JPS6214299B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は、頻脈治療用心臓ペースメーカに関す
る。埋込み型ペースメーカは、頻脈処理装置にお
いてある成功をおさめた。大抵のペースメーカの
主たる機能は、心拍数（heart rate）を最小値に
或いはそれ以上に維持することであるから、異な
る回路或いは異なる動作モードが頻脈治療用とし
て必要となる。一般的に云えば、２つの動作モー
ドが提案された即ち頻回パルスのバーストの使用
と非同期或いは固定速度ペーシングの使用であ
る。

回帰性頻脈が発生する１つの方法は、心室に正
常に導かれる最初の心房インパルスが、何時、付
属経路を経て逆行する電導によつて上室部位に再
入することが可能であるか、また他の心房の脱分
極を発生するかということである。この回帰性ル
ープを通して繰返しサイクルを継続すると逆行性
電導が発生する。基本的には、それは、ある心臓
において、逆行性の電導通路（conduction
pathway）と呼ばれる欠陥が存在すること、即
ち、心室の電気信号はこの通路により心房に導通
されること（正常の方向に対して）を意味してい
る。健康な心臓において、電気信号は先づ、心房
において発生され、Ａ―Ｖ時間遅延の後心室に導
通されるから、先づ心房が、次に心室が逐次的に
接触する。信号は、かくして、消費される。病気
の心臓において、この逆行性の導通（電導）は、
信号が心房（上室性領域）へ逆流して伝播するこ
とを可能にし、再び他のサイクルを開始する。こ
の逆行性電導の防止は、回帰性ループにおけるイ
ンパルス伝播を妨げる適当に計時された期外収縮
（premature beat）によつて達成できる。回帰性
インパルスの循環は、無反応性組織が回帰性ルー
プに発生するために停止する。若し、ペースメー
カが、回帰性ループをアクセスする電極を介して
適当に計時されたインパルスを印加できる場合、
組織の無反応化は循環インパルスに先行して発生
され、かくして頻脈繰返しサイクルを乱すに至
る。通常、各サイクル毎に短時間短い不応期が存
在し、その間、期外収縮は頻脈を停止するのに効
果的となる。

１つの先行技術は、臨界的時間ウインドウを覆
う拍動に続く所定時間間隔の間、頻回パルスのバ
ーストを供給するペースメーカを提供することで
あり、かくして、頻脈サイクルを乱すのに必要な
パルスを与える。この技術は、多くの場合成功し
ているけれども、それは、不幸にも、パルスバー
ストが有害である或る種の患者には使用できな
い。

他の先行技術は、頻脈を治療するために、固定
速度或いは非同期モードに切換えられるデマンド
型（demand type）ペースメーカを使用した。
非同期モードにおいて、刺激パルスと頻脈との間
の位相関係を変化させると、短時間周期内に非同
期パルスは、臨界的時間だけ頻脈の治療を行な
い、それに続いて正常に必要なペーシングが再開
されることができる。

非同期ペーシングにより頻脈を治療する１つの
方法は、外部磁石をユニツトの上に配置すること
によつて非同期動作に切換可能である植込み型ペ
ースメーカの使用を含む。この方法は、患者が頻
脈を自覚し、治療を自分で始めることに依存し、
頻脈が発生した時に患者は無能力になる危険があ
るので、その使用が制限されることは自明であ
る。もう１つの方法は、頻脈（tachycardiac
rhythm）を検知し、次いで頻脈の時間中、固定
レートペーシングに自動的に復帰する回路を有す
る植込み型ペースメーカの使用を含んでいる。こ
の方法は、有効であることがわかつているが、潜
在的な問題が未だ幾つかの領域に存在する。電極
配置のための心臓の内部位置の選択は、ある場合
に問題を提供し、単一の或いは小さな数の期外収
縮の発生に応た固定レートペーシングへの望まし
くない復帰もまた問題を提供する。

これらのまた他の問題を克服するために、本発
明は、心房及び心室の刺激を夫々の部位に供給す
るため患者の心臓に接続する端子、非同期動作モ
ードにて循環基準の端子に心房、心室の電気刺激
パルスを供給する発生手段、患者の心臓の拍動を
検知し、所定値より大きい心拍に応答し、非同期
動作モードにおけるパルスの供給を可能ならしめ
るように動作する頻脈検出制御手段を具える。

本発明の他の局面によれば、頻脈検出制御手段
には切換えヒステリシスが具えられ、心拍検出フ
イルタ或いは増幅器の無反応或いは不応期による
検出拍動の可能なマスキングを補償するため、非
同期モードに切換えるよりも非同期モードから切
換えるより長い検出された補充期間を必要とする
ようになる。

本発明の概要は次の通りである。即ち、刺激パ
ルスを心房、心室に供給し、望ましくはデマンド
型であることが望ましい逐次的に計時された発振
器、頻脈状態を検出し、非同期動作モードに切換
える回路、を具えるペースメーカの使用により回
帰性頻脈の治療装置に関する。

検出器は、単一の外部脈拍又は期外収縮に応答
しないが、所定の脈拍数が所定の正常脈拍速度以
上にて発生した後、検出器は、ペースメーカを非
同期モードに切換える。非同期ペーシング及び頻
脈の位相の相対的変化が、臨界的な時間周期のパ
ルス発生における短時間内になれば、頻脈を停止
させる。２つのチエンバー（室）の逐次的刺激の
使用は、刺激に対して適当位置を選択する問題を
克服する。ヒステリシスは、心拍速度検出回路に
具えられ、QRS波増幅回路の無反応期間により
パルスをマスクキングすることによつて非同期モ
ードの早期不連続性を防止する。

第１図は、本発明による２重デマンド型心房、
心室の万能型ペースメーカをブロツク図形式にて
示す。参照番号１０は、心房発振器回路と呼ば
れ、また参照番号２０は、心室発振器回路と呼ば
れる。これらの発振器或いはパルス発生回路は、
先行技術において一般的に知られているように設
計され、順次的に夫々上部及び下部心臓部位を刺
激する電気的刺激パルスを発生する。発振器１０
は、パルスを発生し、変圧器１１、結合コンデン
サ１２を介して端子１３，１４にパルスを供給す
る。技術的に一般的に知られているように図示し
ない電極保持リードは、端子１３，１４を心臓の
心房に接続するのに使用される。除細動器が使用
された場合にそなえて回路保護用のダイオード１
５が具えられている。

発振器２０は、リード２１及び結合コンデンサ
２２を経て端子２３，２４に出力パルスを与え
る。使用に際して、技術的に一般的に知られてい
るように電極保持リードは、端子２３，２４を心
臓の心室に接続するように具えられる。

端子２４は、また、埋込み及び頻脈のインパル
ス検知に使用され、それは、信号線３０により波
形フイルタ３１に接続される。波形フイルタ３１
は、心室脱分極を示す心電図のQRS波（QRS―
Complex）が通過しやすいように設計され、Ｔ
波に対しては通過を抑制する。実際的問題とし
て、これらのパルスは、心臓信号よりも60dB或
いはそれ以上強いから、それらがフイルタの正常
な周波数帯域の外側にあるとしても、フイルタ
は、また心室発振器出力パルスを通過させてしま
う。フイルタ３１の出力は、導線３２を経て
QRS増幅器３３の入力に接続される。フイルタ
３１及び増幅器３３は、第１図の説明用の別個の
ブロツクとして示されている限り、２個の機能
は、能動フイルタを含む信号回路に結合されてい
ることが理解されよう。QRSフイルタ及び増幅
器の設計は、一般技術において既知であり、特定
の回路は、合理的な能率が達成される限り、また
フイルタ或いは増幅器の無反応期間が既知であ
り、しかも以後更に充分に説明されるように合理
的に短時間になされることが望ましい限り、本発
明にとつて臨界的なものではない。

ここにおいて、無反応期間は、センス増幅器が
信号に対して無反応である時間周期である。初期
に検知された信号は、一時的に、その周期に現わ
れる他の心臓信号に対してセンス増幅器をブライ
ンドにする。これは、筋肉細胞が化学平衡を回復
するまで、収縮するように刺激され得るが、しか
も無反応となる心臓組織の行為によく似ている
が、それは、２〜300ミリ秒までの時間間隔であ
る。

増幅器３３の出力は、導線３４を経て頻脈検出
制御回路を示す回路５０の入力に接続される。回
路５０の好ましい回路構成及び動作は、第２図に
関連して更に充分に後述される。第１図から理解
されるように、制御回路５０は、また導線３５を
経て入力を受信し、導線５１上に出力を与える。
導線５１は、心房発振器１０及び発振器２０の両
者に接続され、デマンド動作モードにおいてその
リセツテイングを制御するように作用する。導線
２６は発振器２０から発振器１０に接続され、心
室刺激パルスの供給に応じて心房発振器をリセツ
トし、一般技術において既知であるようにＡ―Ｖ
（心房―心室）刺激の適当な同期発生を維持する
ようにする。

プログラマ制御回路４０がまた第１図に示され
ている。制御回路４０は、RFアンテナ或いはピ
ツクアツプコイル４１を有し、外部のプログラム
信号を受信し、それは、速度、タイミング及び装
置の動作モードをプログラムする複数の出力を具
える。制御回路４０からの導線３５は、更に後述
されるように頻脈検出及び制御回路５０へ可能信
号を与え、２重のデマンド機能を可能にしたり或
いは無能にする。導線４２及び４３は、各々複数
の出力を示し、発振器１０及び２０の所望の時定
数をプログラムする。プログラマ制御回路４０の
構成及び動作とそれが発振器１０及び２０のタイ
ミングを制御する方法は、別件米国特許第
4066086号に開示されている。即ち、レートコン
トローラ回路内のカウンタ、抵抗値の相互接続、
FETアレイの出力より得られるタイミングによ
り制御可能である（図示せず）。心房、心室の両
方のタイミングはプログラムされるから、かよう
な回路を２個具える必要がある。１方の回路は、
線４２により心室発振器１０に結合され、他の回
路は、線４３により心室発振器２０に結合され
る。

磁気リードスイツチ４４，４５は、また、一般
技術において既知である方法で植込み型ペースメ
ーカの上に配置される外部磁石による動作用に対
して具えられるのが望ましい。スイツチ４４は、
通常オープンであり、バツテリの＋端子からプロ
グラマ制御回路４０に接続され、磁石が適当な位
置にある間プログラマの動作を可能にする。リー
ドスイツチ４５は、通常開（オープン）であり、
その閉により導線４７を経てQRS増幅器３３の
機能を停止する（disable）。外部磁界によるスイ
ツチ４５の動作は、増幅器３３及びペースメーカ
の正常の要求機能を無能にし、先行技術において
一般的に知られているように植込み後、その試験
用に供される。また、ペースメーカのバツテリか
ら他の回路に電力を供給する導線が具えられてい
るが、これらは明確にする目的で第１図から省略
されている。

今、第２図を参照するに、第１図の制御回路５
０用の好ましい回路が示されている。バツテリの
＋端子は、前述した方法で回路を付勢するように
導線４６に接続され、バツテリの−端子は、接地
信号５２により示される回路部分に接続される。

制御回路５０への入力は、導線３４上で受信さ
れ、直列接続抵抗５３，５４を介して電源＋供給
端子４６に接続される。抵抗５３，５４の接続点
は、参照番号５５と呼ばれ、この点は、PNPトラ
ンジスタ５６のベースに接続される。トランジス
タ５６のエミツタは、電源供給導線４６の分岐点
に接続され、そのコレクタは、導線５７に接続さ
れ、それは、直列接続抵抗６１，６２を介して信
号接地点５２に接続される。これらの抵抗の接続
点６３は、NPNトランジスタ６０のベースに接
続され、そのエミツタは、また信号接地点に接続
される。抵抗６４とコンデンサ６５とから成る
RCタイミング回路は、電力の正リード線と信号
接地点との間に接続され、参照番号６６と呼ばれ
るこれら素子の接続点は、トランジスタ６０のコ
レクタに、またトランジスタ６７のベースに接続
される。

トランジスタ６７は、そのコレクタを導線７１
により電源正端子に接続される抵抗７１に接続さ
せたNPNトランジスタである。トランジスタ６
７のエミツタは、他のNPNトランジスタ７２の
エミツタに共通に接続され、両エミツタは、抵抗
７３を介して信号接地点に接続される。トランジ
スタ７２のコレクタは、電源正端子に接続され
る。

トランジスタ７２のベースは、抵抗７４，７６
の直列接続及び電界効果トランジスタ７７を介し
て電源正端子に接続され、また抵抗７８を介して
接地点に接続される。FET77のゲートは、プロ
グラム制御器からのリード線３５に接続される。
他のFET80は、導体４６から接合点７５に至る
までFET77及び抵抗７６と並列に接続されるソ
ース、ドレイン端子を具えている。

PNPトランジスタ８１は、そのエミツタを導体
４６に接続させ、そのベースを導体７０に接続さ
せる。トランジスタ８１のコレクタは、導体８
２、抵抗８３を経て信号接地点に接地される。

参照番号８４により指定される集積回路カウン
タが具えられる。リセツト入力は導体８２に接続
され、番号６のカウント出力は導体８５に接続さ
れ、８５の分岐点はFET80のゲートに接続さ
れ、８５の他の分岐点はカウンタ８４のCE（ク
ロツク可能化）入力に接続される。バツテリの接
続点は具えられているが、明確化の目的のため第
２図から省略されている。

導体８５は、また、抵抗８６を介してNPNト
ランジスタ８７のベースに接続される。このトラ
ンジスタのエミツタは、信号接地点に接続され、
そのコレクタは、導体８８を介してトランジスタ
９０のベースに接続される。導体５７は、また、
抵抗８９を介してトランジスタ９０のベースに接
続される。NPNトランジスタ９０は、そのエミ
ツタを信号接地点に接続させ、そのコレクタを導
体５１に接続させる。導体５１の分岐線は、カウ
ンタ８４のクロツク入力に帰還される。導体５１
は、また、第１図に示されるように発振器１０及
び２０のリセツト入力に延びる。好ましい実施例
において、導体５１は、放電及び再充電を制御す
るため、好ましくは更にスイツチング素子（図示
せず）を介して第２図において破線にて示すよう
にタイミング抵抗９１及びコンデンサ９２の接合
点に接続される。

本発明によるペースメーカの動作は、第１図及
び第２図の助力により説明されよう。正常な動作
において、ペースメーカは、通常の心房心室逐次
デマンド型ペースメーカとして動作する。刺激パ
ルス或いは自発心臓拍動の何れかの発生により発
振器１０及び２０の両者はリセツトされ、それら
の所定のプログラムされたペーシング間隔
（escape interval）の計時を開始する。若し、自
発の心臓拍動が逸脱期間の終端の前に発生する場
合、それはフイルタ３１によつて検出され、発振
器１０及び２０をリセツトするのに使用される。
若し、自然の心臓拍動が、余りに遅いか或いは自
然の心臓信号が不足していることを示す発振器の
ペーシング間隔の終端の前に自発の心臓拍動が検
知されない場合、心房心室発振器は、心臓の上部
及び下部チエンバを順次刺激するように点火す
る。この方法において、最小の心拍数は、ペース
メーカによつて設定されるが、自発の心拍数が充
分に速い場合には、発振器が連続的にリセツトさ
れ、刺激パルスは供給されない。前述したように
好ましい実施例においては、毎分当りのペーシン
グレート及び対応する最小の拍動及び心房パルス
と心室パルス間の時間遅延は、プログラム制御回
路４０により制御可能であるが、かような制御は
本発明にとつて本質的なものではない。

検出された心電位が発振器をリセツトするのに
使用される方法は次の通りである。心房電極によ
つて心臓から抽出される電位は、端子２３，２４
及び導体３１を経てフイルタ３１及び増幅器３３
に印加される。増幅器３３が付勢されたものと仮
定すれば、拍動の発生は、第２図において波形１
００により示されるように負の移行パルスとして
リード線３４に現われる。かようなパルスが無い
場合には、トランジスタ５６は、バツテリ電圧＋
Ｖがそのエミツタ及びベースの両方に印加されて
いるためにオフである。リード線３４におけるパ
ルスの発生により、分圧器が抵抗５４，５３を介
して設定され、ベースに電圧降下を発生させ、ス
イツチングトランジスタ５６はオンとなる。これ
により、順次導体５７に電圧を接地電位から正電
圧源に近い電圧に切換えさせ、波形１０１により
示されるような正の移行パルスを発生するに至
る。このパルスは、トランジスタ９０をオンに切
換えさせ、導体５１を接地電位に引き込む。これ
により、前述したように発振器１０及び２０用の
タイミング回路をリセツトする。

本発明の頻脈検出及び制御回路の特徴は次の通
りである。第１に、第１図に示されるようなプロ
グラム可能なペースメーカにおいて、頻脈検出及
び制御回路５０は、導体（線）３５に対して論理
“１”即ちバツテリの正電圧を与えることにより
可能とされる。第２図より理解される如く、これ
はFET77をターン・オンし、かくしてトランジ
スタ７２のベースへの回路パスを完了する。若
し、導体３５における可能信号が無い場合には、
頻脈制御機能は禁止されよう。

前述の如く、パルス１００の発生及びパルス１
０１の生成により、トランジスタ６０は、導体６
３における正の移行パルスにより瞬時的にター
ン・オンされる。トランジスタ６０がターン・オ
ンすると、それによつてコンデンサ６５を放電す
る放電パスが与えられる。パルスの終りにおいて
トランジスタ６０はターン．オフし、コンデンサ
６５は、抵抗６４を介して再充電を開始する。零
にリセツトされた後、導体６６の電圧は、導体３
４の次の入力パルスの発生によるトランジスタの
ターン・オンによりリセツトされるまで指数波形
に充電を開始する。電圧検知スイツチに関連して
抵抗６４及びコンデンサ６５は、頻脈検出用の基
本タイミング素子を構成する。

トランジスタ６７，７２及び関連回路は、電圧
比較切換機能を実行する。前に指摘した如く
FET77のオンにより、電流パスは、抵抗７６，
７４及び７８を介して確立され、トランジスタ７
２に接続される導体７９の電圧基準を設立する。
両トランジスタ６７，７２のオフ及び導体６６の
実質的零電圧によるリセツト状態から始まつて、
コンデンサ６５が充電するにつれて電圧が増大し
始める。この電圧がリセツトされなければ、最後
には、トランジスタ７２のベース電圧を超えるも
のとなり、トランジスタ６７をオンに切換えさせ
る。これが発生すると、負荷抵抗７１を介する電
圧降下は、導体７０における電圧がトランジスタ
８１をターン・オンさせるに充分な程減少され、
波形１０３により示されるように導体８２上のコ
レクタに正に移行する出力パルスを発生する。然
し、導体３４への連続的入力パルスが速い速度で
発生する場合、導体６６の電圧は、導体７９の電
圧に到達する前にリセツトされ、トランジスタ６
７は、オフのままとなり、導体８２にパルスは発
生しないであろう。導体７９の電圧基準を確立す
る抵抗、抵抗６４の値及び充電定数を決定するコ
ンデンサ６５は、所望する切換え拍動間隔を与え
るように選択できる。好ましい実施例において、
連続する拍動間の逸脱期間が、150回／分の心拍
数或いはそれ以下に対応して400ミリ秒或いはそ
れより長い場合には、トランジスタ６７を切換え
るように素子が選択される。

正常な要求において、ペーシング・カウンタ８
４は、検出された心臓拍動ごとに増分される。こ
れは、導体５１の分岐点を経てトランジスタ９０
の出力をカウンタ８４のクロツク入力に帰還する
ことによつて達成される。カウンタ８４を増分す
る同一パルスは、コンデンサ６５の電圧を零にリ
セツトし、新しい充電サイクルを開始させる。患
者の心拍数が、150回／分以下の正常範囲にある
場合或いは他の制限が設定される場合には必ず時
定数は、次の心拍動によつて休止されるに先だつ
てタイムアウトとなり、前述したようにカウンタ
８４をリセツトするパルスが導体８２に供給され
よう。かくして、所定の心拍数以下の心拍数にお
けるペースの整つた或いは自発的心臓拍動におい
て、カウンタ８４は、連続的に１ずつ増分されか
つリセツトされ、第２図に示されるカウント出力
数６を含む第１出力よりも高いカウント出力は、
論理零（０）の状態のままに残る。

若し連続する心臓拍動が400ミリ秒以下により
分離して発生する場合には、コンデンサ６５は、
速やかにリセツトされ、リセツト・パルスはカウ
ンタに供給されず、従つて次の心臓拍動は、カウ
ンタをカウント２に増分させるようにする。若
し、前の拍動が単に期外収縮であることを示す
400ミリ秒以上の拍動間隔に次の拍動が房る場合
には、カウンタは零にリセツトされよう。若し、
頻脈リズム（波）が開始される場合に、400ミリ
秒以内ごとに前のパルスの５個の連続パルスの発
生は、カウンタ８４をカウント６に増分させ、８
５において論理１を発生する。この点において、
５以下或いは５以上の数が、所望ならカウンタの
異なるカウント出力を検知することにより使用さ
れ得ることは理解できるけれども、その制御はペ
ースメーカを非同期モードに切換える。重要な点
は、単純な期外収縮或いは無関係な
（extraneous）拍動或いはそれらの両者は、非同
期動作を開始させないということである。カウン
ト６に達すると、殆んどバツテリの正電圧に近い
電圧を示す導体８５の論理１は、トランジスタ８
７をターン・オンし、順次導体８８の電圧を実質
上接地電位に引き込み、かくしてトランジスタ９
０がターン・オンするのを禁止する。同時に、導
体８５の電圧は、カウンタ８４のCE入力に印加
され、カウンタが更に別のクロツク・パルスに応
答して歩進するのを禁止する。導体８５の電圧
は、また、FET80を効果的にターン・オンし、
抵抗７６をバイパスして後述するような切換えヒ
ステリシスを与える。

トランジスタ９０がオフ状態に保たれることに
より、カウンタ８４がリセツトされるまで、心室
心房発振器１０及び２０は、リセツトされるのが
妨げられ、従つて、固定した心拍数或いは非同期
モードで動作する。これに関連して用語“非同
期”とは、心臓拍動と同期が無いことを意味し、
２個の発振器が、それらの間の所定の時間遅延に
より相互に同期を保つていることが理解されよ
う。

頻脈サイクルが破壊されるまで非同期刺激が続
く。第２図の回路は、拍動間隔及び機能の監視を
続けてカウンタ８４をリセツトし、検知された拍
動間隔が所定値にまで長くなる場合には、回路を
正常の要求動作に戻す。然し、最初に非同期モー
ドに切換える拍動間隔に比較して非同期モードか
ら切換える基準として異なつた長い拍動間隔を使
用することが有利であることが見出された。かく
して、好ましい実施例において、400ミリ秒以下
の一連の拍動間隔は、非同期モードに切換えさせ
るが、回路は、連続する逸脱期間が650ミリ秒を
超えるまで要求するモードに戻らない。このヒス
テリシス効果は、パルスの受信に続いてQRS増
幅器の無反応或いは不感期間を補償するように導
入される。

QRS増幅器及びフイルタは、典型的にはＲ波
に続いて約190〜320ミリ秒の不感期間を有し、Ｔ
波中回路を無能にするようにする。あるペースメ
ーカにおいて、特定の消去回路が具えられ、他の
場合には、その低バイアス条件及びＴ波を通過さ
せないフイルタ特性により、無反応期間が、回路
の遅動回復時間によつて与えられる。何れにして
も、増幅器のプランキング効果は、ヒステリシス
の導入によつて補償されない場合、頻脈サイクル
が破られなくても、パルスのマスキング及びペー
スメーカの早期復帰をデマンドモードにさせる。
この問題を説明するため、次の条件を仮定する。
ペースメーカは、心室発振器によりパルスが850
ミリ秒間隔で発振される非同期モードで動作し、
患者の心臓は、400ミリ秒より僅かに小さい拍動
をする頻脈サイクル（150回／分より僅かに大）
にて拍動しているものとする。発振器出力の発生
により、QRS増幅器は信号を検出し、その信号
を通過させ、所定の増幅器に対して次の仮定した
200ミリ秒期間不感となる。若し、心拍数が、発
振器出力パルスの後約180ミリ秒にて発生する場
合、拍動のQRS波は検出されないであろう。400
ミリ秒以下より幾分遅いか、又は最後の発振器出
力に続いて580ミリ秒より幾分短い第２心臓拍動
が検出され、制御器５０に通過される。上述の場
合、制御器５０は、検出された心拍より580ミリ
秒遅い発振器出力を受信する。若し、正常動作を
再開するスイツチング基準が400ミリ秒に設定さ
れていた場合、第２図の回路はモード変化を発生
し、実際に上述の例の場合に、頻脈条件は、150
回／分より僅かに高い心拍数をもつて未だ残つた
ままになる。

この可能性を防ぐために、切換え閾値ヒステリ
シスが導入され、非同期モードから切換える拍動
間隔は、頻脈条件の検出とQRS増幅器、フイル
タの不感又は消去時間と小さい防護帯域又は安全
マージンとの合成に対して選択された拍動間隔に
設定されるようにする。動作を簡単化し、必要な
ヒステリシス量を最小にするため、使用される
QRS増幅器は、比較的短い不感期間、望ましく
は200ミリ秒以下の不感期間を有するのが望まし
い。好ましい実施例は、約650ミリ秒の拍動間隔
を使用し、それは、400ミリ秒のスイツチング時
間と190ミリ秒の消去時間と約60ミリ秒の防護帯
域との和に等しい。

ヒステリシスは、カウンタ８４が６カウントに
到達し、トランジスタ９０がリセツトをそれ以上
供給することを禁止する時間にFET80をター
ン・オンすることによつて達成される。FET80
は、抵抗７６を短絡し、かくしてトランジスタ７
２のベースに接続された分圧器の値を変化させ、
実際には、導体７９の電圧を上昇させる。これ
は、コンデンサ６５の充電が、新しい電圧基準に
到達し、トランジスタ６７をターン・オンさせる
前に長い拍動間隔を必要とする効果を有する。長
い拍動間隔に終局的に到達すると、トランジスタ
６７，８１はターン・オンされ、リセツトパルス
をカウンタ８４に供給してそれをリセツトし、正
常なデマンドモードの動作は、400ミリ秒以下の
拍動間隔を有する５個以上の連続拍動の各々が通
過されるまで再開する。

本発明は、心臓による頻脈の設定によりしかも
単なる２，３の早期又は外部拍動には応答しない
ペースメーカをデマンドペーシングから非同期Ａ
―Ｖ順次ペーシングに自動的に切換えることによ
る頻脈治療効果を提供することが理解される。Ａ
―Ｖ順次ペーシングは、最も速い方法で頻脈を停
止させる確率を最適にし、電極配置の臨界性を最
小にする。切換ヒステリシスは、パルスのマスキ
ングによりデマンドモードに早期に復帰するのを
妨げる。

以下本発明の実施の態様を列記する。

(1) 前記頻脈検出制御手段は、連続して検知され
る拍動が、前記第１に述べた所定の持続時間よ
り大きい第２の所定持続時間を超える場合、非
同期モードを終了させる手段を具える前記特許
請求の範囲第２項記載の心臓ペースメーカ。

(2) 患者の心臓の拍動を検知するデマンドモード
にて動作し、前記発生手段に動作接続され、自
発拍動が、前の拍動よりの所定の正常な拍動間
隔内に発生する場合、電気刺激パルスの供給を
妨げるデマンド制御手段を更に具える前記特許
請求の範囲第１項記載の装置。

(3) 前記頻脈検出制御手段は、タイミング手段カ
ウンタ、拍動の発生により前記カウンタを増分
する手段、前記タイミング手段に応答し、前記
拍動と連続する拍動間の拍動間隔が所定の持続
時間を超える場合、前記カウンタをリセツトす
るように動作する手段、前記カウンタにより所
定カウントに到達した時に非同期モードを可能
ならしめる手段、を具える前記特許請求の範囲
第３項記載の装置。

(4) 前記タイミング手段に動作的に接続され、前
記非同期モードが可能の場合前記所定の持続時
間を増加させ、検知された拍動間隔が増加され
た持続時間を超えるまで前記カウンタのリセツ
トを妨げ非同期モードから戻す切換ヒステリシ
ス手段を具え、それによつて、心拍検知手段の
無反応期間によるパルスのマスキングにより非
同期モードから早期に戻るのを妨げる前記第３
項又は前記特許請求の範囲第６項記載の装置。

(5) 前記頻脈検出制御手段に接続され、その使用
可能性又は使用不能を選択するプログラム可能
手段を更に具える前記特許請求の範囲第１項又
は第３項又は第５項記載の装置。

(6) 外部的に印加される磁界により付勢される場
合、非同期動作モードを可能ならしめるように
動作接続される磁気動作スイツチを具える前記
特許請求の範囲第１項又は第３項又は第９項記
載の装置。

【図面の簡単な説明】

第１図は、本発明を組入れたペースメーカの構
成を示すブロツク図である。第２図は、第１図の
ペースメーカの頻脈検出制御回路の概略図であ
る。 第１図において、３１はQRS波フイルタ、４
０はプログラム制御、５０は頻脈検出制御、１０
は心房発振器、２０は心室発振器。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 心房、心室刺激をそこに供給するため患者の
   心臓に接続する端子、循環的な非同期モードの動
   作による電気刺激パルスを心房、心室の前記端子
   に順序よく供給する発生手段、患者の心臓の拍動
   を検知し、前記発生手段に接続され、所定値より
   大きい心拍数に応答して前記パルスの供給を非同
   期動作モードにて可能ならしめる頻脈検出制御手
   段、を具える頻脈治療用心臓ペースメーカ。 ２ 前記頻脈検出制御手段は、心臓の心拍間の拍
   動間隔を検知し、所定値以下の連続する心拍間の
   間隔に応答して前記非同期動作モードを可能なら
   しめる手段を具える前記特許請求の範囲第１項記
   載の心臓ペースメーカ。 ３ 患者の心臓に接続され、心房、心室刺激をそ
   こに供給する端子、 所定の繰返し間隔にて逐次的に心房、心室電気
   刺激パルスを前記端子に供給する発生手段、 患者の心臓拍動を検知する手段、 前記検知手段に接続され、デマンドモードにて
   動作し、心臓拍動が、前の自発の又は刺激された
   心臓拍動に続く所定時間間隔内に発生する場合、
   前記刺激パルスの供給を妨げるデマンド制御手
   段、 前記検知手段からの信号を受信するように接続
   され、所定の接続時間以下の拍動間隔を有する所
   定の心拍数の発生に応答し、非同期動作モードに
   て前記発生手段を前記逐次的心房、心室電気刺激
   パルスの供給を可能ならしめるように動作接続さ
   せる頻脈検出制御手段、から構成される頻脈治療
   用心臓ペースメーカ。 ４ 前記頻脈検出制御手段は、連続して検知され
   る心拍の拍動間隔が、前記第１に述べた所定持続
   時間より大きい第２所定の持続時間を超える場
   合、前記非同期モードを終了させ、前記パルスを
   前記デマンド制御に供給する手段を具える前記特
   許請求の範囲第３項記載の心臓ペースメーカ。