JPS635763A - 心臓刺激装置 - Google Patents
心臓刺激装置Info
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-
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- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
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Description
【発明の詳細な説明】
（発明の背景）
本発明は、整調を行う、電気的除細動を行う、および心
臓の細動を止める各治療の組合わせを用いて、心室の不
整脈の処理に段階的に近付く埋め込み可能な心臓刺激装
置に関する。
臓の細動を止める各治療の組合わせを用いて、心室の不
整脈の処理に段階的に近付く埋め込み可能な心臓刺激装
置に関する。
多くの要因が、人間の心臓が鼓動する速度に影響して、
その速度を正常な静脈側（ｓｉｎｕｓ ）の速度範囲と
呼ばれるものから変化させる。１分当たりの鼓動回数（
ｂｐｌｌ）が６０以下である大人の心臓の速度は、静脈
側の徐脈と呼ばれ、−方、１０１から１８０ｂｐａ＋ま
で大体分布する速度は、静脈側の頻脈と呼ばれる。健康
な人間において、そのような頻脈は、例えば肉体的もし
くは感情的ストレス（運動もしくは興奮）、アルコール
もしくはカフェインを含む飲み物の消費、タバコの喫煙
、または成る麻薬の使用から生じる。２００ｂｐｍを越
える速度が、激しい運動中の若者において観察されてい
る。
その速度を正常な静脈側（ｓｉｎｕｓ ）の速度範囲と
呼ばれるものから変化させる。１分当たりの鼓動回数（
ｂｐｌｌ）が６０以下である大人の心臓の速度は、静脈
側の徐脈と呼ばれ、−方、１０１から１８０ｂｐａ＋ま
で大体分布する速度は、静脈側の頻脈と呼ばれる。健康
な人間において、そのような頻脈は、例えば肉体的もし
くは感情的ストレス（運動もしくは興奮）、アルコール
もしくはカフェインを含む飲み物の消費、タバコの喫煙
、または成る麻薬の使用から生じる。２００ｂｐｍを越
える速度が、激しい運動中の若者において観察されてい
る。
正常な静脈側の速度からの変化は、−般に心臓の不整脈
として特徴付けられ、また前記静脈側の速度範囲の上端
を越える不整脈の速度は、不整頻脈と呼ばれる。健康な
人間は、普通、静脈側の頻脈へ上昇させる単一または複
数の要因が除かれた後、前記静脈側の速度への次第の戻
りを経験する。
として特徴付けられ、また前記静脈側の速度範囲の上端
を越える不整脈の速度は、不整頻脈と呼ばれる。健康な
人間は、普通、静脈側の頻脈へ上昇させる単一または複
数の要因が除かれた後、前記静脈側の速度への次第の戻
りを経験する。
他方、異常な不整脈は特別な処置を必要とし、また成る
例においては、苦しめられている個人の突然死を防ぐ方
向への即時の緊急処置を必要とする。
例においては、苦しめられている個人の突然死を防ぐ方
向への即時の緊急処置を必要とする。
心臓の電気生理学的特性の任意のものの変化または障害
が、結果的に心臓の不整脈になることがある。例えば、
Ａ〜■の連接した頻脈は、心臓の静脈側の波節による静
脈側速度での心臓のインパルスの発生があるにもかかわ
らず、正規の場所外の律動の加速である。 ゛ 細動は、前記影響を受けた小室の導電性の心臓組織の区
域による完全に協同を欠いた不規則な収縮の開始により
特徴付けられる不整脈であり、結果として、組織の全量
の同期的な収縮の完全な喪失、およびその小室の血液圧
送能力の必然的な喪失となる。
が、結果的に心臓の不整脈になることがある。例えば、
Ａ〜■の連接した頻脈は、心臓の静脈側の波節による静
脈側速度での心臓のインパルスの発生があるにもかかわ
らず、正規の場所外の律動の加速である。 ゛ 細動は、前記影響を受けた小室の導電性の心臓組織の区
域による完全に協同を欠いた不規則な収縮の開始により
特徴付けられる不整脈であり、結果として、組織の全量
の同期的な収縮の完全な喪失、およびその小室の血液圧
送能力の必然的な喪失となる。
人工的な心臓のペースメーカが、徐脈を処理するだめに
多年に亘って心臓病学者により処方されている。同ペー
スメーカのパルス発生装置は、患者の胸の中で皮下嚢内
に埋め込まれ、そして心臓を刺激して正常の範囲内の所
望の速度で鼓動させるために、１つまたはそれ以上のカ
テーテル・リード体を経て、患者の心臓に位置された電
極へ電気的インパルスを配送する。過去の数年に亘り、
心臓の整調を行うことは、不整頻脈の管理において使用
量が増大していることが見出されている。
多年に亘って心臓病学者により処方されている。同ペー
スメーカのパルス発生装置は、患者の胸の中で皮下嚢内
に埋め込まれ、そして心臓を刺激して正常の範囲内の所
望の速度で鼓動させるために、１つまたはそれ以上のカ
テーテル・リード体を経て、患者の心臓に位置された電
極へ電気的インパルスを配送する。過去の数年に亘り、
心臓の整調を行うことは、不整頻脈の管理において使用
量が増大していることが見出されている。
反不整頻脈用ペースメーカは、心臓自身が抑制機構を持
つという利点を有し、当該心臓自身の抑制機構は、二次
的に自然なペースメーカ心臓に作用して、自発的な律動
を防止し、この機構は「後駆動抑制」または「過駆動抑
制」と呼ばれている。
つという利点を有し、当該心臓自身の抑制機構は、二次
的に自然なペースメーカ心臓に作用して、自発的な律動
を防止し、この機構は「後駆動抑制」または「過駆動抑
制」と呼ばれている。
本質的に、心臓は、早発の心房もしくは心室の収縮（期
外収縮）の形態となる異所性作用を抑制するために、普
通の整調を行う速度よりも速い速度で刺激されるのがよ
く、そうでなければ前記期外収縮は、上腹部または心室
の頻脈、けいれん（典型的には、２００ｂｐＩＩｌを越
える不整頻脈）、もしくは細動を開始させ、あるいは存
在している不整頻脈を終了させることになり得る。整調
を行う治療のために心臓へ送られたパルスは、前記整調
を行う電極の直近で、興奮可能な心筋組織を刺激するの
に充分な大きさのものであればよい。反対に、電気的除
細動と呼ばれる、頻脈を終了させるための他の技術は、
整調を行うパルスにおいて与えられるものよりも一般に
かなり高いエネルギ含有量を有する１つまたはそれ以上
の電流もしくは電圧パルスを以て心臓へショックを与え
る装置を利用する。頻脈を終了させるための努力におい
て、整調を行う、あるいは電気的除細動を行う治療法の
いずれが採用されるにせよ、その処理自体が急激な細動
となり得るのでかなりの危険が存在する。
外収縮）の形態となる異所性作用を抑制するために、普
通の整調を行う速度よりも速い速度で刺激されるのがよ
く、そうでなければ前記期外収縮は、上腹部または心室
の頻脈、けいれん（典型的には、２００ｂｐＩＩｌを越
える不整頻脈）、もしくは細動を開始させ、あるいは存
在している不整頻脈を終了させることになり得る。整調
を行う治療のために心臓へ送られたパルスは、前記整調
を行う電極の直近で、興奮可能な心筋組織を刺激するの
に充分な大きさのものであればよい。反対に、電気的除
細動と呼ばれる、頻脈を終了させるための他の技術は、
整調を行うパルスにおいて与えられるものよりも一般に
かなり高いエネルギ含有量を有する１つまたはそれ以上
の電流もしくは電圧パルスを以て心臓へショックを与え
る装置を利用する。頻脈を終了させるための努力におい
て、整調を行う、あるいは電気的除細動を行う治療法の
いずれが採用されるにせよ、その処理自体が急激な細動
となり得るのでかなりの危険が存在する。
細動を停止させるために採用される方法である細動除去
・Ｄｅｌ’１ｂｒｉｌｌａｔｉｏｎ−ｒ Ｄ Ｆ Ｊは
、個々の繊維区域の無秩序な収縮を沈めるための努力に
おいて、心臓へ１つまたはそれ以上の高エネルギの「カ
ウンターショック」を加えることを含み、心筋の細胞か
ら細胞への活動能力の組織された広がりの再設立を可能
にし、そして、それゆえ組織の椀体の同期された収縮を
復活させる。前記用語［電気的除細動−ｃａｒｄｌｏｖ
ｅｒｓｉｏｎ ｊは、時々ＤＦを含むように広く使用さ
れるけれども、ここで使用されるときには、当該２つの
用語間に区別が維持されるものとして使用される。
・Ｄｅｌ’１ｂｒｉｌｌａｔｉｏｎ−ｒ Ｄ Ｆ Ｊは
、個々の繊維区域の無秩序な収縮を沈めるための努力に
おいて、心臓へ１つまたはそれ以上の高エネルギの「カ
ウンターショック」を加えることを含み、心筋の細胞か
ら細胞への活動能力の組織された広がりの再設立を可能
にし、そして、それゆえ組織の椀体の同期された収縮を
復活させる。前記用語［電気的除細動−ｃａｒｄｌｏｖ
ｅｒｓｉｏｎ ｊは、時々ＤＦを含むように広く使用さ
れるけれども、ここで使用されるときには、当該２つの
用語間に区別が維持されるものとして使用される。
一般に、心房の細動（ＡＦ）は、血行学的に許容され、
且つ生命を脅かすことがない。なぜなら、当該心房は、
心臓出力の合計、すなわち心臓により１時間当たり圧送
される血液の量の合計の比較的小部分（典型的には１５
〜２０％のオーダー）のみを賄うからである。実際、心
房のけいれんを終了させるために過去においてしばしば
使用された技術は、当該けいれんをＡＦへ変化させるた
めに前記けいれん速度よりも高い速度で与えられる人工
的な整調を行うパルスを以て、前記心房を刺激すること
を含む。そのような整調を行った後の比較的短い期間の
範囲内に、心臓は普通は、それ自身の正常な静脈側のリ
ズムに戻る。この時間の間に、前記組織は健康な状態に
とどまる。なぜなら、それは、心室の連続する圧送作用
の結果として酸素を送り込まれた血液の新鮮な供給を受
は続けるからである。
且つ生命を脅かすことがない。なぜなら、当該心房は、
心臓出力の合計、すなわち心臓により１時間当たり圧送
される血液の量の合計の比較的小部分（典型的には１５
〜２０％のオーダー）のみを賄うからである。実際、心
房のけいれんを終了させるために過去においてしばしば
使用された技術は、当該けいれんをＡＦへ変化させるた
めに前記けいれん速度よりも高い速度で与えられる人工
的な整調を行うパルスを以て、前記心房を刺激すること
を含む。そのような整調を行った後の比較的短い期間の
範囲内に、心臓は普通は、それ自身の正常な静脈側のリ
ズムに戻る。この時間の間に、前記組織は健康な状態に
とどまる。なぜなら、それは、心室の連続する圧送作用
の結果として酸素を送り込まれた血液の新鮮な供給を受
は続けるからである。
心室の頻脈（Ａ Ｔ）も血行力学的に許容される。
なぜなら、前記Ａ−Ｖ結合の組織の自然な保護特性（「
作用的Ａ−Ｖブロック」と呼ばれる）が、心室の組織よ
りもそれの長い不応期およびよりゆっくりの伝導性に帰
し得るからである。この特性は、前記Ａ−Ｖ結合の組織
がさらに速い心室の収縮に充分に応答できるようにする
。結果として、前記心室は、高速度の心房のシーケンス
において、３回毎の収縮のうちの１回毎の、もしくは多
分２回毎の収縮を省略し得る可能性が生じ、結果として
、２：１または３：１のＡ−Ｖ伝導性となり、そして、
それゆえ比較的強い心臓の出力およびほぼ正常なリズム
を維持する。
作用的Ａ−Ｖブロック」と呼ばれる）が、心室の組織よ
りもそれの長い不応期およびよりゆっくりの伝導性に帰
し得るからである。この特性は、前記Ａ−Ｖ結合の組織
がさらに速い心室の収縮に充分に応答できるようにする
。結果として、前記心室は、高速度の心房のシーケンス
において、３回毎の収縮のうちの１回毎の、もしくは多
分２回毎の収縮を省略し得る可能性が生じ、結果として
、２：１または３：１のＡ−Ｖ伝導性となり、そして、
それゆえ比較的強い心臓の出力およびほぼ正常なリズム
を維持する。
患者が、ＡＴまたはＡＦの事象における高い危険性もし
くは前兆を有している場合、−一例えば、患者が心室の
心臓病およびそれに伴う心室の圧送能力の減少に苦しみ
１、それに対応して心臓出力へ心房により貢献している
場合、−一特別の処置が必要とされる。普通に指定され
る処置のタイプは、投薬、麻薬、整調を行う治療、心臓
にショックを与える治療、および成る場合において、外
科的にＡ−Ｖブロックを設けること、および心室のベー
スメーカを埋め込むことを含んでいる。
くは前兆を有している場合、−一例えば、患者が心室の
心臓病およびそれに伴う心室の圧送能力の減少に苦しみ
１、それに対応して心臓出力へ心房により貢献している
場合、−一特別の処置が必要とされる。普通に指定され
る処置のタイプは、投薬、麻薬、整調を行う治療、心臓
にショックを与える治療、および成る場合において、外
科的にＡ−Ｖブロックを設けること、および心室のベー
スメーカを埋め込むことを含んでいる。
心室の頻脈（ｖＴ）の症状の発現の間に、心臓出力は減
少される。なぜなら、心臓の主たるポンプ室である前記
心室は、前記急速な収縮の間に部分的に満たされるだけ
だからである。自発的に、または前記ＶＴの処置に応答
して、前記ＶＴが心室の細動（ｖ Ｆ）まで加速するか
もしれないと言う高い危険性がある。その場合、前記心
室の無効な震えの結果として、心臓出力の瞬間的な停止
が存在する。心臓出力が殆ど直ちに回復されない限り、
組織は酸素を含む血液の不足により死に始め、そして死
が数分以内に生じるであろう。
少される。なぜなら、心臓の主たるポンプ室である前記
心室は、前記急速な収縮の間に部分的に満たされるだけ
だからである。自発的に、または前記ＶＴの処置に応答
して、前記ＶＴが心室の細動（ｖ Ｆ）まで加速するか
もしれないと言う高い危険性がある。その場合、前記心
室の無効な震えの結果として、心臓出力の瞬間的な停止
が存在する。心臓出力が殆ど直ちに回復されない限り、
組織は酸素を含む血液の不足により死に始め、そして死
が数分以内に生じるであろう。
本発明の一目的は、前記不整脈を検知するためそれを正
常な高速度から識別するための改良された技術を以て、
ならびに治療の攻撃度および実施への段階的接近を以て
、心室の頻脈、けいれん、および細動を含む心室の不整
頻脈を処理するための改良された医療装置を提供するこ
とにある。
常な高速度から識別するための改良された技術を以て、
ならびに治療の攻撃度および実施への段階的接近を以て
、心室の頻脈、けいれん、および細動を含む心室の不整
頻脈を処理するための改良された医療装置を提供するこ
とにある。
電気的除細動および細動除去のために必要なパルスのエ
ネルギは、成る範囲まで重なり、約０．０５ジユールは
どの低さから約１０ジユールが電気的除細動のために範
囲を占め、また約５ジユールからほぼ４０ジユールがＤ
Ｆのために分布する。当該必要なエネルギのレベルは、
患者から患者で異なり、且つパルスの波形のタイプおよ
び使用される電極の形態、ならびに種々な他の既知の要
因に依存する。
ネルギは、成る範囲まで重なり、約０．０５ジユールは
どの低さから約１０ジユールが電気的除細動のために範
囲を占め、また約５ジユールからほぼ４０ジユールがＤ
Ｆのために分布する。当該必要なエネルギのレベルは、
患者から患者で異なり、且つパルスの波形のタイプおよ
び使用される電極の形態、ならびに種々な他の既知の要
因に依存する。
伝統的に実用されている細動除去装置は、患者の胸郭上
の所定の位置に置かれたパドル（へら）を経由して心臓
を通過する高エネルギのパルスを供与するためのかなり
高張る電気装置であった。
の所定の位置に置かれたパドル（へら）を経由して心臓
を通過する高エネルギのパルスを供与するためのかなり
高張る電気装置であった。
より最近において、埋め込み可能な電気的除細動装置お
よび細動除去装置が、ＶＴおよび／またはＶＦを検知し
て処理することにおいて使用するように提案されている
。１９７０年に、Ｍ、Ｍｉｒｏｗｓｋｉおよびその他、
ならびにＪ 、Ｃ，５ｃｈｕｄｅｒおよびその他が、科
学文献において別々に、’５ｔａｎｄｂｙ ａｕｔｏｍ
ａｔｉｃｄｅｒｉｂｒｉｌｌａｔｏｒ ’およびｃｏｍ
ｐｌｅｔｅｌｙ １ｍｐｌａｎｔｅｄ、 ｄｅｆｉｂｒ
ｌｌｌａｔｏｒ”についての彼らの別々の提案のそれぞ
れと、犬のテストにおける経験的な結果を報告している
。そのとき以来、埋め込み可能な電気的除細動装置およ
び細動除去装置における多数の改良が、科学文献および
特許公報において報告されてきている。次のものが代表
的な例である。
よび細動除去装置が、ＶＴおよび／またはＶＦを検知し
て処理することにおいて使用するように提案されている
。１９７０年に、Ｍ、Ｍｉｒｏｗｓｋｉおよびその他、
ならびにＪ 、Ｃ，５ｃｈｕｄｅｒおよびその他が、科
学文献において別々に、’５ｔａｎｄｂｙ ａｕｔｏｍ
ａｔｉｃｄｅｒｉｂｒｉｌｌａｔｏｒ ’およびｃｏｍ
ｐｌｅｔｅｌｙ １ｍｐｌａｎｔｅｄ、 ｄｅｆｉｂｒ
ｌｌｌａｔｏｒ”についての彼らの別々の提案のそれぞ
れと、犬のテストにおける経験的な結果を報告している
。そのとき以来、埋め込み可能な電気的除細動装置およ
び細動除去装置における多数の改良が、科学文献および
特許公報において報告されてきている。次のものが代表
的な例である。
米国特許第３．８０５．７９５号は、埋め込まれた電極
を持つ細動除去装置を記載しており、この細動除去装置
は、電気的および機械的活動のそれぞれを指示する別々
の信号のそれぞれが、両方とも所定時間に亘って不在で
あるならばその時のみ、細動除去を行うパルスを心臓へ
配送し、またこの場合、最初のパルスがそれに続くパル
スよりも低いエネルギ含有量を有している。米国特許第
４，１１４，６２８号は、所定時間に亘って心臓の活動
がないときに細動除去を行うパルスが自動的に患者の心
臓へ供与されるようにした動作モードを持つ強制ペース
メーカ（ｄｅｍａｎｄ ｐａｃｅＩＩｌａｋｅｒ）を開
示している。米国特許節Ｒｅ、２７．６５２号は、自動
的な埋め込み可能な細動除去装置を提案しており、これ
においては、予め設定された遅延が、連続する複数のシ
ョック間に賦課され、またそれにおいては、さらに他の
ショックが、成功した細動除去に追随して禁止される。
を持つ細動除去装置を記載しており、この細動除去装置
は、電気的および機械的活動のそれぞれを指示する別々
の信号のそれぞれが、両方とも所定時間に亘って不在で
あるならばその時のみ、細動除去を行うパルスを心臓へ
配送し、またこの場合、最初のパルスがそれに続くパル
スよりも低いエネルギ含有量を有している。米国特許第
４，１１４，６２８号は、所定時間に亘って心臓の活動
がないときに細動除去を行うパルスが自動的に患者の心
臓へ供与されるようにした動作モードを持つ強制ペース
メーカ（ｄｅｍａｎｄ ｐａｃｅＩＩｌａｋｅｒ）を開
示している。米国特許節Ｒｅ、２７．６５２号は、自動
的な埋め込み可能な細動除去装置を提案しており、これ
においては、予め設定された遅延が、連続する複数のシ
ョック間に賦課され、またそれにおいては、さらに他の
ショックが、成功した細動除去に追随して禁止される。
米国特許第４．１８Ｌ、１３３号は、プログラムを組む
ことが可能な埋め込み可能なペースメーカを開示してお
り、これは、強制的な整調および予備的な電気的除細動
の二重の機能を奏する。米国特許第４．３００，５８７
号は、１つのモードにおいて高エネルギの細動除去を行
うパルスを、他のモードにおいて低エネルギの電気的除
細動を行うパルスを配送するように適合された埋め込み
可能な自動細動除去装置を開示している。
ことが可能な埋め込み可能なペースメーカを開示してお
り、これは、強制的な整調および予備的な電気的除細動
の二重の機能を奏する。米国特許第４．３００，５８７
号は、１つのモードにおいて高エネルギの細動除去を行
うパルスを、他のモードにおいて低エネルギの電気的除
細動を行うパルスを配送するように適合された埋め込み
可能な自動細動除去装置を開示している。
一般的に述べると、従来技術の埋め込み可能な細動除去
装置は、ＥＣＧの変化および／またはリズミカルな収縮
、脈打つ動脈の圧力、もしくは呼吸のような「機械的」
作用の不在を検知し、そして、それに応答して、予め設
定された波形およびエネルギ含有量の１つまたはそれ以
上のショックを与えるパルスから典型的になる一定の治
療を実施する。もし、頻脈処理用の電気的除細動のごと
き、他の任意の心臓治療法が前記装置から入手可能であ
れば、それも、−定の計画に従い、前記特定の不整脈の
型に嵌まった検知に応答して実施される。これらの提案
された装置は、治療法の融通性が殆ど、もしくは全然な
いか、あるいは処理されるべき不整脈における微細な変
化の検知を行い、および適切な治療に応する能力が殆ど
、もしくは全然ない。 本発明のさらに特別の目的は、
改良された埋め込み可能な医療装置を提供することであ
って、当該装置は、心室の頻脈、前記心臓速度の連続域
に亘る他の不整脈を検知するとともに、そのような検知
に自動的に応答して、複数の所定の治療のうちの１つま
たはそれ以上のものを選択的に実施するように適合され
ており、前記所定の治療は、血行力学的許容度または検
知された不整脈の不許容度に従い、処理の非類似の攻撃
塵を有する異なる療法において、徐脈および反・頻脈の
整調を行うタイプの治療法、ならびに電気的除細動を行
う、およびＤＦショック・タイプの治療法を含んでいる
。
装置は、ＥＣＧの変化および／またはリズミカルな収縮
、脈打つ動脈の圧力、もしくは呼吸のような「機械的」
作用の不在を検知し、そして、それに応答して、予め設
定された波形およびエネルギ含有量の１つまたはそれ以
上のショックを与えるパルスから典型的になる一定の治
療を実施する。もし、頻脈処理用の電気的除細動のごと
き、他の任意の心臓治療法が前記装置から入手可能であ
れば、それも、−定の計画に従い、前記特定の不整脈の
型に嵌まった検知に応答して実施される。これらの提案
された装置は、治療法の融通性が殆ど、もしくは全然な
いか、あるいは処理されるべき不整脈における微細な変
化の検知を行い、および適切な治療に応する能力が殆ど
、もしくは全然ない。 本発明のさらに特別の目的は、
改良された埋め込み可能な医療装置を提供することであ
って、当該装置は、心室の頻脈、前記心臓速度の連続域
に亘る他の不整脈を検知するとともに、そのような検知
に自動的に応答して、複数の所定の治療のうちの１つま
たはそれ以上のものを選択的に実施するように適合され
ており、前記所定の治療は、血行力学的許容度または検
知された不整脈の不許容度に従い、処理の非類似の攻撃
塵を有する異なる療法において、徐脈および反・頻脈の
整調を行うタイプの治療法、ならびに電気的除細動を行
う、およびＤＦショック・タイプの治療法を含んでいる
。
本発明の他の目的は、心室の頻脈を管理するために、頻
脈に対抗する整調を行う治療法を実施するのに適し、加
速の場合におけるＶＦを終了させるための追加的もしく
は後援的能力を有し、それにより、ＶＴを処理するため
の整調を行う治療法に関係する危険を減少させる医療装
置を提供することにある。
脈に対抗する整調を行う治療法を実施するのに適し、加
速の場合におけるＶＦを終了させるための追加的もしく
は後援的能力を有し、それにより、ＶＴを処理するため
の整調を行う治療法に関係する危険を減少させる医療装
置を提供することにある。
（発明の要約）
本発明は、ＶＴおよびＶＦを含む心室の不整脈の管理お
よび処理へ座標式に接近することを行うため、徐脈およ
び反・頻脈を整調するタイプの治療法、ならびに電気的
除細動および細動除去を行うショック型の治療法を統合
する。この接近の重要な特徴は、前記治療法間の融通性
のある因果的配列を行うことであり、その際、前記検知
された不整脈に対する患者の血行力学的許容性（または
不許容性）、および複雑な不整脈の検知を適切に考慮し
、処理が必要な発現症状（例えば再到来する頻脈）を、
心臓には関係しない、もしくは他の病気である症状（運
動により発生された静脈洞の頻脈のごときもの）から識
別するための手段を用いる。本発明の座標的な接近は、
頻脈の加速の危険性を考慮し且つ有効に取り扱い、なら
びに埋め込み可能な装置の動力源の寿命、および前記装
置の患者による許容性も考慮に入れる。
よび処理へ座標式に接近することを行うため、徐脈およ
び反・頻脈を整調するタイプの治療法、ならびに電気的
除細動および細動除去を行うショック型の治療法を統合
する。この接近の重要な特徴は、前記治療法間の融通性
のある因果的配列を行うことであり、その際、前記検知
された不整脈に対する患者の血行力学的許容性（または
不許容性）、および複雑な不整脈の検知を適切に考慮し
、処理が必要な発現症状（例えば再到来する頻脈）を、
心臓には関係しない、もしくは他の病気である症状（運
動により発生された静脈洞の頻脈のごときもの）から識
別するための手段を用いる。本発明の座標的な接近は、
頻脈の加速の危険性を考慮し且つ有効に取り扱い、なら
びに埋め込み可能な装置の動力源の寿命、および前記装
置の患者による許容性も考慮に入れる。
本発明によると、多数の段階的な計算法、および段階的
な治療学的物理療法が、医者にとって選択的に入手可能
であるとともに、前記心臓速度の連続域における心室の
頻脈のクラスに応じて、また、それゆえ頻脈に対する患
者の血行力学的耐久性もしくは不耐久性に従い、さらに
前記速度連続域のより高い及びより低い領域のそれぞれ
における心臓の不整脈のために細動除去および徐脈の整
調を行う後援能力を以て、前記心室の頻脈のクラスを検
知し且つ処理するために適用可能である。
な治療学的物理療法が、医者にとって選択的に入手可能
であるとともに、前記心臓速度の連続域における心室の
頻脈のクラスに応じて、また、それゆえ頻脈に対する患
者の血行力学的耐久性もしくは不耐久性に従い、さらに
前記速度連続域のより高い及びより低い領域のそれぞれ
における心臓の不整脈のために細動除去および徐脈の整
調を行う後援能力を以て、前記心室の頻脈のクラスを検
知し且つ処理するために適用可能である。
本発明の一特徴は、時間の経過に関連し、且つ増大する
異常な心臓の速度に関連して治療の攻撃度が増大される
べきであると言う原理を適用することである。本発明は
、処理に対する段階的な接近を利用して、任意の患者の
ための治療の攻撃度および不整頻脈に亘る完全な制御能
力を医者に対して与える。前記段階的接近を進展させる
ことにおいて採用される方法論は、前記装置の比較的簡
単なプログラム化により、基本的なものから高度に複雑
なものまで分布する、広く種々な可能性のある治療法に
亘って、医者による制御が加えられるようにすることで
ある。
異常な心臓の速度に関連して治療の攻撃度が増大される
べきであると言う原理を適用することである。本発明は
、処理に対する段階的な接近を利用して、任意の患者の
ための治療の攻撃度および不整頻脈に亘る完全な制御能
力を医者に対して与える。前記段階的接近を進展させる
ことにおいて採用される方法論は、前記装置の比較的簡
単なプログラム化により、基本的なものから高度に複雑
なものまで分布する、広く種々な可能性のある治療法に
亘って、医者による制御が加えられるようにすることで
ある。
一実施例において前記心臓刺激装置は、前記心臓速度の
連続域を次第に高い方の速度範囲になる複数の連続した
頻脈クラスへ選択的に仕切ることを可能にし、これらの
クラスのうちの最低および最高のものは、それぞれ、前
記連続域の外延を表す静脈洞速度および細動の領域によ
り選択的に境界を形成される。前記速度範囲および後者
の領域の各々は、患者の疾患の特別な必要性および指定
されるべき治療法の融通性に合致させるために必要とな
ることがあるように、医者により自由裁二によって指定
されることが可能である。前記刺激装置は、前記速度の
連続域における症状の位置に従う、より大きい、または
より小さい厳格度を有する基準を用いて、不整脈を示す
心臓の症状を検知するため、ならびに検知された症状の
間で正常および異常な頻脈の識別を行うための段階的な
検知システムを包含している。指定された頻脈クラスの
任意のものの範囲内もしくは外側における不整脈の検知
に応答して、前記刺激装置は、医者の正確な処方（例え
ば特別な患者のデータ、不整脈の速度、症状の寿命およ
び加速または減速を含む種々な要因に基づく）に従い、
１つまたはそれ以上の治療法を自動的に実施することに
なる。この特別な実施例において、前記利用可能な治療
法は、徐脈の整調を行うこと、反・頻脈の整調を行うこ
と、電気的除細動を行うショック、およびＤＦショック
を含み、これらは、検知された不整脈を処理するために
、さらに詳細には、前記不整脈の血行力学的許容度に従
う治療の攻撃度の増大する値を以て、別々に、または任
意の組合わせにより（医者の指定に従う）実施されるこ
とが可能である。
連続域を次第に高い方の速度範囲になる複数の連続した
頻脈クラスへ選択的に仕切ることを可能にし、これらの
クラスのうちの最低および最高のものは、それぞれ、前
記連続域の外延を表す静脈洞速度および細動の領域によ
り選択的に境界を形成される。前記速度範囲および後者
の領域の各々は、患者の疾患の特別な必要性および指定
されるべき治療法の融通性に合致させるために必要とな
ることがあるように、医者により自由裁二によって指定
されることが可能である。前記刺激装置は、前記速度の
連続域における症状の位置に従う、より大きい、または
より小さい厳格度を有する基準を用いて、不整脈を示す
心臓の症状を検知するため、ならびに検知された症状の
間で正常および異常な頻脈の識別を行うための段階的な
検知システムを包含している。指定された頻脈クラスの
任意のものの範囲内もしくは外側における不整脈の検知
に応答して、前記刺激装置は、医者の正確な処方（例え
ば特別な患者のデータ、不整脈の速度、症状の寿命およ
び加速または減速を含む種々な要因に基づく）に従い、
１つまたはそれ以上の治療法を自動的に実施することに
なる。この特別な実施例において、前記利用可能な治療
法は、徐脈の整調を行うこと、反・頻脈の整調を行うこ
と、電気的除細動を行うショック、およびＤＦショック
を含み、これらは、検知された不整脈を処理するために
、さらに詳細には、前記不整脈の血行力学的許容度に従
う治療の攻撃度の増大する値を以て、別々に、または任
意の組合わせにより（医者の指定に従う）実施されるこ
とが可能である。
本発明の他の特徴は、前記種々な速度範囲で不整脈を検
知するために開発された序列的な計算法が、次第に速く
なる速度範囲における症状を検知するために前記基準の
厳格度を次第に減少させるために適用されることが可能
であり、その結果、前記検知基準は、前記不整脈の増大
する血行力学的不許容度に関連して緩やかにされる。
知するために開発された序列的な計算法が、次第に速く
なる速度範囲における症状を検知するために前記基準の
厳格度を次第に減少させるために適用されることが可能
であり、その結果、前記検知基準は、前記不整脈の増大
する血行力学的不許容度に関連して緩やかにされる。
本発明の他の目的は、先の検知に応答して指定済みの治
療法を実施したときの不整脈の存在または不在（それの
全ての加速または減速を含む）を決定するための再検知
が、元の検知のために使用されたテストよりも少な（採
用されることが可能となるそのような不整脈の検知およ
び処理用装置を提供することにある。
療法を実施したときの不整脈の存在または不在（それの
全ての加速または減速を含む）を決定するための再検知
が、元の検知のために使用されたテストよりも少な（採
用されることが可能となるそのような不整脈の検知およ
び処理用装置を提供することにある。
本発明のさらに他の目的は、前記不整脈の処理のための
治療シーケンスの実施が、前記症状の進行中に、予め選
択された制御の選択項目に従って、変更されることが可
能な不整脈の検知および処理用装置を提供することにあ
る。
治療シーケンスの実施が、前記症状の進行中に、予め選
択された制御の選択項目に従って、変更されることが可
能な不整脈の検知および処理用装置を提供することにあ
る。
本発明の、上記のもの及びさらに池の目的、特徴および
利点は、添付図面を参照して行う現在好ましい実施例の
以下の詳細な説明から明らかになるであろう。
利点は、添付図面を参照して行う現在好ましい実施例の
以下の詳細な説明から明らかになるであろう。
（好ましい実施例の詳細な説明）
以下、第１ａ図を参照すると、本発明の１つの重要な特
徴に従い、心臓の速さの連続域もしくはスペクトル（振
動数域）が、隣接する連続的な心臓の速さの範囲を設定
し、これらの範囲は、当該連続域の下端部において５Ｉ
ＮＵＳとして指示されている静脈洞のリズム、ならびに
各々がＴＡＣＨ−１，ＴＡＣＨ−２およびＴＡＣＨ−３
として表示されているＶＴ（心室の頻脈）に関係する次
第に速くなる速度範囲とにそれぞれが一致する複数の隣
接し且つ連続する心臓の速度範囲と、当該連続域の上端
部においてＦＩＢとして表示されているＶＦ（心室の細
動）に関係する開始速度と、および当該開始速度を越え
る範囲とに分割され、あるいは仕切られている。
徴に従い、心臓の速さの連続域もしくはスペクトル（振
動数域）が、隣接する連続的な心臓の速さの範囲を設定
し、これらの範囲は、当該連続域の下端部において５Ｉ
ＮＵＳとして指示されている静脈洞のリズム、ならびに
各々がＴＡＣＨ−１，ＴＡＣＨ−２およびＴＡＣＨ−３
として表示されているＶＴ（心室の頻脈）に関係する次
第に速くなる速度範囲とにそれぞれが一致する複数の隣
接し且つ連続する心臓の速度範囲と、当該連続域の上端
部においてＦＩＢとして表示されているＶＦ（心室の細
動）に関係する開始速度と、および当該開始速度を越え
る範囲とに分割され、あるいは仕切られている。
好ましくは、前記スペクトルは、このように定義された
速度範囲（領域）が、それらの領域における心臓の速度
に対する患者の血行力学的許容度の各々の代表となるよ
うに仕切られる。したがって、第１ａ図の図示的な実施
例においては、前記３つのＶＴ領領域上昇する値は、頻
脈のうちの充分に許容されるクラス、並の程度に許容さ
れるクラス、および余り許容されないクラスのそれぞれ
を描いている。そのようなりラスの実際の数は、不整脈
の管理に関する内科医の判断、および特定の患者のため
の治療養生法の処方箋に従って、３つよりも多（、また
は少な（なることが可能である。第１ａ図に示されてい
るように、前記５ＩＮＵＳ領域における心臓の速さは正
常であり（当該領域の少なくともその部分は、正常な休
止している静脈洞の速度範囲にあるものとみなされる）
、−方、前記ＦＩＢ領域における速度は結局許容されな
い。
速度範囲（領域）が、それらの領域における心臓の速度
に対する患者の血行力学的許容度の各々の代表となるよ
うに仕切られる。したがって、第１ａ図の図示的な実施
例においては、前記３つのＶＴ領領域上昇する値は、頻
脈のうちの充分に許容されるクラス、並の程度に許容さ
れるクラス、および余り許容されないクラスのそれぞれ
を描いている。そのようなりラスの実際の数は、不整脈
の管理に関する内科医の判断、および特定の患者のため
の治療養生法の処方箋に従って、３つよりも多（、また
は少な（なることが可能である。第１ａ図に示されてい
るように、前記５ＩＮＵＳ領域における心臓の速さは正
常であり（当該領域の少なくともその部分は、正常な休
止している静脈洞の速度範囲にあるものとみなされる）
、−方、前記ＦＩＢ領域における速度は結局許容されな
い。
当該全体の連続域は、左側に境界を設けられなくてもよ
く、また前記各頻脈クラスの速度範囲は、それらの領域
の境界に、互いに対して並びに前記５ＩＮＵＳ領域およ
びＦＩＢ領域を以て特定の速度数を付与することによっ
て、選択的に表示されることが可能である。例えば、第
１ｂ図に示されているように、前記ＴＡＣＨ−１領域の
下端および上端境界は、それぞれ１５０および１７５ｂ
ｐｏ＋ （鼓動７分）に設定され、また前記ＴＡＣＨ−
３領域のそれらは、それぞれ２００および２７５ｂｐｉ
に設定されてもよく、同時に、前記ＴＡＣＨ−２領域の
速度範囲、並びに前記５ＩＮＵＳ領域の上端境界および
前記ＦＩＢ領域の下端境界が設定される。 隣接する領
域を分離する各境界速度は、年齢、疾患の性質、および
医者が直接関係ありと考え得る任意の他の要因を含む特
定の患者のデータに基づき、（前記心臓刺激装置の外部
のプログラム作成ユニットを使用して）前記心臓刺激装
置のプログラムの作成、またはプログラムの再作成を行
う間に、前記医者によって選択的に調節されることが可
能である。これらのプログラム化された境界速度は、今
説明されるように、埋め込まれたアンテナ、および前記
心臓刺激装置の伝達ネットワークを経て、前記心臓刺激
装置内の中央マイクロプロセッサと連係するコンピュー
ターメモリ内に貯蔵される。
く、また前記各頻脈クラスの速度範囲は、それらの領域
の境界に、互いに対して並びに前記５ＩＮＵＳ領域およ
びＦＩＢ領域を以て特定の速度数を付与することによっ
て、選択的に表示されることが可能である。例えば、第
１ｂ図に示されているように、前記ＴＡＣＨ−１領域の
下端および上端境界は、それぞれ１５０および１７５ｂ
ｐｏ＋ （鼓動７分）に設定され、また前記ＴＡＣＨ−
３領域のそれらは、それぞれ２００および２７５ｂｐｉ
に設定されてもよく、同時に、前記ＴＡＣＨ−２領域の
速度範囲、並びに前記５ＩＮＵＳ領域の上端境界および
前記ＦＩＢ領域の下端境界が設定される。 隣接する領
域を分離する各境界速度は、年齢、疾患の性質、および
医者が直接関係ありと考え得る任意の他の要因を含む特
定の患者のデータに基づき、（前記心臓刺激装置の外部
のプログラム作成ユニットを使用して）前記心臓刺激装
置のプログラムの作成、またはプログラムの再作成を行
う間に、前記医者によって選択的に調節されることが可
能である。これらのプログラム化された境界速度は、今
説明されるように、埋め込まれたアンテナ、および前記
心臓刺激装置の伝達ネットワークを経て、前記心臓刺激
装置内の中央マイクロプロセッサと連係するコンピュー
ターメモリ内に貯蔵される。
また、本発明は、医者に対して、不整脈の治療のための
複数の基本的治療法のうちの任意のものを処方する能力
を与え、それにより医者が、それらの治療法の各々の詳
細な性質（すなわちその細かい体系）を特定し、それゆ
え前記表示された不整脈領域のうちの任意のものにおい
て検知された不整脈に応じて前記治療法が施されるべき
過程を指示し、そして各領域における不整脈を検知する
ための計算法を選択できるようにする。例えば、前記心
臓刺激装置の好ましい本実施例においては、前記４つの
不整脈クラスＴＡＣＨ−１，ＴＡＣＨ−２，ＴＡＣＨ−
３，およびＦＩＢの各々において検知された各事象を取
り扱うために、任意の４つの基本的な治療法が選択的に
指示されることが可能である。当該基本的な治療法の数
は、前記不整脈クラスの数よりも大きくてもよく、ある
いは小さくてもよく、この実施例ではそれらの共通の数
に特別な重要性はない。また、前記基本的な治療法の数
および複雑さ、ならびに、ここに記載されている他の貯
蔵され且つ／又はプログラム化されたデータ・ファンク
ションのそれらは、前記心臓刺激装置および関係するプ
ログラム作成ユニットにおけるメモリのタイプおよび容
量によってのみ制限される。
複数の基本的治療法のうちの任意のものを処方する能力
を与え、それにより医者が、それらの治療法の各々の詳
細な性質（すなわちその細かい体系）を特定し、それゆ
え前記表示された不整脈領域のうちの任意のものにおい
て検知された不整脈に応じて前記治療法が施されるべき
過程を指示し、そして各領域における不整脈を検知する
ための計算法を選択できるようにする。例えば、前記心
臓刺激装置の好ましい本実施例においては、前記４つの
不整脈クラスＴＡＣＨ−１，ＴＡＣＨ−２，ＴＡＣＨ−
３，およびＦＩＢの各々において検知された各事象を取
り扱うために、任意の４つの基本的な治療法が選択的に
指示されることが可能である。当該基本的な治療法の数
は、前記不整脈クラスの数よりも大きくてもよく、ある
いは小さくてもよく、この実施例ではそれらの共通の数
に特別な重要性はない。また、前記基本的な治療法の数
および複雑さ、ならびに、ここに記載されている他の貯
蔵され且つ／又はプログラム化されたデータ・ファンク
ションのそれらは、前記心臓刺激装置および関係するプ
ログラム作成ユニットにおけるメモリのタイプおよび容
量によってのみ制限される。
本質的に、前記基本的治療法は、前記装置により施行さ
れ得る可能な治療法の全てからなるグループから、任意
の所望の方法で確定されることが可能であり、当該施行
可能な治療法の各々は、その細かい体系に関して（同じ
く前記装置の実用的な限度内で）変更することができる
。したがって、前記装置は、医者に対し、前記施行可能
な治療法の細かい体系を変更し、そして基本的な治療法
を確定する能力を与える。後者は、次に、別々に、また
は前記表示された各速度範囲における不整脈の取扱に適
する複数の療法もしくは過程として任意に組合わされ、
調整されて特定の患者へ与えられる。
れ得る可能な治療法の全てからなるグループから、任意
の所望の方法で確定されることが可能であり、当該施行
可能な治療法の各々は、その細かい体系に関して（同じ
く前記装置の実用的な限度内で）変更することができる
。したがって、前記装置は、医者に対し、前記施行可能
な治療法の細かい体系を変更し、そして基本的な治療法
を確定する能力を与える。後者は、次に、別々に、また
は前記表示された各速度範囲における不整脈の取扱に適
する複数の療法もしくは過程として任意に組合わされ、
調整されて特定の患者へ与えられる。
例えば、本実施例の前記４つの基本的治療法の１つの確
定内容は次のようなものとすることができる。
定内容は次のようなものとすることができる。
治療法Ａ：攻撃的でない整調を行うためのバースト（突
発）、 治療法Ｂ：攻撃的な整調を行うためのバースト、治療法
Ｃ：電気的除細動を行うショック、および 治療法Ｄ＝心臓の細動を停止させるショック。
発）、 治療法Ｂ：攻撃的な整調を行うためのバースト、治療法
Ｃ：電気的除細動を行うショック、および 治療法Ｄ＝心臓の細動を停止させるショック。
しかし、治療法ＡおよびＢは、細かい体系のみにおける
ものと異なり、攻撃的な整調バーストとして両方とも等
しく良く確定されることができ、あるいは治療法Ａ、Ｂ
およびＣは、同様に細かい体系における場合のみと異な
り、電気的除細動を行うショックとして等しく良く確定
されることができ、あるいは前記治療法の各々が、前記
刺激装置により施行可能な治療法の範囲によってのみ限
定されながら、前記医者により望まれる任意の他の方法
で確定されることができた。
ものと異なり、攻撃的な整調バーストとして両方とも等
しく良く確定されることができ、あるいは治療法Ａ、Ｂ
およびＣは、同様に細かい体系における場合のみと異な
り、電気的除細動を行うショックとして等しく良く確定
されることができ、あるいは前記治療法の各々が、前記
刺激装置により施行可能な治療法の範囲によってのみ限
定されながら、前記医者により望まれる任意の他の方法
で確定されることができた。
本発明の治療法制御スケジュールの他の重要な特徴は、
前記基本的な治療法と前記表示された不整脈のクラスと
の間に、概念的に予め確定される関係がないことである
。すなわち、概念的な観点からは、前記基本的治療法の
任意のもの、または全てのものは、前記不整脈クラスの
任意のもののために指示されることが可能である。しか
し、それは医者に対し、上に列記された特定の順序にお
いて１つの不整脈クラスにつき１つの治療法を特定する
ようには命令しない。例えば、第２ａ図に示されている
ように、単一の特別な刺激的（治療法のこれと他の可能
な細かい体系は今説明されるであろう）治療法Ａの整調
を行うバーストは、患者を非常に低い速度から脱出させ
るべく整調するのに適した処置として、前記医者により
指示されること（すなわちプログラム化されること）が
できた。そして血行力学的に良く許容されるＶＴが領域
ＴＡＣＨ−１内で検知された。また、治療法Ｂのさらに
攻撃的で自動的に減衰する整調バーストが、より高い速
度のための適切な処置として指示されることができた。
前記基本的な治療法と前記表示された不整脈のクラスと
の間に、概念的に予め確定される関係がないことである
。すなわち、概念的な観点からは、前記基本的治療法の
任意のもの、または全てのものは、前記不整脈クラスの
任意のもののために指示されることが可能である。しか
し、それは医者に対し、上に列記された特定の順序にお
いて１つの不整脈クラスにつき１つの治療法を特定する
ようには命令しない。例えば、第２ａ図に示されている
ように、単一の特別な刺激的（治療法のこれと他の可能
な細かい体系は今説明されるであろう）治療法Ａの整調
を行うバーストは、患者を非常に低い速度から脱出させ
るべく整調するのに適した処置として、前記医者により
指示されること（すなわちプログラム化されること）が
できた。そして血行力学的に良く許容されるＶＴが領域
ＴＡＣＨ−１内で検知された。また、治療法Ｂのさらに
攻撃的で自動的に減衰する整調バーストが、より高い速
度のための適切な処置として指示されることができた。
そして、クラスＴＡＣＨ−２の適度に許容されるＶＴが
検知された。また、クラスＴＡＣＨ−３における余り許
容されないＶＴのために、治療法Ｃの２ジユールの電気
的除細動を行うショックが指示された。さらに、ＶＦの
検知に応答して、治療法りの３０ジユールの心臓細動を
停止させるショックが指示された。
検知された。また、クラスＴＡＣＨ−３における余り許
容されないＶＴのために、治療法Ｃの２ジユールの電気
的除細動を行うショックが指示された。さらに、ＶＦの
検知に応答して、治療法りの３０ジユールの心臓細動を
停止させるショックが指示された。
治療法と不整脈クラスとの間の関係は柔軟性を有するよ
うに意図されているが、特定のクラスに関連する治療法
の表示に成る限定を置くという実用上の考慮が存在して
いる。例えば、もしＶＦが処理されるべきであるなら、
心臓の細動を停止させるショック療法がそのクラスの不
整脈のために特定されるべきであることと、ＶＦの処理
においては時間が本質的のものであるので、攻撃的整調
バーストが前記心臓の細動を停止させるショックに対し
て、実行可能な代替策でもなく、適切な予備療法でもな
いことが付随する。
うに意図されているが、特定のクラスに関連する治療法
の表示に成る限定を置くという実用上の考慮が存在して
いる。例えば、もしＶＦが処理されるべきであるなら、
心臓の細動を停止させるショック療法がそのクラスの不
整脈のために特定されるべきであることと、ＶＦの処理
においては時間が本質的のものであるので、攻撃的整調
バーストが前記心臓の細動を停止させるショックに対し
て、実行可能な代替策でもなく、適切な予備療法でもな
いことが付随する。
本発明に従う治療法の制御の基本的な原理は、不整頻脈
の増大する速度に対し、および／または継続する不整頻
脈のための経過時間に対し、前記装置により実施される
治療法がさらに攻撃的になるべきことである。本実施例
においては、特定の不整脈クラスに対して適用可能な前
記基本的治療法の任意の特定の組合わせのため、前記複
数の治療法が、増大する攻撃性の順序（過程）で実行さ
れる。そのような治療法の過程の図示が、第２ｂ図に関
連して記載されるであろう。この例において、医者は、
ＴＡＣＨ−１の事象（すなわち前記ＴＡＣＨ−１におけ
る不整脈）の検知に応答して実行するために、治療法Ａ
と治療法Ｂの組合わせを指示し、またＴＡＣＨ−２の事
象に対して治療法Ａ１治療法Ｂおよび治療法Ｃの組合わ
せを指示し、ＴＡＣＨ−３の事象に対して治療法Ｂと治
療法Ｃの組合わせを指示し、モしてＦＩＢの事象（ｖＦ
）に対して治療法りを指示した。
の増大する速度に対し、および／または継続する不整頻
脈のための経過時間に対し、前記装置により実施される
治療法がさらに攻撃的になるべきことである。本実施例
においては、特定の不整脈クラスに対して適用可能な前
記基本的治療法の任意の特定の組合わせのため、前記複
数の治療法が、増大する攻撃性の順序（過程）で実行さ
れる。そのような治療法の過程の図示が、第２ｂ図に関
連して記載されるであろう。この例において、医者は、
ＴＡＣＨ−１の事象（すなわち前記ＴＡＣＨ−１におけ
る不整脈）の検知に応答して実行するために、治療法Ａ
と治療法Ｂの組合わせを指示し、またＴＡＣＨ−２の事
象に対して治療法Ａ１治療法Ｂおよび治療法Ｃの組合わ
せを指示し、ＴＡＣＨ−３の事象に対して治療法Ｂと治
療法Ｃの組合わせを指示し、モしてＦＩＢの事象（ｖＦ
）に対して治療法りを指示した。
これらの治療法の細かい体系は第２ａ図の先行例におい
て特定されたものと同一のものであると仮定して、前記
不整脈クラスのためのこれらの指示された治療法は、以
下のように明示される。クラスＴＡＣＨ−１のＶＴの検
知の際、前記装置は、心室の刺激のために位置された刺
激を行うカソード電極を介して、単一の余分な刺激的整
調パルスを心臓へ最初に供与することになる。もし、そ
の治療法が患者を頻脈外へ整調させるのに失敗すると、
前記ＶＴの継続的な存在が、前記治療法の遂行の完結時
に、前記装置の再検知計算法（今説明されるべきもの）
により検知されることになる。
て特定されたものと同一のものであると仮定して、前記
不整脈クラスのためのこれらの指示された治療法は、以
下のように明示される。クラスＴＡＣＨ−１のＶＴの検
知の際、前記装置は、心室の刺激のために位置された刺
激を行うカソード電極を介して、単一の余分な刺激的整
調パルスを心臓へ最初に供与することになる。もし、そ
の治療法が患者を頻脈外へ整調させるのに失敗すると、
前記ＶＴの継続的な存在が、前記治療法の遂行の完結時
に、前記装置の再検知計算法（今説明されるべきもの）
により検知されることになる。
前記ＶＴの再検知に応答して、前記装置は、同■Ｔを破
壊するための第２の企てとして、整調を行うパルスの自
動的に減衰するバーストをすぐに実行することになる。
壊するための第２の企てとして、整調を行うパルスの自
動的に減衰するバーストをすぐに実行することになる。
成る治療法の制御の選択項目（以下に説明されるべきも
の）が前記医者により選択されてしまわない限り、前記
連続する治療法Ａ１治療法Ｂは、前記装置の繰り返し能
力（本実施例におけるこの特別な例では２５５回）まで
、前記ＶＴが発生し続けてクラスＴＡＣＨ−１内にある
′間、繰り返されることになる。
の）が前記医者により選択されてしまわない限り、前記
連続する治療法Ａ１治療法Ｂは、前記装置の繰り返し能
力（本実施例におけるこの特別な例では２５５回）まで
、前記ＶＴが発生し続けてクラスＴＡＣＨ−１内にある
′間、繰り返されることになる。
もし、前記ＶＴが前記ＴＡＣＨ−２クラスまで加速する
と、これが治療の施行の後に起こったか、あるいは治療
法Ａもくしは治療法Ｂのいずれかが進行中に起こったか
どうかに関係なく、前記装置は、ＴＡＣＨ−２のための
「不履行」過程へ直接移行することになる。当該不履行
過程は、その不整脈クラスのために前記医者によりプロ
グラム化された治療過程（この例では治療法Ｃにより追
随される治療法Ｂが追随する治療法Ａ）であり、そして
常に次のルールに従う。すなわち、（今説明されるべき
既に選択された治療法の制御の選択項目のうちの特定の
ものが存在しないとき）もし、前記不整脈が加速もしく
は減速するならば、（ｉ）前記古いクラスの停止のため
の治療法もしくは治療過程（治療が移行時に進行中であ
っても）、および（ｉｔ）その新しいクラスのために指
示された少なくとも攻撃的な治療法が直ちに開始される
というルールに従う。もし、前記新しい不整脈クラスの
ために２つまたはそれよりも多い治療法が指示されたと
すると、同治療過程は、（同じく、既に選択された成る
治療法の制御の選択項目が存在しないとき）常に攻撃性
のより少ないものから攻撃性のより強いものへの順序で
遂行される。この例においては、この要綱は、アルファ
ベットの順序でその治療過程を実行することになる。こ
の例において、前記停止への変更は治療法の攻撃性を増
大させる結果にならないことが観察されるであろう。
と、これが治療の施行の後に起こったか、あるいは治療
法Ａもくしは治療法Ｂのいずれかが進行中に起こったか
どうかに関係なく、前記装置は、ＴＡＣＨ−２のための
「不履行」過程へ直接移行することになる。当該不履行
過程は、その不整脈クラスのために前記医者によりプロ
グラム化された治療過程（この例では治療法Ｃにより追
随される治療法Ｂが追随する治療法Ａ）であり、そして
常に次のルールに従う。すなわち、（今説明されるべき
既に選択された治療法の制御の選択項目のうちの特定の
ものが存在しないとき）もし、前記不整脈が加速もしく
は減速するならば、（ｉ）前記古いクラスの停止のため
の治療法もしくは治療過程（治療が移行時に進行中であ
っても）、および（ｉｔ）その新しいクラスのために指
示された少なくとも攻撃的な治療法が直ちに開始される
というルールに従う。もし、前記新しい不整脈クラスの
ために２つまたはそれよりも多い治療法が指示されたと
すると、同治療過程は、（同じく、既に選択された成る
治療法の制御の選択項目が存在しないとき）常に攻撃性
のより少ないものから攻撃性のより強いものへの順序で
遂行される。この例においては、この要綱は、アルファ
ベットの順序でその治療過程を実行することになる。こ
の例において、前記停止への変更は治療法の攻撃性を増
大させる結果にならないことが観察されるであろう。
続いて第２ｂ図の例を参照すると、もし、ＴＡＣＨ−１
のための治療法の実行過程中に、前記ＶＴがＴＡＣＨ−
３まで加速してしまったとすると、その新しい事象は、
前記再検知の計算法の適用から検知されることとなり、
また前記心臓刺激装置は、ＴＡＣＨ−３のために指示さ
れた治療過程の実行を開始することになる。その場合、
前記プログラム化は治療法Ｂの実行を命令し、これは、
第１応答として前記刺激を行う電極に対する自動的に減
衰する調整バーストであってもよく、また、それが頻脈
を終了させることに失敗したら、治療法Ｃですぐに救援
が行われ、これは、適切に位置された電極に対する２ジ
ユールの電気的除細動を行うショックであってもよく、
当ＭＭ極は、前記整調を行う電極とは別個のものであっ
て、その工ネルギ・レベルのパルスを取り扱うのに適し
たものである。
のための治療法の実行過程中に、前記ＶＴがＴＡＣＨ−
３まで加速してしまったとすると、その新しい事象は、
前記再検知の計算法の適用から検知されることとなり、
また前記心臓刺激装置は、ＴＡＣＨ−３のために指示さ
れた治療過程の実行を開始することになる。その場合、
前記プログラム化は治療法Ｂの実行を命令し、これは、
第１応答として前記刺激を行う電極に対する自動的に減
衰する調整バーストであってもよく、また、それが頻脈
を終了させることに失敗したら、治療法Ｃですぐに救援
が行われ、これは、適切に位置された電極に対する２ジ
ユールの電気的除細動を行うショックであってもよく、
当ＭＭ極は、前記整調を行う電極とは別個のものであっ
て、その工ネルギ・レベルのパルスを取り扱うのに適し
たものである。
もし、ＶＴが低いクラスまで、例えば第２ｂ図の例にお
いてＴＡＣＨ−３からＴＡＣＨ−１まで減速したとする
と、前記不履行の順序は、実行過程治療法Ａ１治療法Ｂ
となるであろう。また、もし前記ＶＴが範囲内、すなわ
ち前記ＴＡＣＨ−３の領域内で開始すべきであったとす
ると、その事象の検知に応答する治療法の制御は、ＴＡ
ＣＨ−３のために特定された実行過程−一当該例におい
て治療法Ｃにより追随される治療法Ｂ−一となるであろ
う。不整脈の検知に応答する治療法の実行過程について
の、この明細書を通しての論及は、同不整脈が終了され
るまでのみ、攻撃度の順序において各治療法を遂行する
こと、およびその過程を繰り返すことを意味するように
意図されている。
いてＴＡＣＨ−３からＴＡＣＨ−１まで減速したとする
と、前記不履行の順序は、実行過程治療法Ａ１治療法Ｂ
となるであろう。また、もし前記ＶＴが範囲内、すなわ
ち前記ＴＡＣＨ−３の領域内で開始すべきであったとす
ると、その事象の検知に応答する治療法の制御は、ＴＡ
ＣＨ−３のために特定された実行過程−一当該例におい
て治療法Ｃにより追随される治療法Ｂ−一となるであろ
う。不整脈の検知に応答する治療法の実行過程について
の、この明細書を通しての論及は、同不整脈が終了され
るまでのみ、攻撃度の順序において各治療法を遂行する
こと、およびその過程を繰り返すことを意味するように
意図されている。
すなわち、もし第２ｂ図の例においてＴＡＣＨ−３のＶ
Ｔが治療法Ｂにより終了されたとすると、その結果は前
記刺激装置により検知され、当該刺激装置はその際すぐ
に同治療法を遮断し、その結果治療法Ｃは実施されなく
なる。
Ｔが治療法Ｂにより終了されたとすると、その結果は前
記刺激装置により検知され、当該刺激装置はその際すぐ
に同治療法を遮断し、その結果治療法Ｃは実施されなく
なる。
もし、患者がＶＴからＶＦまで自発的に加速する傾向を
有しているならば、その患者のために医者により前記装
置内へプログラム化された治療法は、心臓の経歴がその
ような疾病素質を示していない患者における同一の不整
頻拍の検知に応答して選択された療法よりも、さらに攻
撃的になる傾向がある。
有しているならば、その患者のために医者により前記装
置内へプログラム化された治療法は、心臓の経歴がその
ような疾病素質を示していない患者における同一の不整
頻拍の検知に応答して選択された療法よりも、さらに攻
撃的になる傾向がある。
選択された治療法が前記心臓刺激装置により遂行される
過程は、医者によりプログラム化されることが可能な複
数の治療法制御の選択項目に従って、選択的に変更され
ることが可能である。本実施例においては、以下の選択
項目が、外部的なプログラム作成ユニットを使用する医
者のプログラム作成により実行されるべく利用可能にさ
れる。
過程は、医者によりプログラム化されることが可能な複
数の治療法制御の選択項目に従って、選択的に変更され
ることが可能である。本実施例においては、以下の選択
項目が、外部的なプログラム作成ユニットを使用する医
者のプログラム作成により実行されるべく利用可能にさ
れる。
１、正確な整調を行う治療法の再試行。
２、最後に成功した整調を行う治療法の再試行。
３、歯止め。
４、再開始（整調を行う部分）（１〜２５５）。
５、減衰限界上での整調を行う治療法を無能力にする。
前記「正確な整調を行う治療法の再試行Ｊ （ＲＥＰ
Ｔ）の治療法の制御は、次のルールに従う。
Ｔ）の治療法の制御は、次のルールに従う。
すなわち、特定のクラスの範囲内の不整脈の検知に応答
して先に遂行された特別な整調を行う治療法は、先の場
合と同様、そのクラスにおいて極めて近い次の不整脈が
検知された際に、同不整脈を終了させるための最初の企
てとして、正確に再実施されるべきである、−一但しそ
の治療法が前記の先の場合において同不整脈を終了させ
ることに成功した場合のみであるｍ−というルールに従
う。
して先に遂行された特別な整調を行う治療法は、先の場
合と同様、そのクラスにおいて極めて近い次の不整脈が
検知された際に、同不整脈を終了させるための最初の企
てとして、正確に再実施されるべきである、−一但しそ
の治療法が前記の先の場合において同不整脈を終了させ
ることに成功した場合のみであるｍ−というルールに従
う。
したがって、もしＲＥＰＴが医者により選択（プログラ
ム化）されたとすると、所定のクラスのＶＴのために実
行された最後の成功した整調を行う治療過程の全体は、
以後の再実行のためのメモリ内に貯蔵される。
ム化）されたとすると、所定のクラスのＶＴのために実
行された最後の成功した整調を行う治療過程の全体は、
以後の再実行のためのメモリ内に貯蔵される。
前記「最後に成功した整調を行う治療法の再試行Ｊ
（ＲＬＳＰＴ）の選択項目は、当該ＲＬＳＰＴが次のル
ールに従うことにおいてＲＥＰＴと異なる。すなわち、
特定のクラスの範囲内でＶＴを終了させるのに成功した
過程における精密な最後の整調を行う治療法が、そのク
ラスの範囲内で極めて近い次のＶＴが検知された際、最
初の治療法として適用されるべきであるというルールに
従うことで異なる。例えば、もし、前記ＲＬＳＰＴの選
択項目が既に選択されており、そして先の発現症状に対
して成功した治療法の過程がＡ−Ｂ−Ｃであったとする
と、次に前記治療法Ｃが、そのクラスにおける不整脈の
次の検知において最初に実行されるであろう。もし、前
記ＲＥＰＴまたは前記ＲＬＳＰＴの選択項目のいずれか
が選択され、そしてその選択により要求されるそれぞれ
の整調を行う治療法が前記ＶＴを終了させることに成功
しないとすると、その際その処置は、その特定の不整脈
クラスのための前記指示された治療法の遂行過程へ逆戻
りする。もし充分なメモリが入手可能であれば、前記Ｒ
ＬＳＰＴの選択項目は、例えば当然の結果に従うように
拡張されてもよく、この当然の結果とは、前記最後に成
功した整調を行う治療法が最初に再実行され、そして、
もしそれが失敗すると、前記次から最後までに成功した
整調を行う治療法が再試行され、そして、前記医者が整
調を行う治療法を割当てた任意の不整脈クラスのため、
前記過去においてＶＴを遮断するのに成功した前記表中
の指示された整調を行う治療を順に下へ実行することで
ある。
（ＲＬＳＰＴ）の選択項目は、当該ＲＬＳＰＴが次のル
ールに従うことにおいてＲＥＰＴと異なる。すなわち、
特定のクラスの範囲内でＶＴを終了させるのに成功した
過程における精密な最後の整調を行う治療法が、そのク
ラスの範囲内で極めて近い次のＶＴが検知された際、最
初の治療法として適用されるべきであるというルールに
従うことで異なる。例えば、もし、前記ＲＬＳＰＴの選
択項目が既に選択されており、そして先の発現症状に対
して成功した治療法の過程がＡ−Ｂ−Ｃであったとする
と、次に前記治療法Ｃが、そのクラスにおける不整脈の
次の検知において最初に実行されるであろう。もし、前
記ＲＥＰＴまたは前記ＲＬＳＰＴの選択項目のいずれか
が選択され、そしてその選択により要求されるそれぞれ
の整調を行う治療法が前記ＶＴを終了させることに成功
しないとすると、その際その処置は、その特定の不整脈
クラスのための前記指示された治療法の遂行過程へ逆戻
りする。もし充分なメモリが入手可能であれば、前記Ｒ
ＬＳＰＴの選択項目は、例えば当然の結果に従うように
拡張されてもよく、この当然の結果とは、前記最後に成
功した整調を行う治療法が最初に再実行され、そして、
もしそれが失敗すると、前記次から最後までに成功した
整調を行う治療法が再試行され、そして、前記医者が整
調を行う治療法を割当てた任意の不整脈クラスのため、
前記過去においてＶＴを遮断するのに成功した前記表中
の指示された整調を行う治療を順に下へ実行することで
ある。
前記「歯止め」治療の制御の選択項目は、次のルールを
満たす。すなわち、より高いクラスまでのＶＴの加速は
、新しいクラスのために実施される初期の治療が１、少
なくとも、古いクラスのために既に遂行された治療過程
が属する治療の攻撃度のレベルに維持されるように命令
するというルールを満たす。すなわち、もし、前記歯止
めの選択項目が選択されると、前記心臓刺激装置は、治
療の攻撃度がより大きくなる方向において前記新しいク
ラスのみのために命令された治療を行うことになり、そ
して同断しいクラスのための命令された治療法過程が１
つもしくはそれ以上の攻撃性のより少ない治療法を含ん
でいるとしても、前記古いクラスにおける処置の間に到
達された治療レベルから後退しない。
満たす。すなわち、より高いクラスまでのＶＴの加速は
、新しいクラスのために実施される初期の治療が１、少
なくとも、古いクラスのために既に遂行された治療過程
が属する治療の攻撃度のレベルに維持されるように命令
するというルールを満たす。すなわち、もし、前記歯止
めの選択項目が選択されると、前記心臓刺激装置は、治
療の攻撃度がより大きくなる方向において前記新しいク
ラスのみのために命令された治療を行うことになり、そ
して同断しいクラスのための命令された治療法過程が１
つもしくはそれ以上の攻撃性のより少ない治療法を含ん
でいるとしても、前記古いクラスにおける処置の間に到
達された治療レベルから後退しない。
前記歯止めの重要性の例証として、第２ｂ図の例におい
て、前記治療法ＢのときにおけるＴＡＣＨ−１からＴＡ
ＣＨ−２までの前記ＶＴの加速は、進行して、その治療
を中止させ、前記不履行療法の下で治療法人を開始させ
る結果となった。これは、もし治療法Ａの実施の間に、
治療法Ｂの進行点を経て加速の瞬間まで殆ど時間が経過
していなければ、許容可能なものであることができる。
て、前記治療法ＢのときにおけるＴＡＣＨ−１からＴＡ
ＣＨ−２までの前記ＶＴの加速は、進行して、その治療
を中止させ、前記不履行療法の下で治療法人を開始させ
る結果となった。これは、もし治療法Ａの実施の間に、
治療法Ｂの進行点を経て加速の瞬間まで殆ど時間が経過
していなければ、許容可能なものであることができる。
しかし、もしそれらの治療法の療法が、例えば、精巧な
走査を行うバーストとして医者によりプログラムされた
ものであるとすると、各々は、実施のために臨床的に大
二の時間を取ることになるであろう。それらの状況では
、その例では普通であったように前記新しいクラスのた
めに特定されたより攻撃性の少ない治療に戻るよりも、
現行のレベルの攻撃性を維持するのが望ましいかもしれ
ない。
走査を行うバーストとして医者によりプログラムされた
ものであるとすると、各々は、実施のために臨床的に大
二の時間を取ることになるであろう。それらの状況では
、その例では普通であったように前記新しいクラスのた
めに特定されたより攻撃性の少ない治療に戻るよりも、
現行のレベルの攻撃性を維持するのが望ましいかもしれ
ない。
もし、前記ＶＴのＴＡＣＨ−３までの加速の検知の際に
、前記歯止めの選択項目がその例において選択されたと
すると、処置は、治療法Ａに戻るよりも、初めからの治
療法Ｂの再スタートで開始することになるであろう。さ
らに、もし前記治療過程が繰り返されるべきであったな
ら、それは再び治療法Ｂで開始することになるであろう
。
、前記歯止めの選択項目がその例において選択されたと
すると、処置は、治療法Ａに戻るよりも、初めからの治
療法Ｂの再スタートで開始することになるであろう。さ
らに、もし前記治療過程が繰り返されるべきであったな
ら、それは再び治療法Ｂで開始することになるであろう
。
前項の選択項目の各々は、たとえ前記選択項目により指
示された治療法の制御が開始されていなかったとしても
、それよりも急速に、または患者に対して不快感を余り
与えずに前記ＶＴを終了させる傾向のある治療法を以て
、前記療法を開始させる傾向のあることが観察されるで
あろう。基礎をなす前提は、血行力学的に許容されない
側へ向かう前記不整脈の変動に関しては時間が本質のも
のであると言うことであるが、もし、より大きい時間の
余裕があれば（前記不整脈がよく許容され、そしてかな
りの速度の進展がない場合のように）、ショック療法に
おける不快感の存在がない状態で前記ＶＴを捕らえるの
に適した処置が望ましいであろう。
示された治療法の制御が開始されていなかったとしても
、それよりも急速に、または患者に対して不快感を余り
与えずに前記ＶＴを終了させる傾向のある治療法を以て
、前記療法を開始させる傾向のあることが観察されるで
あろう。基礎をなす前提は、血行力学的に許容されない
側へ向かう前記不整脈の変動に関しては時間が本質のも
のであると言うことであるが、もし、より大きい時間の
余裕があれば（前記不整脈がよく許容され、そしてかな
りの速度の進展がない場合のように）、ショック療法に
おける不快感の存在がない状態で前記ＶＴを捕らえるの
に適した処置が望ましいであろう。
前記「再スタート」の選択項目は、その前提に合致し、
前記ＶＴがよく許容されるときの場合において治療法の
制御を行う。本質的に、「再スタート」は、前記指示さ
れる治療過程が、１つまたはそれ以上の整調を行う治療
法で始まり、そしてショック型の治療法で終わる場合に
、適切な治療法の制御の選択項目である。「再スタート
」は、前記ショック療法に入る前に、前記整調を行う治
療法の所定の繰り返し回数を命令する。したがって、も
し、ＴＡＣＨ−２の事象に応答して実施するために特定
された治療法の過程がＡＢＣであり、そして「再スター
ト」が特定されているとすると、治療法Ａおよび治療法
Ｂが、前記頻脈の終了点まで、治療法Ｃが開始される前
に、前記プログラム化された回数に亘って繰り返される
ことになる。
前記ＶＴがよく許容されるときの場合において治療法の
制御を行う。本質的に、「再スタート」は、前記指示さ
れる治療過程が、１つまたはそれ以上の整調を行う治療
法で始まり、そしてショック型の治療法で終わる場合に
、適切な治療法の制御の選択項目である。「再スタート
」は、前記ショック療法に入る前に、前記整調を行う治
療法の所定の繰り返し回数を命令する。したがって、も
し、ＴＡＣＨ−２の事象に応答して実施するために特定
された治療法の過程がＡＢＣであり、そして「再スター
ト」が特定されているとすると、治療法Ａおよび治療法
Ｂが、前記頻脈の終了点まで、治療法Ｃが開始される前
に、前記プログラム化された回数に亘って繰り返される
ことになる。
前記「再スタート」の選択項目の選択は、前記整調を行
う治療法が、特定の不整脈クラスに従って再開始され、
或いは、されないようになされることが可能である。
う治療法が、特定の不整脈クラスに従って再開始され、
或いは、されないようになされることが可能である。
医者による前記「再スタート」の選択項目の選択の理由
は、（１）処置されるべきクラスのＶＴが血行力学的に
患者によりよく許容されるという臨床的観察１、（２）
症状の開始からの経過時間がそれゆえ並の許容度もしく
は低い許容度の場合はど重要でないこと、（３）ショッ
ク型の治療とは反対にその整調を行う治療からの患者の
不快感が殆どないか、全熱ないこと、ならびに（４）シ
ョック療法の各用例が、前記整調を行う治療法に比較し
てかなり大量のエネルギを消費し得る（および典型的に
は消費する）こと、を含むことができる。
は、（１）処置されるべきクラスのＶＴが血行力学的に
患者によりよく許容されるという臨床的観察１、（２）
症状の開始からの経過時間がそれゆえ並の許容度もしく
は低い許容度の場合はど重要でないこと、（３）ショッ
ク型の治療とは反対にその整調を行う治療からの患者の
不快感が殆どないか、全熱ないこと、ならびに（４）シ
ョック療法の各用例が、前記整調を行う治療法に比較し
てかなり大量のエネルギを消費し得る（および典型的に
は消費する）こと、を含むことができる。
さらに、好ましい本実施例において選択されてもよい他
の選択項目は、減速限界上での整調を行う治療法の無能
力化（ＤＰＴＯＤＬ）である。先に記載したように、Ｖ
Ｔの処置はＶＦまでの加速という重大な危険を伴う。勿
論、それが発生すれば前記装置は同ＶＦを直ちに検知し
てＤＦを適用することになる。しかし、心臓の細動を止
めるショックは時々、静脈間へ復帰させるのではなく、
ＶＴまでの減速を生じさせることが観察されている。理
論的には、これは繰り返し起こる可能性があり、その場
合、再び出現したＶＴの検知の際の整調を行う治療の遂
行が再びＶＦまで加速する結果となり、そして整調用シ
ョック、整調用ショックのループにおいてそれを遂行す
ることになる。
の選択項目は、減速限界上での整調を行う治療法の無能
力化（ＤＰＴＯＤＬ）である。先に記載したように、Ｖ
Ｔの処置はＶＦまでの加速という重大な危険を伴う。勿
論、それが発生すれば前記装置は同ＶＦを直ちに検知し
てＤＦを適用することになる。しかし、心臓の細動を止
めるショックは時々、静脈間へ復帰させるのではなく、
ＶＴまでの減速を生じさせることが観察されている。理
論的には、これは繰り返し起こる可能性があり、その場
合、再び出現したＶＴの検知の際の整調を行う治療の遂
行が再びＶＦまで加速する結果となり、そして整調用シ
ョック、整調用ショックのループにおいてそれを遂行す
ることになる。
ＤＰＴＯＤＬは、ＶＦからＶＴまでの所定回数の減速後
に（好ましくは第２の発生時に）前記整調を行う治療を
無能力化し、そして直接ショック療法へ進むことにより
、このループを破壊するように適合されている。
に（好ましくは第２の発生時に）前記整調を行う治療を
無能力化し、そして直接ショック療法へ進むことにより
、このループを破壊するように適合されている。
前記ＶＴが終了されるまで、前記刺激装置は、選択され
た治療法の制御の選択項目により変更された範囲まで、
心臓の各サイクルの間に所定の基準（今説明されるべき
もの）に従って再検知を続けながら、その不整脈クラス
のために特定された治療法の実施過程に従って処置を繰
り返し行うことになる。前記装置の治療法制御選択項目
の利用可能性は、時間の拘束、血行力学的許容度、加速
の危険性、患者の不快性、および不整脈が検知されると
きに存在するエネルギ容量の下で最も成功しそうな次善
に利用可能な処置に従い、前記治療法の実施を各クラス
のために指示された過程から調節するための強力な道具
を医者に対して与えることが理解されるであろう。
た治療法の制御の選択項目により変更された範囲まで、
心臓の各サイクルの間に所定の基準（今説明されるべき
もの）に従って再検知を続けながら、その不整脈クラス
のために特定された治療法の実施過程に従って処置を繰
り返し行うことになる。前記装置の治療法制御選択項目
の利用可能性は、時間の拘束、血行力学的許容度、加速
の危険性、患者の不快性、および不整脈が検知されると
きに存在するエネルギ容量の下で最も成功しそうな次善
に利用可能な処置に従い、前記治療法の実施を各クラス
のために指示された過程から調節するための強力な道具
を医者に対して与えることが理解されるであろう。
前記心臓の速度のスペクトルを複数の不整脈クラスに区
分けすることは、それ自体、不整脈検知技術のための基
礎を与えるけれども、同不整脈をさらに信頼性があるよ
うに分類するため、これらのクラスの基礎を越えて追加
の情報を選択的に創設するのが望ましい。例えば、前記
装置は、前記ＴＡＣＨ−３の速度範囲で単一の心臓の間
隔（インターバル）を検知してもよいが、それは単に、
孤立した早過ぎる心室の収縮（ＰＶＣ）に属し得る可能
性があり、このＰＶＣはしばしば疾患のない個人におい
て観察されるもので、再び到来するＶＴの開始ではない
。また、単に前記表示された不整脈クラスの速度範囲に
基づく検知要綱は、静脈間のＶＴおよび再到来するＶＴ
間の識別に困難性を経験することがあり、これらのＶＴ
は速度においてかなりの重複性を有し得るものである。
分けすることは、それ自体、不整脈検知技術のための基
礎を与えるけれども、同不整脈をさらに信頼性があるよ
うに分類するため、これらのクラスの基礎を越えて追加
の情報を選択的に創設するのが望ましい。例えば、前記
装置は、前記ＴＡＣＨ−３の速度範囲で単一の心臓の間
隔（インターバル）を検知してもよいが、それは単に、
孤立した早過ぎる心室の収縮（ＰＶＣ）に属し得る可能
性があり、このＰＶＣはしばしば疾患のない個人におい
て観察されるもので、再び到来するＶＴの開始ではない
。また、単に前記表示された不整脈クラスの速度範囲に
基づく検知要綱は、静脈間のＶＴおよび再到来するＶＴ
間の識別に困難性を経験することがあり、これらのＶＴ
は速度においてかなりの重複性を有し得るものである。
本発明は、そのような困難性を回避し、高度に信頼性の
ある不整脈検知技術を提供する。
ある不整脈検知技術を提供する。
再到来する頻脈は、不意の開始（運動の際誘起される静
脈間の頻脈において次第に立ち上がるものとは対称的）
と、安定した高い速度（運動による頻脈の速度の変動と
は対称的）とにより典型的に特徴付けられており、以下
の４つの基本的な検知基準が、不整脈検知システムの基
礎を形成する。
脈間の頻脈において次第に立ち上がるものとは対称的）
と、安定した高い速度（運動による頻脈の速度の変動と
は対称的）とにより典型的に特徴付けられており、以下
の４つの基本的な検知基準が、不整脈検知システムの基
礎を形成する。
（１）高速度（ＨＲ）
（２１突然の開始（Ｓ ０）
（３）速度の安定性（ＲＳ）
（４）持続された高速度（ＳＨＲ）
前記ＨＲの基準は、（医者によるプログラム作成を介し
て）選択された基礎速度を越える心臓の速度におけるｎ
個の連続的な間隔の高速走程長さを特定する。例えば、
ｎは、前記静脈間およびＴＡＣＨ−１クラスを分離する
境界速度を越える速度で、１〜２５５回の間隔（鼓動）
内で変動することができる。したがって、もし、ｎが例
えば６にプログラム化されており、またＴＡＣＨ−１の
ための低い方の境界速度が例えば１００ｂｐＩ１１に特
定されているとすると、前記ＨＲの基準は、もし患者の
心臓の速さが少なくとも６回の連続的な鼓動の推移に亘
ってｌｏＯｂｐｍを越えるならば、満足される。
て）選択された基礎速度を越える心臓の速度におけるｎ
個の連続的な間隔の高速走程長さを特定する。例えば、
ｎは、前記静脈間およびＴＡＣＨ−１クラスを分離する
境界速度を越える速度で、１〜２５５回の間隔（鼓動）
内で変動することができる。したがって、もし、ｎが例
えば６にプログラム化されており、またＴＡＣＨ−１の
ための低い方の境界速度が例えば１００ｂｐＩ１１に特
定されているとすると、前記ＨＲの基準は、もし患者の
心臓の速さが少なくとも６回の連続的な鼓動の推移に亘
ってｌｏＯｂｐｍを越えるならば、満足される。
前記ＳＯの基準は、心臓の速さにおける医者により特定
された段階的増大（デルタ変化）からなる。同ＳＯ基準
は、もし患者の心臓の速さがこのデルタ（増分）を越え
る量だけ突然跳ね上がるならば、満足される。
された段階的増大（デルタ変化）からなる。同ＳＯ基準
は、もし患者の心臓の速さがこのデルタ（増分）を越え
る量だけ突然跳ね上がるならば、満足される。
前記Ｒ３の基準は医者により特定された２つの要因から
なり、これらのうちの１つは、選択された基礎速度を越
えるｎ個の連続的間隔の走程長さであり、それの他のも
のは、特定された速度の安定増分である。同Ｒ３基準は
、もし患者の心臓の速さがｎの連続的な鼓動を上回って
、前記特定された基礎速度（これは前記ＴＡＣＨ−１の
領域のための最小の境界速度に典型的に等しくなるであ
ろう）を越えるならば、そしてその心臓の速度が、それ
らのｎ回の連続的な鼓動に亘って前記特定されたデルタ
速度よりも大きく変化しなければ、満足される。
なり、これらのうちの１つは、選択された基礎速度を越
えるｎ個の連続的間隔の走程長さであり、それの他のも
のは、特定された速度の安定増分である。同Ｒ３基準は
、もし患者の心臓の速さがｎの連続的な鼓動を上回って
、前記特定された基礎速度（これは前記ＴＡＣＨ−１の
領域のための最小の境界速度に典型的に等しくなるであ
ろう）を越えるならば、そしてその心臓の速度が、それ
らのｎ回の連続的な鼓動に亘って前記特定されたデルタ
速度よりも大きく変化しなければ、満足される。
前記ＳＨＲの基準は、前記特定された走程長さが異なる
ことを除き、前記ＨＲの基準と類似している。特に、Ｓ
ＨＲは、前記ＨＲの基準のために使用されたものよりも
かなり長い走程長さｎを特定する。
ことを除き、前記ＨＲの基準と類似している。特に、Ｓ
ＨＲは、前記ＨＲの基準のために使用されたものよりも
かなり長い走程長さｎを特定する。
これらの４つの基本的に検知基準は、次のように、プー
ル代数により９つの頻脈検知の計算法に組合わされるこ
とが可能である（当該それぞれの計算法の各記述の後で
括弧内に象徴的に示されている）。
ル代数により９つの頻脈検知の計算法に組合わされるこ
とが可能である（当該それぞれの計算法の各記述の後で
括弧内に象徴的に示されている）。
１、高速度（ＨＲ）。
２、高速度および突然の開始（ＨＲＡＮＤＳＯ）。
３、高速度および突然の開始、または持続された高速度
（［ＨＲＡＮＤ Ｓｏコ０ＲＳＨＲ）。
（［ＨＲＡＮＤ Ｓｏコ０ＲＳＨＲ）。
４、高速度および速度安定性（ＨＲＡＮＤＲＳ）；
５、高速度および速度安定性、または持続された高速度
（［ＨＲＡＮＤ Ｒ３］ ０ＲＳＨＲ）。
（［ＨＲＡＮＤ Ｒ３］ ０ＲＳＨＲ）。
６、高速度および突然の開始および速度安定性（ＨＲＡ
ＮＤ Ｓｏ ＡＮＤ Ｒ３） ニア、高
速度および突然の開始および速度安定性、または持続さ
れた高速度（［ＨＲＡＮＤＳｏ ＡＮＤ Ｒ５ｌＯ
Ｒ５ＨＲ）；８、高速度および突然の開始もしくは速度
安定性のいずれか（ＨＲＡＮＤ ［Ｓｏ ０ＲＲ３Ｉ）
； ９、高速度および突然の開始もしくは安定性のいずれか
、または持続された高速度（ｆＨＲＡＮＤ ［ＳＯＯ
ＲＲ３ｌｌ０Ｒ ３ＨＲ）。
ＮＤ Ｓｏ ＡＮＤ Ｒ３） ニア、高
速度および突然の開始および速度安定性、または持続さ
れた高速度（［ＨＲＡＮＤＳｏ ＡＮＤ Ｒ５ｌＯ
Ｒ５ＨＲ）；８、高速度および突然の開始もしくは速度
安定性のいずれか（ＨＲＡＮＤ ［Ｓｏ ０ＲＲ３Ｉ）
； ９、高速度および突然の開始もしくは安定性のいずれか
、または持続された高速度（ｆＨＲＡＮＤ ［ＳＯＯ
ＲＲ３ｌｌ０Ｒ ３ＨＲ）。
計算法６〜９は、各々が前記ＳＨＨの基準を含むととも
に、計算法２〜５により特定された個々の基準が、再到
来する頻脈により満足されるべき前記各複合計算法に対
して、過度に厳しいかもしれないという可能性のため、
利用されるものである。前記ＳＨＲ基準は、不変の高速
度の動作が前記装置により再到来するＶＴとして検知さ
れるのを保証するように、「安全弁」としての作用をす
る。
に、計算法２〜５により特定された個々の基準が、再到
来する頻脈により満足されるべき前記各複合計算法に対
して、過度に厳しいかもしれないという可能性のため、
利用されるものである。前記ＳＨＲ基準は、不変の高速
度の動作が前記装置により再到来するＶＴとして検知さ
れるのを保証するように、「安全弁」としての作用をす
る。
前記不整脈検知の計算法は、再到来した頻脈が進行中で
あることを言明するため、検知された証拠が充分なもの
であることを決定するために使用される。本質的に、こ
れらの計算法は、前記装置 ゛により処理される
べき不整脈と、処理されるべきでないものとの間の識別
を行う役目をする。上記したように、静脈列のＶＴと再
到来するＶＴとの間には、特に低速度において速度の重
複が存在することかあり、それゆえ速度の検知のみでは
当該２つの間で信頼性のある識別がされない。しかし、
高速度においては、前記ＨＲの基準のみが、再到来する
頻脈の信頼性のある指示体として充分である。
あることを言明するため、検知された証拠が充分なもの
であることを決定するために使用される。本質的に、こ
れらの計算法は、前記装置 ゛により処理される
べき不整脈と、処理されるべきでないものとの間の識別
を行う役目をする。上記したように、静脈列のＶＴと再
到来するＶＴとの間には、特に低速度において速度の重
複が存在することかあり、それゆえ速度の検知のみでは
当該２つの間で信頼性のある識別がされない。しかし、
高速度においては、前記ＨＲの基準のみが、再到来する
頻脈の信頼性のある指示体として充分である。
前記採用された検知技術は、前記計算法の厳重さが、増
大する速度を以て、且つそれゆえ増大する前記不整脈の
血行力学的許容度を以て減少するはずであるという原理
を利用する。本実施例において、医者は３つの異なる検
知の計算法を特定しでもよく、それらの各々は異なる頻
脈クラスのだめのものである。したがって、それらの特
定されたもののうちの最も厳格な検知の計算法は、最低
速度の範囲を有する頻脈クラスに対して適切に割当てら
れ、また次第に、より緩やかにされる検知の計算法が、
次第に高速度になる範囲のクラスに対して適切に割当て
られる。それは次のことに従う。すなちわ、もし前記Ｔ
ＡＣＨ−１の領域に適用された非常に厳格な検知のテス
トが、再到来する頻脈が進行中であるかどうかに関して
、不確定な証拠を得る結果となったなら、また前記ＴＡ
ＣＨ−２の領域に適用された普通程度に厳格なテストが
満足されたなら、その証拠は再到来するＶＴが実際進行
中であると、強要していると言うことに従う。
大する速度を以て、且つそれゆえ増大する前記不整脈の
血行力学的許容度を以て減少するはずであるという原理
を利用する。本実施例において、医者は３つの異なる検
知の計算法を特定しでもよく、それらの各々は異なる頻
脈クラスのだめのものである。したがって、それらの特
定されたもののうちの最も厳格な検知の計算法は、最低
速度の範囲を有する頻脈クラスに対して適切に割当てら
れ、また次第に、より緩やかにされる検知の計算法が、
次第に高速度になる範囲のクラスに対して適切に割当て
られる。それは次のことに従う。すなちわ、もし前記Ｔ
ＡＣＨ−１の領域に適用された非常に厳格な検知のテス
トが、再到来する頻脈が進行中であるかどうかに関して
、不確定な証拠を得る結果となったなら、また前記ＴＡ
ＣＨ−２の領域に適用された普通程度に厳格なテストが
満足されたなら、その証拠は再到来するＶＴが実際進行
中であると、強要していると言うことに従う。
例として、第３ａ図は、第１ａ図の頻脈クラスＴＡＣＨ
−１，ＴＡＣＨ−２およびＴＡＣＨ−３のための検知の
計算法の適切な選択を図示している。第３ａ図に描かれ
た最も厳格な計算法、ＨＲＡＮＤ Ｓｏ ＲＳ、が
、前記ＴＡＣＨ−１領域に対して割当てられ、最も緩や
かなテスト、ＨＲｌが、前記ＴＡＣＨ−３領域に対して
割当てられ、そして当該他の２つの中間の普通程度のテ
スト、ＨＲＡＮＤ Ｒ３，が、前Ｊ己ＴＡ ＣＨ−２
領域にとって充分であり且つそれに対して割当てられる
。
−１，ＴＡＣＨ−２およびＴＡＣＨ−３のための検知の
計算法の適切な選択を図示している。第３ａ図に描かれ
た最も厳格な計算法、ＨＲＡＮＤ Ｓｏ ＲＳ、が
、前記ＴＡＣＨ−１領域に対して割当てられ、最も緩や
かなテスト、ＨＲｌが、前記ＴＡＣＨ−３領域に対して
割当てられ、そして当該他の２つの中間の普通程度のテ
スト、ＨＲＡＮＤ Ｒ３，が、前Ｊ己ＴＡ ＣＨ−２
領域にとって充分であり且つそれに対して割当てられる
。
前記ＶＴの初期のふるい分けに続いて、再検知のために
使用されるべき検知基準の数を減らすための用意がなさ
れる。なぜなら、もし前記ＶＴが依然として進行中であ
るなら、次の治療をできるだけ早〈実施する必要がある
ためと、厳格性のより少ない検知基準が適切に強要する
証拠を提供することになると言うためとによる。特に、
もし、初期に検知された不整脈の症状の持続の結果とし
て、全ての基準が最早適用不能であれば、その基準は、
その症状が依然として進行中である限り、再検知での使
用から放棄される。例えば、前記ＳＯ基準は、前記症状
が現在既に検知されており、また突然の開始が最早当て
はまらない限りは、ＶＴの初期の検知の後では実行可能
でない。それゆえ、その基準は、そのＶＴの進行につい
ての全ての企図された再検知の間に除去される。同様に
、前記５ＨＲ１１，準は、ＶＴが進行中であると一旦確
認すると、再検知の目的に対して価１直を持たない。
使用されるべき検知基準の数を減らすための用意がなさ
れる。なぜなら、もし前記ＶＴが依然として進行中であ
るなら、次の治療をできるだけ早〈実施する必要がある
ためと、厳格性のより少ない検知基準が適切に強要する
証拠を提供することになると言うためとによる。特に、
もし、初期に検知された不整脈の症状の持続の結果とし
て、全ての基準が最早適用不能であれば、その基準は、
その症状が依然として進行中である限り、再検知での使
用から放棄される。例えば、前記ＳＯ基準は、前記症状
が現在既に検知されており、また突然の開始が最早当て
はまらない限りは、ＶＴの初期の検知の後では実行可能
でない。それゆえ、その基準は、そのＶＴの進行につい
ての全ての企図された再検知の間に除去される。同様に
、前記５ＨＲ１１，準は、ＶＴが進行中であると一旦確
認すると、再検知の目的に対して価１直を持たない。
これは、上記の表土における計算法２，３．および５〜
９ （５，９を含む）を再検知のための使用から排除す
る。
９ （５，９を含む）を再検知のための使用から排除す
る。
高速度（計算法１）、ならびに高速度および速度安定性
（計算法４）は、再検知の基準に適する僅かに残ったテ
ストであり、またＨＲおよびＲＳの各々は、初期のふる
い分は及び再検知の両方において有用であるため、各々
は、２つの別々にプログラム化が可能なｎｌすなわちｎ
ｉ（初期の検知用）およびｎｒ（再検知用）に割当てら
れる。
（計算法４）は、再検知の基準に適する僅かに残ったテ
ストであり、またＨＲおよびＲＳの各々は、初期のふる
い分は及び再検知の両方において有用であるため、各々
は、２つの別々にプログラム化が可能なｎｌすなわちｎ
ｉ（初期の検知用）およびｎｒ（再検知用）に割当てら
れる。
当該別々に選択可能な変数のための理由は、ＨＲに対し
、連続的な高速度の間隔（ｎｌ）のむしろ長い走程が、
医者により、ＶＴの信頼性のある初期検知にとって必要
なものと考えられ得るけれども、比較的短か目の走程長
さくｎｒ）が再検知の目的にとって充分となり得るから
である。同様に、Ｒ３に対し、比較的不変の速度の連続
的な高速度での間隔（ｎ ｒ）の、より短い走程は、初
期のふるい分けのために使用された走程長さくｎｉ）と
比較して、再検知に適すると考えられることができる。
、連続的な高速度の間隔（ｎｌ）のむしろ長い走程が、
医者により、ＶＴの信頼性のある初期検知にとって必要
なものと考えられ得るけれども、比較的短か目の走程長
さくｎｒ）が再検知の目的にとって充分となり得るから
である。同様に、Ｒ３に対し、比較的不変の速度の連続
的な高速度での間隔（ｎ ｒ）の、より短い走程は、初
期のふるい分けのために使用された走程長さくｎｉ）と
比較して、再検知に適すると考えられることができる。
前記初期のふるい分けの計算法を用いる場合と同様、医
者は、前記ＶＴクラスの各々に対して異なる再検知の計
算法を特定することができる。第３ｂ図に示された要綱
においては、さらに厳格な再検知の計算法ＨＲＡＮＤ
Ｒ３がクラスＴＡＣＨ−１に対して割当てられ、そし
て、より緩やかな再検知テストＨＲが、前記ＴＡＣＨ−
２およびＴＡＣＨ−３のクラスの各々に割当てられる。
者は、前記ＶＴクラスの各々に対して異なる再検知の計
算法を特定することができる。第３ｂ図に示された要綱
においては、さらに厳格な再検知の計算法ＨＲＡＮＤ
Ｒ３がクラスＴＡＣＨ−１に対して割当てられ、そし
て、より緩やかな再検知テストＨＲが、前記ＴＡＣＨ−
２およびＴＡＣＨ−３のクラスの各々に割当てられる。
本発明の本実施例において選択されてもよい異なる再検
知の基準は、ｒ）ＩＹｓＴＥＲＥｓＩｓ・・・ヒステリ
シス：履歴現象」として論及される。隣接する複数の不
整脈クラス間の境界における、または同境界の近くでの
再検知は、その不整脈の加速が次のより高い方のクラス
まで生じたかどうかに関して不確定なものとなることが
ある。その理由は、単に、少量の時間的変移のためであ
る。前記「ヒステリシス」の選択項目は、検知された頻
脈の速度に対して自動的に加えられる速度の「デルタ（
増分）」を割当てる。もし、当該「ヒステリシス」の選
択項目下での再検知において、その検知された速度が前
記２つの速度間の境界速度よりも低ければ、その再検知
は、加速が生じていないということで確定的なものとな
る。同様に、もし、その再検知された速度が前記境界速
度よりも高いが、初期に検知された速度と前記ヒステリ
シス（増分）とを足したものよりも依然として低ければ
、加速は存在しない。しかし、もし、検知された速度が
、前記境界速度、ならびに初期に検知された速度と前記
増分とを足したものの両方よりも高ければ、より高いク
ラスへの加速が明言される。それゆえ、前記「ヒステリ
シス」の選択項目は、複数のクラス間の指定された境界
よりも僅かだけ上の速度で再検知された不整脈のため、
非加速から加速を識別するための本発明の重要な特徴で
ある。
知の基準は、ｒ）ＩＹｓＴＥＲＥｓＩｓ・・・ヒステリ
シス：履歴現象」として論及される。隣接する複数の不
整脈クラス間の境界における、または同境界の近くでの
再検知は、その不整脈の加速が次のより高い方のクラス
まで生じたかどうかに関して不確定なものとなることが
ある。その理由は、単に、少量の時間的変移のためであ
る。前記「ヒステリシス」の選択項目は、検知された頻
脈の速度に対して自動的に加えられる速度の「デルタ（
増分）」を割当てる。もし、当該「ヒステリシス」の選
択項目下での再検知において、その検知された速度が前
記２つの速度間の境界速度よりも低ければ、その再検知
は、加速が生じていないということで確定的なものとな
る。同様に、もし、その再検知された速度が前記境界速
度よりも高いが、初期に検知された速度と前記ヒステリ
シス（増分）とを足したものよりも依然として低ければ
、加速は存在しない。しかし、もし、検知された速度が
、前記境界速度、ならびに初期に検知された速度と前記
増分とを足したものの両方よりも高ければ、より高いク
ラスへの加速が明言される。それゆえ、前記「ヒステリ
シス」の選択項目は、複数のクラス間の指定された境界
よりも僅かだけ上の速度で再検知された不整脈のため、
非加速から加速を識別するための本発明の重要な特徴で
ある。
本発明の他の特徴によると、基礎的な基準の異なる設定
が、好ましい本実施例においては２つからなり、そして
細動を検知するために用意される。
が、好ましい本実施例においては２つからなり、そして
細動を検知するために用意される。
当該２つのうちの１つは、細動速度（ＦＲ）と呼ばれ、
且つ頻脈検知のための前記ＨＲ基準に幾分類似している
。しかし、満足されるべき前記ＦＲ基準に対しては、ｎ
個の連続的間隔の医者により特定された走程長さが、前
記速度の連続域のうちの最も高いＶＴ領領域上端境界に
おける速度を越える心臓の速度（例えば、第１ｂ図の説
明的速度範囲区分に、おける前記ＴＡＣＨ−３の範囲よ
りも高い速度）で、発生しなければならない。
且つ頻脈検知のための前記ＨＲ基準に幾分類似している
。しかし、満足されるべき前記ＦＲ基準に対しては、ｎ
個の連続的間隔の医者により特定された走程長さが、前
記速度の連続域のうちの最も高いＶＴ領領域上端境界に
おける速度を越える心臓の速度（例えば、第１ｂ図の説
明的速度範囲区分に、おける前記ＴＡＣＨ−３の範囲よ
りも高い速度）で、発生しなければならない。
細動の検知のために採用される第２の基礎的基準は、ｒ
Ｆ ｘ／ｙＪと呼ばれる。当該Ｆ ｘ／ｙ基準は、
ＶＦの指示として、Ｘの細動速度間隔が、ｙの連続的な
間隔の範囲内で発生しなければならないことを特定する
（この場合、Ｘおよびｙの両方は医者によりプログラム
化されることが可能である）。当該後者の基準は、前記
不整脈の特徴である不規則な心臓速度および広範に変化
し得る信号の振幅にもかかわらず、ＶＦを検知する役目
をする。前記変化する信号の振幅は、幾つかの信号の頂
点を検知することに結果的に失敗することがあり、当該
信号の頂点は、ｎへ向かう計数の再開始により、前記Ｆ
Ｒ基準の下でのＶＴまたは静脈洞リズムの期間として、
誤って現れることがある。前記Ｆｘ／ｙ基準は、それら
の状況において、Ｘの細動速度間隔が前記ｙの連続的間
隔の範囲内で生じたことを確認することになるであろう
。
Ｆ ｘ／ｙＪと呼ばれる。当該Ｆ ｘ／ｙ基準は、
ＶＦの指示として、Ｘの細動速度間隔が、ｙの連続的な
間隔の範囲内で発生しなければならないことを特定する
（この場合、Ｘおよびｙの両方は医者によりプログラム
化されることが可能である）。当該後者の基準は、前記
不整脈の特徴である不規則な心臓速度および広範に変化
し得る信号の振幅にもかかわらず、ＶＦを検知する役目
をする。前記変化する信号の振幅は、幾つかの信号の頂
点を検知することに結果的に失敗することがあり、当該
信号の頂点は、ｎへ向かう計数の再開始により、前記Ｆ
Ｒ基準の下でのＶＴまたは静脈洞リズムの期間として、
誤って現れることがある。前記Ｆｘ／ｙ基準は、それら
の状況において、Ｘの細動速度間隔が前記ｙの連続的間
隔の範囲内で生じたことを確認することになるであろう
。
不規則で高い速度の心臓の不整脈は、もし、個々のサイ
クルが揺れて戻り、そして前記ＴＡＣＨ−３およびＦＩ
Ｂ８Ｊ’を域の間で揺れるならば、検知されなくても良
いようにすることが可能である。
クルが揺れて戻り、そして前記ＴＡＣＨ−３およびＦＩ
Ｂ８Ｊ’を域の間で揺れるならば、検知されなくても良
いようにすることが可能である。
すなわち、前記不整脈は、前記ＶＴの高速度走程カウン
タを再セットするであろう僅かな細動間隔を提示するこ
とがあり得るが、前記ＦＲまたはＦｘ／ｙの検知基準を
誘発するには不充分である。
タを再セットするであろう僅かな細動間隔を提示するこ
とがあり得るが、前記ＦＲまたはＦｘ／ｙの検知基準を
誘発するには不充分である。
次に、前記不規則な不整脈は僅かなＴＡＣＨ−３の間隔
を提示することがあり、同ＴＡＣＨ−３の間隔は、前記
ＦＲ速度カウンタを再セットするとともに、前記Ｆｘ／
ｙ基準における非細動間隔として計数を行うことになる
ものである。この状態は、延長された時間に亘って持続
できることがあり、血行力学的に妥協する不整脈の検知
に結果的に失敗することになる、そのような不規則で高
速度の血行力学的に妥協する不整脈が急速に検知される
のを保証するため、またＴＡＣＨ−３のＶＴから離れて
ＶＦのための検知に偏らせるため、以下の追加のルール
が前記ＶＴおよびＶＦの検知基弗に適用されることが可
能である。
を提示することがあり、同ＴＡＣＨ−３の間隔は、前記
ＦＲ速度カウンタを再セットするとともに、前記Ｆｘ／
ｙ基準における非細動間隔として計数を行うことになる
ものである。この状態は、延長された時間に亘って持続
できることがあり、血行力学的に妥協する不整脈の検知
に結果的に失敗することになる、そのような不規則で高
速度の血行力学的に妥協する不整脈が急速に検知される
のを保証するため、またＴＡＣＨ−３のＶＴから離れて
ＶＦのための検知に偏らせるため、以下の追加のルール
が前記ＶＴおよびＶＦの検知基弗に適用されることが可
能である。
（１）前記ＴＡＣＨ−３領域における心臓サイクルが、
前記ＦＲおよび細動ｘ／ｙ基準により完全に無視される
。
前記ＦＲおよび細動ｘ／ｙ基準により完全に無視される
。
（２） もし高速度の計数値が０よりも大きく、且つ
心臓のサイクルが前記ＦＩＢ領域にあれば、１が前記高
速度の計数値から引かれる。
心臓のサイクルが前記ＦＩＢ領域にあれば、１が前記高
速度の計数値から引かれる。
上記最初のルールは、前記ＴＡＣＨ−３領域における心
臓のサイクルが、ＶＦの検知のため、あるいはその検知
に抵抗するための何れにも証拠として使用され得ないこ
とを明言している。上記第２のルールは、再到来する頻
脈が進行中でないという幾つかの（しかし不確定的な）
証拠を前記Ｆ１Ｂ領域における間隔が提供することを詳
説している。
臓のサイクルが、ＶＦの検知のため、あるいはその検知
に抵抗するための何れにも証拠として使用され得ないこ
とを明言している。上記第２のルールは、再到来する頻
脈が進行中でないという幾つかの（しかし不確定的な）
証拠を前記Ｆ１Ｂ領域における間隔が提供することを詳
説している。
これらの２つの追加のルールが実施されると、前記不規
則な速度が揺れて前記ＴＡＣＨ−３クラス内に入るとき
、ＶＦのための検知基準が混乱されない。次に、前記速
度が揺れて前記ＦＩＢ領域内へ入るとき、前記ＶＦ検知
基準は、邪魔をするＴＡＣＨ−３の間隔がなかったかの
ように捕らえ、ＶＦが検知されるのを可能にする。前記
速度が前記ＦＩＢ領域内にある間に、前記高速度のカウ
ンタも秒読みをされており、これは、前記速度が揺れて
その領域内に入るときにＴＡＣＨ−３の検知を抑制する
傾向がある。それゆえ、ＶＦの検知は、強化され、且つ
ＴＡＣＨ−３の事象の検知は抑制される。
則な速度が揺れて前記ＴＡＣＨ−３クラス内に入るとき
、ＶＦのための検知基準が混乱されない。次に、前記速
度が揺れて前記ＦＩＢ領域内へ入るとき、前記ＶＦ検知
基準は、邪魔をするＴＡＣＨ−３の間隔がなかったかの
ように捕らえ、ＶＦが検知されるのを可能にする。前記
速度が前記ＦＩＢ領域内にある間に、前記高速度のカウ
ンタも秒読みをされており、これは、前記速度が揺れて
その領域内に入るときにＴＡＣＨ−３の検知を抑制する
傾向がある。それゆえ、ＶＦの検知は、強化され、且つ
ＴＡＣＨ−３の事象の検知は抑制される。
前記２つの基本的な細動検知基準は、次のように、プー
ル代数により３つのＶＦ検知計算法に組合わされること
が可能である（それぞれの計算法の記述の各々に続いて
括弧内に象徴的に示されている）。
ル代数により３つのＶＦ検知計算法に組合わされること
が可能である（それぞれの計算法の記述の各々に続いて
括弧内に象徴的に示されている）。
１、細動速度（ＦＲ）
２、 ｙの外の細動ｘ（Ｆ ｘ／ｙ）３、 Ｙの
外の細動速度または細動ｘ（ＦＲＯＲＦ ｘ／ｙ） 上記の計算法は、最も高い頻脈クラスの上端境界を越え
る心臓速度の連続域の領域のために、多数の検知基準を
与える。
外の細動速度または細動ｘ（ＦＲＯＲＦ ｘ／ｙ） 上記の計算法は、最も高い頻脈クラスの上端境界を越え
る心臓速度の連続域の領域のために、多数の検知基準を
与える。
前シ己ＴＡＣＨまたはＦＩＢクラスのうちの１つにおけ
る不整脈の検知の後、および指定された治療過程の実施
（任意の選択された治療法制御の選択項目により変更さ
れる）に応答して、前記埋め込まれた刺激装置は、静脈
洞リズムが再び設立されたかどうか査定しなければなら
ない。本発明によると、静脈洞速度までの逆戻りの基準
は、任意のｙの連続的な間隔外の静脈洞リズムにおいて
Ｘの間隔が存在しなければならないことを明記する。
る不整脈の検知の後、および指定された治療過程の実施
（任意の選択された治療法制御の選択項目により変更さ
れる）に応答して、前記埋め込まれた刺激装置は、静脈
洞リズムが再び設立されたかどうか査定しなければなら
ない。本発明によると、静脈洞速度までの逆戻りの基準
は、任意のｙの連続的な間隔外の静脈洞リズムにおいて
Ｘの間隔が存在しなければならないことを明記する。
Ｘおよびｙの両方は、医者によるプログラム化が可能な
ものである。ｙの基本的基準外の静脈洞のｘ （ｓｉｎ
ｕｓ ｘ／ｙ ）も、この検知のために使用される単な
る計算法である。比較的長い計数が、Ｘおよびｙのプロ
グラム化のために使用されるのが好ましく、例えば、医
者はＸを１８に、およびｙを２０に設定することができ
る。これについての理由は、ＶＦの遅れた検知、または
ＶＴの遅れた検知の望ましくなさく特に患者により血行
力学的に余り許容されないならば）とは反対に、静脈洞
リズムへの逆戻りの、より信頼性のある指示を行うため
の僅かな遅れには臨床的に害がないためである。
ものである。ｙの基本的基準外の静脈洞のｘ （ｓｉｎ
ｕｓ ｘ／ｙ ）も、この検知のために使用される単な
る計算法である。比較的長い計数が、Ｘおよびｙのプロ
グラム化のために使用されるのが好ましく、例えば、医
者はＸを１８に、およびｙを２０に設定することができ
る。これについての理由は、ＶＦの遅れた検知、または
ＶＴの遅れた検知の望ましくなさく特に患者により血行
力学的に余り許容されないならば）とは反対に、静脈洞
リズムへの逆戻りの、より信頼性のある指示を行うため
の僅かな遅れには臨床的に害がないためである。
次に本発明の治療法の特徴に戻ると、好ましい本実施例
中へ併合される全体的な哲学は、プログラム化の可能な
個々の治療法および治療要綱の入手可能性の範囲内で、
同治療法の攻撃性に回る事実上の完全な制御を医者に対
して与えることである。その哲学に一致して、前記治療
法の各々には選択的に変更可能な細かい体系が設けられ
る。現在好ましい実施例において、ショック型治療法の
ために医者により支持されてもよい前記細かい体系は、
次の（１）〜（４）を含む。
中へ併合される全体的な哲学は、プログラム化の可能な
個々の治療法および治療要綱の入手可能性の範囲内で、
同治療法の攻撃性に回る事実上の完全な制御を医者に対
して与えることである。その哲学に一致して、前記治療
法の各々には選択的に変更可能な細かい体系が設けられ
る。現在好ましい実施例において、ショック型治療法の
ために医者により支持されてもよい前記細かい体系は、
次の（１）〜（４）を含む。
（１）実施されるべきショックの数（すなわち検知され
た不整脈を終了させるための試みの数）；（２）前記Ｅ
ＣＧ波形の特定の部分に対して前記ショックの実施を同
期させるための、感知からショックまでの（ミリ秒単位
の）遅延（脆弱な期間を回避しながら、結果的に前記頻
脈の急速な終了に最もなりそうなその部分に電気的除細
動を行うショックを同期させるための遅延）；（３）第
１の試みのためのショックを与えるパルスの振幅、およ
び前記不整脈を終了させるための引き続いての試みのた
めの振幅（例えば、前記治療法の攻撃度を増大させるこ
とを維持しながら、第１の試みにおいて低レベルを、お
よび、もし続いての試みが必要ならば、より高いレベル
を特定すること）； （４）心臓に与えられるショックの波形の確定（例えば
、パルス幅、極性、および存在（すなわちｏｎ）もしく
は不在（すなわちｏｆｔ’ ）を含む６つの川までの特
定）。例えば、当該波形は、正のパルス、負のパルスお
よび他の正のパルスを持つ３相波形として特定されても
よく、あるいは、第１パネル幅のために負のパルスを、
第２パルス幅のためにパルス無し、第３パルス幅のため
に負のパルスを、以下同様に特定することによるように
、ギャップにより分離された２つのパルスのシーケンス
（配列）を持つ波形のように特定されてもよい。
た不整脈を終了させるための試みの数）；（２）前記Ｅ
ＣＧ波形の特定の部分に対して前記ショックの実施を同
期させるための、感知からショックまでの（ミリ秒単位
の）遅延（脆弱な期間を回避しながら、結果的に前記頻
脈の急速な終了に最もなりそうなその部分に電気的除細
動を行うショックを同期させるための遅延）；（３）第
１の試みのためのショックを与えるパルスの振幅、およ
び前記不整脈を終了させるための引き続いての試みのた
めの振幅（例えば、前記治療法の攻撃度を増大させるこ
とを維持しながら、第１の試みにおいて低レベルを、お
よび、もし続いての試みが必要ならば、より高いレベル
を特定すること）； （４）心臓に与えられるショックの波形の確定（例えば
、パルス幅、極性、および存在（すなわちｏｎ）もしく
は不在（すなわちｏｆｔ’ ）を含む６つの川までの特
定）。例えば、当該波形は、正のパルス、負のパルスお
よび他の正のパルスを持つ３相波形として特定されても
よく、あるいは、第１パネル幅のために負のパルスを、
第２パルス幅のためにパルス無し、第３パルス幅のため
に負のパルスを、以下同様に特定することによるように
、ギャップにより分離された２つのパルスのシーケンス
（配列）を持つ波形のように特定されてもよい。
以下、前記調整を行う治療法に言及すると、検知された
テスト中の再到来する頻脈は、刺激パルスの適切に同期
されたバーストを以て終了される可能性がある。前記試
みの回数はプログラム化されることが可能であり、また
バーストは、当該バーストにおけるパルスの数、感知か
ら初期パルスまでの遅延間隔、およびバーストのサイク
ルの長さくすなわち前記パルスからパルスまでの間隔）
に関連してプログラム化されることが可能である。
テスト中の再到来する頻脈は、刺激パルスの適切に同期
されたバーストを以て終了される可能性がある。前記試
みの回数はプログラム化されることが可能であり、また
バーストは、当該バーストにおけるパルスの数、感知か
ら初期パルスまでの遅延間隔、およびバーストのサイク
ルの長さくすなわち前記パルスからパルスまでの間隔）
に関連してプログラム化されることが可能である。
さらに、前記初期の遅延間隔および初期のバーストのサ
イクルの長さの両方は、−定値を以て、または複数の頻
脈の鼓動間の間隔のパーセンテージとしての適合値を以
てプログラム化されることが可能であり、また走査を行
うモードに変更されてもよく、この走査を行うモードで
は、それらのパラメータの何れかの、あるいは両方の値
が、初期のバーストの後の連続的なバースト（バースト
走査モード）に回り、減少され、あるいは交互に増大お
よび減少される。バースト走査モードも、ステップのサ
イズ（すなわち、遅延間隔の値および／またはバースト
のサイクルの長さが各々の連続的なバーストのために増
大あるいは減少させる量）と、ステップの数（すなわち
、それらの値が、選択されたステップのサイズによって
増大または減少された回数）と、シーケンスの数（すな
わち、走査シーケンスが繰り返されるべき回数）とに関
連して、プログラム化されることが可能である。
イクルの長さの両方は、−定値を以て、または複数の頻
脈の鼓動間の間隔のパーセンテージとしての適合値を以
てプログラム化されることが可能であり、また走査を行
うモードに変更されてもよく、この走査を行うモードで
は、それらのパラメータの何れかの、あるいは両方の値
が、初期のバーストの後の連続的なバースト（バースト
走査モード）に回り、減少され、あるいは交互に増大お
よび減少される。バースト走査モードも、ステップのサ
イズ（すなわち、遅延間隔の値および／またはバースト
のサイクルの長さが各々の連続的なバーストのために増
大あるいは減少させる量）と、ステップの数（すなわち
、それらの値が、選択されたステップのサイズによって
増大または減少された回数）と、シーケンスの数（すな
わち、走査シーケンスが繰り返されるべき回数）とに関
連して、プログラム化されることが可能である。
本発明は、次のように、調整を行う治療法のための医者
によるプログラム化が可能な細かい体系における改良を
利用する。
によるプログラム化が可能な細かい体系における改良を
利用する。
１、試みの回数（１〜２５５）。
２、減少（Ｄ Ｅ Ｃ）または調査（ＳＥＡＲＣＨ）の
走査； ３、結合遅延／−定または適合骨； ４．８１のバーストのサイクルの長さくＢ ＣＬ）／−
定または適合骨；およびＳｌのパルスの数（０〜２５５
）； ５、Ｓ２のＢＣＬ／−定または適合骨；およびＳ２のパ
ルスの数（０〜２５５）； ６．８３のＢＣＬ／−定または適合骨；およびＳ３のパ
ルスの数（０〜２５５）； ７．８４のＢＣＬ／−定または適合骨；およびＳ４のパ
ルスの数（Ｏ〜２５５）； ８、結合遅延／−定または適合骨のための走査ステップ
； ９．８１のＢＣＬ／−定または適合骨のための走査ステ
ップ； １０、 Ｓ２． Ｓ３． Ｓ４のＢＣＬ／−定ま
たは適合骨のための走査ステップ； １１、 Ｓｌ、 Ｓ２． Ｓ３． Ｓ４のＢＣ
Ｌ／−定または適合骨のための自動減少（ＡＵＴＯ−Ｄ
ＥＣ）ステップ； １２、最小間隔／−定または適合骨； Ｈ，走査するためのステップの数（０〜２５５）；１４
、試み毎の８１パルス追加。
走査； ３、結合遅延／−定または適合骨； ４．８１のバーストのサイクルの長さくＢ ＣＬ）／−
定または適合骨；およびＳｌのパルスの数（０〜２５５
）； ５、Ｓ２のＢＣＬ／−定または適合骨；およびＳ２のパ
ルスの数（０〜２５５）； ６．８３のＢＣＬ／−定または適合骨；およびＳ３のパ
ルスの数（０〜２５５）； ７．８４のＢＣＬ／−定または適合骨；およびＳ４のパ
ルスの数（Ｏ〜２５５）； ８、結合遅延／−定または適合骨のための走査ステップ
； ９．８１のＢＣＬ／−定または適合骨のための走査ステ
ップ； １０、 Ｓ２． Ｓ３． Ｓ４のＢＣＬ／−定ま
たは適合骨のための走査ステップ； １１、 Ｓｌ、 Ｓ２． Ｓ３． Ｓ４のＢＣ
Ｌ／−定または適合骨のための自動減少（ＡＵＴＯ−Ｄ
ＥＣ）ステップ； １２、最小間隔／−定または適合骨； Ｈ，走査するためのステップの数（０〜２５５）；１４
、試み毎の８１パルス追加。
前記治療法のためのプログラム化の可能な細かい体系の
上記リストにおいて、前記試みの数は、前記３：Ｊ整を
行う治療法が適用される任意のＴＡＣＨクラスにおける
ＶＴを終了させるための試みに関係している。前記シス
テムのバーストで調整を行う治療法の細かい体系は、２
種類の走査行動を用意する。すなわち、（１）初期のバ
ーストの確定を以て開始するとともに、選択されたステ
ップ量により間隔が次第に短くなる減少走査、および（
２初期のバーストの確定を以て同様に開始するとともに
、前記ＥＣＧにおける頻脈の終了ゾーンの調査中に間隔
が交互に増大および減少されるに従い、当該間隔が次第
に長くおよび短くなる調査走査である。
上記リストにおいて、前記試みの数は、前記３：Ｊ整を
行う治療法が適用される任意のＴＡＣＨクラスにおける
ＶＴを終了させるための試みに関係している。前記シス
テムのバーストで調整を行う治療法の細かい体系は、２
種類の走査行動を用意する。すなわち、（１）初期のバ
ーストの確定を以て開始するとともに、選択されたステ
ップ量により間隔が次第に短くなる減少走査、および（
２初期のバーストの確定を以て同様に開始するとともに
、前記ＥＣＧにおける頻脈の終了ゾーンの調査中に間隔
が交互に増大および減少されるに従い、当該間隔が次第
に長くおよび短くなる調査走査である。
第４図を参照すると、前記結合間隔は、頻脈（感知事象
）の最後の検知と、前記バーストにおける第１パネルの
実施との間の時間的な間隔である。各走査における第１
パルスの列はＳｌと呼ばれ、その列における連続するパ
ルスは、前記Ｓ１のバーストのサイクルの長さくＢ Ｃ
Ｌ）と呼ばれる同一の時間間隔により分離される。した
がって、ＳｌのＢＣＬは、列Ｓ１のための、前記パルス
からパルスまでの間隔である。前記ＢＣＬは一定の時間
間隔として、またはＤＩ定された頻脈速度のうちの適合
し得るパーセンテージとして、医者により特定されるこ
とが可能であり、また前記Ｓ１の列におけるパルスの数
は、別に特定されることが可能である。さらに、医者は
各走査において３つの追加の刺激を特定してもよく、こ
れらは、前記Ｓ１の列に続く連続的なパルス列Ｓ２．Ｓ
３およびＳ４である。Ｓｌの場合のように、−定または
適合分のモードの何れかにおけるＢＣＬ （これは各列
に対して異なるであろう）、およびパルスの数は、Ｓ２
．Ｓ３およびＳ４の各々のためにプログラム化されるこ
とが可能である。前記結合間隔、および任意の与えられ
た感知事象に続くパルス列の連続の組合わせが、全体の
バーストである。
）の最後の検知と、前記バーストにおける第１パネルの
実施との間の時間的な間隔である。各走査における第１
パルスの列はＳｌと呼ばれ、その列における連続するパ
ルスは、前記Ｓ１のバーストのサイクルの長さくＢ Ｃ
Ｌ）と呼ばれる同一の時間間隔により分離される。した
がって、ＳｌのＢＣＬは、列Ｓ１のための、前記パルス
からパルスまでの間隔である。前記ＢＣＬは一定の時間
間隔として、またはＤＩ定された頻脈速度のうちの適合
し得るパーセンテージとして、医者により特定されるこ
とが可能であり、また前記Ｓ１の列におけるパルスの数
は、別に特定されることが可能である。さらに、医者は
各走査において３つの追加の刺激を特定してもよく、こ
れらは、前記Ｓ１の列に続く連続的なパルス列Ｓ２．Ｓ
３およびＳ４である。Ｓｌの場合のように、−定または
適合分のモードの何れかにおけるＢＣＬ （これは各列
に対して異なるであろう）、およびパルスの数は、Ｓ２
．Ｓ３およびＳ４の各々のためにプログラム化されるこ
とが可能である。前記結合間隔、および任意の与えられ
た感知事象に続くパルス列の連続の組合わせが、全体の
バーストである。
また、さらに、別々の走査ステップがバーストの範囲内
における各パラメータのために、すなわち、前記結合間
隔、および前記パルス列の各々のだめの前記ＢＣＬ、お
よび前記結合遅延のため、および、前記バーストの範囲
内の任意の与えられた列のために、特定されることが可
能であり、前記ＢＣＬは選択的に一定または適合分のも
のであってもよい。もし、自動減少ステップが選択され
ると、その選択が適用されるバーストの範囲内の列の各
々における前記ＢＣＬは、前記治療が実施されるとき、
および実施されるに従い、（前記装置のプログラムを作
成する時に医者により特定されるように、−定または適
合分ある量だけ）次第に短くなる。また、本実施例は、
自動減少するバーストが走査のためにプログラム化され
るのを可能にする（すなわち、同バーストは、それが、
または選択されたパラメータが減少されるに従い、走査
されることが可能である）。
における各パラメータのために、すなわち、前記結合間
隔、および前記パルス列の各々のだめの前記ＢＣＬ、お
よび前記結合遅延のため、および、前記バーストの範囲
内の任意の与えられた列のために、特定されることが可
能であり、前記ＢＣＬは選択的に一定または適合分のも
のであってもよい。もし、自動減少ステップが選択され
ると、その選択が適用されるバーストの範囲内の列の各
々における前記ＢＣＬは、前記治療が実施されるとき、
および実施されるに従い、（前記装置のプログラムを作
成する時に医者により特定されるように、−定または適
合分ある量だけ）次第に短くなる。また、本実施例は、
自動減少するバーストが走査のためにプログラム化され
るのを可能にする（すなわち、同バーストは、それが、
または選択されたパラメータが減少されるに従い、走査
されることが可能である）。
明瞭にするため、走査は例示的なバーストに関連して説
明されるであろう。減少する走査の場合、初めに特定さ
れたバーストが心臓に対して施され、そして、もし、そ
れが前記頻脈を終了させることに失敗すると、実施され
る次のバーストにおける連続的なパルス（および結合間
隔、ただし、もしそうプログラムされているならば）の
ＢＣＬが、特定されたステップ量だけ自動的に減少され
る。
明されるであろう。減少する走査の場合、初めに特定さ
れたバーストが心臓に対して施され、そして、もし、そ
れが前記頻脈を終了させることに失敗すると、実施され
る次のバーストにおける連続的なパルス（および結合間
隔、ただし、もしそうプログラムされているならば）の
ＢＣＬが、特定されたステップ量だけ自動的に減少され
る。
すなわち、前記各パルスは次のバーストにおいて互いに
近付く。連続するバーストは、前記頻脈の補捉が成功す
るまで、または前記処置シーケンスが完了するまで、前
記選択されたパラメータのために指定されたステップだ
け、直前のバーストに比較して同様に減少される。
近付く。連続するバーストは、前記頻脈の補捉が成功す
るまで、または前記処置シーケンスが完了するまで、前
記選択されたパラメータのために指定されたステップだ
け、直前のバーストに比較して同様に減少される。
調査の走査の場合、もし前記第１試み（バースト）が不
成功であれば、次のバーストは、特定されたステップ量
だけ、より長いＢＣＬおよび／または結合間隔（特定の
パラメータのプログラム化に従う）を以て、実施される
。成功の終了点、または前記処置シーケンスの完了点ま
での連続するバーストは、前記特定されたパラメータに
おいて前記ステップ量だけ交互に短くおよび長くなる。
成功であれば、次のバーストは、特定されたステップ量
だけ、より長いＢＣＬおよび／または結合間隔（特定の
パラメータのプログラム化に従う）を以て、実施される
。成功の終了点、または前記処置シーケンスの完了点ま
での連続するバーストは、前記特定されたパラメータに
おいて前記ステップ量だけ交互に短くおよび長くなる。
例えば、次の、より長いＢＣＬのバーストは、直前の、
よす長いＢＣＬのバーストにおける時間間隔よりも、前
記ステップ量だけ大きい複数のパルス間の時間間隔を有
する（それらの２つのバーストは、交互のサイクルにお
ける、よより短いＢＣＬのバーストにより分離される）
。しかし、自動減少の場合は、前記ＢＣＬは、単一のバ
ーストにおける各パルスのために特定されたステップ量
だけ減少される。
よす長いＢＣＬのバーストにおける時間間隔よりも、前
記ステップ量だけ大きい複数のパルス間の時間間隔を有
する（それらの２つのバーストは、交互のサイクルにお
ける、よより短いＢＣＬのバーストにより分離される）
。しかし、自動減少の場合は、前記ＢＣＬは、単一のバ
ーストにおける各パルスのために特定されたステップ量
だけ減少される。
最小の間隔は、前記走査における、および前記ステップ
の減少における下限を設定する。それゆえ、その間隔は
、前記処置シーケンスの完了を確定する。前記ＢＣＬが
、前記ＶＴの鼓動間の時間間隔５０％に達したときは、
前記ＶＴがＶＦまで加速されることになる危険が大幅に
大きくなる。したがって、当該最小の間隔は、特定の患
者のために決定されたその臨界レベルの上方に安全にと
どまるように設定するのが望ましい。前記最小の間隔の
設定に関連して、走査するためのステップの数を適切に
選択することにより、前記処置の攻撃塵は選択的に調節
される。また、各バーストにおける前記Ｓ１の列に単一
のパルスを付加するための能力も用意される。ここでの
前提は、もし先攻するバーストが不成功であったならば
、次の試みは、少なくとも僅かに、より攻撃的であるべ
きであり、そして前記列内のパルスを多くして当該治療
法をより攻撃的にすべきことである。
の減少における下限を設定する。それゆえ、その間隔は
、前記処置シーケンスの完了を確定する。前記ＢＣＬが
、前記ＶＴの鼓動間の時間間隔５０％に達したときは、
前記ＶＴがＶＦまで加速されることになる危険が大幅に
大きくなる。したがって、当該最小の間隔は、特定の患
者のために決定されたその臨界レベルの上方に安全にと
どまるように設定するのが望ましい。前記最小の間隔の
設定に関連して、走査するためのステップの数を適切に
選択することにより、前記処置の攻撃塵は選択的に調節
される。また、各バーストにおける前記Ｓ１の列に単一
のパルスを付加するための能力も用意される。ここでの
前提は、もし先攻するバーストが不成功であったならば
、次の試みは、少なくとも僅かに、より攻撃的であるべ
きであり、そして前記列内のパルスを多くして当該治療
法をより攻撃的にすべきことである。
前記感知、不整脈の検知、治療の準備、および治療の実
施のタイミングは、第５図のフローチャート図により各
心臓サイクルのために図示されている。
施のタイミングは、第５図のフローチャート図により各
心臓サイクルのために図示されている。
静止時間（Ｑｕｉｅｔ ｔｉｍｅ） ：監視（モニタ
）用入力が高い周波数のノイズを求めるために導通ずる
。
）用入力が高い周波数のノイズを求めるために導通ずる
。
もしノイズが検知されると、遊び時間へ行く。
もしイズが検知されなければ、感知時間へ行く。
感知時間（Ｓｅｎｓｅ ｔｉｍｅ） ：心臓の事象が
感知されるまで、または、それが、最後に感知もしくは
整調された心臓の事象以来の徐脈よりも長くなってしま
うまで、待つ。前記心臓サイクルの長さを記録し、それ
を保持する。もし、心、臓の事象が感知されたら、治療
時間へ行き、それでなければ、徐脈整調時間へ行く。
感知されるまで、または、それが、最後に感知もしくは
整調された心臓の事象以来の徐脈よりも長くなってしま
うまで、待つ。前記心臓サイクルの長さを記録し、それ
を保持する。もし、心、臓の事象が感知されたら、治療
時間へ行き、それでなければ、徐脈整調時間へ行く。
遊び時間（Ｉｄｌｅ ｔｉｍｅ ） ：ノイズが感知
されたことを記録し、それが、最後に感知もしくは整調
された事象以来の前記徐脈の間隔よりも長くなってしま
うまで、待つ。徐脈整調時間へ行く。
されたことを記録し、それが、最後に感知もしくは整調
された事象以来の前記徐脈の間隔よりも長くなってしま
うまで、待つ。徐脈整調時間へ行く。
徐脈整調時間（Ｂｒａｄｙ ｐａｃｅ ｔｉｍｅ ）
：選択されたモードに適切に基づいているならば、整
調を行うパルスを発生させる。
：選択されたモードに適切に基づいているならば、整
調を行うパルスを発生させる。
治療時間（Ｔｈｅｒａｐｙ ｔｉｍｅ） ：もし、治
療が、先のサイクルにおける普通の制御不能時間の間に
調整されていたなら、それを今実施する。もし、このサ
イクルで治療が実施され、あるいは徐脈整調パルスが発
射されたなら、整調制御不能時間へ行き、それでなけれ
ば、感知制御不能時間へ行く。
療が、先のサイクルにおける普通の制御不能時間の間に
調整されていたなら、それを今実施する。もし、このサ
イクルで治療が実施され、あるいは徐脈整調パルスが発
射されたなら、整調制御不能時間へ行き、それでなけれ
ば、感知制御不能時間へ行く。
感知制御不能時間（Ｓｅｎｓｅ ｒｅｌ’ｒａｃｔｏｒ
ｙ Ｌｉｍｅ ） ：感知事象に関係する診断上の対
抗策を更新する。
ｙ Ｌｉｍｅ ） ：感知事象に関係する診断上の対
抗策を更新する。
普通の制御不能時間へ行く。
調整制御不能時間（Ｐａｃｅ ｒｅｒｒａｃｔｏｒｙ
ｔｉｍｅ） ：前記Ｔ波の時間帯が開始するまで待つ
。普通の制御不能時間へ行く。
ｔｉｍｅ） ：前記Ｔ波の時間帯が開始するまで待つ
。普通の制御不能時間へ行く。
普通の制御不能時間（Ｃｏｍｍｏｎ ｒｅｌ’ｒａｃｔ
ｏｒｙ ｔｉｍｅ）”：前記不整脈および静脈洞の検知
基準および計算法を更新するために測定されたばかりの
間隔を使用する。もし、不整脈が検知もしくは再検知さ
れるなら、適切な治療法を次の治療時間の間に同期的に
実施されるように用意する。前記感知制御不能時間まで
、または前記Ｔ波時間帯の終わりまで待つ。時間更新へ
行く。
ｏｒｙ ｔｉｍｅ）”：前記不整脈および静脈洞の検知
基準および計算法を更新するために測定されたばかりの
間隔を使用する。もし、不整脈が検知もしくは再検知さ
れるなら、適切な治療法を次の治療時間の間に同期的に
実施されるように用意する。前記感知制御不能時間まで
、または前記Ｔ波時間帯の終わりまで待つ。時間更新へ
行く。
時間更新（Ｕｐｄａｔｅ ｔｉｍｅ ） ：この時点
までの前記感知／整調の履歴に基づき、自動ゲイン制御
システムを更新する。次のサイクルのために、種々雑多
な初期化のための雑務を行う。
までの前記感知／整調の履歴に基づき、自動ゲイン制御
システムを更新する。次のサイクルのために、種々雑多
な初期化のための雑務を行う。
上記シーケンスにおいて、もし不整脈が先のサイクルに
おいて検知されるなら、前記治療法は、ノイズもしくは
速度の中休みが経験されたかどうかに関係なく、現行の
サイクルにおいて実施される。
おいて検知されるなら、前記治療法は、ノイズもしくは
速度の中休みが経験されたかどうかに関係なく、現行の
サイクルにおいて実施される。
医者により指定された成るファンクションの外部的な制
御が、前記埋め込まれた心臓刺激装置内のリードスイッ
チに関連して使用されるべき磁石により、選択のために
患者に対して与えられてもよい。全てのそのようなファ
ンクションは、患者へ磁石により到達可能なものだけと
なるであろう。
御が、前記埋め込まれた心臓刺激装置内のリードスイッ
チに関連して使用されるべき磁石により、選択のために
患者に対して与えられてもよい。全てのそのようなファ
ンクションは、患者へ磁石により到達可能なものだけと
なるであろう。
ただし、医者によりそうプログラムされているならばで
ある。本発明の刺激装置においては、選択的に交換され
る指示（ＥＲＩ）、作業の終了の指示（ＥＯＳ） 、お
よび検索照合テスト（すなわち、整調を行う刺激が興奮
し得る心臓の組織において所望の応答を発生させること
を確保するため）が、前記装置の電話を介しての監視の
ために、患者により磁石で制御されることが可能なファ
ンクションのうちのものである。前記装置において利用
可能な前記ＥＲＩ／ＥＯ３／検索照合テストは、次のも
のである。
ある。本発明の刺激装置においては、選択的に交換され
る指示（ＥＲＩ）、作業の終了の指示（ＥＯＳ） 、お
よび検索照合テスト（すなわち、整調を行う刺激が興奮
し得る心臓の組織において所望の応答を発生させること
を確保するため）が、前記装置の電話を介しての監視の
ために、患者により磁石で制御されることが可能なファ
ンクションのうちのものである。前記装置において利用
可能な前記ＥＲＩ／ＥＯ３／検索照合テストは、次のも
のである。
１、前記ＥＲＩの比較器により検知される低いバラｙ’
） （ｂａｔｔｅｒｙ ）・・・（この比較器による検
知は、キャパシタの充電後に数時間に亘ってマイクロプ
ロセッサにより無視され、その時間に前記指示はさまよ
っていることができる）。
） （ｂａｔｔｅｒｙ ）・・・（この比較器による検
知は、キャパシタの充電後に数時間に亘ってマイクロプ
ロセッサにより無視され、その時間に前記指示はさまよ
っていることができる）。
２、予め設定された限界よりも低い、後で充電されるバ
ッテリ電圧。
ッテリ電圧。
３、高電圧への充電の間に、マイクロプロセッサにより
要求され、且つ特定された短い間隔（例えば３０秒）の
範囲内に到達しない電圧レベルであって、低いバッテリ
を示している。
要求され、且つ特定された短い間隔（例えば３０秒）の
範囲内に到達しない電圧レベルであって、低いバッテリ
を示している。
４、予め設定された限界を越えた全てのショックのため
の合計の充電時間。
の合計の充電時間。
前記ＥＲＩ／ＥＯ３および検索テストは、前記装置によ
り次のように行われる。
り次のように行われる。
１、もし、前記磁石が適用され、そしてＥＲＩ／’ Ｅ
Ｏ３が検知されなければ、前記装置は、１分光たりのパ
ルス（ｐｐａ＋ ）の数が１００の速度で、前記ＶＶＩ
モードにおける合計１２個の整調パルスを発生させるこ
とになり、その際、最後のパルスの幅は前記検索テスト
のために半分にされる。
Ｏ３が検知されなければ、前記装置は、１分光たりのパ
ルス（ｐｐａ＋ ）の数が１００の速度で、前記ＶＶＩ
モードにおける合計１２個の整調パルスを発生させるこ
とになり、その際、最後のパルスの幅は前記検索テスト
のために半分にされる。
２、もし、前記磁石が適用され且つＥＲＩ／ＥＯ８が検
知されると、前記装置は、１ｏＯｐｐａｌの速度で、前
記ＶＶＩモードにおける合計４個の整調パルスを発生さ
せることになり、その際、最後のパルスの幅が検索テス
トのために半分にされる。
知されると、前記装置は、１ｏＯｐｐａｌの速度で、前
記ＶＶＩモードにおける合計４個の整調パルスを発生さ
せることになり、その際、最後のパルスの幅が検索テス
トのために半分にされる。
好ましい実施例において利用可能であり、且つ相互に排
除し合う他の有能な磁石の機能は次のものである。
除し合う他の有能な磁石の機能は次のものである。
１、このカテゴリにおける他の機能を実施しない。
２、不整脈の検知および治療の実施を禁止する。
３、不整脈の検知および治療の実施を可能にする。
４、頻脈検知および再検知の各計算法を「高速度」のみ
まで減少させる。
まで減少させる。
５、前記４つの治療法のうちの１つを実施させる。
ただし、その選択された治療法はプログラム化が可能な
ものである。もし、走査を行うバーストが選択されると
、同走査における最初のバーストが実施されることにな
る。ショックのため、最初のエネルギが配送されるであ
ろう。
ものである。もし、走査を行うバーストが選択されると
、同走査における最初のバーストが実施されることにな
る。ショックのため、最初のエネルギが配送されるであ
ろう。
前記心臓刺激装置の現在好ましい実施例は、患者の中に
埋め込まれるように構成される。患者の心臓の動作の重
要性を検知し且つ識別するために前記刺激装置の一部分
を含むとともに、自らが収容した動力源を以て、整調お
よびしショックの各療法の実施を開始させ且つ管理する
ために、異常な不整脈に応答し得るユニットが、身体の
組織および流動体に対して不活性な金属ケース内に組付
けられ且つ収容されることが可能である。そのユニット
は、ここでは、時々「多重心臓治療法発生装置」と、あ
るいは、より簡単に「治療法発生装置」と呼ばれ（その
機能は単なる治療の発生を越えるけれども）、そしてそ
の関係において、心臓ペースメーカのパルス発生ユニッ
トに幾分類似している。心臓の動作を感知するため、お
よび患者の心臓へ整調用およびショック用インパルスの
それぞれを配送するための、リード体／電極の組立体が
、前記治療法発生装置へ分離可能に接続されることが可
能であり、且つその関係において、心臓ベースメーカの
リード体に幾分類似している。
埋め込まれるように構成される。患者の心臓の動作の重
要性を検知し且つ識別するために前記刺激装置の一部分
を含むとともに、自らが収容した動力源を以て、整調お
よびしショックの各療法の実施を開始させ且つ管理する
ために、異常な不整脈に応答し得るユニットが、身体の
組織および流動体に対して不活性な金属ケース内に組付
けられ且つ収容されることが可能である。そのユニット
は、ここでは、時々「多重心臓治療法発生装置」と、あ
るいは、より簡単に「治療法発生装置」と呼ばれ（その
機能は単なる治療の発生を越えるけれども）、そしてそ
の関係において、心臓ペースメーカのパルス発生ユニッ
トに幾分類似している。心臓の動作を感知するため、お
よび患者の心臓へ整調用およびショック用インパルスの
それぞれを配送するための、リード体／電極の組立体が
、前記治療法発生装置へ分離可能に接続されることが可
能であり、且つその関係において、心臓ベースメーカの
リード体に幾分類似している。
前記治療法発生装置および前記リード体／電極組立体は
、−緒に前記心臓刺激装置を構成する。
、−緒に前記心臓刺激装置を構成する。
前記治療法発生装置はディジタル制御区域を備え、この
ディジタル制御区域は、ソフトウェアにより指令を貯蔵
および実施するため、ならびに前記装置の全てのディジ
タル機能のためにデータを貯蔵および処理するためのも
のである（メモリの容量を節約して使用するために、医
者が入手可能な従来タイプの外部プログラム作成ユニッ
ト「プログラマ」へ容易に引き渡される機能を除（）。
ディジタル制御区域は、ソフトウェアにより指令を貯蔵
および実施するため、ならびに前記装置の全てのディジ
タル機能のためにデータを貯蔵および処理するためのも
のである（メモリの容量を節約して使用するために、医
者が入手可能な従来タイプの外部プログラム作成ユニッ
ト「プログラマ」へ容易に引き渡される機能を除（）。
前記装置のディジタル機能は、先に説明された医者によ
りプログラム化が可能な特徴を含み、当該特徴は例えば
、前記速度の連続域を選択的に仕切るために前記ＶＴ
（ＴＡＣＨ）クラスの速度境界をプログラム化するため
の用意、前記治療法（粗いおよび細かい体系を含む）お
よび治療実施のシーケンス、および前記検知および再検
知の計算法、ならびに種々な処理、タイミング、スイッ
チング、制御および今説明されるべき他の機能である。
りプログラム化が可能な特徴を含み、当該特徴は例えば
、前記速度の連続域を選択的に仕切るために前記ＶＴ
（ＴＡＣＨ）クラスの速度境界をプログラム化するため
の用意、前記治療法（粗いおよび細かい体系を含む）お
よび治療実施のシーケンス、および前記検知および再検
知の計算法、ならびに種々な処理、タイミング、スイッ
チング、制御および今説明されるべき他の機能である。
また、前記治療法発生装置は、次のような機能のために
アナログ部品を備えている。すなわち、そのような機能
は、各心臓のサイクルに亘って患者のＥＣＧ信号情報を
監視すること、信号のふるい分は及び自動的ゲイン制御
を介してノイズおよび他の干渉を排除しながらその信号
情報を強化すること、前記整調用およびショック用治療
のために配送されるべき各インパルスの波形を発生させ
ること、前記装置と前記プログラマおよび電話を介する
監視器具のごとき外部ユニットとの間でデータを移送す
ること、および、過負荷に抗して保護することであり、
これらのアナログ機能の少なくとも幾つかは、前記プロ
グラム化された指令に従って制御される。また、前記全
体の発生装置の他の区域へ電力を供給するため、バッテ
リ・セル、および電圧を規制し且つ優先電力を順番に並
べる区域も備えられている。
アナログ部品を備えている。すなわち、そのような機能
は、各心臓のサイクルに亘って患者のＥＣＧ信号情報を
監視すること、信号のふるい分は及び自動的ゲイン制御
を介してノイズおよび他の干渉を排除しながらその信号
情報を強化すること、前記整調用およびショック用治療
のために配送されるべき各インパルスの波形を発生させ
ること、前記装置と前記プログラマおよび電話を介する
監視器具のごとき外部ユニットとの間でデータを移送す
ること、および、過負荷に抗して保護することであり、
これらのアナログ機能の少なくとも幾つかは、前記プロ
グラム化された指令に従って制御される。また、前記全
体の発生装置の他の区域へ電力を供給するため、バッテ
リ・セル、および電圧を規制し且つ優先電力を順番に並
べる区域も備えられている。
以下、全体の心臓刺激装置の本実施例の電気回路の形態
が、図面の残りの図に関連して説明されるであろう。
が、図面の残りの図に関連して説明されるであろう。
最初に第６図を参照すると、前記治療法発生装置は区域
１０を具備し、区域１０は中央マイクロプロセッサを備
え、このマイクロプロセッサは、連係するメモリ容量を
有し、当該メモリ容量は、この明細書において先に説明
された特徴を用意するのに必要なデータを処理し貯蔵す
るために、ランダム・アクセス・メモリ（ＲＡＭ）とリ
ード・オンリ・メモリ（ＲＯＭ）とを包含している。前
記マイクロプロセッサおよびメモリの各回路は、低電圧
および低電力作動のために、好ましくは補完的な金属酸
化物半導体（ＣＭＯＳ）の集積回路チップである。区域
１０は、プログラム作成およびデータ伝達用区域１４へ
２方向的に結合され、区域１４はデータを受信兼監視装
置へ（例えば電話による伝達で）伝達する役目をし、当
該受信兼監視装置は、患者の心臓の機能および前記埋め
込まれた装置の動作状態の分析および評価のため、なら
びに、埋め込まれたアンテナ１７を経由して、外部のプ
ログラム作成装置からプログラムの指示およびデータを
受は取るためのものである。
１０を具備し、区域１０は中央マイクロプロセッサを備
え、このマイクロプロセッサは、連係するメモリ容量を
有し、当該メモリ容量は、この明細書において先に説明
された特徴を用意するのに必要なデータを処理し貯蔵す
るために、ランダム・アクセス・メモリ（ＲＡＭ）とリ
ード・オンリ・メモリ（ＲＯＭ）とを包含している。前
記マイクロプロセッサおよびメモリの各回路は、低電圧
および低電力作動のために、好ましくは補完的な金属酸
化物半導体（ＣＭＯＳ）の集積回路チップである。区域
１０は、プログラム作成およびデータ伝達用区域１４へ
２方向的に結合され、区域１４はデータを受信兼監視装
置へ（例えば電話による伝達で）伝達する役目をし、当
該受信兼監視装置は、患者の心臓の機能および前記埋め
込まれた装置の動作状態の分析および評価のため、なら
びに、埋め込まれたアンテナ１７を経由して、外部のプ
ログラム作成装置からプログラムの指示およびデータを
受は取るためのものである。
区域１０へ電気的に結合された水晶発振器２０は、シス
テムの動作のために、必要な精密な同期信号を供給する
。リードスイッチ２２も区域ＩＯへ電気的に接続され、
それゆえリードスイッチ２２は、当該スイッチの作動を
制御する外部磁石を使用することにより、先に説明され
たようなプログラム化の可能な成る機能を有する患者に
よる制限された外部からの制御を可能にしている。
テムの動作のために、必要な精密な同期信号を供給する
。リードスイッチ２２も区域ＩＯへ電気的に接続され、
それゆえリードスイッチ２２は、当該スイッチの作動を
制御する外部磁石を使用することにより、先に説明され
たようなプログラム化の可能な成る機能を有する患者に
よる制限された外部からの制御を可能にしている。
感知増幅器区域２５は、自動ゲイン制御および帯域フィ
ルタの機能を包含しているとともに、ＥＣＧの信号情報
を前記マイクロプロセッサへ伝達するため、および前記
マイクロプロセッサから制御信号を受は取るため、区域
ＩＯへ結合されている。
ルタの機能を包含しているとともに、ＥＣＧの信号情報
を前記マイクロプロセッサへ伝達するため、および前記
マイクロプロセッサから制御信号を受は取るため、区域
ＩＯへ結合されている。
前記感知増幅器はデータ伝達区域１４へも接続され、そ
の結果、前記ＥＣＧの遠隔ΔＰ１定で得られたデータ信
号情報は、当該後者を介して外部の監視装置へ供給され
ることが可能である。区域２５内のクワド（ｑｕａｄ）
比較器が、前記感知’４ｔｆｆから得られ且つ前記感知
増幅器により処理された前記ＥＣＧの感知信号情報を、
前記マイクロプロセッサによる使用に適するディジタル
情報へ変更するための連結を構成している。前記マイク
ロプロセッサは、以下にさらに詳細に説明されるように
、改良された自動ゲイン制御機能を用意するため、前記
感知増幅器のフィードバック・ループの範囲内に存在し
ている。
の結果、前記ＥＣＧの遠隔ΔＰ１定で得られたデータ信
号情報は、当該後者を介して外部の監視装置へ供給され
ることが可能である。区域２５内のクワド（ｑｕａｄ）
比較器が、前記感知’４ｔｆｆから得られ且つ前記感知
増幅器により処理された前記ＥＣＧの感知信号情報を、
前記マイクロプロセッサによる使用に適するディジタル
情報へ変更するための連結を構成している。前記マイク
ロプロセッサは、以下にさらに詳細に説明されるように
、改良された自動ゲイン制御機能を用意するため、前記
感知増幅器のフィードバック・ループの範囲内に存在し
ている。
前記感知増幅器は、細動信号のような急速に変化する振
幅を有する信号内容の追跡を助けるため、前記ＥＣＧの
信号を強化する。好ましくは、前記感知増幅器は、６０
：１のオーダーのゲイン分布を有している。また、帯域
フィルタの機能は、（１）関係する周波数バンドの外側
の信号の振幅を減少させ、および（２）正常なＲ波の不
在のときにそのバンドの範囲内で低周波数（例えば細動
）の信号を増幅すると言う二重の機能を奏するために採
用されている。
幅を有する信号内容の追跡を助けるため、前記ＥＣＧの
信号を強化する。好ましくは、前記感知増幅器は、６０
：１のオーダーのゲイン分布を有している。また、帯域
フィルタの機能は、（１）関係する周波数バンドの外側
の信号の振幅を減少させ、および（２）正常なＲ波の不
在のときにそのバンドの範囲内で低周波数（例えば細動
）の信号を増幅すると言う二重の機能を奏するために採
用されている。
全体の刺激装置システムのうちの電力源区域２８は、高
速度バッテリ・セル、電圧調整器、および優先電力の序
列設定器を備えている。前記高速度セルは、出力用高電
圧区域（４０）内のキャパシタを合理的な時間（例えば
２０秒またはそれ以下）内に充電するため、充分なエネ
ルギを配送することができるセルの任意の組合わせを備
えている。前記電圧調整器の回路は、好ましいように、
もし３つのセルが直列で使用されているならば、３：１
の減衰を用意するため、あるいは、もし２つだけのセル
が採用されているならば２：１の減衰を用意するため、
電圧分割器を有しており、また、それにより電力源の効
率を改菩する。前記優先電力の序列設定器は、前記細動
除去もしくは電気的除細動を行うショック療法を実施す
るための＃Ｓ（ａのときに高電圧のキャパシタの充電を
行っている間のごとき、それがなければ前記セル上に高
電流のドレーンが存在するときの期間の間に、適切な電
力が、制御理論のような本質的な回路機能に対しぞ入手
可能とされるのを保証する。 ゛前記システムのうち
の調整を行う区域３１は、電圧倍率器および出力区域を
備え、前者は１，２または３の乗算により電力源区域２
８からの調整された供給電圧を拡大させる役目をする。
速度バッテリ・セル、電圧調整器、および優先電力の序
列設定器を備えている。前記高速度セルは、出力用高電
圧区域（４０）内のキャパシタを合理的な時間（例えば
２０秒またはそれ以下）内に充電するため、充分なエネ
ルギを配送することができるセルの任意の組合わせを備
えている。前記電圧調整器の回路は、好ましいように、
もし３つのセルが直列で使用されているならば、３：１
の減衰を用意するため、あるいは、もし２つだけのセル
が採用されているならば２：１の減衰を用意するため、
電圧分割器を有しており、また、それにより電力源の効
率を改菩する。前記優先電力の序列設定器は、前記細動
除去もしくは電気的除細動を行うショック療法を実施す
るための＃Ｓ（ａのときに高電圧のキャパシタの充電を
行っている間のごとき、それがなければ前記セル上に高
電流のドレーンが存在するときの期間の間に、適切な電
力が、制御理論のような本質的な回路機能に対しぞ入手
可能とされるのを保証する。 ゛前記システムのうち
の調整を行う区域３１は、電圧倍率器および出力区域を
備え、前者は１，２または３の乗算により電力源区域２
８からの調整された供給電圧を拡大させる役目をする。
前記出力区域は、前記マイクロプロセッサの制御の下で
、陰極的な刺激を行う電極、および陽極的な基準電極を
含むペースメーカ回路を経由して患者の心臓へ調整を行
う刺激を配送するため、この拡大された電圧からの出力
を切り換える作用を行う。
、陰極的な刺激を行う電極、および陽極的な基準電極を
含むペースメーカ回路を経由して患者の心臓へ調整を行
う刺激を配送するため、この拡大された電圧からの出力
を切り換える作用を行う。
マイクロプロセッサ／メモリ区域ｌＯおよび調整を行う
区域３１間のアナログ速度制限回路３５は、前記１調整
を行う速度を制御可能に制御するとともに、それにより
、前記水晶発振器回路の故障の場合に、ペースメーカの
暴走に抗して保護を施すために採用されている。しかし
、前記速度制限器は、バーストによる調整を行う治療の
発生の間のごとき、意図的に高速度の調整を行うパルス
が必要とされるときには、いつでも自動的に作動不能に
される。
区域３１間のアナログ速度制限回路３５は、前記１調整
を行う速度を制御可能に制御するとともに、それにより
、前記水晶発振器回路の故障の場合に、ペースメーカの
暴走に抗して保護を施すために採用されている。しかし
、前記速度制限器は、バーストによる調整を行う治療の
発生の間のごとき、意図的に高速度の調整を行うパルス
が必要とされるときには、いつでも自動的に作動不能に
される。
前記調整を行う？ＩＳ極および感知を行う電極のための
リード体は、前記刺激装置により発生される（または、
緊急の医療手続きの間の患者に対して使用されることの
ある外部の細動除去装置から供与される）細動除去を行
うショックの高電圧から、前記刺激装置の低電圧兼低電
力の構成要素を保護するため、絶縁／保護区域３７によ
り電気的に監視される。前記刺激装置のうちの電気的除
細動器／細動除去器のショック治療部分は、−絶縁され
た電圧発生器兼出力区域４０を備えている。当該電圧発
生器の回路は高電圧発振器を備え、この高電圧発振器は
、前記マイクロプロセッサの制御の下で、前記電気的除
細動および細動除去のためのショックを加えるパルスの
ために必要とされる電圧レベルまで出力キャパシタを充
電するため、絶縁トランスを介して前記出力キャパシタ
へ結合されている。
リード体は、前記刺激装置により発生される（または、
緊急の医療手続きの間の患者に対して使用されることの
ある外部の細動除去装置から供与される）細動除去を行
うショックの高電圧から、前記刺激装置の低電圧兼低電
力の構成要素を保護するため、絶縁／保護区域３７によ
り電気的に監視される。前記刺激装置のうちの電気的除
細動器／細動除去器のショック治療部分は、−絶縁され
た電圧発生器兼出力区域４０を備えている。当該電圧発
生器の回路は高電圧発振器を備え、この高電圧発振器は
、前記マイクロプロセッサの制御の下で、前記電気的除
細動および細動除去のためのショックを加えるパルスの
ために必要とされる電圧レベルまで出力キャパシタを充
電するため、絶縁トランスを介して前記出力キャパシタ
へ結合されている。
区域４０における低電力アナログ対ディジタル（Ａ／Ｄ
）変換器は、前記キャパシタ上の電圧を監視するために
使用され、それにより、前記マイクロプロセッサが、医
者によりプログラム化された適用可能なショック療法の
細かい体系のエネルギ含有量に従って、所望の高電圧の
出力レベルを設定できるようにする。また、前記キャパ
シタの電圧を監視することは、前記マイクロプロセッサ
が、各出力パルスの配送の後に残留する電荷を測定し、
且つそれにより、前記バッテリ・セルの残存容量の進行
中の査定のために実施において消費されるエネルギの量
を見積もることも可能にする。
）変換器は、前記キャパシタ上の電圧を監視するために
使用され、それにより、前記マイクロプロセッサが、医
者によりプログラム化された適用可能なショック療法の
細かい体系のエネルギ含有量に従って、所望の高電圧の
出力レベルを設定できるようにする。また、前記キャパ
シタの電圧を監視することは、前記マイクロプロセッサ
が、各出力パルスの配送の後に残留する電荷を測定し、
且つそれにより、前記バッテリ・セルの残存容量の進行
中の査定のために実施において消費されるエネルギの量
を見積もることも可能にする。
さらに、前記Ａ／Ｄ変換器の入力回路は、前記バッテリ
の電圧を監視し、且つそれにより前記セルの現在の状態
を決定するよう、前記で電力源域２８へ接続するため、
前記マイクロプロセッサにより切り換えられることが可
能である。
の電圧を監視し、且つそれにより前記セルの現在の状態
を決定するよう、前記で電力源域２８へ接続するため、
前記マイクロプロセッサにより切り換えられることが可
能である。
また、出力区域４０は、その区域の出力スイッチを駆動
するために必要とされる制御信号レベルまで前記マイク
ロプロセッサにより供給された低レベル論理制御信号を
変更するために、レベル変移器および絶縁トランスを包
含している。前記出力スイッチは、それ自体、低い「オ
ン」インピーダンスのものであり、且つ各出力パルスの
配送および極性を制御するために、高電圧および電流を
取り扱う能力がある。短絡保護回路が、当該回路を通る
電流が所定のレベル以上に上昇する場合に前記出力回路
を開くために、出力区域４０内に設けられている。これ
は、非常に低いインピーダンスへの前記キャパシタの放
電−一例えば、もし前記細動除去器の臨時接続電極（パ
ッチ）が短絡されたならばｍ−を防ぐとともに、それに
より、前記出力スイッチを過度のストレスおよび電位的
破壊さら保護する。
するために必要とされる制御信号レベルまで前記マイク
ロプロセッサにより供給された低レベル論理制御信号を
変更するために、レベル変移器および絶縁トランスを包
含している。前記出力スイッチは、それ自体、低い「オ
ン」インピーダンスのものであり、且つ各出力パルスの
配送および極性を制御するために、高電圧および電流を
取り扱う能力がある。短絡保護回路が、当該回路を通る
電流が所定のレベル以上に上昇する場合に前記出力回路
を開くために、出力区域４０内に設けられている。これ
は、非常に低いインピーダンスへの前記キャパシタの放
電−一例えば、もし前記細動除去器の臨時接続電極（パ
ッチ）が短絡されたならばｍ−を防ぐとともに、それに
より、前記出力スイッチを過度のストレスおよび電位的
破壊さら保護する。
ＡＧＣおよび関係する帯域フィルタ機能およびグツド比
較器を有し、且つ前記マイクロプロセッサとの関係を具
備している前記感知増幅器が第７図において非常に詳細
に示されている。前記感知電極により検知された前記感
知済みのＥＣＧの波形の成分は、入力回路６３を介して
前記感知増幅器６０へ供与される。同感知増幅器のゲイ
ンは、前記区域ＩＯのマイクロプロセッサ６８を含むフ
ィードバック・ループ６５により自動的に制御される。
較器を有し、且つ前記マイクロプロセッサとの関係を具
備している前記感知増幅器が第７図において非常に詳細
に示されている。前記感知電極により検知された前記感
知済みのＥＣＧの波形の成分は、入力回路６３を介して
前記感知増幅器６０へ供与される。同感知増幅器のゲイ
ンは、前記区域ＩＯのマイクロプロセッサ６８を含むフ
ィードバック・ループ６５により自動的に制御される。
前記感知増幅器により処理された前記ＥＣＧの信号は、
濾過区域７０によりさらに強化され、濾過区域７０は、
選択された帯域外の信号強度を減少させるために、およ
び同帯域の範囲内の低周波数の信号を増幅するために、
−次の高ゲイン帯域増幅器７３を備えている。増幅器７
３の出力は、分割され、且つ別々の帯域増幅器７５．７
６へ供給され、これらのうちの１つ（７５）は、前記マ
イクロプロセッサによりディジタル的に制御される。前
記ゲイン／濾過の制御段階の出力は前記グツド比較器８
０へ供与され、グツド比較器は、前記フィードバック・
ループにおいて前記マイクロプロセッサへ３つの入力を
発現させる。
濾過区域７０によりさらに強化され、濾過区域７０は、
選択された帯域外の信号強度を減少させるために、およ
び同帯域の範囲内の低周波数の信号を増幅するために、
−次の高ゲイン帯域増幅器７３を備えている。増幅器７
３の出力は、分割され、且つ別々の帯域増幅器７５．７
６へ供給され、これらのうちの１つ（７５）は、前記マ
イクロプロセッサによりディジタル的に制御される。前
記ゲイン／濾過の制御段階の出力は前記グツド比較器８
０へ供与され、グツド比較器は、前記フィードバック・
ループにおいて前記マイクロプロセッサへ３つの入力を
発現させる。
本発明の前記ＡＧＣシステムは、ＶＦの低周波数、低信
号振幅特性を感知する困難な問題を取り扱う。普通の状
況下で、感知の喪失はＶＦの指示となることができ、前
記感知増幅器のゲインが、より良い感知をできるように
するために増大されることを要求する。もし、前記感知
の喪失が、細動よりも間欠的な心臓ブロックに帰着し得
るならば、感知信号の戻りが過度に増幅される傾向があ
り、その結果、前記システム全体が動揺することになる
。前記ＡＧＣシステムがこの問題を解決する方法は、第
１０および１１図の説明に関連して今説明されるであろ
う。
号振幅特性を感知する困難な問題を取り扱う。普通の状
況下で、感知の喪失はＶＦの指示となることができ、前
記感知増幅器のゲインが、より良い感知をできるように
するために増大されることを要求する。もし、前記感知
の喪失が、細動よりも間欠的な心臓ブロックに帰着し得
るならば、感知信号の戻りが過度に増幅される傾向があ
り、その結果、前記システム全体が動揺することになる
。前記ＡＧＣシステムがこの問題を解決する方法は、第
１０および１１図の説明に関連して今説明されるであろ
う。
感知増幅器区域２５は、ＡＧＣ増幅器区域（第８図）と
、帯域増幅器区域（第９図）と、グツド比較器区域（第
１０図）とを具備している。第８図を参照すると、前記
ＡＧＣ増幅器区域は、大振幅の調整を行う信号およびン
」ツク信号を抑止するための、成る最初の帯域濾過を行
うおよび空にする回路を備えている。これは、増幅器の
飽和を防止し、且つそれゆえ、後・調整増幅器の復活時
間を減少させる。前記ＡＧＣ増幅器のゲインは、Ｎチャ
ンネルの接合フィールド効果トランジスタ（ＪＥＦＴ）
のゲート電圧を変化させることにより制御され、当該Ｊ
ＥＦＴは、非反転増幅器１０１に対する電圧を制御され
た人力レジスタとして作用する。前記マイクロプロセッ
サは、スイッチ１０３および１０４のオン／オフの義務
サイクルを制御し、スイッチ１０３ 、 １０４は、キ
ャパシタ１０ＢをＶ＋およびＶｃの間まで充電または放
電させることにより、ＪＥＦＴｌｏｏのゲート電圧を設
定する。この技術は、レジスタ１０７の抵抗およびＪＥ
ＦＴｌｏｏのオン・インピーダンスにより決定されるよ
うに、６０：１のゲイン範囲を得るために使用される。
、帯域増幅器区域（第９図）と、グツド比較器区域（第
１０図）とを具備している。第８図を参照すると、前記
ＡＧＣ増幅器区域は、大振幅の調整を行う信号およびン
」ツク信号を抑止するための、成る最初の帯域濾過を行
うおよび空にする回路を備えている。これは、増幅器の
飽和を防止し、且つそれゆえ、後・調整増幅器の復活時
間を減少させる。前記ＡＧＣ増幅器のゲインは、Ｎチャ
ンネルの接合フィールド効果トランジスタ（ＪＥＦＴ）
のゲート電圧を変化させることにより制御され、当該Ｊ
ＥＦＴは、非反転増幅器１０１に対する電圧を制御され
た人力レジスタとして作用する。前記マイクロプロセッ
サは、スイッチ１０３および１０４のオン／オフの義務
サイクルを制御し、スイッチ１０３ 、 １０４は、キ
ャパシタ１０ＢをＶ＋およびＶｃの間まで充電または放
電させることにより、ＪＥＦＴｌｏｏのゲート電圧を設
定する。この技術は、レジスタ１０７の抵抗およびＪＥ
ＦＴｌｏｏのオン・インピーダンスにより決定されるよ
うに、６０：１のゲイン範囲を得るために使用される。
スイッチ１０８および１０９は、大振幅の調整を行う信
号およびショックの信号が前記増幅器の入力に入るのを
防止する役目をする。。その目的のため、調整を行う、
もしくはショックの出力を配送する直前に、スイッチ１
０８は、その通常の閉じられた状態から開放状態まで切
り換えられ、そしてスイッチ１０９が、その通常の開い
た状態から閉じられた状態へ切り換えられる。したがっ
て、前記増幅器１０１の入力は、スイッチ１０８により
前記リード体システムから分離され、且つスイッチ１０
９により接地される。前記２つのスイッチは、調整を行
う出力の完了後の僅かなミリ秒で、およびショックの出
力の完了後の僅かな数百ミリ秒でそれらの通常の状態へ
戻される。
号およびショックの信号が前記増幅器の入力に入るのを
防止する役目をする。。その目的のため、調整を行う、
もしくはショックの出力を配送する直前に、スイッチ１
０８は、その通常の閉じられた状態から開放状態まで切
り換えられ、そしてスイッチ１０９が、その通常の開い
た状態から閉じられた状態へ切り換えられる。したがっ
て、前記増幅器１０１の入力は、スイッチ１０８により
前記リード体システムから分離され、且つスイッチ１０
９により接地される。前記２つのスイッチは、調整を行
う出力の完了後の僅かなミリ秒で、およびショックの出
力の完了後の僅かな数百ミリ秒でそれらの通常の状態へ
戻される。
前記ＡＧＣ増幅器区域の最初の帯域濾過機能は、レジス
タ１１０およびＩｌｌならびにキャパシタ１１２および
１１３からなる回路により用意されている。
タ１１０およびＩｌｌならびにキャパシタ１１２および
１１３からなる回路により用意されている。
レジスタ１１５は、前記ＪＥＦＴ回路の適切なバイアス
のために使用されている。前記各スイッチは、第８図の
ＡＧＣ増幅器回路において、および他の回路図の成るも
のにおいて機械的装置として概略的に図示されているけ
れども、実際技術においては電子スイッチ（トランジス
タのごときもの）が典型的に採用されることが理解され
るであろう。
のために使用されている。前記各スイッチは、第８図の
ＡＧＣ増幅器回路において、および他の回路図の成るも
のにおいて機械的装置として概略的に図示されているけ
れども、実際技術においては電子スイッチ（トランジス
タのごときもの）が典型的に採用されることが理解され
るであろう。
以下、第９図を参照すると、前記感知増幅器の帯域増幅
器区域は、プログラム化の可能な感知余裕特性と、特別
の帯持性とを有し、これらは、前記振幅の変化する細動
信号を追跡する際の助けとなる。当該区域は、２つの能
動的帯域フィルタ増幅器１３０および１３１と、プログ
ラム化の可能なゲインＤＣ増幅器１３５と、キャパシタ
１３７およびレジスタ１３８を備える受動的な高バス・
フィルタとを具備している。この帯域構成は、関係する
周波数バンド外の信号成分の振幅を減少させ、そして低
周波数の細動信号（より高い周波数のＱＲ９信号が不在
の場合）のための感知余裕を有効に増大させると言う利
点を有している。さらに、前記感知余裕（すなわち、以
下で説明されるべき内外側の目標間の比率）も、ＤＣ増
幅器１３５の周囲の抵抗１４０の大きさを設定すること
により、前記内側の目標の比較器に対するゲインが前記
外側の目標の比較器のそれとは別に設定されることがで
きるということにおいて、前記マイクロプロセッサによ
り選択されることが可能である。それの代わり、前記複
数の目標の有効比は、（その増幅器の周囲のレジスタ１
４２の値を変化させることにより）帯域フィルタ増幅器
１３１のゲインを変化させることにより、または前記目
標の基準電圧自体を変えることにより、変えられてもよ
い。
器区域は、プログラム化の可能な感知余裕特性と、特別
の帯持性とを有し、これらは、前記振幅の変化する細動
信号を追跡する際の助けとなる。当該区域は、２つの能
動的帯域フィルタ増幅器１３０および１３１と、プログ
ラム化の可能なゲインＤＣ増幅器１３５と、キャパシタ
１３７およびレジスタ１３８を備える受動的な高バス・
フィルタとを具備している。この帯域構成は、関係する
周波数バンド外の信号成分の振幅を減少させ、そして低
周波数の細動信号（より高い周波数のＱＲ９信号が不在
の場合）のための感知余裕を有効に増大させると言う利
点を有している。さらに、前記感知余裕（すなわち、以
下で説明されるべき内外側の目標間の比率）も、ＤＣ増
幅器１３５の周囲の抵抗１４０の大きさを設定すること
により、前記内側の目標の比較器に対するゲインが前記
外側の目標の比較器のそれとは別に設定されることがで
きるということにおいて、前記マイクロプロセッサによ
り選択されることが可能である。それの代わり、前記複
数の目標の有効比は、（その増幅器の周囲のレジスタ１
４２の値を変化させることにより）帯域フィルタ増幅器
１３１のゲインを変化させることにより、または前記目
標の基準電圧自体を変えることにより、変えられてもよ
い。
第１０図の回路該略図と、第１０図の比較器のための第
１１図に示された論理出力を持つ例示的な入力信号とを
参照すると、前記感知増幅器のクワド比較器区域は、２
つの比較器のベアと、内側の目標の比較器１５０と、外
側の目標の比較器１５１とからなっている。前記内側の
目標の比較器の論理出力ＬＩＵおよびＬＩＬは、有効な
感知入力信号として前記マイクロプロセッサにより使用
される。前記外側の目標の比較器の論理ｒＯＲＪ （
Ｌｏ）は、前記ＡＧＣ増幅器のゲインを増大させること
、または減少させることの必要性を評価するために、前
記マイクロプロセッサにより使用される。静脈洞のリズ
ムの間に、前記ＱＲＳの複合体の振幅は、その比較的大
きい振幅とその周波数の内容とにより、前記ＡＧＣ増幅
器のゲイン設定を命令する。
１１図に示された論理出力を持つ例示的な入力信号とを
参照すると、前記感知増幅器のクワド比較器区域は、２
つの比較器のベアと、内側の目標の比較器１５０と、外
側の目標の比較器１５１とからなっている。前記内側の
目標の比較器の論理出力ＬＩＵおよびＬＩＬは、有効な
感知入力信号として前記マイクロプロセッサにより使用
される。前記外側の目標の比較器の論理ｒＯＲＪ （
Ｌｏ）は、前記ＡＧＣ増幅器のゲインを増大させること
、または減少させることの必要性を評価するために、前
記マイクロプロセッサにより使用される。静脈洞のリズ
ムの間に、前記ＱＲＳの複合体の振幅は、その比較的大
きい振幅とその周波数の内容とにより、前記ＡＧＣ増幅
器のゲイン設定を命令する。
頻脈の感知の間には同一の状況が存在する。しかし、よ
り低い周波数の細動信号が存在することは、（前記「特
別な帯域」フィルタ１４１および１４２（第９図）の原
因により）感知余裕の有効性を重複させ、この重複は、
振幅の変化する細動信号の、より信頼性のある追跡を可
能にする。
り低い周波数の細動信号が存在することは、（前記「特
別な帯域」フィルタ１４１および１４２（第９図）の原
因により）感知余裕の有効性を重複させ、この重複は、
振幅の変化する細動信号の、より信頼性のある追跡を可
能にする。
考慮されねばならない問題領域は、徐脈の整調を行って
いる間のゲインの調節である。この場合、感知された事
象の欠落は、低速度または不適切な増幅器のゲインの設
定に帰着することがある。これらのうちのどれが信頼し
得るかを決定するため、より低い周波数の後・整調Ｔ波
の感知が行われる。
いる間のゲインの調節である。この場合、感知された事
象の欠落は、低速度または不適切な増幅器のゲインの設
定に帰着することがある。これらのうちのどれが信頼し
得るかを決定するため、より低い周波数の後・整調Ｔ波
の感知が行われる。
もし、整調作業に続く予め設定された時間帯中に前記内
側の目標の比較器においてＴ波が検知されなければ、前
記ＡＧＣゲインは増大される。これは、前記Ｔ波が検知
されるまで、あるいは先に検知されなかったリズムが検
知されるまで続けられる。
側の目標の比較器においてＴ波が検知されなければ、前
記ＡＧＣゲインは増大される。これは、前記Ｔ波が検知
されるまで、あるいは先に検知されなかったリズムが検
知されるまで続けられる。
Ｔ波射ＱＲＳを使用するＡＧＣのゲインの制御と細動信
号との間の主たる相違は、前記Ｔ波の振幅が、前記外側
の目標の比較器の代わりに、前記内側の目標の比較器の
周囲で制御されることである。これは、内在性のＱＲＳ
信号が感知されるならば、前記増幅器のゲインが高過ぎ
ないように設定されることを保証する。
号との間の主たる相違は、前記Ｔ波の振幅が、前記外側
の目標の比較器の代わりに、前記内側の目標の比較器の
周囲で制御されることである。これは、内在性のＱＲＳ
信号が感知されるならば、前記増幅器のゲインが高過ぎ
ないように設定されることを保証する。
多数の異なるリード体の接続部が、ここに説明される実
施例の構成により支持されている。第１２図を参照する
と、前記治療法発生装置から入手可能な出力接続部は、
ｒＰＡｃＥＪ、ｒＲＥＦＪ、１”ＨＶＩＪ、ｒＨＶ２Ｊ
およびｒＨＶ３Ｊとして示されている。さらに重要な電
位リード体の中で採用され得る形態（構成）は次のもの
である。
施例の構成により支持されている。第１２図を参照する
と、前記治療法発生装置から入手可能な出力接続部は、
ｒＰＡｃＥＪ、ｒＲＥＦＪ、１”ＨＶＩＪ、ｒＨＶ２Ｊ
およびｒＨＶ３Ｊとして示されている。さらに重要な電
位リード体の中で採用され得る形態（構成）は次のもの
である。
（１）心筋にネジ込まれる、もしくは心内膜のリード体
、および２つのチタンからなる（または池の従来の材料
からなる）網バッチ（臨時接続部）。前記心筋のリード
体が左心室（ＬＶ）の頂点に置かれ、または前記心内膜
のリード体か右心室（ＲＶ）の頂点において横断方向に
置かれ（何れの場合もｒＰＡＥＣＪへ接続される）、１
つのバッチは前記ＬＶの心外膜上に置かれ（ｒＲＥＦＪ
およびｒＨＶＩＪへ接続される）、そして１つのパッチ
が前記ＲＶの心外膜上に置かれる（「ＲＶ２」および「
ＲＶ３」へ接続される）。整調を行うこと及び感知を行
うことは、心筋（陽極）からＬＶのパッチ（陰極）へ向
かう。電気的除細動およびＤＦは、ＬＶからＲＶ（右心
室）のパッチへ向かう。
、および２つのチタンからなる（または池の従来の材料
からなる）網バッチ（臨時接続部）。前記心筋のリード
体が左心室（ＬＶ）の頂点に置かれ、または前記心内膜
のリード体か右心室（ＲＶ）の頂点において横断方向に
置かれ（何れの場合もｒＰＡＥＣＪへ接続される）、１
つのバッチは前記ＬＶの心外膜上に置かれ（ｒＲＥＦＪ
およびｒＨＶＩＪへ接続される）、そして１つのパッチ
が前記ＲＶの心外膜上に置かれる（「ＲＶ２」および「
ＲＶ３」へ接続される）。整調を行うこと及び感知を行
うことは、心筋（陽極）からＬＶのパッチ（陰極）へ向
かう。電気的除細動およびＤＦは、ＬＶからＲＶ（右心
室）のパッチへ向かう。
（２）心筋にネジ込まれる１つのリード体または心内膜
の１つのバイポーラ型リード体、および２つのチタンか
らなる網パッチ。両方の心筋のリート体が心室の頂点内
に置かれ、あるいは前記バイポーラ型の心内膜のリード
体が、前記ＲＶの頂点において横断方向に置かれ（何れ
の場合も、１つの電極がｒＰ Ａ ＣＥＪへ、他の電極
がｒＲＥＦＪへ接続される）、１つのパッチが左心室の
心外膜上に置かれ（「ＨＶＩＪへ接続される）、そして
１つのパッチが右心室上に置かれる（ ｒＨＶ２Ｊおよ
び「ＲＶ３」へ接続サレる）。整調を行うこと及び感知
を行うことは、心筋から心筋のリード体へ向かう。電気
的除細動およびＤＦは、ＬＶからＲＶのパッチへ向かう
。
の１つのバイポーラ型リード体、および２つのチタンか
らなる網パッチ。両方の心筋のリート体が心室の頂点内
に置かれ、あるいは前記バイポーラ型の心内膜のリード
体が、前記ＲＶの頂点において横断方向に置かれ（何れ
の場合も、１つの電極がｒＰ Ａ ＣＥＪへ、他の電極
がｒＲＥＦＪへ接続される）、１つのパッチが左心室の
心外膜上に置かれ（「ＨＶＩＪへ接続される）、そして
１つのパッチが右心室上に置かれる（ ｒＨＶ２Ｊおよ
び「ＲＶ３」へ接続サレる）。整調を行うこと及び感知
を行うことは、心筋から心筋のリード体へ向かう。電気
的除細動およびＤＦは、ＬＶからＲＶのパッチへ向かう
。
（３）上記（１）と同様、前記心外膜の代わりに垂膜上
に置かれた複数のパッチを使用する。
に置かれた複数のパッチを使用する。
（４）上記（２）と同様、前記心外膜の代わりに垂膜上
に置かれた複数のパッチを使用する。
に置かれた複数のパッチを使用する。
（５）２つの導体を有する経静脈法による歩調取りのた
めの１つのリード体および１つのチタンからなる網パッ
チ。前記経静脈法による歩調取りのためのリード体（ｒ
ＰＡｃＥＪへ接続されている」の尖った′電極が、ＲＶ
の頂点に置かれ、前記経静脈法による歩調取りのための
リード体（ｒＲＥＦＪ および「Ｈｖｌ」へ接続されて
いる）のリング状電極がＲＶの上部に置かれ、そして前
記パッチ（ｒＨＶ２ＪおよびｒＨＶ３Ｊへ接続されてい
る）は、ショック電流が心室の隔膜を通って流れるよう
に、心外膜に、６膜外、にまたは皮下に置かれる。整調
を行うこと及び感知を行うことは、前記経静脈法用尖端
およびリング間で行われる。電気的除細動およびＤＦは
、経静脈法用リングからパッチへ向かう。
めの１つのリード体および１つのチタンからなる網パッ
チ。前記経静脈法による歩調取りのためのリード体（ｒ
ＰＡｃＥＪへ接続されている」の尖った′電極が、ＲＶ
の頂点に置かれ、前記経静脈法による歩調取りのための
リード体（ｒＲＥＦＪ および「Ｈｖｌ」へ接続されて
いる）のリング状電極がＲＶの上部に置かれ、そして前
記パッチ（ｒＨＶ２ＪおよびｒＨＶ３Ｊへ接続されてい
る）は、ショック電流が心室の隔膜を通って流れるよう
に、心外膜に、６膜外、にまたは皮下に置かれる。整調
を行うこと及び感知を行うことは、前記経静脈法用尖端
およびリング間で行われる。電気的除細動およびＤＦは
、経静脈法用リングからパッチへ向かう。
（６１２つの導体を有する経静脈法により歩調取りを行
うための１つのリード体および２つのチタンからなる網
パッチ。前記経静脈法用リード体（ｒＰＡｃＥＪへ接続
されている）の尖った電極が、前記ＲＶの頂点に置かれ
、そのリード体（ｒＲＥＦＪおよびｒＨＶＩＪへ接続さ
れている）のリング状電極が、上方のＲＶ中に置かれ、
そして前記２つのパッチ（１つが「ＨＶ２Ｊへ、他のも
のがｒＨＶ３Ｊへ接続されている）が、前記心室の右お
よび左側において、心外膜に、６膜外に、または皮下に
置かれる。整調を行うこと及び感知を行うことは、前記
経静脈法用の尖端およびリング間で行われる。電気的除
細動およびＤＦは、前記経静脈法用リングから各パッチ
へ向かう（別の波形で）。
うための１つのリード体および２つのチタンからなる網
パッチ。前記経静脈法用リード体（ｒＰＡｃＥＪへ接続
されている）の尖った電極が、前記ＲＶの頂点に置かれ
、そのリード体（ｒＲＥＦＪおよびｒＨＶＩＪへ接続さ
れている）のリング状電極が、上方のＲＶ中に置かれ、
そして前記２つのパッチ（１つが「ＨＶ２Ｊへ、他のも
のがｒＨＶ３Ｊへ接続されている）が、前記心室の右お
よび左側において、心外膜に、６膜外に、または皮下に
置かれる。整調を行うこと及び感知を行うことは、前記
経静脈法用の尖端およびリング間で行われる。電気的除
細動およびＤＦは、前記経静脈法用リングから各パッチ
へ向かう（別の波形で）。
（７）３つの導体を持つ経静脈法用の１つのリード体お
よび１つのチタンからなる網パッチ。前記経静脈法用の
リード体（ｒＰＡｃＥＪへ接続さ、れている）の尖った
電極が、前記ＲＶの頂点に置かれ、末端のリング電極（
ｒＨＶＩＪおよびｒＲＥＦ、Ｊへ接続されている）が上
方のＲＶの中に置かれ、最も近いリング電極（ｒＨＶ２
Ｊへ接続されている）が、上位の大静脈内に置かれ、そ
して１つのパッチ（ｒＨＶ３Ｊへ接続されている）は、
ショック電流が心室の隔膜を通って流れるように、心外
膜に、６膜外に、または皮下に置かれる。整調を行うこ
と及び感知を行うことは、前記経静脈法用の尖端および
前記末端のリング間で行われる。電気的除細動およびＤ
Ｆは、経静脈法用の末端リングから、前記最も近いリン
グまたは前記パッチの何れかへ向かう（別の出力波形で
）。
よび１つのチタンからなる網パッチ。前記経静脈法用の
リード体（ｒＰＡｃＥＪへ接続さ、れている）の尖った
電極が、前記ＲＶの頂点に置かれ、末端のリング電極（
ｒＨＶＩＪおよびｒＲＥＦ、Ｊへ接続されている）が上
方のＲＶの中に置かれ、最も近いリング電極（ｒＨＶ２
Ｊへ接続されている）が、上位の大静脈内に置かれ、そ
して１つのパッチ（ｒＨＶ３Ｊへ接続されている）は、
ショック電流が心室の隔膜を通って流れるように、心外
膜に、６膜外に、または皮下に置かれる。整調を行うこ
と及び感知を行うことは、前記経静脈法用の尖端および
前記末端のリング間で行われる。電気的除細動およびＤ
Ｆは、経静脈法用の末端リングから、前記最も近いリン
グまたは前記パッチの何れかへ向かう（別の出力波形で
）。
前記高電圧発生兼出力区域は、第１２図の回路図におい
てさらに大幅に詳細に示されている。その区域は、絶縁
された高電圧発生回路２００と、トランスの絶縁された
スイッチ駆動回路２０３と、ブリーダー抵抗器２０Ｇお
よび２０７を持つ２つの出力キャパシタ２０４および２
０５と、３つの保護グイ芽−ド２１０ 、２１１および
２１２と、出力短絡回路保護回路２１５と、２つのペア
の高電圧出力スイッチ２２０゜２２１および２２４ 、
２２．５とを具備している。シヨ、ソり療法が決定され
てしまう必要があるとき、前記マイクロプロセッサは、
前記高電圧発生回路２００が出力キャパシタ２０４およ
び２０５を予め設定された値まで放電させるのを可能に
する。当該放電が完了した後、前記指定された出力ショ
ックは、適切なスイッチのペアを閉じることによって配
送される。ＨＶＩ、ＶＨ２およびＨＶ３がどのように外
部へ接続されるかに従って、種々な出力の組合わせが達
成されることができる。もし、ＨＶ２およびＨＶ３が互
いに接続されると、スイッチのペア２２０ 、２２１を
閉じることは、スイッチのペア２２４．２２５を閉じる
ことによって発生されるものとは反対の極性になる出力
を発生させることに気付かれるであろう。さらに、配線
の選択物２３０が、スイッチのペア２２０ 、２２１を
経由する出力のために完全な、または半分の振幅の何れ
かを選択可能にするために包含されている。これは、他
の方向のものと比較して一方向においてほぼ半分の振幅
となる波形の二相出力の発生を可能にする。
てさらに大幅に詳細に示されている。その区域は、絶縁
された高電圧発生回路２００と、トランスの絶縁された
スイッチ駆動回路２０３と、ブリーダー抵抗器２０Ｇお
よび２０７を持つ２つの出力キャパシタ２０４および２
０５と、３つの保護グイ芽−ド２１０ 、２１１および
２１２と、出力短絡回路保護回路２１５と、２つのペア
の高電圧出力スイッチ２２０゜２２１および２２４ 、
２２．５とを具備している。シヨ、ソり療法が決定され
てしまう必要があるとき、前記マイクロプロセッサは、
前記高電圧発生回路２００が出力キャパシタ２０４およ
び２０５を予め設定された値まで放電させるのを可能に
する。当該放電が完了した後、前記指定された出力ショ
ックは、適切なスイッチのペアを閉じることによって配
送される。ＨＶＩ、ＶＨ２およびＨＶ３がどのように外
部へ接続されるかに従って、種々な出力の組合わせが達
成されることができる。もし、ＨＶ２およびＨＶ３が互
いに接続されると、スイッチのペア２２０ 、２２１を
閉じることは、スイッチのペア２２４．２２５を閉じる
ことによって発生されるものとは反対の極性になる出力
を発生させることに気付かれるであろう。さらに、配線
の選択物２３０が、スイッチのペア２２０ 、２２１を
経由する出力のために完全な、または半分の振幅の何れ
かを選択可能にするために包含されている。これは、他
の方向のものと比較して一方向においてほぼ半分の振幅
となる波形の二相出力の発生を可能にする。
以下、第１３図を参照すると、前記トランスの絶縁され
たスイッチを駆動する回路２０３は、２つのトランス２
４０および２４１を具備し、各々が、１つの一次駆動回
路と、２つの二次駆動回路と、１つの二次過電圧保護回
路とを有している。入力回路２４４は、出力スイッチの
ペア２２０ ＋’ ２２１および２２４ 、２２５を制
御する信号間の非重合を保証する。
たスイッチを駆動する回路２０３は、２つのトランス２
４０および２４１を具備し、各々が、１つの一次駆動回
路と、２つの二次駆動回路と、１つの二次過電圧保護回
路とを有している。入力回路２４４は、出力スイッチの
ペア２２０ ＋’ ２２１および２２４ 、２２５を制
御する信号間の非重合を保証する。
前記マイクロプロセッサからレベルを変位された論理回
路は、前記２つの一次駆動体への論理入力を駆動する。
路は、前記２つの一次駆動体への論理入力を駆動する。
２４０および２４１により用意された前記トランスの絶
縁は、低電圧兼低電力の電子構成要素を高電圧の出力か
ら保護する。
縁は、低電圧兼低電力の電子構成要素を高電圧の出力か
ら保護する。
第１４図は、簡単にするためトランス２４０の適用可能
な部分のみが描かれているけれども、各トランスの前記
−次および二次駆動体をより詳細に示している。前記−
次駆動体の入力部における負の論理パルスの先行エツジ
は、キャパシタ２５１の負の端部がＶ＋からＶ−へ引っ
張られるようにする。
な部分のみが描かれているけれども、各トランスの前記
−次および二次駆動体をより詳細に示している。前記−
次駆動体の入力部における負の論理パルスの先行エツジ
は、キャパシタ２５１の負の端部がＶ＋からＶ−へ引っ
張られるようにする。
これは、エネルギを前記キャパシタから前記−次コイル
巻線へ、及びそれゆえ前記二次巻線へ（各巻線が巻かれ
ている強磁性コアを介して）伝達する。その結果、前記
二次回路を横切る正の電圧が発生し、これはＰ−チャン
ネルのトランジスタ２５４をオンにし、そしてＰ−チャ
ンネルのトランジスタ２５５を横切る状態で寄生するダ
イオードのために順バイアスを与え、且つＰＮＰ ）ラ
ンジスタ２５８をオフに保持しながら、キャパシタ２５
７およびＮ−チャンネルのトランジスタ（スイッチ）２
２１のゲート・キャパシタンスを充電する。トランジス
タ２２１のゲートにおける正電圧は、そのスイッチをオ
ンにし、電流が前記出力スイッチから前記外部負荷（す
なわち、第１２図に関連して説明されたように、前記選
択されたリード体／電極の形態および患者の心臓）へ流
れるのを可能にする。
巻線へ、及びそれゆえ前記二次巻線へ（各巻線が巻かれ
ている強磁性コアを介して）伝達する。その結果、前記
二次回路を横切る正の電圧が発生し、これはＰ−チャン
ネルのトランジスタ２５４をオンにし、そしてＰ−チャ
ンネルのトランジスタ２５５を横切る状態で寄生するダ
イオードのために順バイアスを与え、且つＰＮＰ ）ラ
ンジスタ２５８をオフに保持しながら、キャパシタ２５
７およびＮ−チャンネルのトランジスタ（スイッチ）２
２１のゲート・キャパシタンスを充電する。トランジス
タ２２１のゲートにおける正電圧は、そのスイッチをオ
ンにし、電流が前記出力スイッチから前記外部負荷（す
なわち、第１２図に関連して説明されたように、前記選
択されたリード体／電極の形態および患者の心臓）へ流
れるのを可能にする。
前記入力論理パルスの後続エツジにおいては、キャパシ
タ２５１（これは現在は充分に充電されている）の負の
端部はＶ＋へ引っ張られ、前記二次回路を横切る負の電
圧を発生させる。これは、トランジスタ２５５をオンに
するとともに、トランジスタ２５４を横切る状態で寄生
するダイオードのために順バイアスを与え、キャパシタ
２５７を逆に充電し、トランジスタ２５８をオンにし、
そしてトランジスタ２２１のゲート・キャパシタンスを
減衰させ、トランジスタ２２１はそのスイッチをオフに
する。これは、前記高電圧キャパシタ２０４ 、２０５
（第１２図）を前記外部負荷から分離し、それゆえ前記
ショックの出力パルスを終了させる。さらに、トランジ
スタ２５８は、トランジスタ２２１のゲート電圧が、そ
れのドレイン上に加えられる容量的に結合された信号に
より影響されるのを防止する。
タ２５１（これは現在は充分に充電されている）の負の
端部はＶ＋へ引っ張られ、前記二次回路を横切る負の電
圧を発生させる。これは、トランジスタ２５５をオンに
するとともに、トランジスタ２５４を横切る状態で寄生
するダイオードのために順バイアスを与え、キャパシタ
２５７を逆に充電し、トランジスタ２５８をオンにし、
そしてトランジスタ２２１のゲート・キャパシタンスを
減衰させ、トランジスタ２２１はそのスイッチをオフに
する。これは、前記高電圧キャパシタ２０４ 、２０５
（第１２図）を前記外部負荷から分離し、それゆえ前記
ショックの出力パルスを終了させる。さらに、トランジ
スタ２５８は、トランジスタ２２１のゲート電圧が、そ
れのドレイン上に加えられる容量的に結合された信号に
より影響されるのを防止する。
前記二次側の過電圧保護回路２６０は、ツェナーダイオ
ード２６３および２６４を具備しているとともに、各ト
ランス（第１４図における２４０）の前記二次駆動側へ
供与される電圧が、前記スイッチ駆動回路における任意
のトランジスタを破損するまで充分に大きくならないよ
うに保証する。これは、より大きいトランスの巻線比率
の使用を可能にし、その結果、回路性能が、部分的なバ
ッテリの消耗を以て低減されることはない。４０４９イ
ンバータ（反転器）２４５ 、２４６は、それらが駆動
しているエミッタホロワが必要とする高電流による駆動
を行うように構成されていることに留意すべきである。
ード２６３および２６４を具備しているとともに、各ト
ランス（第１４図における２４０）の前記二次駆動側へ
供与される電圧が、前記スイッチ駆動回路における任意
のトランジスタを破損するまで充分に大きくならないよ
うに保証する。これは、より大きいトランスの巻線比率
の使用を可能にし、その結果、回路性能が、部分的なバ
ッテリの消耗を以て低減されることはない。４０４９イ
ンバータ（反転器）２４５ 、２４６は、それらが駆動
しているエミッタホロワが必要とする高電流による駆動
を行うように構成されていることに留意すべきである。
前記高電圧発生兼出力区域（第１２図）の前記出力の短
絡回路保護回路２１５は、第１５図においてさらに詳細
に示されている。この保護回路は、前記出力スイッチを
通る過度の電流（および、それゆえ同出力スイッチに対
する破損）に抗して保護を行う。前記高電圧出力キャパ
シタ２０４ 、２０５から前記出力スイッチを通って前
記外部負荷へ向かう電流は、低インピーダンスのレジス
タ２６６を通って流れなければならない。トランジスタ
２６７および２６８ならびにレジスタ２６９は、別々の
シリコンで制御される整流器（ＳＣＲ）を形成している
。
絡回路保護回路２１５は、第１５図においてさらに詳細
に示されている。この保護回路は、前記出力スイッチを
通る過度の電流（および、それゆえ同出力スイッチに対
する破損）に抗して保護を行う。前記高電圧出力キャパ
シタ２０４ 、２０５から前記出力スイッチを通って前
記外部負荷へ向かう電流は、低インピーダンスのレジス
タ２６６を通って流れなければならない。トランジスタ
２６７および２６８ならびにレジスタ２６９は、別々の
シリコンで制御される整流器（ＳＣＲ）を形成している
。
もし、レジスタ２６６を通る電流が、レジスタ２７０．
２７１からなる分割器を通ってトランジスタ２６７をオ
ンするだけ充分に増大すると、前記ＳＣＲはオン状態を
保持するとともに、（ダイオード２７３および２７４を
通って）出力スイッチ２２１および２２５のゲート上で
低下し、それらの各ゲート・キャパシタンスを放電させ
且つそれらをオフにする。これは、レジスタ２６６を通
る電流の減少により、同、レジスタ２６Ｂを横切る電圧
を降下させ、そして、前記ＳＣＲを通り電流が一旦非常
に低い値に戻ると、同ＳＣＲは、オフとなり、且つ再び
トリガを行われる用意ができる。
２７１からなる分割器を通ってトランジスタ２６７をオ
ンするだけ充分に増大すると、前記ＳＣＲはオン状態を
保持するとともに、（ダイオード２７３および２７４を
通って）出力スイッチ２２１および２２５のゲート上で
低下し、それらの各ゲート・キャパシタンスを放電させ
且つそれらをオフにする。これは、レジスタ２６６を通
る電流の減少により、同、レジスタ２６Ｂを横切る電圧
を降下させ、そして、前記ＳＣＲを通り電流が一旦非常
に低い値に戻ると、同ＳＣＲは、オフとなり、且つ再び
トリガを行われる用意ができる。
以下、第１６図を参照すると、前記絶縁された高電圧発
生回路２００は、前記高電圧出力キャパシタ２０４ 、
２０５ （第１２図）を所定値まで充電するための手
段を用意している。前記キャパシタ電圧の監視器２８０
は、前記マイクロプロセッサにより制御されるディジタ
ル対アナログ（Ｄ／Ａ）変換器を具備している。同Ｄ／
Ａ変換器の出力部は、電圧比較器の１つの入力部へ行く
。前記比較器に属する他の人力部は、前記充電電圧を制
御するための出力キャパシタ電圧の分割部へ接続されて
もよく、あるいはバッテリの状態を監視するために前記
バッテリ（ｖ−）へ接続されてもよい。高インピーダン
スの基準レジスタ２８３が、前記Ｖ＋の電圧に基準を供
与している。
生回路２００は、前記高電圧出力キャパシタ２０４ 、
２０５ （第１２図）を所定値まで充電するための手
段を用意している。前記キャパシタ電圧の監視器２８０
は、前記マイクロプロセッサにより制御されるディジタ
ル対アナログ（Ｄ／Ａ）変換器を具備している。同Ｄ／
Ａ変換器の出力部は、電圧比較器の１つの入力部へ行く
。前記比較器に属する他の人力部は、前記充電電圧を制
御するための出力キャパシタ電圧の分割部へ接続されて
もよく、あるいはバッテリの状態を監視するために前記
バッテリ（ｖ−）へ接続されてもよい。高インピーダン
スの基準レジスタ２８３が、前記Ｖ＋の電圧に基準を供
与している。
キャパシタの充電のために構成されたとき、前記マイク
ロプロセッサは、所望の電圧値を予め設定するとともに
、前記高電圧発生器２８７が下記のフライバック回路を
使用して前記キャパシタを充電できるようにする。上記
フライバック回路は、トランス２８８と、Ｎ−チャンネ
ルのトランジスタ２９０と、バッテリ・セル２９１ 、
２９２および２９３と、フィルタ・キャパシタ２９５
、２９０および２９７と、高電圧発生器回路２８７とを
備えている。これを達成するため、トランジスタ２９０
はオンにされ、そして電流が前記トランス２８８の一次
巻線を通って流れるのを可能にされる。この電流が充分
に上昇されたとき、トランジスタ２９０は急にオフにさ
れ、そして非常に大きいフライバック電圧が、前記トラ
ンスの一次側（および、それゆえ二次側）を横切って発
現する。前記二次側を横切る電圧は、前記キャパシタ２
０４および２０５（第１２図）へ単一方向の電荷を送り
、それらがＤＣｆｆＳ圧を充電するように強制するため
、ダイオード３０１ 、３０２ 、３０３ 。
ロプロセッサは、所望の電圧値を予め設定するとともに
、前記高電圧発生器２８７が下記のフライバック回路を
使用して前記キャパシタを充電できるようにする。上記
フライバック回路は、トランス２８８と、Ｎ−チャンネ
ルのトランジスタ２９０と、バッテリ・セル２９１ 、
２９２および２９３と、フィルタ・キャパシタ２９５
、２９０および２９７と、高電圧発生器回路２８７とを
備えている。これを達成するため、トランジスタ２９０
はオンにされ、そして電流が前記トランス２８８の一次
巻線を通って流れるのを可能にされる。この電流が充分
に上昇されたとき、トランジスタ２９０は急にオフにさ
れ、そして非常に大きいフライバック電圧が、前記トラ
ンスの一次側（および、それゆえ二次側）を横切って発
現する。前記二次側を横切る電圧は、前記キャパシタ２
０４および２０５（第１２図）へ単一方向の電荷を送り
、それらがＤＣｆｆＳ圧を充電するように強制するため
、ダイオード３０１ 、３０２ 、３０３ 。
３０４により半波整流を施される。
前記電圧監視器比較器２８０が前記マイクロプロセッサ
へ、必要な電圧が到達したと言う信号を与えたとき、前
記高電圧発振器２８７は不能にされ、その出力が配送さ
れる。当該高電圧発振器も前記低電圧調整器回路により
間欠的に不能にされ、それにより前記制御回路の電力源
の優先性を保証することに留意すべきである。ヒユーズ
３０８は、成る回路の故障により発生される過度の電流
ドレインが原因となる、前記バ、ツテリ・セル２９１
、２９２および２９３の過熱に抗して保護を行う。ダイ
オード３１０ 、３１１および３１２は、各バッテリの
周囲に、もしそれが消耗したなら、低インピーダンスの
経路を設ける。これは、１つのセルが故障したときに、
さらに効率的な高電圧の充電を行うことを可能にする。
へ、必要な電圧が到達したと言う信号を与えたとき、前
記高電圧発振器２８７は不能にされ、その出力が配送さ
れる。当該高電圧発振器も前記低電圧調整器回路により
間欠的に不能にされ、それにより前記制御回路の電力源
の優先性を保証することに留意すべきである。ヒユーズ
３０８は、成る回路の故障により発生される過度の電流
ドレインが原因となる、前記バ、ツテリ・セル２９１
、２９２および２９３の過熱に抗して保護を行う。ダイ
オード３１０ 、３１１および３１２は、各バッテリの
周囲に、もしそれが消耗したなら、低インピーダンスの
経路を設ける。これは、１つのセルが故障したときに、
さらに効率的な高電圧の充電を行うことを可能にする。
トランス２８８の第３の二次側は、前記高電圧発振器回
路のために正電圧源を用意している。
路のために正電圧源を用意している。
第１７図の回路図においてさらに詳細に示されている高
電圧発振器回路２８７は、Ｎ−チャンネルのトランジス
タ２９０（第１６図）のゲートを駆動する出力パルスの
列を供給する７５５６タイマーＩＣの周囲に集中してい
る。前記出力スイッチ駆動回路（第１４図）において使
用されている前記駆動体と同様、インバータ３２８およ
びトランジスタ３３０および３３１を具備している高キ
ヤパシタンス負荷は、ここでは、トランジスタ２９０（
第１６図）のゲート・ギヤパシタンスを駆動するために
使用されていることに気付かれるであろう。この回路は
、そのトランジスタを速くオフにするために必要とされ
、これは前記フライバック動作の効率を改善する。
電圧発振器回路２８７は、Ｎ−チャンネルのトランジス
タ２９０（第１６図）のゲートを駆動する出力パルスの
列を供給する７５５６タイマーＩＣの周囲に集中してい
る。前記出力スイッチ駆動回路（第１４図）において使
用されている前記駆動体と同様、インバータ３２８およ
びトランジスタ３３０および３３１を具備している高キ
ヤパシタンス負荷は、ここでは、トランジスタ２９０（
第１６図）のゲート・ギヤパシタンスを駆動するために
使用されていることに気付かれるであろう。この回路は
、そのトランジスタを速くオフにするために必要とされ
、これは前記フライバック動作の効率を改善する。
トランジスタ２９０も、源の「オン」インピーダンスに
対して非常に低いドレインを有するように選択される。
対して非常に低いドレインを有するように選択される。
なぜなら、スイッチの降下損失は、効率を大幅に低減さ
せるからである。
せるからである。
タイマー３２５の２分の１が次のように形成されている
。すなわち、関係する抵抗および容量により決定された
所定の速度で無定位に稼働するため、および当該′タイ
マーの他の半分をトリガを行うことによりレジスタ３３
５およびキャパシタ３３６により決定される期間を有し
且つ前記スイッチ駆動体を制御する出力パルスを発生す
るために形成されている。前記出力キャパシタが充電さ
れると、エネルギがさらに急速に前記トランスのコア外
へ伝達される。これは、前記フライバック電圧の負への
変移が（ｖ７．で生じる）より速く生じるようにする。
。すなわち、関係する抵抗および容量により決定された
所定の速度で無定位に稼働するため、および当該′タイ
マーの他の半分をトリガを行うことによりレジスタ３３
５およびキャパシタ３３６により決定される期間を有し
且つ前記スイッチ駆動体を制御する出力パルスを発生す
るために形成されている。前記出力キャパシタが充電さ
れると、エネルギがさらに急速に前記トランスのコア外
へ伝達される。これは、前記フライバック電圧の負への
変移が（ｖ７．で生じる）より速く生じるようにする。
もし、この変移がタイマー３２５の無定位部分が休止す
る前に生じると、トランジスタ３３８はオンにされ、こ
のタイマーを再設定する。この状態において、前記発振
器は、前記キャパシタがそれらの充電を達成するに従い
加速し続け、さらに効率的な動作状態を発生させる（な
ぜなら、固定された速度は時間を浪費する結果になるか
らである）。
る前に生じると、トランジスタ３３８はオンにされ、こ
のタイマーを再設定する。この状態において、前記発振
器は、前記キャパシタがそれらの充電を達成するに従い
加速し続け、さらに効率的な動作状態を発生させる（な
ぜなら、固定された速度は時間を浪費する結果になるか
らである）。
調整された電圧（レジスタ３４０、トランジスタ３４１
および３４３、ダイオード３４５、レジスタ３４７およ
びキャパシタ３４８により発生される）が、回路の性能
をバッテリの電圧から独立させるため（前記セルの使用
可能な範囲に亘って）、前記タイマーＩＣ３２５に対し
て供与される。前記圧の二次電圧（ｖｒｅｇ）は、これ
を可能にするために豊富な電圧の諸経費を前記調整器回
路を与える。前記高電圧の論理回路を可能にするため、
正の論理信号が、Ｎ−チャンネルのトランジスタ３５１
のゲートへ供与される。これは、そのトランジスタをオ
ンにし、電力を前記回路へ供給し、且つリセット状態（
タイマー３２５のＲＥＳＥＴＩにおける）を除去する。
および３４３、ダイオード３４５、レジスタ３４７およ
びキャパシタ３４８により発生される）が、回路の性能
をバッテリの電圧から独立させるため（前記セルの使用
可能な範囲に亘って）、前記タイマーＩＣ３２５に対し
て供与される。前記圧の二次電圧（ｖｒｅｇ）は、これ
を可能にするために豊富な電圧の諸経費を前記調整器回
路を与える。前記高電圧の論理回路を可能にするため、
正の論理信号が、Ｎ−チャンネルのトランジスタ３５１
のゲートへ供与される。これは、そのトランジスタをオ
ンにし、電力を前記回路へ供給し、且つリセット状態（
タイマー３２５のＲＥＳＥＴＩにおける）を除去する。
もし、前記定電圧調整器の要求により、前記高電圧発振
器が一時的に不能にされることが必要とされると、トラ
ンジスタ３５１のゲートにおける論理信号は低くされ、
これは、直ちに前記タイマー３２５のリセットを行わせ
る（トランジスタ３５４を介して）が、しかし、トラン
ジスタ３５８を遮断するようキャパシタ３５６が充電す
るまで、この回路へ電力を移転させない。これは、電力
を妨害することな（前記発振器が短い割込みを行うこと
を可能にし、これも前記回路の効率を改善する。
器が一時的に不能にされることが必要とされると、トラ
ンジスタ３５１のゲートにおける論理信号は低くされ、
これは、直ちに前記タイマー３２５のリセットを行わせ
る（トランジスタ３５４を介して）が、しかし、トラン
ジスタ３５８を遮断するようキャパシタ３５６が充電す
るまで、この回路へ電力を移転させない。これは、電力
を妨害することな（前記発振器が短い割込みを行うこと
を可能にし、これも前記回路の効率を改善する。
以下、第１８図を参照すると、前記電圧調整器／電力優
先序列設定器の区域は、キャパシタ３７７を所定値（ｖ
ｒｅｇ ）まで充電するために、５つのスイッチ３７１
〜３７５（定電圧論理により制御される）を具備してい
る。キャパシタ３７８および３７９は、キャパシタ３７
７よりもかなり小さく、且つ供給電圧を３つに分割し、
そして当該後者のキャパシタへ一時に少量の電荷を移送
するために、キャパシタ３７７と結合して使用される。
先序列設定器の区域は、キャパシタ３７７を所定値（ｖ
ｒｅｇ ）まで充電するために、５つのスイッチ３７１
〜３７５（定電圧論理により制御される）を具備してい
る。キャパシタ３７８および３７９は、キャパシタ３７
７よりもかなり小さく、且つ供給電圧を３つに分割し、
そして当該後者のキャパシタへ一時に少量の電荷を移送
するために、キャパシタ３７７と結合して使用される。
キャパシタ３７７が充電されているとき、スイッチ３７
１〜３７５は、それらの各ＡおよびＢの状態間で切り換
わっている。
１〜３７５は、それらの各ＡおよびＢの状態間で切り換
わっている。
キャパシタ３７７が適切な電圧レベルにあることを、前
記調整された電圧の監視装置が感知するとき、それは、
前記スイッチ制御論理を待機モードへ行かせるように発
信し、この待機モードでは、スイッチ３７１ 、３７２
および３７４が状態Ｂに位置し、またスイッチ３７３お
よび３７５は、キャパシタ３７７の充電を停止させるた
めにそれらのＣ状態へ行く。
記調整された電圧の監視装置が感知するとき、それは、
前記スイッチ制御論理を待機モードへ行かせるように発
信し、この待機モードでは、スイッチ３７１ 、３７２
および３７４が状態Ｂに位置し、またスイッチ３７３お
よび３７５は、キャパシタ３７７の充電を停止させるた
めにそれらのＣ状態へ行く。
次に、前記調整された電圧の監視器は、Ｖｒｅｇを注視
するとともに、前記スイッチ制御論理を経由して、前記
充電モードが必要とされるときには何時でもそれを可能
とすることにより、前記Ｖ ｒａｇがこの所定値に維持
されるように保証する。もし、前記供給電圧か、この３
つの分割を支持するレベルよりも低く降下すると（すな
わち、Ｖ ｒｅｇが適切に調整されなくなると）、前記
供給電圧の監視器は、直接の調整モードへ変化する前記
スイッチ制御論理区域３８２へ信号を発する。このモー
ドにおいて、スイッチ３７２および３７４は状態Ｂにあ
り、スイッチ３７３および３７５は状ｆ！３Ｃにあり、
そうしたスイッチ３７１は状態Ｂおよび０間で切り換わ
り、キャパシタ３７７を前記供給電圧から直接充電する
。
するとともに、前記スイッチ制御論理を経由して、前記
充電モードが必要とされるときには何時でもそれを可能
とすることにより、前記Ｖ ｒａｇがこの所定値に維持
されるように保証する。もし、前記供給電圧か、この３
つの分割を支持するレベルよりも低く降下すると（すな
わち、Ｖ ｒｅｇが適切に調整されなくなると）、前記
供給電圧の監視器は、直接の調整モードへ変化する前記
スイッチ制御論理区域３８２へ信号を発する。このモー
ドにおいて、スイッチ３７２および３７４は状態Ｂにあ
り、スイッチ３７３および３７５は状ｆ！３Ｃにあり、
そうしたスイッチ３７１は状態Ｂおよび０間で切り換わ
り、キャパシタ３７７を前記供給電圧から直接充電する
。
このモードは、さらに非常に不充分であるが、Ｖｒｅｇ
の発生が高い優先性を有するよう保証するために構成さ
れる（さらに電力が必要とされるとしても）。
の発生が高い優先性を有するよう保証するために構成さ
れる（さらに電力が必要とされるとしても）。
さらに、もし、キャパシタ３７７が充電されることを前
記調整された電圧の監視器が要求していると、スイッチ
制御論理３８２は、論理禁止信号を発生させ、それを前
記高電圧発振器回路（動作時に前記供給物上に主たるド
レインを発生させる回路）へ送り、そして、前記ｖ ｒ
ｅｇ電圧が前記所望のレベルに戻るまで、その作用を不
能にする。これは、Ｖｒｅｇ （これは、前記高電圧
動作を制御する論理を含む、前記心臓刺激装置のために
非常に重要な制御論理の全てに電力を供与する）が、安
全な動作のために優先性を与えられることを保証する。
記調整された電圧の監視器が要求していると、スイッチ
制御論理３８２は、論理禁止信号を発生させ、それを前
記高電圧発振器回路（動作時に前記供給物上に主たるド
レインを発生させる回路）へ送り、そして、前記ｖ ｒ
ｅｇ電圧が前記所望のレベルに戻るまで、その作用を不
能にする。これは、Ｖｒｅｇ （これは、前記高電圧
動作を制御する論理を含む、前記心臓刺激装置のために
非常に重要な制御論理の全てに電力を供与する）が、安
全な動作のために優先性を与えられることを保証する。
もし、前記調整器回路が前記供給電圧を３つの代わりに
２つに分割するように構成するのが（すなわち３個では
な（２個のセルを使用することカリ団ましければ、キャ
パシタ３７８は除去され、そしてジャンパー線が静止節
３８６および３８７間に接続されてもよい。
２つに分割するように構成するのが（すなわち３個では
な（２個のセルを使用することカリ団ましければ、キャ
パシタ３７８は除去され、そしてジャンパー線が静止節
３８６および３８７間に接続されてもよい。
バッテリ・セル、キャパシタ、トランス等のごとき高電
圧構成要素に関係する現在の技術の状態は、小さい今日
のベースメーカ・モデルに比較して、前記心臓刺激装置
のために比較的大きいサイズの治療法発生装置を強制す
る。これは、ペースメーカにとっては通例である胸の領
域内よりも、患者の腹部内への埋め込みを必要にする傾
向がある。
圧構成要素に関係する現在の技術の状態は、小さい今日
のベースメーカ・モデルに比較して、前記心臓刺激装置
のために比較的大きいサイズの治療法発生装置を強制す
る。これは、ペースメーカにとっては通例である胸の領
域内よりも、患者の腹部内への埋め込みを必要にする傾
向がある。
本発明の現在好ましい実施例が説明されてきたけれども
、本発明が関係する分野の当業者には、本発明の原理か
ら離れることなく、交換および変更がなされ得ることが
明らかであろう。さらに、半導体分野における進歩と同
ト１、例えば実用的な小寸法、低コスト且つ高電圧の構
成要素の開発において、技術的前進がなされるように、
本発明の原理は、全ての目的のための心臓処理機能を遂
行するための「自在」に埋め込みの可能な装置へ直接に
適用されることができる。したがって、本発明は、特許
請求の範囲により必要とされる範囲のみに限定されるこ
とは意図されていない。
、本発明が関係する分野の当業者には、本発明の原理か
ら離れることなく、交換および変更がなされ得ることが
明らかであろう。さらに、半導体分野における進歩と同
ト１、例えば実用的な小寸法、低コスト且つ高電圧の構
成要素の開発において、技術的前進がなされるように、
本発明の原理は、全ての目的のための心臓処理機能を遂
行するための「自在」に埋め込みの可能な装置へ直接に
適用されることができる。したがって、本発明は、特許
請求の範囲により必要とされる範囲のみに限定されるこ
とは意図されていない。
第１ａ図および第１ｂ図は、心臓速度の連続域が、本発
明に従い、複数の不整脈クラスへ分割される（仕切られ
る）方法を示す概略図、第２ａ図および２ｂ図は、前記
不整脈クラスへの例示的な治療法の割当て（指定）を示
す概略図、第３ａ図および第３ｂ図は、前記不整脈クラ
スに対する検知基準の計算法の表示を示す概略図、第４
図は、前記バーストによる整調を行う治療法の細かい体
系の特性を示す概略図、 第５図は、前記心臓刺激装置のタイミング特徴を示すフ
ロー路線図、 第６図は、本発明による埋め込み可能な心臓刺激装置の
現在好ましい実施例における電気回路を示す概略図、 第７図は、第６図の回路の一部分のさらに詳細な概略図
、および、 第８図〜第１８図は、両端図を含めて、前記好ましい実
施例の種々な部分のさらに詳細な回路図である。 １０・・・区 域 １４・・・プログラム作成およびデータ伝達用区域２０
・・・水晶発振器 ２２・・・リードスイッチ２
５・・・感知増幅区域 ２８・・・電力源区域３１
・・・整調を行なう区域 ３５・・・アナログ速度制限回路 ３７・・・絶縁保護区域 ４ｏ・・・出力用高電圧
区域６０・・・感知増幅器 ６５・・・フィードバック・ループ ６８・・・マイクロプロセッサ ７０・・・５濾過区域 ７３・・・高ゲイン帯域増幅器 ７５．７６・・・帯域増幅器 ８０・・・クワド比較
器１０１・・・非反転増幅器 １０３ 、１０４・・
・スイッチ１０６・・・キャパシタ １０７・・・
レジスタ１０８ 、１０９・・・スイッチ １１０ 、
ｉｌｌ・・・レジスタ１１２ 、１１３・・・キャパ
シタ １１５・・・レジスタ １３０ 、１３１・・・能動的帯域フィルタ増幅器１３
５・・・ゲインＤＣ増幅器 １３７・・・キャパシタ １３８・・・レジスタ１
４０ 、１４１・・・フィルタ １５０ 、１５１・・
・比較器２００・・・高電圧発生回路 ２０３・・・スイッチ駆動回路 ２０４ 、２０５・・・出力キャパシタ２０８ 、２０
７・・・ブリーダー抵抗器２１５・・・出力短絡回路保
護回路 ２２０ 、２２１ 、２２４ 、２２５・・・高電圧出
力スイッチ２４０ 、２４１・・・トランス ２４５ 、２４６・・・インバータ ２５４ 、２５５・・・トランジスタ ２５７・・・キャパシタ ２５８・・・ＰＮＰトランジスタ ２６０・・・過電圧保護回路 ２６６・・・レジスタ２
６７・・・トランジスタ ２６９・・・レジスタ２８
７・・・高電圧発振器 ２８８・・・トランス２９０
・・・トランジスタ ２９１ 、２９２ 、２９３・・・バッテリ・セル２９
５ 、２９０ 、２９７・・・フィルタ・キャパシタ３
２５・・・タイマー ３２８・・・インバータ３
３０・・・トランジスタ ３３５・・・レジスタ３３
６・・・キャパシタ ３３８・・・トランジスタ３
４０・・・レジスタ ３４１ 、３４３・・・トランジスタ ３４５・・・ダイオード ３４７・・・レジスタ３
４８・・・キャパシタ ３５１・・・トランジスタ
３５８・・・トランジスタ ３７１〜３７５・・・ス
イッチ３７７ 、３７８ 、３７９・・・キャパシタｇ
ご ９−Ｊ ｄ 逆 −。 ＞＞０＞＞ Ｊ Ｊ
ＪＦＩＧＩｌｌ 「「−
明に従い、複数の不整脈クラスへ分割される（仕切られ
る）方法を示す概略図、第２ａ図および２ｂ図は、前記
不整脈クラスへの例示的な治療法の割当て（指定）を示
す概略図、第３ａ図および第３ｂ図は、前記不整脈クラ
スに対する検知基準の計算法の表示を示す概略図、第４
図は、前記バーストによる整調を行う治療法の細かい体
系の特性を示す概略図、 第５図は、前記心臓刺激装置のタイミング特徴を示すフ
ロー路線図、 第６図は、本発明による埋め込み可能な心臓刺激装置の
現在好ましい実施例における電気回路を示す概略図、 第７図は、第６図の回路の一部分のさらに詳細な概略図
、および、 第８図〜第１８図は、両端図を含めて、前記好ましい実
施例の種々な部分のさらに詳細な回路図である。 １０・・・区 域 １４・・・プログラム作成およびデータ伝達用区域２０
・・・水晶発振器 ２２・・・リードスイッチ２
５・・・感知増幅区域 ２８・・・電力源区域３１
・・・整調を行なう区域 ３５・・・アナログ速度制限回路 ３７・・・絶縁保護区域 ４ｏ・・・出力用高電圧
区域６０・・・感知増幅器 ６５・・・フィードバック・ループ ６８・・・マイクロプロセッサ ７０・・・５濾過区域 ７３・・・高ゲイン帯域増幅器 ７５．７６・・・帯域増幅器 ８０・・・クワド比較
器１０１・・・非反転増幅器 １０３ 、１０４・・
・スイッチ１０６・・・キャパシタ １０７・・・
レジスタ１０８ 、１０９・・・スイッチ １１０ 、
ｉｌｌ・・・レジスタ１１２ 、１１３・・・キャパ
シタ １１５・・・レジスタ １３０ 、１３１・・・能動的帯域フィルタ増幅器１３
５・・・ゲインＤＣ増幅器 １３７・・・キャパシタ １３８・・・レジスタ１
４０ 、１４１・・・フィルタ １５０ 、１５１・・
・比較器２００・・・高電圧発生回路 ２０３・・・スイッチ駆動回路 ２０４ 、２０５・・・出力キャパシタ２０８ 、２０
７・・・ブリーダー抵抗器２１５・・・出力短絡回路保
護回路 ２２０ 、２２１ 、２２４ 、２２５・・・高電圧出
力スイッチ２４０ 、２４１・・・トランス ２４５ 、２４６・・・インバータ ２５４ 、２５５・・・トランジスタ ２５７・・・キャパシタ ２５８・・・ＰＮＰトランジスタ ２６０・・・過電圧保護回路 ２６６・・・レジスタ２
６７・・・トランジスタ ２６９・・・レジスタ２８
７・・・高電圧発振器 ２８８・・・トランス２９０
・・・トランジスタ ２９１ 、２９２ 、２９３・・・バッテリ・セル２９
５ 、２９０ 、２９７・・・フィルタ・キャパシタ３
２５・・・タイマー ３２８・・・インバータ３
３０・・・トランジスタ ３３５・・・レジスタ３３
６・・・キャパシタ ３３８・・・トランジスタ３
４０・・・レジスタ ３４１ 、３４３・・・トランジスタ ３４５・・・ダイオード ３４７・・・レジスタ３
４８・・・キャパシタ ３５１・・・トランジスタ
３５８・・・トランジスタ ３７１〜３７５・・・ス
イッチ３７７ 、３７８ 、３７９・・・キャパシタｇ
ご ９−Ｊ ｄ 逆 −。 ＞＞０＞＞ Ｊ Ｊ
ＪＦＩＧＩｌｌ 「「−
Claims (36)
- （１）患者の心臓の心室における不整頻脈（不整頻拍）
を検知し処理するための心臓刺激装置であって、前記心
臓の速度の連続域を、少なくとも２つの頻脈のクラスを
含む複数の領域に選択的に分割するための手段を具備し
、前記少なくとも２つの頻脈のクラスは、互いに対して
連続的であるとともに、次第に、より高くなる心臓の速
度範囲のものであり、当該頻脈クラスの最低および最高
のものは、前記連続域のうちの静脈洞領域および細動領
域によりそれぞれ境界を形成され、また、前記複数のク
ラスの速度範囲を所望の方法で対応状態に調節するため
、前記複数の頻脈クラス間の境界、およびそれらのクラ
スの最低および最高のものと前記静脈洞領域および細動
領域のそれぞれとの間の境界を選択的に調節するための
手段と、前記連続域の範囲内のどこでも心臓の事象を選
択的に検知するため、および検知された事象の中の正常
および異常な頻脈間の識別を行うための手段と、前記検
知された頻脈を終了させる方へ向かって、攻撃度の異な
る多数の治療法のうちの任意のものを以て、検知済みの
異常な頻脈を選択的に処理するための手段とを具備して
いることを特徴とする心臓刺激装置。 - （２）前記処理する手段が、患者の心臓へ細動を止める
治療法を自動的に適用するため、検知済みの頻脈の細動
領域内への加速に応答し得ることを特徴とする特許請求
の範囲第１項記載の心臓刺激装置。 - （３）前記検知する手段が、患者の心臓の電気的活動の
欠損をも感知し、また前記処理する手段に応答して、前
記心臓がその正常な電気的活動を再開するまで前記心臓
の整調を行うべく、刺激パルスを与えることを特徴とす
る特許請求の範囲第１項〜第２項のいずれか１項に記載
の心臓刺激装置。 - （４）前記処理する手段が、前記クラスのうちの任意の
ものの範囲内における異常な頻脈の検知に応答して治療
法が施されるシーケンスをも選択的に制御することを特
徴とする特許請求の範囲第１項〜第３項のいずれか１項
に記載の心臓刺激装置。 - （５）前記検知する手段が、前記処理する手段による治
療法の各々の適用の後、前記クラスのうちの任意のもの
における異常な頻脈の存在または不在をも選択的に再検
知しは、そうしている間に、その再検知を促進させるべ
く、頻脈の初期の検知のために使用されたものよりも少
ない数の基準を適用することを特徴とする特許請求の範
囲第１項〜第４項のいずれか１項に記載の心臓刺激装置
。 - （６）前記検知する手段が、検知された異常な頻脈のよ
り低い方、またはより高い方への変移も感知し、また前
記処理する手段が、その新しいクラスの頻脈のために予
め選択されている治療法を適用するために、前記変移に
応答し得ることを特徴とする特許請求の範囲第１項〜第
５項のいずれか１項に記載の心臓刺激装置。 - （７）前記処理する手段が、前記連続域の範囲内で検知
された全ての異常な不整頻脈を処理し、また前記処理す
る手段から入手可能な治療法が、少なくとも心臓へ加え
られる電気エネルギのレベルにおいて異なる整調用およ
びショック用の治療法を含んでいることを特徴とする特
許請求の範囲第１項〜第６項のいずれか１項に記載の心
臓刺激装置。 - （８）前記整調用およびショック用治療の各々が、前記
処理する手段により選択的に変化し得る少なくとも１つ
のパラメータを有した電気的波形のそれぞれにより表現
されることを特徴とする特許請求の範囲第７項記載の心
臓刺激装置。 - （９）前記検知する手段が、患者の心臓の速度の静脈洞
リズムへの戻りをも感知することを特徴とする特許請求
の範囲第１項〜第８項のいずれか１項に記載の心臓刺激
装置。 - （１０）前記検知する手段が、前記心臓速度の連続域の
うちの異なる複数の領域で不整頻脈を検知するために異
なる複数の基準を働かせ、当該検知基準は、最低の頻脈
クラスに対しては最も厳格であり、より高い速度範囲の
各々に対しては次第に緩やかになることを特徴とする特
許請求の範囲第１項〜第９項のいずれか１項に記載の心
臓刺激装置。 - （１１）前記初期の検知のために使用された基準が、再
検知のために選択的に変更され得ることを特徴とする特
許請求の範囲第５項記載の心臓刺激装置。 - （１２）前記検知する手段が、前記連続域のより高い速
度範囲領域への前記検知された不整頻脈の実際の加速か
ら、加速の誤指示を識別することも行なうことを特徴と
する特許請求の範囲第６項記載の心臓刺激装置。 - （１３）前記処理する手段が、前記心臓速度連続域のう
ちの同一の領域の範囲内での不整頻脈の繰り返された再
検知に応答して、同一の治療法を繰り返し実施するよう
にプログラムの作成が可能であることを特徴とする特許
請求の範囲第１項〜第１２項のいずれか１項に記載の心
臓刺激装置。 - （１４）前記処理する手段が、前記連続的の新しい領域
へ速度の変化を行なった異常な不整頻脈の再検知の際に
、治療法を実施するようにプログラムを作成することが
可能であり、当該治療は、先に検知に応答して実施され
た治療法とは異なることを特徴とする特許請求の範囲第
１項〜第１３項のいずれか１項に記載の心臓刺激装置。 - （１５）前記処理する手段が、検知された異常な不整頻
脈の処理の間に、前記選択された治療法の攻撃度を変更
するように、プログラムの作成が可能であることを特徴
とする特許請求の範囲第１項〜第１４項のいずれか１項
に記載の心臓刺激装置。 - （１６）前記処理する手段が、より高い方のクラスへの
前記異常な頻脈の加速の際に、最後に実施さとれたもの
よりも攻撃度の低い治療法へ戻るのを防止するように、
プログラムの作成が可能であることを特徴とする特許請
求の範囲第１項〜第１５項のいずれか１項に記載の心臓
刺激装置。 - （１７）前記処理する手段が、非常に近い次の異常な不
整頻脈の発生の際に、異常な不整頻脈の検知に応答して
適用された先のものと同一の治療法を再度適用するよう
に、プログラムの作成が可能であることを特徴とする特
許請求の範囲第１項〜第１６項のいずれか１項に記載の
心臓刺激装置。 - （１８）前記再度適用される治療法が、異常な頻脈を終
了させるのに最後に成功した全治療法のうちの最後の治
療法と同一であることを特徴とする特許請求の範囲第１
７項記載の心臓刺激装置。 - （１９）前記再度適用される治療法が、異常な頻脈を終
了させるのに成功した全ての最後の治療法と同一である
ことを特徴とする特許請求の範囲第１７項記載の心臓刺
激装置。 - （２０）前記処理する手段が、全治療法を再度実施する
前の治療法の内で最も攻撃性の少ない治療法を繰り返さ
せるように、プログラムの作成が可能であることを特徴
とする特許請求の範囲第１項〜第１９項のいずれか１項
に記載の心臓刺激装置。 - （２１）前記検知する手段が、徐脈、頻脈、細動、およ
び静脈洞速度への戻りの心臓事象の各々を検知するため
の基準を選択的に設立することを特徴とする特許請求の
範囲第１項〜第２０項のいずれか１項に記載の心臓刺激
装置。 - （２２）前記頻脈を検知するために前記検知する手段に
より選択的に設立された基準が、高い心臓速度、同高い
速度の突然の開始、同高い速度の安定性、および維持さ
れた高い速度を含むことを特徴とする特許請求の範囲第
２１項記載の心臓刺激装置。 - （２３）前記細動を検知するために前記検知する手段に
より選択的に設立された基準が、頻脈を検知するための
最高速度を越える高い心臓速度と、ｘおよびｙが選択可
能である場合の、ｙの連続的な間隔外での少なくともｘ
の細動の間隔の発生とを含むことを特徴とする特許請求
の範囲第２１項記載の心臓刺激装置。 - （２４）前記処理する手段が、（ｉ）実施されるべきシ
ョックの数と、（ｉｉ）心臓の事象の検知および前記シ
ョックの実施の間の遅延時間と、（ｉｉｉ）前記不整頻
脈を補捉するための最初の試み及びそれに続く各試みに
おけるショックの振幅と、（ｉｖ）パルス幅、極性、各
相の存在および不在を含む前記ショックの波形の相的体
系とからなるグループにおける任意の特徴を変更するこ
とにより、電気的除細動を行うショックまたは心臓の細
動を止めるショックの何れかからなる任意の治療を選択
的に変更するように制御可能であることを特徴とする特
許請求の範囲第１項〜第２３項のいずれか１項に記載の
心臓刺激装置。 - （２５）前記処理する手段が、（ｉ）前記検知された不
整頻脈を補捉するための試みの数と、（ｉｉ）整調を行
う刺激バーストにおけるバルスの数と、（ｉｉｉ）前記
整調を行う刺激バーストにおける検知および初期のパル
ス間の遅延時間と、（ｉｖ）整調を行う刺激バーストに
おける複数のパルス間の間隔と、（ｖ）前記遅延時間ま
たは前記複数のパルス間の間隔の自動的減少または交互
の増減と、（ｖｉ）前記不整頻脈速度のパーセンテージ
としてのそれらの間隔の各々の変化と、（ｖｉｉ）各連
続的バーストのために前記各間隔が増大または減少され
る量と、（ｖｉｉｉ）前記（ｖ）、（ｖｉ）または（ｖ
ｉｉ）により定義された任意のシーケンスが繰り返され
るべき回数とからなるグループにおける任意の特徴を変
更することにより、任意の整調を行う治療法を選択的に
変更するように制御可能であることを特徴とする特許請
求の範囲第１項〜第２５項のいずれか１項に記載の心臓
刺激装置。 - （２６）前記心臓の速度の連続域を分割する手段、前記
検知する手段、および前記処理する手段を作動させるた
めの制御信号を発生させるよう、ディジタル・データを
および貯蔵するためのマイクロプロセッサを具備し、ま
た前記検知する手段が、患者のＥＣＧを表わすアナログ
信号情報を受けて、それを前記マイクロプロセッサへ伝
達するためにディジタル・データに変換するための感知
増幅器を備えていることを特徴とする特許請求の範囲第
１項〜第２６項のいずれか１項に記載の心臓刺激装置。 - （２７）前記感知増幅器が、患者の心臓の細動を示す信
号の急速に変化する振幅を探知するために、前記ＥＣＧ
の信号情報を強化することを特徴とする特許請求の範囲
第２６項記載の心臓刺激装置。 - （２８）前記感知増幅器が、自動ゲイン制御、および前
記ＥＣＧの信号情報の帯域フィルタを有していることを
特徴とする特許請求の範囲第２７項記載の心臓刺激装置
。 - （２９）前記帯域フィルタが、関係する不整頻脈の周波
数バンド外の信号の振幅を減少させ、そして、患者の心
臓の細動を示す普通のＲ波の不在の際に前記周波数バン
ドの範囲内にある低い周波数の信号を増幅することを特
徴とする特許請求の範囲第２８項記載の心臓刺激装置。 - （３０）前記自動ゲイン制御が、心室の細動を示す急速
に変化する低振幅の信号を感知するために前記感知増幅
器のゲインを調節するよう、前記マイクロプロセッサを
含むフィードバック回路により行われることを特徴とす
る特許請求の範囲第２８項記載の心臓刺激装置。 - （３１）前記フィードバック回路が、内側および外側の
電圧レベルを設定し、当該内側および外側の電圧レベル
間の比率を選択的に設定し、前記内側および外側の電圧
レベルを以て前記増幅および濾過により処理された複数
の感知信号レベルを比較し、有効な感知信号を示す論理
信号を発生させることにより前記内側の電圧レベルを越
える処理された感知信号に応答し、そして前記感知増幅
器のゲインを調節するために前記マイクロプロセッサへ
さらに他の論理信号を供与することにより前記外側の電
圧レベルを越える処理された感知信号レベルに応答し、
また前記マイクロプロセッサが、静脈洞速度または頻脈
の情況を示すＱＲＳの存在時に前記増幅器のゲインを減
少させ、そして患者の心臓への整調を行う刺激の供与に
続く所定の時間の範囲内のＴ波の不在時に前記増幅器の
ゲインを増大させるため、前記さらに他の論理信号と、
前記ＥＣＧの信号情報の構成要素とに応答することを特
徴とする特許請求の範囲第３０項記載の心臓刺激装置。 - （３２）前記処理する手段が、患者の心臓へ給与される
べき電気的除細動を行うショックおよび心臓の細動を止
めるショックを発生させるための高い電圧レベルも発生
することを特徴とする特許請求の範囲前項のいずれか１
項に記載の心臓刺激装置。 - （３３）前記高い電圧レベルが、高電圧キャパシタ、高
電圧発振器、および前記電気的除細動を行うショックお
よび心臓の細動を止めるショックに適合する高い電圧レ
ベルまで、前記キャパシタを充電するために前記高電圧
発振器を前記キャパシタへ接続する絶縁回路を使用して
いる前記処理する手段により発生されることを特徴とす
る特許請求の範囲第３２項記載の心臓刺激装置。 - （３４）前記処理する手段が、患者の心臓へ高電圧ショ
ックを給送するための出力回路と、前記キャパシタ上の
高電圧を所望の振幅および極性のパルスとして前記出力
回路へ与えるために、前記マイクロプロセッサの制御の
下で選択的に操作されるスイッチとを備えていることを
特徴とする特許請求の範囲第３３項記載の心臓刺激装置
。 - （３５）前記出力回路内の所定のレベルを越える電流に
応答して前記出力回路を開くために、短絡保護回路が設
けられていることを特徴とする特許請求の範囲第３４項
記載の心臓刺激装置。 - （３６）前記刺激装置が、バッテリにより電力を与えら
れ、そして電極および関係するリード体を除く全ての構
成要素が、患者の中に埋め込むために充分に小さい寸法
の生物学的適合性を有するケース内に収納され、前記電
極および関係するリード体はそれぞれ患者の心臓の電気
的活動を感知し、選択された治療法を患者の心臓に施す
ために、前記検知する手段および前記処理する手段の一
部となっていることを特徴とする特許請求の範囲第１項
〜第３５項のいずれか１項に記載の心臓刺激装置。
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