本発明を一層よく理解するため、図６を参
照する。図６には心臓の正常なＡ‐Ｖ同期性またはリズ
ムを示す典型的なＥＣＧまたはＥＧＭ形式の波形が示さ
れている。左で始まって、心臓の心房の脱分極と合致す
る電気的活動を表すＰ波が示されている。心房の脱分極
は、血液を心房から心室へ押し出す心房の収縮により伴
われる。Ｐ波発生から短時間の後に、心室の脱分極を表
すＱＲＳ複合波が現れる。Ｐ波とＱＲＳ複合波（一般に
単に“Ｒ波”と呼ばれる）との間の時間周期は心臓の作
動に非常に重要な時間周期である。なぜならば、それは
血液が心房から心室へ流れるために必要とされる時間を
表すからである。Ｒ波にはＴ波が続く。Ｔ波は心室の再
分極と結び付けられる電気的活動を表す。典型的には、
心拍または心臓サイクルは続いて生起するＲ波の間の時
間間隔として測定される。なぜならば、Ｒ波は一般に識
別かつ測定すべき波のなかで最も早い波であるからであ
る。心拍はもちろん心臓サイクル内の任意の点に対して
相対的に測定されてよく、たとえば続いて生起するＰ波
またはＴ波の間の時間間隔が測定され得る。

【００５６】本発明の目的に対して重要な点は、もし心
臓がポンプとして有効に機能すべきであれば、すなわ
ち、もし十分な量の血液が収縮のたびに心室から押し出
されるべきであれば、特定のＡ‐Ｖ同期性が生起しなけ
ればならないことを認識することである。一層詳細に
は、Ｐ波により表される心房の脱分極はその直後に、適
切な拍動量を維持するため、Ｒ波により表される心室の
脱分極が続く必要がある。十分な遅延の後に、心房は再
び脱分極し、また心室の脱分極が続かなければならな
い。心房または心室の脱分極が自然に生起しない時に
は、心臓サイクルの適切な時間周期で必要とされる脱分
極／収縮をトリガするため、これらのそれぞれの心臓チ
ャンバに刺激パルスを与えるべくペースメーカが使用さ
れ得る。ペースメーカは、自然の脱分極と同様に、心臓
拍出量を最適化するのに必要とされるＡＶ同期性を保つ
ように、心房脱分極と心室脱分極との間の基本Ｐ‐Ｖ時
間間隔を維持しようと試みる。この目的で、Ｐ波がペー
スメーカにより“追跡”され得る。このことは、各検出
されたＰ波に対して、（Ｒ波がＰＶ間隔のタイミングア
ウト以前に生起しないかぎり）その後のＰＶ間隔の後に
Ｖパルスが発生されることを意味する。

【００５７】一般に、ペースメーカをその上側または高
いほうの整調レートで利用する時、Ｐ‐Ｖシーケンス
（Ｖパルスが後続するＰ波）はペースメーカの最大追跡
レート（ＭＴＲ）により制限されているレートで生起す
る。ＭＴＲは一般にペースメーカの植え込みの時点で心
臓病専門医により設定されるプログラム可能なパラメー
タである。典型的なＭＴＲは１００〜１７０ｂｐｍの範
囲のなかにあり、たとえば１５０ｂｐｍである。Ｐ波を
追跡するペースメーカでは、ＭＴＲ間隔（ＭＴＲＩ）は
ペースメーカが検出された事象への作用の間に許す最短
の時間間隔を定め、またこうして心室整調レート（すな
わちＶパルスが発生され得るレート）を制限する。この
ことは通常、図７のタイミング波形図中に示されている
ように成就される。

【００５８】図７中でＰＶ間隔またはＰＶＩはＰ波の検
出時にペースメーカのタイミング回路により開始され
る。こうして、図７中に見られるように、第１のＰＶＩ
１０２がＰ波１０１の検出後に開始し、また第２のＰＶ
Ｉ１０４がＰ波１０３の検出後に開始する。もし自然の
心室活動、すなわちＲ波がＰＶＩのタイミングアウトに
先立って検出されるならば、ＰＶＩはＲ波の生起時に短
くカットされ、またはリセットされる。このような状況
はＰＶＩ１０２およびＲ波１０５に対して図７中に示さ
れている。もし心室活動が生起しないならば、ＰＶＩは
タイムアウトし、またＰＶＩ１０４およびＶパルス１０
６に対して図７中に示されているようにＶパルスが発生
される。

【００５９】Ｒ波であれＶパルスであれ心室活動の生起
はポスト心室心房不応周期（ＰＶＡＲＰ）を開始する。
ＰＶＡＲＰ１０８が、短縮されたＰＶＩ１０２に続いて
図７中に示されており、また他のＰＶＡＲＰ１１０が、
タイムアウトしたＰＶＩ１０４に続いて示されている。
ＰＶＡＲＰのタイミングアウトの間、Ｐ波は検出されな
い（またそれらがたとえばＰＶＡＲＰの終わりの部分の
間に検出されたとしても、それらは追跡されない）。Ｐ
ＶＡＲＰに続いて、ウェンケバッハ間隔（ＷＩ）１１２
が開始する。ＷＩの間、Ｐ波は追跡されるが遅延させら
れる。すなわち検出されるどのＰ波もＷＩの終了までは
作用しない。このことはＰ‐Ｐ周期の延長を招き、前記
の電気生理学的問題を生ずる。すなわち、逆行性伝導が
強められ、それによりペースメーカにより媒介される頻
脈（ＰＭＴ）への心臓の感受性が増す。ペースメーカは
ＭＴＲＩを設定するのにＰＶＩ、ＰＶＡＲＰおよびＷＩ
の和により定められる複合時間間隔を使用する。ＰＶＩ
およびＰＶＡＲＰは多かれ少なかれ固定されているの
で、プログラムされたＭＴＲに対応する適切なＭＴＲＩ
を定めるため、ＭＴＲがプログラムされる際に、ＷＩが
変更される。

【００６０】ＷＩに続いて、Ｐ追跡間隔１１４または１
１６が開始する。Ｐ追跡間隔の間、Ｐ波は通常の仕方で
追跡される。すなわちＰ追跡間隔の間に検出されたＰ波
（第１のＰ追跡間隔１１４の間に生起するＰ波１０３の
ような）はＰ追跡間隔をリセットさせ、また次の整調サ
イクルを開始させる。すなわち検出されたＰ波はＰＶＡ
ＲＰが後続する次のＰＶＩを開始させるなどである。な
お心室事象、たとえばＶパルス１０６と共に開始し、後
続のＰ追跡間隔の終了まで続く時間周期は時には心房逸
走間隔またはＡＥＩと呼ばれる。また心室事象（Ｒ波も
しくはＶパルス）に続いていったんＰＶＡＲＰが開始す
ると、他の時間間隔（ＷＩおよびＰ追跡）はＰＶＡＲＰ
に対して相対的に計時される。この理由で、刺激パルス
を与えるのに図７中に示されているような時間間隔を使
用することは一般に心室ベースの整調と呼ばれる。

【００６１】要約すると、図７中に見られるように、ペ
ースメーカの上側レート特性を制御するのに使用される
従来通常の心室ベースの技術はＰＶＩ、ＰＶＡＲＰおよ
びＷＩの和から成るＭＴＲＩを使用することである。Ｐ
波はＰＶＩおよびＰＶＡＲＰの間は追跡されないが、Ｗ
ＩおよびＰ追跡間隔の間は追跡される（しかしＷＩの間
は遅延させられる）。Ｐ波がＰ追跡間隔内でますます早
く生起するにつれて、整調レート（すなわちＶパルスが
各追跡されたＰ波に続いて発生されるレート）は、Ｐ波
が各Ｐ追跡間隔のまさに開始時に生起するまで、ますま
す速く増す。その点で、Ｐ波が追跡され得るレートはＭ
ＴＲにより制限される。（もちろんＰ波がＷＩの間に生
起すること（この場合それらは追跡されるが、遅延させ
られる）またはＰＶＡＲＰの間に生起すること（この場
合それらは追跡されない）は可能である。）たとえば特
定のＰ波レートにおいて、すべての他のＰ波がＰ追跡間
隔の間に検出かつ追跡され、残りのＰ波はＰＶＡＲＰ内
で生じ、従ってまたＰＶＡＲＰによりブロックされるこ
とが可能である。これは２：１ブロックとして知られて
いる条件である。２：１ブロックの間は、ＶパルスはＰ
波レートの２分の１のレートでのみ発生される。

【００６２】先に示されたように、図７中に示されてい
るタイミング波形図は心室ペースのタイミングを示すも
のである。さらにまたペースメーカを、図８中に示され
ているように、心房ベースのタイミングに基づいて作動
させることも可能である。以下の（たとえば図９ないし
図１４による）説明のほとんどは心室ベースのタイミン
グシステムに基づいているが、本発明の修正されたＰ波
追跡モードは心室ベースのタイミングシステムを使用し
ても心房ベースのタイミングシステムを使用しても実施
することができる。

【００６３】心房ベースのタイミングシステムでは、図
８中に見られるように、ＰＶＩ３０４は検出されたＰ波
３０２に続いて開始する。しかし、ＰＶＩがタイムアウ
トする前に、Ｒ波３０６が生起する。このＲ波はＰＶＩ
３０４を短くカットし、またＰＶＡＲＰ３０８を開始さ
せる。ＰＶＡＲＰ３０８に続いて、ＷＩ３１０が開始
し、ＷＩ３１０にはＰ追跡間隔３１２が続く。しかし、
図７の心室ベースのタイミングアプローチと異なり、図
８中に示されているような心房ベースのタイミングシス
テムを使用する時にＰＶＩ３０４が短縮される時には、
ＰＶＩ３０４が短縮された時間の大きさだけＰ追跡間隔
３１２が延長される。延長されたＰ追跡間隔の終了時
に、Ｐ波が検出されていないと仮定して、Ａパルス３１
４が発生される。Ａパルス３１４はＡＶＩ３１６を開始
させ、それに続いてＶパルス３１８が発生される（Ｒ波
がＡＶＩ３１６の間に生起しないと仮定して）。この仕
方で、ＰＶＩまたはＡＶＩは、Ｒ波がＰＶＩまたはＡＶ
Ｉの終了前に生起する時には常に短縮されるが、Ｐ追跡
間隔は同一の大きさだけ延長され、それによりオーバー
オールなＰ‐Ａ時間（すなわち整調心臓サイクル周期、
または図８中のＰ波３０２からＡパルス３１４までの時
間）がＰＶＩまたはＡＶＩの間のＲ波の生起により影響
されないようにする。

【００６４】次に図９を参照すると、本発明の修正され
たＰ波追跡モードの第１の実施例の第１のバリエーショ
ンに従って整調間隔を定めるのに使用される種々のタイ
ミング間隔を示すタイミング図が示されている。図９中
に見られるように、こうして使用される間隔はＰＶ遅延
１２０、ＰＶＡＲＰ１２２、ウェンケバッハ間隔（Ｗ
Ｉ）１２４、心房ロック間隔（ＡＬＩ）１２６およびＰ
追跡間隔１２８を含んでいる。図９を図７と比較すると
わかるように、図９はＷＩ１２４とＰ追跡間隔１２８と
の間のＡＬＩの追加を含んでいる。

【００６５】ＡＬＩ１２６を含んでいることがペースメ
ーカの作動にどのように影響するかを理解するのには、
図９中に示されているサブ間隔の各々のなかのＰ波の生
起にペースメーカがどのように応答するかを展望するこ
とが助けになる。すなわち、Ｐ波が図９中に示されてい
るサブ間隔の各々内で生起する時に、何が起こるかを理
解することは助けになる。

【００６６】Ｐ波がＰＶ遅延１２０もしくはＰＶＡＲＰ
１２２の間に生起したとすると、このような事象は追跡
されない。すなわち、ＰＶ遅延もしくはＰＶＡＲＰの間
に生起するＰ波はペースメーカ回路により無視される。
これは正常なコンベンションであり、また高い心房レー
トにおいて２：１またはより高いブロックを生じさせ
る。

【００６７】もしＰ波がウェンケバッハ間隔（ＷＩ）１
２４の間に生起するならば、図１０中に示されているよ
うに、Ｐ波はラッチされ、また幻像Ｐ波がＡＬＩ１２６
の終了時に発生される。ＡＬＩの終了時の幻像Ｐ波は、
まさにＰ波がＡＬＩの終了時に生起したかのように、Ｐ
Ｖ遅延１２１をＡＬＩの終了時に開始させる。従って、
図１０中に示されているように幻像Ｐ波を使用する効果
は、ＷＩの間に生起するすべてのＰ波を、あたかもそれ
がＡＬＩの終了時に生起したかのように取り扱うことで
ある。こうして、図１０中に見られるように、ＷＩ１２
４の間に生起するすべてのＰ波に対して、新しいＰＶ遅
延１２１が、Ｐ波がその間に生起するＷＩに続くＡＬＩ
１２６の終了時に開始される。Ｖパルスが次いでＰＶ遅
延１２１の後に与えられる。Ｖパルスの後に、ＰＶＡＲ
Ｐ１２３が開始される。このＰＶＡＲＰには新しいＷＩ
１２５が続く（間隔のサイクルが繰り返す）。

【００６８】図１１は、Ｐ波がＡＬＩ１２６の間に生起
する時に、何が起こるかを示す。図１１中に見られるよ
うに、Ｐ波がＡＬＩ１２６の間に生起する時、このよう
なＰ波は中間的なＰＶ遅延１３０を発生することにより
追跡され、それに続いてＶパルスが発生される。さら
に、追跡されるＰ波がその間に生起するＡＬＩ１２６の
終了時に、幻像Ｐ波が第２のＰＶ遅延１２１を開始する
と仮定される。第２のＰＶ遅延１２１は新しい整調サイ
クルを開始する。すなわち、第２のＰＶ遅延１２１に続
いて、幻像Ｖパルス（実際のＶパルスではなく、単にタ
イミング目的で使用されるパルス）が発生される。この
幻像Ｖパルスは新しいＰＶＡＲＰ１２３をトリガし、そ
れに続いて新しいＷＩ１２５が開始する。実際のＶパル
スではなく幻像Ｖパルスのみが第２のＰＶ遅延１２１に
続く。なぜならば、実際のＶパルスはその直前に中間的
なＰＶ遅延１３０の終了時に発生されるからである。

【００６９】図１１からわかるように、中間的なＰＶ遅
延１３０の終了時のＶパルスの供給は通常よりも短い間
隔であり、また整調間隔内でＰＶＩ＋ＰＶＡＲＰ＋ＷＩ
のように早く生起するＰ波を追跡することを許す。ここ
でＰＶＩはＰＶ間隔（またはＰＶ遅延）である。こうし
て、最大瞬時上側心室レートは 最大瞬時上側心室レート＝１／（ＰＶＩ＋ＰＶＡＲＰ＋ＷＩ） （１） により定められる。

【００７０】しかし最大瞬時上側心室レートは上記の式
（１）により定められるが、本発明はさらに、ＡＬＩ１
２６の追跡を維持し、また幻像Ｐ波がＡＬＩのタイミン
グアウト時に生起することを仮定することにより、最大
平均レート（ＭＴＲ）を制限する。この幻像Ｐ波は幻像
ＰＶ遅延（図１１中に示されている第２のＰＶ遅延１２
１）を生じさせ、それに続いてＰＶＡＲＰ１２３が開始
する。上記のように、Ｖパルスは中間的なＰＶ遅延１３
０の終了時に既に供給されたので、幻像ＰＶ遅延１２１
の終了時に他のＶパルスを供給することは必要でない
（望ましくない）。こうして、幻像Ｖパルスのみが幻像
ＰＶ遅延１２１の終了時に供給され、次のＰＶＡＲＰを
開始させる。

【００７１】図１１中に示されているＡＬＩ応答は ＭＭＲ≦１／（ＰＶＩ＋ＰＶＡＲＰ＋ＷＩ＋ＡＬＩ） （２） により定められるレートに近接しまたはそれ以下にとど
まる平均心室レートを生ずる。

【００７２】Ｐ波がＰ追跡間隔１２８の間に生起したと
すれば、このようなＰ波は従来通常の仕方で追跡され
る。すなわち、もしＰ波がＰ追跡間隔の間に生起するな
らば、ＰＶ遅延が開始され、それに続いてＶパルスが供
給され（ＰＶ遅延のタイミングアウトに先立って生起す
るＲ波の不存在時）、またＰＶＡＲＰが開始される。

【００７３】上記の図９ないし図１１中に示されている
ＡＬＩ整調プランは下記の有意義な利点を与える。すな
わち（１）２：１ブロックが高い心房レートに対して存
在する、（２）ペースメーカ・ウェンケバッハが相当に
高い心房レートにおいて用意されている（すなわち、Ｍ
ＴＲが効果を表す）、および（３）ＡＬＩ内のＰ波が追
跡されることである。有意義なことに、最大上側瞬時心
室レートは上記の式（１）により示されるように高くて
よいが、平均心室レートは上記の式（２）により制限さ
れる。さらに、もしＡＬＩが０（ゼロ）ｍｓに等しく設
定されているならば、システムは典型的なＤＤＤペース
メーカとして挙動する。すなわち、Ｐ波レートが増すに
つれて、第１のＰ追跡が、次いでウェンケバッハ整調
が、また次いで２：１ブロックが存在する。また、もし
ＷＩが０（ゼロ）ｍｓに等しく設定されているならば、
システムは完全にＡＬＩモードで挙動する。すなわち、
Ｐ波は１／（ＰＶＩ＋ＰＶＡＲＰ）の最大瞬時レートに
おいて２：１ブロックまでの広い範囲内で追跡される
が、平均レートは１／（ＰＶＩ＋ＰＶＡＲＰ＋ＡＬＩ）
以下にとどまり、またはそれに近接する。

【００７４】図９ないし図１１のタイミング波形図に示
されているＡＬＩ整調技術を示すフローチャートが以下
に図１７および図１８と結びつけて説明される。

【００７５】次に図１２を参照すると、本発明の修正さ
れたＰ波追跡モードの第１の実施例の第２のバリエーシ
ョンに従って整調間隔を定めるのに使用される種々のタ
イミング間隔が示されている。図１２中に見られるよう
に、これらの間隔はＰＶ遅延３０２、ＰＶＡＲＰ３０
４、心房ロック間隔（ＡＬＩ）３０６、ウェンケバッハ
間隔（ＷＩ）３０８およびＰ追跡間隔３１０を含んでい
る。図１２を図９と比較するとわかるように、タイミン
グ間隔のシーケンス内のＡＬＩおよびＷＩの位置が逆に
されている。すなわち、第２のバリエーション（図１
２）では、ＡＬＩ３０６がＰＶＡＲＰ３０４に続き、ま
た次いでＷＩ３０８がＡＬＩ３０６に続く。Ｐ追跡間隔
３１０が次いでＷＩ３０８に続く。

【００７６】図１３は、Ｐ波がＡＬＩ３０６の間に検出
される時に第２のバリエーション内で何が起こるかを示
す。図１３中に見られるように、ＡＬＩ３０６の間に生
起するＰ波３０７は追跡され、幻像Ｐ波がＡＬＩ３０６
の終了時に発生されるようにする。幻像Ｐ波は延長され
たＰＶ遅延３１２をトリガし、これにはＰＶＡＲＰ３１
４が続き、これには他のＡＬＩ３１６が続き、これには
他のＷＩ３１８が続く。そうしている間に、ＡＬＩ３０
６の間に検出されたＰ波３０７が他の延長されたＰＶ遅
延３１１をトリガし、その終了時にＶパルス３１３が発
生され、また心臓に供給される。Ｖパルス３１３のため
に、第２のＰＶＡＲＰ３１４の終了時にＶパルスは発生
されず、幻像Ｖパルス３１５のみが発生される。延長さ
れたＰＶ遅延３１１および延長されたＰＶ遅延３１２は
各々、ＷＩ３０８に等しい大きさだけ延長される。すな
わち、延長されたＰＶ遅延３１１および３１２の全長は
正常なＰＶ遅延３０２プラスＷＩ間隔３０８に等しい。

【００７７】次に図１４を参照すると、Ｐ波がウェンケ
バッハ間隔の間に生起する時の本発明の第１の実施例の
第２のバリエーションが示されている。図１４中に見ら
れるように、ＷＩ３０８の間に生起するＰ波３２０はラ
ッチされ、ＰＶ遅延３２２をＷＩ３０８の終了時に開始
させる。Ｖパルス３２３が次いでＰＶ遅延３２２の終了
時に発生される。Ｖパルス３２３は次いで他のＰＶＡＲ
Ｐ３２４が発生されるようにし、これには他のＡＬＩ３
２６が続き、またこれには他のＷＩ３２０が続く。

【００７８】図１２ないし図１４を研究すればわかるよ
うに、そこに示されている本発明の第１の実施例の第２
のバリエーションでは、ＡＶＩ（またはＰＶＩ）がある
制限値まで延長され、また次いでその制限値において
（それ以上の延長なしに）ロックされる。こうして達成
された平均心室レートはプログラムされたＭＭＲＩに近
接する。

【００７９】さらに本発明の修正されたＰ波追跡モード
の第１の実施例の第３のバリエーションは、第１のバリ
エーション（図１０および図１１）の場合のように、Ａ
ＥＩ１２６の終了時ではなく、ＷＩ１２４の終了時にＰ
ＶＩ遅延１２１を開始することを含んでいる。このよう
なバリエーションは結果としてより早いウェンケバッハ
レートを生じ、これは特定の患者に対して有用であり得
よう。

【００８０】次に図１５および図１６を参照すると、本
発明の第２の修正されたＰ波追跡モードに従って使用さ
れる２つのＭＭＲＩ自走技術を示す追加的なタイミング
図が示されている。このようなモードでは、どの心房ま
たは心室事象に対しても相対的に非同期で走る、たとえ
ば３００〜６００ｍｓの周期Ｔを有するＭＭＲＩ１４０
のシーケンスが発生される。すなわち、ＭＭＲＩはたと
えば１００〜２００ｂｐｍのレートで、何度も何度も繰
り返して、フリーランする。２つの技術のいずれかが自
走ＭＭＲＩモードに従ってＰ波を追跡するのに使用され
得る。図１５中に示されている第１の技術では、ペース
メーカは、先の心室活動（Ｒ波またはＶパルス）が現在
のＭＭＲＩの間に生起していないときにのみ、Ｖパルス
を発生する。こうして、この第１の技術によれば、ペー
スメーカ回路は各ＭＭＲＩの間に生起する心室事象の数
をモニタする。もしＶパルスがたとえばＰＶ間隔の終了
時に発生されるべきであるが、このようなＶパルスの発
生が現在のＭＭＲＩの第２の心室活動を表すとすれば、
このようなＶパルスは禁止される。たとえば、図１５中
で、示されている第４の完全なＭＭＲＩはＭＭＲＩの開
始の近くで生ずる第１のＶパルスを有する。従って、上
側心室レートにおいて、さもなければＭＭＲＩの終端の
近くの時点１４４で生起するであろう第２のＶパルスは
禁止される。上側レート制限において、このような作用
は、平均的に、結果としてＭＭＲと同一の心室レートを
生ずる。

【００８１】図１６中に示されている第２の技術では、
所与のＭＭＲＩの第１のＰ波のみが追跡される。“追
跡”されるＰ波は、ＰＶ間隔をトリガするＰ波であり、
その終了時に、もしＲ波が最初に生起していなかったな
らば、Ｖパルスが発生される。こうして、図１６中に見
られるように、第２のＰ波１４６が所与のＭＭＲＩの間
に生起したとすると、このようなＰ波は無視され、ＰＶ
間隔は開始されず、またＶパルスは結果として生じな
い。上側レート制限において、（ＭＭＲＩあたり１つの
Ｐ波を追跡するだけの）このような作用は、平均的に、
結果としてＭＭＲと同一の心室レートを生ずる。

【００８２】こうして、図１５中に示されている（ＭＭ
ＲＩあたり１つのＶパルスを許すのみの）技術または図
１６中に示されている（ＭＭＲＩあたり１つのＰ波を追
跡するのみの）技術の双方が結果として、平均的に最大
平均レートＭＭＲと同一の心室レートを生ずることがわ
かる。図１５および図１６のタイミング波形図に示され
ているＭＭＲＩ自走技術の利点は、（１）その実現の簡
単さ、および（２）ＭＭＲより大きいが２：１ブロッキ
ングレートより小さい（またはもし使用されているなら
ば、ウェンケバッハレートより小さい）すべての心房レ
ートに対するＭＭＲに等しい平均心室レートの達成であ
る。有利なことに、ＭＭＲＩはハードウェアおよび／ま
たはソフトウェアにより実現される任意の形式の自走発
振器を使用して発生され得る。各ＭＭＲＩの間に生起す
る心臓事象の数のモニタリングは、図１９（図１５に対
応）または図２０（図１６に対応）のフローチャートに
詳細に示されている方法またはそれらと等価な方法に続
いて従来通常のハードウェアおよび／またはソフトウェ
ア技術を使用して実現され得る簡単な論理回路により行
われる。

【００８３】ＡＬＩ整調に関係する図９ないし図１４中
に示されている結果も、ＭＭＲＩ自走整調（ＡＬＩ整調
の１つの形態でもある）に対する図１５および図１６中
に示されている結果も、それらのすべてのバリエーショ
ンもさまざまな方法、ペースメーカの形式および回路を
使用して実現され得る。上記のバリエーションのいくつ
か（たとえば図９ないし図１１中に示されているバリエ
ーションまたは図１５および図１６中に示されているバ
リエーション）に対して所望の結果を達成し得る代表的
な方法は図１７、図１８、図１９および図２０のフロー
チャート中に一般的に示されている。上記の他のバリエ
ーションは同様に類似の方法および技術を使用して達成
され得る。マイクロプロセッサに基づくペースメーカで
あっても、状態機械に基づくペースメーカであっても、
または構成可能な制御システムを用いる他のペースメー
カであっても任意の形式のペースメーカが、図９ないし
図１６と結び付けて以上に説明した所望の結果を達成す
るため、下記のフローチャートに示されている仕方また
はそれと等価な方法で作動するように構成され得る。

【００８４】次に図１７および図１８を参照すると、図
８〜図１４と結び付けて以上に説明したＡＬＩ整調を実
行するための好ましい方法が詳細に示されている。図１
７および図１８は同一のフローチャートの異なる部分を
含んでおり、適切な接続ブロック“Ａ”、“Ｂ”および
“Ｃ”が図１７中に含まれているフローチャートの部分
と図１８中に含まれているフローチャートの部分とを相
互に接続するのに使用されている。

【００８５】図１７および図１８中に見られるように、
いったんＡＬＩ整調が開始すると（ブロック１５０）、
ＰＶ遅延が開始される（ブロック１５２）。ＰＶ遅延が
タイミングアウト（“Ｔ．Ｏ．”）する時（ブロック１
５４）、次いでＶパルスが発生される（ブロック１５
６）。（なお、図１７中には示されていないが、もしＲ
波がＰＶ遅延のタイミングアウト以前に検出されるなら
ば、Ｖパルスは発生されない。もしＲ波が検出されるな
らば、ペースメーカは両チャンバ内で禁止された状態と
なり、また整調刺激と供給されない。）Ｖパルスが発生
された後に、ＰＶＡＲＰが開始する（ブロック１５
８）。ＰＶＡＲＰがタイムアウトする時（ブロック１６
０）、次いでＷＩが開始する（ブロック１６２）。Ｐ波
がＷＩのタイミングアウト以前に検出されたとすると
（ブロック１６４のイエス分岐）、次いでＰラッチが設
定される（ブロック１６６）。

【００８６】いったんＡＬＩがタイムアウトすると（ブ
ロック１６８のイエス分岐）、ＡＬＩが開始する（ブロ
ック１７２、図１８）。もしＡＬＩがＰ波を検出するこ
となくタイムアウトすると（ブロック１７６）、またも
しＰラッチが設定されると（ブロック１７８のイエス分
岐）、次いで幻像Ｐ波が仮定される（ブロック１８
０）。このような幻像Ｐ波はＰＶ遅延を再び開始させ
（ブロック１５２、図１７）、それに続いてＶパルスが
発生される（ブロック１５６）。もし、ＡＬＩがタイム
アウトした後に、Ｐラッチが設定されないならば（ブロ
ック１７８のノー分岐、図１８）、次いでＰ追跡間隔が
開始する（ブロック１８２）。Ｐ波がＰ追跡間隔のタイ
ミングアウト以前に検出されたとすると（ブロック１８
４）、このようなＰ波は通常の仕方で追跡される。すな
わち、ＰＶ遅延が再び開始し（ブロック１５２）、それ
に続いてＶパルスが発生され（ブロック１５６）、ＰＶ
ＡＲＰが開始し（ブロック１５８）、またプロセスが先
に説明したように継続する。

【００８７】Ｐ波がＰ追跡間隔のタイミングアウト以前
に検出されなかったとすると（ブロック１８６）、次い
でＡパルスが発生される（ブロック１８８）。Ａパルス
にはＡＶ遅延が続いており（ブロック１９０）、このＡ
Ｖ遅延は、当業者に知られているように、ＰＶ遅延と少
し異なる値を有する。ＡＶ遅延がタイムアウトする時、
Ｖパルスが発生され（ブロック１９４）、このＶパルス
にはＰＶＡＲＰか続いている（ブロック１５８、図１
７）。プロセスは次いで上記のようにＰＶＡＲＰに続い
て継続する（ブロック１６０、１６２以下を参照）。

【００８８】もしＰ波がＡＬＩのタイミングアウトの間
に検出されるならば（ブロック１７４のイエス分岐、図
１８）、次いでＰＶ遅延が開始される（ブロック１９
６）。ＰＶ遅延に続いて、２つの並列な経路が開始す
る。第１の経路では、ＰＶ遅延がモニタされ、またそれ
がタイムアウトする時（ブロック１９８）、Ｖパルスが
発生される（ブロック２００）。第１の経路が次いで終
了する。第２の経路では、ＡＬＩがモニタされ（ブロッ
ク２０２）、またそれがタイムアウトする時、幻像Ｐ波
が仮定される（ブロック２０４）。幻像Ｐ波はペースメ
ーカ回路内の種々の計時された事象を、実際にはＰ波が
検出されなかった時に、実際のＰ波が検出されたかのよ
うにトリガする信号である。幻像Ｐ波に続いて、幻像Ｐ
Ｖ遅延が開始する（ブロック２０６）。幻像ＰＶ遅延に
続いて、幻像Ｖパルスが仮定される（ブロック２１
０）。幻像Ｖパルスは、幻像Ｐ波と同様に、ペースメー
カ回路内の種々の計時された事象を、実際にはＶパルス
が心臓に供給されていない時に、実際のＶパルスＰ波が
発生され、また心臓に供給されているかのようにトリガ
する信号である。幻像Ｖパルスに続いて、ＰＶＡＲＰが
開始し（ブロック１５８）、またプロセスが上記のよう
に継続する（１６０、１６２以下を参照）。

【００８９】次に図１９を参照すると、（ＭＭＲＩあた
りただ１つのＶパルスを許す）図１５に対応するＭＭＲ
Ｉ自走技術のフローチャートが示されている。２つ独立
した経路が示されている。左上に示されている第１の経
路で、ＭＭＲＩタイマが開始される（ブロック２２
０）。ＭＭＲＩタイマがタイムアウトする時（ブロック
２２２）、次いでＶ禁止フラグがリセットされる（ブロ
ック２２４）。次いでプロセスが繰り返す。第１の経路
のほぼ右下に示されている第２の経路では、従来通常の
ＰＶＡＲＰおよび整調サイクルと結び付けられている心
房逸走間隔（ＡＥＩ）タイマが開始する（ブロック２３
０）。ＰＶＡＲＰがタイムアウトする時（ブロック２３
２）、Ｐ波がＡＥＩがタイムアウトする（ブロック２３
２、２３６）以前に検出される（ブロック２３４）か否
かについての決定が行われる。もしＰ波がＡＥＩがタイ
ムアウトする以前に検出されないならば、次いでＡパル
スが発生される（ブロック２３８）。もしＰ波が検出さ
れるならば、または後にＡパルスが発生されるならば、
ＰＶ／ＡＶタイマが開始される（ブロック２４０）。次
いで、Ｒ波がＰＶ／ＡＶタイマがタイムアウトする以前
に生起するか否かについての決定がなされる（ブロック
２４２、２４４）。もしＰＶ／ＡＶタイマがＲ波が検出
される以前にタイムアウトすれば（ブロック２４４）、
またもしＶ禁止フラグがセットされていないならば（ブ
ロック２４６のノー分岐）（このことはＶパルスが現在
のＭＭＲＩ内にまだ発生されていないことを意味す
る）、次いでＶパルスが発生され（ブロック２４８）、
またＶ禁止フラグがセットされる（ブロック２５０）。
現在の整調サイクルが次いで終了し、また次の整調サイ
クルが開始する（ブロック２３０、２３２以下を参
照）。

【００９０】ＰＶ／ＡＶタイマがタイムアウトする時に
Ｖ禁止フラグがセットされているとすると（ブロック２
４６のイエス分岐）、そのことはＶパルスが現在のＭＭ
ＲＩの間に既に発生されていることを意味する。従っ
て、Ｖパルスは発生されないが、次の整調サイクルが開
始し（ブロック２３０、２３２以下を参照）、またプロ
セスが繰り返す。

【００９１】こうして、図１９中に示されている方法を
使用して、ＭＭＲＩの終了時に、Ｖ禁止フラグがリセッ
トされることがわかる。Ｖパルスの発生時に、Ｖ禁止フ
ラグがセットされる。こうして、Ｖ禁止フラグがセット
された状態とリセットされた状態との間をトグルし、ま
たそれにより各ＭＭＲＩの間に生起し得るＶパルスの数
を１つに制限する。

【００９２】次に図２０を参照すると、図１６に対応す
るＭＭＲＩ自走技術（ＭＭＲＩあたりただ１つのＰ波を
追跡する）のフローチャートが示されている。図１９の
場合のように、２つの独立した経路が示されている。左
上に示されている第１の経路で、ＭＭＲＩタイマが開始
される（ブロック２２０）。ＭＭＲＩタイマがタイムア
ウトする時（ブロック２２２）、次いでＥフラグ（事象
フラグ）およびＶ禁止フラグがリセットされる（ブロッ
ク２２５）。次いでプロセスが繰り返し、Ｅフラグおよ
びＶ禁止フラグは各ＭＭＲＩの終了時にリセットされ
る。第１の経路のほぼ右下に示されている第２の経路で
は、従来通常のＰＶＡＲＰおよび整調サイクルと結び付
けられている心房逸走間隔（ＡＥＩ）タイマが開始する
（ブロック２６０）。ＰＶＡＲＰがタイムアウトする時
（ブロック２６２）、Ｐ波がＡＥＩがタイムアウトする
（ブロック２６２、２６６）以前に検出される（ブロッ
ク２６４）か否かについての決定が行われる。もしＰ波
がＡＥＩがタイムアウトする以前に検出されないなら
ば、次いでＡパルスが発生される（ブロック２６８）。
もしＰ波が検出されるならば、または後にＡパルスの発
生されるならば、Ｅフラグがセットされているか否かに
ついての決定がなされる（ブロック２７０）。もし肯定
であれば（ブロック２７０のイエス分岐）、Ｖ禁止フラ
グがセットされる（ブロック２７４）。もし否定であれ
ば（ブロック２７０のノー分岐）、Ｅフラグがセットさ
れ（ブロック２７２）、それにより心房事象（Ｐ波また
はＡパルス）が生起していることを指示する。ＰＶ／Ａ
Ｖタイマが次いで開始される（ブロック２７６）。次い
で、Ｒ波がＰＶ／ＡＶタイマがタイムアウトする以前に
生起するか否かについての決定がなされる（ブロック２
７８、２８０）。もしＰＶ／ＡＶタイマがＲ波が検出さ
れる以前にタイムアウトすれば（ブロック２８０）、ま
たもしＶ禁止フラグがセットされていないならば（ブロ
ック２８２のノー分岐）（このことは心房事象が現在の
ＭＭＲＩ内にまだ発生されていないことを意味する）、
次いでＶパルスが発生される（ブロック２８４）。現在
の整調サイクルが次いで終了し、また次の整調サイクル
が開始する（ブロック２６０、２６２以下を参照）。も
しＶ禁止フラグがセットされているならば（ブロック２
８２のイエス分岐）、そのことは第２のＰ波が現在のＭ
ＭＲＩ内で既に生起していることを意味し、従ってＶパ
ルスは発生されず（すなわち、第２のＰ波は追跡され
ず）、また次の整調サイクルが開始する（ブロック２６
０、２６２以下を参照）。

【００９３】図２０の説明からわかるように、ただ１つ
のＰ波が各ＭＭＲＩの間に追跡される。このような作用
は平均心室レートをＭＭＲレートに制限する。

【００９４】次に図２１〜図２４を参照すると、本発明
の作動を明らかにするいくつかの定量的データが示され
ている。このようなグラフは本発明の使用から生ずる利
益の便利なグラフ表現を与える。

【００９５】図２１には、ウェンケバッハ整調の間の
（すなわちＡＬＩが零に等しく設定されている状態で
の）ＰＶ遅延の関数として相対的拍動量を示すグラフが
示されている。換言すれば、図２１中に示されているデ
ータは本発明なしに達成される特性を示す（なぜなら
ば、ＡＬＩ＝０とすることにより心房ロック間隔がブロ
ックされているからである）。図２１では、ＷＩは１３
０ｍｓに設定されており、ＰＶＡＲＰは１００ｍｓに設
定されており、またＰＶ遅延は１５０ｍｓに設定されて
いる。データが示すように、このような条件のもとで、
また１６５ｂｐｍのＰレートの際に、心室レートは平均
的に１５０ｂｐｍであった。拍動量は、たとえば文献ハ
スケル（Haskell ）ほか著「デュアルチャンバペースメ
ーカにおける最適ＡＶ間隔」ＰＡＣＥ、第９巻、第６７
０〜６７５頁（１９８６）に記載されているように、Ｐ
Ｖ間隔に関係している。ＰＶ遅延が最適値から離れるに
つれて、拍動量は減少する。得られた平均拍動量は得ら
れる最大拍動量の８９．５％であった。

【００９６】次に図２２を参照すると、心房ロック間隔
整調の間のＰＶ遅延の関数として相対的拍動量を示すグ
ラフが示されている。図２２中に示されているデータに
対しては、ＷＩを零に設定することによりウェンケバッ
ハ現象は避けられた。ＡＬＩは１３０ｍｓに設定され
た。ＰＶＡＲＰ、ＰＶ遅延、平均心室レートおよび心房
レートおよびＰＶ間隔の拍動量依存性は図２０と同一で
あった。図２２中に見られるように、心房ロック間隔整
調により、平均拍動量は得られる最大拍動量の１００％
に近接する。

【００９７】図２３には、ウェンケバッハ整調と組み合
わせた心房ロック間隔整調を示すグラフが示されてい
る。ＷＩは５０ｍｓに設定され、またＡＬＩは８０ｍｓ
に設定された。ＰＶＡＲＰ、ＰＶ遅延、平均心室レート
および心房レートおよびＰＶ間隔の拍動量依存性は図２
０と同一であった。ウェンケバッハおよびＡＬＩ整調の
この組み合わせにより、平均拍動量は得られる最大拍動
量の９２．５％に近接する。これはウェンケバッハ整調
単独の場合（図２０）にくらべて顕著な改善であるが、
ＡＬＩ整調単独の場合（図２１）ほど良好ではない。

【００９８】図２４は、たとえば図１５および図１９で
先に説明したようにＭＭＲＩ内で心室状態のみを許す自
走ＭＭＲＩを使用する心房ロック間隔整調を示すグラフ
である。図２４は、４００ｍｓ（心室レート＝１５０ｂ
ｐｍ）に設定されたＭＭＲＩにより、また（図２０と同
一の）示されている他の条件により、平均拍動量が１０
０％に近接することを示す。なお、図２４に示されてい
る場合に対しては、最大心房追跡レートが１／（ＰＶＩ
＋ＰＶＡＲＰ＋ＷＩ）＝２００ｂｐｍであるので、ウェ
ンケバッハ現象は存在しなかった。

【００９９】図２２〜図２４は、２つの全く異なる実施
例が本発明による心房ロック間隔整調（または上側レー
トでの修正されたＰ波追跡）を達成するのに使用され得
ることを示す。すなわち、図９ないし図１１のＡＬＩア
プローチまたはそれと等価なアプローチ、または図１
５、図１６の自走ＭＭＲＩアプローチまたはそれと等価
なアプローチによって非常に類似の結果が得られる。す
なわち、Ａ‐Ｖ同期性が上側レートにより長い時間周期
にわたり維持されており、その結果として拍動量が改善
される。

【０１００】以上に説明してきたように、本発明は、上
側レートでの作動時により高い百分率の時間にわたり心
房の検出される事象を心室の整調される事象と同期化す
ることによりペースメーカの上側レート特性を改善す
る。

【０１０１】以上に本発明を特定の実施例および応用に
より説明してきたが、さまざまな変形が本発明の範囲内
で当業者により行われ得ることは理解されよう。従っ
て、本発明の範囲内で、以上に説明してきた実施例とは
異なる形態で本発明が実施され得ることは理解されるべ
きである。

【図面の簡単な説明】

【図１】植え込み可能なデュアルチャンバペースメーカ
の機能ブロック図。

【図２】植え込み可能なペースメーカの主要なハードウ
ェア構成要素を示す整調システムのブロック図。

【図３】図２のペースメーカのアナログチップのブロッ
ク図。

【図４】図２のペースメーカのディジタルチップ部分の
ブロック図であり、またマイクロプロセッサを使用して
のペースメーカの作動の制御を示す図。

【図５】本発明を実施するのに使用され得る形式の状態
機械に基づくデュアルチャンバペースメーカのブロック
図。

【図６】基本的心臓サイクルと結び付けられたＰ波およ
びＲ波を示す図。

【図７】ペースメーカの上側レート特性を制限するのに
一般に使用される種々の心室ベースのタイミング間隔を
示すタイミング波形図。

【図８】図７の心室ベースのタイミングの代わりに心房
ベースのタイミングを示すタイミング波形図。

【図９】本発明の第１の修正されたＰ波追跡モードの第
１のバリエーションに従って整調間隔を定めるのに使用
される心房ロック間隔（ＡＬＩ）を含む種々のタイミン
グ間隔を示すタイミング図。

【図１０】Ｐ波がウェンケバッハ間隔の間に生起する時
の図９の修正されたＰ波追跡モードの第１のバリエーシ
ョンによるペースメーカの応答を示すタイミング図。

【図１１】Ｐ波が心房ロック間隔の間に生起する時の図
９の修正されたＰ波追跡モードの第１のバリエーション
によるペースメーカの応答を示すタイミング図。

【図１２】本発明の第１の修正されたＰ波追跡モードの
第２のバリエーションに従って整調間隔を定めるのに使
用される心房ロック間隔（ＡＬＩ）を含む種々のタイミ
ング間隔を示すタイミング図。

【図１３】Ｐ波が心房ロック間隔の間に生起する時の図
１２の修正されたＰ波追跡モードの第２のバリエーショ
ンによるペースメーカの応答を示すタイミング図。

【図１４】Ｐ波がウェンケバッハ間隔の間に生起する時
の図１２の修正されたＰ波追跡モードの第２のバリエー
ションによるペースメーカの応答を示すタイミング図。

【図１５】本発明の第２の修正されたＰ波追跡モードに
よる自走最大平均追跡レート間隔（ＭＭＲＩ）の使用を
示すタイミング図。

【図１６】図１５中に示されている自走ＭＭＲＩアプロ
ーチのバリエーションを示すタイミング図。

【図１７】ペースメーカが図８〜図１４中に示されてい
るような心房ロック間隔整調を実行する仕方を示すフロ
ーチャート。

【図１８】ペースメーカが図８〜図１４中に示されてい
るような心房ロック間隔整調を実行する仕方を示すフロ
ーチャート。

【図１９】図１５中に示されているような心房ロック間
隔整調の自走ＭＭＲＩアプローチを示すフローチャー
ト。

【図２０】図１６中に示されているような心房ロック間
隔整調の自走ＭＭＲＩアプローチを示すフローチャー
ト。

【図２１】ＡＬＩ＝０でウェンケバッハ整調の間のＰＶ
遅延の関数としての相対的拍動量を示し、また示されて
いる条件に対して平均の相対的拍動量が９０％のオーダ
ーであることを示すグラフ。

【図２２】１５０ｍｓのＰＶ遅延およびウェンケバッハ
間隔＝０で１３０ｍｓの心房ロック間隔に対する相対的
拍動量を示し、また示されている条件に対して平均の相
対的拍動量が１００％に近接することを示すグラフ。

【図２３】ウェンケバッハ整調と組み合わせた心房ロッ
ク間隔整調を示し、また示されている条件に対して平均
の相対的拍動量が９２．５％のオーダーであることを示
すグラフ。

【図２４】自走ＭＭＲＩによる心房ロック間隔整調を示
し、また示されている条件に対して平均の相対的拍動量
が１００％であることを示すグラフ。

【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 ペースメーカリード １５、１７ ペースメーカ電極 １８ 心房パルス発生器 ２０ 心室パルス発生器 ４９ テレメトリヘッド ５０ 通信リンク ４２０ アナログチップ ４４０ ディジタルチップ

Claims (45)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 Ｐ波およびＲ波を検出するための手段お
   よびＶパルスを発生するための手段を含んでいるデュア
   ルチャンバペースメーカを上側レート制限での作動時に
   より高い百分率の時間にわたり心房事象と心室事象との
   間の同期性を維持するＰ追跡モードで作動させる方法に
   おいて、Ｐ波を検出してからＰＶ遅延の後に、もしＶパ
   ルスが発生されないＰＶ遅延の終了に先立ってＲ波が検
   出されないならば、Ｖパルスを発生することにより第１
   の最大追跡レートまでＰ波を追跡する過程を含んでお
   り、それによって瞬時の心室レートが第１の最大追跡レ
   ートにより制限されており、また最大平均心室レートを
   第１の最大追跡レートよりも小さい第２の最大追跡レー
   トに制限する過程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の作動方法。
2. 【請求項２】 最大平均心室レートを第２の最大追跡レ
   ートに制限する過程が、ペースメーカに対してＰＶ遅
   延、ポスト心室不応周期（ＰＶＡＲＰ）、ウェンケバッ
   ハ間隔（ＷＩ）、心房ロック間隔（ＡＬＩ）およびＰ追
   跡間隔の和である整調間隔を設定する過程を含んでお
   り、ＰＶ遅延、ＰＶＡＲＰ、ＷＩ、ＡＬＩおよびＰ追跡
   間隔は各々任意の所与の心臓サイクルに対する固定値に
   設定されており、しかしＰＶ遅延はその終了に先立つＲ
   波の検出により早く終了されてよく、またＰ追跡間隔も
   その終了に先立つＰ波の検出により早く終了されてよ
   く、ＰＶ遅延の開始によりＰ波の検出時に整調間隔を開
   始する過程と、ＰＶ遅延の終了時にＰＶＡＲＰを開始す
   る過程と、ＰＶＡＲＰの終了時にＷＩを開始する過程
   と、ＷＩの終了時にＡＬＩを開始する過程と、Ｐ波がＷ
   ＩもしくはＡＬＩの間に生起するか否かを検出し、もし
   肯定であれば、第１の遅延の仕方で検出されたＰ波を追
   跡する過程と、もしＰ波がＷＩもしくはＡＬＩの間に検
   出されないならば、ＡＬＩの終了時にＰ追跡間隔を開始
   する過程とを含んでおり、第１の最大追跡レートは１／
   （ＰＶＤ＋ＰＶＡＲＰ＋ＷＩ）を、また第２の最大追跡
   レートは１／（ＰＶＤ＋ＰＶＡＲＰ＋ＷＩ＋ＡＬＩ）を
   含んでいる（ここでＰＶＤはＰＶ遅延）ことを特徴とす
   る請求項１記載の方法。
3. 【請求項３】 第１の遅延の仕方で検出されたＰ波を追
   跡する過程が、もしＰ波がＷＩの間に検出されるなら
   ば、Ｐ波が検出されたＷＩに続くＡＬＩの終了時に新し
   い整調間隔を開始する過程と、もしＰ波がＡＬＩの間に
   検出されるならば、直ちに第２のＰＶ遅延を開始し、ま
   た第２のＰＶ遅延の終了時にＶパルスを発生する過程と
   を含んでいることを特徴とする請求項２記載の方法。
4. 【請求項４】 もしＰ波がＡＬＩの間に検出されるなら
   ば、また直ちに第２のＰＶ遅延を開始した後に、Ｐ波が
   検出されたＡＬＩをタイムアウトし続け、またＡＬＩの
   終了時に新しい整調間隔を開始し、また新しい整調間隔
   のＰＶ遅延の終了時にＶパルスの発生を禁止する過程を
   含んでいることを特徴とする請求項３記載の方法。
5. 【請求項５】 ＷＩを０ｍｓに設定する過程を含んでお
   り，それによってＡＬＩがＰＶＡＲＰの終了時に開始さ
   れることを特徴とする請求項２記載の方法。
6. 【請求項６】 最大平均心室レートを第２の最大追跡レ
   ートに制限する過程が、ペースメーカに対してＰＶ遅
   延、ポスト心室不応周期（ＰＶＡＲＰ）、心房ロック間
   隔（ＡＬＩ）、ウェンケバッハ間隔（ＷＩ）およびＰ追
   跡間隔の和である整調間隔を設定する過程を含んでお
   り、ＰＶ遅延、ＰＶＡＲＰ、ＡＬＩ、ＷＩおよびＰ追跡
   間隔は各々任意の所与の心臓サイクルに対する固定値に
   設定されており、しかしＰＶ遅延はその終了に先立つＲ
   波の検出により早く終了されてよく、またＰ追跡間隔も
   その終了に先立つＰ波の検出により早く終了されてよ
   く、ＰＶ遅延の開始によりＰ波の検出時に整調間隔を開
   始する過程と、ＰＶ遅延の終了時にＰＶＡＲＰを開始す
   る過程と、ＰＶＡＲＰの終了時にＷＩを開始する過程
   と、ＷＩの終了時にＡＬＩを開始する過程と、Ｐ波がＷ
   ＩもしくはＡＬＩの間に生起するか否かを検出し、もし
   肯定であれば、第１の遅延の仕方で検出されたＰ波を追
   跡する過程と、もしＰ波がＷＩもしくはＡＬＩの間に検
   出されないならば、ＷＩの終了時にＰ追跡間隔を開始す
   る過程とを含んでおり、第１の最大追跡レートは１／
   （ＰＶＤ＋ＰＶＡＲＰ＋ＡＬＩ）を、また第２の最大追
   跡レートは１／（ＰＶＤ＋ＰＶＡＲＰ＋ＡＬＩ＋ＷＩ）
   を含んでいる（ここでＰＶＤはＰＶ遅延）ことを特徴と
   する請求項１記載の方法。
7. 【請求項７】 第１の遅延の仕方で検出されたＰ波を追
   跡する過程が、もしＰ波がＡＬＩの間に検出されるなら
   ば、直ちに延長されたＰＶ遅延を開始し、また延長され
   たＰＶ遅延の終了時にＶパルスを発生する過程と、もし
   Ｐ波がＷＩの間に検出されるならば、Ｐ波が検出された
   ＷＩの終了時に新しい整調間隔を開始する過程とを含ん
   でいることを特徴とする請求項６記載の方法。
8. 【請求項８】 延長されたＰＶ遅延を開始する過程が先
   のＰＶ遅延プラスＷＩに等しい値を有する新しいＰＶ遅
   延を開始する過程を含んでいることを特徴とする請求項
   ７記載の方法。
9. 【請求項９】 もしＰ波がＡＬＩの間に、また延長され
   たＰＶ遅延の開始の直後に検出されるならば、Ｐ波が検
   出されたＡＬＩをタイムアウトし続け、また第２の延長
   されたＰＶ遅延と共に開始するＡＬＩの終了時に新しい
   整調間隔を開始し、また新しい整調間隔の第２の延長さ
   れたＰＶ遅延の終了時にＶパルスの発生を禁止する過程
   を含んでいることを特徴とする請求項７記載の方法。
10. 【請求項１０】 第１の最大追跡レートおよび第２の最
    大追跡レートをそれぞれ固定レートとして定める過程を
    含んでいることを特徴とする請求項１記載の方法。
11. 【請求項１１】 第１の最大追跡レートもしくは第２の
    最大追跡レートが擬似ランダムレートであることを許す
    過程を含んでいることを特徴とする請求項１記載の方
    法。
12. 【請求項１２】 Ｐ波を検出するための検出手段、Ｖパ
    ルスを発生するためのパルス発生手段およびタイミング
    時間間隔を定めるためのタイミング手段を含んでいるペ
    ースメーカの最大平均心室レートを制限する方法におい
    て、各々検出される事象と無関係に経過するｘ秒の最大
    平均レート間隔（ＭＭＲＩ）の反復するサイクルを発生
    する過程と、（ｉ）ＭＭＲＩ内の第１の検出されたＰ波
    の検出時にＰＶ遅延を開始し、また（ｉｉ）ＰＶ間隔の
    終了時にＶパルスを発生することにより、各ＭＭＲＩ内
    で第１の検出されたＰ波のみを追跡する過程と、ＭＭＲ
    Ｉの間に生起するその後の検出された心房事象を追跡し
    ない過程とを含んでいることを特徴とするペースメーカ
    の最大平均心室レートを制限する方法。
13. 【請求項１３】 Ｐ波およびＲ波を検出するための検出
    手段、Ｖパルスを発生するためのパルス発生手段および
    計時された時間間隔を定めるためのタイミング手段を含
    んでおり、またＲ波またはＶパルスが心室事象を含んで
    いるペースメーカの最大平均心室レートを制限する方法
    において、各々検出される事象と無関係に経過するｘ秒
    の最大平均レート間隔（ＭＭＲＩ）の反復するサイクル
    を発生する過程と、各ＭＭＲＩ内でただ１つの心室事象
    を許す過程とを含んでいることを特徴とするペースメー
    カの最大平均心室レートを制限する方法。
14. 【請求項１４】 Ｐ波およびＲ波を検出するための手段
    およびＶパルスを発生するための手段を含んでいるデュ
    アルチャンバペースメーカを上側レート制限でＰ追跡モ
    ードで作動させる方法において、Ｐ波を検出してからＰ
    Ｖ遅延の後に、Ｖパルスを発生することによりＰ波を第
    １の上側レート制限まで追跡する過程を含んでおり、そ
    れによって瞬時の心室レートが第１の上側レート制限に
    より制限されており、また最大平均心室レートを第１の
    上側レート制限よりも小さい第２の上側レート制限に制
    限し、他方において瞬時の心室レートが第２の上側レー
    ト制限を越えて、第１の上側レート制限に近接するのを
    許す過程を含んでいることを特徴とするデュアルチャン
    バペースメーカの作動方法。
15. 【請求項１５】 最大平均心室レートを第２の上側レー
    ト制限に制限する過程が、ＰＶ遅延、ポスト心室不応周
    期（ＰＶＡＲＰ）、心房ロック間隔（ＡＬＩ）、ウェン
    ケバッハ間隔（ＷＩ）およびＰ追跡間隔の和であるペー
    スメーカに対する整調間隔を設定する過程を含んでお
    り、ＰＶ遅延、ＰＶＡＲＰ、ＡＬＩ、ＷＩおよびＰ追跡
    間隔は各々任意の所与の心臓サイクルに対する固定値に
    設定されており、またＰ追跡間隔はその終了に先立つＰ
    波またはＲ波の検出により早くに終了されてよく、また
    ＰＶ遅延の開始によりＰ波の検出時に整調間隔を開始す
    る過程と、ＰＶ遅延の終了時にＰＶＡＲＰを開始する過
    程と、ＰＶＡＲＰの終了時に予め定められたＡＬＩ／Ｗ
    ＩシーケンスでＡＬＩおよびＷＩ間隔を開始する過程
    と、Ｐ波がＡＬＩ／ＷＩシーケンスの間に生起するか否
    かを検出し、もし肯定であれば、遅延された仕方でこの
    ような検出されたＰ波を追跡し、またもし肯定でないな
    らば、ＡＬＩ／ＷＩシーケンスの終了時にＰ追跡間隔を
    開始する過程とを含んでおり、第１の上側レート制限は
    １／（ＰＶＤ＋ＰＶＡＲＰ）により定められ、また第２
    の上側レート制限は１／（ＰＶＤ＋ＰＶＡＲＰ＋ＡＬ
    Ｉ）により定められる（ここでＰＶＤはＰＶ遅延）こと
    を特徴とする請求項１４記載の方法。
16. 【請求項１６】 予め定められたシーケンスでＡＬＩお
    よびＷＩ間隔を開始する過程がＰＶＡＲＰの終了時にＡ
    ＬＩを開始し、また次いでＡＬＩの終了時にＷＩを開始
    する過程を含んでいることを特徴とする請求項１５記載
    の方法。
17. 【請求項１７】 予め定められたシーケンスでＡＬＩお
    よびＷＩ間隔を開始する過程がＰＶＡＲＰの終了時にＷ
    Ｉを開始し、また次いでＷＩの終了時にＡＬＩを開始す
    る過程を含んでいることを特徴とする請求項１５記載の
    方法。
18. 【請求項１８】 最大平均心室レートを第２の上側レー
    ト制限に制限する過程が、反復する最大平均レート間隔
    （ＭＭＲＩ）の自走するシーケンスを発生する過程を含
    んでおり、自走するシーケンスの各ＭＭＲＩがＴ秒の継
    続時間を有し、ＭＭＲＩシーケンスがどの検出されたＰ
    波、Ｒ波または発生されたＶパルスに対しても非同期で
    走り、また各ＭＭＲＩ内の最初の検出されたＰ波のみを
    追跡し、またＭＭＲＩの間に生起するどの後続の検出さ
    れるＰ波も追跡しない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。
19. 【請求項１９】 Ｔを３００ないし６００ミリ秒に等し
    く設定する過程を含んでいることを特徴とする請求項１
    ８記載の方法。
20. 【請求項２０】 最大平均心室レートを第２の上側レー
    ト制限に制限する過程が、反復する最大平均レート間隔
    （ＭＭＲＩ）の自走するシーケンスを発生する過程を含
    んでおり、自走するシーケンスの各ＭＭＲＩがＴ秒の継
    続時間を有し、ＭＭＲＩシーケンスがどの検出されたＰ
    波、Ｒ波または発生されたＶパルスに対しても非同期で
    走り、また各ＭＭＲＩ内で、Ｒ波もしくはＶパルスを含
    んでいるただ１つの心室事象を許す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。
21. 【請求項２１】 Ｔを３００ないし６００ミリ秒に等し
    く設定する過程を含んでいることを特徴とする請求項２
    ０記載の方法。
22. 【請求項２２】 Ｐ波およびＲ波を検出するための手段
    およびＶパルスを発生するための手段を含んでいるデュ
    アルチャンバペースメーカの上側ペースメーカレートに
    おける拍動量を増すためのシステムにおいて、検出され
    たＰ波を追跡する心室レートを生じさせるためのＰ波追
    跡手段と、Ｐ波が最大追跡レートまで瞬時に追跡され、
    それにより検出されたＰ波を最大追跡レートまで追跡す
    る瞬時の心室レートを生じさせるように、Ｐ波追跡手段
    を制限するための上側レート制限手段と、平均心室レー
    トを最大追跡レートよりも小さい値に制限するための平
    均レート制限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の上側ペースメーカレートに
    おける拍動量を増すためのシステム。
23. 【請求項２３】 上側レート制限手段が、ＰＶ間隔（Ｐ
    ＶＩ）、ポスト心室不応周期（ＰＶＡＲＰ）、心房ロッ
    ク間隔（ＡＬＩ）およびＰ追跡間隔の和であるペースメ
    ーカに対する整調間隔を定めるためのタイミング手段を
    含んでおり、またタイミング手段がＰＶ遅延、ＰＶＡＲ
    Ｐ、ＡＬＩおよびＰ追跡間隔を任意の所与の心臓サイク
    ルに対する指定された値に設定し、しかし少なくともＰ
    追跡間隔は心臓サイクルから心臓サイクルへと値を変化
    してよく、またＰ波追跡手段がＰＶ遅延またはＰＶＡＲ
    Ｐの間に生起するどのＰ波も阻止するための阻止手段
    と、ＡＬＩまたはＰ追跡間隔の間に生起するＰ波からＰ
    Ｖ遅延の後にＶパルスを発生するためのＶパルス応答手
    段とを含んでおり、また平均心室レートを制限するため
    の手段が、Ｐ波がその終了時にＶパルスを発生すること
    なく生起するＡＬＩの終了時に第２のＰＶ間隔を発生
    し、また検出されたＰＶ遅延に続く第２のＰＶＡＲＰを
    発生するための手段を含んでおり、第２のＰＶ間隔およ
    び第２のＰＶＡＲＰが次の整調間隔を開始し、それによ
    ってＰ波は１／（ＰＶＩ＋ＰＶＡＲＰ）を含んでいる最
    大追跡レートまで瞬時に追跡され得るが、平均心室レー
    トは１／（ＰＶＩ＋ＰＶＡＲＰ＋ＡＬＩ）に近接する値
    に制限されることを特徴とする請求項２２記載のシステ
    ム。
24. 【請求項２４】 タイミング手段がＰＶＩ、ＰＶＡＲ
    Ｐ、ＡＬＩ、Ｐ追跡間隔およびウェンケバッハ間隔（Ｗ
    Ｉ）の和であるように整調間隔を定めるための手段を含
    んでおり、またＰ波追跡手段がさらに遅延されたベース
    でＷＩの間に生起するＰ波を追跡するための手段を含ん
    でいることを特徴とする請求項２３記載のシステム。
25. 【請求項２５】 タイミング手段が、ＷＩがＡＬＩに続
    くように、整調間隔内にＷＩを挿入するための手段を含
    んでいることを特徴とする請求項２４記載のシステム。
26. 【請求項２６】 タイミング手段が、ＷＩがＰＶＡＲＰ
    に続き、ＡＬＩがＷＩに続くように、整調間隔内にＷＩ
    を挿入するための手段を含んでいることを特徴とする請
    求項２４記載のシステム。
27. 【請求項２７】 平均レート制限手段が、最大平均レー
    ト間隔（ＭＭＲＩ）を定めるためのタイミング手段と、
    どの他の事象とも同期化せずに何度も何度もＭＭＲＩを
    繰り返すための自走する手段と、各ＭＭＲＩの間に１つ
    よりも多いＶパルスが発生されるのを阻止するための手
    段とを含んでおり、それによって平均心室レートが１／
    ＭＭＲＩに等しい値に制限されることを特徴とする請求
    項２２記載のシステム。
28. 【請求項２８】 平均レート制限手段が、最大平均レー
    ト間隔（ＭＭＲＩ）を定めるためのタイミング手段と、
    どの他の事象とも同期化せずに何度も何度もＭＭＲＩを
    繰り返すための自走する手段と、各ＭＭＲＩの間に１つ
    の、そしてただ１つのＰ波を追跡するための手段とを含
    んでおり、それによって、追跡されるＰ波のレートによ
    り設定される平均心室レートが１／ＭＭＲＩに等しい値
    に制限されることを特徴とする請求項２２記載のシステ
    ム。
29. 【請求項２９】 Ｐ波を検出するための手段およびＶパ
    ルスを発生するための手段を含んでいるＰ追跡モードで
    作動可能な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、検出されたＰ波を追跡する心室レートを生
    じさせるためのＰ波追跡手段と、Ｐ波が最大追跡レート
    までのみ追跡されるように、Ｐ波追跡手段を制限するた
    めの上側レート制限手段と、最大平均心室レートを最大
    追跡レートよりも小さい値に制限するための平均レート
    制限手段とを含んでいることを特徴とするＰ追跡モード
    で作動可能な植え込み可能なデュアルチャンバペースメ
    ーカ。
30. 【請求項３０】 心房事象を検出するための手段および
    心室刺激パルス（Ｖパルス）を発生するための手段を有
    する植え込み可能なペースメーカにおける心房事象と心
    室刺激との間の同期性を維持する方法において、 （ａ）各々どの検出された事象にも無関係に走るＴ秒の
    追跡周期の反復するサイクルを発生する過程と、 （ｂ）（ｉ）追跡周期内の最初の検出された心房事象の
    検出時にＰＶ間隔を開始し、また（ii）ＰＶ間隔の終了
    時にＶパルスを発生することにより、各追跡周期内で最
    初の検出された心房事象のみを追跡する過程と、 （ｃ）最初の検出された心房事象が既に追跡されている
    追跡周期の間に生起するどの後続の検出された心房事象
    も追跡しない過程とを含んでおり、それによって検出さ
    れた心房事象と同期してＶパルスを発生する平均レート
    が１／Ｔパルス毎秒であることを特徴とする植え込み可
    能なペースメーカにおける心房事象と心室刺激との間の
    同期性を維持する方法。
31. 【請求項３１】 Ｔが３００ミリ秒から６００ミリ秒ま
    での範囲の時間周期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】 ペースメーカが整調間隔を決定するた
    めの手段を含んでいる場合に、整調間隔がｙ秒のプログ
    ラム可能なしきいよりも小さい時にのみ請求項３０によ
    る方法を使用する過程を含んでおり、ｙ秒のプログラム
    可能なしきいが、それ以上では前記方法が使用され、ま
    たそれ以下では前記方法が使用されない上側レート制限
    を定めるべく選ばれていることを特徴とする請求項３０
    記載の方法。
33. 【請求項３３】 心房事象および心室事象を検出するた
    めの手段および心室刺激パルス（Ｖパルス）を発生する
    ための手段を有する植え込み可能なデュアルチャンバペ
    ースメーカにおける心房事象と心室刺激との間の同期性
    を維持する方法において、 （ａ）各々どの検出された事象にも無関係に走るＴ秒の
    追跡周期の反復するサイクルを発生する過程と、 （ｂ）各追跡周期内で検出された心房事象を、（ｉ）追
    跡周期内の検出された心房事象の検出時にＰＶ間隔を開
    始し、（ii）心室活動が追跡周期の間に既に生起してい
    ない時にＰＶ間隔の終了時にＶパルスを発生し、また
    （iii）心室活動が追跡周期の間に既に生起している時
    にＰＶ間隔の終了時にＶパルスの発生を禁止することに
    より追跡する過程とを含んでおり、それによって検出さ
    れた心房事象と同期してＶパルスを発生する平均レート
    が１／Ｔパルス毎秒であ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における心房事象と
    心室刺激との間の同期性を維持する方法。
34. 【請求項３４】 Ｔが３００ミリ秒から６００ミリ秒ま
    での範囲の時間周期を含んでいることを特徴とする請求
    項３３記載の方法。
35. 【請求項３５】 心房および心室脱分極を検出するため
    の手段と、心室脱分極を強制的に生じさせるべく適応さ
    せられている心室刺激パルス（Ｖパルス）を心房脱分極
    に続く設定された時点で発生するための手段とを含んで
    いる植え込み可能なペースメーカを、心房脱分極を整調
    された心室脱分極と同期させるように作動させる方法に
    おいて、 （ａ）ペースメーカが患者の心臓を整調すべき最も速い
    平均レートを設定する最大平均レート間隔（ＭＭＲＩ）
    を定める過程と、 （ｂ）任意の時点で第１のＭＭＲＩ間隔を開始し、第１
    のＭＭＲＩ間隔の終了時に第２のＭＭＲＩ間隔を開始
    し、第２のＭＭＲＩ間隔の終了時に第３のＭＭＲＩ間隔
    を開始し、以下同様にして、第（ｎ＋１）のＭＭＲＩ間
    隔が第ｎのＭＭＲＩ間隔の終了時に開始される（ここで
    ｎは整数）ことによりＭＭＲＩの反復するサイクルを開
    始し、こうして確立されたＭＭＲＩ間隔のサイクルがペ
    ースメーカの他の計時または検出された事象と無関係に
    走る過程と、 （ｃ）各ＭＭＲＩ間隔の間にただ一回だけ心房脱分極に
    続く設定された時点でＶパルスを発生する過程とを含ん
    でいることを特徴とする心房脱分極を整調された心室脱
    分極と同期させるように植え込み可能なペースメーカを
    作動させる方法。
36. 【請求項３６】 各ＭＭＲＩ間隔の間にただ一回だけＶ
    パルスを発生する過程が、 （１）各ＭＭＲＩの間に生起する心房脱分極の数をモニ
    タする過程と、 （２）各ＭＭＲＩの第１の心房脱分極の生起時にＰＶ間
    隔を開始し、しかしこのようなＭＭＲＩ内のどの後続の
    心房脱分極の生起時にもＰＶ間隔を開始しない過程と、 （３）ＰＶ間隔の終了時にＶパルスを発生する過程とを
    含んでいることを特徴とする請求項３５記載の方法。
37. 【請求項３７】 各ＭＭＲＩ間隔の間にただ一回だけＶ
    パルスを発生する過程が、 （１）心室脱分極の生起について各ＭＭＲＩをモニタす
    る過程と、 （２）先にＶパルスが発生されたＭＭＲＩ内で第２の心
    室脱分極を生起させるであろうＶパルスの発生を禁止す
    る過程とを含んでいることを特徴とする請求項３５記載
    の方法。
38. 【請求項３８】 ＭＭＲＩが３００ミリ秒と６００ミリ
    秒との間の値を有することを特徴とする請求項３７記載
    の方法。
39. 【請求項３９】 患者の心臓サイクル内の心房脱分極
    （Ｐ波）および心室脱分極（Ｒ波）を検出するための検
    出手段と、心室刺激パルス（Ｖパルス）を発生するため
    のパルス発生手段と、Ｖパルスの発生が心房活動と同期
    化される心臓サイクルの数を最小化するように検出手段
    およびパルス発生手段を制御するための制御手段とを含
    んでおり、前記制御手段が、検出されたＰ波とＶパルス
    との間の時間を定めるＰＶ間隔を発生するための手段
    と、ＰＶ間隔のタイミングアウト以前にＲ波が検出され
    る場合に、ＰＶ間隔の終了時にＶパルスの発生を禁止す
    るための手段と、検出手段およびパルス発生手段に対し
    て非同期で走る最大平均レート間隔（ＭＭＲＩ）のサイ
    クルを発生するための手段とを含んでおり、新しいＭＭ
    ＲＩと先のＭＭＲＩの終了時に開始し、またもしＲ波も
    しくはＶパルスが所与のＭＭＲＩ内で既に生起している
    ならば、ＭＭＲＩのサイクルの所与のＭＭＲＩ内でのＶ
    パルスの発生を阻止するための手段を含んでおり、それ
    によってたかだか１つの心室脱分極が各ＭＭＲＩの間に
    前記ペースメーカにより生ぜしめら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。
40. 【請求項４０】 所与のＭＭＲＩ内でのＶパルスの発生
    を阻止するための手段が所与のＭＭＲＩの最初のＰ波の
    みに続くＰＶ間隔を開始し、また所与のＭＭＲＩの後続
    のＰ波に続くＰＶ間隔を開始しないための手段を含んで
    おり、それによって所与のＭＭＲＩの後続のＰ波が無視
    され、またＶパルスの発生に帰結しないことを特徴とす
    る請求項３９記載の植え込み可能なデュアルチャンバペ
    ースメーカ。
41. 【請求項４１】 所与のＭＭＲＩ内でのＶパルスの発生
    を阻止するための手段が所与のＭＭＲＩ内で生起する心
    室脱分極の数をカウントするための手段と、所与のＭＭ
    ＲＩ内での第２のＶパルスの発生に帰結するであろうＶ
    パルスの発生をを禁止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３９記載の植え込み可能なデュア
    ルチャンバペースメーカ。
42. 【請求項４２】 前記ＭＭＲＩが３００ミリ秒と６００
    ミリ秒との間の値に設定されているプログラム可能な間
    隔を含んでいることを特徴とする請求項３９記載の植え
    込み可能なデュアルチャンバペースメーカ。
43. 【請求項４３】 ペースメーカが、生理学的パラメータ
    を検出するための手段を含んでおり、また前記ＭＭＲＩ
    が生理学的パラメータの関数として３００ミリ秒と６０
    ０ミリ秒との間を変化する可変の間隔を含んでいること
    を特徴とする請求項３９記載の植え込み可能なデュアル
    チャンバペースメーカ。
44. 【請求項４４】 前記制御手段が、心房レートを決定す
    るための手段を含んでおり、心房レートは心房脱分極の
    間の平均時間間隔の関数として決定されており、また心
    房レートの関数としてＰＶ間隔を調節するための手段を
    含んでおり、ＰＶ間隔が心房レートの増大につれて短く
    されていることを特徴とする請求項３９記載の植え込み
    可能なデュアルチャンバペースメーカ。
45. 【請求項４５】 患者の心臓を刺激するためのデュアル
    チャンバペースメーカにおいて、Ｐ波を検出するための
    手段を含んでいる心房チャネルと、Ｒ波を検出するため
    の手段および心室刺激パルス（Ｖパルス）を発生しかつ
    供給するための手段を含んでいる心室チャネルと、デュ
    アルチャンバ作動モードで作動させるべく心房チャネル
    および心室チャネルを制御するための制御手段とを含ん
    でおり、前記制御手段が、複数個の計時された周期から
    成る整調サイクルを定めるためのタイミング手段を含ん
    でおり、前記計時された周期は心室事象と共に開始する
    ポスト心室不応周期（ＰＶＡＲＰ）を含んでおり、前記
    心室事象は検出されたＲ波もしくは発生されたＶパルス
    を含んでおり、また整調サイクルの最大平均レートを制
    限するための上側レート制限手段を含んでおり、最大レ
    ートは最大平均レート間隔（ＭＴＲ）により定められて
    おり、また前記上側レート制限手段が、先行のＭＭＲＩ
    の終了の直後に開始するＭＭＲＩを有する連続的なＭＭ
    ＲＩシーケンスを発生するための手段を含んでおり、前
    記ＭＭＲＩシーケンスは前記タイミング手段に対して非
    同期であり、またシーケンスの各ＭＭＲＩの間に生起し
    得るＶパルスの数をただの１つに制限するための手段を
    含んでおり、それによってＶパルスが、ＭＭＲＩにより
    定められる最大レートよりも平均的に少しでも速いレー
    トでは心室チャネルにより発生されなくてよいことを特
    徴とするデュアルチャンバペースメーカ。