JPH04227278A - ペースメーカにおける潜伏伝導期間の自動補償装置 - Google Patents
ペースメーカにおける潜伏伝導期間の自動補償装置Info
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- JPH04227278A JPH04227278A JP3098121A JP9812191A JPH04227278A JP H04227278 A JPH04227278 A JP H04227278A JP 3098121 A JP3098121 A JP 3098121A JP 9812191 A JP9812191 A JP 9812191A JP H04227278 A JPH04227278 A JP H04227278A
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- A—HUMAN NECESSITIES
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- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
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- A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
- A61N1/368—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions
-
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- A61N1/3682—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions with a variable atrioventricular delay
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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。
め要約のデータは記録されません。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】この発明は植え込み形ペースメー
カ、特にペーシング時のＡＶ遅延が心房誘起電位のタイ
ミングに基づき自動的に調節されるような植え込み形ペ
ースメーカに関する。
カ、特にペーシング時のＡＶ遅延が心房誘起電位のタイ
ミングに基づき自動的に調節されるような植え込み形ペ
ースメーカに関する。
【０００２】
【従来の技術】植え込み形ペースメーカのペーシング時
ＡＶ遅延は、心房への電気刺激（Ａパルス）の供給と心
室への電気刺激（Ｖパルス）の供給との間の期間である
。ＡＶ遅延は刺激が心房から心室へ伝わるときの患者の
心臓内での結節伝導期間の最善の推定値である。すなわ
ちＡＶ遅延は心房減極と心室減極との間の最適期間の推
定値である。
ＡＶ遅延は、心房への電気刺激（Ａパルス）の供給と心
室への電気刺激（Ｖパルス）の供給との間の期間である
。ＡＶ遅延は刺激が心房から心室へ伝わるときの患者の
心臓内での結節伝導期間の最善の推定値である。すなわ
ちＡＶ遅延は心房減極と心室減極との間の最適期間の推
定値である。
【０００３】初期のデマンド形ペースメーカはＡパルス
の発生又は心房減極の検出（Ｐ波）によりトリガされる
一定のＡＶ期間（ＡＶＩ）を発生させるタイマ回路を採
用していた。もし心室減極（Ｒ波）がＡＶＩの終了前に
検出されないと、心室刺激（ Ｖパルス）が発生させられた。こうしてペースメーカの
一定のＡＶＩは心房減極と心室減極との間の許容し得る
最大の期間である。
の発生又は心房減極の検出（Ｐ波）によりトリガされる
一定のＡＶ期間（ＡＶＩ）を発生させるタイマ回路を採
用していた。もし心室減極（Ｒ波）がＡＶＩの終了前に
検出されないと、心室刺激（ Ｖパルス）が発生させられた。こうしてペースメーカの
一定のＡＶＩは心房減極と心室減極との間の許容し得る
最大の期間である。
【０００４】プログラム可能なデマンド形ペースメーカ
の出現と共に、ペースメーカのＡＶＩをプログラム可能
な値にすることが有利となった。これは最適なＡＶ遅延
すなわち心房減極と心室減極との間の遅延が患者により
著しく変化するからである。更に所定の患者に対して最
適なＡＶ遅延は、患者が薬を服用しているかどうか及び
患者の心臓レート（例えば運動のレベル）などを含む種
々の要因に依存して、広範囲に変化するおそれがある。 従ってペースメーカのＡＶＩを特定の時点に特定の患者
に対する所望の値に設定することができれば、ペースメ
ーカを利用する患者に大きい利益を提供することになる
。
の出現と共に、ペースメーカのＡＶＩをプログラム可能
な値にすることが有利となった。これは最適なＡＶ遅延
すなわち心房減極と心室減極との間の遅延が患者により
著しく変化するからである。更に所定の患者に対して最
適なＡＶ遅延は、患者が薬を服用しているかどうか及び
患者の心臓レート（例えば運動のレベル）などを含む種
々の要因に依存して、広範囲に変化するおそれがある。 従ってペースメーカのＡＶＩを特定の時点に特定の患者
に対する所望の値に設定することができれば、ペースメ
ーカを利用する患者に大きい利益を提供することになる
。
【０００５】しかしながら経験により、ペーシングに対
するペースメーカの最適ＡＶＩは検出に対する最適ＡＶ
Ｉとは異なることが判明した。すなわちＡパルスが心房
に供給されたときは、ＡＶＩがＰ波の検出によりトリガ
されたときより最適ＡＶＩを幾分例えば２５ｍｓ長くす
べきであるということが判明した。従ってＡパルスの発
生に応じて一方のＡＶＩを発生させ、またＰ波の検出に
応じて他方の（より短い）ＡＶＩを発生させることが従
来の技術で知られている。最適値におけるこの差異は心
房内伝導遅延に起因する。すなわち心房刺激（Ａパルス
）が心房組織に供給される特定の位置（一般に右心房付
属器）に依存して、この刺激が心臓の主心房間伝導経路
（結節間の経路）に到達するのに或る時間がかかる。 一たび刺激が心房間伝導経路に到達すると迅速な伝導が
起こり、右心房の減極とこれに続いて左心房の減極を引
き起こす。例えばオースベル（Ａｕｓｂｅｌ）ほかの論
文「心臓ペーシング中の心房間伝導（Ｉｎｔｅｒａｔｒ
ｉａｌ Ｃｏｎｄｕｃｔｉｏｎ Ｄｕｒｉｎｇ Ｃａｒ
ｄｉａｃ Ｐａｃｉｎｇ）」、専門誌「ペース（ＰＡＣ
Ｅ）」第９巻、第１０２６〜１０３１ページ（１９８６
年１１月／１２月、第２部）；ウィッシュ（Ｗｉｓｈ）
ほかの論文「心房心室ペースメーカのプログラミングに
おける左心房タイミングの重要性（Ｉｍｐｏｒｔａｎｃ
ｅ ｏｆ ＬｅｆｔＡｔｒｉａｌ Ｔｉｍｉｎｇ ｉｎ
ｔｈｅ Ｐｒｏｇｒａｍｍｉｎｇ ｏｆ Ｄｕａｌ−
Ｃｈａｍｂｅｒ Ｐａｃｅｍａｋｅｒｓ）」、米国心臓
学会誌（Ａｍ． Ｊ． ｏｆ Ｃａｒｄｉｏｌ．）、第
６０巻、第５５６〜５７１ページ（１９８７年９月）；
アルト（Ａｌｔ ）ほかの論文「検出された又はペーシ
ングされた心房事象後のＤＤＤペーシングにおける種々
の有益なＡＶ期間（Ｄｉｆｆｅｒｅｎｔ Ｂｅｎｅｆｉ
ｃｉａｌ ＡＶ Ｉｎｔｅｒｖａｌｓ ｗｉｔｈ ＤＤ
Ｄ Ｐａｃｉｎｇ ＡｆｔｅｒＳｅｎｓｅｄ ｏｒ Ｐ
ａｃｅｄ Ａｔｒｉａｌ Ｅｖｅｎｔｓ ）」、電気物
理学会誌（Ｊ． ｏｆ Ｅｌｅｃｔｒｏｐｈｙｓ．）、
第１巻、第３号、第２５０〜２５６ページ（１９８７年
）；カタニア（Ｃａｔａｎｉａ ）ほかの論文「ＡＶ遅
延の潜伏期間の補償（ＡＶ Ｄｅｌａｙ Ｌａｔｅｎｃ
ｙ Ｃｏｍｐｅｎｓａｔｉｏｎ ）」、電気物理学会誌
（Ｊ． ｏｆ Ｅｌｅｃｔｒｏｐｈｙｓ．）、第１巻、
第３号、第２４２〜２４９ページ（１９８７年）を参照
されたい。換言すればペースメーカが右心房へＡパルス
を供給するときに、この種の供給は心房の瞬時の減極を
引き起こさない。むしろ供給された刺激は、心房減極が
起こる前に、右心房内の及び右心房と左心房の間との利
用可能な伝導経路を通って伝わらなければならない。対
照的にペースメーカがＰ波を検出するときには、心房の
減極は既に進行中である。従ってペースメーカが検出さ
れた心房事象（Ｐ波）の後にプログラムされたＡＶＩの
自動的な短縮を取り入れることが、従来の技術で知られ
ている。この自動的な短縮は、ペースメーカがペーシン
グ中であるか又は検出中であるかにかからわず、有効な
ＡＶ遅延（心房減極から心室減極までの期間）をほぼ同
一にすることを目指す。しかし残念ながらＡＶＩのこの
種の短縮はペースメーカ回路の複雑さを増し、またすべ
ての時点で所定の患者に対し正しい短縮量を提供しない
おそれがある。これは前記のように、心房間及び／又は
心房内伝導期間（潜伏期間）が患者ごとに著しく変化し
、また異なる時点で特定の患者に対し大きく変化するか
らである。
するペースメーカの最適ＡＶＩは検出に対する最適ＡＶ
Ｉとは異なることが判明した。すなわちＡパルスが心房
に供給されたときは、ＡＶＩがＰ波の検出によりトリガ
されたときより最適ＡＶＩを幾分例えば２５ｍｓ長くす
べきであるということが判明した。従ってＡパルスの発
生に応じて一方のＡＶＩを発生させ、またＰ波の検出に
応じて他方の（より短い）ＡＶＩを発生させることが従
来の技術で知られている。最適値におけるこの差異は心
房内伝導遅延に起因する。すなわち心房刺激（Ａパルス
）が心房組織に供給される特定の位置（一般に右心房付
属器）に依存して、この刺激が心臓の主心房間伝導経路
（結節間の経路）に到達するのに或る時間がかかる。 一たび刺激が心房間伝導経路に到達すると迅速な伝導が
起こり、右心房の減極とこれに続いて左心房の減極を引
き起こす。例えばオースベル（Ａｕｓｂｅｌ）ほかの論
文「心臓ペーシング中の心房間伝導（Ｉｎｔｅｒａｔｒ
ｉａｌ Ｃｏｎｄｕｃｔｉｏｎ Ｄｕｒｉｎｇ Ｃａｒ
ｄｉａｃ Ｐａｃｉｎｇ）」、専門誌「ペース（ＰＡＣ
Ｅ）」第９巻、第１０２６〜１０３１ページ（１９８６
年１１月／１２月、第２部）；ウィッシュ（Ｗｉｓｈ）
ほかの論文「心房心室ペースメーカのプログラミングに
おける左心房タイミングの重要性（Ｉｍｐｏｒｔａｎｃ
ｅ ｏｆ ＬｅｆｔＡｔｒｉａｌ Ｔｉｍｉｎｇ ｉｎ
ｔｈｅ Ｐｒｏｇｒａｍｍｉｎｇ ｏｆ Ｄｕａｌ−
Ｃｈａｍｂｅｒ Ｐａｃｅｍａｋｅｒｓ）」、米国心臓
学会誌（Ａｍ． Ｊ． ｏｆ Ｃａｒｄｉｏｌ．）、第
６０巻、第５５６〜５７１ページ（１９８７年９月）；
アルト（Ａｌｔ ）ほかの論文「検出された又はペーシ
ングされた心房事象後のＤＤＤペーシングにおける種々
の有益なＡＶ期間（Ｄｉｆｆｅｒｅｎｔ Ｂｅｎｅｆｉ
ｃｉａｌ ＡＶ Ｉｎｔｅｒｖａｌｓ ｗｉｔｈ ＤＤ
Ｄ Ｐａｃｉｎｇ ＡｆｔｅｒＳｅｎｓｅｄ ｏｒ Ｐ
ａｃｅｄ Ａｔｒｉａｌ Ｅｖｅｎｔｓ ）」、電気物
理学会誌（Ｊ． ｏｆ Ｅｌｅｃｔｒｏｐｈｙｓ．）、
第１巻、第３号、第２５０〜２５６ページ（１９８７年
）；カタニア（Ｃａｔａｎｉａ ）ほかの論文「ＡＶ遅
延の潜伏期間の補償（ＡＶ Ｄｅｌａｙ Ｌａｔｅｎｃ
ｙ Ｃｏｍｐｅｎｓａｔｉｏｎ ）」、電気物理学会誌
（Ｊ． ｏｆ Ｅｌｅｃｔｒｏｐｈｙｓ．）、第１巻、
第３号、第２４２〜２４９ページ（１９８７年）を参照
されたい。換言すればペースメーカが右心房へＡパルス
を供給するときに、この種の供給は心房の瞬時の減極を
引き起こさない。むしろ供給された刺激は、心房減極が
起こる前に、右心房内の及び右心房と左心房の間との利
用可能な伝導経路を通って伝わらなければならない。対
照的にペースメーカがＰ波を検出するときには、心房の
減極は既に進行中である。従ってペースメーカが検出さ
れた心房事象（Ｐ波）の後にプログラムされたＡＶＩの
自動的な短縮を取り入れることが、従来の技術で知られ
ている。この自動的な短縮は、ペースメーカがペーシン
グ中であるか又は検出中であるかにかからわず、有効な
ＡＶ遅延（心房減極から心室減極までの期間）をほぼ同
一にすることを目指す。しかし残念ながらＡＶＩのこの
種の短縮はペースメーカ回路の複雑さを増し、またすべ
ての時点で所定の患者に対し正しい短縮量を提供しない
おそれがある。これは前記のように、心房間及び／又は
心房内伝導期間（潜伏期間）が患者ごとに著しく変化し
、また異なる時点で特定の患者に対し大きく変化するか
らである。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】従って必要なものは、
潜伏期間がどうであろうと、特定の患者の潜伏期間を含
むようにペースメーカのプログラムされたＡＶＩを自動
的に調節する簡単な装置である。この発明の課題はこの
要求及びほかの要求に対処することにある。
潜伏期間がどうであろうと、特定の患者の潜伏期間を含
むようにペースメーカのプログラムされたＡＶＩを自動
的に調節する簡単な装置である。この発明の課題はこの
要求及びほかの要求に対処することにある。
【０００７】
【課題を解決するための手段】この課題はこの発明に基
づき、本来の活動の欠落時に第１の刺激を発生させる装
置と、第１の刺激供給又は本来の活動に由来する心室又
は心房のうちの一つの減極を証明する誘起電位を検出す
る装置と、タイマ装置へのトリガ信号の供給と共に始動
する所定のペーシング期間を発生させるタイマ装置と、
第１の刺激発生及び誘起電位の検出に基づきタイマ装置
のトリガ信号を発生させる装置と、所定のペーシング期
間の終了時点で第２の刺激を発生させる装置とを備え、
本来の活動の発生時にはタイマ装置が本来の活動の検出
に基づき所定のペーシング期間を始動し、本来の活動の
欠落時にはタイマ装置が第１の刺激発生に基づき所定の
ペーシング期間を始動し、かつ第１の刺激供給に由来す
る誘起電位の検出に基づき所定のペーシング期間を再始
動し、それにより本来の活動の欠落時に第１の刺激発生
と第２の刺激発生との間の期間が、所定のペーシング期
間に第１の刺激と結果として誘起される電位との間の期
間を加えた期間に等しくなることを特徴とする潜伏伝導
期間の自動補償装置により解決される。
づき、本来の活動の欠落時に第１の刺激を発生させる装
置と、第１の刺激供給又は本来の活動に由来する心室又
は心房のうちの一つの減極を証明する誘起電位を検出す
る装置と、タイマ装置へのトリガ信号の供給と共に始動
する所定のペーシング期間を発生させるタイマ装置と、
第１の刺激発生及び誘起電位の検出に基づきタイマ装置
のトリガ信号を発生させる装置と、所定のペーシング期
間の終了時点で第２の刺激を発生させる装置とを備え、
本来の活動の発生時にはタイマ装置が本来の活動の検出
に基づき所定のペーシング期間を始動し、本来の活動の
欠落時にはタイマ装置が第１の刺激発生に基づき所定の
ペーシング期間を始動し、かつ第１の刺激供給に由来す
る誘起電位の検出に基づき所定のペーシング期間を再始
動し、それにより本来の活動の欠落時に第１の刺激発生
と第２の刺激発生との間の期間が、所定のペーシング期
間に第１の刺激と結果として誘起される電位との間の期
間を加えた期間に等しくなることを特徴とする潜伏伝導
期間の自動補償装置により解決される。
【０００８】
【作用】この発明の一つの観点によれば、この種の誘起
心房電位が供給された刺激（ペーシング）又は洞房リズ
ム（自然の心拍）から由来するかどうかにはかかわらず
、ペースメーカのプログラムされたＡＶ期間が常に誘起
心房電位（すなわちＰ波）から測定されるような植え込
み形ペースメーカが提供される。ＡＶ期間の長さは従来
のプログラミング技術を用いて所望の値にプログラムさ
れる。常にＡＶＩが供給された刺激（Ａパルス）からで
はなく誘起心房電位から始動されることにより、ＡＶ期
間（ＡＶＩ）は刺激が心房から心室へ伝わるときの患者
の心臓内での結節伝導期間の最適推定値となる、すなわ
ちＡＶＩは心房減極と心室減極との間の最適期間の推定
値となるので、リード線の位置及び特定の患者の潜伏期
間に基づく伝導期間のすべての変動可能性が相殺され、
それによりこの種の変動を補償するためにＡＶＩを調節
することを不必要にするので有利である。
心房電位が供給された刺激（ペーシング）又は洞房リズ
ム（自然の心拍）から由来するかどうかにはかかわらず
、ペースメーカのプログラムされたＡＶ期間が常に誘起
心房電位（すなわちＰ波）から測定されるような植え込
み形ペースメーカが提供される。ＡＶ期間の長さは従来
のプログラミング技術を用いて所望の値にプログラムさ
れる。常にＡＶＩが供給された刺激（Ａパルス）からで
はなく誘起心房電位から始動されることにより、ＡＶ期
間（ＡＶＩ）は刺激が心房から心室へ伝わるときの患者
の心臓内での結節伝導期間の最適推定値となる、すなわ
ちＡＶＩは心房減極と心室減極との間の最適期間の推定
値となるので、リード線の位置及び特定の患者の潜伏期
間に基づく伝導期間のすべての変動可能性が相殺され、
それによりこの種の変動を補償するためにＡＶＩを調節
することを不必要にするので有利である。
【０００９】この発明の別の観点によれば植え込み可能
なペースメーカは、リード線の位置及び特定の患者の潜
伏期間に基づく心房内及び心房間の結節伝導期間におけ
る患者の変化を含むように自動的に調節されたペーシン
グ時ＡＶ遅延を提供するＡＶタイマ回路装置を備える。 ＡＶタイマ回路装置は、心房パルス（Ａパルス）の発生
時点で始動し誘起心房電位の発生時点で再始動をリセッ
トするような、プログラムされたＡＶ期間を提供する。 有利な実施例では、誘起心房電位がペースメーカケース
に対して双極リード線のリング電極からすなわちリング
対ケースでモニタされる。別の構成はまた、例えば双極
で（チップ電極対リング電極）又は単極で（チップ電極
対ケース）誘起電位をモニタすることを可能にする。Ａ
Ｖ期間の長さは従来のプログラミング技術を用いて所望
の値へプログラムされる。ペーシング心房刺激からＡＶ
タイマ回路装置を始動し誘起心房電位からこの装置を再
始動することにより、リード線の位置及び特定の患者の
潜伏期間に基づく結節伝導期間のすべての変動可能性が
相殺され、それによりＡＶ期間をペースメーカに調節さ
せることを不必要にする。ペーシング時ＡＶ遅延（心房
刺激の発生から心室刺激の発生までの期間）はこれらの
変化を補償するように自動的に調節されるが、一方ＡＶ
期間（心房減極から心室減極までの所望期間）は所望の
プログラム値にとどまる。
なペースメーカは、リード線の位置及び特定の患者の潜
伏期間に基づく心房内及び心房間の結節伝導期間におけ
る患者の変化を含むように自動的に調節されたペーシン
グ時ＡＶ遅延を提供するＡＶタイマ回路装置を備える。 ＡＶタイマ回路装置は、心房パルス（Ａパルス）の発生
時点で始動し誘起心房電位の発生時点で再始動をリセッ
トするような、プログラムされたＡＶ期間を提供する。 有利な実施例では、誘起心房電位がペースメーカケース
に対して双極リード線のリング電極からすなわちリング
対ケースでモニタされる。別の構成はまた、例えば双極
で（チップ電極対リング電極）又は単極で（チップ電極
対ケース）誘起電位をモニタすることを可能にする。Ａ
Ｖ期間の長さは従来のプログラミング技術を用いて所望
の値へプログラムされる。ペーシング心房刺激からＡＶ
タイマ回路装置を始動し誘起心房電位からこの装置を再
始動することにより、リード線の位置及び特定の患者の
潜伏期間に基づく結節伝導期間のすべての変動可能性が
相殺され、それによりＡＶ期間をペースメーカに調節さ
せることを不必要にする。ペーシング時ＡＶ遅延（心房
刺激の発生から心室刺激の発生までの期間）はこれらの
変化を補償するように自動的に調節されるが、一方ＡＶ
期間（心房減極から心室減極までの所望期間）は所望の
プログラム値にとどまる。
【００１０】この発明の別の観点によれば、同様なＡＶ
タイマ回路装置を有し、しかし運動又は他の身体活動の
期間中はこの活動期中に起こるＡＶ結節伝導の変化を模
擬するために、プログラムされたＡＶ期間が短縮される
（又は他の方法で調節される）ようなレート応答形ペー
スメーカが提供される。
タイマ回路装置を有し、しかし運動又は他の身体活動の
期間中はこの活動期中に起こるＡＶ結節伝導の変化を模
擬するために、プログラムされたＡＶ期間が短縮される
（又は他の方法で調節される）ようなレート応答形ペー
スメーカが提供される。
【００１１】従ってこの発明の一実施態様は、心房刺激
を発生させる装置と、本来の心房減極であるか又はペー
スメーカの心房刺激発生装置による心臓への心房刺激の
供給に由来するペーシング時心房減極であるかに応じて
、心房の減極を表す患者の心臓の誘起心房電位を検出す
る第１の検出装置と、所定のプログラム値に等しい最大
期間を有するＡＶ期間を発生させるために供給された心
房刺激及び誘起心房電位の両方に応答するタイマ装置と
、ＡＶ期間の終了時点で心室刺激を発生させる装置と、
ＡＶ期間のプログラム値を含むペースメーカの選択され
た作動パラメータを選択的にプログラムする装置とを備
え、供給された心房刺激により一たび始動されたＡＶ期
間が誘起心房電位の発生により再始動され、それにより
心房刺激の供給からＡＶ期間の終了までの全遅延が、所
定のプログラム値に供給された心房刺激と誘起心房電位
との間の期間を加えた期間から成るようにした、プログ
ラム可能な植え込み形ペースメーカとして特徴づけられ
る。
を発生させる装置と、本来の心房減極であるか又はペー
スメーカの心房刺激発生装置による心臓への心房刺激の
供給に由来するペーシング時心房減極であるかに応じて
、心房の減極を表す患者の心臓の誘起心房電位を検出す
る第１の検出装置と、所定のプログラム値に等しい最大
期間を有するＡＶ期間を発生させるために供給された心
房刺激及び誘起心房電位の両方に応答するタイマ装置と
、ＡＶ期間の終了時点で心室刺激を発生させる装置と、
ＡＶ期間のプログラム値を含むペースメーカの選択され
た作動パラメータを選択的にプログラムする装置とを備
え、供給された心房刺激により一たび始動されたＡＶ期
間が誘起心房電位の発生により再始動され、それにより
心房刺激の供給からＡＶ期間の終了までの全遅延が、所
定のプログラム値に供給された心房刺激と誘起心房電位
との間の期間を加えた期間から成るようにした、プログ
ラム可能な植え込み形ペースメーカとして特徴づけられ
る。
【００１２】この発明の別の実施態様は、プログラム可
能な植え込み形ペースメーカのＡＶ遅延を自動的に調節
するための装置と見なされる。この種のペースメーカの
ＡＶ遅延は、心房刺激の供給又は本来の（洞房性の）心
房活動と心室刺激の供給との間のペースメーカにより許
される最大期間から成る。この装置はこの発明のこの実
施態様によれば、タイマ装置へのトリガ信号の供給と共
に始動する所定のＡＶ期間を発生させるタイマ装置と、
心房刺激の供給又は本来の心房活動に由来する心房の減
極を証明する誘起心房電位を検出する装置と、本来の心
房活動の欠落時に心房刺激を発生させる装置と、心房刺
激の発生及び本来の心房活動の検出に基づいてタイマ装
置のトリガ信号を発生させる装置と、所定のＡＶ期間の
終了時点で心室刺激を発生させる装置とを備え、本来の
心房活動の発生時にはタイマ装置が誘起心房電位の検出
に基づき所定のＡＶ期間を始動し、本来の心房活動の欠
落時にはタイマ装置が心房刺激の発生に基づき所定のＡ
Ｖ期間を始動し、かつ心房刺激の供給に由来する誘起心
房電位の検出に基づき所定のＡＶ期間を再始動する。こ
の装置は本来の心房活動の発生時には（すなわちＰ波が
自然に起こるときには）所定のＡＶ期間に等しくなるよ
うに、また本来の心房活動の欠落時には（すなわちＰ波
が刺激パルスの供給により起こるときには）所定のＡＶ
期間に心房刺激の供給と結果として誘起される心房電位
との間の期間を加えた期間に等しくなるように、ＡＶ遅
延を自動的に調節するので有利である。
能な植え込み形ペースメーカのＡＶ遅延を自動的に調節
するための装置と見なされる。この種のペースメーカの
ＡＶ遅延は、心房刺激の供給又は本来の（洞房性の）心
房活動と心室刺激の供給との間のペースメーカにより許
される最大期間から成る。この装置はこの発明のこの実
施態様によれば、タイマ装置へのトリガ信号の供給と共
に始動する所定のＡＶ期間を発生させるタイマ装置と、
心房刺激の供給又は本来の心房活動に由来する心房の減
極を証明する誘起心房電位を検出する装置と、本来の心
房活動の欠落時に心房刺激を発生させる装置と、心房刺
激の発生及び本来の心房活動の検出に基づいてタイマ装
置のトリガ信号を発生させる装置と、所定のＡＶ期間の
終了時点で心室刺激を発生させる装置とを備え、本来の
心房活動の発生時にはタイマ装置が誘起心房電位の検出
に基づき所定のＡＶ期間を始動し、本来の心房活動の欠
落時にはタイマ装置が心房刺激の発生に基づき所定のＡ
Ｖ期間を始動し、かつ心房刺激の供給に由来する誘起心
房電位の検出に基づき所定のＡＶ期間を再始動する。こ
の装置は本来の心房活動の発生時には（すなわちＰ波が
自然に起こるときには）所定のＡＶ期間に等しくなるよ
うに、また本来の心房活動の欠落時には（すなわちＰ波
が刺激パルスの供給により起こるときには）所定のＡＶ
期間に心房刺激の供給と結果として誘起される心房電位
との間の期間を加えた期間に等しくなるように、ＡＶ遅
延を自動的に調節するので有利である。
【００１３】この発明の更に別の実施態様は、プログラ
ム可能な植え込み形ペースメーカのＡＶ遅延を、心房刺
激の供給と結果として誘起される心房電位との間の潜伏
期間を含むように調節する方法から成る。ペースメーカ
のＡＶ遅延はこの方法によれば、心房刺激の供給と心室
刺激の供給との間のペースメーカにより許される最大期
間として定義される。この方法は下記の段階すなわち、
ａ）心房刺激の発生に基づきＡＶタイマを始動し、ペー
スメーカはＡＶ期間の所望値をＡＶタイマ中へプログラ
ムする装置を備え、 ｂ）段階ａ）での心房刺激の供給又は本来の心房活動（
すなわち自然に起こるＰ波）に由来する心房の減極を証
明する誘起心房電位を検出し、 ｃ）ＡＶタイマがまず段階ａ）での心房刺激の発生によ
り始動される場合に段階 ｂ）での誘起心房電位の検出に基づきＡＶタイマを再始
動するか、又は本来の心房活動の場合に誘起心房電位の
検出に基づきＡＶタイマを始動し、 ｄ）ＡＶ期間の終了時点に心室刺激を発生させることか
ら成る。この方法の利用はＡＶ遅延を、ＡＶ期間に心房
刺激の供給と心房刺激が供給されたときに結果として誘
起される心房電位との間の潜伏期間を加えた期間に等し
くなるようにするので有利である。もし心房刺激が供給
されないならば、ＡＶ遅延は単にＡＶ期間に等しい。
ム可能な植え込み形ペースメーカのＡＶ遅延を、心房刺
激の供給と結果として誘起される心房電位との間の潜伏
期間を含むように調節する方法から成る。ペースメーカ
のＡＶ遅延はこの方法によれば、心房刺激の供給と心室
刺激の供給との間のペースメーカにより許される最大期
間として定義される。この方法は下記の段階すなわち、
ａ）心房刺激の発生に基づきＡＶタイマを始動し、ペー
スメーカはＡＶ期間の所望値をＡＶタイマ中へプログラ
ムする装置を備え、 ｂ）段階ａ）での心房刺激の供給又は本来の心房活動（
すなわち自然に起こるＰ波）に由来する心房の減極を証
明する誘起心房電位を検出し、 ｃ）ＡＶタイマがまず段階ａ）での心房刺激の発生によ
り始動される場合に段階 ｂ）での誘起心房電位の検出に基づきＡＶタイマを再始
動するか、又は本来の心房活動の場合に誘起心房電位の
検出に基づきＡＶタイマを始動し、 ｄ）ＡＶ期間の終了時点に心室刺激を発生させることか
ら成る。この方法の利用はＡＶ遅延を、ＡＶ期間に心房
刺激の供給と心房刺激が供給されたときに結果として誘
起される心房電位との間の潜伏期間を加えた期間に等し
くなるようにするので有利である。もし心房刺激が供給
されないならば、ＡＶ遅延は単にＡＶ期間に等しい。
【００１４】どんな潜伏期間が所定の時点で所定の患者
に対し存在するときでも、この潜伏期間を含むようにペ
ースメーカのＡＶ遅延を自動的に調節する装置を備える
ような、プログラム可能なペースメーカで用いるための
回路を提供することがこの発明の一つの特徴である。
に対し存在するときでも、この潜伏期間を含むようにペ
ースメーカのＡＶ遅延を自動的に調節する装置を備える
ような、プログラム可能なペースメーカで用いるための
回路を提供することがこの発明の一つの特徴である。
【００１５】（ペーシングされた減極であろうと本来の
減極であろうと）心房減極とそれに続くペーシングされ
た心室減極との間の期間を、患者の要求に適合するよう
に要求されたときプログラム可能に変更できる所望の値
に維持するこの種の回路を提供することが別の特徴であ
る。
減極であろうと）心房減極とそれに続くペーシングされ
た心室減極との間の期間を、患者の要求に適合するよう
に要求されたときプログラム可能に変更できる所望の値
に維持するこの種の回路を提供することが別の特徴であ
る。
【００１６】少ししか電力を消費せずかつ少ししか場所
を必要とせず、それにより回路の植え込み可能性を高め
る簡単な回路装置を用いるこの種の調節装置を提供する
ことが、この発明の更に別の特徴である。
を必要とせず、それにより回路の植え込み可能性を高め
る簡単な回路装置を用いるこの種の調節装置を提供する
ことが、この発明の更に別の特徴である。
【００１７】この発明のなお更に別の特徴は、従来のデ
マンド形心房心室ペースメーカ又はレート応答形心房心
室ペースメーカ内で用いることができる回路中に、この
種のＡＶ遅延自動調節装置を提供することである。
マンド形心房心室ペースメーカ又はレート応答形心房心
室ペースメーカ内で用いることができる回路中に、この
種のＡＶ遅延自動調節装置を提供することである。
【００１８】
【実施例】次にこの発明に基づくプログラム可能な心臓
ペースメーカとその潜伏伝導期間の自動補償装置の一実
施例を示す図面により、この発明を詳細に説明する。以
下の説明はこの発明を実施するために現在考えられる最
善の方式について行う。この説明は制限の意味に取られ
るべきでなくこの発明の一般原理を説明するために行わ
れるにすぎない。この発明の範囲は請求項を参照して確
定すべきである。
ペースメーカとその潜伏伝導期間の自動補償装置の一実
施例を示す図面により、この発明を詳細に説明する。以
下の説明はこの発明を実施するために現在考えられる最
善の方式について行う。この説明は制限の意味に取られ
るべきでなくこの発明の一般原理を説明するために行わ
れるにすぎない。この発明の範囲は請求項を参照して確
定すべきである。
【００１９】図１には、心臓の正常な動作及び心臓サイ
クルを示す典型的な心電図波形が示されている。この種
の波形は従来の皮膚電極心電図技術を用いて入手するこ
とができる。変形案として最近のペースメーカの心臓内
心電図機能は、この種のペースメーカの遠隔測定機能を
用いて同様な心電図情報を提供することができる。図示
の波形の左端から始めてＰ波が示されている。このＰ波
は心房の減極に一致する電気的活動を示す。心房の減極
は心房の収縮を伴い、それにより血液を心房から心室へ
押し出すことができる。当業者は減極と収縮とが必ずし
も同期事象ではないことを認識するが、これらの事象は
本明細書の目的に対しては同時事象と仮定され、用語「
減極」及び／又は「収縮」は同義語であることを意味す
る。
クルを示す典型的な心電図波形が示されている。この種
の波形は従来の皮膚電極心電図技術を用いて入手するこ
とができる。変形案として最近のペースメーカの心臓内
心電図機能は、この種のペースメーカの遠隔測定機能を
用いて同様な心電図情報を提供することができる。図示
の波形の左端から始めてＰ波が示されている。このＰ波
は心房の減極に一致する電気的活動を示す。心房の減極
は心房の収縮を伴い、それにより血液を心房から心室へ
押し出すことができる。当業者は減極と収縮とが必ずし
も同期事象ではないことを認識するが、これらの事象は
本明細書の目的に対しては同時事象と仮定され、用語「
減極」及び／又は「収縮」は同義語であることを意味す
る。
【００２０】Ｐ波の発生のすぐ後に心室の減極を示すＱ
ＲＳ複合波が現れる。Ｐ波とＱＲＳ波（しばしば単にＲ
波と呼ばれる）との間の期間は、血液が心房から心室へ
流れるために必要な期間であるので、心臓の動作のうち
非常に重要な期間である。Ｒ波にはＴ波が続き、Ｔ波は
心室の再分極に関連する電気活動を示す。当業者に知ら
れているように、心室は身体全体にわたって血液を送る
仕事の大部分を行う。一般に１心拍又は心臓サイクルは
、単にＲ波が一般的に同定又は測定するのが最も容易な
波であるゆえに、連続するＲ波の間の期間として測定さ
れる。もちろん心拍は連続するＴ波又はＰ波の間のよう
な心臓サイクル内の任意の点に関して測定することもで
きる。
ＲＳ複合波が現れる。Ｐ波とＱＲＳ波（しばしば単にＲ
波と呼ばれる）との間の期間は、血液が心房から心室へ
流れるために必要な期間であるので、心臓の動作のうち
非常に重要な期間である。Ｒ波にはＴ波が続き、Ｔ波は
心室の再分極に関連する電気活動を示す。当業者に知ら
れているように、心室は身体全体にわたって血液を送る
仕事の大部分を行う。一般に１心拍又は心臓サイクルは
、単にＲ波が一般的に同定又は測定するのが最も容易な
波であるゆえに、連続するＲ波の間の期間として測定さ
れる。もちろん心拍は連続するＴ波又はＰ波の間のよう
な心臓サイクル内の任意の点に関して測定することもで
きる。
【００２１】認識すべき重要な点は、もし心臓が効率良
く働くべきであるならば、或るリズム又は同期性が起こ
らなければならないということである。すなわちＰ波に
より示される心房減極のすぐ後には、Ｒ波により示され
る心室減極が続かなければならない。十分な遅延の後に
は心房が再び減極し、続いて心室が減極しなければなら
ない。もし心房又は心室の減極が自然に起こらないと、
心臓サイクルの適当な時点で必要な減極／収縮をトリガ
するために、心房又は心室へ刺激パルスを供給するため
にペースメーカを用いることができる。
く働くべきであるならば、或るリズム又は同期性が起こ
らなければならないということである。すなわちＰ波に
より示される心房減極のすぐ後には、Ｒ波により示され
る心室減極が続かなければならない。十分な遅延の後に
は心房が再び減極し、続いて心室が減極しなければなら
ない。もし心房又は心室の減極が自然に起こらないと、
心臓サイクルの適当な時点で必要な減極／収縮をトリガ
するために、心房又は心室へ刺激パルスを供給するため
にペースメーカを用いることができる。
【００２２】図２は、植え込まれたペースメーカ１１が
心臓１３に電気的に接触するときの一つの方法の略図を
示す。二つの双極リード線１６、２２がそれぞれ右心房
及び右心室へ挿入されている。双極リード線は電気的に
絶縁された二つの導体を備える単線から成る。双極リー
ド線１６の第１の導体は遠位のチップ１５へ電気的に接
続されている。第２の導体は遠位チップ１５から約１イ
ンチ離れた導電性リング電極２１へ電気的に接続されて
いる。遠位チップ１５は一般に心房付属器３３と呼ばれ
る右心房１９の腔内に置かれている。同様に遠位チップ
２５及び導電性リング電極３１を有する双極リード線２
２が右心室２３の先端部に置かれている。変形案として
これらのリード線は単極リード線又は多極リード線とす
ることができ、これらはすべて従来技術から知られてい
る。
心臓１３に電気的に接触するときの一つの方法の略図を
示す。二つの双極リード線１６、２２がそれぞれ右心房
及び右心室へ挿入されている。双極リード線は電気的に
絶縁された二つの導体を備える単線から成る。双極リー
ド線１６の第１の導体は遠位のチップ１５へ電気的に接
続されている。第２の導体は遠位チップ１５から約１イ
ンチ離れた導電性リング電極２１へ電気的に接続されて
いる。遠位チップ１５は一般に心房付属器３３と呼ばれ
る右心房１９の腔内に置かれている。同様に遠位チップ
２５及び導電性リング電極３１を有する双極リード線２
２が右心室２３の先端部に置かれている。変形案として
これらのリード線は単極リード線又は多極リード線とす
ることができ、これらはすべて従来技術から知られてい
る。
【００２３】次に図３には、この発明の有利な実施例に
基づき作動するのに適した心房追跡形心房心室ペースメ
ーカ１１のブロック線図が示されている。制御ロジック
１２は適当なタイミングシーケンス及び心臓へ供給する
ための刺激パルスを発生させる。刺激パルスは右心房へ
向けて心房駆動増幅器１４を経て心房チップ電極１５へ
接続された心房リード線１６へ供給される。同様に刺激
パルスは右心室へ向けて心室駆動増幅器２４を経て心室
チップ電極２５へ接続された心室リード線２２へ供給さ
れる。
基づき作動するのに適した心房追跡形心房心室ペースメ
ーカ１１のブロック線図が示されている。制御ロジック
１２は適当なタイミングシーケンス及び心臓へ供給する
ための刺激パルスを発生させる。刺激パルスは右心房へ
向けて心房駆動増幅器１４を経て心房チップ電極１５へ
接続された心房リード線１６へ供給される。同様に刺激
パルスは右心室へ向けて心室駆動増幅器２４を経て心室
チップ電極２５へ接続された心室リード線２２へ供給さ
れる。
【００２４】ペースメーカ１１はスイッチＳ１、Ｓ２、
Ｓ３を組み込むことにより構成のプログラム変更可能性
を備えるので有利である。このことは図３に示すように
たとえ双極リード線が用いられても刺激パルスは、身体
組織を経由してケース電極へ至る帰路を備えたチップ電
極により（チップ対ケースペーシング）、又はリング電
極を経由する帰路を備えたチップ電極により（チップ対
リングペーシング）、又は身体組織を経由してケース電
極へ至る帰路を備えるリング電極により（リング対ケー
スペーシング）、心臓へプログラム可能に供給すること
ができるということを意味する。すなわち双極式、単極
式（チップ対ケース）、又は単極式（リング対ケース）
ペーシングの任意の所望の組み合わせを用いることがで
きる。このような構成のプログラム変更可能性はまた以
下に説明するように検出にも適用される。ペーシング及
び検出のすべての三つの方式が従来の双極リード線を用
いて達成されるので有利である。
Ｓ３を組み込むことにより構成のプログラム変更可能性
を備えるので有利である。このことは図３に示すように
たとえ双極リード線が用いられても刺激パルスは、身体
組織を経由してケース電極へ至る帰路を備えたチップ電
極により（チップ対ケースペーシング）、又はリング電
極を経由する帰路を備えたチップ電極により（チップ対
リングペーシング）、又は身体組織を経由してケース電
極へ至る帰路を備えるリング電極により（リング対ケー
スペーシング）、心臓へプログラム可能に供給すること
ができるということを意味する。すなわち双極式、単極
式（チップ対ケース）、又は単極式（リング対ケース）
ペーシングの任意の所望の組み合わせを用いることがで
きる。このような構成のプログラム変更可能性はまた以
下に説明するように検出にも適用される。ペーシング及
び検出のすべての三つの方式が従来の双極リード線を用
いて達成されるので有利である。
【００２５】有利な実施例では、誘起心房電位（すなわ
ち刺激又は自然に心臓により誘起された電位）は、洞房
の又は本来のＰ波としばしば呼ばれる本来の心房減極、
及びペーシングされたＰ波としばしば呼ばれるペーシン
グ時の減極の両方に対して、リング電極を経て検出され
る。アメリカ合衆国特許第４６８６９８８ 号明細書に
は、双極リード線のリング電極による誘起心房応答の検
出に関する詳細が記載されている。リング電極２１は図
３に示された有利な構成において、スイッチＳ１を位置
Ｂへ切り換えることにより心房検出増幅器１８の負入力
端へ接続され、一方ケース電極２７はスイッチＳ２を位
置Ｄへ切り換えることにより心房検出増幅器１８の正入
力端へ接続されている。この検出増幅器１８は、誘起心
房電位を測定するためにリング電極２１とケース電極２
７との間を検出して、本来の及びペーシング時のＰ波を
共にモニタする。
ち刺激又は自然に心臓により誘起された電位）は、洞房
の又は本来のＰ波としばしば呼ばれる本来の心房減極、
及びペーシングされたＰ波としばしば呼ばれるペーシン
グ時の減極の両方に対して、リング電極を経て検出され
る。アメリカ合衆国特許第４６８６９８８ 号明細書に
は、双極リード線のリング電極による誘起心房応答の検
出に関する詳細が記載されている。リング電極２１は図
３に示された有利な構成において、スイッチＳ１を位置
Ｂへ切り換えることにより心房検出増幅器１８の負入力
端へ接続され、一方ケース電極２７はスイッチＳ２を位
置Ｄへ切り換えることにより心房検出増幅器１８の正入
力端へ接続されている。この検出増幅器１８は、誘起心
房電位を測定するためにリング電極２１とケース電極２
７との間を検出して、本来の及びペーシング時のＰ波を
共にモニタする。
【００２６】しかしながら本来の及びペーシング時のＰ
波の検出のために本来の及びペーシング時のＰ波の両方
に対して同じ検出方法を用いる必要はなく、また単極（
リング対ケース）検出に制限されない。誘起心房電位が
単極（リング対ケース）で検出される上記の検出方式は
、誘起心房電位を検出するために用いることができる幾
つかの検出方式のうちの一つを代表するにすぎない。 例えば本来の及びペーシング時のＰ波を共に検出するこ
とは、（ただ一つのチップ電極を有する）従来の単極リ
ード線を用いて単極（チップ対ケース）での検出により
行うこともできる。本来の及びペーシング時のＰ波の検
出は、従来の双極リード線を用い及び双極（チップ対リ
ング）又は単極（チップ対ケース）又は単極（リング対
ケース）の任意の組み合わせをプログラムし、下記のス
イッチ設定すなわち、 を用いて行うこともできる。
波の検出のために本来の及びペーシング時のＰ波の両方
に対して同じ検出方法を用いる必要はなく、また単極（
リング対ケース）検出に制限されない。誘起心房電位が
単極（リング対ケース）で検出される上記の検出方式は
、誘起心房電位を検出するために用いることができる幾
つかの検出方式のうちの一つを代表するにすぎない。 例えば本来の及びペーシング時のＰ波を共に検出するこ
とは、（ただ一つのチップ電極を有する）従来の単極リ
ード線を用いて単極（チップ対ケース）での検出により
行うこともできる。本来の及びペーシング時のＰ波の検
出は、従来の双極リード線を用い及び双極（チップ対リ
ング）又は単極（チップ対ケース）又は単極（リング対
ケース）の任意の組み合わせをプログラムし、下記のス
イッチ設定すなわち、 を用いて行うこともできる。
【００２７】更に（一つのチップ電極と複数のリング電
極とを有する）多重リング電極リード線を用いることも
でき、この場合にはケース検出を電極対の任意の選択さ
れた組み合わせの間で行うことができる。実際に多くの
最近のペーシング装置は、装置がチップ対ケース、リン
グ対ケース、チップ対リングなどでペーシング又は検出
するようにプログラムすることができるような、方式の
プログラム変更可能性を有するので、この発明は図３に
示すように本来の又はペーシング時のＰ波の両方をリン
グ対ケースで検出することに限定されないということが
理解される。むしろ双極、単極（チップ対ケース）及び
単極（リング対ケース）の任意の所望の組み合わせをペ
ーシング、本来のＰ波の検出及び誘起電位の検出のため
に用いることができる。
極とを有する）多重リング電極リード線を用いることも
でき、この場合にはケース検出を電極対の任意の選択さ
れた組み合わせの間で行うことができる。実際に多くの
最近のペーシング装置は、装置がチップ対ケース、リン
グ対ケース、チップ対リングなどでペーシング又は検出
するようにプログラムすることができるような、方式の
プログラム変更可能性を有するので、この発明は図３に
示すように本来の又はペーシング時のＰ波の両方をリン
グ対ケースで検出することに限定されないということが
理解される。むしろ双極、単極（チップ対ケース）及び
単極（リング対ケース）の任意の所望の組み合わせをペ
ーシング、本来のＰ波の検出及び誘起電位の検出のため
に用いることができる。
【００２８】更に図３によれば、もしこの種の洞房性心
房活動が検出されると、制御ロジック１２は駆動増幅器
１４へ供給される刺激パルスを抑制し、（ＡＶ遅延と呼
ばれる）所定の期間の後に追跡された心室刺激又はＶパ
ルスを供給する。しかしながらもし最後の心室事象（Ｒ
波またはＶパルス）の後の一般にＶＡ遅延又は心房逸脱
期間（ＡＥＩ）と呼ばれる所定の期間後にもし洞房Ｐ波
が検出されないと、制御ロジック１２は駆動増幅器１４
を経て心房へ刺激パルス又はＡパルスを供給させる。
房活動が検出されると、制御ロジック１２は駆動増幅器
１４へ供給される刺激パルスを抑制し、（ＡＶ遅延と呼
ばれる）所定の期間の後に追跡された心室刺激又はＶパ
ルスを供給する。しかしながらもし最後の心室事象（Ｒ
波またはＶパルス）の後の一般にＶＡ遅延又は心房逸脱
期間（ＡＥＩ）と呼ばれる所定の期間後にもし洞房Ｐ波
が検出されないと、制御ロジック１２は駆動増幅器１４
を経て心房へ刺激パルス又はＡパルスを供給させる。
【００２９】同様な方法で制御ロジック１２は右心室２
３で起こった電気的活動を、心室組織に接触するチップ
電極２５を有する心室リード線２２へ接続された検出増
幅器２０を経て検出する。もし自然に起こる心室電気活
動がしばしば心室逸脱期間と呼ばれる適当なＡＶ遅延以
内に検出されないと、所望の心室収縮を誘起するために
、駆動増幅器２４、心室リード線２２及びチップ電極２
５を経て供給され所定のパルス幅及び振幅を有する心室
刺激パルス（Ｖパルス）を発生させる。
３で起こった電気的活動を、心室組織に接触するチップ
電極２５を有する心室リード線２２へ接続された検出増
幅器２０を経て検出する。もし自然に起こる心室電気活
動がしばしば心室逸脱期間と呼ばれる適当なＡＶ遅延以
内に検出されないと、所望の心室収縮を誘起するために
、駆動増幅器２４、心室リード線２２及びチップ電極２
５を経て供給され所定のパルス幅及び振幅を有する心室
刺激パルス（Ｖパルス）を発生させる。
【００３０】クロック回路２６は、制御ロジック１２が
作動するときの基準となる基本クロック信号を供給する
。遠隔測定兼通信回路２８は情報を植え込まれたペース
メーカへ又はそれから伝送することができる手段を提供
する。例えばペースメーカの基本逸脱期間を変更する制
御情報は、刺激パルスの所望のパルス幅及び／又は振幅
を設定する制御情報と同様に、遠隔測定兼通信回路２８
を経て受信し記憶装置３０中へ記憶することができる。 この種の制御情報はまたもし所望ならば制御ロジック１
２へ直接送ることもできる。同様に補助増幅器（図示さ
れていない）を経て検出される心臓の電気活動は、遠隔
測定兼通信回路２８を経てペースメーカの外部へ伝送す
ることができ、それにより付き添いの医師又は他の医療
者例えば心臓科技士が外部皮膚電極を用いることなく心
臓の活動をモニタすることができる。磁気リードスイッ
チ３２はまた一般に、装置のプログラム可能な機能を制
御するために、植え込まれたペースメーカと共に用いら
れる。適当なプログラミング装置を所定の場所に置いて
、付き添いの医師又は心臓科技士は遠隔測定兼通信回路
２８を経て適当な制御信号又は指令を送ることにより、
ペースメーカの動作の所望の変更を実施することができ
る。
作動するときの基準となる基本クロック信号を供給する
。遠隔測定兼通信回路２８は情報を植え込まれたペース
メーカへ又はそれから伝送することができる手段を提供
する。例えばペースメーカの基本逸脱期間を変更する制
御情報は、刺激パルスの所望のパルス幅及び／又は振幅
を設定する制御情報と同様に、遠隔測定兼通信回路２８
を経て受信し記憶装置３０中へ記憶することができる。 この種の制御情報はまたもし所望ならば制御ロジック１
２へ直接送ることもできる。同様に補助増幅器（図示さ
れていない）を経て検出される心臓の電気活動は、遠隔
測定兼通信回路２８を経てペースメーカの外部へ伝送す
ることができ、それにより付き添いの医師又は他の医療
者例えば心臓科技士が外部皮膚電極を用いることなく心
臓の活動をモニタすることができる。磁気リードスイッ
チ３２はまた一般に、装置のプログラム可能な機能を制
御するために、植え込まれたペースメーカと共に用いら
れる。適当なプログラミング装置を所定の場所に置いて
、付き添いの医師又は心臓科技士は遠隔測定兼通信回路
２８を経て適当な制御信号又は指令を送ることにより、
ペースメーカの動作の所望の変更を実施することができ
る。
【００３１】近年ペースメーカは、ペースメーカにより
制御される心臓レートを患者の検出された生理的要求に
従って増減するために、レート応答形にすることが望ま
れている。従ってこの種のレート応答形ペースメーカに
対しては、生理的センサ２９をペースメーカ１１内に備
えることもできる。これが用いられたとき患者に関連す
る或る生理的パラメータを検出することがセンサ２９の
機能であり、この生理的パラメータは患者の心臓レート
を増減すべきかどうかについての尺度を提供する。セン
サ２９は図３ではペースメーカ１１の内部に設けられて
いるが、センサをペースメーカの外部に置き適当なリー
ド線を経てペースメーカに結合することもできる。公知
のレート応答形ペースメーカで用いられているセンサ２
９の一般的な形式は、ペースメーカ内部に取り付けられ
患者の身体活動を検出する圧電性結晶である。従来技術
から知られている他の形式のセンサは例えば呼吸レート
、血液酸素レベル、血液ｐＨ、体温などを測定する。 生理的パラメータとして測定された期間、例えばＲ−Ｔ
期間を用いることもまた従来技術で知られている。以下
に説明するように任意のこれらのパラメータを、この発
明に基づく装置を備えたレート応答形ペースメーカと共
に用いることができる。
制御される心臓レートを患者の検出された生理的要求に
従って増減するために、レート応答形にすることが望ま
れている。従ってこの種のレート応答形ペースメーカに
対しては、生理的センサ２９をペースメーカ１１内に備
えることもできる。これが用いられたとき患者に関連す
る或る生理的パラメータを検出することがセンサ２９の
機能であり、この生理的パラメータは患者の心臓レート
を増減すべきかどうかについての尺度を提供する。セン
サ２９は図３ではペースメーカ１１の内部に設けられて
いるが、センサをペースメーカの外部に置き適当なリー
ド線を経てペースメーカに結合することもできる。公知
のレート応答形ペースメーカで用いられているセンサ２
９の一般的な形式は、ペースメーカ内部に取り付けられ
患者の身体活動を検出する圧電性結晶である。従来技術
から知られている他の形式のセンサは例えば呼吸レート
、血液酸素レベル、血液ｐＨ、体温などを測定する。 生理的パラメータとして測定された期間、例えばＲ−Ｔ
期間を用いることもまた従来技術で知られている。以下
に説明するように任意のこれらのパラメータを、この発
明に基づく装置を備えたレート応答形ペースメーカと共
に用いることができる。
【００３２】次に図４には、一般的なデマンド形心房心
室ペースメーカの動作を説明する複合タイミング線図が
示されている。このタイミング線図はこの種のペースメ
ーカの動作の理解を助けるために示されている。本明細
書に用いられたこの及び別のタイミング線図では、ペー
スメーカにより発生させられた刺激パルスがＡ（心房刺
激パルスに対し）又はＶ（心室刺激パルスに対し）の符
号を有する幅の狭いスパイクとして示されている。更に
加えられた刺激パルスに対する心臓の応答は、図１に示
されたものとは逆の極性を有する（倒立）ものとして図
４に示されている。（図１は自然の又は洞房性の心臓リ
ズムを示し、従って心臓は刺激パルスを与えないで応答
する。）逆極性表示は図において本来起こる心臓事象を
ペースメーカにより誘導された（ペーシングされた）事
象と明らかに区別するために行われている。
室ペースメーカの動作を説明する複合タイミング線図が
示されている。このタイミング線図はこの種のペースメ
ーカの動作の理解を助けるために示されている。本明細
書に用いられたこの及び別のタイミング線図では、ペー
スメーカにより発生させられた刺激パルスがＡ（心房刺
激パルスに対し）又はＶ（心室刺激パルスに対し）の符
号を有する幅の狭いスパイクとして示されている。更に
加えられた刺激パルスに対する心臓の応答は、図１に示
されたものとは逆の極性を有する（倒立）ものとして図
４に示されている。（図１は自然の又は洞房性の心臓リ
ズムを示し、従って心臓は刺激パルスを与えないで応答
する。）逆極性表示は図において本来起こる心臓事象を
ペースメーカにより誘導された（ペーシングされた）事
象と明らかに区別するために行われている。
【００３３】図４のタイミング線図には、制御ロジック
１２（図３参照）により発生させられる種々の期間の描
写が含まれている。多くのこれらの期間は、図３の遠隔
測定兼通信回路２８を経て記憶回路３０へ適当な制御信
号を送ることによりこれらの期間の長さを変更すること
ができるように、プログラム可能である。当業者に知ら
れているように、期間を変更することができる多くの方
法及び技術が存在する。一つのこの種の技術は適当なデ
ータ語を所定の記憶位置へロードすることを含み、この
データ語は次に続いて制御ロジック１２の適当なカウン
タへロードすることができる。そして基本クロック信号
は所望のカウントに到達するまでこのカウンタへクロッ
ク信号を送るために用いられ、到達時点で終端カウント
信号（しばしばタイムアウト信号と呼ばれる）が発生さ
せられて所望の期間の終端を示す。従って記憶装置にロ
ードされたデータ語の値を単に変更することにより、期
間の長さを所望の値へ変更又はプログラムすることがで
きる。
１２（図３参照）により発生させられる種々の期間の描
写が含まれている。多くのこれらの期間は、図３の遠隔
測定兼通信回路２８を経て記憶回路３０へ適当な制御信
号を送ることによりこれらの期間の長さを変更すること
ができるように、プログラム可能である。当業者に知ら
れているように、期間を変更することができる多くの方
法及び技術が存在する。一つのこの種の技術は適当なデ
ータ語を所定の記憶位置へロードすることを含み、この
データ語は次に続いて制御ロジック１２の適当なカウン
タへロードすることができる。そして基本クロック信号
は所望のカウントに到達するまでこのカウンタへクロッ
ク信号を送るために用いられ、到達時点で終端カウント
信号（しばしばタイムアウト信号と呼ばれる）が発生さ
せられて所望の期間の終端を示す。従って記憶装置にロ
ードされたデータ語の値を単に変更することにより、期
間の長さを所望の値へ変更又はプログラムすることがで
きる。
【００３４】図４に示された期間は水平線により示され
ている。期間がタイムアウトされると（すなわち期間が
終端カウントに到達すると）、矢じりが水平線上に記入
され期間が終了した時点を指し示す。（タイミング線図
の水平軸は時間軸である。）図４には五つの基本期間が
示されている。すなわち、（１）心房減極と心室減極と
の間の所望の期間を示すＡＶ期間またはＡＶＩ（本明細
書の目的に対してＡパルスとＶパルスとの間の期間であ
るＡＶ遅延と区別すべきである）；（２）心房刺激パル
スの発生又は検出された心房事象に続き心房検出回路が
抑止される期間を示す心房不応期間又はＡＲＰ；（３）
自然に起こる心房又は心室活動の欠落時にＡパルスが発
生させられ心房へ供給されるまでに経過する期間を示す
心房逸脱期間又はＡＥＩ（しばしばＶＡ期間とも呼ばれ
る）；（４）心室検出増幅器２０（図３参照）が抑止さ
れる期間を示す心室不応期間又はＶＲＰ；（５）最大心
室ペーシングレートを示す最大追跡期間又はＭＴＩが示
されている。
ている。期間がタイムアウトされると（すなわち期間が
終端カウントに到達すると）、矢じりが水平線上に記入
され期間が終了した時点を指し示す。（タイミング線図
の水平軸は時間軸である。）図４には五つの基本期間が
示されている。すなわち、（１）心房減極と心室減極と
の間の所望の期間を示すＡＶ期間またはＡＶＩ（本明細
書の目的に対してＡパルスとＶパルスとの間の期間であ
るＡＶ遅延と区別すべきである）；（２）心房刺激パル
スの発生又は検出された心房事象に続き心房検出回路が
抑止される期間を示す心房不応期間又はＡＲＰ；（３）
自然に起こる心房又は心室活動の欠落時にＡパルスが発
生させられ心房へ供給されるまでに経過する期間を示す
心房逸脱期間又はＡＥＩ（しばしばＶＡ期間とも呼ばれ
る）；（４）心室検出増幅器２０（図３参照）が抑止さ
れる期間を示す心室不応期間又はＶＲＰ；（５）最大心
室ペーシングレートを示す最大追跡期間又はＭＴＩが示
されている。
【００３５】このように定義された上記期間によれば図
４の下記の説明を一層良好に理解することができる。前
記のように図４は、ペースメーカが心臓の所望のリズム
又は同期性を維持するために用いられるときの方法を示
す。図４に示された状態に対しては、刺激される心臓が
適当なレートでそれ自体の心房又は心室収縮を行うこと
ができず、それゆえにペースメーカが所望の心臓レート
を維持するために必要な刺激パルスを供給しなければな
らないと仮定されている。従って心房刺激パルスＡが心
房の収縮を引き起こすために供給される。この事象はＡ
−Ｖ期間ＡＶＩ及び心房不応期間ＡＲＰ両者をトリガす
る。従来のペースメーカではＡＲＰは心房検出増幅器１
８を抑止しＡＲＰ期間中はその動作を停止させる。（Ａ
ＲＰはＡＲＰ水平線の破線部分として示された絶対不応
部分と、実線として示された相対不応部分とに分割され
る。ＡＲＰの絶対不応部分と相対不応部分との区別はこ
の発明にとって重要でない。）ＡＲＰの使用は一般に心
房検出回路が心室事象を検出するのを防止するために必
要である。更に心房検出増幅器は一般にペーシングに用
いられるのと同じ電極へ接続されているので、従って心
房の刺激に用いられる大きい刺激パルスもまた検出増幅
器１８の入力端に現れ、それにより心房検出増幅器を飽
和させるおそれがある。従って増幅器１８がこの期間中
に作動停止させられているか又は他の方法で働かないよ
うにされているのでなければ、飽和させられた増幅器は
その検出機能を遂行するために十分時間をかけないとこ
の種の飽和から回復することができない。しかしながら
この発明の一実施例によれば、検出増幅器１８はチップ
電極１５へ接続されていない。従って少なくとも図４に
より示された又は暗示された範囲までは、図４に示され
たＡＲＰを利用する必要はない。すなわち図３に示され
たようなリング電極２１にだけ接続された検出増幅器に
対しては、作動停止期間は必要でない（又は非常に短い
作動停止期間を必要とするにすぎない）。しかしながら
もし例えばアメリカ合衆国特許第４６８６９８８ 号明
細書に記載されているようなチップ電極１５に接続され
た補助検出増幅器が採用されるときには、図４に示され
たようなＡＲＰが一般にこの種の補助検出増幅器に対し
て採用される。
４の下記の説明を一層良好に理解することができる。前
記のように図４は、ペースメーカが心臓の所望のリズム
又は同期性を維持するために用いられるときの方法を示
す。図４に示された状態に対しては、刺激される心臓が
適当なレートでそれ自体の心房又は心室収縮を行うこと
ができず、それゆえにペースメーカが所望の心臓レート
を維持するために必要な刺激パルスを供給しなければな
らないと仮定されている。従って心房刺激パルスＡが心
房の収縮を引き起こすために供給される。この事象はＡ
−Ｖ期間ＡＶＩ及び心房不応期間ＡＲＰ両者をトリガす
る。従来のペースメーカではＡＲＰは心房検出増幅器１
８を抑止しＡＲＰ期間中はその動作を停止させる。（Ａ
ＲＰはＡＲＰ水平線の破線部分として示された絶対不応
部分と、実線として示された相対不応部分とに分割され
る。ＡＲＰの絶対不応部分と相対不応部分との区別はこ
の発明にとって重要でない。）ＡＲＰの使用は一般に心
房検出回路が心室事象を検出するのを防止するために必
要である。更に心房検出増幅器は一般にペーシングに用
いられるのと同じ電極へ接続されているので、従って心
房の刺激に用いられる大きい刺激パルスもまた検出増幅
器１８の入力端に現れ、それにより心房検出増幅器を飽
和させるおそれがある。従って増幅器１８がこの期間中
に作動停止させられているか又は他の方法で働かないよ
うにされているのでなければ、飽和させられた増幅器は
その検出機能を遂行するために十分時間をかけないとこ
の種の飽和から回復することができない。しかしながら
この発明の一実施例によれば、検出増幅器１８はチップ
電極１５へ接続されていない。従って少なくとも図４に
より示された又は暗示された範囲までは、図４に示され
たＡＲＰを利用する必要はない。すなわち図３に示され
たようなリング電極２１にだけ接続された検出増幅器に
対しては、作動停止期間は必要でない（又は非常に短い
作動停止期間を必要とするにすぎない）。しかしながら
もし例えばアメリカ合衆国特許第４６８６９８８ 号明
細書に記載されているようなチップ電極１５に接続され
た補助検出増幅器が採用されるときには、図４に示され
たようなＡＲＰが一般にこの種の補助検出増幅器に対し
て採用される。
【００３６】図４の説明を続ければ、ＡＶＩの終了時点
で心室刺激パルスＶが発生させられ心臓へ供給される。 倒立したＲ波により示されるようにこの刺激パルスは心
室を収縮させる。心室刺激パルス又はＶパルスの発生は
また、心房逸脱期間又はＡＥＩ；心室不応期間又はＶＲ
Ｐ；心室事象後の心房不応期間（ＰＶＡＲＰ）；最大追
跡期間又はＭＴＩの開始をトリガする。心房検出増幅器
１８とは異なって、心室検出増幅器２０はＶパルスを供
給するのと同じ心室リード線２２を経てチップ電極２５
へ接続されている。従ってＶＲＰは適当な期間中増幅器
２０を作動停止させるために必要である。ＡＥＩ（又は
Ｖ−Ａ期間）の終了時点でＰ波が検出されていないと、
心房の収縮を発生させるためにＡパルスが発生させられ
、それにより心臓の次のサイクルを開始する。こうして
前記の事象が再び始まりサイクルが反復されて、Ａパル
スに続くＡＶＩの後にＶパルスが発生させられ、Ｖパル
スに続くＡＥＩの後にＡパルスが発生させられる。こう
して心臓の所望のリズムが維持される。
で心室刺激パルスＶが発生させられ心臓へ供給される。 倒立したＲ波により示されるようにこの刺激パルスは心
室を収縮させる。心室刺激パルス又はＶパルスの発生は
また、心房逸脱期間又はＡＥＩ；心室不応期間又はＶＲ
Ｐ；心室事象後の心房不応期間（ＰＶＡＲＰ）；最大追
跡期間又はＭＴＩの開始をトリガする。心房検出増幅器
１８とは異なって、心室検出増幅器２０はＶパルスを供
給するのと同じ心室リード線２２を経てチップ電極２５
へ接続されている。従ってＶＲＰは適当な期間中増幅器
２０を作動停止させるために必要である。ＡＥＩ（又は
Ｖ−Ａ期間）の終了時点でＰ波が検出されていないと、
心房の収縮を発生させるためにＡパルスが発生させられ
、それにより心臓の次のサイクルを開始する。こうして
前記の事象が再び始まりサイクルが反復されて、Ａパル
スに続くＡＶＩの後にＶパルスが発生させられ、Ｖパル
スに続くＡＥＩの後にＡパルスが発生させられる。こう
して心臓の所望のリズムが維持される。
【００３７】次に図５では、一つのペーシングされた心
臓サイクルの一部の拡大タイミング線図が示されている
。図５は、Ａパルスが減極を誘起するために心臓へ供給
されるときに生じる潜伏伝導期間を示す。図５に示すよ
うに、Ａパルスは心房の瞬時の収縮を発生させるわけで
はない。むしろ心房組織がＡパルスに応じて減極するま
でに有限な期間ｔ１がかかる。この有限な期間ｔ１は、
Ａパルスが（チップ電極１５での）その供給個所から心
房減極発生を引き起こす心房組織内の適当な個所へ伝わ
るのに要する潜伏伝導期間である。期間ｔ１は心房内の
心房チップ電極１５の位置、患者へ投与されている薬、
患者の活動レベルなどを含む多数の要因の関数として変
化する。この期間ｔ１後に倒立したＰ波４０により示さ
れて心房が減極する。この減極はＡＶＩを始動する又は
（前記のように）ＡＶＩを再始動するためにこの発明に
より用いられる。ＡＶＩの終了時点でＲ波が起こらなか
ったとすれば、Ｖパルスが発生させられる。図５に示す
ように、ＡＶＩは心房減極とＶパルス供給との間の期間
であることに注意されたい。Ｖパルスの供給と倒立Ｒ波
４２により示された心室減極との間にまた潜伏伝導期間
ｔ２も存在する。しかしながらこの心室潜伏期間ｔ２は
一般に全Ｖ−Ａ期間に比べて非常に小さく、（ペースメ
ーカの動作に重要な）大抵の目的に対してはこの期間ｔ
２は無視して差し支えない。従って図５に示されたＡＶ
Ｉは心臓の実際の心房減極から心室減極までの期間にほ
ぼ等しい。
臓サイクルの一部の拡大タイミング線図が示されている
。図５は、Ａパルスが減極を誘起するために心臓へ供給
されるときに生じる潜伏伝導期間を示す。図５に示すよ
うに、Ａパルスは心房の瞬時の収縮を発生させるわけで
はない。むしろ心房組織がＡパルスに応じて減極するま
でに有限な期間ｔ１がかかる。この有限な期間ｔ１は、
Ａパルスが（チップ電極１５での）その供給個所から心
房減極発生を引き起こす心房組織内の適当な個所へ伝わ
るのに要する潜伏伝導期間である。期間ｔ１は心房内の
心房チップ電極１５の位置、患者へ投与されている薬、
患者の活動レベルなどを含む多数の要因の関数として変
化する。この期間ｔ１後に倒立したＰ波４０により示さ
れて心房が減極する。この減極はＡＶＩを始動する又は
（前記のように）ＡＶＩを再始動するためにこの発明に
より用いられる。ＡＶＩの終了時点でＲ波が起こらなか
ったとすれば、Ｖパルスが発生させられる。図５に示す
ように、ＡＶＩは心房減極とＶパルス供給との間の期間
であることに注意されたい。Ｖパルスの供給と倒立Ｒ波
４２により示された心室減極との間にまた潜伏伝導期間
ｔ２も存在する。しかしながらこの心室潜伏期間ｔ２は
一般に全Ｖ−Ａ期間に比べて非常に小さく、（ペースメ
ーカの動作に重要な）大抵の目的に対してはこの期間ｔ
２は無視して差し支えない。従って図５に示されたＡＶ
Ｉは心臓の実際の心房減極から心室減極までの期間にほ
ぼ等しい。
【００３８】また図５から分かるように図示のＡＶ遅延
は潜伏期間ｔ１とＡＶＩとの和から成る。潜伏期間ｔ１
は一般的な患者に対する全ＡＶ遅延のかなりの部分例え
ば５〜５０％であり、またＡＶ遅延はペースメーカが理
想的に制御すべきである実際の心房減極から心室減極ま
での期間であるので、種々の条件のもとで所定の患者に
対して存在するような潜伏期間のすべての変化を含めて
潜伏期間ｔ１を補償するように、ＡＶ遅延を自動的に調
節するための装置をペースメーカ内に設ける必要性が生
じる。この発明は図６に示すような回路を用いることに
よりこの要求に対処するので有利である。
は潜伏期間ｔ１とＡＶＩとの和から成る。潜伏期間ｔ１
は一般的な患者に対する全ＡＶ遅延のかなりの部分例え
ば５〜５０％であり、またＡＶ遅延はペースメーカが理
想的に制御すべきである実際の心房減極から心室減極ま
での期間であるので、種々の条件のもとで所定の患者に
対して存在するような潜伏期間のすべての変化を含めて
潜伏期間ｔ１を補償するように、ＡＶ遅延を自動的に調
節するための装置をペースメーカ内に設ける必要性が生
じる。この発明は図６に示すような回路を用いることに
よりこの要求に対処するので有利である。
【００３９】図６は、図３の制御ロジックの一部のこの
発明を実施するために用いられる一実施例を示すブロッ
ク線図である。図６に示すように、この種の制御ロジッ
クは機能的にＡＶタイマ回路５０及びＶＡタイマ回路５
２を備える。タイムアウト信号がプログラムされた期間
の終了時点で各タイマにより発生させられる。ＡＶタイ
マ５０のためのプログラムされた期間は記憶装置３０（
図３参照）の割り当てられた部分に記憶されている。 記憶装置３０からこの期間は、ＡＶタイマ５０により用
いるために保持レジスタ３０ａ又は等価な装置へ従来の
方法で選択的に転送される。ＡＶタイマ５０はレジスタ
３０ａから図６に示されたロード端子又は線Ｌを経てプ
ログラムされたＡＶ期間を受け取る。（或る形式の装置
に対しては、プログラムされたＡＶ期間を記憶装置３０
内のその記憶場所からＡＶタイマ５０へ直接転送するこ
とが可能であり、この場合にはレジスタ３０ａは必要で
ない。この種の例では、図６に示されたブロック３０ａ
は機能的に図３に示された記憶装置３０の一部と考える
ことができる。）ＡＶタイマ５０はそのトリガ端子Ｔの
うちの一つへ適当な信号を与えることによりトリガ又は
始動される。図６に示すように、ＡＶタイマをトリガ又
は始動できる信号は二つ存在する。すなわち、（１）検
出増幅器１８により検出された誘起心房電位、又は（２
）ＶＡタイマ５２により発生させられたタイムアウト信
号である。任意の時点で、適当な信号を許容／抑止端子
Ｈへ与えることにより、ＡＶタイマ５０は抑止されるか
又は停止させられる。図６に示された構成に対しては、
心室検出増幅器２０′による心室活動例えばＲ波の検出
は機能的にＡＶタイマ５０を抑止又は停止させる。
発明を実施するために用いられる一実施例を示すブロッ
ク線図である。図６に示すように、この種の制御ロジッ
クは機能的にＡＶタイマ回路５０及びＶＡタイマ回路５
２を備える。タイムアウト信号がプログラムされた期間
の終了時点で各タイマにより発生させられる。ＡＶタイ
マ５０のためのプログラムされた期間は記憶装置３０（
図３参照）の割り当てられた部分に記憶されている。 記憶装置３０からこの期間は、ＡＶタイマ５０により用
いるために保持レジスタ３０ａ又は等価な装置へ従来の
方法で選択的に転送される。ＡＶタイマ５０はレジスタ
３０ａから図６に示されたロード端子又は線Ｌを経てプ
ログラムされたＡＶ期間を受け取る。（或る形式の装置
に対しては、プログラムされたＡＶ期間を記憶装置３０
内のその記憶場所からＡＶタイマ５０へ直接転送するこ
とが可能であり、この場合にはレジスタ３０ａは必要で
ない。この種の例では、図６に示されたブロック３０ａ
は機能的に図３に示された記憶装置３０の一部と考える
ことができる。）ＡＶタイマ５０はそのトリガ端子Ｔの
うちの一つへ適当な信号を与えることによりトリガ又は
始動される。図６に示すように、ＡＶタイマをトリガ又
は始動できる信号は二つ存在する。すなわち、（１）検
出増幅器１８により検出された誘起心房電位、又は（２
）ＶＡタイマ５２により発生させられたタイムアウト信
号である。任意の時点で、適当な信号を許容／抑止端子
Ｈへ与えることにより、ＡＶタイマ５０は抑止されるか
又は停止させられる。図６に示された構成に対しては、
心室検出増幅器２０′による心室活動例えばＲ波の検出
は機能的にＡＶタイマ５０を抑止又は停止させる。
【００４０】同様な方法で、ＶＡタイマ５２のためのプ
ログラムされた期間が記憶装置３０の割り当てられた部
分に記憶され、ＶＡタイマ５２により用いるためにこの
記憶装置から保持レジスタ３０ｂ又は等価な装置へ従来
の方法で選択的に転送される。レジスタ３０ｂ（このレ
ジスタはまた機能的に前記の或る形式の装置に対しては
記憶装置３０の一部と考えられる）から、このプログラ
ムされたＶＡ期間はロード端子又は線Ｌを経てＶＡタイ
マ５２へロードされる。ＶＡタイマ５２はそのトリガ入
力端Ｔへ与えられる二つの可能な信号のうちの一つによ
りトリガ又は始動される。これらの二つの可能な信号は
、（１）ＡＶタイマ５０からのタイムアウト信号、又は
（２）検出された心室活動を示す検出増幅器２０′から
の信号である。更に図６に示すように、心房検出増幅器
１８の出力はまたＶＡタイマ５２のＨ端子へ接続され、
従って誘起心房電位の心房検出増幅器１８による検出に
基づきＶＡタイマを停止又は抑止させる。
ログラムされた期間が記憶装置３０の割り当てられた部
分に記憶され、ＶＡタイマ５２により用いるためにこの
記憶装置から保持レジスタ３０ｂ又は等価な装置へ従来
の方法で選択的に転送される。レジスタ３０ｂ（このレ
ジスタはまた機能的に前記の或る形式の装置に対しては
記憶装置３０の一部と考えられる）から、このプログラ
ムされたＶＡ期間はロード端子又は線Ｌを経てＶＡタイ
マ５２へロードされる。ＶＡタイマ５２はそのトリガ入
力端Ｔへ与えられる二つの可能な信号のうちの一つによ
りトリガ又は始動される。これらの二つの可能な信号は
、（１）ＡＶタイマ５０からのタイムアウト信号、又は
（２）検出された心室活動を示す検出増幅器２０′から
の信号である。更に図６に示すように、心房検出増幅器
１８の出力はまたＶＡタイマ５２のＨ端子へ接続され、
従って誘起心房電位の心房検出増幅器１８による検出に
基づきＶＡタイマを停止又は抑止させる。
【００４１】タイマ５０又は５２の停止又は抑止の目的
はＶパルス又はＡパルスの発生を抑制することである。 タイマの停止又は抑止に加えてこの抑制機能を遂行する
ために多くの技術を用いることができる。
はＶパルス又はＡパルスの発生を抑制することである。 タイマの停止又は抑止に加えてこの抑制機能を遂行する
ために多くの技術を用いることができる。
【００４２】図３に関連して既に述べたように、心房検
出増幅器１８は有利な実施例において心房内のリング電
極２１へ接続され、従って心房内の誘起心房電位を検出
するのに適している。（前記のように別の構成を誘起電
位の検出のために用いることもできる。）同様に心室検
出増幅器２０′はリード線２２′を経て心室活動を検出
するのに適している。所望ならば、検出増幅器２０′は
リード線２２′を経て心室内のリング電極（図示されて
いない）へ接続することもでき、それにより検出増幅器
２０′は増幅器１８が誘起心房電位を検出するときと同
様な方法で誘起心室電位を検出することができる。（変
形案として、リード線２２′は図３に示すように心室パ
ルス増幅器２４と共に用いられるのと同じリード線２２
へ単純に接続することができる。）
出増幅器１８は有利な実施例において心房内のリング電
極２１へ接続され、従って心房内の誘起心房電位を検出
するのに適している。（前記のように別の構成を誘起電
位の検出のために用いることもできる。）同様に心室検
出増幅器２０′はリード線２２′を経て心室活動を検出
するのに適している。所望ならば、検出増幅器２０′は
リード線２２′を経て心室内のリング電極（図示されて
いない）へ接続することもでき、それにより検出増幅器
２０′は増幅器１８が誘起心房電位を検出するときと同
様な方法で誘起心室電位を検出することができる。（変
形案として、リード線２２′は図３に示すように心室パ
ルス増幅器２４と共に用いられるのと同じリード線２２
へ単純に接続することができる。）
【００４３】心房検出増幅器１８並びに心室検出増幅器
２０′は従来の設計のものとすることができる。例えば
前記引用特許明細書に記載のように、適当な周波数及び
／又は時間領域及び／又は振幅のろ過がこの種の増幅器
内で行われるのが有利である。この種のろ過はノイズが
誘起心房又は心室電位として検出されないことを保証す
る。振幅ろ過は一般的に、入力信号が有効な誘起電位と
して受け入れられる前に超えなければならないしきい値
の利用を含む。周波数ろ過は有効信号を所定の帯域へ制
限する。時間領域ろ過は所定の時間窓内に入るように、
すなわち少なくとも最小幅を有ししかし最大幅を超えな
いように有効信号を制限する。
２０′は従来の設計のものとすることができる。例えば
前記引用特許明細書に記載のように、適当な周波数及び
／又は時間領域及び／又は振幅のろ過がこの種の増幅器
内で行われるのが有利である。この種のろ過はノイズが
誘起心房又は心室電位として検出されないことを保証す
る。振幅ろ過は一般的に、入力信号が有効な誘起電位と
して受け入れられる前に超えなければならないしきい値
の利用を含む。周波数ろ過は有効信号を所定の帯域へ制
限する。時間領域ろ過は所定の時間窓内に入るように、
すなわち少なくとも最小幅を有ししかし最大幅を超えな
いように有効信号を制限する。
【００４４】ＡＶタイマ５０及びＶＡタイマ５２はまた
従来の設計のものとすることができる。有利な実施例で
はこれらのタイマ回路はディジタルタイマである。この
種のタイマは、カウンタとして構成され、所定の時間値
（プログラムされたＡＶ又はＶＡ期間）へカウントアッ
プするか又はその値からカウンドダウンするように（知
られた周期を有する）適当なクロック信号を与えられる
のに適しているような、レジスタを備える。このカウン
ト機能を遂行できる多くのディジタル集積回路は市販さ
れている。変形案として、適当なカウンタ回路をこの機
能を遂行する従来のフリップフロップ及び論理ゲートを
用いて容易に作ることができる。更にプログラムされた
遅延を発生させるために用いることができるアナログタ
イマ回路もまた従来から知られている。
従来の設計のものとすることができる。有利な実施例で
はこれらのタイマ回路はディジタルタイマである。この
種のタイマは、カウンタとして構成され、所定の時間値
（プログラムされたＡＶ又はＶＡ期間）へカウントアッ
プするか又はその値からカウンドダウンするように（知
られた周期を有する）適当なクロック信号を与えられる
のに適しているような、レジスタを備える。このカウン
ト機能を遂行できる多くのディジタル集積回路は市販さ
れている。変形案として、適当なカウンタ回路をこの機
能を遂行する従来のフリップフロップ及び論理ゲートを
用いて容易に作ることができる。更にプログラムされた
遅延を発生させるために用いることができるアナログタ
イマ回路もまた従来から知られている。
【００４５】心房パルス増幅器１４はトリガされたとき
に心房パルスを発生させ、リード線１６を経て心房へ供
給させる。同様に心室増幅器２４はトリガされたとき心
室パルスを発生させ、リード線２２を経て心室へ供給さ
せる。これらのパルス増幅器１４、２４は従来の設計の
ものとすることができる。
に心房パルスを発生させ、リード線１６を経て心房へ供
給させる。同様に心室増幅器２４はトリガされたとき心
室パルスを発生させ、リード線２２を経て心室へ供給さ
せる。これらのパルス増幅器１４、２４は従来の設計の
ものとすることができる。
【００４６】図６に示された回路は実際に機能すること
が強調される。所定の機能を遂行し従って植え込み形ペ
ースメーカの設計に当たって考慮しなければならないそ
の他の多様かつ多数の要件のすべてを考慮した回路を実
現するために、当業者は市販のディジタル及びアナログ
部品を用いて適当な論理回路を容易に作ることができる
が、これらの要件はこの発明の理解に不必要であるゆえ
に本明細書では省略されている。
が強調される。所定の機能を遂行し従って植え込み形ペ
ースメーカの設計に当たって考慮しなければならないそ
の他の多様かつ多数の要件のすべてを考慮した回路を実
現するために、当業者は市販のディジタル及びアナログ
部品を用いて適当な論理回路を容易に作ることができる
が、これらの要件はこの発明の理解に不必要であるゆえ
に本明細書では省略されている。
【００４７】もちろんペースメーカ１１内のすべての回
路が同じチップ又は少なくとも少数のチップ上に設けら
れ、それによりペースメーカの寸法をできるだけ小さく
保つことができるようにすることが望ましい。また回路
ができるだけ少ししか電力を消費しないＣＭＯＳ又はＮ
ＭＯＳのような回路技術を用いて実現され、それにより
ペースメーカ電池の有効寿命をできる限り長持ちさせる
ことが望ましい。例えばゲートアレー及び／又はＶＬＳ
Ｉの設計を用いてＣＭＯＳチップ上に所望の回路設計を
組み合わせるための技術が従来から知られているので、
ここでは説明しない。
路が同じチップ又は少なくとも少数のチップ上に設けら
れ、それによりペースメーカの寸法をできるだけ小さく
保つことができるようにすることが望ましい。また回路
ができるだけ少ししか電力を消費しないＣＭＯＳ又はＮ
ＭＯＳのような回路技術を用いて実現され、それにより
ペースメーカ電池の有効寿命をできる限り長持ちさせる
ことが望ましい。例えばゲートアレー及び／又はＶＬＳ
Ｉの設計を用いてＣＭＯＳチップ上に所望の回路設計を
組み合わせるための技術が従来から知られているので、
ここでは説明しない。
【００４８】次に図７及び図８のタイミング線図並びに
なお図６を参照して、図６に示す回路の動作を説明する
。図７には誘起心房電位が本来のＰ波６０として示され
ている。このＰ波は誘起Ｐ波（ｅｖｏｋｅｄ Ｐ−ｗａ
ｖｅ ）を意味して符号ＥＰＷが付けられている。ＥＰ
Ｗ６０は増幅器１８により検出され、ＡＶタイマ５０に
そのプログラムされたＡＶ期間を始動させる。ＡＶタイ
マ５０の動作は、高いレベルとなりＡＶタイマ５０がプ
ログラムされたＡＶ期間をカウントするというその機能
を実施している限り高いレベルを維持する論理信号とし
て、図７に示されている。プログラムされたＡＶ期間の
終了時点にタイムアウト信号パルス６１が発生させられ
る。このタイムアウトパルス６１はパルス増幅器２４の
入力端へ供給され、Ｖパルス６２を発生させる。従って
ＥＰＷ６０とＶパルス６２との間の期間はペースメーカ
のＡＶ遅延である。図７に示された本来のＥＰＷ６０す
なわち自然に起こったＰ波（ペーシングされていない）
に対しては、ＡＶ遅延はプログラムされたＡＶ期間に等
しい。もし心室活動がＡＶタイマのカウント中に検出さ
れるならば、従来のデマンド形ペースメーカ動作に従っ
て、この種の検出はＡＶタイマ５０の動作を停止させる
か、又はＶパルス６２の発生を防止するために別の装置
を用いる。
なお図６を参照して、図６に示す回路の動作を説明する
。図７には誘起心房電位が本来のＰ波６０として示され
ている。このＰ波は誘起Ｐ波（ｅｖｏｋｅｄ Ｐ−ｗａ
ｖｅ ）を意味して符号ＥＰＷが付けられている。ＥＰ
Ｗ６０は増幅器１８により検出され、ＡＶタイマ５０に
そのプログラムされたＡＶ期間を始動させる。ＡＶタイ
マ５０の動作は、高いレベルとなりＡＶタイマ５０がプ
ログラムされたＡＶ期間をカウントするというその機能
を実施している限り高いレベルを維持する論理信号とし
て、図７に示されている。プログラムされたＡＶ期間の
終了時点にタイムアウト信号パルス６１が発生させられ
る。このタイムアウトパルス６１はパルス増幅器２４の
入力端へ供給され、Ｖパルス６２を発生させる。従って
ＥＰＷ６０とＶパルス６２との間の期間はペースメーカ
のＡＶ遅延である。図７に示された本来のＥＰＷ６０す
なわち自然に起こったＰ波（ペーシングされていない）
に対しては、ＡＶ遅延はプログラムされたＡＶ期間に等
しい。もし心室活動がＡＶタイマのカウント中に検出さ
れるならば、従来のデマンド形ペースメーカ動作に従っ
て、この種の検出はＡＶタイマ５０の動作を停止させる
か、又はＶパルス６２の発生を防止するために別の装置
を用いる。
【００４９】図６に示すように、タイムアウトパルス６
１はまたＶＡタイマ５２へ供給され、プログラムされた
ＶＡ遅延のカウントを開始させる。もし心房活動がＶＡ
タイマ５２のカウント中に検出されると、従来のデマン
ド形ペースメーカ動作に従って、この種の検出はＶＡタ
イマの動作を停止させるか、又はＡパルスの発生を防止
するために別の装置を用いる。この発明は本来ＡＶ遅延
の発生だけに関係しＶＡ遅延には関係しないので、この
種の動作は図７及び図８のタイミング線図には示されて
いない。しかしながらＶＡ遅延がＡＶ遅延よりずっと長
いという差異を伴いつつ同様なタイミング動作が起こり
、この発明を（所望ならば）ＡＶ遅延と同様にＶＡ遅延
を自動的に調節するために用いることができるというこ
とが理解される。
１はまたＶＡタイマ５２へ供給され、プログラムされた
ＶＡ遅延のカウントを開始させる。もし心房活動がＶＡ
タイマ５２のカウント中に検出されると、従来のデマン
ド形ペースメーカ動作に従って、この種の検出はＶＡタ
イマの動作を停止させるか、又はＡパルスの発生を防止
するために別の装置を用いる。この発明は本来ＡＶ遅延
の発生だけに関係しＶＡ遅延には関係しないので、この
種の動作は図７及び図８のタイミング線図には示されて
いない。しかしながらＶＡ遅延がＡＶ遅延よりずっと長
いという差異を伴いつつ同様なタイミング動作が起こり
、この発明を（所望ならば）ＡＶ遅延と同様にＶＡ遅延
を自動的に調節するために用いることができるというこ
とが理解される。
【００５０】次に図８により、図６の回路の動作をペー
シング動作、すなわち所望の心房収縮を引き起こすため
にＡパルス６４が発生させられ心房へ供給されるような
状態に対して説明する。Ａパルス６４に応じて、心房は
図８の倒立したＥＰＷ６６として示した誘起心房電位を
発生させながら収縮する。図５の説明に関連して既に述
べたように、Ａパルス６４の供給とＥＰＷ６６の発生と
の間には潜伏期間ｔ１が存在する。Ａパルスの発生はＡ
Ｖタイマ５０にプログラムされたＡＶ期間を始動させる
。（実際に図６に示すように、ＡＶタイマ５０をトリガ
するのはＡパルスの発生を見越したＶＡタイマ５２から
のタイムアウト信号である。しかしながらパルス増幅器
１４の応答時間に関連する非常に小さい回路遅延を除け
ば、ＶＡタイマからのタイムアウト信号とＡパルスの発
生とはほぼ同時に起こると考えられる。）しかしながら
潜伏期間ｔ１の後にＥＰＷ６６が検出される。この検出
はＡＶタイマ５０にプログラムされたＡＶ期間を再始動
させる。プログラムされたＡＶ期間の終了時点でタイム
アウトパルス６７が発生し、このパルスはＶパルス６８
を発生させる。従ってＡＶタイマがまず始動された時点
、すなわちＡパルス６４の発生時点とＶパルス６８の発
生との間の期間が、ペースメーカのＡＶ遅延を形成する
。しかしながらこのＡＶ遅延は図７に示されたＡＶ遅延
とは異なる。図８のＡＶ遅延はプログラムされたＡＶ期
間と潜伏期間ｔ１との和から成るように自動的に調節さ
れている。
シング動作、すなわち所望の心房収縮を引き起こすため
にＡパルス６４が発生させられ心房へ供給されるような
状態に対して説明する。Ａパルス６４に応じて、心房は
図８の倒立したＥＰＷ６６として示した誘起心房電位を
発生させながら収縮する。図５の説明に関連して既に述
べたように、Ａパルス６４の供給とＥＰＷ６６の発生と
の間には潜伏期間ｔ１が存在する。Ａパルスの発生はＡ
Ｖタイマ５０にプログラムされたＡＶ期間を始動させる
。（実際に図６に示すように、ＡＶタイマ５０をトリガ
するのはＡパルスの発生を見越したＶＡタイマ５２から
のタイムアウト信号である。しかしながらパルス増幅器
１４の応答時間に関連する非常に小さい回路遅延を除け
ば、ＶＡタイマからのタイムアウト信号とＡパルスの発
生とはほぼ同時に起こると考えられる。）しかしながら
潜伏期間ｔ１の後にＥＰＷ６６が検出される。この検出
はＡＶタイマ５０にプログラムされたＡＶ期間を再始動
させる。プログラムされたＡＶ期間の終了時点でタイム
アウトパルス６７が発生し、このパルスはＶパルス６８
を発生させる。従ってＡＶタイマがまず始動された時点
、すなわちＡパルス６４の発生時点とＶパルス６８の発
生との間の期間が、ペースメーカのＡＶ遅延を形成する
。しかしながらこのＡＶ遅延は図７に示されたＡＶ遅延
とは異なる。図８のＡＶ遅延はプログラムされたＡＶ期
間と潜伏期間ｔ１との和から成るように自動的に調節さ
れている。
【００５１】更に図８により図６の回路の動作を、潜伏
期間が変化するような状態に対して説明する。例えばも
し潜伏期間ｔ１が増加すると、ＥＰＷ６６′が（破線で
示したように）遅れて発生する。この場合にはＡＶタイ
マ５０がＥＰＷ６６′の検出時点で再始動され、それに
従ってタイムアウトパルス６７′をプログラムされたＡ
Ｖ期間の終了時点で発生させ、パルス６７′が次にＶパ
ルス６８′を発生させる。従ってペースメーカの全ＡＶ
遅延は、プログラムされたＡＶ期間とこの増加した潜伏
期間との和から成るように調節される。ペースメーカの
動作中に、（自然のＰ波から由来するにせよ又はペーシ
ングされたＰ波から由来するにせよ）誘起心房電位とＶ
パルスの供給との間の期間が常にプログラムされたＡＶ
期間に等しくなり、一方ペースメーカのＡＶ遅延はどん
な潜伏期間でも存在するときはこれを含むように自動的
に調節されるので有利である。
期間が変化するような状態に対して説明する。例えばも
し潜伏期間ｔ１が増加すると、ＥＰＷ６６′が（破線で
示したように）遅れて発生する。この場合にはＡＶタイ
マ５０がＥＰＷ６６′の検出時点で再始動され、それに
従ってタイムアウトパルス６７′をプログラムされたＡ
Ｖ期間の終了時点で発生させ、パルス６７′が次にＶパ
ルス６８′を発生させる。従ってペースメーカの全ＡＶ
遅延は、プログラムされたＡＶ期間とこの増加した潜伏
期間との和から成るように調節される。ペースメーカの
動作中に、（自然のＰ波から由来するにせよ又はペーシ
ングされたＰ波から由来するにせよ）誘起心房電位とＶ
パルスの供給との間の期間が常にプログラムされたＡＶ
期間に等しくなり、一方ペースメーカのＡＶ遅延はどん
な潜伏期間でも存在するときはこれを含むように自動的
に調節されるので有利である。
【００５２】
【発明の効果】この発明に関連する長所は、前記のよう
にＡＶ自動調節回路を含むペースメーカが過度に複雑に
ならないということである。むしろこの種のペースメー
カの回路は機能的に図６に示すように簡単にすることが
でき、それにより検出時に一つのＡＶ遅延を供給しまた
ペーシング時に増加したＡＶ遅延を供給するために従来
技術で利用されていた回路に比べて、ペースメーカ回路
を著しく簡単化する。更にこのように簡単化されたペー
スメーカは、ペースメーカのＡＶ遅延が特定の患者にお
いて特定時点でどんな潜伏期間でも存在するときはこれ
を含むように常に調節されるので、著しく改善された性
能を提供する。
にＡＶ自動調節回路を含むペースメーカが過度に複雑に
ならないということである。むしろこの種のペースメー
カの回路は機能的に図６に示すように簡単にすることが
でき、それにより検出時に一つのＡＶ遅延を供給しまた
ペーシング時に増加したＡＶ遅延を供給するために従来
技術で利用されていた回路に比べて、ペースメーカ回路
を著しく簡単化する。更にこのように簡単化されたペー
スメーカは、ペースメーカのＡＶ遅延が特定の患者にお
いて特定時点でどんな潜伏期間でも存在するときはこれ
を含むように常に調節されるので、著しく改善された性
能を提供する。
【００５３】更にこの発明は、非レート応答形ペースメ
ーカの場合と全く同様に容易に、レート応答形ペースメ
ーカと共に用いることができるということが強調される
。前記のようにレート応答形ペースメーカは、ペースメ
ーカの基本タイミング期間例えばＡＶ期間及びＶＡ期間
が、患者の身体活動のような患者の心臓レートを増減す
べきかどうかを示す検出された生理的パラメータの関数
として調節されるようなペースメーカである。例えば検
出された生理的パラメータが、患者が運動しているとき
のように心臓レートを増加すべきことを示すならば、必
要なときに（すなわち要求に応じて）一層早いレートで
ペースメーカに刺激パルスを供給させるために、プログ
ラムされたＶＡ及びＡＶ期間を適当な量だけ短くするこ
とができる。検出された生理的パラメータが心臓レート
を減らすべきことを示すならば、徐々にペーシング心臓
レートを休息レートへ戻すために、プログラムされたＶ
Ａ及びＡＶ期間が適当な変更レートで適当な量だけ延長
される。（種々の形式のレート応答形ペースメーカの動
作の一層詳細な説明に対しては、アメリカ合衆国特許第
４８５６５２３ 号及び同第４７１２５５５ 号明細書
を参照されたい。）検出された生理的パラメータの関数
として変更されるのはプログラムされたＡＶ期間（及び
／又はプログラムされたＶＡ期間）であるゆえに、この
発明をこの種のレート応答形ペースメーカと共に容易に
用いることができるので有利である。従ってこの発明に
よれば、適当なレート応答性のＡＶ期間は、検出された
生理的パラメータにより変更された任意の時点でのＡＶ
期間の値にかかわらず、この時点での患者の特定の潜伏
期間と同様にペースメーカのＡＶ遅延中に常に含まれ、
それにより生理的に決定された適当なＡＶ期間を心房減
極と心室刺激の供給との間の期間として維持する。
ーカの場合と全く同様に容易に、レート応答形ペースメ
ーカと共に用いることができるということが強調される
。前記のようにレート応答形ペースメーカは、ペースメ
ーカの基本タイミング期間例えばＡＶ期間及びＶＡ期間
が、患者の身体活動のような患者の心臓レートを増減す
べきかどうかを示す検出された生理的パラメータの関数
として調節されるようなペースメーカである。例えば検
出された生理的パラメータが、患者が運動しているとき
のように心臓レートを増加すべきことを示すならば、必
要なときに（すなわち要求に応じて）一層早いレートで
ペースメーカに刺激パルスを供給させるために、プログ
ラムされたＶＡ及びＡＶ期間を適当な量だけ短くするこ
とができる。検出された生理的パラメータが心臓レート
を減らすべきことを示すならば、徐々にペーシング心臓
レートを休息レートへ戻すために、プログラムされたＶ
Ａ及びＡＶ期間が適当な変更レートで適当な量だけ延長
される。（種々の形式のレート応答形ペースメーカの動
作の一層詳細な説明に対しては、アメリカ合衆国特許第
４８５６５２３ 号及び同第４７１２５５５ 号明細書
を参照されたい。）検出された生理的パラメータの関数
として変更されるのはプログラムされたＡＶ期間（及び
／又はプログラムされたＶＡ期間）であるゆえに、この
発明をこの種のレート応答形ペースメーカと共に容易に
用いることができるので有利である。従ってこの発明に
よれば、適当なレート応答性のＡＶ期間は、検出された
生理的パラメータにより変更された任意の時点でのＡＶ
期間の値にかかわらず、この時点での患者の特定の潜伏
期間と同様にペースメーカのＡＶ遅延中に常に含まれ、
それにより生理的に決定された適当なＡＶ期間を心房減
極と心室刺激の供給との間の期間として維持する。
【図１】正常な心臓のリズムの心電図である。
【図２】右心房及び右心室内にペースメーカの双極リー
ド線を挿入した状態を示す断面図である。
ド線を挿入した状態を示す断面図である。
【図３】この発明に基づく装置を備えたプログラム可能
な植え込み形心臓ペースメーカの一実施例のブロック線
図である。
な植え込み形心臓ペースメーカの一実施例のブロック線
図である。
【図４】心房心室ペースメーカにより心房及び心室刺激
パルスを供給されたときの心電図である。
パルスを供給されたときの心電図である。
【図５】心房刺激供給と誘起心房電位との間の潜伏伝導
期間を示す拡大心電図である。
期間を示す拡大心電図である。
【図６】この発明に基づくＡＶ遅延自動調節装置の一実
施例のブロック線図である。
施例のブロック線図である。
【図７】本来の心房活動時の図６の回路動作を示すタイ
ミング線図である。
ミング線図である。
【図８】心房ペーシング時の図６の回路動作を示すタイ
ミング線図である。
ミング線図である。
１１ ペースメーカ
１３ 心臓
１４、２４ 刺激発生装置
１５、２５ チップ電極
１６、２２ 双極リード線
１８、２０ 誘起電位検出装置
１９ 右心房
２１、３１ リング電極
２３ 右心室
２９ 生理的センサ
５０、５２ タイマ装置
ＡＶＩ、ＶＡＩ ペーシング期間
ｔ１、ｔ２ 潜伏伝導期間
Claims (16)
- 【請求項１】 心臓への刺激と応答して誘起される電
位との間の期間である潜伏伝導期間を自動的に補償する
ためにプログラム可能な植え込み形ペースメーカで用い
られる装置において、本来の活動の欠落時に第１の刺激
を発生させる装置と、第１の刺激供給又は本来の活動に
由来する心室又は心房のうちの一つの減極を証明する誘
起電位を検出する装置と、タイマ装置へのトリガ信号の
供給と共に始動する所定のペーシング期間を発生させる
タイマ装置と、第１の刺激発生及び誘起電位の検出に基
づきタイマ装置のトリガ信号を発生させる装置と、所定
のペーシング期間の終了時点で第２の刺激を発生させる
装置とを備え、本来の活動の発生時にはタイマ装置が本
来の活動の検出に基づき所定のペーシング期間を始動し
、本来の活動の欠落時にはタイマ装置が第１の刺激発生
に基づき所定のペーシング期間を始動し、かつ第１の刺
激供給に由来する誘起電位の検出に基づき所定のペーシ
ング期間を再始動し、それにより本来の活動の欠落時に
第１の刺激発生と第２の刺激発生との間の期間が、所定
のペーシング期間に第１の刺激と結果として誘起される
電位との間の期間を加えた期間に等しくなることを特徴
とするペースメーカにおける潜伏伝導期間の自動補償装
置。 - 【請求項２】 心房刺激を発生させる装置と、本来の
心房減極であるか又は心房刺激発生装置による心臓への
心房刺激の供給に由来するペーシング時心房減極である
かに応じて、心房の減極を表す患者の心臓の誘起心房電
位を検出する第１の検出装置と、所定のプログラム値に
等しい最大期間を有するＡＶ期間を発生させるために供
給された心房刺激及び誘起心房電位の両方に応答するタ
イマ装置と、ＡＶ期間の終了時点で心室刺激を発生させ
る装置と、ＡＶ期間のプログラム値を含むペースメーカ
の選択された作動パラメータを選択的にプログラムする
装置とを備え、供給された心房刺激により一たび始動さ
れたＡＶ期間が誘起心房電位の発生により再始動され、
それにより心房刺激の供給からＡＶ期間の終了までの全
遅延が、所定のプログラム値に供給された心房刺激と誘
起心房電位との間の期間を加えた期間から成ることを特
徴とするプログラム可能な植え込み形ペースメーカ。 - 【請求項３】 第１の検出装置がケース電極と、遠位
端部及び近位端部を有する双極リード線と、第１の入力
端子と第２の入力端子との間の電位を検出する検出増幅
器とを備え、双極リード線の遠位端部のチップ電極が第
１の導体により近位端部で第１の近位端子へ接続され、
遠位端部のチップ電極から離して置かれたリング電極が
第２の導体により近位端部で第２の近位端子へ接続され
、双極リード線はリング電極が所望の心房組織に接近す
るように心臓内に挿入され、検出増幅器の第１の入力端
子がチップ電極及びリング電極のうちの選択された一つ
へ接続され、第２の入力端子がリング電極及びケース電
極のうちの選択された一つへ接続され、それにより検出
増幅器がチップ電極とリング電極又はチップ電極とケー
ス電極又はリング電極とケース電極のうちの選択された
一対の間の電位を検出することを特徴とする請求項２記
載のペースメーカ。 - 【請求項４】 心房刺激発生装置が、ペースメーカの
プログラムされた作動パラメータのうちの少なくとも一
つにより決定されたパルス幅及び振幅を有する心房刺激
パルスを発生させるパルス発生装置と、心房刺激パルス
を双極リード線の第１の近位端子へ伝える出力増幅器と
を備え、出力増幅器がペースメーカのケース電極または
双極リード線のリング電極のうちの選択された一つを通
る電流帰路を有し、それにより心房刺激パルスは遠位電
極が心臓組織に接触する心臓内の個所で心臓へ供給され
、電流帰路が選択的に身体組織を通ってペースメーカの
ケース電極又は双極リード線のリング電極へ向かって設
けられることを特徴とする請求項２記載のペースメーカ
。 - 【請求項５】 誘起心室電位を検出する第２の検出装
置と、第２の検出装置がＡＶ期間の終了に先立って誘起
心室電位を検出する場合に心臓への心房刺激パルスの供
給を抑制する装置とを備えることを特徴とする請求項４
記載のペースメーカ。 - 【請求項６】 心臓レートを変更する必要性を示す生
理的パラメータを検出する装置と、検出された生理的パ
ラメータの関数としてＡＶ期間のプログラム値を変更す
る装置とを備えることを特徴とする請求項２記載のペー
スメーカ。 - 【請求項７】 潜伏伝導期間を補償するために、心房
刺激の供給又は本来の心房活動と心室刺激の供給との間
のペースメーカにより許される最大期間から成るような
、プログラム可能な植え込み形ペースメーカのＡＶ遅延
を自動的に調節する装置において、タイマ装置へのトリ
ガ信号の供給と共に始動する所定のＡＶ期間を発生させ
るタイマ装置と、心房刺激の供給又は本来の心房活動に
由来する心房の減極を証明する誘起心房電位を検出する
装置と、本来の心房活動の欠落時に心房刺激を発生させ
る装置と、心房刺激の発生及び本来の心房活動の検出に
基づいてタイマ装置のトリガ信号を発生させる装置と、
所定のＡＶ期間の終了時点で心室刺激を発生させる装置
とを備え、本来の心房活動の発生時にはタイマ装置が誘
起心房電位の検出に基づき所定のＡＶ期間を始動し、本
来の心房活動の欠落時にはタイマ装置が心房刺激の発生
に基づき所定のＡＶ期間を始動し、かつ心房刺激の供給
に由来する誘起心房電位の検出に基づき所定のＡＶ期間
を再始動し、それにより本来の心房活動の発生時にはＡ
Ｖ遅延がＡＶ期間から成り、また本来の心房活動の欠落
時にはＡＶ遅延がＡＶ期間に心房刺激の供給と結果とし
て誘起される心房電位との間の期間を加えた期間から成
ることを特徴とするＡＶ遅延自動調節装置。 - 【請求項８】 誘起心房電位を検出する装置が、心房
刺激を供給するように位置決めされた第１の電極と、心
房減極を検出するように第１の電極から離して位置決め
された第２の電極と、ケース電極と、第２の電極及びケ
ース電極へ電気的に接続された検出増幅器とを備え、検
出された心房減極が所定のレベル以上の振幅のような所
定基準を示すときは常に、検出増幅器が誘起心房電位を
示す出力信号を供給することを特徴とする請求項７記載
の自動調節装置。 - 【請求項９】 第１及び第２の電極がそれぞれ双極リ
ード線のチップ電極及びリング電極から成ることを特徴
とする請求項８記載の自動調節装置。 - 【請求項１０】 ペースメーカが所定のＡＶ期間の値
を所望の値へプログラム可能に変更する装置を備えるこ
とを特徴とする請求項７記載の自動調節装置。 - 【請求項１１】 ペースメーカが生理的パラメータを
検出する生理的センサ装置と、検出された生理的パラメ
ータの関数として所定のＡＶ間隔の値を自動的に変更す
る装置とを備えることを特徴とする請求項１０記載の自
動調節装置。 - 【請求項１２】 ペースメーカが心室減極を検出する
装置と、もし心室減極が所定のＡＶ期間中に検出された
ならば心室刺激発生装置を抑制する装置とを備えること
を特徴とする請求項１０記載の自動調節装置。 - 【請求項１３】 心室刺激の供給又は本来の心室活動
とこれに続く心房刺激の供給との間のペースメーカによ
り許される最大期間から成るような、プログラム可能な
植え込み形ペースメーカのＶＡ遅延を自動的に調節する
装置において、タイマ装置へのトリガ信号の供給と共に
始動する所定のＶＡ期間を発生させるタイマ装置と、心
室刺激の供給又は本来の心室活動に由来する心室の減極
を証明する誘起心室電位を検出する装置と、本来の心室
活動の欠落時に心室刺激を発生させる装置と、心室刺激
の発生及び本来の心室活動の検出に基づきタイマ装置の
トリガ信号を発生させる装置と、所定のＶＡ期間の終了
時点で心房刺激を発生させる装置とを備え、本来の心室
活動の発生時にはタイマ装置が誘起心室電位の検出に基
づき所定のＶＡ期間を始動し、本来の心室活動の欠落時
にはタイマ装置が心室刺激の発生に基づき所定のＶＡ期
間を始動し、かつ心室刺激の供給に由来する誘起心室電
位の検出に基づき所定のＶＡ期間を再始動し、それによ
り本来の心室活動の発生時にはＶＡ遅延がＶＡ期間から
成り、また本来の心室活動の欠落時にはＶＡ遅延がＶＡ
期間に心室刺激の供給と結果として誘起される心室電位
との間の期間を加えた期間から成ることを特徴とするＶ
Ａ遅延自動調節装置。 - 【請求項１４】 心房刺激の供給と結果として誘起さ
れる心房電位との間のすべての潜伏期間を自動的に含む
ように、心房刺激の供給と心室刺激の供給との間のペー
スメーカにより許される最大期間から成るような、プロ
グラム可能な植え込み形ペースメーカのＡＶ遅延を調節
する方法において、方法が下記の段階すなわち、ａ）心
房刺激の発生に基づきＡＶタイマを始動し、ペースメー
カはＡＶ期間の所望値をＡＶタイマ中へプログラムする
装置を備え、 ｂ）段階ａ）での心房刺激の供給又は本来の心房活動に
由来する心房の減極を証明する誘起心房電位を検出し、
ｃ）ＡＶタイマがまず段階ａ）での心房刺激の発生によ
り始動される場合には、段階ｂ）での誘起心房電位の検
出に基づきＡＶタイマを再始動するか、又は本来の心房
活動の場合に誘起心房電位の検出に基づきＡＶタイマを
始動し、 ｄ）ＡＶ期間の終了時点に心室刺激を発生させることか
ら成り、それにより心房刺激が供給されたときにはＡＶ
遅延がＡＶ期間に心房刺激の供給と結果として誘起され
た心房電位との間の期間を加えた期間から成り、本来の
心房活動が起こったときにはＡＶ遅延がＡＶ期間から成
ることを特徴とするＡＶ遅延調節方法。 - 【請求項１５】 ＡＶタイマがその機能を遂行してい
る期間に本来の心室活動が検出された場合には、段階ｄ
）での心室刺激の発生を抑制することを含むことを特徴
とする請求項１４記載の方法。 - 【請求項１６】 ペースメーカにより制御された心臓
レートを変更する必要性を示す生理的パラメータを検出
することと、検出された生理的パラメータの関数として
所定のＡＶ期間を変更することとを含むことを特徴とす
る請求項１４記載の方法。
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