JPH05200124A - ペースメーカ媒介頻脈を終了させるためのシステムおよび方法 - Google Patents
ペースメーカ媒介頻脈を終了させるためのシステムおよび方法Info
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- JPH05200124A JPH05200124A JP4291931A JP29193192A JPH05200124A JP H05200124 A JPH05200124 A JP H05200124A JP 4291931 A JP4291931 A JP 4291931A JP 29193192 A JP29193192 A JP 29193192A JP H05200124 A JPH05200124 A JP H05200124A
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Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
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- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 植え込み可能なペースメーカを有する患者の
ペースメーカ媒介頻脈（ＰＭＴ）を適切に終了させる。 【構成】 心臓レートの検出、Ｐ波およびＶパルスの検
出および心臓サイクルの規定されたシーケンスの検出の
ための検出手段を含み、前記の規定されたシーケンスの
各心臓サイクルがＶパルスにより続かれるＰ波を含み、
各心臓サイクルの前記Ｐ波と前記Ｖパルスとの間の時間
間隔がＰ‐Ｖ間隔（ＰＶＩ）を含み、連続するＶパルス
の間の時間間隔がＶ‐Ｖ間隔を含む。また、計時された
心房パルスにより心房を刺激するため検出手段にち応答
する刺激手段を含み、計時される心房パルスが心臓サイ
クルのなかのシーケンス中のサイクルの対応する１つの
なかで生起する検出されたＰ波から計時されている。
ペースメーカ媒介頻脈（ＰＭＴ）を適切に終了させる。 【構成】 心臓レートの検出、Ｐ波およびＶパルスの検
出および心臓サイクルの規定されたシーケンスの検出の
ための検出手段を含み、前記の規定されたシーケンスの
各心臓サイクルがＶパルスにより続かれるＰ波を含み、
各心臓サイクルの前記Ｐ波と前記Ｖパルスとの間の時間
間隔がＰ‐Ｖ間隔（ＰＶＩ）を含み、連続するＶパルス
の間の時間間隔がＶ‐Ｖ間隔を含む。また、計時された
心房パルスにより心房を刺激するため検出手段にち応答
する刺激手段を含み、計時される心房パルスが心臓サイ
クルのなかのシーケンス中のサイクルの対応する１つの
なかで生起する検出されたＰ波から計時されている。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、心臓ペースメーカ、一
層詳細には、ペースメーカ媒介頻脈（ＰＭＴ）の生起を
自動的に検出しかつ終了させるのに適した植え込み可能
でプログラム可能なデュアルチャンバペースメーカに関
する。
層詳細には、ペースメーカ媒介頻脈（ＰＭＴ）の生起を
自動的に検出しかつ終了させるのに適した植え込み可能
でプログラム可能なデュアルチャンバペースメーカに関
する。
【０００２】特に、本発明を組み入れたペースメーカ
は、ＰＭＴ中断アルゴリズムが応用されている時に、活
動中または休息時の心室レートの減速を最小化する。こ
のような心室レートの減速は特に活動中に望ましくな
い。さらに、本発明は、最後の退行性（レトログレー
ド）Ｐ波から計時される適切に計時された心房パルスに
よりＰＭＴを終了させ、こうして心房競合を防止し、ま
た有効な心房刺激およびその後のアンテグレード伝導を
生じさせ、こうして退行性伝導がペースメーカにより検
出されることを防止する。
は、ＰＭＴ中断アルゴリズムが応用されている時に、活
動中または休息時の心室レートの減速を最小化する。こ
のような心室レートの減速は特に活動中に望ましくな
い。さらに、本発明は、最後の退行性（レトログレー
ド）Ｐ波から計時される適切に計時された心房パルスに
よりＰＭＴを終了させ、こうして心房競合を防止し、ま
た有効な心房刺激およびその後のアンテグレード伝導を
生じさせ、こうして退行性伝導がペースメーカにより検
出されることを防止する。
【０００３】
【従来の技術】ポンプの機能を効率的に行うためには、
心臓は自然Ａ‐Ｖ同期を維持しなければならない。用語
“Ａ‐Ｖ同期”は心房および心室の収縮の間に存在する
順次タイミング関係に関する。所与の心臓サイクルまた
は心拍のなかで、心房（Ａ）は規定されたタイミングま
たは同期化された関係に従って心室（Ｖ）に先立って収
縮し、従って“Ａ‐Ｖ同期”という用語が用いられる。
これらの収縮は典型的に、心臓組織の脱分極に付随する
電気的信号または波を検出することにより表され、また
は測定される。この脱分極は心臓組織の収縮の直前に
（またたいていの目的ではそれと同時とみなされ得る）
生ずる。これらの信号または波は心電図（ＥＣＧ）上で
観察可能であり、また心房の脱分極を表すＰ波、心室の
脱分極を表す（しばしばＲ波と呼ばれる、群の優勢な
波）ＱＲＳ波および心室の再分極を表すＴ波を含んでい
る。（心房も再分極されるが、この心房再分極はほぼ心
室の脱分極と同時に生起し、また心房再分極により発生
される任意の電気的信号は一般に小さく、ＥＣＧ上のは
るかに大きいＱＲＳ波によりマスクアウトされる。）
心臓は自然Ａ‐Ｖ同期を維持しなければならない。用語
“Ａ‐Ｖ同期”は心房および心室の収縮の間に存在する
順次タイミング関係に関する。所与の心臓サイクルまた
は心拍のなかで、心房（Ａ）は規定されたタイミングま
たは同期化された関係に従って心室（Ｖ）に先立って収
縮し、従って“Ａ‐Ｖ同期”という用語が用いられる。
これらの収縮は典型的に、心臓組織の脱分極に付随する
電気的信号または波を検出することにより表され、また
は測定される。この脱分極は心臓組織の収縮の直前に
（またたいていの目的ではそれと同時とみなされ得る）
生ずる。これらの信号または波は心電図（ＥＣＧ）上で
観察可能であり、また心房の脱分極を表すＰ波、心室の
脱分極を表す（しばしばＲ波と呼ばれる、群の優勢な
波）ＱＲＳ波および心室の再分極を表すＴ波を含んでい
る。（心房も再分極されるが、この心房再分極はほぼ心
室の脱分極と同時に生起し、また心房再分極により発生
される任意の電気的信号は一般に小さく、ＥＣＧ上のは
るかに大きいＱＲＳ波によりマスクアウトされる。）
【０００４】こうして、心臓の自然Ａ‐Ｖ同期を表すの
はＰ‐ＱＲＳ‐Ｔ波サイクルである。これらの波は、そ
れらの間に存在するタイミング関係を含めて、心臓の作
動および性能が検査されている時には常に注意深く検査
され、また通常のＥＣＧ技術を通じてモニタされる。
はＰ‐ＱＲＳ‐Ｔ波サイクルである。これらの波は、そ
れらの間に存在するタイミング関係を含めて、心臓の作
動および性能が検査されている時には常に注意深く検査
され、また通常のＥＣＧ技術を通じてモニタされる。
【０００５】ペースメーカは、Ｐ波および（または）Ｒ
波の生起に関して心房および（または）心室をモニタ
し、また心臓の適切なチャンバにそのチャンバを脱分
極、従ってまた収縮させるべく供給される刺激パルスを
発生することにより、心臓が所望のＡ‐Ｖ同期を維持す
るのを助ける医学装置である。（ペースメーカの主機能
はこのような刺激パルスを与えることであるから、ペー
スメーカはしばしば“パルス発生器”と呼ばれる。）も
し、なんらかの理由で、心臓がその自然Ａ‐Ｖ同期を維
持し得ないならば、ペースメーカは心臓をモニタし、ま
た心臓か正しいＡ‐Ｖ同期を維持していないことを検出
する時に電気的刺激パルスを与えるのに利用される。デ
ュアルチャンバペースメーカは、たとえば、右心房およ
び右心室の双方をモニタする。もしそれが適切な時に心
房脱分極を検出すれば、心房刺激パルスは発生されな
い。もしそれが心房脱分極の後に規定された時間内に心
室脱分極を検出すれば、心室刺激パルスは発生されな
い。しかし、もしそれが規定された時間周期中に心房も
しくは心室脱分極を検出しないならば、しばしばＡパル
ス（もし心房に供給されるならば）および（または）Ｖ
パルス（もし心房に供給されるならば）と呼ばれる刺激
パルスが発生され、また正しい心拍を維持するため適切
な時に心臓の適切なチャンバに供給される。
波の生起に関して心房および（または）心室をモニタ
し、また心臓の適切なチャンバにそのチャンバを脱分
極、従ってまた収縮させるべく供給される刺激パルスを
発生することにより、心臓が所望のＡ‐Ｖ同期を維持す
るのを助ける医学装置である。（ペースメーカの主機能
はこのような刺激パルスを与えることであるから、ペー
スメーカはしばしば“パルス発生器”と呼ばれる。）も
し、なんらかの理由で、心臓がその自然Ａ‐Ｖ同期を維
持し得ないならば、ペースメーカは心臓をモニタし、ま
た心臓か正しいＡ‐Ｖ同期を維持していないことを検出
する時に電気的刺激パルスを与えるのに利用される。デ
ュアルチャンバペースメーカは、たとえば、右心房およ
び右心室の双方をモニタする。もしそれが適切な時に心
房脱分極を検出すれば、心房刺激パルスは発生されな
い。もしそれが心房脱分極の後に規定された時間内に心
室脱分極を検出すれば、心室刺激パルスは発生されな
い。しかし、もしそれが規定された時間周期中に心房も
しくは心室脱分極を検出しないならば、しばしばＡパル
ス（もし心房に供給されるならば）および（または）Ｖ
パルス（もし心房に供給されるならば）と呼ばれる刺激
パルスが発生され、また正しい心拍を維持するため適切
な時に心臓の適切なチャンバに供給される。
【０００６】デュアルチャンバペースメーカ、すなわち
心臓の両チャンバで検出かつ（または）整調し得るペー
スメーカの作動を複雑にする問題の１つは“退行性伝
導”である。退行性伝導は、心室の脱分極が後方に心房
のなかに伝播し、心房を時期尚早に脱分極させる時の状
態である。この心房脱分極はＰ波の生起により表され、
しばしば“退行性Ｐ波”と呼ばれる。退行性Ｐ波は、そ
れが心室収縮後にはるかに早くに生起することを例外と
して、自然Ｐ波と実質的に同一にＥＣＧ上に現れる。
（“自然”Ｐ波は心臓の自然のサイナスリズムにより設
定されるような心臓の自然Ａ‐Ｖ同期の結果として生
じ、また以下では“サイナス”Ｐ波と呼ばれる。）退行
性伝導の一層完全な説明は米国特許第 4,788,980号明細
書を参照されたい。
心臓の両チャンバで検出かつ（または）整調し得るペー
スメーカの作動を複雑にする問題の１つは“退行性伝
導”である。退行性伝導は、心室の脱分極が後方に心房
のなかに伝播し、心房を時期尚早に脱分極させる時の状
態である。この心房脱分極はＰ波の生起により表され、
しばしば“退行性Ｐ波”と呼ばれる。退行性Ｐ波は、そ
れが心室収縮後にはるかに早くに生起することを例外と
して、自然Ｐ波と実質的に同一にＥＣＧ上に現れる。
（“自然”Ｐ波は心臓の自然のサイナスリズムにより設
定されるような心臓の自然Ａ‐Ｖ同期の結果として生
じ、また以下では“サイナス”Ｐ波と呼ばれる。）退行
性伝導の一層完全な説明は米国特許第 4,788,980号明細
書を参照されたい。
【０００７】不幸なことに、ペースメーカ検出回路は退
行性Ｐ波とサイナスＰ波とを容易に区別することができ
ない。従って、いったんＰ波が検出されると、ペースメ
ーカが（その作動モードに関係して）典型的に、その後
の規定された遅延（ここでは“Ｐ‐Ｖ遅延”と呼ばれ
る）の後に、Ｒ波がＰ‐Ｖ遅延の間に検出されないかぎ
り、Ｖパルスを発生するという重要な問題が存在する。
（たいていの文献では、ここで使用されている用語であ
るＰ‐Ｖ遅延を“Ａ‐Ｖ遅延”またはＡＶＤと呼んでい
る。さらに、いくつかのペースメーカはＰ波に続く１つ
の遅延およびＡパルスに続く他の少し異なる遅延または
ＡＶ遅延を用いている。本発明の目的では、Ａパルスで
あろうとＰ波であろうと心房事象に続くこのようなすべ
ての遅延はここでは“Ｐ‐Ｖ遅延”と呼ばれる。）もし
検出されるＰ波が退行性Ｐ波であれば、心室の収縮は退
行性Ｐ波に先立って生起したばかりなので、Ｒ波はたぶ
んこの比較的短いＰ‐Ｖ遅延時間間隔の間に生起しない
であろう。こうして、Ｐ‐Ｖ遅延の終了時に、Ｖパルス
がペースメーカにより発生され、心室を再び収縮させ、
この収縮は他の退行性Ｐ波を生じさせる。この退行性Ｐ
波は、次いで、Ｐ‐Ｖ遅延の後に別のＶパルスを発生さ
せ、サイクルを繰り返させ、その結果としてペースメー
カ媒介頻脈またはＰＭＴが生ずる。（“頻脈”は心臓の
非常に速い拍またはレートである。）
行性Ｐ波とサイナスＰ波とを容易に区別することができ
ない。従って、いったんＰ波が検出されると、ペースメ
ーカが（その作動モードに関係して）典型的に、その後
の規定された遅延（ここでは“Ｐ‐Ｖ遅延”と呼ばれ
る）の後に、Ｒ波がＰ‐Ｖ遅延の間に検出されないかぎ
り、Ｖパルスを発生するという重要な問題が存在する。
（たいていの文献では、ここで使用されている用語であ
るＰ‐Ｖ遅延を“Ａ‐Ｖ遅延”またはＡＶＤと呼んでい
る。さらに、いくつかのペースメーカはＰ波に続く１つ
の遅延およびＡパルスに続く他の少し異なる遅延または
ＡＶ遅延を用いている。本発明の目的では、Ａパルスで
あろうとＰ波であろうと心房事象に続くこのようなすべ
ての遅延はここでは“Ｐ‐Ｖ遅延”と呼ばれる。）もし
検出されるＰ波が退行性Ｐ波であれば、心室の収縮は退
行性Ｐ波に先立って生起したばかりなので、Ｒ波はたぶ
んこの比較的短いＰ‐Ｖ遅延時間間隔の間に生起しない
であろう。こうして、Ｐ‐Ｖ遅延の終了時に、Ｖパルス
がペースメーカにより発生され、心室を再び収縮させ、
この収縮は他の退行性Ｐ波を生じさせる。この退行性Ｐ
波は、次いで、Ｐ‐Ｖ遅延の後に別のＶパルスを発生さ
せ、サイクルを繰り返させ、その結果としてペースメー
カ媒介頻脈またはＰＭＴが生ずる。（“頻脈”は心臓の
非常に速い拍またはレートである。）
【０００８】ＰＭＴの間に退行性伝導に起因する各Ｐ波
を追跡し、またその後のプログラムされたＰ‐Ｖ遅延の
後に心室刺激パルスを与えることにより頻脈を生じさ
せ、または“媒介”するのはペースメーカ自体である。
ペースメーカはこうして、電子的に各Ｐ波を検出し、ま
た、もしその後の規定された時間（プログラムされたＰ
‐Ｖ遅延）の間にＲ波が検出されないならば、Ｖパルス
（心室刺激パルス）を発生することにより、前向き伝導
経路（心房から心室へ）を与える。逆向きまたは後向き
伝導経路（心室から心房へ）は、Ｖパルスの結果として
生起する心室の脱分極により始まる退行性伝導により与
えられる。こうして、退行性伝導は心室脱分極を心房に
戻し、心房を脱分極させ（その結果として退行性Ｐ波を
生じさせ）、またプロセスが繰り返す。
を追跡し、またその後のプログラムされたＰ‐Ｖ遅延の
後に心室刺激パルスを与えることにより頻脈を生じさ
せ、または“媒介”するのはペースメーカ自体である。
ペースメーカはこうして、電子的に各Ｐ波を検出し、ま
た、もしその後の規定された時間（プログラムされたＰ
‐Ｖ遅延）の間にＲ波が検出されないならば、Ｖパルス
（心室刺激パルス）を発生することにより、前向き伝導
経路（心房から心室へ）を与える。逆向きまたは後向き
伝導経路（心室から心房へ）は、Ｖパルスの結果として
生起する心室の脱分極により始まる退行性伝導により与
えられる。こうして、退行性伝導は心室脱分極を心房に
戻し、心房を脱分極させ（その結果として退行性Ｐ波を
生じさせ）、またプロセスが繰り返す。
【０００９】不幸なことに、ＰＭＴはさまざまな事象に
よりトリガされ得る。ＰＭＴをトリガするための最も一
般的なメカニズムは早発性の心室収縮すなわちＰＶＣで
ある。ＰＶＣはたいていの哺乳類の心臓に対して稀な出
来事ではない。たとえば咳またはくしゃみはＰＶＣを生
じ得る。不幸なことに、Ｐ波を追跡するモードに設定さ
れており、また心室を刺激するデュアルチャンバペース
メーカを有する患者に対しては、単一のＰＶＣの生起
が、ペースメーカが退行性Ｐ波の追跡を開始することを
許すようにペースメーカのタイミングをリセットし、Ｐ
ＭＴを生起させ得る。このようなＰＭＴは、もし数サイ
クル以上にわたって継続することを許されるならば、心
臓がそのポンプ機能を効率的に遂行するのに深刻な影響
を与える。従って、ＰＭＴの生起を正確に検出し、また
いったん検出されれば、このようなＰＭＴを迅速に終了
させるシステムまたは方法が必要とされる。
よりトリガされ得る。ＰＭＴをトリガするための最も一
般的なメカニズムは早発性の心室収縮すなわちＰＶＣで
ある。ＰＶＣはたいていの哺乳類の心臓に対して稀な出
来事ではない。たとえば咳またはくしゃみはＰＶＣを生
じ得る。不幸なことに、Ｐ波を追跡するモードに設定さ
れており、また心室を刺激するデュアルチャンバペース
メーカを有する患者に対しては、単一のＰＶＣの生起
が、ペースメーカが退行性Ｐ波の追跡を開始することを
許すようにペースメーカのタイミングをリセットし、Ｐ
ＭＴを生起させ得る。このようなＰＭＴは、もし数サイ
クル以上にわたって継続することを許されるならば、心
臓がそのポンプ機能を効率的に遂行するのに深刻な影響
を与える。従って、ＰＭＴの生起を正確に検出し、また
いったん検出されれば、このようなＰＭＴを迅速に終了
させるシステムまたは方法が必要とされる。
【００１０】ＰＭＴを防止するのに使用される通常の手
法は、先ずＰＶＣを検出し、またその後のすべての速い
心臓レートはＰＭＴであるとみなすことである。こうし
て、ＰＭＴの生起を防止するために、ＰＶＣの検出時に
１サイクルにわたってＤＶＩ作動モードに戻すことはペ
ースメーカの分野で知られている。（種々のペースメー
カモード、ＤＤＤ、ＤＤＩ、ＤＶＩ、ＶＶＩなどの説明
はたとえば米国特許第4,712,555号明細書を参照された
い。）この応答は、実際に、心房検出増幅器を１サイク
ルにわたってターンオフする。従って、ＰＶＣの検出に
続いて、電子的検出回路が退行性事象であろうと正常な
事象であろうと、すべての心房事象の検出からマスクさ
れているので、Ｐ波はペースメーカにより検出され得な
い。こうして、退行性Ｐ波が検出されないので、ペース
メーカが退行性Ｐ波に続いて１つのＰ‐Ｖ遅延の後にＶ
パルスを発生することは可能でない。もし退行性Ｐ波が
検出されないならば、ＰＭＴの生起は防止される。
法は、先ずＰＶＣを検出し、またその後のすべての速い
心臓レートはＰＭＴであるとみなすことである。こうし
て、ＰＭＴの生起を防止するために、ＰＶＣの検出時に
１サイクルにわたってＤＶＩ作動モードに戻すことはペ
ースメーカの分野で知られている。（種々のペースメー
カモード、ＤＤＤ、ＤＤＩ、ＤＶＩ、ＶＶＩなどの説明
はたとえば米国特許第4,712,555号明細書を参照された
い。）この応答は、実際に、心房検出増幅器を１サイク
ルにわたってターンオフする。従って、ＰＶＣの検出に
続いて、電子的検出回路が退行性事象であろうと正常な
事象であろうと、すべての心房事象の検出からマスクさ
れているので、Ｐ波はペースメーカにより検出され得な
い。こうして、退行性Ｐ波が検出されないので、ペース
メーカが退行性Ｐ波に続いて１つのＰ‐Ｖ遅延の後にＶ
パルスを発生することは可能でない。もし退行性Ｐ波が
検出されないならば、ＰＭＴの生起は防止される。
【００１１】１サイクルにわたって心房検出増幅器をタ
ーンオフするこのアプローチの１つの問題は、もしＤＶ
Ｉモードを使用する１サイクルの間に自発性Ｒ波を有す
る正常なサイナスリズムが生起するならば、ペースメー
カが自発性Ｒ波を他のＰＶＣとして解釈するので、ＰＶ
Ｃ応答がオンにとどまることである。こうして、たとい
可能なＰＭＴが防止されるとしても、正常なＰ波の追跡
の喪失が生起し得る。なぜならば、検出されたＰＶＣへ
の応答によりＰ波がマスクされており、また検出された
すべてのＲ波が他のＰＶＣとして解釈されるからであ
る。従って、ＰＶＣ応答が、それを終了させるための手
段がないので、“立往生した”状態になり得る。Ｐ波追
跡の喪失はペースメーカのプログラムされたレート設定
および患者のサイナスレートに関係して数秒間から数時
間まで生起し得る。
ーンオフするこのアプローチの１つの問題は、もしＤＶ
Ｉモードを使用する１サイクルの間に自発性Ｒ波を有す
る正常なサイナスリズムが生起するならば、ペースメー
カが自発性Ｒ波を他のＰＶＣとして解釈するので、ＰＶ
Ｃ応答がオンにとどまることである。こうして、たとい
可能なＰＭＴが防止されるとしても、正常なＰ波の追跡
の喪失が生起し得る。なぜならば、検出されたＰＶＣへ
の応答によりＰ波がマスクされており、また検出された
すべてのＲ波が他のＰＶＣとして解釈されるからであ
る。従って、ＰＶＣ応答が、それを終了させるための手
段がないので、“立往生した”状態になり得る。Ｐ波追
跡の喪失はペースメーカのプログラムされたレート設定
および患者のサイナスレートに関係して数秒間から数時
間まで生起し得る。
【００１２】ＰＶＣがＰＭＴをトリガすることを防止す
るための従来知られている他の手法は、心室後心房不応
周期（ＰＶＡＲＰ）をＰＶＣの検出時に規定された大き
さ、たとえば４８０ミリ秒だけ延長し、こうしてこの時
間周期の間は退行性伝導をマスクすることである。加え
て、心房エスケープ間隔（Ｖ‐Ａ遅延）が、プログラム
されたレートまたは（もしレート応答ペースメーカの場
合のようにセンサが使用されているならば）センサによ
り指示されたレートにかかわらず、規定された値、たと
えば８３０ミリ秒に固定される。たとえば米国特許第
4,788,980号明細書を参照されたい。選択されたＰＶＡ
ＲＰと固定されたＶＡ値との間の差、いまの例では３５
０ミリ秒は有利に、Ｐ波が検出され得る“時間窓”を許
す。
るための従来知られている他の手法は、心室後心房不応
周期（ＰＶＡＲＰ）をＰＶＣの検出時に規定された大き
さ、たとえば４８０ミリ秒だけ延長し、こうしてこの時
間周期の間は退行性伝導をマスクすることである。加え
て、心房エスケープ間隔（Ｖ‐Ａ遅延）が、プログラム
されたレートまたは（もしレート応答ペースメーカの場
合のようにセンサが使用されているならば）センサによ
り指示されたレートにかかわらず、規定された値、たと
えば８３０ミリ秒に固定される。たとえば米国特許第
4,788,980号明細書を参照されたい。選択されたＰＶＡ
ＲＰと固定されたＶＡ値との間の差、いまの例では３５
０ミリ秒は有利に、Ｐ波が検出され得る“時間窓”を許
す。
【００１３】ＰＶＡＲＰを延長する上記のアプローチ
は、ＰＶＣ検出時にＤＶＩに戻すアプローチにくらべて
改善されている。なぜならば、延長されたＰＶＡＲＰ間
隔が大多数の患者のたいていの退行性伝導をマスクする
のに十分であり、また退行性伝導に関係付けられないＰ
波がなお追跡され得るからである。しかし、サイナスＰ
波または他の心房事象（たとえばＡパルス）が定められ
た時間窓の間に延長されたＰＶＡＲＰ間隔に続いてＶＡ
遅延の終了に先立って（たとえば上記の例の時間に対し
ては３５０ミリ秒の間に）生起しないかぎり、ＰＶＣ応
答が継続する。不幸なことに、ＰＶＣ応答はもしＰ波が
ＶＡ遅延間隔をリセットさせる（Ｒ波をＰＶＣとして解
釈させる）Ｒ波により続かれる（検出されない）延長さ
れたＰＶＡＲＰ間隔のなかで起こるならば継続し得る。
このことが生起する時、ＰＶＣ応答はこうして固定され
た心房エスケープ間隔を生じさせる。その結果、心室レ
ートが減速する。なぜならば、整調レートはＡ‐Ｖ遅延
（Ｐ‐Ｖ遅延）および心房エスケープ間隔（Ｖ‐Ａ遅
延）から成っているからである。このような減ぜられた
心室レートは患者のその時に存在する生理学的ニーズを
満足しないであろう。従って、ＰＭＴを防止する試みが
延長された周期にわたって患者の心室レートを減速しな
いシステムが必要とされる。
は、ＰＶＣ検出時にＤＶＩに戻すアプローチにくらべて
改善されている。なぜならば、延長されたＰＶＡＲＰ間
隔が大多数の患者のたいていの退行性伝導をマスクする
のに十分であり、また退行性伝導に関係付けられないＰ
波がなお追跡され得るからである。しかし、サイナスＰ
波または他の心房事象（たとえばＡパルス）が定められ
た時間窓の間に延長されたＰＶＡＲＰ間隔に続いてＶＡ
遅延の終了に先立って（たとえば上記の例の時間に対し
ては３５０ミリ秒の間に）生起しないかぎり、ＰＶＣ応
答が継続する。不幸なことに、ＰＶＣ応答はもしＰ波が
ＶＡ遅延間隔をリセットさせる（Ｒ波をＰＶＣとして解
釈させる）Ｒ波により続かれる（検出されない）延長さ
れたＰＶＡＲＰ間隔のなかで起こるならば継続し得る。
このことが生起する時、ＰＶＣ応答はこうして固定され
た心房エスケープ間隔を生じさせる。その結果、心室レ
ートが減速する。なぜならば、整調レートはＡ‐Ｖ遅延
（Ｐ‐Ｖ遅延）および心房エスケープ間隔（Ｖ‐Ａ遅
延）から成っているからである。このような減ぜられた
心室レートは患者のその時に存在する生理学的ニーズを
満足しないであろう。従って、ＰＭＴを防止する試みが
延長された周期にわたって患者の心室レートを減速しな
いシステムが必要とされる。
【００１４】ＰＭＴを認識しかつ中断させる従来知られ
ている他の手法はシーメンス‐ペースセッター社、シル
マー、カリフォルニアにより製造されているＳＹＮＣＨ
ＲＯＮＹRペースメーカにより使用されている。ＳＹＮ
ＣＨＲＯＮＹRペースメーカは最大追跡レート（ＭＴ
Ｒ）および頻脈認識レート（ＴＲＲ）の双方を利用す
る。ＴＲＲはＭＴＲよりも小さく、またはそれに等し
い。ＳＹＮＣＨＲＯＮＹRペー スメーカがＰ波追跡の結
果として心室内で整調しており、またＴＲＲよりも高い
レートを検出する時には常に、頻脈終了ルーチンが能動
化される。この頻脈終了ルーチンは下記のように作動す
る：ＴＲＲよりも大きい心臓レートの第１０〜第１２７
拍に続いて、ＰＶＡＲＰが約５００ミリ秒に延長され
る。これはたいていの退行性Ｐ波が検出されるのを防止
するのに十分な延長である、なぜならば、たいていの退
行性Ｐ波は心室の収縮後２５０〜４００ミリ秒の間に生
起するからである。約５００ミリ秒のＰＶＡＲＰに続い
て、ペースメーカがサイナスＰ波を検出し得る約３５０
ミリ秒のアラート周期が存在する。もしＰ波がこの３５
０ミリ秒のアラート周期の終了までに生起しないなら
ば、ペースメーカ論理回路が心房刺激パルスすなわちＡ
パルスを発生させる。いずれの事象でも（すなわちＰ波
が検出されてもＡパルスが発生されても）、これはＰＭ
Ｔの終了であるべきである。ＰＭＴを終了させるこの方
法は、本願の譲受人と同一の譲受人に譲渡された１９９
０年９月３日付けの米国特許出願第07/491,385号明細書
に一層詳細に記載されており、その内容を参照によりこ
こに組み入れたものとする。
ている他の手法はシーメンス‐ペースセッター社、シル
マー、カリフォルニアにより製造されているＳＹＮＣＨ
ＲＯＮＹRペースメーカにより使用されている。ＳＹＮ
ＣＨＲＯＮＹRペースメーカは最大追跡レート（ＭＴ
Ｒ）および頻脈認識レート（ＴＲＲ）の双方を利用す
る。ＴＲＲはＭＴＲよりも小さく、またはそれに等し
い。ＳＹＮＣＨＲＯＮＹRペー スメーカがＰ波追跡の結
果として心室内で整調しており、またＴＲＲよりも高い
レートを検出する時には常に、頻脈終了ルーチンが能動
化される。この頻脈終了ルーチンは下記のように作動す
る：ＴＲＲよりも大きい心臓レートの第１０〜第１２７
拍に続いて、ＰＶＡＲＰが約５００ミリ秒に延長され
る。これはたいていの退行性Ｐ波が検出されるのを防止
するのに十分な延長である、なぜならば、たいていの退
行性Ｐ波は心室の収縮後２５０〜４００ミリ秒の間に生
起するからである。約５００ミリ秒のＰＶＡＲＰに続い
て、ペースメーカがサイナスＰ波を検出し得る約３５０
ミリ秒のアラート周期が存在する。もしＰ波がこの３５
０ミリ秒のアラート周期の終了までに生起しないなら
ば、ペースメーカ論理回路が心房刺激パルスすなわちＡ
パルスを発生させる。いずれの事象でも（すなわちＰ波
が検出されてもＡパルスが発生されても）、これはＰＭ
Ｔの終了であるべきである。ＰＭＴを終了させるこの方
法は、本願の譲受人と同一の譲受人に譲渡された１９９
０年９月３日付けの米国特許出願第07/491,385号明細書
に一層詳細に記載されており、その内容を参照によりこ
こに組み入れたものとする。
【００１５】不幸なことに、ＰＭＴ終了のための上記の
アプローチはたいていのＰＭＴを終了させるべく作動す
るが、ＰＭＴを終了させないいくつかの状況も存在す
る。たとえば、もし検出されるサイナスＰ波または供給
されるＡパルスの以前に心室の拍（Ｒ波）が検出される
ならば、ペースメーカ論理回路はＰＶＡＲＰを他の心臓
サイクルにわたって延長状態にとどまらせ、それにより
ペースメーカを追加的な５００ミリ秒周期にわたってＰ
波検出を不可能にする。この５００ミリ秒の延長された
Ｐ波は、Ｒ波がＰ波の前に検出される各心臓サイクルに
わたって継続する。こうして、Ｒ波が検出され続ける
と、ＰＶＡＲＰが連続的に延長されることが可能であ
り、それにより、ペースメーカがＰ波を検出し追跡する
能力を事実上なくす（なぜならば、Ｐ波が心室収縮後の
５００ミリ秒の間は検出され得ないからである）。従っ
て、検出されたＰＭＴへの、無限に延長され得ない改善
された応答が必要とされる。
アプローチはたいていのＰＭＴを終了させるべく作動す
るが、ＰＭＴを終了させないいくつかの状況も存在す
る。たとえば、もし検出されるサイナスＰ波または供給
されるＡパルスの以前に心室の拍（Ｒ波）が検出される
ならば、ペースメーカ論理回路はＰＶＡＲＰを他の心臓
サイクルにわたって延長状態にとどまらせ、それにより
ペースメーカを追加的な５００ミリ秒周期にわたってＰ
波検出を不可能にする。この５００ミリ秒の延長された
Ｐ波は、Ｒ波がＰ波の前に検出される各心臓サイクルに
わたって継続する。こうして、Ｒ波が検出され続ける
と、ＰＶＡＲＰが連続的に延長されることが可能であ
り、それにより、ペースメーカがＰ波を検出し追跡する
能力を事実上なくす（なぜならば、Ｐ波が心室収縮後の
５００ミリ秒の間は検出され得ないからである）。従っ
て、検出されたＰＭＴへの、無限に延長され得ない改善
された応答が必要とされる。
【００１６】ペースメーカがレート応答ペースメーカで
ある時にＰＶＡＲＰが延長される時には常に１つの追加
的な問題が生ずる。レート応答ペースメーカでは、整調
レートは患者の活動（または心臓レートを調節する必要
を示すいくつかの他のパラメータ）を検出する別々の活
動センサにより制御される。もしこのような活動センサ
が使用されならば、またもし延長されたＰＶＡＲＰ応答
が連続的に繰り返すならば（すなわちＲ波は検出される
がＰ波は検出されないならば）、実際上、活動センサは
ディスエーブルされている。たとえば、もしＰ‐Ｖ遅延
が１５０ミリ秒であれば、延長されたＰＶＡＲＰ応答の
間のレートは、上記の同一の数を用いて、１５０ミリ秒
＋８５０ミリ秒＝１０００ミリ秒、すなわち約６０拍毎
分である。延長されたＰＶＡＲＰ間隔のなかに起こるサ
イナスＰ波は検出されず、従って延長されたＰＶＡＲＰ
応答は、Ｖ‐Ａ遅延の終了に先立って検出されるＲ波に
より伴われる時にはオンにとどまる。こうして、延長さ
れたＰＶＡＲＰ間隔が心房エスケープ間隔を制御するの
で、センサにより制御されるレートが有効であることは
防止される。換言すれば、延長されたＰＶＡＲＰ応答が
心室レートをセンサにより制御されるより高いレートか
ら減速するので、サイナスリズムが延長されたＰＶＡＲ
Ｐ応答をオンに保ちやすくなり、それによりより遅い心
室レートを生じさせ、このより遅い心室レートは、患者
が活動中に増された心臓出力を必要とする時に望ましく
ない。従って、ＰＭＴの検出時のＰＶＡＲＰの多重の延
長はセンサにより駆動されるレート応答ペーサに対して
不適切な応答である。むしろ、ＰＭＴに対して応答可能
なペースメーカがレート応答ペースメーカであろうと固
定（プログラム可能）レートペースメーカであろうと、
ＰＭＴの生起を明らかに認識しかつ応答するための手法
または方法が必要とされる。
ある時にＰＶＡＲＰが延長される時には常に１つの追加
的な問題が生ずる。レート応答ペースメーカでは、整調
レートは患者の活動（または心臓レートを調節する必要
を示すいくつかの他のパラメータ）を検出する別々の活
動センサにより制御される。もしこのような活動センサ
が使用されならば、またもし延長されたＰＶＡＲＰ応答
が連続的に繰り返すならば（すなわちＲ波は検出される
がＰ波は検出されないならば）、実際上、活動センサは
ディスエーブルされている。たとえば、もしＰ‐Ｖ遅延
が１５０ミリ秒であれば、延長されたＰＶＡＲＰ応答の
間のレートは、上記の同一の数を用いて、１５０ミリ秒
＋８５０ミリ秒＝１０００ミリ秒、すなわち約６０拍毎
分である。延長されたＰＶＡＲＰ間隔のなかに起こるサ
イナスＰ波は検出されず、従って延長されたＰＶＡＲＰ
応答は、Ｖ‐Ａ遅延の終了に先立って検出されるＲ波に
より伴われる時にはオンにとどまる。こうして、延長さ
れたＰＶＡＲＰ間隔が心房エスケープ間隔を制御するの
で、センサにより制御されるレートが有効であることは
防止される。換言すれば、延長されたＰＶＡＲＰ応答が
心室レートをセンサにより制御されるより高いレートか
ら減速するので、サイナスリズムが延長されたＰＶＡＲ
Ｐ応答をオンに保ちやすくなり、それによりより遅い心
室レートを生じさせ、このより遅い心室レートは、患者
が活動中に増された心臓出力を必要とする時に望ましく
ない。従って、ＰＭＴの検出時のＰＶＡＲＰの多重の延
長はセンサにより駆動されるレート応答ペーサに対して
不適切な応答である。むしろ、ＰＭＴに対して応答可能
なペースメーカがレート応答ペースメーカであろうと固
定（プログラム可能）レートペースメーカであろうと、
ＰＭＴの生起を明らかに認識しかつ応答するための手法
または方法が必要とされる。
【００１７】こうして、活動の周期の間にＰＭＴを終了
させることができ、このＰＭＴ応答により心室レート減
速を低下させ、またこうして心臓出力の突然の変化を防
止し、またＰＶＡＲＰ間隔の直後のＰ波追跡を許すシス
テムのニーズが存在することは明らかである。さらに、
活動の周期の間のようなより高いレートでＰ波の追跡を
許すＰＶＡＲＰプログラミングの方法が必要とされる。
（前記のように、ＰＭＴ応答の間の４８０ミリ秒のよう
な）長いＰＶＡＲＰのプログラミングはより高いレート
でのＰ波追跡の目的を挫折させ、また前記のように心室
レートの減速を生じさせる。
させることができ、このＰＭＴ応答により心室レート減
速を低下させ、またこうして心臓出力の突然の変化を防
止し、またＰＶＡＲＰ間隔の直後のＰ波追跡を許すシス
テムのニーズが存在することは明らかである。さらに、
活動の周期の間のようなより高いレートでＰ波の追跡を
許すＰＶＡＲＰプログラミングの方法が必要とされる。
（前記のように、ＰＭＴ応答の間の４８０ミリ秒のよう
な）長いＰＶＡＲＰのプログラミングはより高いレート
でのＰ波追跡の目的を挫折させ、また前記のように心室
レートの減速を生じさせる。
【００１８】最後のＰ波から計時される適切に計時され
た心房パルスにより、ＰＶＡＲＰ間隔は従来のように長
くプログラムされる必要はない。なぜならば、心房パル
スのアンテグレード伝導およびＰ波の退行性（レトログ
レード）伝導が互いに打ち消し合い、またさもなければ
延長されなかったＰＶＡＲＰ間隔の後に検出されるであ
ろう退行性伝導の検出を防止するからである。
た心房パルスにより、ＰＶＡＲＰ間隔は従来のように長
くプログラムされる必要はない。なぜならば、心房パル
スのアンテグレード伝導およびＰ波の退行性（レトログ
レード）伝導が互いに打ち消し合い、またさもなければ
延長されなかったＰＶＡＲＰ間隔の後に検出されるであ
ろう退行性伝導の検出を防止するからである。
【００１９】
【発明が解決しようとする課題】本発明の課題は前記お
よび他のニーズに有利に応えることである。
よび他のニーズに有利に応えることである。
【００２０】
【課題を解決するための手段】本発明は、ペースメーカ
によりひき起こされる頻脈を終了させるためのシステム
で実施される。広く言って、ＰＭＴの検出時およびいく
つかの心臓レートおよびタイミング規範の満足時に、計
時された心房パルスが心臓の心房に供給される。心房パ
ルスはＰＭＴを終了させるべく検出された退行性Ｐ波か
ら独特に計時される。
によりひき起こされる頻脈を終了させるためのシステム
で実施される。広く言って、ＰＭＴの検出時およびいく
つかの心臓レートおよびタイミング規範の満足時に、計
時された心房パルスが心臓の心房に供給される。心房パ
ルスはＰＭＴを終了させるべく検出された退行性Ｐ波か
ら独特に計時される。
【００２１】システムはＶＤＤおよびＤＤＤ整調可能な
ペースメーカを含んでいる。これらの作動モードは、一
部分、システムが好ましく使用されているレート応答ペ
ースメーカで実施される。システムはＶパルスおよびＰ
波の生起を検出するための手段を含んでおり、これらの
Ｐ波は規定されたシーケンスの心臓サイクルのなかに退
行性Ｐ波を含んでいる。このシーケンスはＶパルスによ
り続かれるＰ波を含んでおり、またそれらの間の間隔は
Ｐ‐Ｖ間隔（ＰＶＩ）として定義されており、また相い
続くＶパルスの間の間隔はＶ‐Ｖ間隔（ＶＶＩ）として
定義されている。
ペースメーカを含んでいる。これらの作動モードは、一
部分、システムが好ましく使用されているレート応答ペ
ースメーカで実施される。システムはＶパルスおよびＰ
波の生起を検出するための手段を含んでおり、これらの
Ｐ波は規定されたシーケンスの心臓サイクルのなかに退
行性Ｐ波を含んでいる。このシーケンスはＶパルスによ
り続かれるＰ波を含んでおり、またそれらの間の間隔は
Ｐ‐Ｖ間隔（ＰＶＩ）として定義されており、また相い
続くＶパルスの間の間隔はＶ‐Ｖ間隔（ＶＶＩ）として
定義されている。
【００２２】システムはさらに、検出手段に応答し、ま
た計時された心房パルスを発する刺激手段を含んでい
る。上記の心房パルスはＰ波、好ましくは退行性Ｐ波か
ら計時されている。計時された心房パルスまでの時間は
ＰＶＩプラス遅延間隔から成る予め定められた遅延を含
んでいる。遅延間隔は約２５〜１００ミリ秒の範囲内で
あり、計時された心房パルスと自然に生起する心房パル
スとの間に競合が存在しないことを保証する。
た計時された心房パルスを発する刺激手段を含んでい
る。上記の心房パルスはＰ波、好ましくは退行性Ｐ波か
ら計時されている。計時された心房パルスまでの時間は
ＰＶＩプラス遅延間隔から成る予め定められた遅延を含
んでいる。遅延間隔は約２５〜１００ミリ秒の範囲内で
あり、計時された心房パルスと自然に生起する心房パル
スとの間に競合が存在しないことを保証する。
【００２３】ペースメーカは少なくとも計時された心房
パルスの生起の後にＶＤＤモードで整調するべく調節さ
れている。ペースメーカは次いで計時された心房パルス
にすぐ続くＶパルスの生起時にＤＤＤモードで整調する
べく調節されている。
パルスの生起の後にＶＤＤモードで整調するべく調節さ
れている。ペースメーカは次いで計時された心房パルス
にすぐ続くＶパルスの生起時にＤＤＤモードで整調する
べく調節されている。
【００２４】好ましい実施例では、心臓サイクルの規定
されたシーケンスは第１、第２、第３および第４のサイ
クルを含む少なくとも４つのサイクルを含んでいる。４
つのサイクルは引き続いて生起し、検出手段は第１およ
び第２のサイクル中のＶ‐Ｖ間隔の値を検出し、また第
２のサイクル中のＰＶＩの値を検出する。さらに、刺激
手段は第３のサイクル中で検出された退行性Ｐ波から計
時される心房パルスを計時し、また心房パルスまでの時
間はＰＶＩプラス遅延間隔を含んでおり、遅延間隔は約
２５〜１００ミリ秒の範囲内であり、従って計時される
心房パルスは第４のサイクル中に生起する。
されたシーケンスは第１、第２、第３および第４のサイ
クルを含む少なくとも４つのサイクルを含んでいる。４
つのサイクルは引き続いて生起し、検出手段は第１およ
び第２のサイクル中のＶ‐Ｖ間隔の値を検出し、また第
２のサイクル中のＰＶＩの値を検出する。さらに、刺激
手段は第３のサイクル中で検出された退行性Ｐ波から計
時される心房パルスを計時し、また心房パルスまでの時
間はＰＶＩプラス遅延間隔を含んでおり、遅延間隔は約
２５〜１００ミリ秒の範囲内であり、従って計時される
心房パルスは第４のサイクル中に生起する。
【００２５】ここに説明される本発明はさらに、計時さ
れる心房パルスの使用に基づくペースメーカ媒介頻脈を
終了させる方法を意図しており、該パルスは退行性Ｐ波
から計時されている。本方法は、心房エスケープ間隔を
検出するべく、相い続く複数個の心臓サイクルのなかの
Ｐ波により続かれるＶパルスを検出する過程を含んでい
る。Ｐ‐Ｖ間隔は相い続く複数個の心臓サイクルのなか
のＶパルスにより続かれるＰ波を検出することにより検
出される。相い続くＶパルスはＶ‐Ｖ間隔を決定するべ
く検出され、この間隔は相い続くＶパルスの間の経過時
間を含んでいる。心臓レートは、それが頻脈参照レート
を超過しているか否かを決定するべくモニタされる。も
し心臓レートが頻脈参照レートを超過していれば、Ｖパ
ルスにより続かれるＰ波のシーケンスが、シーケンスが
予め定められた数のシーケンスに対して反復して継続す
るか否かを見るべく検出される。心房は次いで、Ｖ‐Ｖ
間隔の数が予め定められた数を超過し、また心臓レート
が頻脈参照レートを超過しており、同時にＰ‐Ｖシーケ
ンスが反復して継続し、またＰ‐Ｖ間隔が予め定められ
た値よりも小さい時に、計時された心房パルスにより刺
激される。
れる心房パルスの使用に基づくペースメーカ媒介頻脈を
終了させる方法を意図しており、該パルスは退行性Ｐ波
から計時されている。本方法は、心房エスケープ間隔を
検出するべく、相い続く複数個の心臓サイクルのなかの
Ｐ波により続かれるＶパルスを検出する過程を含んでい
る。Ｐ‐Ｖ間隔は相い続く複数個の心臓サイクルのなか
のＶパルスにより続かれるＰ波を検出することにより検
出される。相い続くＶパルスはＶ‐Ｖ間隔を決定するべ
く検出され、この間隔は相い続くＶパルスの間の経過時
間を含んでいる。心臓レートは、それが頻脈参照レート
を超過しているか否かを決定するべくモニタされる。も
し心臓レートが頻脈参照レートを超過していれば、Ｖパ
ルスにより続かれるＰ波のシーケンスが、シーケンスが
予め定められた数のシーケンスに対して反復して継続す
るか否かを見るべく検出される。心房は次いで、Ｖ‐Ｖ
間隔の数が予め定められた数を超過し、また心臓レート
が頻脈参照レートを超過しており、同時にＰ‐Ｖシーケ
ンスが反復して継続し、またＰ‐Ｖ間隔が予め定められ
た値よりも小さい時に、計時された心房パルスにより刺
激される。
【００２６】心房パルスはＰ波から計時され、予め定め
られた遅延はＰ‐Ｖ間隔と約２５〜１００ミリ秒の範囲
内の遅延間隔との和を含んでいる。好ましくは、心房パ
ルスは退行性Ｐ波から計時される。好ましくは、Ｖ‐Ｖ
間隔の予め定められた数は約２〜２０の範囲内である。
好ましくは、本方法はさらに、計時された心房パルスの
供給の直後にＶＤＤ作動モードを開始し、また計時され
た心房パルスのすぐ後に続くＶパルスの生起時にＤＤＤ
作動モードを開始する過程を含んでいる。
られた遅延はＰ‐Ｖ間隔と約２５〜１００ミリ秒の範囲
内の遅延間隔との和を含んでいる。好ましくは、心房パ
ルスは退行性Ｐ波から計時される。好ましくは、Ｖ‐Ｖ
間隔の予め定められた数は約２〜２０の範囲内である。
好ましくは、本方法はさらに、計時された心房パルスの
供給の直後にＶＤＤ作動モードを開始し、また計時され
た心房パルスのすぐ後に続くＶパルスの生起時にＤＤＤ
作動モードを開始する過程を含んでいる。
【００２７】本発明の上記および他の局面、特徴および
利点は図面を参照しての以下の一層詳細な説明から一層
明らかになろう。
利点は図面を参照しての以下の一層詳細な説明から一層
明らかになろう。
【００２８】
【実施例】以下の説明は本発明の実施のために現在考え
られている最良の形態に関するものである。この説明は
本発明の範囲を制限するものではなく、単に本発明の一
般的な原理を説明するためのものである。本発明の範囲
は特許請求の範囲を参照して決定されるべきである。
られている最良の形態に関するものである。この説明は
本発明の範囲を制限するものではなく、単に本発明の一
般的な原理を説明するためのものである。本発明の範囲
は特許請求の範囲を参照して決定されるべきである。
【００２９】本発明を一層よく理解するため、先ずいく
つかの基本的な心臓生理学とペースメーカが所望のＡ‐
Ｖ同期を維持するべく哺乳類の心臓を助ける仕方とを展
望することは有用であろう。従って、図１を参照する
と、心臓の正常な心臓サイクルを示す典型的なＥＣＧ形
式の波形が示されている。このような波形は通常の皮膚
電極ＥＣＧ手法を用いて得られる。代替的に、最近のペ
ースメーカの心臓内ＥＣＧ特徴はこのようなペースメー
カのテレメトリ特徴を通じて類似のＥＣＧ情報を与え
る。
つかの基本的な心臓生理学とペースメーカが所望のＡ‐
Ｖ同期を維持するべく哺乳類の心臓を助ける仕方とを展
望することは有用であろう。従って、図１を参照する
と、心臓の正常な心臓サイクルを示す典型的なＥＣＧ形
式の波形が示されている。このような波形は通常の皮膚
電極ＥＣＧ手法を用いて得られる。代替的に、最近のペ
ースメーカの心臓内ＥＣＧ特徴はこのようなペースメー
カのテレメトリ特徴を通じて類似のＥＣＧ情報を与え
る。
【００３０】図１の波形の左で始まって、Ｐ波が示され
ている。このＰ波は心臓の心房の脱分極と同時の電気的
活動を表す。心房の脱分極は心房の収縮により伴われて
おり、それにより血液が心房から心臓の心室のなかへ押
されるのを許す。当業者は脱分極および収縮が必ずしも
同時の事象ではないことを認識するであろうが、それら
は本発明の応用の目的では同時の事象であるとみなさ
れ、また用語“脱分極”および“収縮”は同意語として
用いられている。
ている。このＰ波は心臓の心房の脱分極と同時の電気的
活動を表す。心房の脱分極は心房の収縮により伴われて
おり、それにより血液が心房から心臓の心室のなかへ押
されるのを許す。当業者は脱分極および収縮が必ずしも
同時の事象ではないことを認識するであろうが、それら
は本発明の応用の目的では同時の事象であるとみなさ
れ、また用語“脱分極”および“収縮”は同意語として
用いられている。
【００３１】Ｐ波の発生の短時間後に、心室の脱分極を
表すＱＲＳ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）との間の時間周期は心臓の作動に
重要な時間間隔である。なぜならば、それは血液が心房
から心室のなかへ流れるのに必要とされる時間を表すか
らである。Ｒ波はＴ波により続かれ、Ｔ波は心室の脱分
極と結び付けられる電気的活動を表す。
表すＱＲＳ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）との間の時間周期は心臓の作動に
重要な時間間隔である。なぜならば、それは血液が心房
から心室のなかへ流れるのに必要とされる時間を表すか
らである。Ｒ波はＴ波により続かれ、Ｔ波は心室の脱分
極と結び付けられる電気的活動を表す。
【００３２】当業者に知られているように、心室は身体
を通じて血液をポンピングする仕事の大部分をする。典
型的に、１つの心拍または心臓サイクルは相い続くＲ波
の間の時間間隔として測定される。その理由は単に、Ｒ
波が識別および測定に最も容易な波であることである。
心拍は、もちろん、相い続くＴ波またはＰ波の間の時間
間隔のように心臓サイクルのなかの任意の点に対して相
対的に測定されてよい。
を通じて血液をポンピングする仕事の大部分をする。典
型的に、１つの心拍または心臓サイクルは相い続くＲ波
の間の時間間隔として測定される。その理由は単に、Ｒ
波が識別および測定に最も容易な波であることである。
心拍は、もちろん、相い続くＴ波またはＰ波の間の時間
間隔のように心臓サイクルのなかの任意の点に対して相
対的に測定されてよい。
【００３３】もし心臓がそのポンプの機能を有効に行う
べきであれば、特定のリズムまたは同期が生起しなけれ
ばならない。すなわち、Ｐ波により表される心房の脱分
極の短時間後にＲ波により表される心室の脱分極が続か
れなければならない。十分な遅延の後に、心房は再び脱
分極し、心室の脱分極により続かれなければならない。
もし心房または心室の脱分極が自然に生起しないなら
ば、ペースメーカが心臓サイクルの適切な時間周期で必
要な脱分極／収縮をトリガするため、これらの心臓チャ
ンバに刺激パルスを与えるのに使用され得る。
べきであれば、特定のリズムまたは同期が生起しなけれ
ばならない。すなわち、Ｐ波により表される心房の脱分
極の短時間後にＲ波により表される心室の脱分極が続か
れなければならない。十分な遅延の後に、心房は再び脱
分極し、心室の脱分極により続かれなければならない。
もし心房または心室の脱分極が自然に生起しないなら
ば、ペースメーカが心臓サイクルの適切な時間周期で必
要な脱分極／収縮をトリガするため、これらの心臓チャ
ンバに刺激パルスを与えるのに使用され得る。
【００３４】次に図２を参照すると、典型的な心房追跡
デュアルチャンバペースメーカ１０のブロック図が示さ
れている。以下に説明するように、図２に示されている
回路は本発明のＰＭＴ終了方法を実施するのに使用され
得る。図２中でパルス発生器および制御論理回路１２
は、発生されて心臓に供給されるべき刺激パルスをイネ
ーブルするべく適切なタイミング信号およびシーケンス
を発生する。刺激パルスは心房駆動増幅器１４および心
房リード線または導体１６を通じて心臓（図示せず）の
右心房に供給される。この同一の心房リード線１６は心
房検出増幅器１８に接続されている。この検出増幅器１
８は、心房の自然脱分極を表すサイナスＰ波が生起して
いるか否かを決定するべく心房の電気的活動をモニタす
る。もしこのようなサイナスＰ波が検出されれば、パル
ス発生器および制御論理回路１２は駆動増幅器１４に与
えられる刺激パルスを禁止し、また（Ｐ‐Ｖ遅延と呼ば
れる）予め定められた時間周期の後に心室刺激パルスを
与える。しかし、もしサイナスＰ波が典型的に心房エス
ケープ間隔と呼ばれる予め定められた時間周期の後に検
出されていないならば、パルス発生器および制御論理回
路１２は駆動増幅器１４を通じて心房にリード線１６を
経て刺激パルス（“Ａパルス”）を供給する。この刺激
パルスのパルス幅および振幅はパルス発生器および制御
論理回路１２により制御される。
デュアルチャンバペースメーカ１０のブロック図が示さ
れている。以下に説明するように、図２に示されている
回路は本発明のＰＭＴ終了方法を実施するのに使用され
得る。図２中でパルス発生器および制御論理回路１２
は、発生されて心臓に供給されるべき刺激パルスをイネ
ーブルするべく適切なタイミング信号およびシーケンス
を発生する。刺激パルスは心房駆動増幅器１４および心
房リード線または導体１６を通じて心臓（図示せず）の
右心房に供給される。この同一の心房リード線１６は心
房検出増幅器１８に接続されている。この検出増幅器１
８は、心房の自然脱分極を表すサイナスＰ波が生起して
いるか否かを決定するべく心房の電気的活動をモニタす
る。もしこのようなサイナスＰ波が検出されれば、パル
ス発生器および制御論理回路１２は駆動増幅器１４に与
えられる刺激パルスを禁止し、また（Ｐ‐Ｖ遅延と呼ば
れる）予め定められた時間周期の後に心室刺激パルスを
与える。しかし、もしサイナスＰ波が典型的に心房エス
ケープ間隔と呼ばれる予め定められた時間周期の後に検
出されていないならば、パルス発生器および制御論理回
路１２は駆動増幅器１４を通じて心房にリード線１６を
経て刺激パルス（“Ａパルス”）を供給する。この刺激
パルスのパルス幅および振幅はパルス発生器および制御
論理回路１２により制御される。
【００３５】類似の仕方で、パルス発生器および制御論
理回路１２は心室リード線２２に接続されている検出増
幅器２０を通じて心臓の右心室のなかで生起する電気的
活動を検出する。もし自然に生起する心室の電気的活動
が適切な心室エスケープ間隔のなかで検出されないなら
ば、パルス発生器および制御論理回路１２は、所望の心
室収縮を生じさせるため、駆動増幅器２４を通じて供給
される規定されたパルス幅および振幅の心室刺激パルス
（“Ｖパルス”）を発生する。もし自然に生起する心室
の電気的活動が検出されるならば、すなわちもしＲ波が
検出されるならば、パルス発生器および制御論理回路１
２は駆動増幅器２４に与えられるパルスを禁止し、また
パルス発生器および制御論理回路１２のなかのペースメ
ーカタイミング論理回路をリセットする。
理回路１２は心室リード線２２に接続されている検出増
幅器２０を通じて心臓の右心室のなかで生起する電気的
活動を検出する。もし自然に生起する心室の電気的活動
が適切な心室エスケープ間隔のなかで検出されないなら
ば、パルス発生器および制御論理回路１２は、所望の心
室収縮を生じさせるため、駆動増幅器２４を通じて供給
される規定されたパルス幅および振幅の心室刺激パルス
（“Ｖパルス”）を発生する。もし自然に生起する心室
の電気的活動が検出されるならば、すなわちもしＲ波が
検出されるならば、パルス発生器および制御論理回路１
２は駆動増幅器２４に与えられるパルスを禁止し、また
パルス発生器および制御論理回路１２のなかのペースメ
ーカタイミング論理回路をリセットする。
【００３６】クロック回路２６はパルス発生器および制
御論理回路１２を作動させる基本クロック信号またはタ
イミング信号を与える。テレメトリおよび通信回路２８
は植え込まれたペースメーカへの、またそれからの情報
の遠隔測定を行う手段をなしている。たとえば、ペース
メーカの基本エスケープ間隔を変更する制御情報も、ペ
ースメーカのなかで使用される他の制御パラメータも、
刺激パルスの所望のパルス幅および（または）振幅を設
定する制御情報もテレメトリおよび通信回路２８を通じ
て受信され、またメモリ３０に記憶され得る。このよう
な制御情報は、もし所望であれば、パルス発生器および
制御論理回路１２に直接に通されてもよい。同様に、検
出増幅器１８および２０を通じて検出されるような心臓
の電気的活動がテレメトリおよび通信回路２８を通じて
ペースメーカの外部で遠隔測定され、それにより主治医
または医学関係者、たとえば心電図技師が外部皮膚電極
の使用なしに心臓の活動をモニタすることを許す。
御論理回路１２を作動させる基本クロック信号またはタ
イミング信号を与える。テレメトリおよび通信回路２８
は植え込まれたペースメーカへの、またそれからの情報
の遠隔測定を行う手段をなしている。たとえば、ペース
メーカの基本エスケープ間隔を変更する制御情報も、ペ
ースメーカのなかで使用される他の制御パラメータも、
刺激パルスの所望のパルス幅および（または）振幅を設
定する制御情報もテレメトリおよび通信回路２８を通じ
て受信され、またメモリ３０に記憶され得る。このよう
な制御情報は、もし所望であれば、パルス発生器および
制御論理回路１２に直接に通されてもよい。同様に、検
出増幅器１８および２０を通じて検出されるような心臓
の電気的活動がテレメトリおよび通信回路２８を通じて
ペースメーカの外部で遠隔測定され、それにより主治医
または医学関係者、たとえば心電図技師が外部皮膚電極
の使用なしに心臓の活動をモニタすることを許す。
【００３７】磁気リードスイッチ３２も典型的に、装置
のプログラム可能な機能を制御するため、植え込まれた
ペースメーカと共に使用され得る。適所の適当なプログ
ラミング装置により、リードスイッチ３２が閉じられ、
主治医または心電図技師はテレメトリおよび通信回路２
８を介して適切な制御信号および指令を送ることにより
ペースメーカの作動の任意の所望の変更を行い得る。適
切なプログラミング装置なしでは、リードスイッチ３２
は開いた状態にとどまり、またテレメトリおよび通信回
路２８は作動可能でない。
のプログラム可能な機能を制御するため、植え込まれた
ペースメーカと共に使用され得る。適所の適当なプログ
ラミング装置により、リードスイッチ３２が閉じられ、
主治医または心電図技師はテレメトリおよび通信回路２
８を介して適切な制御信号および指令を送ることにより
ペースメーカの作動の任意の所望の変更を行い得る。適
切なプログラミング装置なしでは、リードスイッチ３２
は開いた状態にとどまり、またテレメトリおよび通信回
路２８は作動可能でない。
【００３８】次に図３Ａを参照すると、典型的なデマン
ド形式のデュアルチャンバペースメーカの作動を示す複
合タイミングダイアグラムが示されている。ここに使用
されるこのタイミングダイアグラムおよび他のタイミン
グダイアグラム中で、ペースメーカにより発生される刺
激パルスはＡ（心房刺激パルスに対して）もしくはＶ
（心室刺激パルスに対して）を付されている狭いスパイ
クとして示されている。さらに、他の仕方で示されてい
ないかぎり、与えられた刺激パルスへの心臓の応答は図
１中に示されているものと逆の極性を有するものとして
図面中に示されている。（図１は心臓の自然またはサイ
ナスリズムを示し、またこうして心臓は刺激パルスの印
加なしに応答する。）これはペースメーカにより誘発さ
れた（整調された）事象から心臓の自然に生起する事象
を図面中で明らかに区別するためになされている。
ド形式のデュアルチャンバペースメーカの作動を示す複
合タイミングダイアグラムが示されている。ここに使用
されるこのタイミングダイアグラムおよび他のタイミン
グダイアグラム中で、ペースメーカにより発生される刺
激パルスはＡ（心房刺激パルスに対して）もしくはＶ
（心室刺激パルスに対して）を付されている狭いスパイ
クとして示されている。さらに、他の仕方で示されてい
ないかぎり、与えられた刺激パルスへの心臓の応答は図
１中に示されているものと逆の極性を有するものとして
図面中に示されている。（図１は心臓の自然またはサイ
ナスリズムを示し、またこうして心臓は刺激パルスの印
加なしに応答する。）これはペースメーカにより誘発さ
れた（整調された）事象から心臓の自然に生起する事象
を図面中で明らかに区別するためになされている。
【００３９】図３Ａのタイミングダイアグラム中には、
制御論理回路１２（図２）により発生される種々のタイ
ミング間隔が含まれている。これらのタイミング間隔は
プログラム可能であり、このことはこのような間隔が図
２のテレメトリおよび通信回路２８を介してメモリ回路
３０へ適切な制御信号を送ることにより変更され得るこ
とを意味する。エレクトロニクスの分野の当業者に知ら
れているように、時間間隔を変更し得るさまざまな方法
および手法が存在する。１つのこのような手法は適切な
データ語を規定されたメモリ位置のなかへロードするこ
とを含んでおり、このデータ語は順次に制御論理回路１
２の適切なカウンタのなかへロードされる。次いで基本
クロック信号が、所望のカウントが到達されるまでこの
カウンタをクロックするのに使用され、この時点で終端
カウント信号（しばしば“タイムアウト”信号と呼ばれ
る）が所望の時間間隔の終了を指示するべく発生され
る。単にメモリのなかへロードされるデータ語の値を変
更し、またクロック信号のレートを知りまたは制御する
ことにより、時間間隔の長さが所望の値に変更またはプ
ログラムされ得る。市販品として入手可能なワンショッ
トマルチバイブレータ回路またはそれと等価な回路のな
かに使用されるような類似の手法も時間間隔を発生する
のに使用され得る。
制御論理回路１２（図２）により発生される種々のタイ
ミング間隔が含まれている。これらのタイミング間隔は
プログラム可能であり、このことはこのような間隔が図
２のテレメトリおよび通信回路２８を介してメモリ回路
３０へ適切な制御信号を送ることにより変更され得るこ
とを意味する。エレクトロニクスの分野の当業者に知ら
れているように、時間間隔を変更し得るさまざまな方法
および手法が存在する。１つのこのような手法は適切な
データ語を規定されたメモリ位置のなかへロードするこ
とを含んでおり、このデータ語は順次に制御論理回路１
２の適切なカウンタのなかへロードされる。次いで基本
クロック信号が、所望のカウントが到達されるまでこの
カウンタをクロックするのに使用され、この時点で終端
カウント信号（しばしば“タイムアウト”信号と呼ばれ
る）が所望の時間間隔の終了を指示するべく発生され
る。単にメモリのなかへロードされるデータ語の値を変
更し、またクロック信号のレートを知りまたは制御する
ことにより、時間間隔の長さが所望の値に変更またはプ
ログラムされ得る。市販品として入手可能なワンショッ
トマルチバイブレータ回路またはそれと等価な回路のな
かに使用されるような類似の手法も時間間隔を発生する
のに使用され得る。
【００４０】続くタイミングダイアグラム中に示されて
いる時間間隔は水平線により示されている。もし時間間
隔がタイムアウトしているならば、すなわちもしそれが
その終端カウントに到達しているならば、矢印先端は水
平線上に置かれており、時間間隔が終了する時点を指し
ている。（タイミングダイアグラムの水平軸は時間軸を
表す。）タイミング図面は必ずしも直線水平軸でも垂直
軸でも比例尺で引かれる必要はない。またＴ波のような
いくつかの事象はタイミングダイアグラムのいくつかか
ら省略され得る。もし検出される電気的事象が所与の間
隔の終了に先立って生起し、この事象が刺激パルスの発
生を禁止するならば（またはペースメーカのいくつかの
他の作動を変更するならば）、ドットが水平線上に置か
れて、検出された事象がその特定の間隔を終了またはリ
セットする時点を示す。
いる時間間隔は水平線により示されている。もし時間間
隔がタイムアウトしているならば、すなわちもしそれが
その終端カウントに到達しているならば、矢印先端は水
平線上に置かれており、時間間隔が終了する時点を指し
ている。（タイミングダイアグラムの水平軸は時間軸を
表す。）タイミング図面は必ずしも直線水平軸でも垂直
軸でも比例尺で引かれる必要はない。またＴ波のような
いくつかの事象はタイミングダイアグラムのいくつかか
ら省略され得る。もし検出される電気的事象が所与の間
隔の終了に先立って生起し、この事象が刺激パルスの発
生を禁止するならば（またはペースメーカのいくつかの
他の作動を変更するならば）、ドットが水平線上に置か
れて、検出された事象がその特定の間隔を終了またはリ
セットする時点を示す。
【００４１】図３Ａ中には５つの基本的な時間間隔が示
されている。これらの５つの時間間隔は制御論理回路１
２により定められペースメーカの作動に使用される時間
間隔だけではなく、本発明により使用される最も関連の
ある時間間隔のいくつかである。これらの５つの間隔
は、（１）心房脱分極と心室脱分極との間の所望の時間
間隔により表されるＰ‐Ｖ間隔すなわちＰＶＩ、（２）
心房検出回路がディスエーブルされている心室事象に続
く時間間隔を表す心室後心房不応周期すなわちＰＶＡＲ
Ｐ、（３）心房エスケープ間隔すなわちＡＥＩ（時には
Ｖ‐Ａ間隔とも呼ばれる）（この間隔の後に、このよう
な間隔の間に自然に生起する心房活動が存在しない場合
にはＡパルスが発生されて心房に供給される）、また
は、ＶＤＤモードの場合、心房活動または心室活動が存
在しない場合に心室パルス（Ｖパルス）が供給される心
室エスケープ間隔（ＶＥＩ）、（４）心室検出増幅器２
０（図２）がディスエーブルされている間隔を表す心室
不応周期すなわちＶＲＰ、および（５）ペースメーカが
作動し得る最大追跡レートを定める間隔を表す最大追跡
間隔すなわちＭＴＩである。（間隔ＭＴＩ＋ＰＶＩはこ
うしてペースメーカにより定められる心臓サイクルの最
短可能な時間周期、従ってまた最大可能な整調される心
室レートを定める。）
されている。これらの５つの時間間隔は制御論理回路１
２により定められペースメーカの作動に使用される時間
間隔だけではなく、本発明により使用される最も関連の
ある時間間隔のいくつかである。これらの５つの間隔
は、（１）心房脱分極と心室脱分極との間の所望の時間
間隔により表されるＰ‐Ｖ間隔すなわちＰＶＩ、（２）
心房検出回路がディスエーブルされている心室事象に続
く時間間隔を表す心室後心房不応周期すなわちＰＶＡＲ
Ｐ、（３）心房エスケープ間隔すなわちＡＥＩ（時には
Ｖ‐Ａ間隔とも呼ばれる）（この間隔の後に、このよう
な間隔の間に自然に生起する心房活動が存在しない場合
にはＡパルスが発生されて心房に供給される）、また
は、ＶＤＤモードの場合、心房活動または心室活動が存
在しない場合に心室パルス（Ｖパルス）が供給される心
室エスケープ間隔（ＶＥＩ）、（４）心室検出増幅器２
０（図２）がディスエーブルされている間隔を表す心室
不応周期すなわちＶＲＰ、および（５）ペースメーカが
作動し得る最大追跡レートを定める間隔を表す最大追跡
間隔すなわちＭＴＩである。（間隔ＭＴＩ＋ＰＶＩはこ
うしてペースメーカにより定められる心臓サイクルの最
短可能な時間周期、従ってまた最大可能な整調される心
室レートを定める。）
【００４２】こうして定められた上記の基本タイミング
間隔により、図３Ａ〜３Ｅを次に説明する。先に示した
ように、図３Ａはどのようにペースメーカが心臓の所望
のリズムまたは同期を維持するのに使用されるかを示
す。図３Ａに示されている状況に対しては、心臓が適当
なレートでその固有の心房または心室収縮を与え得ない
こと、従ってまたペースメーカが所望の心臓レートを維
持するのに必要とされる刺激パルスを与えなければなら
ないことが仮定されている。従って、心房の収縮を生じ
させるために心房刺激パルス、Ａ、が与えられる。この
事象はＰ‐Ｖ間隔、ＰＶＩ、をトリガする。ＰＶＩの終
了時に、心室刺激パルス、Ｖ、が発生されて心臓に与え
られる。この刺激パルスは逆極性のＲ波により示されて
いるように心室を収縮させる。心室刺激パルスすなわち
Ｖパルスの発生はまた心室後心房不応周期ＰＶＡＲＰ、
心房エスケープ間隔ＡＥＩ、心室不応周期ＶＲＰおよび
最大追跡間隔ＭＴＩをトリガする。ＡＥＩ（またはＶ‐
Ａ間隔）の終了時に、Ｐ波は検出されておらず、他のＡ
パルスが心房の収縮を生じさせるために発生され、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
の事象が再び開始し、また、ＶパルスがＡパルスに続く
ＰＶＩの後に発生され、またＡパルスがＶパルスに続く
ＡＥＩの後に発生されて、サイクルがそれ自体繰り返
す。この仕方で、心臓の所望のリズムまたは同期がプロ
グラム可能なＰＶＩおよびＡＥＩ間隔により制御されて
維持される。不応周期ＰＶＡＲＰおよびＶＲＰの間は、
心臓活動はそれぞれの心臓チャンバから検出され得な
い。こうして、ＰＶＡＲＰの間、心房活動は検出され得
ない。同様に、ＶＲＰの間、心室活動は検出され得な
い。（心房チャンバもＰＶＩの間は不応である。）
間隔により、図３Ａ〜３Ｅを次に説明する。先に示した
ように、図３Ａはどのようにペースメーカが心臓の所望
のリズムまたは同期を維持するのに使用されるかを示
す。図３Ａに示されている状況に対しては、心臓が適当
なレートでその固有の心房または心室収縮を与え得ない
こと、従ってまたペースメーカが所望の心臓レートを維
持するのに必要とされる刺激パルスを与えなければなら
ないことが仮定されている。従って、心房の収縮を生じ
させるために心房刺激パルス、Ａ、が与えられる。この
事象はＰ‐Ｖ間隔、ＰＶＩ、をトリガする。ＰＶＩの終
了時に、心室刺激パルス、Ｖ、が発生されて心臓に与え
られる。この刺激パルスは逆極性のＲ波により示されて
いるように心室を収縮させる。心室刺激パルスすなわち
Ｖパルスの発生はまた心室後心房不応周期ＰＶＡＲＰ、
心房エスケープ間隔ＡＥＩ、心室不応周期ＶＲＰおよび
最大追跡間隔ＭＴＩをトリガする。ＡＥＩ（またはＶ‐
Ａ間隔）の終了時に、Ｐ波は検出されておらず、他のＡ
パルスが心房の収縮を生じさせるために発生され、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
の事象が再び開始し、また、ＶパルスがＡパルスに続く
ＰＶＩの後に発生され、またＡパルスがＶパルスに続く
ＡＥＩの後に発生されて、サイクルがそれ自体繰り返
す。この仕方で、心臓の所望のリズムまたは同期がプロ
グラム可能なＰＶＩおよびＡＥＩ間隔により制御されて
維持される。不応周期ＰＶＡＲＰおよびＶＲＰの間は、
心臓活動はそれぞれの心臓チャンバから検出され得な
い。こうして、ＰＶＡＲＰの間、心房活動は検出され得
ない。同様に、ＶＲＰの間、心室活動は検出され得な
い。（心房チャンバもＰＶＩの間は不応である。）
【００４３】図３Ｂには、自然またはサイナスＰ波が存
在しており、従ってまたペースメーカがＡパルスを発生
する必要がない状態が示されている。サイナスＰ波が検
出される時、Ｐ‐Ｖ間隔、ＰＶＩ、が開始され、またペ
ースメーカはＲ波が生起するか否かを検出するため警戒
している。もしＲ波がＰ‐Ｖ間隔がタイムアウトする時
点までに検出されていないならば、Ｖパルスが示されて
いるように発生される。このＶパルスは心房エスケープ
間隔およびＰＶＡＲＰの開始を始める。ＡＥＩの終了に
先立って、ＡＥＩ線上のドットにより示されているよう
に、自然に生起するＰ波が検出される。自然に生起する
Ｐ波の検出はＡパルスの発生を禁止し、また新しいＰ‐
Ｖ間隔の開始を始め、その終了時に他のＶパルスが発生
される。このプロセスは、心臓がサイナスＰ波を発生し
続けるが自然に生起するＲ波の発生に失敗する間は継続
する。
在しており、従ってまたペースメーカがＡパルスを発生
する必要がない状態が示されている。サイナスＰ波が検
出される時、Ｐ‐Ｖ間隔、ＰＶＩ、が開始され、またペ
ースメーカはＲ波が生起するか否かを検出するため警戒
している。もしＲ波がＰ‐Ｖ間隔がタイムアウトする時
点までに検出されていないならば、Ｖパルスが示されて
いるように発生される。このＶパルスは心房エスケープ
間隔およびＰＶＡＲＰの開始を始める。ＡＥＩの終了に
先立って、ＡＥＩ線上のドットにより示されているよう
に、自然に生起するＰ波が検出される。自然に生起する
Ｐ波の検出はＡパルスの発生を禁止し、また新しいＰ‐
Ｖ間隔の開始を始め、その終了時に他のＶパルスが発生
される。このプロセスは、心臓がサイナスＰ波を発生し
続けるが自然に生起するＲ波の発生に失敗する間は継続
する。
【００４４】図３Ｂには、さらに、早発性の心房収縮す
なわちＰＡＣへのペースメーカの１つの可能な応答が示
されている。早過ぎる心房収縮は単に正常なＡ‐Ｖ同期
のなかで早発性または早期に生起する心房の収縮であ
る。図３Ｂ中に示されているＰＡＣは第２のＴ波の直後
に生起する。ペースメーカはＰＡＣに、それがサイナス
Ｐ波であったかのように応答する。すなわち、ＰＡＣの
生起は心房エスケープ間隔を終了させる。さらに、図３
Ｂ中に示されているＰＡＣのように、Ｐ波がＭＴＩのな
かで生起する時、ラッチ回路がセットされて、検出され
た活動が有効なＰ波であることを指示する。このラッチ
のセッティングはＭＴＩの終了時にＰ‐Ｖ間隔を開始さ
せる。このＰ‐Ｖ間隔の終了時に、Ｖパルスが発生され
る。いったんＶパルスが発生されていると、ペースメー
カの作動は正常な仕方で継続する。
なわちＰＡＣへのペースメーカの１つの可能な応答が示
されている。早過ぎる心房収縮は単に正常なＡ‐Ｖ同期
のなかで早発性または早期に生起する心房の収縮であ
る。図３Ｂ中に示されているＰＡＣは第２のＴ波の直後
に生起する。ペースメーカはＰＡＣに、それがサイナス
Ｐ波であったかのように応答する。すなわち、ＰＡＣの
生起は心房エスケープ間隔を終了させる。さらに、図３
Ｂ中に示されているＰＡＣのように、Ｐ波がＭＴＩのな
かで生起する時、ラッチ回路がセットされて、検出され
た活動が有効なＰ波であることを指示する。このラッチ
のセッティングはＭＴＩの終了時にＰ‐Ｖ間隔を開始さ
せる。このＰ‐Ｖ間隔の終了時に、Ｖパルスが発生され
る。いったんＶパルスが発生されていると、ペースメー
カの作動は正常な仕方で継続する。
【００４５】図３Ｃには、ペースメーカの最大追跡レー
ト（ＭＴＲ）よりも小さいレートでのＰＭＴを示す図３
Ａおよび３Ｂ中のような複合タイミングダイアグラムが
示されている。（ペースメーカのＭＴＲは、図３Ｄ中に
示されているように、ＭＴＩプラスＰＶＩにより決定さ
れる。）早発性の心房収縮、たとえばＰＶＣは前記のよ
うな退行性条件を通じて第１の退行性Ｐ波、ＰR1、をト
リガする。この退行性Ｐ波はペースメーカ検出回路によ
り正常なＰ波として解釈される。こうして、その生起は
Ｐ‐Ｖ間隔、ＰＶＩ、をトリガする。ＰＶＩの終了時
に、Ｖパルス４０が発生される。このＶパルス４０は心
室を収縮させ、この収縮は第２の退行性Ｐ波、ＰR2、を
生起させる。第２の退行性Ｐ波は再びＰ‐Ｖ間隔、ＰＶ
Ｉ、をトリガし、その終了時に第２のＶパルス４２が発
生される。この第２のＶパルス４２により生ずる心室収
縮は他の退行性Ｐ波を生じさせ、またプロセスは繰り返
す。
ト（ＭＴＲ）よりも小さいレートでのＰＭＴを示す図３
Ａおよび３Ｂ中のような複合タイミングダイアグラムが
示されている。（ペースメーカのＭＴＲは、図３Ｄ中に
示されているように、ＭＴＩプラスＰＶＩにより決定さ
れる。）早発性の心房収縮、たとえばＰＶＣは前記のよ
うな退行性条件を通じて第１の退行性Ｐ波、ＰR1、をト
リガする。この退行性Ｐ波はペースメーカ検出回路によ
り正常なＰ波として解釈される。こうして、その生起は
Ｐ‐Ｖ間隔、ＰＶＩ、をトリガする。ＰＶＩの終了時
に、Ｖパルス４０が発生される。このＶパルス４０は心
室を収縮させ、この収縮は第２の退行性Ｐ波、ＰR2、を
生起させる。第２の退行性Ｐ波は再びＰ‐Ｖ間隔、ＰＶ
Ｉ、をトリガし、その終了時に第２のＶパルス４２が発
生される。この第２のＶパルス４２により生ずる心室収
縮は他の退行性Ｐ波を生じさせ、またプロセスは繰り返
す。
【００４６】図３Ｃ中に見られるように、心室収縮と退
行性Ｐ波の生起、ＰR、との間の時間間隔は最小追跡間
隔、ＭＴＩ、よりも長い。従って、たとえば、最小追跡
間隔が２７０ミリ秒、またＰＶＩが１３０ミリ秒である
と仮定すると、最小整調間隔（ＭＴＩ＋ＰＶＩ）は４０
０ミリ秒であり、約１５０拍毎分の最大追跡レート（Ｍ
ＴＲ）に一致する。しかし、（退行性伝導時間により制
御される）Ｐ‐Ｖ間隔はＭＴＩよりも長いので、整調間
隔全体、従ってまたＰＭＴレートは４００ミリ秒よりも
大きく、その結果、ＰＭＴレートはＭＴＲよりも小さ
い。たとえば、もしＰ‐Ｖ間隔が３１０ミリ秒（ＭＴＩ
よりも４０ミリ秒長い）のオーダーであれば、整調間隔
全体は４４０ミリ秒であり、約１３６ｂｐｍのＰＭＴレ
ートに一致する。
行性Ｐ波の生起、ＰR、との間の時間間隔は最小追跡間
隔、ＭＴＩ、よりも長い。従って、たとえば、最小追跡
間隔が２７０ミリ秒、またＰＶＩが１３０ミリ秒である
と仮定すると、最小整調間隔（ＭＴＩ＋ＰＶＩ）は４０
０ミリ秒であり、約１５０拍毎分の最大追跡レート（Ｍ
ＴＲ）に一致する。しかし、（退行性伝導時間により制
御される）Ｐ‐Ｖ間隔はＭＴＩよりも長いので、整調間
隔全体、従ってまたＰＭＴレートは４００ミリ秒よりも
大きく、その結果、ＰＭＴレートはＭＴＲよりも小さ
い。たとえば、もしＰ‐Ｖ間隔が３１０ミリ秒（ＭＴＩ
よりも４０ミリ秒長い）のオーダーであれば、整調間隔
全体は４４０ミリ秒であり、約１３６ｂｐｍのＰＭＴレ
ートに一致する。
【００４７】図３Ｄには、ＰＭＴが最大追跡レート（Ｍ
ＴＲ）で作動するように強制されているＰＭＴ条件を示
す複合タイミングダイアグラムが示されている。図３Ｄ
中では、このＰＭＴ条件が既に確立さこれていると仮定
されている。こうして、Ｖパルス４４は第１の退行性Ｐ
波ＰR1を生起させる。このＰ波ＰR1はＶパルス４４の後
にＰＶＡＲＰの終了に続く時点で（従ってまたＰ波が検
出され得る時点で）、しかしＭＴＩの終了に先立って生
起する。プログラムされたＰ‐Ｖ間隔、ＰＶＩ、はＭＴ
Ｉがタイムアウトするまで開始し得ない。この点に関し
て、退行性Ｐ波ＰR1は図３Ｂ中に示されているＰＡＣに
類似している。最大追跡間隔ＭＴＩの終了後に、プログ
ラムされたＰ‐Ｖ間隔、ＰＶＩ、が開始し、その後に他
のＶパルス４６が発生される。第２の退行性Ｐ波ＰR2は
次のＭＴＩの終了に先立って生起し、このＭＴＩはＶパ
ルス４６によりトリガされる。このプロセスは、退行性
Ｐ波が常にＭＴＩ間隔の終了に先立って生起し、ＰＶＩ
がＭＴＩがタイムアウトするまで開始せず、またＶパル
スがペースメーカにより定められるＰＶＩの終了時に発
生されて、継続する。
ＴＲ）で作動するように強制されているＰＭＴ条件を示
す複合タイミングダイアグラムが示されている。図３Ｄ
中では、このＰＭＴ条件が既に確立さこれていると仮定
されている。こうして、Ｖパルス４４は第１の退行性Ｐ
波ＰR1を生起させる。このＰ波ＰR1はＶパルス４４の後
にＰＶＡＲＰの終了に続く時点で（従ってまたＰ波が検
出され得る時点で）、しかしＭＴＩの終了に先立って生
起する。プログラムされたＰ‐Ｖ間隔、ＰＶＩ、はＭＴ
Ｉがタイムアウトするまで開始し得ない。この点に関し
て、退行性Ｐ波ＰR1は図３Ｂ中に示されているＰＡＣに
類似している。最大追跡間隔ＭＴＩの終了後に、プログ
ラムされたＰ‐Ｖ間隔、ＰＶＩ、が開始し、その後に他
のＶパルス４６が発生される。第２の退行性Ｐ波ＰR2は
次のＭＴＩの終了に先立って生起し、このＭＴＩはＶパ
ルス４６によりトリガされる。このプロセスは、退行性
Ｐ波が常にＭＴＩ間隔の終了に先立って生起し、ＰＶＩ
がＭＴＩがタイムアウトするまで開始せず、またＶパル
スがペースメーカにより定められるＰＶＩの終了時に発
生されて、継続する。
【００４８】次に図３Ｅを参照すると、複合タイミング
ダイアグラムは、最後にはペースメーカにより定められ
るＭＴＲよりも大きくなる増大するサイナスレートを示
している。サイナスレートは最初に、心房エスケープ間
隔ＡＥＩの終了に先立って、しかしＰＶＡＲＰの終了後
に生起するＰ波の生起により検出される。心室はＰ‐Ｖ
間隔（ＰＶＩ）またはプログラムされたＰ‐Ｖ遅延の終
了時にＶパルスにより刺激され、この間隔または遅延は
Ｐ波の生起によりトリガされる。Ｖパルスと続くＰ波と
の間の間隔、すなわちＶ‐Ｐ間隔は、Ｐ波がＰＶＡＲＰ
のなかに生ずるまで、漸次に短くなる。いったんＰ波が
ＰＶＡＲＰのなかに存在すると、それは検出されない。
ダイアグラムは、最後にはペースメーカにより定められ
るＭＴＲよりも大きくなる増大するサイナスレートを示
している。サイナスレートは最初に、心房エスケープ間
隔ＡＥＩの終了に先立って、しかしＰＶＡＲＰの終了後
に生起するＰ波の生起により検出される。心室はＰ‐Ｖ
間隔（ＰＶＩ）またはプログラムされたＰ‐Ｖ遅延の終
了時にＶパルスにより刺激され、この間隔または遅延は
Ｐ波の生起によりトリガされる。Ｖパルスと続くＰ波と
の間の間隔、すなわちＶ‐Ｐ間隔は、Ｐ波がＰＶＡＲＰ
のなかに生ずるまで、漸次に短くなる。いったんＰ波が
ＰＶＡＲＰのなかに存在すると、それは検出されない。
【００４９】図４Ａ、４Ｂおよび４Ｃは図３Ｃ、３Ｄお
よび３Ｅ中に示されている条件にそれぞれ相当する実際
のＥＣＧダイアグラムである。これらのＥＣＧダイアグ
ラム中の水平区分は２００ミリ秒に相当する。各垂直区
分は何ミリボルトかに相当する。図４Ａ中では、最大追
跡レートは１５０拍毎分に設定されている。連接的な拍
５０、たとえばＰＶＣに続いて、重畳された退行性Ｐ波
を有するＴ波５２が存在する。約１３０ミリ秒後に、ペ
ースメーカは心室を整調し、逆極性のＲ波５４により表
されている心室収縮を生じさせる。これはさらに他の退
行性Ｐ波５６により続かれる。ＰＭＴは最大追跡レート
よりも小さい約１３６ｂｐｍで（４４０ミリ秒ごとに）
継続する。
よび３Ｅ中に示されている条件にそれぞれ相当する実際
のＥＣＧダイアグラムである。これらのＥＣＧダイアグ
ラム中の水平区分は２００ミリ秒に相当する。各垂直区
分は何ミリボルトかに相当する。図４Ａ中では、最大追
跡レートは１５０拍毎分に設定されている。連接的な拍
５０、たとえばＰＶＣに続いて、重畳された退行性Ｐ波
を有するＴ波５２が存在する。約１３０ミリ秒後に、ペ
ースメーカは心室を整調し、逆極性のＲ波５４により表
されている心室収縮を生じさせる。これはさらに他の退
行性Ｐ波５６により続かれる。ＰＭＴは最大追跡レート
よりも小さい約１３６ｂｐｍで（４４０ミリ秒ごとに）
継続する。
【００５０】図４Ｂには１１０ｂｐｍにおけるＰＭＴの
ＥＣＧ表現が示されている（５４５ミリ秒毎サイク
ル）。ペースメーカは１１０ｂｐｍの最大追跡レートを
有するようにプログラムされている。こうして、この場
合、たとい退行性Ｐ波が検出されても、ＭＴＩがまだタ
イムアウトしていないので、Ｐ‐Ｖ間隔（ＰＶＩ）は開
始されない。従って、ＭＴＩがタイムアウトする時、Ｐ
‐Ｖ間隔が開始し、またＶパルスがＰＶＩのタイムアウ
ト時に発生される。こうして、図４Ｂ中で、ＰＭＴは１
１０ｂｐｍのプログラムされた最大追跡レートで生起す
る。
ＥＣＧ表現が示されている（５４５ミリ秒毎サイク
ル）。ペースメーカは１１０ｂｐｍの最大追跡レートを
有するようにプログラムされている。こうして、この場
合、たとい退行性Ｐ波が検出されても、ＭＴＩがまだタ
イムアウトしていないので、Ｐ‐Ｖ間隔（ＰＶＩ）は開
始されない。従って、ＭＴＩがタイムアウトする時、Ｐ
‐Ｖ間隔が開始し、またＶパルスがＰＶＩのタイムアウ
ト時に発生される。こうして、図４Ｂ中で、ＰＭＴは１
１０ｂｐｍのプログラムされた最大追跡レートで生起す
る。
【００５１】図４Ｃ中で、ＥＣＧにより表されるサイナ
スレートは最大追跡レートよりも速い。この場合、Ｖ‐
Ｐ間隔は、Ｐ波がＰＶＡＲＰのなかに生じ、また検出さ
れなくなるまで、漸次に減少する。これはＰＭＴではな
い。
スレートは最大追跡レートよりも速い。この場合、Ｖ‐
Ｐ間隔は、Ｐ波がＰＶＡＲＰのなかに生じ、また検出さ
れなくなるまで、漸次に減少する。これはＰＭＴではな
い。
【００５２】図５を参照すると、本発明のＰＭＴ終了方
法の１つの実施例の作動を示すフローチャートが示され
ている。このフローチャートおよびここで説明される他
のフローチャートのなかで、ＰＭＴ応答方法の種々のス
テップが個々のブロックまたはボックスのなかにまとめ
られている。このようなブロックまたはボックスは、Ｐ
ＭＴ応答方法が進行するにつれて行われなければならな
い特別な作用または決定を示す。これらのステップを実
行する特別な回路は当業者により容易に構成され得る。
特に、マイクロプロセッサまたはそれと等価なプログラ
ムされた制御装置がペースメーカの中心要素として使用
されている場合には、すなわち制御論理回路１２（図
２）がマイクロプロセッサを含んでいる場合には、ここ
に示されているフローチャートはペースメーカの所望の
制御を行うのにこのようなマイクロプロセッサまたはそ
の等価物により使用され得る“制御プログラム”の基本
を示す。このような制御プログラムは制御論理回路１２
と組み合わされているＲＯＭ（読出し専用メモリ）、Ｒ
ＡＭ（ランダムアクセスメモリ）または他のメモリ３０
（図２）のなかに記憶され得る。プログラミングおよび
ペースメーカの分野の当業者はここに示されるフローチ
ャートおよび他の説明に基づいてこのような制御プログ
ラムを容易に書くことができよう。
法の１つの実施例の作動を示すフローチャートが示され
ている。このフローチャートおよびここで説明される他
のフローチャートのなかで、ＰＭＴ応答方法の種々のス
テップが個々のブロックまたはボックスのなかにまとめ
られている。このようなブロックまたはボックスは、Ｐ
ＭＴ応答方法が進行するにつれて行われなければならな
い特別な作用または決定を示す。これらのステップを実
行する特別な回路は当業者により容易に構成され得る。
特に、マイクロプロセッサまたはそれと等価なプログラ
ムされた制御装置がペースメーカの中心要素として使用
されている場合には、すなわち制御論理回路１２（図
２）がマイクロプロセッサを含んでいる場合には、ここ
に示されているフローチャートはペースメーカの所望の
制御を行うのにこのようなマイクロプロセッサまたはそ
の等価物により使用され得る“制御プログラム”の基本
を示す。このような制御プログラムは制御論理回路１２
と組み合わされているＲＯＭ（読出し専用メモリ）、Ｒ
ＡＭ（ランダムアクセスメモリ）または他のメモリ３０
（図２）のなかに記憶され得る。プログラミングおよび
ペースメーカの分野の当業者はここに示されるフローチ
ャートおよび他の説明に基づいてこのような制御プログ
ラムを容易に書くことができよう。
【００５３】図５に示されているように、フローチャー
トは破線５０で開始する。この破線５０は、図５のフロ
ーチャートのなかに含まれているプログラムが典型的に
ペースメーカに対する制御機能と結び付けて使用される
オーバーオールな制御プログラムの部分をなしているこ
とを強調し、または表している。
トは破線５０で開始する。この破線５０は、図５のフロ
ーチャートのなかに含まれているプログラムが典型的に
ペースメーカに対する制御機能と結び付けて使用される
オーバーオールな制御プログラムの部分をなしているこ
とを強調し、または表している。
【００５４】図５に示されているＰＭＴ応答方法の最初
のステップは、ブロック５２に示されているように、Ｐ
ＭＴ応答オプションがターンオンされているか否かの決
定を含んでいる。もしこのオプションがターンオンされ
ていないならば、ペースメーカ（またはペーサ）は、ブ
ロック５４に示されているように、その既存のプログラ
ムされた制御パラメータに従って通常の仕方で作動し続
ける。もしＰＭＴ応答オプションがターンオンされてい
るならば、心臓レートが頻脈参照レートすなわちＴＲＲ
と呼ばれる参照レートを超過するか否かについての決定
が行われる（ブロック５６）。好ましくはＴＲＲは約１
００ｂｐｍである。ＴＲＲよりも上の心臓レートは頻脈
条件の指標であり得る。任意の適当なレート決定手法が
この目的で使用され得る。典型的に、心臓レートは（自
然収縮に起因するものであろうと整調された収縮に起因
するものであろうと）相い続くＲ波の間の間隔を測定す
ることにより決定される。
のステップは、ブロック５２に示されているように、Ｐ
ＭＴ応答オプションがターンオンされているか否かの決
定を含んでいる。もしこのオプションがターンオンされ
ていないならば、ペースメーカ（またはペーサ）は、ブ
ロック５４に示されているように、その既存のプログラ
ムされた制御パラメータに従って通常の仕方で作動し続
ける。もしＰＭＴ応答オプションがターンオンされてい
るならば、心臓レートが頻脈参照レートすなわちＴＲＲ
と呼ばれる参照レートを超過するか否かについての決定
が行われる（ブロック５６）。好ましくはＴＲＲは約１
００ｂｐｍである。ＴＲＲよりも上の心臓レートは頻脈
条件の指標であり得る。任意の適当なレート決定手法が
この目的で使用され得る。典型的に、心臓レートは（自
然収縮に起因するものであろうと整調された収縮に起因
するものであろうと）相い続くＲ波の間の間隔を測定す
ることにより決定される。
【００５５】図５に示されている方法を続けて説明する
と、もし心臓レートがＴＲＲ値を超過すると、ブロック
５８に示されているように、ＰＭＴと組み合わされる特
定のシーケンスが存在するか否かについての決定が行わ
れる。ＰＭＴに対して、このシーケンスは相い続く各心
臓サイクルに対してＶパルスにより続かれる追跡される
Ｐ波を含んでいる。（換言すれば、各ＶパルスはＰ波に
より先行されなければならない。）従って、モニタされ
る心臓サイクルがこのＰ波およびＶパルス、Ｐ波および
Ｖパルスシーケンスを含んでいるときのみ、ＰＭＴが指
示され得る。もしこのシーケンスが存在しないならば、
ブロック５６で決定された急速心臓レート条件はＰＭＴ
ではなく、またＰＭＴ認識方法はペーサをその通常のプ
ログラムされた仕方での作動に戻すことにより終了する
（ブロック５４）。急速心臓レート条件はセンサにより
指示されるレートから導き出され得る。
と、もし心臓レートがＴＲＲ値を超過すると、ブロック
５８に示されているように、ＰＭＴと組み合わされる特
定のシーケンスが存在するか否かについての決定が行わ
れる。ＰＭＴに対して、このシーケンスは相い続く各心
臓サイクルに対してＶパルスにより続かれる追跡される
Ｐ波を含んでいる。（換言すれば、各ＶパルスはＰ波に
より先行されなければならない。）従って、モニタされ
る心臓サイクルがこのＰ波およびＶパルス、Ｐ波および
Ｖパルスシーケンスを含んでいるときのみ、ＰＭＴが指
示され得る。もしこのシーケンスが存在しないならば、
ブロック５６で決定された急速心臓レート条件はＰＭＴ
ではなく、またＰＭＴ認識方法はペーサをその通常のプ
ログラムされた仕方での作動に戻すことにより終了する
（ブロック５４）。急速心臓レート条件はセンサにより
指示されるレートから導き出され得る。
【００５６】もし適当な心臓シーケンスがブロック５８
で検出されるならば、ブロック６０に示されているよう
に、各サイクルのＶ‐Ｖ間隔を測定するためにｎサイク
ルのシーケンスがモニタされる。もしこれらのｎサイク
ルのモニタの間の任意の時点で、適当なシーケンスが継
続しないならば、または（たとえばＶ‐Ｖ間隔により測
定される）心臓レートがＴＲＲ値の下に下がるならば、
ＰＭＴ検出方法は終了する。心臓サイクルの数がこうし
てモニタされる。すなわち本発明のこの実施例に対する
ｎの値は好ましくは約１０サイクルである。しかし、そ
れは任意の値、たとえば２〜２０であってよく、この値
は所望の値にプログラムにより設定され得る。後でＰＭ
Ｔ終了方法の間に使用するため、ＰＶＩ間隔がＰＭＴ認
識方法の間に測定される（ブロック６０）。
で検出されるならば、ブロック６０に示されているよう
に、各サイクルのＶ‐Ｖ間隔を測定するためにｎサイク
ルのシーケンスがモニタされる。もしこれらのｎサイク
ルのモニタの間の任意の時点で、適当なシーケンスが継
続しないならば、または（たとえばＶ‐Ｖ間隔により測
定される）心臓レートがＴＲＲ値の下に下がるならば、
ＰＭＴ検出方法は終了する。心臓サイクルの数がこうし
てモニタされる。すなわち本発明のこの実施例に対する
ｎの値は好ましくは約１０サイクルである。しかし、そ
れは任意の値、たとえば２〜２０であってよく、この値
は所望の値にプログラムにより設定され得る。後でＰＭ
Ｔ終了方法の間に使用するため、ＰＶＩ間隔がＰＭＴ認
識方法の間に測定される（ブロック６０）。
【００５７】従って、本発明で説明されるような適切な
ＰＭＴ終了レジメンが１つの心臓サイクルに対して開始
される（ブロック７６）。ＰＭＴ終了レジメンを開始し
た後、ペースメーカはそのプログラムされた仕方で作動
する（ブロック５４）。もしＰＭＴが継続するならば、
すなわちもしＰＭＴ終了レジメンがＰＭＴ終了に成功し
ないならば、ＰＭＴ認識プロセスがｎのＶ‐Ｖサイクル
（典型的に１２８のＶ‐Ｖサイクル）の完了後に続いて
起こるＰＭＴ応答により繰り返す。
ＰＭＴ終了レジメンが１つの心臓サイクルに対して開始
される（ブロック７６）。ＰＭＴ終了レジメンを開始し
た後、ペースメーカはそのプログラムされた仕方で作動
する（ブロック５４）。もしＰＭＴが継続するならば、
すなわちもしＰＭＴ終了レジメンがＰＭＴ終了に成功し
ないならば、ＰＭＴ認識プロセスがｎのＶ‐Ｖサイクル
（典型的に１２８のＶ‐Ｖサイクル）の完了後に続いて
起こるＰＭＴ応答により繰り返す。
【００５８】図６は好ましい実施例に対して図５、ブロ
ック７６、に示されているようなＰＭＴ終了レジメンを
示す。ＰＭＴが検出された後、図６中のブロック８２
で、先に測定されたＰＶＩが２５０ミリ秒よりも小さい
か否かが決定される。もしＰＶＩが２５０ミリ秒よりも
小さいならば、イエス経路がとられ、ブロック８０が開
始される（図９の波形に相当）。他方、もしＰＶＩが２
５０ミリ秒よりも小さくないならば、ノー経路がとら
れ、ブロック８４が開始される（図７の波形に相当）。
ック７６、に示されているようなＰＭＴ終了レジメンを
示す。ＰＭＴが検出された後、図６中のブロック８２
で、先に測定されたＰＶＩが２５０ミリ秒よりも小さい
か否かが決定される。もしＰＶＩが２５０ミリ秒よりも
小さいならば、イエス経路がとられ、ブロック８０が開
始される（図９の波形に相当）。他方、もしＰＶＩが２
５０ミリ秒よりも小さくないならば、ノー経路がとら
れ、ブロック８４が開始される（図７の波形に相当）。
【００５９】ノー条件または図７に示されている条件を
最初に説明する。ブロック８４で、ＰＡＰが測定された
ＰＶＩよりも長い２５〜１００ミリ秒に調節される。こ
れは図７の第３のサイクルの開始時に行われる。ブロッ
ク８６および８７で、次の検出された信号は心臓レート
をＰＭＴとみなすべく退行性Ｐ波でなければならない。
もしノーであれば、処理は図５のブロック５４に戻る。
もし退行性Ｐ波が検出されるならば、これはブロック８
８でＰＡＰタイミングを開始する。ブロック８９はＰＡ
Ｐタイミングのタイムアウトであり、計時された心房パ
ルスが発生される。もしＰＶＩが先の値から変化すれ
ば、ＰＶＩがその元の値にプログラムされる（ブロック
９０）。ＡＥＩ（ブロック９１）および続くＰＶＩ間隔
（ブロック９２）が次いで、Ｖ‐Ｖレートを図７の第２
のサイクルの間に測定されたレートに維持するため、ま
たＰＡＰ心房パルスとＡＥＩ心房パルスとの間の少なく
とも２５０ミリ秒の最小時間間隔を許すため、図７の第
４のサイクルの間に調節される。この時間間隔は有効な
ＡＥＩ心房パルスの供給を許す。ブロック９４で、１２
８のＶ‐ＶパルスがＰＭＴレジメンの繰り返しの前にカ
ウントされる。ＰＭＴ終了シーケンスの繰り返しに続い
て、処理は通常のペーサ作動を再開するべく図５中のブ
ロック５４に戻る。
最初に説明する。ブロック８４で、ＰＡＰが測定された
ＰＶＩよりも長い２５〜１００ミリ秒に調節される。こ
れは図７の第３のサイクルの開始時に行われる。ブロッ
ク８６および８７で、次の検出された信号は心臓レート
をＰＭＴとみなすべく退行性Ｐ波でなければならない。
もしノーであれば、処理は図５のブロック５４に戻る。
もし退行性Ｐ波が検出されるならば、これはブロック８
８でＰＡＰタイミングを開始する。ブロック８９はＰＡ
Ｐタイミングのタイムアウトであり、計時された心房パ
ルスが発生される。もしＰＶＩが先の値から変化すれ
ば、ＰＶＩがその元の値にプログラムされる（ブロック
９０）。ＡＥＩ（ブロック９１）および続くＰＶＩ間隔
（ブロック９２）が次いで、Ｖ‐Ｖレートを図７の第２
のサイクルの間に測定されたレートに維持するため、ま
たＰＡＰ心房パルスとＡＥＩ心房パルスとの間の少なく
とも２５０ミリ秒の最小時間間隔を許すため、図７の第
４のサイクルの間に調節される。この時間間隔は有効な
ＡＥＩ心房パルスの供給を許す。ブロック９４で、１２
８のＶ‐ＶパルスがＰＭＴレジメンの繰り返しの前にカ
ウントされる。ＰＭＴ終了シーケンスの繰り返しに続い
て、処理は通常のペーサ作動を再開するべく図５中のブ
ロック５４に戻る。
【００６０】ブロック８２でのイエス条件の生起時に、
処理は一時的にＰＶＩ間隔を２５０ミリ秒に、またＰＡ
Ｐタイミングを２５０ミリ秒ＰＶＩよりも２５〜１００
ミリ秒長くプログラムするブロック８０へ進む。ＰＶＩ
間隔はブロック９０でその元の値に戻るようにプログラ
ムされている。明らかにノー経路がブロック８２からと
られる時、変更はブロック１０６によりＰＶＩ中で行わ
れない。
処理は一時的にＰＶＩ間隔を２５０ミリ秒に、またＰＡ
Ｐタイミングを２５０ミリ秒ＰＶＩよりも２５〜１００
ミリ秒長くプログラムするブロック８０へ進む。ＰＶＩ
間隔はブロック９０でその元の値に戻るようにプログラ
ムされている。明らかにノー経路がブロック８２からと
られる時、変更はブロック１０６によりＰＶＩ中で行わ
れない。
【００６１】図５および図６に示されているＰＭＴ終了
方法は図７および図８の複合タイミングダイアグラムに
より示される。図７は最大追跡レートでのＰＭＴ条件を
示し、また図８は最大追跡レートの下のＰＭＴ条件を示
す。図７および図８の双方に対して、Ｐ波およびＶパル
スの適当なシーケンスを含んでいる速い頻脈条件が存在
すると仮定されている。すなわち、図５のフローチャー
トのブロック５６、５８および６２により課せられる必
要条件が満足されている。
方法は図７および図８の複合タイミングダイアグラムに
より示される。図７は最大追跡レートでのＰＭＴ条件を
示し、また図８は最大追跡レートの下のＰＭＴ条件を示
す。図７および図８の双方に対して、Ｐ波およびＶパル
スの適当なシーケンスを含んでいる速い頻脈条件が存在
すると仮定されている。すなわち、図５のフローチャー
トのブロック５６、５８および６２により課せられる必
要条件が満足されている。
【００６２】図７は、ＰＶＣにより開始された、またペ
ースメーカが最大追跡レートで退行性Ｐ波（Ｐｒｅｔ）
を追跡しているＰＭＴを示す。これは最大追跡レートで
のＶ‐Ｖ間隔の維持により生ずる長いＰＶＩの説明とな
る。第３のＶ‐Ｖサイクルの間に、ＰＭＴ終了シーケン
スが開始され、また第４のＶ‐Ｖサイクルの完了時に終
了される。もしＰＭＴの間に（たとえば第２のＶ‐Ｖサ
イクルの間に）先に測定されたＰＶＩが最大追跡レート
でのペースメーカ作動の結果として２００〜２５０ミリ
秒よりも大きいことが決定されたならば、ＰＡＰ間隔は
測定されたＰＶＩよりも２５〜１００ミリ秒長くプログ
ラムされる。ＰＭＴの間のＰＶＩ間隔は時間的に非常に
安定であり、またサイクルからサイクルへ非常に大きく
は変化しない。結果としての計時される心房パルスは心
室刺激の２５〜１００ミリ秒後に生起するように計時さ
れる。心房パルスおよび心室パルスの双方の間、ペース
メーカパルスに起因するアフターポテンシァルの検出を
避けるように、ペースメーカの不応周期が能動化され
る。アンテグレードおよび退行性伝導経路は衝突し、ま
た適切に計時された心房パルスにより消滅する。ＰＡＰ
時間（２５０ミリ秒よりも大きい）は、結果としての心
房パルスが有効であることを許し、また傷つきやすい周
期の間の心房の刺激（この刺激は頻脈を誘発し、また心
房内の不応組織のために脱分極を生じさせない）を防止
するように選ばれている。
ースメーカが最大追跡レートで退行性Ｐ波（Ｐｒｅｔ）
を追跡しているＰＭＴを示す。これは最大追跡レートで
のＶ‐Ｖ間隔の維持により生ずる長いＰＶＩの説明とな
る。第３のＶ‐Ｖサイクルの間に、ＰＭＴ終了シーケン
スが開始され、また第４のＶ‐Ｖサイクルの完了時に終
了される。もしＰＭＴの間に（たとえば第２のＶ‐Ｖサ
イクルの間に）先に測定されたＰＶＩが最大追跡レート
でのペースメーカ作動の結果として２００〜２５０ミリ
秒よりも大きいことが決定されたならば、ＰＡＰ間隔は
測定されたＰＶＩよりも２５〜１００ミリ秒長くプログ
ラムされる。ＰＭＴの間のＰＶＩ間隔は時間的に非常に
安定であり、またサイクルからサイクルへ非常に大きく
は変化しない。結果としての計時される心房パルスは心
室刺激の２５〜１００ミリ秒後に生起するように計時さ
れる。心房パルスおよび心室パルスの双方の間、ペース
メーカパルスに起因するアフターポテンシァルの検出を
避けるように、ペースメーカの不応周期が能動化され
る。アンテグレードおよび退行性伝導経路は衝突し、ま
た適切に計時された心房パルスにより消滅する。ＰＡＰ
時間（２５０ミリ秒よりも大きい）は、結果としての心
房パルスが有効であることを許し、また傷つきやすい周
期の間の心房の刺激（この刺激は頻脈を誘発し、また心
房内の不応組織のために脱分極を生じさせない）を防止
するように選ばれている。
【００６３】ＰＡＰ時間は測定されたＰＶＩよりも最小
２５ミリ秒長くなければならず、また測定されたＰＶＩ
よりも１００ミリ秒まで長くプログラム可能である。こ
れは心房パルスが心室パルスの後にかつ心房および心室
不応周期（ＰＶＡＲＰおよびＶＲＰ）の間に生起するこ
とを保証する。ＡＥＩは、ＡＥＩ心房パルスが有効であ
る（図７の第４のサイクルの終端における第２の心房パ
ルス）ことを許すべくＤＤＤモードでプログラムされ
る。
２５ミリ秒長くなければならず、また測定されたＰＶＩ
よりも１００ミリ秒まで長くプログラム可能である。こ
れは心房パルスが心室パルスの後にかつ心房および心室
不応周期（ＰＶＡＲＰおよびＶＲＰ）の間に生起するこ
とを保証する。ＡＥＩは、ＡＥＩ心房パルスが有効であ
る（図７の第４のサイクルの終端における第２の心房パ
ルス）ことを許すべくＤＤＤモードでプログラムされ
る。
【００６４】心室パルスとＡＥＩ心房パルスとの間の時
間（ＡＥＩ）は２７５〜６００ミリ秒からプログラム可
能である。このＡＥＩ時間は、心室レートを運動レート
レベルまたはＰＭＴ心室レートレベルに、またはその付
近に維持するべく、また心房不応周期を保ち、またこう
してＰＭＴの継続を防止するべく調節される。ＰＶＡＲ
ＰおよびＡＥＩのプログラミングに関係して、サイナス
Ｐ波に対する警戒時間はＰＶＡＲＰの終端からＡＥＩ心
房パルスまでの時間である。もしサイナスＰ波がＰＶＡ
ＲＰの後に検出されるならば、ペースメーカはこのＰ波
を追跡し、ＰＶＩを開始し、また対応する心室パルスを
発する。ＰＶＡＲＰの後に生起する任意のＰ波は有効な
Ｐ波とみなされ、また退行性伝導とはみなされない。な
ぜならば、ＰＡＰ心房パルスが心房を脱分極させてお
り、また退行性Ｐ波に不応にしているからである。この
ことはＰＭＴシーケンスの間のより短いＰＶＡＲＰ間隔
を許し、またたいていの場合、ＰＶＡＲＰがプログラム
される必要は全くない。なぜならば、ＰＡＰ時間は心房
パルスがＰＶＡＲＰおよびＶＲＰ不応周期の開始後１０
０ミリ秒以上に生起することを許さないからである。
間（ＡＥＩ）は２７５〜６００ミリ秒からプログラム可
能である。このＡＥＩ時間は、心室レートを運動レート
レベルまたはＰＭＴ心室レートレベルに、またはその付
近に維持するべく、また心房不応周期を保ち、またこう
してＰＭＴの継続を防止するべく調節される。ＰＶＡＲ
ＰおよびＡＥＩのプログラミングに関係して、サイナス
Ｐ波に対する警戒時間はＰＶＡＲＰの終端からＡＥＩ心
房パルスまでの時間である。もしサイナスＰ波がＰＶＡ
ＲＰの後に検出されるならば、ペースメーカはこのＰ波
を追跡し、ＰＶＩを開始し、また対応する心室パルスを
発する。ＰＶＡＲＰの後に生起する任意のＰ波は有効な
Ｐ波とみなされ、また退行性伝導とはみなされない。な
ぜならば、ＰＡＰ心房パルスが心房を脱分極させてお
り、また退行性Ｐ波に不応にしているからである。この
ことはＰＭＴシーケンスの間のより短いＰＶＡＲＰ間隔
を許し、またたいていの場合、ＰＶＡＲＰがプログラム
される必要は全くない。なぜならば、ＰＡＰ時間は心房
パルスがＰＶＡＲＰおよびＶＲＰ不応周期の開始後１０
０ミリ秒以上に生起することを許さないからである。
【００６５】ＰＶＡＲＰは、もしＰＡＰ心房パルスが短
いＰＶＡＲＰの終端の付近（ＰＶＡＲＰの終端から１０
０ミリ秒以内）にあれば、延長を必要とする。これは心
房ペーサパルスの後のアフターポテンシァル検出を阻止
するため、また退行性Ｐ波検出を阻止しないためにのみ
必要である。ＰＶＡＲＰは有利に、退行性伝導（１つの
実施例では４９０ミリ秒）をマスクするべく延長される
必要はなく、こうして（長くプログラムされたＰＶＡＲ
Ｐおよびそれに続く警戒間隔に起因して）ＰＭＴシーケ
ンスの間の心室レートを減速せず、または延長されたＰ
ＶＡＲＰの間に生起する真のサイナスＰ波の検出に失敗
しない利点を有する。心室レートは身体活動の間に生起
し得るＰＭＴシーケンスの間に維持され、またはごくわ
ずかに減速され得る。
いＰＶＡＲＰの終端の付近（ＰＶＡＲＰの終端から１０
０ミリ秒以内）にあれば、延長を必要とする。これは心
房ペーサパルスの後のアフターポテンシァル検出を阻止
するため、また退行性Ｐ波検出を阻止しないためにのみ
必要である。ＰＶＡＲＰは有利に、退行性伝導（１つの
実施例では４９０ミリ秒）をマスクするべく延長される
必要はなく、こうして（長くプログラムされたＰＶＡＲ
Ｐおよびそれに続く警戒間隔に起因して）ＰＭＴシーケ
ンスの間の心室レートを減速せず、または延長されたＰ
ＶＡＲＰの間に生起する真のサイナスＰ波の検出に失敗
しない利点を有する。心室レートは身体活動の間に生起
し得るＰＭＴシーケンスの間に維持され、またはごくわ
ずかに減速され得る。
【００６６】図７に示されているように、Ｖ‐Ｖレート
はＰＭＴシーケンスの間は最大追跡レートの付近に維持
される（第４のサイクル）。ＰＭＴシーケンスがＰＭＴ
を終了させた後、通常のＡ‐Ｖ整調が、センサにより指
示されるレートもしくはプログラムされた最小レートに
基づき得るレートで継続する。また、適切なＶ‐Ｖレー
トの維持を助けるため、ＡＥＩ＋ＰＶＩ＝Ｖ‐Ｖ間隔で
あるので、ＰＶＩがＰＭＴシーケンスに続いて短縮され
得る。ＰＭＴシーケンスは各ＰＭＴ検出により一回だけ
生起する。時間の周期（たとえば１２８Ｖ‐Ｖサイク
ル）は繰り返してＰＭＴシーケンスを生じさせるのを防
止するように再び他のＰＭＴシーケンスを生じさせるた
めに経過するのに必要とされる。これは正常なサイナス
頻脈のＰＭＴ検出の間に生起するかもしれず、またもち
ろんサイナス頻脈の間は不適切であるＰＭＴシーケンス
により応答する。
はＰＭＴシーケンスの間は最大追跡レートの付近に維持
される（第４のサイクル）。ＰＭＴシーケンスがＰＭＴ
を終了させた後、通常のＡ‐Ｖ整調が、センサにより指
示されるレートもしくはプログラムされた最小レートに
基づき得るレートで継続する。また、適切なＶ‐Ｖレー
トの維持を助けるため、ＡＥＩ＋ＰＶＩ＝Ｖ‐Ｖ間隔で
あるので、ＰＶＩがＰＭＴシーケンスに続いて短縮され
得る。ＰＭＴシーケンスは各ＰＭＴ検出により一回だけ
生起する。時間の周期（たとえば１２８Ｖ‐Ｖサイク
ル）は繰り返してＰＭＴシーケンスを生じさせるのを防
止するように再び他のＰＭＴシーケンスを生じさせるた
めに経過するのに必要とされる。これは正常なサイナス
頻脈のＰＭＴ検出の間に生起するかもしれず、またもち
ろんサイナス頻脈の間は不適切であるＰＭＴシーケンス
により応答する。
【００６７】図８は、測定されたＰＶＩが２００〜２５
０ミリ秒よりも小さいことを例外として、図７と類似し
ている。ＰＭＴは通常ＰＶＩが２００ミリ秒よりも小さ
いことを指示する最大追跡レート以下である。退行性Ｐ
波からＰＡＰ心房パルスまでの２５０〜３５０ミリ秒の
遅延時間（この時間はＰＡＰ心房パルスが有効であり、
また先の退行性Ｐ波と競合しないことを許す）を維持す
るため、ＰＶＩは一時的にＰＡＰ心房パルス応答の間よ
りも長くプログラムされる。その結果、心室レートは少
し減速するが、それはＰＡＰ心房パルスに対してＰＡＰ
間隔を開始した退行性Ｐ波と競合しないために必要であ
る。たとえば、もし測定されたＰＶＩが１００ミリ秒で
あったならば、第３のサイクルの間のＰＶＩは一時的
に、ＰＡＰ心房パルスが退行性Ｐ波の２７５〜３５０ミ
リ秒後に生起することを許す２５０ミリ秒にプログラム
される。ＰＡＰ心房パルスは相い続く不応時間により心
房を脱分極し、またこうして相い続く退行性Ｐ波の生起
を防止する。
０ミリ秒よりも小さいことを例外として、図７と類似し
ている。ＰＭＴは通常ＰＶＩが２００ミリ秒よりも小さ
いことを指示する最大追跡レート以下である。退行性Ｐ
波からＰＡＰ心房パルスまでの２５０〜３５０ミリ秒の
遅延時間（この時間はＰＡＰ心房パルスが有効であり、
また先の退行性Ｐ波と競合しないことを許す）を維持す
るため、ＰＶＩは一時的にＰＡＰ心房パルス応答の間よ
りも長くプログラムされる。その結果、心室レートは少
し減速するが、それはＰＡＰ心房パルスに対してＰＡＰ
間隔を開始した退行性Ｐ波と競合しないために必要であ
る。たとえば、もし測定されたＰＶＩが１００ミリ秒で
あったならば、第３のサイクルの間のＰＶＩは一時的
に、ＰＡＰ心房パルスが退行性Ｐ波の２７５〜３５０ミ
リ秒後に生起することを許す２５０ミリ秒にプログラム
される。ＰＡＰ心房パルスは相い続く不応時間により心
房を脱分極し、またこうして相い続く退行性Ｐ波の生起
を防止する。
【００６８】ＰＶＩは次いで、その後のＰ波活動に備え
て、第４のサイクルの開始時にその元の値（先の例では
１００ミリ秒）に戻される。見られるように、第３のＶ
‐Ｖサイクルは、適切なＰＡＰ時間を許すため、先のサ
イクルよりも遅いレートである。
て、第４のサイクルの開始時にその元の値（先の例では
１００ミリ秒）に戻される。見られるように、第３のＶ
‐Ｖサイクルは、適切なＰＡＰ時間を許すため、先のサ
イクルよりも遅いレートである。
【００６９】最大追跡レート以下のレートでの整調レー
ト減速は最大追跡レートでのレートに比較して臨界的で
ない。なぜならば、１５０ミリ秒（一時的にプログラム
されたＰＶＩの値２５０ミリ秒から測定されたＰＶＩの
値１００ミリ秒を差し引いた値）のＶ‐Ｖレート減速は
整調レートの有意味な低下ではないからである。たとえ
ば、もし最大追跡レート以下のＰＭＴのＶ‐Ｖレートが
１００拍毎分または６００ミリ秒間隔であったならば、
７５０ミリ秒の減速は１つのサイクルに対して８０ｂｐ
ｍまたは２０ｂｐｍの低下である。整調レートのこの低
下はさらに、ＰＶＩを１７５ミリ秒に一時的にプログラ
ムすることにより、またＰＡＰ時間をＰＭＴシーケンス
の間にＰＶＩの後に１００ミリ秒にプログラムすること
により減ぜられ得る。従って、退行性Ｐ波からＰＡＰ心
房パルスまでのＰＡＰ時間は２７５ミリ秒となり、また
レート減少は８９ｂｐｍに過ぎない。こうして、一時的
ＰＶＩおよびＰＡＰ間隔をプログラムすることにより、
第３のサイクルの間のレート減速は最小化され、またこ
うして有効なＰＡＰ心房パルスを許すため２５０ミリ秒
よりも大きいＰＡＰ時間を維持し得る。第４のサイクル
の間のＡＥＩおよびＰＶＩ時間も、図７に対して先に説
明したように、Ｖ‐Ｖレートを維持するべくプログラム
され得る。
ト減速は最大追跡レートでのレートに比較して臨界的で
ない。なぜならば、１５０ミリ秒（一時的にプログラム
されたＰＶＩの値２５０ミリ秒から測定されたＰＶＩの
値１００ミリ秒を差し引いた値）のＶ‐Ｖレート減速は
整調レートの有意味な低下ではないからである。たとえ
ば、もし最大追跡レート以下のＰＭＴのＶ‐Ｖレートが
１００拍毎分または６００ミリ秒間隔であったならば、
７５０ミリ秒の減速は１つのサイクルに対して８０ｂｐ
ｍまたは２０ｂｐｍの低下である。整調レートのこの低
下はさらに、ＰＶＩを１７５ミリ秒に一時的にプログラ
ムすることにより、またＰＡＰ時間をＰＭＴシーケンス
の間にＰＶＩの後に１００ミリ秒にプログラムすること
により減ぜられ得る。従って、退行性Ｐ波からＰＡＰ心
房パルスまでのＰＡＰ時間は２７５ミリ秒となり、また
レート減少は８９ｂｐｍに過ぎない。こうして、一時的
ＰＶＩおよびＰＡＰ間隔をプログラムすることにより、
第３のサイクルの間のレート減速は最小化され、またこ
うして有効なＰＡＰ心房パルスを許すため２５０ミリ秒
よりも大きいＰＡＰ時間を維持し得る。第４のサイクル
の間のＡＥＩおよびＰＶＩ時間も、図７に対して先に説
明したように、Ｖ‐Ｖレートを維持するべくプログラム
され得る。
【００７０】図９を参照すると、ＰＭＴ終了システムお
よび方法の他の実施例の作動を示すフローチャートが示
されている。図９に示されている処理は、ＰＡＰ心房パ
ルスの後のＰＭＴシーケンスの間に整調モードがＤＤＤ
からＶＤＤモードへ変化したことを例外として、図６に
示されている処理と類似している。さらに、シーケンス
はいまＡＥＩタイミングに代わってＶＥＩタイミングに
頼っている。心室パルスと後続のＶＥＩ心室パルスとの
間の時間は３７５〜７００ミリ秒からプログラム可能で
ある。ＰＶＡＲＰおよびＶＥＩのプログラミングに関係
して、サイナスＰ波に対する警戒時間はＰＶＡＲＰの終
端からＶＥＩ心室パルスまでの時間である。もしサイナ
スＰ波がＰＡＰ心房パルスの後に検出されるならば、ペ
ースメーカはこのＰ波を追跡し、それによりＰＶＩおよ
びその後の心室パルスを開始する。ＶＥＩはＶＤＤモー
ドでＡＥＩおよびＰＶＩをプログラムすることにより変
更される。この実施例の方法はＶ‐Ｖ間隔を非常に高い
ＰＭＴレートにおいて維持する利点を有する。なぜなら
ば、ＡＥＩ心房パルスが存在せず、また第４のサイクル
中のＶＥＩパルスが、所望であれば、３７５ミリ秒また
は１６０ｂｐｍにプログラム可能であるからである。こ
の処理は非常に高いＰＭＴレート、またはＶ‐Ｖ間隔が
維持されるべき高い活動レベルの間に使用され得る。こ
の実施例は、ＰＡＰ心房パルスと競合しないように計時
されなければならない第２の心房パルスを発生しないと
いう利点を有する。このことはＰＭＴシーケンスの間の
Ｖ‐Ｖ間隔時間のプログラミングに一層のフレキシビリ
ティを与える。
よび方法の他の実施例の作動を示すフローチャートが示
されている。図９に示されている処理は、ＰＡＰ心房パ
ルスの後のＰＭＴシーケンスの間に整調モードがＤＤＤ
からＶＤＤモードへ変化したことを例外として、図６に
示されている処理と類似している。さらに、シーケンス
はいまＡＥＩタイミングに代わってＶＥＩタイミングに
頼っている。心室パルスと後続のＶＥＩ心室パルスとの
間の時間は３７５〜７００ミリ秒からプログラム可能で
ある。ＰＶＡＲＰおよびＶＥＩのプログラミングに関係
して、サイナスＰ波に対する警戒時間はＰＶＡＲＰの終
端からＶＥＩ心室パルスまでの時間である。もしサイナ
スＰ波がＰＡＰ心房パルスの後に検出されるならば、ペ
ースメーカはこのＰ波を追跡し、それによりＰＶＩおよ
びその後の心室パルスを開始する。ＶＥＩはＶＤＤモー
ドでＡＥＩおよびＰＶＩをプログラムすることにより変
更される。この実施例の方法はＶ‐Ｖ間隔を非常に高い
ＰＭＴレートにおいて維持する利点を有する。なぜなら
ば、ＡＥＩ心房パルスが存在せず、また第４のサイクル
中のＶＥＩパルスが、所望であれば、３７５ミリ秒また
は１６０ｂｐｍにプログラム可能であるからである。こ
の処理は非常に高いＰＭＴレート、またはＶ‐Ｖ間隔が
維持されるべき高い活動レベルの間に使用され得る。こ
の実施例は、ＰＡＰ心房パルスと競合しないように計時
されなければならない第２の心房パルスを発生しないと
いう利点を有する。このことはＰＭＴシーケンスの間の
Ｖ‐Ｖ間隔時間のプログラミングに一層のフレキシビリ
ティを与える。
【００７１】図９のフローチャートによる処理は図５お
よび図６によるそれに類似しており、従って図５、図６
および図９の双方のなかの同一の機能を有する種々のブ
ロックには同一の番号が付けられている。しかし、以上
に詳細に説明したように、ＶＤＤへの整調モードの設定
はブロック９５で行われ、またＤＤＤへの整調モードの
設定はブロック９３で行われる。
よび図６によるそれに類似しており、従って図５、図６
および図９の双方のなかの同一の機能を有する種々のブ
ロックには同一の番号が付けられている。しかし、以上
に詳細に説明したように、ＶＤＤへの整調モードの設定
はブロック９５で行われ、またＤＤＤへの整調モードの
設定はブロック９３で行われる。
【００７２】いま図１０を参照すると、複合タイミング
ダイアグラムは最大追跡レートでの作動中のシステムの
機能を示す。図７で説明した作動との相違点は、ＶＥＩ
がＡＥＩの代わりに使用されていることである。ＶＥＩ
は選択的に定められた間隔の値に基づいてプログラムさ
れ、また好ましくはＡＥＩプラスＰＶＩに等しく設定さ
れる。上記の条件に対して、退行性Ｐ波から心房パルス
までの時間はＰＶＩよりも約２５〜１００ミリ秒大き
い。ＡＥＩは２７５〜６００ミリ秒の範囲内であってよ
く、このような場合、ＶＥＩは約７００ミリ秒の最大値
を有し得る。ＡＥＩおよびＰＶＩ時間は心室レートを運
動レートレベルまたはＰＭＴ心室レートレベルに、また
はその付近に維持するべく調節される。
ダイアグラムは最大追跡レートでの作動中のシステムの
機能を示す。図７で説明した作動との相違点は、ＶＥＩ
がＡＥＩの代わりに使用されていることである。ＶＥＩ
は選択的に定められた間隔の値に基づいてプログラムさ
れ、また好ましくはＡＥＩプラスＰＶＩに等しく設定さ
れる。上記の条件に対して、退行性Ｐ波から心房パルス
までの時間はＰＶＩよりも約２５〜１００ミリ秒大き
い。ＡＥＩは２７５〜６００ミリ秒の範囲内であってよ
く、このような場合、ＶＥＩは約７００ミリ秒の最大値
を有し得る。ＡＥＩおよびＰＶＩ時間は心室レートを運
動レートレベルまたはＰＭＴ心室レートレベルに、また
はその付近に維持するべく調節される。
【００７３】ペースメーカが最大追跡レート以下の退行
性Ｐ波を追跡している図１１に示されているような条件
に対しては、ＰＶＩは一時的に２５０ミリ秒に設定さ
れ、また退行性Ｐ波から心房パルスまでの時間はＰＶＩ
よりも約２５〜１００ミリ秒長い。さらに、計時された
心房パルスの供給の後に、ペースメーカの作動はＶＤＤ
モードに移行し、また計時された心房パルスに続く第１
の心室パルスの直後にペースメーカはＤＤＤ作動モード
に戻る。
性Ｐ波を追跡している図１１に示されているような条件
に対しては、ＰＶＩは一時的に２５０ミリ秒に設定さ
れ、また退行性Ｐ波から心房パルスまでの時間はＰＶＩ
よりも約２５〜１００ミリ秒長い。さらに、計時された
心房パルスの供給の後に、ペースメーカの作動はＶＤＤ
モードに移行し、また計時された心房パルスに続く第１
の心室パルスの直後にペースメーカはＤＤＤ作動モード
に戻る。
【００７４】図７〜図１１には４つのサイクルが示され
ており、Ｖ‐Ｖ間隔が第１および第２のサイクルで測定
され、またＰＶＩが第２のサイクルで測定されている
が、これらの値の測定の順序が変更され得ること、たと
えば等価な結果を得るのにＰＶＩが第１のサイクルで測
定され、またＶ‐Ｖ間隔が第２のサイクルで測定されて
よいことは理解されよう。さらに、両値は同一のサイク
ル、たとえば第２のサイクルで検出または決定されてよ
く、それにより第１のサイクルを省略することもでき
る。
ており、Ｖ‐Ｖ間隔が第１および第２のサイクルで測定
され、またＰＶＩが第２のサイクルで測定されている
が、これらの値の測定の順序が変更され得ること、たと
えば等価な結果を得るのにＰＶＩが第１のサイクルで測
定され、またＶ‐Ｖ間隔が第２のサイクルで測定されて
よいことは理解されよう。さらに、両値は同一のサイク
ル、たとえば第２のサイクルで検出または決定されてよ
く、それにより第１のサイクルを省略することもでき
る。
【００７５】追加的に、心臓レートがＴＲＲを超過する
か否かを決定するべく、Ｖ‐Ｖ間隔が測定される。必須
ではないが、ＴＲＲ以上の心臓レートを確認するため
に、いくつかのサイクル、好ましくは２〜２０サイクル
にわたってＶ‐Ｖ間隔を測定することは有利である。
か否かを決定するべく、Ｖ‐Ｖ間隔が測定される。必須
ではないが、ＴＲＲ以上の心臓レートを確認するため
に、いくつかのサイクル、好ましくは２〜２０サイクル
にわたってＶ‐Ｖ間隔を測定することは有利である。
【００７６】以上に本発明を特定の好ましい実施例につ
いて説明してきたが、本発明はこれらの実施例に限定さ
れるものではなく、特許請求の範囲に示されている本発
明の範囲内で種々の変更が可能であることは当業者にと
って明らかであろう。
いて説明してきたが、本発明はこれらの実施例に限定さ
れるものではなく、特許請求の範囲に示されている本発
明の範囲内で種々の変更が可能であることは当業者にと
って明らかであろう。
【図１】心臓の正常なＡ‐Ｖ同期を示す典型的なＥＣＧ
形式の波形。
形式の波形。
【図２】植え込み可能かつプログラム可能なデュアルチ
ャンバペースメーカのブロック図。
ャンバペースメーカのブロック図。
【図３】Ａ：心房刺激パルスおよび心室刺激パルスの双
方がデュアルチャンバペースメーカにより心臓に与えら
れる時に、どのように心臓のＡ‐Ｖ同期が維持されるか
を示す複合タイミングダイアグラム。 Ｂ：心室刺激パルスのみが心臓に与えられる必要がある
時にどのようにＡ‐Ｖ同期が維持されるかを示し、さら
に早発性心房収縮へのペースメーカの応答を示す複合タ
イミングダイアグラム。 Ｃ：ペースメーカの最大追跡レート（ＭＴＲ）よりも小
さいレートでのＰＭＴを示す、図３Ａおよび３Ｂのよう
な複合タイミングダイアグラム。 Ｄ：ペースメーカの最大追跡レート（ＭＴＲ）でのＰＭ
Ｔを示す複合タイミングダイアグラム。 Ｅ：ペースメーカのＭＴＲよりも大きいサイナスレート
を示す複合タイミングダイアグラム。
方がデュアルチャンバペースメーカにより心臓に与えら
れる時に、どのように心臓のＡ‐Ｖ同期が維持されるか
を示す複合タイミングダイアグラム。 Ｂ：心室刺激パルスのみが心臓に与えられる必要がある
時にどのようにＡ‐Ｖ同期が維持されるかを示し、さら
に早発性心房収縮へのペースメーカの応答を示す複合タ
イミングダイアグラム。 Ｃ：ペースメーカの最大追跡レート（ＭＴＲ）よりも小
さいレートでのＰＭＴを示す、図３Ａおよび３Ｂのよう
な複合タイミングダイアグラム。 Ｄ：ペースメーカの最大追跡レート（ＭＴＲ）でのＰＭ
Ｔを示す複合タイミングダイアグラム。 Ｅ：ペースメーカのＭＴＲよりも大きいサイナスレート
を示す複合タイミングダイアグラム。
【図４】Ａ：図３Ｃに示されている条件に対応する実際
のＥＣＧダイアグラム。 Ｂ：図３Ｄに示されている条件に対応する実際のＥＣＧ
ダイアグラム。 Ｃ：図３Ｅに示されている条件に対応する実際のＥＣＧ
ダイアグラム。
のＥＣＧダイアグラム。 Ｂ：図３Ｄに示されている条件に対応する実際のＥＣＧ
ダイアグラム。 Ｃ：図３Ｅに示されている条件に対応する実際のＥＣＧ
ダイアグラム。
【図５】本発明のＰＭＴ応答および終了方法の１つの実
施例を示すフローチャート。
施例を示すフローチャート。
【図６】本発明のＰＭＴ応答および終了方法の１つの実
施例を示すフローチャート。
施例を示すフローチャート。
【図７】ＰＭＴが最大追跡レートである時に図５および
図６の方法によるＰＭＴの終了を示す複合タイミングダ
イアグラム。
図６の方法によるＰＭＴの終了を示す複合タイミングダ
イアグラム。
【図８】ＰＭＴが最大追跡レート以下である時に図５お
よび図６の方法によるＰＭＴの終了を示す複合タイミン
グダイアグラム。
よび図６の方法によるＰＭＴの終了を示す複合タイミン
グダイアグラム。
【図９】本発明のＰＭＴ応答および終了方法の他の実施
例を示すフローチャート。
例を示すフローチャート。
【図１０】最大追跡レートでのＰＭＴを終了させるため
の図９に示されている方法の作動を示す複合タイミング
ダイアグラム。
の図９に示されている方法の作動を示す複合タイミング
ダイアグラム。
【図１１】ＰＭＴが最大追跡レート以下である時にＰＭ
Ｔを終了させるための図９に示されている方法の作動を
示す複合タイミングダイアグラム。
Ｔを終了させるための図９に示されている方法の作動を
示す複合タイミングダイアグラム。
Ａ Ａパルス Ｐ Ｐ波 ＱＲＳ ＱＲＳ波 Ｔ Ｔ波 Ｖ Ｖパルス １０ ペースメーカ
Claims (38)
- 【請求項１】 植え込み可能なペースメーカを有する患
者のペースメーカ媒介頻脈（ＰＭＴ）を終了させるため
のシステムにおいて、 心臓レートを検出するため、またＰ波およびＶパルスを
検出するため、また心臓サイクルの規定されたシーケン
スを検出するための前記植え込み可能なペースメーカ内
の検出手段を含んでおり、前記の規定されたシーケンス
の各心臓サイクルがＶパルスにより続かれるＰ波を含ん
でおり、各心臓サイクルの前記Ｐ波と前記Ｖパルスとの
間の時間間隔がＰ‐Ｖ間隔（ＰＶＩ）を含んでおり、連
続するＶパルスの間の時間間隔がＶ‐Ｖ間隔を含んでお
り、また計時された心房パルスにより心房を刺激するた
め検出手段に応答する刺激手段を含んでおり、計時され
る心房パルスが心臓サイクルのシーケンス中のサイクル
の対応する１つのなかで生起する検出されたＰ波から計
時されていることを特徴とする植え込み可能なペースメ
ーカを有する患者のペースメーカ媒介頻脈（ＰＭＴ）を
終了させるためのシステム。 - 【請求項２】 心臓レートが第１の予め定められたレー
トを超過した後に刺激手段が心房を刺激することを特徴
とする請求項１記載のシステム。 - 【請求項３】 Ｖパルスにより続かれるＰ波が心臓サイ
クルのシーケンス中で連続的に生起した後に刺激手段が
心房を刺激することを特徴とする請求項２記載のシステ
ム。 - 【請求項４】 心臓サイクルのシーケンス中の予め定め
られた数の連続するＶ‐Ｖ間隔の生起が第２の予め定め
られた数を超過した後に刺激手段が心房を刺激すること
を特徴とする請求項３記載のシステム。 - 【請求項５】 ＰＶＩが第１の予め定められた大きさを
超過した時に刺激手段が計時された心房パルスで心房を
刺激することを特徴とする請求項４記載のシステム。 - 【請求項６】 計時された心房パルスまでの時間がＰ波
から測定される（予め定められた遅延である）ことを特
徴とする請求項５記載のシステム。 - 【請求項７】 予め定められた遅延がＰＶＩプラス遅延
間隔を含んでおり、このような遅延間隔が約２５〜１０
０ミリ秒の範囲内であることを特徴とする請求項６記載
のシステム。 - 【請求項８】 第１の予め定められた大きさが約２５０
ミリ秒であることを特徴とする請求項７記載のシステ
ム。 - 【請求項９】 植え込み可能なペースメーカがさらに、
心房エスケープ間隔（ＡＥＩ）を与えるための手段を含
んでおり、ＡＥＩがＶパルスから後続の心房パルスまで
測定され、ＡＥＩが２７５〜６００ミリ秒の範囲内であ
り、またＰＶＩが対応する心室整調レートを維持するた
め１００ミリ秒の範囲内であることを特徴とする請求項
７記載のシステム。 - 【請求項１０】 さらに、予め定められた数のＶ‐Ｖ間
隔の生起時に計時された心房パルスにより心房を再刺激
する手段を含んでいることを特徴とする請求項９記載の
システム。 - 【請求項１１】 Ｖ‐Ｖ間隔の予め定められた数が約１
２８であることを特徴とする請求項１０記載のシステ
ム。 - 【請求項１２】 検出されるＰ波が退行性Ｐ波であるこ
とを特徴とする請求項１記載のシステム。 - 【請求項１３】 第１の予め定められたレートが約１０
０パルス毎分であることを特徴とする請求項２記載のシ
ステム。 - 【請求項１４】 連続するＶ‐Ｖ間隔の予め定められた
数が２〜２０の範囲内であることを特徴とする請求項４
記載のシステム。 - 【請求項１５】 植え込み可能なペースメーカを有する
患者のペースメーカ媒介頻脈（ＰＭＴ）を終了させるた
めのシステムにおいて、 Ｐ波およびＶパルスを検出するため、また心臓サイクル
の規定されたシーケンスを検出するための前記植え込み
可能なペースメーカ内の検出手段を含んでおり、前記Ｐ
波は退行性Ｐ波を含んでおり、また前記の規定されたシ
ーケンスの各心臓サイクルがＶパルスにより続かれるＰ
波を含んでおり、各心臓サイクルの前記Ｐ波と前記Ｖ波
との間の時間間隔がＰ‐Ｖ間隔（ＰＶＩ）を含んでお
り、連続するＶパルスの間の時間間隔がＶ‐Ｖ間隔を含
んでおり、 ＰＶＩの継続時間を決定するため、またＰＶＩが予め定
められた値よりも小さい時にＰＶＩを予め定められた値
に調節するための手段を含んでおり、また計時された心
房パルスにより心房を刺激するため検出手段に応答する
刺激手段を含んでおり、計時される心房パルスが心臓サ
イクルのシーケンス中に生起する検出された退行性Ｐ波
から計時されていることを特徴とする植え込み可能なペ
ースメーカを有する患者のペースメーカ媒介頻脈（ＰＭ
Ｔ）を終了させるためのシステム。 - 【請求項１６】 予め定められた値が約２５０ミリ秒で
あることを特徴とする請求項１５記載のシステム。 - 【請求項１７】 計時される心房パルスまでの時間が退
行性Ｐ波からから測定される（予め定められた遅延であ
る）ことを特徴とする請求項１６記載のシステム。 - 【請求項１８】 予め定められた遅延がＰＶＩプラス遅
延間隔を含んでおり、このような遅延間隔が約２５〜１
００ミリ秒の範囲内であることを特徴とする請求項１７
記載のシステム。 - 【請求項１９】 ＰＶＩを予め定められた値に調節され
る直前のＰＶＩの値に再調節するための手段を含んでい
ることを特徴とする請求項１８記載のシステム。 - 【請求項２０】 植え込み可能なペースメーカが患者の
心臓をＤＤＤおよびＶＤＤ作動モードで整調するための
手段を含んでおり、整調手段が少なくとも計時された心
房パルスの生起の直後にＶＤＤモードで整調し、また整
調手段が計時された心房パルスにすぐ続くＶパルスの生
起時にＤＤＤモードで整調することを特徴とする請求項
１８記載のシステム。 - 【請求項２１】 ＤＤＤおよびＶＤＤ作動モードを含ん
でいる植え込み可能なペースメーカを有する患者のペー
スメーカ媒介頻脈（ＰＭＴ）を終了させるためのシステ
ムにおいて、 Ｐ波およびＶパルスを検出するため、また心臓サイクル
の規定されたシーケンスを検出するための前記植え込み
可能なペースメーカ内の検出手段を含んでおり、前記Ｐ
波は退行性Ｐ波を含んでおり、また前記の規定されたシ
ーケンスの各心臓サイクルがＶパルスにより続かれるＰ
波を含んでおり、各心臓サイクルの前記Ｐ波と前記Ｖ波
との間の時間間隔がＰ‐Ｖ間隔（ＰＶＩ）を含んでお
り、連続するＶパルスの間の時間間隔がＶ‐Ｖ間隔を含
んでおり、Ａパルスを中間に有する連続するＶパルスの
間の時間間隔がＶＥＩ間隔を含んでおり、Ｖパルスと後
続の退行性Ｐ波との間の時間間隔がＡＥＩ間隔を含んで
おり、また計時された心房パルスにより心房を刺激する
ため検出手段に応答する刺激手段を含んでおり、計時さ
れる心房パルスが心臓サイクルのシーケンス中に生起す
る検出された退行性Ｐ波から計時されていることを特徴
とする植え込み可能なペースメーカを有する患者のペー
スメーカ媒介頻脈（ＰＭＴ）を終了させるためのシステ
ム。 - 【請求項２２】 心臓サイクルの規定されるシーケンス
が第１、第２、第３および第４のサイクルを含んでいる
少なくとも４つのサイクルを含んでおり、４つのサイク
ルが連続して生起し、検出手段が頻脈認識レート（ＴＲ
Ｒ）との比較のために第１および第２のサイクル中のＶ
‐Ｖ間隔を測定し、またさらに予め定められた値との比
較のために第２のサイクル中のＰＶＩを測定することを
特徴とする請求項２１記載のシステム。 - 【請求項２３】 刺激手段が第３のサイクル中で検出さ
れる退行性Ｐ波から計時される心房パルスを計時し、ま
た心房パルスまでの時間がＰＶＩプラス遅延間隔を含ん
でおり、このような遅延間隔が約２５〜１００ミリ秒の
範囲内であり、計時される心房パルスが第４のサイクル
中で生起することを特徴とする請求項２２記載のシステ
ム。 - 【請求項２４】 ＡＥＩおよびＰＶＩを調節するための
手段を含んでおり、ＡＥＩが約２７５〜６００ミリ秒の
範囲内に第４のサイクル中で調節され、また調節された
ＡＥＩに続くＰＶＩが、Ｖ‐Ｖ間隔を約３７５〜７００
ミリ秒の範囲内に維持するため、約１００ミリ秒に調節
されることを特徴とする請求項２３記載のシステム。 - 【請求項２５】 さらに、ＰＶＩが予め定められた値よ
りも小さい時にＰＶＩを第３のサイクル中に予め定めら
れた値に調節するための手段を含んでおり、このような
予め定められた値が約２５０ミリ秒であることを特徴と
する請求項２２記載のシステム。 - 【請求項２６】 計時される心房パルスまでの時間がＰ
ＶＩプラス遅延間隔を含んでおり、このような遅延間隔
が約２５〜１００ミリ秒の範囲内であり、計時される心
房パルスが第４のサイクル中で生起し、またペースメー
カが計時される心房パルスの直後にＶＤＤモードで整調
することを特徴とする請求項２５記載のシステム。 - 【請求項２７】 ペースメーカが第４のサイクルの終了
時にＤＤＤモードで整調することを特徴とする請求項２
６記載のシステム。 - 【請求項２８】 ＤＤＤおよびＶＤＤ作動モードを含ん
でいる植え込み可能なペースメーカを有する患者のペー
スメーカ媒介頻脈（ＰＭＴ）を終了させるためのシステ
ムにおいて、 Ｐ波およびＶパルスを検出するため、また心臓サイクル
の規定されたシーケンスを検出するための前記植え込み
可能なペースメーカ内の検出手段を含んでおり、前記Ｐ
波は退行性Ｐ波を含んでおり、また前記の規定されたシ
ーケンスの各心臓サイクルがＶパルスにより続かれるＰ
波を含んでおり、各心臓サイクルの前記Ｐ波と前記Ｖパ
ルスとの間の時間間隔がＰ‐Ｖ間隔（ＰＶＩ）を含んで
おり、連続するＶパルスの間の時間間隔がＶ‐Ｖ間隔を
含んでおり、Ａパルスを中間に有する連続するＶパルス
の間の時間間隔がＶＥＩ間隔を含んでおり、Ｖパルスと
後続の退行性Ｐ波との間の時間間隔がＡＥＩ間隔を含ん
でおり、また計時された心房パルスにより心房を刺激す
るため検出手段に応答する刺激手段を含んでおり、計時
される心房パルスが心臓サイクルのシーケンス中に生起
する検出された退行性Ｐ波から計時されており、ＡＥＩ
およびＰＶＩの値が心臓サイクルのシーケンスの１つの
サイクル中に検出され、また計時される心房パルスがシ
ーケンス中のサイクルの他の１つのなかで生起する退行
性Ｐ波から計時されており、計時される心房パルスがシ
ーケンス中のサイクルのさらに他の１つのなかで生起し
ていることを特徴とする植え込み可能なペースメーカを
有する患者のペースメーカ媒介頻脈（ＰＭＴ）を終了さ
せるためのシステム。 - 【請求項２９】 植え込み可能なペースメーカを有する
患者のペースメーカ媒介頻脈（ＰＭＴ）を終了させるた
めの方法において、 （ａ）心房エスケープ間隔ＡＥＩを検出するべく複数個
の連続する心臓サイクル中のＰ波により続かれるＶパル
スを検出する過程と、 （ｂ）ＰＶＩを検出するべく複数個の連続する心臓サイ
クル中のＶパルスにより続かれるＰ波を検出する過程
と、 （ｃ）第１のＶパルスと第２のＶパルスとの間の経過時
間を含んでいるＶ‐Ｖ間隔を検出するべく複数個の連続
する心臓サイクル中の第２のＶパルスにより続かれる第
１のＶパルスを検出する過程と、 （ｄ）過程（ｃ）で検出される複数個の連続する心臓サ
イクルが頻脈参照レート（ＴＲＲ）を超過するレートで
生起するか否かを検出する過程と、 （ｅ）過程（ｂ）で検出されるＶパルスにより続かれる
Ｐ波または過程（ａ）で検出されるＰ波により続かれる
Ｖパルスが予め定められた数のシーケンスにわたり反復
して継続するか否かを検出する過程と、 （ｆ）過程（ｄ）で検出されるレートがＴＲＲを超過
し、また過程（ｅ）で検出されるＰ波およびＶパルスの
シーケンスが反復して継続するときに、Ｖ‐Ｖ間隔の数
が予め定められた数を超過するか否かを検出する過程
と、 （ｇ）ＰＶＩが予め定められた値よりも小さいか否かを
検出する過程と、 （ｈ）計時された心房パルスにより心房を刺激する過程
とを含んでおり、心房パルスがＰ波から計時されており
（予め定められた遅延）、前記遅延が過程（ｂ）で検出
されるＰＶＩと遅延間隔との和を含んでおり、遅延間隔
が約２５〜１００ミリ秒の範囲内である ことを特徴とする植え込み可能なペースメーカを有する
患者のペースメーカ媒介頻脈（ＰＭＴ）を終了させるた
めの方法。 - 【請求項３０】 さらに、 （ｉ）約２７５〜６００ミリ秒の範囲内にＡＥＩを調節
する過程と、 （ｊ）約３７５〜７００ミリ秒の範囲内にＶ‐Ｖ間隔を
維持するため約１００ミリ秒にＰＶＩを調節する過程と を含んでいることを特徴とする請求項２９記載の方法。 - 【請求項３１】 さらに、 （ｋ）Ｖ‐Ｖ間隔から決定される心室レートが頻脈参照
レート以下に低下する時、またはＶパルスにより続かれ
るＰ波のシーケンスまたはＰ波により続かれるＶパルス
のシーケンスが終了している時に、ＰＭＴの終了を指示
する過程を含んでいることを特徴とする請求項３０記載
の方法。 - 【請求項３２】 さらに、ＰＭＴの終了が過程（ｋ）で
指示されていない時に過程（ａ）〜（ｋ）を反復する過
程を含んでいることを特徴とする請求項３１記載の方
法。 - 【請求項３３】 さらに、 （ｌ）過程（ａ）〜（ｋ）の反復に先立って予め定めら
れた数のＶ‐Ｖ間隔をカウントする過程を含んでいるこ
とを特徴とする請求項３２記載の方法。 - 【請求項３４】 予め定められた数が約１２８であるこ
とを特徴とする請求項３３記載の方法。 - 【請求項３５】 過程（ｇ）での予め定められた値が約
２５０ミリ秒であることを特徴とする請求項２９記載の
方法。 - 【請求項３６】 さらに、 （ｍ）ＰＶＩが予め定められた値よりも小さい時にＰＶ
Ｉを予め定められた値に調節し、また過程（ｈ）〜
（ｋ）を反復する過程を含んでいることを特徴とする請
求項２９記載の方法。 - 【請求項３７】 植え込み可能なペースメーカがＶＤＤ
およびＤＤＤ作動モードを含んでいる場合に、 （ｎ）過程（ｈ）の計時された心房パルスの直後にＶＤ
Ｄ作動モードを開始することを特徴とする請求項２９記
載の方法。 - 【請求項３８】 さらに、過程（ｈ）の計時された心房
パルスの直後に続くＶパルスの生起時にＤＤＤ作動モー
ドを開始することを特徴とする請求項３７記載の方法。
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|---|---|---|---|
| US07/772,822 US5228438A (en) | 1991-10-08 | 1991-10-08 | Implantable pacemaker including means and method of terminating a pacemaker-mediated tachycardia during rate adaptive pacing |
| US07/772822 | 1991-10-08 |
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| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH05200124A true JPH05200124A (ja) | 1993-08-10 |
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| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP4291931A Pending JPH05200124A (ja) | 1991-10-08 | 1992-10-07 | ペースメーカ媒介頻脈を終了させるためのシステムおよび方法 |
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|---|---|
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| JP (1) | JPH05200124A (ja) |
| AU (1) | AU648966B2 (ja) |
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