JPH09507773A - 自動捕捉検出中にペースメーカを制御するための方法および装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 心臓ペースメーカは、最適化された閾値の振幅値およびパルス幅値を自動的に提供することによってバッテリ寿命を改善する。捕捉の検証および閾値の探索中に、ペースメーカは、ペーシング・パルスが患者の心臓を捕捉し損なう場合に、ペーシング・パルスと、迅速な最大振幅のバックアップ・パルスとを供給する。従来技術とは異なり、バックアップ・パルスが、予め規定された「易損期間」（ペーシングがリエントリーの頻脈または細動を招くおそれがある期間）前に供給される。これは、捕捉の失敗の間に一層小さなレート低下で迅速且つ正確な閾値探索を結果として生じる。本発明の別の特質においては、パルス幅を最大値に最初に設定して振幅閾値（基電流）を決定することにより、次いで振幅を２倍にしてパルス幅閾値（クロナキシー）を決定することによって、診断的な強さ―持続時間曲線が近似化される。

Description

【発明の詳細な説明】 自動捕捉検出中にペースメーカを制御するための方法および装置 発明の分野 本発明は、一般に、人工的ペースメーカ（「ペースメーカ」）から発せられた 電気的な刺激信号に直接応答して心臓の収縮が存在するものとして規定される心 臓の「捕捉（ｃａｐｔｕｒｅ）」に関する。また、本発明は、ペースメーカのエ ネルギ効率に対する刺激信号閾値を調整することに関する。 発明の背景 一般に、心臓のペースメーカは、心臓の心筋層を収縮即ち「拍動」させるよう 設計された適切に調時された電気的な刺激信号を供給することによって、異常な 心臓の自然ペーシング機能の一部あるいは全てに取って代わるため使用される電 気的装置である。刺激信号は、通常は、生理的必要性および装置の電力節減の必 要性を満たすように調整可能である明確に規定された振幅およびパルス幅の特性 を有する。 刺激信号の強さ（振幅）および持続時間（パルス幅）は、重大な合併症や死亡 さえも防止するために捕捉が維持されるような大きさでなければならない。但し 、これらの大きさは、より長いバッテリ寿命のための妥当な安全限界に対して必 要以上に高くならないことが望ましい。かかる問題における主たるものは、捕捉 を維持するため必要な刺激信号閾値が、しばしば短期間で変動しかつ長期間では 徐々に変化することである。最も低い閾値が、ペースメーカの植込み直後に観察 されることが臨床的に観察されている（急性閾値）。刺激電極の先端部周囲の組 織における炎症は、刺激信号を伝播するため一層大きなエネルギを必要とし、こ れにより最初の２ないし６週間は閾値を急激にその最高レベル（ピーク閾値）ま で駆動する。炎症の一部が、ピーク・レベルよりも閾値を下げる（慢性閾値）た め、長期間にわたって縮小する。しかし、この慢性閾値は、非繊維性組織よりも 大きなエネルギを必要とする一部の恒久的繊維性組織が電極先端部周囲に残るの で、急性レベルまで低減することはない。短期間で、閾値は、例えば運動で減少 し、 睡眠を含む種々の活動で増加する。 心臓のペースメーカとして働く一部の従来技術の植込み可能なパルス発生器（ ＩＰＧ）は、臨床的介入あるいは患者の介入の必要なしに、捕捉の失敗（ｌｏｓ ｓ−ｏｆ−ｃａｐｔｕｒｅ）の偶発（ｅｐｉｓｏｄｅ）後に捕捉を維持しあるい は捕捉を回復する自動的な捕捉機能を有する。更に、これらのＩＰＧの一部は、 捕捉の回復後か周期的かのいずれかで、エネルギ効率のため刺激信号の最低の「 安全」電圧レベルを探索（ｓｅｅｋ）する自動閾値探索機能を有する。即ち、刺 激信号の電圧は、不必要に高い刺激信号の電圧レベルを用いるのではなく、新た に検出された閾値電圧に安全限界を加えた値まで下げられる。 一部の従来技術のペースメーカは、主ペーシング・パルスが患者の心臓を捕捉 し損なった場合に、主ペーシング・パルス後に（安全措置として）、閾値の検索 中にバックアップ・パルスを供給する。このバックアップ・パルスは、リエント リー（ｒｅ−ｅｎｔｒａｎｔ）頻脈および細動の助長を避けるために、当該技術 において周知のように予め規定された「易損期間（ｖｕｌｎｅｒａｂｌｅ ｐｅ ｒｉｏｄ）」の経過後に供給される。その結果、上記の従来技術ペースメーカは 、ペーシング・レートの低下と長い閾値検索時間を生じる。患者は、ペーシング ・レートの低下、あるいはこのペーシング・レートの低下を補償するため用いら れる人工的に高められたレートのいずれかに気付く。 発明の概要 先に述べたことに照らして、本発明の第１の目的は、捕捉が自動閾値探索中に 維持される自動捕捉機能を有する心臓ペースメーカの提供にある。 本発明の第２の目的は、ペーシング・レートが閾値の検索中に徐脈レベルより 高く維持する自動捕捉機能を有する心臓ペースメーカの提供にある。 本発明の第３の目的は、自動捕捉機能の動作中に集められるデータが診断目的 のため用いられる自動捕捉機能を有する心臓ペースメーカの提供にある。 本発明の第４の目的は、バッテリ寿命の増加を招来する自動捕捉機能を有する 心臓ペースメーカの提供にある。 本発明の第５の目的は、使用中患者の不快感を防止する自動捕捉機能を有する 心臓ペースメーカの提供にある。 本発明の第６の目的は、ペーシング閾値を自動的に決定する間にフィードバッ クによる単純な患者追従を行う自動捕捉機能を有する心臓ペースメーカの提供に ある。 本発明の第７の目的は、振幅およびパルス幅の検索に基いて強さ対持続時間曲 線を自動的に生成する能力を持つ心臓ペースメーカの提供にある。 上記および他の目的を満たすため、本発明は、刺激閾値を自動的に探索するこ とができるペースメーカであって、少なくとも、 ペースメーカの動作を制御する制御器と、 前記制御器に結合されて刺激パルスを発生するパルス発生器と、 前記制御器に結合されて、刺激パルスに応答して患者の心臓の捕捉を検出する 捕捉検出器と、 前記制御器と前記パルス発生器と前記捕捉検出器とに結合されて、主ペーシン グ・パルスの振幅閾値とパルス幅閾値とを決定する閾値決定手段と を備え、 前記パルス発生器が、少なくとも、 主ペーシング・パルスを発生する主ペーシング・パルス発生器と、 前記主ペーシング・パルス後であるが、しかし心臓刺激パルスの供給が患者 の不整脈の危険を増す期間として規定される予め規定された「易損期間」の開始 前に、捕捉を生じることが知られる充分に大きな特性を持つバックアップ・ペー シング・パルスを発生するバックアップ・ペーシング・パルス発生器と を含む、ペースメーカーを提供する。 本発明はまた、ペースメーカにおいて、刺激信号閾値を自動的に探索するため の自動刺激閾値探索方法であって、少なくとも、 刺激パルスを発生するステップと、 刺激パルスに応答して患者の心臓の捕捉を検出するステップと、 主ペーシング・パルスの振幅閾値とパルス幅閾値とを決定するステップと を備え、 前記発生するステップは、少なくとも、 主ペーシング・パルスを発生するステップと、 主ペーシング・パルス後であるが、しかし心臓刺激パルスの供給が患者の不整 脈の危険を増す期間として規定される予め規定された「易損期間」の開始前に、 捕捉を生じることが知られる充分に大きな特性を持つバックアップ・ペーシング ・パルスを発生するステップと を含む、自動刺激閾値探索方法を提供する。 本発明の詳細については、添付図面を参照した以降の記述において明らかにな ろう。 図面の簡単な説明 図面の各図について以下に簡単に述べる。 図１は、本発明を包含することが可能であるマルチ・センサ、レート応答型シ ングル・チェンバーＩＰＧの概略ブロック図、 図２は、「易損期間」を示すペーシングの簡略タイミング図、および 図３は、心臓刺激信号に対する典型的な強さ対持続時間曲線である。 発明の詳細な記述 パートＩ．ペースメーカ装置の記述 図１は、本発明を実施することが可能である多重プログラム可能な、植込み可 能シングル・チェンバー型徐脈ペースメーカ１００を示すブロック回路図である 。同図および本願には提示されない関連図は、参考のため本文に援用される、１ ９９２年１０月１３日発行の米国特許第５，１５４，１７０号「レート応答型心 臓ペースメーカに対する最適化（ＯＰＴＩＭＩＺＡＴＩＯＮ ＦＯＲ ＲＡＴＥ ＲＥＳＰＯＮＳＩＶＥ ＣＡＲＤＩＡＣ ＰＡＣＥＭＡＫＥＲ）」において記 載されている。本発明はマイクロプロセッサ・ベースのアーキテクチャに関して 記述されるが、本発明は、所望ならば、ディジタル・ロジック・ベースのカスタ ム集積回路（ＩＣ）アーキテクチャにおいて実現できることが理解されよう。ま た、本発明がデュアル・チェンバー型ペースメーカ、電気除細動器、細動除器な どにおいて実現され得ることも理解されよう。 図１の望ましい実施形態において、ペースメーカ１００は２つのセンサ、即ち Ｓ₁およびＳ₂を含み、これらセンサの各々は患者の代謝要件と関連する測定され たパラメータの関数として変化するセンサ出力を生じる。各センサ出力がペース メーカ１００によって用いられペースメーカ１００のペーシング・レートを制御 するので、各センサ出力は、ここではレート制御パラメータ（ＲＣＰ）と呼ばれ る。ＲＣＰの事例は、例えば、身体の物理的活動、右心室の血圧および右心室の 血圧の時間的な変化、静脈血液温度、静脈血液の酸素飽和度、呼吸速度、毎分換 気量、および心臓の右心室内部のインピーダンスまたは圧力のセンシングにより 測定される種々の収縮前時間間隔（ｐｒｅ−ｓｙｓｔｏｌｉｃ ｔｉｍｅ ｉｎ ｔｅｒｖａｌ）及び収縮後時間間隔（ｐｏｓｔ−ｓｙｓｔｏｌｉｃ ｔｉｍｅ ｉｎｔｅｒｖａｌｓ）を含む。 望ましい実施形態において、第１のセンサＳ₁は、本発明と同じ譲受人に譲渡 され参考のため本文に援用されるＡｎｄｅｒｓｏｎその他の米国特許第４，４２ ８，３７８号「レート適合型ペーサ（Ｒａｔｅ Ａｄａｐｔｉｖｅ Ｐａｃｅｒ ）」に開示される形式の圧電センサのような活動（ａｃｔｉｖｉｔｙ）センサを 含む。第１のセンサＳ₁は、このように、身体の活動と関連する生理的力に関す るレート制御パラメータ（ＲＣＰ_act）を測定して、患者の活動に比例する第１ のセンサ出力（Ｏｕｔｐｕｔ_act）を提供する。また、この望ましい実施形態に おいて、第２のセンサＳ₂は、本発明と同じ譲受人により保持され参考のため本 文に援用されるＡｎｄｅｒｓｏｎその他の米国特許第４，４８５，８１３号「植 込み可能な動的圧力トランスジューサ・システム（Ｉｍｐｌａｎｔａｂｌｅ Ｄ ｙｎａｍｉｃ Ｐｒｅｓｓｕｒｅ Ｔｒａｎｓｄｕｃｅｒ Ｓｙｓｔｅｍ）」に 開示される形式のような動的圧力センサを含む。第２のセンサＳ₂は、このよう に、心臓の機械的活動および収縮性と関連する心臓における流体圧力の変化と関 連するレート制御パラメータ（ＲＣＰ_press）を測定して、患者の心臓における 流体圧力の変化の大きさに比例する第２のセンサ出力（Ｏｕｔｐｕｔ_press）を 提供する。望ましい当実施形態では、第２のセンサ出力Ｓ₂は、患者の心臓の右 心室内部の圧力センサＳ₂へ加えられる流体圧力のピークの正の時間的導関数（ 即ち、ｄＰ／ｄｔ_max）を導出するため処理される。 ペースメーカ１００は、ペーシング・リード線１０２を介して患者の心臓１０ ４に電気的に結合されるように略図的に示されている。リード線１０２は、リー ド線１０２の遠端部付近に配置されかつ患者の心臓の右心室（ＲＶ）内部に配置 される心臓内電極１０６と第２のセンサＳ₂とを含む。リード線１０２は、当技 術において周知のように、単極電極または双極電極を担持することができる。望 ましい実施形態において、ペースメーカ１００を心室の心内膜に結合するリード 線１０２は、先に述べた形式の一体化圧力トランスジューサを持つステロイドを 先端に付した（ｓｔｅｒｏｉｄ−ｔｉｐｐｅｄ）単極リード線を備え得る。電極 １０６は、適当なリード導体１０２ａを介して入力フィルタ・コンデンサ１０８ を経てノード１１０に、またブロック１１２で示される入力／出力回路の入力端 子に結合される。第１のセンサＳ₁からの出力は、入力／出力回路１１２に結合 される。第２のセンサＳ₂からの出力もまた、適当なリード導体１０２ｂを介し て入力／出力回路１１２に結合される。 入力／出力回路１１２は、心電図（ｃａｒｄｉａｃ ｅｌｅｃｔｒｏｇｒａｍ ）のような心臓から導出される電気信号、第１のセンサ出力Ｓ₁からの出力及び 第２のセンサ出力Ｓ₂からの出力の検出のため、ならびに１１４で示されるマイ クロコンピュータ回路におけるソフトウエアで実現されるアルゴリズムの制御下 で刺激パルスを心臓に印加して心拍数を刺激パルスの関数として制御するため必 要なディジタル制御およびタイミング回路のための動作入出力アナログ回路を含 む。 マイクロコンピュータ回路１１４は、オンボード回路１１６とオフボード回路 １１８とを備える。オンボード回路１１６は、マイクロプロセッサ１２０と、シ ステム・クロック１２２と、オンボードＲＡＭ１２４およびＲＯＭ１２６とを含 む。オフボード回路１１８は、オフボードＲＡＭ／ＲＯＭユニット１２８を含ん でいる。マイクロコンピュータ回路１１４は、データ通信バス１３０により、１ ３２で示されるディジタル・コントローラ／タイマ回路に結合されている。マイ クロコンピュータ回路１１４は、標準的なＲＡＭ／ＲＯＭ構成要素により増補さ れたカスタムＩＣデバイスで作ることができる。 当業者には、図１に示された電気的構成要素が適切な植込み可能グレードのバ ッテリ電源（図示せず）により給電されることが理解されよう。 アンテナ１３４は、１３６で示される無線周波数（ＲＦ）送信機／受信機回路 （ＲＦ ＴＸ／ＲＸ）を介して、アップリンク／ダウンリンク・テレメトリの目 的のため入力／出力回路１１２に接続されている。アンテナ１３４と外部プログ ラマ（図示せず）のような外部装置との間でアナログおよびディジタルの双方の データの遠隔測定は、望ましい実施形態においては、本発明と同じ譲受人により 保持され参考のため本文に援用される１９９２年７月７日発行の米国特許第５， １２７，４０４号「植込み可能な医療装置に対するテレメトリ・フォーマット（ Ｔｅｌｅｍｅｔｒｙ Ｆｏｒｍａｔ ｆｏｒ Ｉｍｐｌａｎｔａｂｌｅ Ｍｅｄ ｉｃａｌ Ｄｅｖｉｃｅ）」に実質的に記載されるように、最初にディジタルに コード化され、次いでダンプされた（ｄａｍｐｅｄ）ＲＦキャリア上でパルス位 置変調される全てのデータによって行われる。当該技術において既知のように、 リード・スイッチ１５３が入力／出力回路１１２に接続され、センス増幅器１４ ６を使用不能状態にし、テレメトリおよびプログラミング機能を使用可能状態に することにより患者の継続管理（ｆｏｌｌｏｗ−ｕｐ）を可能にする。 水晶発振器回路１３８、典型的には３２，７６８Ｈzの水晶制御型発振器が、 主タイミング・クロック信号をディジタル・コントローラ／タイマ回路１３２へ 与える。Ｖ_ref／バイアス回路１４０が、入力／出力回路１１２のアナログ回路 に対する安定な電圧基準およびバイアス電流を発生する。ＡＤＣ／マルチプレク サ回路（ＡＤＣ／ＭＵＸ）１４２が、テレメトリおよび交換時間表示あるいは寿 命終了機能（ｅｎｄ−ｏｆ−ｌｉｆｅ）（ＥＯＬ）を提供するため、アナログ信 号および電圧をディジタル化する。パワーオン・リセット回路（ＰＯＲ）１４４ は、パワーアップの間プログラムされた値でペースメーカ１００を初期設定し、 例えば低バッテリ条件の検出時、あるいは受入れ得ない高いＥＭＩのようなある 望ましくない条件の存在時に、プログラム値をデフォルト状態にリセットするよ う機能する。 図１に示されたペースメーカのタイミングを制御するための動作指令は、バス １３０によってディジタル・コントローラ／タイマ回路１３２に結合され、この 回路においてディジタル・タイマがペースメーカの全（ｏｖｅｒａｌｌ）補充間 隔（ｅｓｃａｐｅ ｉｎｔｅｒｖａｌ）を、入力／出力回路１１２内部の周辺構 成要素の動作を制御するための種々の不応（ｒｅｆｒａｃｔｏｒｙ）、ブランキ ング（ｂｌａｎｋｉｎｇ）、及びその他のタイミング・ウインドウと共に設定す る。 ディジタル・コントローラ／タイマ回路１３２は、センス増幅器１４６および 心電図（ＥＧＭ）増幅器１４８に結合されて、リード導体１０２ａおよびコンデ ンサ１０８を介して電極１０６からピックアップされた、患者の心臓１０４の電 気的活動を表わす増幅され処理された信号を受取る。センス増幅器１４６は、回 路１３２内部の補充間隔タイマをリセットするためのセンス事象信号（ｓｅｎｓ ｅ ｅｖｅｎｔ ｓｉｇｎａｌ）を生成する。ＥＧＭ増幅器１４８により生成さ れた心電図信号は、本願と同じ譲受人により保持され参考のため本文に援用され るＴｈｏｍｐｓｏｎその他の米国特許第４，５５６，０６３号「医療装置のため のテレメトリ・システム（Ｔｅｌｅｍｅｔｒｙ Ｓｙｓｔｅｍ ｆｏｒ ａ Ｍ ｅｄｉｃａｌ Ｄｅｖｉｃｅ）」に記載されるような患者の電気的な心臓活動の アナログ心電図の表示をアップリンク・テレメトリすることによって送信するた め、植込まれた装置が外部のプログラマ／トランシーバ（図示せず）によって問 い合わせされつつある場合に用いられる。出力パルス発生器１５０は、補充間隔 時間が終わるごとに、あるいは外部へ送られたペーシング指令が受取られるごと にディジタル・コントローラ／タイマ回路１３２により生成されるペーシングさ れたトリガー信号に応答して、あるいはペーシング技術において既知の他の格納 された指令に応答して、ペーシング刺激を出力コンデンサ１０７およびリード線 １０２を介して患者の心臓１０４へ与える。 ディジタル・コントローラ／タイマ回路１３２は、第１のセンサＳ₁および活 動を表わす関連の「活動」回路から増幅され処理されたセンサ出力（Ｏｕｔｐｕ ｔ_act）を受取るために、処理／増幅回路（「活動」）１５２に結合されている 。ディジタル・コントローラ／タイマ回路１３２は、レート応答制御および所望 される他の機能において使用するため、患者の心臓１０４における流体圧力にお ける変化を表わす増幅され処理されたセンサ出力（Ｏｕｔｐｕｔ_press）をリー ド導体１０２ｂを介して第２のセンサＳ₂から受取るために、処理／増幅回路（ 「圧力」）１５４に結合されている。 本発明の望ましい実施形態において、ペースメーカ１００は、ＶＶＩ、ＶＯＯ およびＶＶＴ、ならびに対応するＶＶＩＲ、ＶＯＯＲおよびＶＶＴＲのレート応 答モードを含む種々の非レート応答モードで動作することが可能である。 更に、ペースメーカ１００は、１つの選択されたセンサ出力のみに応答して、 あるいは所望に応じて両方のセンサ出力に応答して（Ｏｕｔｐｕｔ_actあるいは Ｏｕｔｐｕｔ_pressのいずれか一方または両方を用いて）レートを変更するよう に動作するようプログラム可能に構成することができる。 パートＩＩ．定義 本発明の記述の目的のため、追加の関連用語の定義は下記の通りである。 検出ウインドウ：心臓の収縮を表わす圧力信号の存在を検出するため用いられ るペーシングされあるいはセンシングされた事象の３０ミリ秒後に始まる１７０ ミリ秒のウインドウ。 捕捉の失敗（ＬＯＣ）：ペースメーカ１００による処理が、あるペーシングさ れた事象後の検出ウインドウにおける圧力信号の無いことを検出する。この刺激 された心臓収縮の欠如は、捕捉の喪失と称される。 下側レート（ＬＲ）：臨床医によって与えられる値であって、ペーシングレー トに対する低い境界を確立する値。センサが使用不能にされるか、あるいはその センサ出力がレートを増すのに充分に大きくなければ、この低レートが刺激レー トである。レート応答により、１パルス／分（ｐｐｍ）間隔で４０ｐｐｍないし １００ｐｐｍのＬＲ範囲に対する許容プログラム可能値。 メトリック（Ｍｅｔｒｉｃ）：捕捉の失敗に応答して、且つ回復シーケンスの 間に修正されるよう選択されるプログラムされた（選択された）出力刺激パラメ ータ（パルス幅またはパルス振幅）。 非メトリック（Ｎｏｎ−Ｍｅｔｒｉｃ）：非選択出力刺激パラメータ（パルス 幅またはパルス振幅）。非メトリック・パラメータは、捕捉の失敗に応答する間 、最大出力刺激においてのみ変更される。 Ｐ_max ：ペースメーカ１００による処理が、検出ウインドウの間に圧力回路１ ５４からの圧力波形における最大信号レベルを決定する。 Ｐ_min ：ペースメーカ１００による処理が、検出ウインドウの間に圧力回路１ ５４からの圧力波形における最小信号レベルを決定する。 パルス圧力平均（ＰＲＥＳＳ．ＡＶＧ）：動的圧力センサＳ₂が、内部の流体 圧力（ＲＣＰ_press）をセンシングして、心臓の機械的活動および収縮性と関連 する流体圧力における変化と関連するセンサ出力（Ｏｕｔｐｕｔ_press）を与え るように、患者の心臓の右心室（ＲＶ）内に配設される。ペースメーカ１００に よるＯｕｔｐｕｔ_pressの処理が、かかるＲＶ圧力変化の大きさに比例するピー ク・パルス圧力（ＰＲＥＳＳ．ＰＫ）を生じる。センシングされあるいはペーシ ングされたＲＶ事象の各々が、ピーク・パルス圧力信号を生じる。望ましい実施 形態では、最後の１６の妥当ＰＲＥＳＳ．ＰＫ値の運転（ｒｕｎｎｉｎｇ）平均 を用いて、「ＰＲＥＳＳ．ＡＶＧ」と呼ばれる平均ピーク・パルス圧力値を決定 する。ペースメーカ１００が、サンプルされたＰＲＥＳＳ．ＰＫ値が４ｍｍＨｇ に等しいかこれより大きくなければならないことの要件に基いて、サンプル単位 で各ピーク・パルス圧力値の妥当性についてテストする。この妥当閾値より低い 値は無視される。いったん決定されると、ＰＲＥＳＳ．ＡＶＧを用いて、サイク ル単位で捕捉を検出する。 回復：ペースメーカ１００が、捕捉の失敗シーケンスの１時間後に出力刺激パ ラメータを自動的に調整しようと試みる。メトリック・パラメータは、そのプロ グラム値に向けて小さな増分で調整される。 ＬＯＣに対する応答：ペースメーカ１００が、制御された応答で出力パルス幅 及び／又は振幅を増大させることによりＬＯＣに自動的に応答して、心臓刺激の 迅速な回復を可能にする。 閾値：格納されたピーク値の百分率に基く連続的に平均化されたピーク・パル ス圧力値のプログラム可能な閾値。プログラム可能な範囲は、１２．５％ステッ プで２５％から７５％である。 上側レート（ＵＲ）：臨床医によって与えられる値であって、活動、圧力ある いは組合わされるその両方に対するレート応答モードが有効である時、あるいは ペースメーカ１００により生成されるペーシング・レートが血行力学的に過剰と ならないように、捕捉失敗のペーシングに対する応答が生じる時、最大刺激レー トを制限する値。ＵＲもまた下側レート（ＬＲ）および休息レート（ＲＥＳＴ． ＲＡＴＥ）より少なくとも２０ｐｐｍ多くなるはずであることを前提として、許 容プログラム可能値は５ｐｐｍ間隔で１００ｐｐｍないし１７５ｐｐｍの範囲に わたる。 パートＩＩＩ．センサ 活動に対するレート制御パラメータ（ＲＣＰ_act）の測定の簡単な記述は下記 のとおりである。用いられる活動センサＳ₁は、先に述べたＡｎｄｅｒｓｏｎそ の他の米国特許第４，４２８，３７８号に記載された形式の圧電水晶トランスジ ューサであり、これは同特許に開示されたペースメーカのカン（ｃａｎ）の内面 に取付けられる。センサＳ₁は、身体の物理的運動によって生じる身体内部の圧 縮波の結果としてのペースメーカのカンのゆがみによるセンサ出力（Ｏｕｔｐｕ ｔ_act）を発生する。Ｏｕｔｐｕｔ_actの振幅がプログラムされた「活動閾値」（ ＡＣＴ．ＴＨＲＥＳＨ）を越える各事象がペースメーカ１００の「活動カウント 」（ＡＣＴ．ＣＯＵＮＴ）でカウントされ保持されるように、活動回路１５２に よる処理が行われる。ＡＣＴ．ＣＯＵＮＴを用いて、サイクル単位で活動に基く 目標レート（ＳＴＲ_act）を計算する。 圧力に対するレート制御パラメータ（ＲＣＰ_press）の測定の簡単な記述は下 記のとおりである。用いられる圧力センサＳ₂は、Ａｎｄｅｒｓｏｎ等の米国特 許第４，４８５，８１３号に記載された形式の動的圧力センサである。センサＳ₂ は、患者の心臓の右心室（ＲＶ）に配設されて、内部の流体圧力（ＲＣＰ_press ）をセンシングして、心臓の機械的活動および収縮性と関連する流体圧力におけ る変化に関するセンサ出力（Ｏｕｔｐｕｔ_press）を与える。圧力回路１５４に よるＯｕｔｐｕｔ_pressの処理は、かかるＲＶ圧力変化の大きさに比例するピー クの正の一次導関数（ｄＰ／ｄｔ_max）を生じる。センシングされあるいはペー シングされた各ＲＶ事象が、ピークの正のｄＰ／ｄｔ_max信号を生じる。なお、 ピークの負の信号を代りに用いることもできる。望ましい実施形態において、最 後の８つの妥当なｄＰ／ｄｔ_max値を用いて、「圧力（ｄＰ／ｄｔ）平均」ある いは「ｄＰ／ｄｔ．ＡＶＧ」と呼ばれる平均ｄＰ／ｄｔ_max値を決定する。ペー スメーカ１００が、サンプリングされたｄＰ／ｄｔ_max値が患者の休息レート（ ＲＥＳＴ．ＰＲＥＳＳ）と関連するｄＰ／ｄｔ_max値により規定される予め定め た範囲内に含まれるはずであるという要件に基いて、各ｄＰ／ｄｔ_max値の妥当 性についてサンプル単位でテストする。望ましい実施形態において、この妥当性 範囲は、ＲＥＳＴ．ＰＲＥＳＳの２５％と４００％との間のｄＰ／ｄｔ_max値と し て規定される。この妥当性範囲外の値は無視される。いったん決定されると、Ｐ ＲＥＳＳ．ＡＶＧを用いて、サイクル単位で圧力に基くセンサの目標レート（Ｓ ＴＲ_press）を計算する。 しかし、本発明は３以上のセンサあるいは先に述べた以外の形式のセンサを用 いて実施できることが理解されよう。しかし、望ましい実施形態において、特定 のセンサを先に述べた特別な組合わせで用いることにより種々の利点が得られる 。 例えば、活動ベースのセンサは、身体の活動に迅速かつ反復可能な応答を提供す る。この形式のセンサは、臨床文献において余すところなく報告されており、そ の安全性および効能が充分に実証づけられている。更に、このようなセンサは、 患者の健康状態あるいは疾病状態の変化によってあまり影響を受けない利点を提 供し、これにより時間的に更に予測可能な挙動を提供する。しかし、活動センサ の挙動に対しては理論的および実際的な制約もある。例えば、これらセンサは、 身体的活動にのみ応答する。従って、例えば、周囲温度における広い変動に常に 曝されることと関連する熱的ストレス、あるいは横たわった姿勢から直立位への 変化と関連する姿勢ストレスのような通常は心拍数応答を生じることになる他の 種類の生理的ストレスを蒙る患者は、非常に制限されたレート調整しか得られな い傾向があり、このため、このようなストレスに対する患者の調整は完全に充分 と言えないものとなる。更に、活動事象後のレート回復の時間的過程は、一般に は高度に生理的に基づく回復機能を提供することができないペースメーカ・シス テムの設計上の諸制約によって制限される傾向がある。 その結果、望ましい実施形態はまた、拍動単位で心臓圧力の連続的な測定のた めの動的圧力センサをも内蔵する。このセンサは、活動にとどまらない更に生理 的な応答を行い、活動センサにより提供されるレート応答の相補に役立つ。当シ ステムにおけるセンシングされる生理的変数は、心臓の右心室内の圧力の増加率 （即ち、正のピークｄＰ／ｄｔ）を含む。この変数は、心筋の収縮の活力と関連 し、これは更に自律神経系によって調整される。こうして、患者における自律神 経系による応答を導出し、（健常人における心拍数応答を生じることになる）如 何なるストレスも、本発明のペースメーカ・システムによる患者における心拍数 応答を生じることになる。更に、ストレス後の心臓圧力の回復の時間的過程は、 自律神経系の状態によって決定される生理的時間的過程に追従し、その結果本装 置が活動センサ単独で供し得るものより更に生理的であるペーシング・レートの 回復をもたらすことになる。 このように、先に述べた特定のセンサ組合わせがペースメーカ１００に対する 充分に改善されたレート応答機能を生じることが理解できよう。 パートＩＶ．自動捕捉および閾値探索の機能 本発明の自動捕捉および閾値探索機能の特定の詳細は下記のごとくである。関 連する関心の対象となるものは、１９９２年１０月７日出願の米国特許出願第０ ７／９５８，１９４号「自動的な心臓捕捉の回復および閾値探索の方法および装 置（ＡＵＴＯＭＡＴＩＣ ＣＡＲＤＩＡＣ ＣＡＰＴＵＲＥ ＲＥＳＴＯＲＡＴ ＩＯＮ ＡＮＤ ＴＨＲＥＳＨＯＬＤ−ＳＥＥＫＩＮＧ ＭＥＴＨＯＤ ＡＮＤ ＡＰＰＡＲＡＴＵＳ）」、および１９９３年９月１５日出願の同第０８／１２ ２，２５８号「電流引き出しを最小化し所望の捕捉の安全限界を提供するペース メーカ（ＰＡＣＥＭＡＫＥＲ ＷＨＩＣＨ ＡＤＡＰＴＳ ＴＯ ＭＩＮＩＭＩ ＺＥ ＣＵＲＲＥＮＴ ＤＲＡＩＮ ＡＮＤ ＰＲＯＶＩＤＥ ＤＥＳＩＲＥＤ ＣＡＰＴＵＲＥ ＳＡＦＥＴＹ ＭＡＲＧＩＮ）」であり、これら特許出願も また本願の譲受人に譲渡され、参考のため明白に援用される。これらの特許出願 は、本発明に関して動作するよう修正することができる自動捕捉および閾値探索 機能について更なる詳細を提供する。捕捉の検証 患者の生理的変化は、初期プログラム値から閾値を変更することがあり、不適 切な振幅またはパルス幅による捕捉の失敗を招き得る。ペースメーカ１００は、 例えば圧力センサＳ₂と、当該技術では既知のように生起された応答とを用いて 、捕捉検出器を介して捕捉の失敗を検出することができる。このように、捕捉が 存在する時「捕捉検出」メッセージが生成され、捕捉の失敗の偶発中に「捕捉検 出なし」メッセージが生成される。 「捕捉検出」メッセージまたは「捕捉検出なし」メッセージのいずれかは、捕 捉の検証中のペーシング・パルスに続く予め規定された捕捉検出ウインドウ（Ｃ ＤＷ）で生じる。ＣＤＷの持続時間は、適切な値にプログラムすることができる 。 全振幅バックアップ・パルスは、安全目的のため迅速に供給される。このバック アップ・パルスは、望ましい実施形態において１００ミリ秒（ｍｓ）以内に生じ 、これは「易損期間」が開始する前である。図２は、「易損期間」と安全バック アップ・ペーシング間隔とを示すタイミング図である。従来技術のペースメーカ では、このバックアップ・パルスは主ペーシング・パルスの少なくとも３００ｍ ｓ後までは供給されないことに注目されたい。 バックアップ・ペーシング・パルスは、ペースメーカの補充間隔を再開する。 次に、ペースメーカ１００は、以下に述べるように、正規のペーシング・パルス により捕捉が達成されるまで、正規のペーシング・パルスを規則的に変化させる 。 各捕捉の失敗の偶発後に、正規のペーシング・パルスのパルス幅は、捕捉が復 帰するかあるいはパルス幅が１．０ｍｓに達するかのいずれか早い状態が生じる まで、望ましい実施形態では０．１ｍｓ（「最大パルス幅」）だけ増大される。 最大パルス幅に達しても（正規のペーシング・パルスに続いて）捕捉がまだ生じ なければ、捕捉が復帰されるまで、パルス振幅は予め規定された振幅ステップ（ 「Ａｍｐステップ」）で増分される。 一層有効なペーシング・パルス・パラメータ（即ち、有効なバッテリ引き出し （ｄｒａｉｎ）特性を生じる結果となるパラメータ）を周期的に決定するために 、パルス幅および振幅は、プログラムされた最小パルス幅値および最小振幅値ま で減少させることができる。捕捉の失敗が生じるならば、ペーシング・パルス・ パラメータが先に述べたように段階的に調整される。また以下に述べるような使 用のためプログラム可能であるものは、「最大パルス幅」値および「最小振幅」 値である。 各正規のペーシング・パルスと各「捕捉検出」信号との間の間隔が測定されて 、以後の使用のためメモリに格納される。「最大検出刺激（Ｓｔｉｍｕｌｕｓ ｔｏ Ｄｅｔｅｃｔ Ｍａｘｉｍｕｍ）」値と「最小検出刺激（Ｓｔｉｍｕｌｕ ｓ ｔｏ Ｄｅｔｅｃｔ Ｍｉｎｉｍｕｍ）」値が格納され、これらの各値は、 ペーシング・パルスと「捕捉検出」信号との間に観察される最大遅延量と、ペー シング・パルスと「捕捉検出」信号との間に観察される最小遅延量とをそれぞれ 表わす。「捕捉検出」間隔が「最大検出刺激」を越える時、「最大検出刺激」値 は １クロック・サイクルに等しい量だけ増大される。同様に、「捕捉検出」間隔が 「最小検出刺激」より小さい時、「最小検出刺激」値は１クロック・サイクルに 等しい量だけ減少される。 捕捉検証プログラムの初めに、「最大検出刺激」と「最小検出刺激」とは共に 捕捉検出間隔の最初に観察された値に初期設定される。その後、これらの値は先 に述べたように周期的に更新される。例えば、閾値は１日に１回決定し直される 。 更に有効なペーシング閾値パラメータが、以下に述べる閾値探索の方法のどれ かによって確立される。閾値探索アルゴリズムの動作中、捕捉の失敗によって生 じるレート低下効果を最小化するようにペーシング・レートを上昇する。閾値の探索−第１の方法 ペーシング・パルスは、下記のアルゴリズムを用いて迅速に最適化することが できる（粗調整）。 閾値探索処理中の安全性を保証するため、１対のペーシング・パルスが各心臓 周期の間に供給される。最初のパルスは、ペースメーカがより長いバッテリ寿命 のため最適化を探索しつつある正規の（即ち、主要）ペーシング・パルスである 。２番目のパルスは、望ましい実施形態では全振幅および０．７５ｍｓのパルス 幅で最初のパルスの後で１００ｍｓ以内に供給されるバックアップ安全パルスで あり、最初のパルスが捕捉をし損なうときに心臓が常に捕捉されることを保証す る。 最初のペーシング・パルスの供給から「捕捉検出」信号までの時間が測定され て、格納された「最小検出刺激」値および「最大検出刺激」値と比較される。「 捕捉検出」信号の時間が「最小検出刺激」値と「最大検出刺激」値との間に該当 するならば、最初のペーシング・パルスは心臓を捕捉したものとされる。閾値探 索アルゴリズムは、最初のパルスの振幅をその最大値へ最初に、そして予め定め たパルス幅を例えば０．５ｍｓに最初に設定する。 最初のペーシング・パルスの振幅は、下式に従って連続的な心臓周期において 減分される。即ち、 但し、Ｐは次の心臓周期における最初のペーシング・パルスの振幅、ＣＹは心臓 を捕捉した全ての前の周期の最小振幅、およびＣＮは心臓を捕捉しなかった前の 周期の最大振幅である。ＣＹおよびＣＮは、それぞれ最大振幅値および最小振幅 値に初期設定され、各々の連続的な閾値探索周期で更新される。 閾値探索シーケンスは、望ましい実施形態では、量（ＣＹ−ＣＮ）がプログラ ム可能な「振幅の分解能」のｎ倍より小さい時に完了する。望ましい実施形態に おいては、ｎは２に等しく、「振幅の分解能」は０．２ボルトに等しく設定され る。 閾値振幅が決定された後に、式（１）を用いて閾値パルス幅を決定する。パル ス幅探索Ｐが次の心臓周期における最初のペーシング・パルスのパルス幅である 間、ＣＹは心臓を捕捉した全ての前の周期の最小パルス幅であり、ＣＮは心臓を 捕捉しなかった前の周期の最大パルス幅である。ＣＹおよびＣＮは、最大パルス 幅および最小パルス幅の値にそれぞれ初期設定され、連続する各閾値探索周期で 更新される。 閾値探索シーケンスは、望ましい実施形態では、量（ＣＹ−ＣＮ）がプログラ ム可能な「パルス幅の分解能」のｎ倍より小さい時に完了する。望ましい実施形 態においては、ｎは２に等しく、「振幅の分解能」は０．１ボルトに等しく設定 される。 パルス幅探索の間、振幅は最適化された値（振幅の探索中に決定される）の２ 倍に設定される。パルス幅の探索が完了すると、振幅はその最適化値にリセット される。 振幅およびパルス幅の両閾値が格納され、ちょうど図３（例示の目的のためだ けに示される）における事例と同様に、近似的な強さ−持続時間曲線に対する基 電流３００とクロナキシー（時値）３０２の点を提供する。強さ−持続時間曲線 は、種々の診断目的のために用いることができる。閾値の探索−第２の方法 ペーシング・パルスは、以下に述べるアルゴリズムに従うことにより一層漸進 的な方法における更に微細な同調によって最適化することができる。 最初に、振幅はプログラムされた最大振幅（例えば、５ボルト）に設定され、 パルス幅は０．５ｍｓのように予め定めた値に設定される。ペーシング・パルス 対は、前述のように、即ち、最初のパルスが所望のペーシング・パルスであり、 ２番目のパルスは、最初のパルスが捕捉し損なう時捕捉が維持されるように、全 振幅の安全パルスであるように供給される。最初のパルスが心臓を捕捉し損なう までか、あるいはプログラムされた「最小振幅」に達するまでのいずれか早く生 じる方までに、振幅はプログラム可能な粗いステップ（「粗Ａｍｐステップ」） で最初に低減される。粗Ａｍｐステップは、望ましい実施形態では０．５ボルト に等しく設定されるが、他の任意のあり得る値でもよい。 （最初のパルスによる）捕捉の失敗に続いて、最初のパルスが再び心臓を捕捉 するまで振幅が粗Ａｍｐステップにより増分される。次いで、（最初のパルスに よる）捕捉を逃すまで振幅がプログラム可能な微細振幅ステップ（「微細Ａｍｐ ステップ」）により減分される。捕捉を逃す振幅は閾値振幅と見なされる。微細 Ａｍｐステップは、望ましい実施形態では０．１ボルトに等しく設定されるが、 他の任意のあり得る値でもよい。 所望に応じて、（例えば、０．２ボルトのような）安全限界を振幅に加えても よい。 振幅の探索に続いて、アルゴリズムは非常に同じようにパルス幅の探索を実行 する。振幅は、振幅探索において決定された値の２倍に等しく設定される。パル ス幅は、プログラムされた最大パルス幅（望ましい実施形態では、１．０ｍｓ） に等しく最初に設定される。パルス幅は、最初のパルスが心臓を捕捉し損なうま でか、あるいはプログラムされた最小パルス幅に達するかのいずれか早く生じる 方まで、プログラム可能な粗ステップ（「粗ＰＷステップ」）で最初に減じられ る。粗ＰＷステップは望ましい実施形態では０．１ｍｓに等しく設定されるが、 他の任意のあり得る値でもよい。 （最初のパルスによる）捕捉の失敗に続いて、パルス幅は、最初のパルスが再 び心臓を捕捉するまで粗ＰＷステップにより増分される。次いで、パルス幅は、 （最初のパルスによる）捕捉を逃すまで、プログラム可能な微細パルス幅ステッ プ（「微細ＰＷステップ」）で減分される。捕捉を逃すパルス幅は閾値パルス幅 と見なされる。 パルス幅閾値が決定されると、振幅およびパルス幅の両方が決定された閾値に 等しく設定される。 振幅およびパルス幅の探索は、各調整（即ち、粗Ａｍｐステップ、微細Ａｍｐ ステップ、粗ＰＷステップ、および微細ＰＷステップ）をプログラムされた時間 間隔あるいは心臓周期数だけ遅延させることによって、より長い期間にわたって 生じさせることができる。 強さ−持続時間曲線は、前述の方法を用いて近似化される。 本発明の変更および修正は、本文の開示によれば可能である。しかし、このよ うな変更および修正は、請求の範囲により請求される本発明の範囲内に含まれる べきものである。例えば、本発明はシングル・チェンバー・ペースメーカで用い るように限定されるものであり、またデュアル・チェンバー・ペースメーカおよ び種々のデュアル・チェンバー・ペーシング・モードでも機能する。

【手続補正書】 【提出日】１９９６年１２月１３日 【補正内容】 （１）請求の範囲を別紙のとおりに補正する。 （２）明細書第４頁第１８行の「参考のため本文に援用される、」の部分を次の とおりに補正する。 『当該技術のより広い理解のため読者により参考とされる、』 （３）明細書第５頁第１０行の「参考のため本文に援用される」の部分を次のと おりに補正する。 『当業者の参考のため追加の開示を提供する』 （４）明細書第５頁第１６〜１７行の「参考のため本文に援用される」の部分を 次のとおりに補正する。 『参考事項が読者の当該技術の理解を助けるため記載されている』 （５）明細書第７頁第３行の「参考のため本文に援用される」の部分を次のとお りに補正する。 『参考事項が読者の当該技術の理解を助けるため記載されている』 （６）明細書第７〜８行の「参考のため本文に援用される」の部分を次のとおり に補正する。 『参考事項が読者の当該技術の理解を助けるため記載されている』 （７）明細書第１３頁第９行の「号「自動的な」の部分を次のとおりに補正する 。 『号で１９９４年６月１４日に米国特許第５，３７０，６４３号として発行され た「自動的な』 （８）明細書第１３頁第１３行の「号「電流」の部分を次のとおりに補正する。 『号で１９９５年９月５日に米国特許第５，４４７，５２５号として発行された 「電流』 （９）明細書第１３頁第１７行の「参考のため明白に援用される。」の部分を次 のとおりに補正する。 『参考事項が読者の当該技術の理解を助けるため記載されている。』 請求の範囲 『１．刺激閾値を自動的に探索することが可能であるペースメーカにおいて、 患者の心臓に結合され、主刺激パルスとバックアップ刺激パルスとを供給する ためのパルス供給および発生器手段と、 刺激パルスに応答して前記患者の心臓の捕捉の指示を受取るように結合され、 前記の検出に応答して前記主刺激パルスの供給と前記の検出された捕捉との間の 時間量と関連する信号値を発生し、前記信号値が捕捉ウインドウの最小及び最大 の値をウインドウ確立期間中に設定し、前記期間に続いて前記信号値捕捉検出ウ インドウ内に捕捉があるかに基づいて主ペーシング・パルスの振幅閾値及びパル ス幅閾値を決定する捕捉検出器手段と、を備え、 前記バックアップ・ペーシング・パルスが、各心臓周期中に前記主ペーシング ・パルス後に供給される ペースメーカ。 ２．刺激の閾値を自動的に探索するための自動刺激信号閾値探索方法において、 プリセットＣＤＷに基づいてウインドウを設定するウインドウ設定ステップで あって、前記ＣＤＷに対するいずれかの調整が本方法の事例の実行に先立ち行わ れる、ウインドウ設定ステップと、 閾値探索プログラムの動作中に主刺激パルスとバックアップ刺激パルスとを各 心臓周期に供給するステップと、 前記プリセットＣＤＷ中に刺激パルスに応答して患者の心臓の捕捉を検出する ステップと、 主ペーシング・パルスの振幅閾値及びパルス幅閾値を決定するステップと、を 備え、 前記閾値探索プログラムの動作が、 前記主ペーシング・パルスを発生するステップと、 前記各主ペーシング・パルス後にバックアップ・ペーシング・パルスを発生 するステップと、を備える 自動刺激信号閾値探索方法。 ３．前記バックアップ・パルスが、前記主パルスの供給からほぼ１００ｍｓの予 め規定された「易損期間」の開始に先立って供給され、前記バックアップ・パル スが捕捉を生じるのに充分な振幅およびパルス幅の特性の組合わせを有する請求 項１記載のペースメーカ。 ４．前記ペースメーカが更に、 （ａ）主ペーシング・パルスが心臓を捕捉する各心臓周期と関連して変数値 を保持する記憶手段と、 （ｂ）下式に従って主パルス特性を計算するプロセッサ手段であって、 但し、Ｐは、所与のパルス幅における「振幅」により規定され、あるいは所与の 振幅における「パルス幅」によって規定されるパルス・エネルギ変数と等しい前 記主パルス特性であり、ＣＹは、前記心臓が主パルスにより捕捉された患者の心 臓の前の周期におけるかかるパルス・エネルギ変数の最も小さいものであり、Ｃ Ｎは、主パルスによって捕捉されなかった最も大きなパルス・エネルギ変数であ る、プロセッサ手段と、 （ｃ）閾値探索プログラム期間中に前記プロセッサ手段に前記計算を反復的 に実行させるプログラム手段と を備える請求項１記載のペースメーカ。 ５．前記バックアップ・パルスが、前記主パルスのほぼ１００ｍｓ後で且つ「易 損期間」前に供給される請求項２記載の方法。』

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．刺激閾値を自動的に探索することが可能であるペースメーカにおいて、 患者の心臓に結合され、主刺激パルスとバックアップ刺激パルスとを供給する ためのパルス供給および発生器手段と、 刺激パルスに応答して前記患者の心臓の捕捉の指示を受取るように結合され、 且つ前記の検出に応答して、前記主刺激パルスの供給と前記の検出された捕捉と の間の時間量と関連する信号値に基づいて主ペーシング・パルスの振幅閾値及び パルス幅閾値を決定するため捕捉が検出される場合前記信号値を発生する捕捉検 出器手段と、を備え、 前記バックアップ・ペーシング・パルスが、各心臓周期中に前記主ペーシング ・パルス後に供給される ぺースメーカ。 ２．刺激の閾値を自動的に探索するための自動刺激信号閾値探索方法において、 閾値探索プログラムの動作中に、主刺激パルスとバックアップ刺激パルスとを 各心臓周期に供給するステップと、 刺激パルスに応答して患者の心臓の捕捉を検出するステップと、 主ペーシング・パルスの振幅閾値及びパルス幅閾値を決定するステップと、を 備え、 前記閾値探索プログラムの動作が、 前記主ペーシング・パルスを発生するステップと、 前記各主ペーシング・パルス後にバックアップ・ペーシング・パルスを発生 するステップと、を備える 自動刺激信号閾値探索方法。 ３．前記バックアップ・パルスが、前記主パルスの供給からほぼ１００ｍｓの予 め規定された「易損期間」の開始に先立って供給され、前記バックアップ・パル スが捕捉を生じるのに充分な振幅およびパルス幅の特性の組合わせを有する請求 項１記載のペースメーカ。 ４．前記ペースメーカが更に、 （ａ）主ペーシング・パルスが心臓を捕捉する各心臓周期と関連して変数値 を保持する記憶手段と、 （ｂ）下式に従って主パルス特性を計算するプロセッサ手段であって、 但し、Ｐは、所与のパルス幅における「振幅」により規定され、あるいは所与の 振幅における「パルス幅」によって規定されるパルス・エネルギ変数と等しい前 記主パルス特性であり、ＣＹは、前記心臓が主パルスにより捕捉された患者の心 臓の前の周期におけるかかるパルス・エネルギ変数の最も小さいものであり、Ｃ Ｎは、主パルスによって捕捉されなかった最も大きなパルス・エネルギ変数であ る、プロセッサ手段と、 （ｃ）閾値探索プログラム期間中に前記プロセッサ手段に前記計算を反復的 に実行させるプログラム手段と を備える請求項１記載のペースメーカ。 ５．前記バックアップ・パルスが、前記主パルスのほぼ１００ｍｓ後で且つ「易 損期間」前に供給される請求項２記載の方法。