JPH06125995A

JPH06125995A - ペースメーカ媒介頻脈の検出システムおよび検出方法

Info

Publication number: JPH06125995A
Application number: JP3274628A
Authority: JP
Inventors: Jason A Sholder; エーシヨルダージエイソン; Stuart W Buchanan; ダブリユブキヤナンスチユアート; Brian M Mann; エムマンブライアン
Original assignee: Siemens Corp
Current assignee: Siemens Corp
Priority date: 1990-09-26
Filing date: 1991-09-25
Publication date: 1994-05-10
Also published as: AU8457291A; EP0477878A3; EP0477878B1; US5074308A; AU636278B2; EP0477878A2; DE69117410T2; DE69117410D1

Abstract

(57)【要約】【目的】植え込み可能なペースメーカにおいて、速い
サイナスレートまたは心房頻脈のようにＰＭＴ（ペース
メーカ媒介頻脈）に似ている非ＰＭＴ事象と区別して真
のＰＭＴを確実に認識する。【構成】心臓サイクルの定められた順序を検出するた
めの第１の検出手段と、選択された心臓サイクルでＰ−
Ｖ遅延を瞬間的に変更するための手段と、前記の選択さ
れた心臓サイクルと結び付けられるＶ−Ｐ間隔（Ｐ波と
Ｖパルスとの間の時間間隔）が選択された心臓サイクル
の直前の少なくとも１つの心臓サイクルと結び付けられ
るＶ−Ｐ間隔から実質的に変更されずにとどまっている
かどうかを検出するための第２の検出手段とを含み、変
更された心臓サイクルのなかの実質的に変更されないＶ
−Ｐ間隔が、心臓サイクルの定められた順序がＰＭＴを
含むことの指示を与える。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は心臓ペースメーカに関
し、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べく構成された植
え込み可能なプログラム可能なペースメーカに関する。
特に、本発明を組み入れたペースメーカは、真のＰＭＴ
が実際には生起していない時にＰＭＴが検出される確率
を最小化し、またさらに、真のＰＭＴが検出される時
に、適切なＰＭＴ終了レスポンスが呼び出されることを
保証する。

【０００２】

【従来の技術】ポンプの機能を効率的に実行するために
は、心臓は自然ＡＶシンクロニーを維持しなければなら
ない。“ＡＶシンクロニー”という用語は心房および心
室の収縮の間に存在する順次のタイミング関係を意味す
る。所与の心臓サイクルまたは心拍では、心房（Ａ）は
定めら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）に先立って収縮するので、“ＡＶシンクロニ
ー”という用語が用いられている。これらの収縮は典型
的に明らかであり、または心臓組織の脱分極に付随して
いる電気的信号または波を検出することにより測定され
る。脱分極は心臓組織の収縮にすぐ先行する（たいてい
の目的では同時とみなされ得る）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ＱＲＳ波（時には
Ｒ波とも呼ばれる、グループの優勢な波とも呼ばれる）
および心室の再分極を表すＴ波を含んでいる。（注記：
心房も再分極されるが、この心房再分極は心室の再分極
とほぼ同時に生起し、また心房再分極により発生される
電気的信号は一般に微小であり、またＥＣＧ上のはるか
に大きいＱＲＳ波により隠蔽される。）

【０００３】こうして、心臓の自然ＡＶシンクロニーを
表すのはＰ−ＱＲＳ−Ｔ波である。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、通常のＥＣＧ
技術を通じて注意深く調査かつモニターされる。

【０００４】ペースメーカは、心房および（または）心
室をＰ波および（または）Ｒ波の生起に関してモニター
し、また心臓のチャンバを脱分極、従ってまた収縮させ
るべく心臓の適切なチャンバに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ＡＶシンクロニーを
維持するのを助ける医学装置である。（ペースメーカの
主な機能はこのような刺激パルスを発生することである
から、ペースメーカはしばしば“パルス発生器”とも呼
ばれる。）いくつかの理由で心臓がそのＡＶシンクロ
ニーを維持し得ないならば、ペースメーカが、心臓をモ
ニターし、また心臓が適切なＡＶシンクロニーを維持し
得ないことを検出する時に電気的刺激パルスを発生する
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ーする。も
しそれが適切な時点で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の
定められた時間の間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、もしそれが定められ
た時間の間に心房脱分極もしくは心室脱分極を検出しな
ければ、正しい心臓リズムを維持するために、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（もし心室に供給されるならば）とも呼ば
れる刺激パルスが発生され、また適切な時点で心臓の適
切なチャンバに供給される。

【０００５】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および（または）整調を行ない
得るペースメーカの作動を複雑にする問題の１つは“逆
行性伝導”である。逆行性伝導は心室の脱分極が後方に
心房のなかへ伝播し、心房を早期に脱分極させる条件で
ある。この心房脱分極は、しばしば“逆行性Ｐ波”呼ば
れるＰ波の生起により明らかである。逆行性Ｐ波はＥＣ
Ｇ上で、心室収縮の後にはるかに早く生起することを例
外として、自然Ｐ波と実質的に同時に現れる。（“自
然”Ｐ波は心臓の自然サイナスリズムにより決められる
ような心臓の自然ＡＶシンクロニーの結果として生じ、
また以下では“サイナス”Ｐ波と呼ばれる。）逆行性
伝導の一層詳細な説明は米国特許第 4,788,980号明細書
を参照されたい。

【０００６】不幸なことに、ペースメーカ検出回路は逆
行性Ｐ波とサイナスＰ波との間を容易に識別し得ない。
こうして、いったんＰ波が検出されると、ペースメーカ
は（その作動モードに関係して）その後の定められた遅
延、ここでは“Ｐ−Ｖ遅延”と呼ばれる遅延の後に、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。（注記：多くの
文献では、ここで使用されているようなＰ−Ｖ遅延を
“ＡＶ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波に続く遅延、Ｐ−Ｖ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、心房事象に続く
すべてのこのような遅延は、ＡパルスであろうとＰ波で
あろうと、ここでは“Ｐ−Ｖ遅延”と呼ばれる。）も
し検出されたＰ波が逆行性Ｐ波であれば、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。
なぜならば、心室の収縮はまさに逆行性Ｐ波に先立って
生起したからである。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、この収縮は他の逆行性Ｐ波を生じさせる。
この逆行性Ｐ波は、次いで、Ｐ−Ｖ遅延の後に発生され
るべき他のＶパルスを生じさせ、サイクルを繰り返さ
せ、その結果、ペースメーカ媒介頻脈またはＰＭＴが生
ずる。（“頻脈”は心臓の非常に早いリズムまたはレー
トである。）

【０００７】ＰＭＴの間に、逆行性伝導により生ずる各
Ｐ波を追跡し、またその後にプログラムされたＰ−Ｖ遅
延の後に心室刺激パルスを発生す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。
こうしてペースメーカは、電子的に各Ｐ波を追跡し、ま
たもしＲ波がその後の定められた時間（プログラムされ
たＰ−Ｖ遅延）のなかで検出されないならば、Ｖパルス
を発生することにより、（心房から心室への）前方伝導
経路を与える。（心室から心房への）逆または後方伝導
経路はＶパルスの結果として生起する心室の脱分極に端
を発する逆行性伝導により与えられる。こうして、逆行
性伝導は心室脱分極を心房に戻し、心房を脱分極させ
（その結果として逆行性Ｐ波を生じさせ）、またプロセ
スが繰り返す。

【０００８】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通
常のメカニズムは早期心室収縮またはＰＶＣである。Ｐ
ＶＣは大抵の哺乳動物の心臓に対しては通常でない出来
事ではない。咳またはくしゃみはＰＶＣを生じさせ得
る。不幸なことに、Ｐ波を追跡し、また心室を刺激する
モードで作動するように設定されているデュアルチャン
バペースメーカを有する患者に対しては、単一のＰＶＣ
の生起は、ペースメーカが逆行性Ｐ波を追跡し始めるの
を許す仕方でペースメーカタイミングをリセットし得
ず、ＰＭＴを生起させる。このようなＰＭＴは、もし数
サイクル以上にわたり継続することを許されるならば、
心臓がポンプの機能を効率的に実行する能力に深刻な影
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たこのようなＰＭＴを迅速に終了さ
せるためのシステムおよび方法が必要とされる。

【０００９】不幸なことに、ＰＭＴの検出は簡単なこと
ではない。すべての速い心臓レートがＰＭＴにより生ず
るわけではなく、速いサイナス心臓リズムは自然の原因
から生じ、その多くは有益である。ＰＭＴ中断技術を使
用して速いサイナスリズムを中断または終了させる試み
は効果がないだけでなく、心臓の正常なＡＶシンクロニ
ーに有害または破滅的であり得る。こうして、速いサイ
ナスリズムまたは他の非ＰＭＴ条件から真のＰＭＴを確
実に検出するシステムおよび（または）方法に対するニ
ーズが従来存在する。

【００１０】ＰＭＴを防止するのに使用される１つの通
常の技術は、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、ＰＶＣの検出
時に、１つのサイクルにわたりペースメーカをＤＶＩモ
ードの作動に戻すことは従来知られている。（ＤＤＤ、
ＤＤＩ、ＤＶＩ、ＶＶＩなどの種々のペースメーカのモ
ード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。）このレスポンスは、要するに、１つ
のサイクルにわたり心房検出増幅器をターンオフする。
従って、ＰＶＣの検出に続いて、Ｐ波はペースメーカに
より検出され得ない。なぜならば、電子的検出回路が、
逆行性事象であろうと正常事象であろうと、すべての心
房事象の検出からマスクされているからである。こうし
て、ペースメーカが逆行性Ｐ波の後の１つのＰ−Ｖ遅延
の間にＶパルスを発生することは可能でない。もし逆行
性Ｐ波が検出されないならば、ＰＭＴの生起は防止され
ている。

【００１１】１つのサイクルにわたり心房検出増幅器を
ターンオフするこのアプローチの１つの問題は、もし１
サイクルのＤＶＩレスポンスの間に自発性の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
カが自発性のＲ波を他のＰＶＣとして中断するので、Ｐ
ＶＣレスポンスがオンにとどまることである。こうし
て、たとえ可能なＰＭＴは防止されても、Ｐ波が検出さ
れたＰＶＣへのレスポンスによりマスクされているの
で、正常なＰ波追跡の喪失が生起し得るし、また検出さ
れているすべてのＲ波が他のＰＶＣとして中断されてい
る。従って、ＰＶＣレスポンスは、終了するための道が
存在しないので、“スティックされた”状態となる。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、秒のオ
ーダーから時間のオーダーまで生起し得る。

【００１２】ＰＶＣがＰＭＴをトリガするのを防止する
ことを意図する他のレスポンスは、ＰＶＣの検出時にた
とえば４８０ｍｓｅｃの定められた時間だけポスト心室
心房不応周期（ＰＶＡＲＰ）を延長し、こうしてこの周
期の間は逆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（ＶＡ遅延）が、プログラムされた
レートまたは（もしレート応答方式のペースメーカの場
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りなく、定められた値、た
とえば８３０ｍｓｅｃ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ＰＶ
ＡＲＰ値と固定されたＶＡ遅延との間の差、与えられて
いる例に対しては３５０ｍｓｅｃは有利に、Ｐ波が検出
され得る“時間窓”を許す。このアプローチは上記のＰ
ＶＣオンＤＶＩアプローチにくらべての改良である。な
ぜならば、延長されたＰＶＡＲＰは大部分の患者のたい
ていの逆行性伝導をマスクするするのに十分であり、ま
た逆行性伝導に関係付けられないＰ波はなお追跡され得
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、延長されたＰＶＡＲＰ間隔
に続いて、またＶＡ遅延の終了に先立って定められた時
間窓の間（上記の例の時間に対してたとえば３５０ｍｓ
ｅｃ周期の間）に生起しないかぎり、ＰＶＣレスポンス
は継続する。不幸なことに、ＰＶＣレスポンスは、もし
Ｐ波が（Ｒ波がＰＶＣとして解釈されて）ＶＡ遅延間隔
をリセットさせるＲ波によりフォローされる（検出され
ない）延長されたＰＶＡＲＰ間隔のなかに生ずるなら
ば、継続し得る。これが生起する時、ＰＶＣレスポンス
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。次いで、これは結果として心室レートをスローダウ
ンさせる。なぜならば、整調のレートはＡＶ遅延（Ｐ−
Ｖ遅延）および心房エスケープ間隔（ＶＡ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を防止する試みに際して延長
された周期にわたり患者の心室レートをスローダウンさ
せないシステムが必要とされる。

【００１３】ＰＭＴの認識および中断のために従来知ら
れている他の技術はシーメンス‐ペースセッター社（シ
ルマー、カリフォルニア）により製造されるＳＹＮＣＨ
ＲＯＮＹ（登録商標）ペースメーカで使用されている。
ＳＹＮＣＨＲＯＮＹペースメーカは最大追跡レート（Ｍ
ＴＲ）および頻脈認識レート（ＴＲＲ）の双方を利用し
ている。ＳＹＮＣＨＲＯＮＹ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よりも大きいレートでの第１０または第１
２７心拍に続いて、ＰＶＡＲＰが約５００ミリ秒に延長
される。これはたいていの逆行性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
の逆行性Ｐ波は心室の収縮の後に２５０ないし４００ミ
リ秒の間に生起するからである。５００ミリ秒のＰＶＡ
ＲＰ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ミリ秒の警戒周期が存在する。もしＰ波がこ
の３５０ミリ秒の警戒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は心房刺激パルスまたはＡパ
ルスが発生されるようにする。いずれの場合にも（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ＰＭＴの終了であるべきである。このＰＭＴ終了の
方法は１９９０年９月３日付けの米国特許出願第07/49
1,385号明細書に一層詳細に説明されており、その内容
を参照によりここに組み入れるものとする。

【００１４】不幸なことに、上記のＰＭＴ終了アプロー
チはたいていのＰＭＴを終了させるべく作動するが、い
くつかの状況ではＰＭＴを終了させない。たとえば、も
し心室心拍（Ｒ波）が、検出されるサイナスＰ波または
供給されるＡパルスの前に検出されるならば、ペースメ
ーカ論理はＰＶＡＲＰを他の心臓サイクルにわたり延長
された状態にとどまらせ、それにより追加的な５００ミ
リ秒周期にわたりペースメーカのＰ波検出を不可能にす
る。この５００ミリ秒の延長されたＰＶＡＲＰは、Ｒ波
がＰ波の前に検出される各心臓サイクルにわたり継続す
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可能性があり、それによりＰ波を検
出かつ追跡するペースメーカの能力を事実上失わせる
（なぜならば、Ｐ波が心室収縮後の５００ミリ秒の間検
出され得ないからである）。従って、無限に延長されな
いように、検出されるＰＭＴへのレスポンスを改良する
ことが必要とされる。

【００１５】ペースメーカがレート応答方式のペースメ
ーカである時にＰＶＡＲＰが延長される時には常に、追
加的な問題が生ずる。レート応答方式のペースメーカ
で、整調リードは患者の活動（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
分離した活動センサにより制御される。もしこのような
活動センサが用いられるならば、またもし延長されるＰ
ＶＡＲＰレスポンスが連続的に繰り返す（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１５０ｍｓｅｃであれば、ＰＶＡＲＰレ
スポンスの間のレートは、上記と同一の数値を使用し
て、１５０ｍｓｅｃ＋８５０ｍｓｅｃ＝１０００ｍｓｅ
ｃまたは約６０心拍毎分となろう。延長されるＰＶＡＲ
Ｐ間隔のなかに生ずるサイナスＰ波は検出されず、従っ
て延長されるＰＶＡＲＰレスポンスは、ＶＡ遅延の終了
に先立つ検出されるＲ波により伴われる時にオン状態に
とどまる。こうして、延長される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
るレートは有効であることを阻止される。換言すれば、
延長されるＰＶＡＲＰレスポンス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スローダウンする
ので、サイナスリズムが延長されるＰＶＡＲＰレスポン
スをオン状態に保ち、それによってより遅い心室レート
を生じさせる可能性が高くなる。より遅いレートは、患
者が活動の間に増大された心臓出力を必要とする時に望
ましくないであろう。従って、ＰＭＴの検出時のＰＶＡ
ＲＰの多重の延長はセンサにより駆動されるレート応答
方式のペースメーカに対して不適切なレスポンスであ
る。むしろ、ＰＭＴに対して応答可能なペースメーカが
レート応答方式のペースメーカであるか、固定された
（プログラム可能な）レートのペースメーカであるかに
かかわりなく、ＰＭＴを明白に認識しかつそれに応答す
るための技術または方法が必要とされる。

【００１６】こうして、速いサイナスレートまたは心房
頻脈のような非ＰＭＴ事象が真のＰＭＴに似ている可能
性があるので、真のＰＭＴのみを認識し、また単にレー
トしきい（ＴＲＲ）よりも高いＰ波レートの検出に真の
ＰＭＴの認識を条件付けないシステムが必要とされるこ
とは明らかである。真のＰＭＴは、逆行性Ｐ波によりフ
ォローされるＶパルスを含んでおり、逆行性Ｐ波が他の
逆行性Ｐ波によりフォローされる次のＶパルスをトリガ
し（以下同様）、このサイクル内の前方への心房−心室
経路が常にペースメーカを通じて与えられており、また
後方への心室−心房経路が逆行性伝導を通じて与えられ
ており、逆行性伝導時間が非常に安定であり、従ってま
たＰ−ＶおよびＰ−Ｐ時間も安定である心臓サイクルと
して定義されている。さらに、心臓レートを危険に低い
レートに無限にスローダウンする可能性なしに、可能な
かぎり速くＰＭＴを終了させるべく計算されたＰＭＴ終
了ルーチンを呼び出すことにより真のＰＭＴの検出に応
答するシステムが必要とされる。

【００１７】

【発明が解決しようとする課題】本発明の課題は上記お
よび他の必要性を有利に満たすことである。

【００１８】

【課題を解決するための手段】本発明は、速く拍動する
心臓の相い続くＶパルスとＰ波との間の時間間隔を直接
的もしくは間接的にモニターすることにより真のＰＭＴ
を有利に認識する。この時間間隔はＶ−Ｐ間隔と呼ばれ
る。Ｖ−Ｐ間隔は潜在的なＰＭＴの各心臓サイクルの一
部分を形成している。真のＰＭＴの間は、Ｖ−Ｐ間隔は
逆行性伝導時間により大部分決定されており、また所与
の心臓サイクルレートに対して実質的に一定である。対
照的に、速いサイナスレート（非ＰＭＴ）では、Ｖ−Ｐ
間隔は認められ得る大きさだけサイクルからサイクルへ
と変化する。

【００１９】本発明の１つの態様によれば、先ずＰＭＴ
の本質的な構成要素、すなわちＰ波により先行されるＶ
パルスをそれぞれ含んでいる一連の速い心臓サイクルを
探すことにより検出される。もし一連の心臓サイクルが
定められたレートを越えていれば、潜在的なＰＭＴが存
在する。真のＰＭＴが存在するかどうかを決定するべ
く、単一の心臓サイクル（または心臓サイクルのグルー
プ）の長さが１つの時間ベースで変更、すなわち増大ま
たは減少される。これは好ましくは、修正される単一の
心臓サイクル（または心臓サイクルの小さいグループ）
に対してペースメーカにより設定されるＰ−Ｖ遅延を修
正することによりなされる。修正されるＰ−Ｖ遅延の直
前のＶ−Ｐ間隔が次いで測定され、また修正されるＰ−
Ｖ遅延の直後のＶ−Ｐ間隔と比較される。もしこうして
モニターされるＶ−Ｐ間隔の間の有意な変化または差が
存在しないならば、ＰＭＴが指示される。もし有意な変
化または差が存在すれば、ＰＭＴは指示されない。

【００２０】一連の速い心臓サイクルは、定められた事
象の順序、すなわちＶパルスによりフォローされるＰ波
を探すべく、また相い続くＶパルスの間の時間間隔、す
なわちレートをモニターするべく、ペースメーカに存在
する検出およびモニター回路を使用して容易に検出され
る。コンパレータ回路またはそれと等価な回路がこうし
て測定された時間間隔を参照時間間隔と比較する。この
参照時間間隔は、潜在的なＰＭＴを含んでいるのに十分
にはやいとみなされるべき心臓サイクルに対してモニタ
ーされるレートが越えなければならないしきいレートで
ある。真に速い心臓サイクルが存在することを確認する
べく、それぞれ参照時間間隔よりも小さいＶ−Ｖ間隔を
有する（従ってまたそれぞれしきいレートよりも大きい
レートを有する）定められた数、たとえば２ないし１０
の相い続く心臓サイクルが検出されなければならない。
代替的に、参照時間間隔よりも小さい定められた数の心
臓サイクルの平均Ｖ−Ｖ時間間隔が速い心臓サイクル条
件を指示するのに使用され得る。

【００２１】単一の心臓サイクル（または心臓サイクル
の小さいグループ）の長さは好ましくはＰ−Ｖ遅延を変
更することにより変更される。Ｐ−Ｖ遅延は、Ｐ−Ｖ遅
延をプログラム可能に変更するのに使用される同一の基
本ペースメーカを使用して修正れれる。唯一の差は、ペ
ースメーカ制御回路がこの変更を、必要な数の定められ
た心臓サイクルが速いレートで生起した時には常に、１
つのサイクルにわたり自動的に生起させることである。
Ｐ−Ｖ遅延変化の大きさは任意の所望の値、たとえば±
５０ｍｓｅｃにプログラム可能に設定され得る。

【００２２】本発明の他の態様によれば、検出される速
い心臓サイクル条件が真のＰＭＴを表すか、単に速いサ
イナスレートを表すかを検出するためのシステムおよび
方法が提供される。好ましい実施態様では、この検出シ
ステムおよび方法は単一の心臓サイクルに対してペース
メーカにより設定されるＰ−Ｖ間隔を延長することを含
んでいる。延長されるＰ−Ｖ間隔の直前のＶ−Ｐ間隔と
延長されるＰ−Ｖ間隔の直後のＶ−Ｐ間隔とが測定され
る。もしこれらのＶ−Ｐ間隔が実質的に同一であれば、
ＰＭＴが指示される。

【００２３】延長されるＰ−Ｖ間隔の直前および直後の
Ｖ−Ｐ間隔を測定する好ましい仕方は、それぞれ延長さ
れるＰ−Ｖ間隔を含んでいる重なり合う心臓サイクルの
継続時間を測定することである。相い続くＶパルスの間
に測定されるこれらの重なり合う心臓サイクルの第１の
心臓サイクルは第１のＶパルスにより開始し、第１のＰ
波によりフォローされ、また第２のＶパルスにより終了
する。延長されるＰ−Ｖ間隔は第１のＰ波と第２のＶパ
ルスとの間の時間間隔を含んでいる。延長されるＰ−Ｖ
間隔の直前のＶ−Ｐ間隔は第１のＶパルスと第１のＰ波
との間の時間間隔を含んでいる。相い続くＶパルスの間
に測定されるこれらの重なり合う心臓サイクルの第２の
心臓サイクルは第１のＰ波により開始し、第２のＶパル
スによりフォローされ、また第２のＰ波により終了す
る。延長されるＰ−Ｖ間隔は第１のＰ波と第２のＶパル
スとの間の時間間隔を含んでいる。延長されるＰ−Ｖ間
隔の直後のＶ−Ｐ間隔は第２のＶパルスと第２のＰ波と
の間の時間間隔を含んでいる。

【００２４】真のＰＭＴが存在する時、Ｖ−Ｐ間隔は主
として、１つ（または小さい数）の心臓サイクルに対す
るＰ−Ｖ間隔の延長により実質的に影響されない逆行性
伝導時間により決定される。真のＰＭＴが存在しない
時、Ｖ−Ｐ間隔は逆行性伝導時間により決定されず、ま
た延長されるＰ−Ｖ間隔の直後のＶ−Ｐ間隔はＰ−Ｖ間
隔の延長により実質的に影響される。従って、もし、
（第１のＶパルスと第２のＶパルスとの間で測定され、
また延長されるＰ−Ｖ間隔の直前のＶ−Ｐ間隔を含んで
いる）Ｖ−Ｖサイクルと呼ばれ得る第１の重なり合う心
臓サイクルが、（第１のＰ波と第２のＰ波との間で測定
され、また延長されるＰ−Ｖ間隔の直後のＶ−Ｐ間隔を
含んでいる）Ｐ−Ｐサイクルと呼ばれ得る第２の重なり
合う心臓サイクルと実質的に同一であれば（ここでＶ−
ＶサイクルおよびＰ−Ｐサイクルの双方は延長されるＰ
−Ｖ間隔を含んでいる）、そのことは、延長されるＰ−
Ｖ間隔の直前のＶ−Ｐ間隔が延長されるＰ−Ｖ間隔の直
後のＶ−Ｐ間隔と実質的に同一でなければならないこと
を指示する。従って、これらの条件のもとで重なり合う
Ｐ−Ｐサイクルの継続時間と実質的に同一の継続時間を
有するＶ−Ｖサイクルは、ＰＭＴが存在することを指示
する。対照的に、これらの条件のもとで重なり合うＰ−
Ｐサイクルの継続時間と実質的に同一でない継続時間を
有するＶ−Ｖサイクルは、ＰＭＴが存在しないことを指
示する。

【００２５】本発明の他の態様によれば、ＰＭＴ終了ル
ーチンはＰＭＴの検出時に自動的にトリガされる。この
ルーチンはＰＭＴを迅速に、たとえば１つの心臓サイク
ルのなかで終了させるべく計算されている。このルーチ
ンは最初に１つのサイクルのみに対して呼びだされる。
しかし、もしＰＭＴがＰＭＴ終了ルーチンの最初の呼び
出しにより成功裡に終了されないならば、それはＰＭＴ
の第２のまたはその後に続く検出時に２つまたはそれ以
上の継続的な心臓サイクルに対して選択的に呼び出され
得る。

【００２６】ＰＭＴの生起を正確に検出し、またいった
ん検出されたこのようなＰＭＴを迅速に終了させるため
のシステムまたは方法を提供することは本発明の特徴で
ある。

【００２７】他の速いサイナスリズム（非ＰＭＴ条件）
から真のＰＭＴを確実に検出し得るこのようなシステム
または方法を提供することは本発明の他の特徴である。

【００２８】検出されたＰＭＴへの、無限に延長されな
い安全かつ効率的なＰＭＴレスポンスを与えることは本
発明の追加的な特徴である。このような特徴によれば、
真のＰＭＴの検出が、心臓レートを危険な低いレートに
無限にスローダウンする可能性なしに可能なかぎり迅速
にＰＭＴを終了させるべく計算されたＰＭＴ終了ルーチ
ンを呼び出す。

【００２９】ペースメーカの正常な作動と干渉すること
なく真のＰＭＴを明白に認識し、またそれに応答するた
めの技術または方法を提供することは本発明のさらに他
の特徴である。こうして、このような技術は、ＰＭＴに
対して応答するペースメーカがレート応答方式のペース
メーカであろうと固定された（プログラム可能な）レー
トのペースメーカであろうと、ペースメーカがその意図
される（たとえば需要に応じて刺激パルスを供給する）
機能を実行することを許す。

【００３０】

【実施例】以下の説明は本発明を実施するために現在最
良と考えられるモードに関するものである。この説明は
本発明の範囲を限定するものではなく、単に本発明の一
般的原理を説明するためのものである。本発明の範囲は
特許請求の範囲により決定されるものとする。

【００３１】本発明を一層よく理解するために、先ず、
いくつかの基本的な心臓生理学と、ペースメーカが哺乳
動物の心臓の所望のＡＶシンクロニーの維持を助ける仕
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Ｅ
ＣＧ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技術を使用して得られる。代替的に、
最近の心臓内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。

【００３２】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合致する電気
的活動を表す。心房の脱分極は心房の収縮により成就さ
れ、それにより血液が心臓の心房から心室のなかへ押さ
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
本明細書の目的では同時の事象であると仮定されてお
り、また“脱分極”および（または）“収縮”という用
語は同義語として用いられている。

【００３３】Ｐ波の発生の短時間の後に、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）との間の周期は心臓の作動の重
要な時間間隔である。なぜならば、それは血液を心房か
ら心室のなかへ流すために必要とされる時間を表すから
である。Ｒ波は、心室の脱分極と結び付けられる電気的
活動を表すＴ波によりフォローされる。

【００３４】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。単
にＲ波が同定かつ測定すべき波の最も早い波を表すとい
う理由で、１つの心拍または心臓サイクルが、続いて生
ずるＲ波の間の時間間隔として測定される。心拍は、も
ちろん、続いて生ずるＴ波またはＰ波の間のような心臓
サイクル内の任意の点に対して相対的に測定されてよ
い。

【００３５】もし心臓がそのポンプの機能を有効に実行
すべきであれば、特定のリズムまたはシンクロニーが生
起しなければならない。すなわち、Ｐ波により表される
心房の脱分極はその短時間の後にＲ波により表される心
室の脱分極によりフォローさ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
りフォローさ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、心臓サイクルの適
切な周期で必要とされる脱分極／収縮をトリガするため
に、ペースメーカがこれらのそれぞれの心臓チャンバに
刺激パルスを与えるのに使用され得る。

【００３６】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。以下に説明されるように、図２に示されてい
る回路は本発明のＰＭＴ認識および終了方法を実施する
のに使用され得る。図２で、パルス発生器および制御論
理１２は、刺激パルスが発生されて心臓に供給されるの
を可能に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１６または導線を通じて心臓（図示せず）の
右心房に供給される。この同一のリード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１８は、
心房の自然脱分極を表すサイナスＰ波が生起したかどう
かを決定するべく心房の電気的活動をモニターする。も
しこのようなサイナス心房活動が検出されるならば、パ
ルス発生器および制御論理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
プ間隔と呼ばれる定められた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１２は駆動増幅
器１４を通じてリード１６を経て心房に刺激パルス
（“Ａ波”）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１２により制御
されている。

【００３７】類似の仕方で、パルス発生器および制御論
理１２は心室リード２２に接続されている検出増幅器２
０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間に検出されないならば、パル
ス発生器および制御論理１２は定められたパルス幅およ
び振幅の心室刺激パルス（“Ｖパルス”）を発生し、こ
のパルスは、所望の心室収縮を生じさせるために、駆動
増幅器２４を通じて心室に供給される。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１２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１２のなかのペースメ
ーカタイミング論理をリセットする。

【００３８】クロック回路２６はパルス発生器および制
御論理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は情
報を植え込まれたペースメーカへ、またそれから遠隔伝
送するための手段を与える。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、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、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のなかに記憶される。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１２に直接的に通されてもよい。同様に、検出増幅
器１８および２０を通じて検出される心臓の電気的活動
は外部へテレメトリおよび通信回路２８を通じて遠隔伝
送可能であり、それにより主治医または他の医師、たと
えば心臓病専門医が、外部の皮膚電極を使用せずに、心
臓の活動をモニターすることを許す。

【００３９】装置のプログラム可能な機能を制御するた
めに、磁気リードスイッチ３２も植え込まれたペースメ
ーカと共に典型的に使用される。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、また主治
医または心臓病専門医が適切な制御信号および指令をテ
レメトリおよび通信回路２８を通じて送ることによりペ
ースメーカの作動の所望の変更を行ない得る。適切なプ
ログラミング装置なしでは、リードスイッチ３２は開か
れた状態にとどまり、またテレメトリおよび通信回路２
８は作動可能でない。

【００４０】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。ここに用い
られている図３Ａおよび他のタイミングダイアグラム
で、ペースメーカにより発生される刺激パルスは参照符
号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）を付されている細いスパイクとして示
されている。さらに、別に指示されないかぎり、与えら
れた刺激パルスへの心臓の応答は図面中で図１中に示さ
れている極性と反対の極性を有するものとして示されて
いる。（図１は心臓の自然またはサイナスリズムを示し
ており、従って心臓は刺激パルスの供給なしに応答す
る。）これは図面中で自然に生起する心臓の事象をペ
ーサーにより誘発される（整調される）事象から明白に
区別するべく行なっている。

【００４１】図３Ａのタイミングダイアグラムには制御
論理１２（図２）により発生される種々のタイミング間
隔の表示が含まれている。これらのタイミング間隔の多
くはプログラム可能であり、このような間隔の長さが図
２のメモリ回路３０へテレメトリおよび通信回路２８を
経て送ることにより変更され得ることを意味している。
エレクロニクス分野の当業者により知られるているよう
に、タイミング間隔を変更し得るさまざまな方法および
技術が存在する。１つのこのような技術は適切なデータ
語を定められたメモリ位置へロードすることを含んでお
り、このデータ語は続いて制御論理１２の適切なカウン
タへロードされる。基本クロック信号が次いでこのカウ
ンタを、所望のカウントが到達されるまで、クロックす
るのに使用され、その時点で終端カウント信号（しばし
ば“タイムアウト”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。メモリへロードされるデ
ータ語を単に変更することにより、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。類似の
技術が、商業的に入手可能なまたはワンショットマルチ
バイブレータまたはそれと等価な回路のなかに使用され
ているような時間間隔を発生するのにも使用され得る。

【００４２】後続の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
しそれが終端カウントに達しているならば、矢印の先端
が水平線に置かれ、時間間隔が終了する時点を示してい
る。（タイミングダイアグラムの水平軸は時間軸を表し
ている。）言及すべきこととして、タイミングダイア
グラムは必ずしも正しいスケールで書かれていないし、
リニアな水平軸または垂直軸でもない。さらに言及すべ
きこととして、Ｔ波のようないくつかの心臓事象はタイ
ミングダイアグラムのいくつかから省略されている。も
し刺激パルスの発生を禁止する（またはペースメーカの
いくつかの他の作動を変更する）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するならば、ドット
が水平線に置かれ、検出される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している。

【００４３】図３Ａ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１２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で
あるだけでなく、本発明により利用される最も適切な時
間間隔のいくつかである。これらの５つの時間間隔は、
（１）心房脱分極と心室脱分極との間の所望の時間間隔
を表すＰ−Ｖ間隔または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またはＰＶＡＲＰ、（３）（時に
はＶＡ間隔とも呼ばれる）心房エスケープ間隔またはＡ
ＥＩ（この間隔の間に自然に生起する心房活動が不存在
であれば、この間隔の後にＡパルスが発生され、また心
房に供給される）、（４）心室検出増幅器２０（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ま
たは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またはＭ
ＴＩである。（こうして、間隔ＭＴＩ＋ＰＶＩはペース
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。）

【００４４】こうして定められた上記の基本的なタイミ
ング間隔により、図３Ａ〜３Ｅの下記の説明が行なわれ
る。前記のように、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シンクロニーを維持するの
に使用されるかを示している。図３Ａ中に示されている
状況に対して、心臓が適当なレートでその固有の心房ま
たは心室収縮を行ない得ないこと、また従ってペースメ
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
激パルスを供給しなければならないことが仮定されてい
る。従って、心房刺激パルス“Ａ”が心房の収縮を呼び
起すために与えられる。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、また心臓に与えられる。この刺激パルスは、逆
にされた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Ｖの発生は心室後心房不応周期Ｐ
ＶＡＲＰ、心房エスケープ間隔ＡＥＩ、心室不応周期Ｖ
ＲＰおよび最大追跡間隔ＭＴＩの開始をもトリガする。
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、先に説明された事象が再び開始し、また
サイクルがそれ自体繰り返し、ＶパルスはＡパルスに続
くＰＶＩの後に発生されており、またＡパルスはＶパル
スに続くＡＥＩの後に発生されている。こうして、心臓
の所望のリズムまたはシンクロニーがプログラム可能な
ＰＶＩおよびＡＥＩ間隔により制御されたものとして維
持されている。言及すべきこととして、不応周期ＰＶＡ
ＲＰおよびＶＲＰの間は心房活動はそれぞれの心臓チャ
ンバから検出され得ない。同様に、ＶＲＰの間は心室活
動は検出され得ない。（心房チャネルもＰＶＩの間は不
応である。）

【００４５】図３Ｂには、自然またはサイナスＰ波が存
在し、従ってペースメーカがＡパルスを発生する必要が
ない条件が示されている。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波が生起するかどうかを検出するために注意してい
る。もしＲ波がＰ−Ｖ間隔がタイムアウトする時点まで
に検出されないならば、示されているようにＶパルスが
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を開始させる。ＡＥＩの終了に先立って、Ａ
ＥＩ線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間隔を開始さ
せ、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かぎり継続する。

【００４６】図３Ｂはさらに、早期心房収縮またはＰＡ
Ｃへのペースメーカの可能な応答をも示している。早期
心房収縮は単に、正常なＡＶシンクロニーのなかで早期
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波にすぐ続いて生起する。ペースメー
カはＰＡＣに、まるでそれがサイナス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３Ｂ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、検出された活動が正当なＰ波
とみなされることを指示する。このラッチのセッティン
グはＰ−Ｖ間隔をＭＴＩの終端で開始させる。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
スが発生されると、ペースメーカの作動は正常の仕方で
継続する。

【００４７】図３Ｃ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３Ａ
および図３Ｂ中のような複合タイミングダイアグラムで
ある。（ペースメーカのＭＴＲは、図３Ｄ中に示されて
いるように、ＭＴＩ＋ＰＶＩにより決定される。）心
室収縮たとえばＰＶＣは前記のように逆行性条件を通じ
て第１の逆行性Ｐ波、Ｐ_R1をトリガする。この逆行性Ｐ
波は正常なＰ波としてペースメーカ検出回路により解釈
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の逆行性Ｐ波Ｐ_R2を生起させる。第２の逆行性Ｐ波は
再びＰ−Ｖ間隔ＰＶＩ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
により生ぜしめされる心室収縮は他の逆行性Ｐ波を生起
させ、またプロセスが繰り返す。

【００４８】図３Ｃ中に見られるように、心室収縮と逆
行性Ｐ波Ｐ_R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２７０ｍ
ｓｅｃであり、またＰＶＩが１３０ｍｓｅｃであると仮
定すると、最小整調間隔（ＭＴＩ＋ＰＶＩ）は４００ｍ
ｓｅｃであり、約１５０ｂｐｍ（毎分拍数）の最大追跡
レート（ＭＴＲ）に一致する。しかし、（逆行性伝導時
間により制御される）Ｐ−Ｖ間隔はＭＴＩよりも長いの
で、オーバーオールな整調間隔、従ってまたＰＭＴレー
トは４００ｍｓｅｃよりも大きく、その結果としてＰＭ
ＴレートはＭＴＲよりも小さい。たとえば、もしＰ−Ｖ
間隔が３１０ｍｓｅｃ（ＭＴＩよりも４０ｍｓｅｃ長
い）であれば、オーバーオールな整調間隔は４４０ｍｓ
ｅｃであり、約１３６ｂｐｍのＰＭＴレートに一致す
る。

【００４９】図３Ｄには、ＰＭＴが最大追跡レート（Ｍ
ＴＲ）で作動するべく強制されている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で
は、このＰＭＴ条件が常に確立されていると仮定されて
いる。こうして、Ｖパルス４４は第１の逆行性Ｐ波Ｐ_R1
を生起させる。このＰ波Ｐ_R1はＶパルス４４の後にＰＶ
ＡＲＰの終了に続く時点（従ってまたＰ波が検出され得
る時点）、ただしＭＴＩの終了に先立つ時点で生起す
る。ＭＴＩがタイムアウトするまでは、プログラムされ
たＰ−Ｖ間隔ＰＶＩは開始し得ない。この点に関して、
逆行性Ｐ波Ｐ_R1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の終了の後に、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の逆行性Ｐ波Ｐ_R2は、Ｖパ
ルスによりトリガされる次のＭＴＩの終了に先立って生
起する。このプロセスは、逆行性Ｐ波が常にＭＴＩ間隔
の終了に先立って生起し、ＭＴＩがタイムアウトするま
ではＰＶＩが開始せず、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るという形態
で継続する。

【００５０】次に図３Ｅを参照すると、複合タイミング
ダイアグラム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、ただしＰＶＡＲＰの終了の後に生起す
るＰ波の生起により検出される。心室は、Ｐ波の生起に
よりトリガされる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
れる。Ｖパルスとそれに続くＰ波との間の間隔、すなわ
ちＶ−Ｐ間隔は、Ｐ波４８がＰＶＡＲＰに属するまで、
漸進的に短くなる。いったんＰ波４８がＰＶＡＲＰに属
すると、それは検出されない。

【００５１】本発明の目的で、サイナスレートに対する
Ｖ−Ｐ間隔が安定でないことに注目することは有意義で
ある。すなわち、それは図３Ｅ中に見られるようにサイ
クルからサイクルへと変化する。対照的に、図３Ｃおよ
び図３Ｄ中に示されているＰＭＴ条件に対しては、Ｖ−
Ｐ間隔は各サイクルに対して多かれ少なかれ安定であ
る。これは、Ｐ波が逆行性Ｐ波であるという状況に対し
ては、全Ｖ−Ｐ間隔が本質的に逆行性伝導時間であり、
この伝導時間は所与の平均心臓レートに対して多かれ少
なかれ一定であるためである。こうして、ＰＭＴがＭＴ
Ｒよりも小さいレートであるかＭＴＲに等しいかにかか
わりなく、各ＰＭＴサイクルのＶ−Ｐ間隔部分は、たと
えＰＭＴサイクルの他の部分、たとえばＰ−Ｖ部分が瞬
間的に変化するとしても、多かれ少なかれ安定である。
ＰＭＴは安定なＶ−Ｐ間隔を含んでおり、また非ＰＭＴ
は安定なＶ−Ｐ間隔を含んでいないというこの区別は、
本発明のシステムおよび方法が、速い心臓レート条件が
ＰＭＴか非ＰＭＴかを認識し得る基礎を与える。

【００５２】図４Ａ、４Ｂおよび４Ｃにはそれぞれ図３
Ｃ、３Ｄおよび３Ｅに概要を示されている条件に相当す
る実際のＥＣＧダイアグラムが示されている。これらの
ＥＣＧダイアグラムの水平区分は２００ミリ秒に相当す
る。各垂直区分は数ミリボルトに相当する。図４Ａで
は、最大追跡レートは１５０ｂｐｍに設定されている。
連接する心拍５０、たとえばＰＶＣに続いて、逆行性Ｐ
波により重畳されているＴ波５２が生じている。約１３
０ミリ秒の後に、ペースメーカは心室を整調し、逆にさ
れたＲ波５４により明示されている心室収縮を生じさせ
る。これはさらに他の逆行性Ｐ波５６によりフォローさ
れている。ＰＭＴは最大追跡レートよりも小さい１３６
ｂｐｍ（４４０ミリ秒ごと）で継続する。

【００５３】図４Ｂでは、１１０ｂｐｍでのＰＭＴのＥ
ＣＧ表現が示されている（サイクルあたり５４５ミリ
秒）。ペースメーカも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
合には、たとえ逆行性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では、ＰＭ
Ｔは１１０ｂｐｍのプログラムされた最大追跡レートで
生起する。

【００５４】図４Ｃでは、ＥＣＧにより明示されている
サイナスレートは最大追跡レートよりも速い。この場
合、Ｐ波がＰＶＡＲＰに属し、また検出されなくなるま
で、Ｖ−Ｐ間隔は漸進的に減少する。これはＰＭＴでは
ない。

【００５５】本発明によれば、ＰＭＴを認識しかつ終了
させるためのシステムおよび方法が提供される。広く言
って、このシステムは、植え込み可能なペースメーカを
有する患者におけるペースメーカ媒介頻脈（ＰＭＴ）の
生起を検出するためのシステムとして記述され得る。こ
のシステムは、（１）心臓サイクルの定められた順序を
検出するための植え込み可能なペースメーカのなかの第
１の検出手段を含んでおり、この定められた順序の各心
臓サイクルは参照レートよりも速いレートでＶパルスに
よりフォローされるＰ波を含んでおり、また各心臓サイ
クルのＰ波とＶパルスとの間の時間間隔またはＰ−Ｖ間
隔は“Ｐ−Ｖ遅延”を含んでおり、（２）選択された心
臓サイクルでＰ−Ｖ遅延を瞬間的に変更するため第１の
検出手段に応答する手段を含んでおり、（３）選択され
た心臓サイクルと結び付けられるＶ−Ｐ間隔が選択され
た心臓サイクルの直前の少なくとも１つの心臓サイクル
と結び付けられるＶ−Ｐ間隔から実質的に変更されずに
とどまっているかどうかを検出するための第２の検出手
段を含んでいる。

【００５６】Ｖ−Ｐ間隔はＶパルスとＰ波の生起との間
の時間間隔を含んでいる。Ｐ−Ｖ遅延が変更されている
心臓サイクルと結び付けられている実質的に変更されな
いＶ−Ｐ間隔は、心臓サイクルの定められた順序がＰＭ
Ｔを含んでいることの指示を与える。他方において、
（Ｐ−Ｖ遅延が変更されていない隣接する心臓サイクル
のＶ−Ｐ間隔と比較して）実質的に変更されているＶ−
Ｐ間隔は、心臓サイクルの前記の定められた順序がＰＭ
Ｔではないことの指示を与える。

【００５７】有利に、ペースメーカのなかの通常の回
路、たとえば図２と結び付けて先に説明した回路または
他の公知の回路（たとえば米国特許第 4,712,555号明細
書参照）が、心臓サイクルをモニターするのに、また心
臓サイクルが定められた形式のもの（すなわち、プログ
ラムされたＰＶ遅延の後に発生されているＶパルスによ
りフォローされる各サイクルのなかで検出されているＰ
波により明示されるものとしてＰ波追跡が生起する心臓
サイクル）かどうかを決定するのに使用され得る。これ
らの同一の通常の回路が、心臓レートが参照レートを越
えるかどうかを決定するのに使用され得る。

【００５８】図５を参照すると、本発明のＰＭＴ認識方
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
のフローチャートでは、ＰＭＴ認識方法の種々の過程が
個々の“ブロック”またはボックスのなかに要約されて
いる。このようなブロックまたはボックスは、ＰＭＴ認
識方法が進行するにつれて実行されなければならない特
定の作用または決定を記述している。これらの過程を実
行する特定の回路は当業者により容易に作られ得る。詳
細には、マイクロプロセッサまたはそれと等価なプログ
ラムされて制御される装置がペースメーカの主要要素と
して使用される場合、すなわち制御論理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
を行なうべくこのようなマイクロプロセッサまたはそれ
と等価な装置により使用され得る“制御プログラム”に
対する基礎を与える。このような制御プログラムは制御
論理１２と結び付けられているＲＯＭ（リードオンリー
メモリ）、ＲＡＭ（ランダムアクセスメモリ）または他
のメモリ３０（図２）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てい
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き得る。

【００５９】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
スメーカと結び付けられているオーバーオールな制御プ
ログラムの部分を成していることをシンボル的に強調ま
たは表現している。

【００６０】図５に示されているＰＭＴ認識方法の最初
の過程は、ブロック５２中に示されているように、ＰＭ
Ｔ認識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中に
示されているように、その時に存在するプログラムされ
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認識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またはＴＲＲと呼ばれ
る参照レートを越えているか否かについての決定がなさ
れる（ブロック５６）。任意の適当なレート決定技術が
この目的に対して使用され得る。典型的には、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。この間隔は心臓レ
ートの周期を表す。（実際、たとえ心臓レート周期の逆
数が心臓レートの直接的な指示を与えるとしても、心臓
レートの尺度を与えるべくペースメーカ回路のなかで使
用されるのは周期測定（時間間隔測定）自体である。）
この心臓レート間隔は、心臓レートの信頼性のある指
標を与えることを保証するため、所望の数のサイクルに
わたり平均化され得る。たとえば、最後の１６の心臓サ
イクルの間隔または周期の平均が計算され、また心臓レ
ートがＴＲＲしきい値の上であるかどうかを決定するべ
く、（時間間隔であってもよい）ＴＲＲ値と比較され
る。（注記：ＴＲＲ値も時間間隔、すなわちＴＲＲ周期
であれば、ＴＲＲ周期よりも小さい測定された心臓レー
ト周期はＴＲＲよりも大きい心臓レートを指示する。）

【００６１】図５に示されている方法の説明を続ける
と、もし心臓レートがＴＲＲ値を越えるならば、ブロッ
ク５８中に示されているように、ＰＭＴと結び付けられ
ている特定のシーケンスが存在するか否かについての決
定がなされる。ＰＭＴに対しては、このシーケンスは常
に、各心臓サイクルに対してＶパルスによりフォローさ
れる追跡されるＰ波を含んでいなければならない。（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、もしモニターされた心臓サイクル
がこのＰ波、Ｖパルス、Ｐ波、Ｖパルス、…のシーケン
スを立証するもらば、ＰＭＴの可能性がある。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
れた速い心臓レート条件はＰＭＴではなく、またＰＭＴ
認識方法はペーサーの正常なプログラムされた仕方での
作動（ブロック５４）に戻ることにより終了する。

【００６２】もし適切な心臓シーケンスがブロック５８
で検出されるならば、フローチャートのブロック６０お
よび６２により示されているように、ｎサイクルのシー
ケンスが各サイクルの“Ｖ−Ｖ”間隔または“Ｖ−Ｐ”
間隔を測定するためにモニターされる。もしこれらのｎ
サイクルのモニタリングの間の任意の時点で、適切なシ
ーケンスが継続しないならば、方法は終了する。こうし
てモニターされる心臓サイクルの数、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心臓サイ
クルである。しかし、それは任意の値、たとえば２ない
し２０であってよく、その値は所望の値にプログラム可
能に設定され得る。

【００６３】ｎサイクルのＰ−Ｖ−Ｐ−Ｖ…シーケンス
（ｎは選択された整数）がモニターされた後に、平均Ｖ
−Ｖ間隔（またはＶ−Ｐ間隔）がｎサイクルに対して計
算される（ブロック６４）。次いで、ペースメーカのＰ
−Ｖ遅延が“ｍミリ秒”としてブロック６６中に示され
ている定められた大きさだけ変更される。Ｐ−Ｖ遅延は
ペースメーカの作動と結び付けられているプログラム可
能なパラメータであり、またＶパルスの発生に続くＰ波
が検出された後にペースメーカにより誘発される遅延を
表す。（もちろん、Ｐ−Ｖ遅延の間の固有または自然の
Ｒ波の検出は多くのペースメーカモードに対してＶパル
スの発生を禁止する。）Ｐ−Ｖ遅延が変更される好ま
しい大きさは、本発明の１つの実施例によれば、約５０
ミリ秒だけＰ−Ｖ遅延を短縮することである。（ブロッ
ク６６）しかし、Ｐ−Ｖ遅延が任意の所望の値だけ変更
され得ることは理解されよう。

【００６４】Ｐ−Ｖ遅延が変更された後に、次の心臓サ
イクルのＶ−Ｖ間隔（またはＶ−Ｐ間隔）が測定され
（ブロック６８）、この値の“ポスト測定”を与える。
いったんこのポスト測定がされると、Ｐ−Ｖ遅延はその
元の値に戻される（ブロック７０）。比較が次いでＶ−
Ｖ間隔（またはＶ−Ｐ間隔）のポスト測定値（ここで、
このポスト測定値は変更されたＰ−Ｖ遅延の直後に生起
するＶ−Ｖ間隔（またはＶ−Ｐ間隔）である）と、先に
計算された平均Ｖ−Ｖ間隔（またはＶ−Ｐ間隔）との間
で行なわれる（ブロック７２）。もしこの比較が、Ｖ−
Ｖ間隔（またはＶ−Ｐ間隔）が実質的に変更されていな
いこと、たとえば２つの値が互いの約２５ミリ秒以内で
あることを指示するならば、ＰＮＴが指示される（ブロ
ック７４）。従って、延長するＰＶＡＲＰのような適切
なＰＭＴ終了ルーチンが１つまたはそれ以上の心臓サイ
クルにわたって呼び出される（ブロック７６）。ＰＭＴ
終了ルーチンの呼び出し後に、ペースメーカはそのプロ
グラムされた仕方で作動し続ける（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
ルーチンがＰＭＴの終了に成功しなかったならば、ＰＭ
Ｔ認識プロセスが繰り返す。

【００６５】もし、他方において、ブロック７２で行な
われた比較が、Ｖ−Ｖ間隔（またはＶ−Ｐ間隔）が実質
的に変更されていることを指示するならば、ＰＭＴは指
示されず（ブロック７８）、またペーサーはそのプログ
ラムされた仕方で作動し続ける（ブロック５４）。

【００６６】図５に示されているＰＮＴ認識方法の作動
は図６および図７の複合タイミングダイアグラムにより
示されている。図６はＰＭＴ条件を示し、また図７は非
ＰＭＴ条件を示している。図６および図７の双方で、速
い頻脈条件がＰ波およびＶパルスの適切なシーケンスを
含んで存在していると仮定されている。すなわち、図５
のフローチャートの両ブロック５６および５８により行
なわれた検査がパスされている。

【００６７】図６で、第１のＶパルスＶ₁および第２の
ＶパルスＶ₂は４００ｍｓｅｃだけ隔てられており、こ
の時間はプログラムされた最大追跡間隔よりも小さい。
Ｖ₁とＶ₂との間に測定される心臓サイクルは２５０ｍ
ｓｅｃのＶ−Ｖ間隔および１５０ｍｓｅｃのＰ−Ｖ間隔
から成っている。Ｐ−Ｖ間隔はペースメーカのプログラ
ムされるＰ−Ｖ遅延により設定される。第１０のＶパル
スＶ₁₀までの追加的なＶパルス（図示せず）は同様に約
４００ｍｓｅｃだけ隔てられており、順次に生起した
（ＶパルスからＶパルスへと測定された）９つの心臓サ
イクルの全体を各々必要なＰ波およびＶパルスを含んで
いるものとする。各サイクルの間に、Ｖ−Ｖ間隔が測定
される。次いで、２５０ｍｓｅｃであるべき平均Ｖ−Ｐ
間隔が９つの心臓サイクルにわたって計算される。

【００６８】図５に示されている本発明の実施例によれ
ば、指定された規範を満足する定められた数の心臓サイ
クル、たとえば各々が参照間隔よりも小さいＶ−Ｖ間隔
を有し、各間隔がＶパルスによりフォローされるＰ波を
含んでいる９つの心臓サイクルが生起した後に、次の心
臓サイクルのＰ−Ｖ遅延が定められた大きさ、たとえば
５０ｍｓｅｃだけ短縮される。こうして、図６中で、第
１０のＶパルスＶ₁₀の後に、次の心臓サイクルのＰ−Ｖ
遅延は５０ｍｓｅｃだけ短縮される。これは次のＰ−Ｖ
間隔を１００ｍｓｅｃに等しくし、その作用はまたＶ₁₀
とＶ₁₁との間の全Ｖ−Ｖ間隔を３５０ｍｓｅｃに短縮す
る。なぜならば、Ｖ−Ｐ間隔（この場合には本質的に逆
行性伝導時間である）はほぼ同一にとどまるからであ
る。１サイクルにわたるＰ−Ｖ遅延の短縮の後に、それ
は１５０ｍｓｅｃの元の値に戻される。こうして、Ｖ₁₁
とＶ₁₂との間の次のＶ−Ｖ間隔の間に、Ｐ−Ｖ部分は１
５０ｍｓｅｃに戻され、また全Ｖ−Ｖ間隔時間は４００
ｍｓｅｃに戻る。Ｐ−Ｖ遅延の短縮に続くＶ−Ｐ間隔は
Ｐ−Ｖ遅延の短縮に先立つＶ−Ｐ間隔から実質的に不変
に、たとえば２５０ｍｓｅｃにとどまるので、ＰＭＴが
指示される。こうして、適切なＰＭＴ終了ルーチンが呼
び出される。この場合、このルーチンは、ＶパルスＶ₁₂
で始まるサイクルで開始する次のサイクルのＰＶＡＲＰ
間隔の延長を含んでいる。この延長は次の逆行性Ｐ波が
検出されるのを妨げ、それによりＰＭＴを中断する。こ
のプロセスの間、ＰＭＴ終了ルーチンは１サイクルのみ
にわたって呼び出される。この場合、５０ｍｓｅｃ（ま
たは他の適切な大きさ）だけのＰ−Ｖ間隔の短縮は、そ
れ自体により、ＰＭＴを消滅させ得る。しかし、もしこ
の短縮がＰＭＴを消滅させないならば、次のＰＶＡＲＰ
間隔の延長がＰＭＴを消滅させるはずである。こうし
て、本発明は、いったんＰＭＴが検出されると、ＰＭＴ
を迅速に終了させること、またＰＭＴを終了させるのに
使用されるＰＭＴレスポンスが短時間、たとえば１つの
心臓サイクルのみにわたり続くことが理解される。

【００６９】図７には非ＰＭＴ条件が示されている。図
６の場合のように、各々がＶパルスによりフォローされ
るＰ波を有し、また各々が定められた参照間隔ＴＲＲよ
りも小さいＶ−Ｖ間隔を有する定められた数の心臓サイ
クルが生起したと仮定されている。従って、本発明のこ
の実施例によれば、Ｐ−Ｖ遅延が５０ｍｓｅｃだけ短縮
される。こうして、次のＶ₁₀とＶ₁₁との間のＶ−Ｖ間隔
の間に、Ｐ−Ｖ遅延は１００ｍｓｅｃに短縮される。し
かし、この作用は次のＶ₁₁とＰ₁₁との間のＶ−Ｐ間隔を
も変化させる。この場合、変化の大きさは追加的な５０
ｍｓｅｃとして示されている。ただし、この増大は単に
例示である。いずれにしても、Ｖ−Ｐ間隔は逆行性伝導
ではなく、サイナスレートの構成要素であるから、短縮
されたＰ−Ｖ遅延に続くＶ−Ｐ間隔は、先行の心臓サイ
クルの間、たとえばＶ₁からＶ₁₀までに測定された平均
Ｖ−Ｐ間隔とは実質的に異なっている。従って、図５の
方法は図７中に表されている頻脈条件をＰＭＴではない
もとして見い出し、むしろサイナス駆動条件として見い
出すように作動する。従って、ＰＭＴ終了ルーチンは必
要でもないし望まれもしない。

【００７０】次に図８を参照すると、本発明のＰＭＴ認
識および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８に示されてい
るシステムおよび方法は一般に図５に示されているもの
よりも好ましい。なぜならば、実現が容易であり、また
最大追跡レートまたはそれ以上のレートを含む任意のＰ
波レートで作動し得るからである。しかし、このこと
は、図５と結び付けて説明したシステムが使用されるべ
きではないことを示唆するものではない。その逆に、図
５に示されている技術または（たとえばＰ−Ｖ遅延の瞬
間的短縮を含んでいる）それと等価な技術が最も有利で
あり得る多くの応用が存在する。

【００７１】一般的に、図８に示されている方法は、
（ａ）複数個の引き続く心臓サイクルのなかのＶパルス
によりフォローされるＰ波を検出する過程を含んでお
り、（ｂ）過程（ａ）で検出された複数個の引き続く心
臓サイクルが頻脈参照レート（ＴＲＲ）を越えるレート
で生起するかどうかを検出する過程を含んでおり、
（ｃ）過程（ｂ）で検出された複数個の引き続く心臓サ
イクルのレートがＴＲＲを越える時に単一の心臓サイク
ルのなかのＰ−Ｖ遅延を増大させる過程を含んでおり、
（ｄ）過程（ｃ）の単一の心臓サイクルと結び付けられ
ているＶ−Ｖ時間間隔を測定する過程を含んでおり、こ
のＶ−Ｖ時間間隔は第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おり、第１のＰ波は第１のＶパ
ルスの後にかつ第２のＶパルスの前に生起し、過程
（ｃ）の増大されたＰ−Ｖ遅延が第１のＰ波と第２のＶ
パルスとの間の時間間隔としてＶ−Ｖ時間間隔のなかに
含まれており、（ｅ）過程（ｃ）の単一の心臓サイクル
と結び付けられているＰ−Ｐ時間間隔を測定する過程を
含んでおり、このＰ−Ｐ時間間隔は第１のＰ波と第２の
Ｐ波との間の経過時間を含んでおり、前記第２のＰ波は
第２のＶパルスの後に生起し、過程（ｃ）の増大された
Ｐ−Ｖ遅延が第１のＰ波と第２のＶパルスとの間の時間
間隔としてＰ−Ｐ時間間隔のなかに含まれており、
（ｆ）Ｖ−Ｖ時間間隔とＰ−Ｐ時間間隔との間の差を測
定する過程を含んでおり、（ｇ）Ｖ−Ｖ時間間隔とＰ−
Ｐ時間間隔との間の差が定められた差よりも小さい時に
ＰＭＴ条件を指示する過程を含んでいるＰＭＴ検出のた
めの方法として特徴付けられ得る。

【００７２】図８に見られるように、示されている方法
は、図５に示されている方法と同様に、ペースメーカの
オーバーオールな制御プログラムの部分を形成するもの
である。このように、本方法は、通常のプログラミング
技術を通じてターンオンまたはターンオフされるべく選
択され得る。こうして、第１の過程（ブロック８０）と
して、ＰＭＴ認識オプションがターンオンされるか否か
についての決定がされる。もし否であれば（ブロック８
２）、ペースメーカはその通常のプログラムされた仕方
で作動し続ける。もしＰＭＴ認識オプションがターンオ
ンされれば、Ｐ波により先行されるＶパルスが存在する
か否かについての決定がされる（ブロック８４）。もし
否であれば、ＰＭＴ認識方法は中断され、またペーサー
はその正常なプログラムされたモードでの作動に戻る
（ブロック８２）。もしＰ波により先行されるＶパルス
が存在すれば、Ｖ−Ｖパルスレート測定（実際、上記の
ようなＶ−Ｖ時間間隔の測定である）が行なわれ得るよ
うに、次の心室事象を待つ休止時間が存在する（ブロッ
ク８６）。さらに、Ｖ−Ｖ間隔のなかのＰ−Ｖ間隔が測
定され得る。

【００７３】次に、Ｐ波により先行されるＶパルスが存
在するか否か、またＲ波が存在しないか否かについての
決定がされる（ブロック８８）。もし存在すれば、Ｖ−
Ｖ間隔パルスレートが頻脈参照レート（ＴＲＲ）値より
も大きいか否かについての決定がされる（ブロック９
０）。再び、図５の場合のように、この決定は時間レー
トではなく時間間隔を比較することにより最良になされ
る。もしこれらの検査のいずれかが失敗すれば、すなわ
ち、もしＰ波により先行されるＶパルスが存在しないな
らば、または、もしＲ波が存在すれば（自然の、整調さ
れない心室活動を立証すれば）、または、もしＶ−Ｖ間
隔がＴＲＲ間隔よりも大きいならば、ＰＭＴ認識システ
ムは中断され、またペーサーはその正常なプログラムさ
れたモードでの作動に戻る（ブロック８２）。

【００７４】もし（ブロック９０で決定される）Ｖ−Ｖ
間隔がＴＲＲ間隔よりも大きいならば（すなわち、もし
Ｖ−ＶレートがＴＲＲよりも大きいならば）、各Ｖ−Ｖ
レート間隔および各Ｐ−Ｖ間隔が記憶される（ブロック
９２）。次いで、どのように多くのＶ−Ｖ間隔がこの仕
方でモニターされたかについての決定がされる（ブロッ
ク９４）。もし間隔の数がプログラムされた（例えば２
と１０との間であってよい）数よりも小さいならば、本
方法はブロック８６に戻り、従って（ブロック８６、８
８、９０、９２および９４で実行された）プロセスが各
Ｖ−Ｖ間隔に対して繰り返され得る。

【００７５】いったんＶ−Ｖ間隔の数がプログラムされ
た数に等しいと、Ｐ−Ｖ間隔が安定であるか否かについ
ての決定がされる（ブロック９６）。安定性は、記憶さ
れたＰ−Ｖ間隔がどの程度に変化するかを確認するべ
く、プログラムされた数のＶ−Ｖ間隔の各々に対して
（ブロック９２）で記憶されたＰ−Ｖ間隔を比較するこ
とにより決定される。たとえば、もし記憶された各Ｐ−
Ｖ間隔が他の記憶されたＰ−Ｖ間隔の定められた変化範
囲内、たとえば２５ｍｓｅｃの範囲内であれば、Ｐ−Ｖ
安定性が確立されている。もしＰ−Ｖ安定性が確立され
ていないならば、ＰＭＴ認識方法は中断され、またペー
サーはその正常なプログラムされたモードでの作動に戻
る（ブロック８２）。もしＰ−Ｖ安定性が確立されてい
るならば、元のＰ−Ｖ遅延がＰＶＡＲＰと一緒にメモリ
のなかに記憶される（ブロック９８）。これらの“元
の”Ｐ−Ｖ遅延およびＰＶＡＲＰ設定はＰＭＴ検査の間
にこれらのパラメータを変更した後に元通りにされる。
次に、プログラムされた増大、たとえば５０ｍｓｅｃが
メモリのなかに記憶されている現在のＰ−Ｖ遅延に追加
される（ブロック１００）。この長くされたＰ−Ｖ遅延
を含んでいるＶ−Ｖ間隔は長くされたＶ−Ｖ間隔と呼ば
れる。さらに、この長くされたＶ−Ｖ間隔の部分を形成
するＰ−Ｖ間隔も測定される（ブロック１０２）。

【００７６】長くされたＶ−Ｖ間隔が生起した後に、Ｐ
波により先行されるＶパルスが存在するか否かについて
の他の決定がされる（ブロック１０４）。もし存在しな
いならば、ＰＭＴは単にＰ−Ｖ遅延を長くすることによ
り終了されており、またＰＭＴ認識ルーチンは（ブロッ
ク８２に戻り、またペーサーをその正常なプログラムさ
れた仕方で作動させることにより）終了され得る。Ｒ波
が存在することの決定もＰＭＴが終了されていること
（ブロック１０４の検査のなかに含まれている）および
ＰＭＴ認識方法が終了され得ることの指示を与える。ペ
ーサーが正常なプログラムされた作動に戻ると（ブロッ
ク８２）、元のＰ−Ｖ遅延に戻される。

【００７７】しかし、もしＲ波が存在せず、むしろ（ブ
ロック１０４で決定されるように）Ｐ波により先行され
るＶパルスが存在するならば、ＰＭＴが存在するか否か
を決定するべく、その後も評価が継続されなければなら
ない。これは、先ず（ブロック１０２で）最も新しく測
定されたＶ−Ｖ間隔をＶＲＡＴＥと呼ばれるパラメータ
として記憶することにより行なわれる（ブロック１０
６）。次いで、元のＰ−Ｖ遅延が回復され（ブロック１
０８）、またＰＶＡＲＰがＰ−Ｖ遅延がプログラムされ
た増大だけ減少される。たとえばＰＶＡＲＰが５０ｍｓ
ｅｃだけ減少される（ブロック１１０）。これは、Ｐ波
の追跡を、もしこれが非ＰＭＴ、すなわちサイナスレー
トであれば、維持するべく行なわれる。次いで、本方法
は、Ｖ−Ｐ間隔が測定され得るように、次の事象、たと
えばＰ波を待つ（ブロック１１２）。もしこの次の事象
が、ブロック１１４での決定の結果、Ｐ波でないなら
ば、ＰＭＴ認識技術は中断される。しかし、もし次の事
象がＰ波であれば、Ｖ−Ｐ間隔が最後のＰ−Ｖ間隔に追
加され、その結果がＰＲＡＴＥと呼ばれるＰ−Ｐ間隔と
して記憶される（ブロック１１６）。

【００７８】ＰＲＡＴＥが決定された後、次の事象を待
つ必要がある（ブロック１１８）。もし次の事象が、ブ
ロック１２０での決定の結果、Ｖパルスでないならば、
ＰＭＴ認識ルーチンは中断される（すなわち、制御はブ
ロック８２へ戻る）。もし次の事象がＶパルスであれ
ば、ＶＲＡＴＥおよびＰＲＡＴＥが比較される（ブロッ
ク１２２および１２４）。例えば、これは２つの値の最
小値を最大値から差し引き（ブロック１２２）、また次
いで差を参照値ＤＩＦＦと比較する（ブロック１２４）
ことにより成就される。ＤＩＦＦ参照値は任意の所望の
プログラムされた値であってよい。好ましい実施例で
は、それは約２５ｍｓｅｃである。

【００７９】もしＰＲＡＴＥおよびＶＲＡＴＥの比較
が、それらが実質的に同一であること、たとえば互いに
２５ｍｓｅｃ以内であることを指示するならば、それは
ＰＭＴが存在することの指示を与える。従って、所望の
ＰＭＴ終了ルーチンが呼び出される（ブロック１２
６）。もしＰＲＡＴＥおよびＶＲＡＴＥが実質的に同一
でないならば、それはＰＭＴが存在しないことの指示を
与える。従って、ＰＶＡＲＰ値は元通りにされ（ブロッ
ク１２８）、またペーサーはその正常なプログラムされ
た作動の仕方に戻る（ブロック８２）。

【００８０】こうして説明されたように、ＰＭＴ認識方
法はオーバーオールなペースメーカ制御プログラムの部
分として作動し、またこのような作動と干渉しない。む
しろ、それペーサの正常なプログラムされた作動と本質
的にトランスペアレントな仕方ではペーサの作動と有利
にインタリーブする。こうして本方法はレート応答方式
のベーサでも固定された（プログラムされた）レート方
式のベーサでも等しく有効に実行され得る。

【００８１】（たとえば図５または図８に示されている
プロセスを実行することにより決定されて）いったんＰ
ＭＴが存在すると決定されると、任意の適当なＰＭＴ終
了ルーチンが呼び出され得る。好ましいはＰＭＴ終了ル
ーチンは下記のとおりである。ＰＭＴが存在するという
第１の決定または認識時に、ＰＶＡＲＰが１つのサイク
ルにわたり延長される。こうして、前記の公知の技術と
異なり、もし心室心拍（Ｒ波またはＰＶＣ）が検出され
るＰ波または供給されるＡパルスの前に検出されると、
システムはＰＶＡＲＰを延長し続けない。１つのサイク
ルにわたり延長するＰＶＡＲＰの後に、ペーサはそのプ
ログラムされた仕方で作動し続ける。このプログラムさ
れた仕方は上記のＰＭＴ認識プロセスを含んでおり、ま
たＰＭＴを終了させる。

【００８２】オプションとして、初回に対するＰＭＴ終
了プロセスの完了時に、もしＲ波が心房事象の最初の検
出なしに検出されると、ＰＶＡＲＰは一回、たとえば１
つの心臓サイクルだけ延長される。こうして、もしこの
オプションが選択されるならば、ＰＶＡＲＰの第２の延
長時に、終了サイクルは完了される。こうして、ＰＭＴ
終了ルーチンが、従来の終了ルーチンで生じ得たよう
に、延長された周期に対して“スティック”された状態
になることは可能でない。こうして、オーバーオールな
心臓レートが任意の続けられる周期に対して強制されな
ければならない心臓レートよりも決して低く強制されな
い。

【００８３】次に図９を参照すると、図８に示されてい
るＰＭＴを認識する方法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。図９では、ＴＲＲが１００
ｂｐｍに設定されており（すなわちＴＲＲ間隔または周
期が６００ｍｓｅｃに設定されており）、またＴＲＲよ
りも大きいレートで生起しなければならないＶ−Ｖサイ
クルのプログラムされた数が２であると仮定されてい
る。毎分拍数（ｂｐｍまたはｐｐｍ）および対応する時
間周期（ミリ秒（ｍｓｅｃ）で表される）の双方に対す
る値は図９中に示されている各サイクルに対して含まれ
ている。図９の上段には、Ｖパルス１４０で開始するＥ
ＣＧ波形の表現が示されている。Ｖパルス１４０の後
に、ＰＶＣが生起し、このＰＶＣは逆行性Ｐ波Ｐ_R1をト
リガする。逆行性Ｐ波の後の１７８ｍｓｅｃの１つのＰ
−Ｖ遅延の後に、他のＶパルス１４２が発生される。Ｖ
パルス１４０とＶパルス１４２との間の時間間隔は、８
６ｐｐｍのレートに対応して、６９８ｍｓｅｃである。
これは１００ｐｐｍのＴＲＲ値よりも小さい。しかし、
Ｖパルス１４２の後に第２の逆行性Ｐ波Ｐ_R2が生起す
る。これは次いで１つのＰ−Ｖ遅延の後に他のＶパルス
１４４を生起させる。この場合、Ｐ_R2とＶパルス１４４
との間のＰ−Ｖ遅延は１４６ｍｓｅｃである。（注記：
刺激パルスへの心臓組織の応答時間に起因して、実際の
測定されるＰ−Ｖ遅延はプログラムされたＰ−Ｖ遅延に
常に等しくはない。この応答時間は組織が刺激される時
点での組織の状態に関係して変化する。）Ｖパルス１
４２とＶパルス１４４との間の時間間隔は、１５３ｐｐ
ｍのレートに対応して、３９４ｍｓｅｃである。このレ
ートはＴＲＲ値よりも大きい。従って、これは図９中に
“＃１”で示されている第１のＶ−Ｖサイクルを表し、
ＴＲＲよりも大きいレートに対応する長さ（周期）を有
する。

【００８４】＃１のＶ−Ｖサイクルに続いて、図９中に
“＃２”で示されているほぼ同一のＶ−Ｖサイクルが続
く。この＃２のＶ−ＶサイクルはＶパルス１４４で開始
し、また他のＶパルス１４６で終了する。この＃２のサ
イクルは１５３ｐｐｍのレート、１４６ｍｓｅｃのＰ−
Ｖ間隔および３９４ｍｓｅｃのＶ−Ｖ間隔を有する。＃
１および＃２のＶ−Ｖサイクルの双方は、図９の下段に
示されているように、２１６ｍｓｅｃのＰＶＡＲＰ間隔
および２２９ｍｓｅｃのＶＲＰ間隔を有する。

【００８５】＃２のＶ−Ｖ間隔の終了時に、すなわちＶ
パルス１４６の後に、プログラムされたＰ−Ｖ遅延（Ｐ
ＶＤ）が５０ｍｓｅｃだけ増大される。これは、Ｖパル
ス１４６で開始し、またＶパルス１４８で終了する次の
Ｖ−Ｖ間隔をもほぼ５０ｍｓｅｃだけ増大または延長さ
せる。こうして、図９中に“ＶＲＡＴＥ”で示されてい
る次のＶ−Ｖ間隔は、１３５ｐｐｍのレートに対応し
て、４４４ｍｓｅｃの全間隔長さを有する。ＶＲＡＴＥ
間隔は長くされたＰ−Ｖ遅延を含んでいる。

【００８６】ＶＲＡＴＥ間隔の間に生起するＰ_R4で示さ
れているＰ波は、Ｐ波Ｐ_R4で開始し、またＰ波Ｐ_R5で終
了するＰ−Ｐ間隔を開始する。このＰ−Ｐ間隔はＶＲＡ
ＴＥサイクルと重なっており、また図９中にＰＲＡＴＥ
として示されている。このＰＲＡＴＥサイクルも長くさ
れたＰ−Ｖ遅延を含んでいる。ＰＲＡＴＥサイクルの間
隔は、約１３１ｐｐｍのレートに対応して、４５７ｍｓ
ｅｃである。

【００８７】Ｐ−Ｖ遅延はただ１つのサイクルに対し
て、すなわちＰ_R4とＶパルス１４８との間で長くされ
る。その後にそれはその以前の値に戻される。こうし
て、Ｖパルス１４８で開始し、またＶパルス１５０で終
了するＶＲＡＴＥサイクルに続くＶ−Ｖサイクルは長く
されたＰ−Ｖ遅延を含んでいない。従って、このサイク
ルのＶ−Ｖ間隔は約３９４ｍｓｅｃに戻る。同様に、Ｐ
波_R5で開始し、またＰ波_R6で終了するＰＲＡＴＥサイク
ルに続くＰ−Ｐサイクルは長くされたＰ−Ｖ遅延を含ん
でおらず、また３８１ｍｓｅｃの間隔時間を有する。

【００８８】図９中に要約されているプロセスに従っ
て、ＰＭＴが存在するか否かが、ＶＲＡＴＥ間隔の値を
ＰＲＡＴＥ間隔の値と比較することにより決定される。
この比較は、図９中に示されている状況に対して、１３
ｍｓｅｃの差を生ずる。２５ｍｓｅｃのプログラムされ
たＤＩＦＦ値を仮定して、この１３ｍｓｅｃの差はＤＩ
ＦＦ値よりも小さいことがわかり、従ってＰＭＴが指示
される。

【００８９】図１０Ａ、１０Ｂおよび１０Ｃは種々のサ
イナス頻脈条件を示す図９に類似の複合タイミングダイ
アグラムであり、この場合、図８のプロセスがＰＭＴ条
件が存在しないことを決定するのに使用されている。図
１０Ａでは、たとえば、漸進的に増大するサイナスレー
トが存在する。ＴＲＲを越える有効なレートを有する＃
１および＃２で示されている２つの継続的なサイクルが
検出された後に、ＶＲＡＴＥで示されている次のＶ−Ｖ
サイクルが増大される。このサイクルは６１６ｍｓｅｃ
の値を有する。同じく長くされたＰ−Ｖ遅延を含んでい
るＰＲＡＴＥで示されている重なるＰ−Ｐサイクルは５
５２ｍｓｅｃの長さを有する。６１６ｍｓｅｃと５５２
ｍｓｅｃとの間の差はＤＩＦＦ参照値２５ｍｓｅｃより
も大きい。従って、図１０Ａに示されている条件はＰＭ
Ｔではない。

【００９０】図１０Ｂには、他の非ＰＭＴ条件が示され
ている。この場合、２つの継続的なＶ−Ｖサイクル＃１
および＃２はＴＲＲ間隔よりも小さい間隔を有する。
（換言すれば、＃１および＃２で示されているＶ−Ｖサ
イクルはＴＲＲを越える有効レートを有する。）これら
の２つのＶ−Ｖサイクルに続いて、次のサイクルのＰ−
Ｖ遅延が定められた大きさ、たとえば５０ｍｓｅｃだけ
増大される。図９および図１０Ａと同じく、この長くさ
れたＰ−Ｖ遅延を含んでいる次のＶ−ＶサイクルはＶＲ
ＡＴＥで示されており、またこの長くされたＰ−Ｖ遅延
を含んでいる次の重なるＰ−ＰサイクルはＰＲＡＴＥで
示されている。ＶＲＡＴＥサイクルの継続時間は６３５
ｍｓｅｃである。ＰＲＡＴＥサイクルの継続時間は５９
７ｍｓｅｃである。ＶＲＡＴＥとＰＲＡＴＥとの間の差
は３８ｍｓｅｃである。この差は参照差ＤＩＦＦよりも
大きく、従って再びＰＭＴは指示されない。

【００９１】同様に、図１０Ｃには、ＰＭＴではない発
作性心房頻脈条件が示されている。図８と結び付けて概
要を述べた手順に続いて、４４４ｍｓｅｃの間隔または
周期を有するＶＲＡＴＥサイクルが、ＴＲＲよりも大き
い有効レートを有する２つの継続的なＶ−Ｖサイクルの
生起の後にＰ−Ｖ遅延を長くすることにより発生され
る。同様に、同じく長くされたＰ−Ｖ遅延を含んでお
り、また３６２ｍｓｅｃの間隔を有するＰＲＡＴＥサイ
クルが発生される。ＰＲＡＴＥ間隔値とＶＲＡＴＥ間隔
値との間の差は８２ｍｓｅｃである。従って、この頻脈
条件はＰＭＴではない。

【００９２】次に図１１を参照すると、図８に示されて
いる方法を実施するのに使用され得る１つの形式の装置
の機能ブロック図が示されている。図１１中に見られる
ように、ペースメーカ１６０はペースメーカリード１６
２を経て哺乳動物の心臓１６４とインタフェースしてい
る。ペースメーカリード１６２は心臓１６４の右心房と
の電気的接触を形成するための心房導線１６１と、心臓
の右心室との電気的接触を形成するための心室導線１６
３とを含んでいる。心房導線１６１はペースメーカ１６
０のなかに含まれているＰ波検出増幅器１６６に接続さ
れている。同様に、心室導線１６３は同じくペースメー
カ１６０のなかに含まれているＶパルス増幅器１６８に
接続されている。（注記：図２中に示されているような
心房Ａパルス増幅器および心室検出増幅器は、本発明の
実施に必要とされないので、例えばペースメーカ１６０
のなかに含まれてはいるが、図１１には示されていな
い）。

【００９３】ペースメーカ１６０はさらに、メモリ１７
４およびテレメトリ回路１７２に結合されているペース
メーカ制御論理１７０を含んでいる。Ｐ波追跡および心
室刺激のための制御論理１７０、Ｐ波検出増幅器１６
６、Ｖパルス増幅器１６８、メモリ１７４およびテレメ
トリ回路１７２の作動は通常の通りである。Ｐ波検出時
に、Ｐ波検出増幅器の出力端はＰ信号を発生する。この
Ｐ信号は制御論理１７０およびＰ−Ｐ周期検出器１７８
に向けられる。同様に、Ｖパルスの発生は、制御論理１
７０がＶ信号を発生し、それをＶパルス増幅器１６８の
入力端に向ける時には常にトリガされる。このＶ信号は
Ｖ−Ｖ周期検出器１７６にも向けられる。Ｐ−Ｐ周期検
出器１７８はＰ信号の間、すなわち検出されたＰ波の間
の時間間隔を測定する。Ｖ−Ｖ周期検出器１７６はＶパ
ルスの間の時間間隔を測定する。Ｐ−Ｐ周期検出器１７
８およびＶ−Ｖ周期検出器１７６の双方は制御論理１７
０によりイネーブルされる。制御論理１７０のなかの制
御回路は、心臓信号の適切なシーケンスが生起する時に
のみ、すなわちＰ波により先行されるＶパルスが存在す
る時にのみ、これらの回路をイネーブルするように構成
されている。

【００９４】ＴＲＲのプログラムされた値と、Ｐ−Ｖ遅
延の延長をトリガするためにＴＲＲよりも大きくなけれ
ばならない心臓サイクルｎ（２ないし１０）の数と、Ｐ
ＶＡＲＰ値と、ＤＩＦＦ参照値と、ＰＭＴ認識プロセス
の作動と結び付けられる他の値とは通常の仕方でメモリ
１７４のなかにプログラム可能に記憶される。

【００９５】ＴＲＲ検出器１８０は、Ｖ−Ｖ周期検出器
により決定されたＶ−Ｖ間隔がＴＲＲ間隔よりも小さい
かどうかを決定する。もし小さいならば、ＴＲＲ検出器
１８０からの出力信号が差増幅器１８２およびコンパレ
ータ回路１８４をイネーブルする。差増幅器１８２はＰ
−Ｐ周期とＶ−Ｖ周期との間の差を決定する。この差は
コンパレータ回路１８４のなかで、メモリ１７４から得
られた参照ＤＩＦＦ値と比較される。この差は次いで制
御論理１７０に戻され、そこでそれは、ＰＭＴ条件が存
在するかどうか、他の条件が存在するかどうか、すなわ
ちＴＲＲを越えるレートを有するプログラムされた数の
継続的なＶ−Ｖ間隔が存在するかどうか、またＰ−Ｖ遅
延が延長されているかどうかを決定するのに使用され
る。言及すべきこととして、瞬間的にＰ−Ｖ遅延を延長
し、またＰＶＡＲＰを短縮するための論理回路は制御論
理回路１７０のなかに含まれている。

【００９６】当業者は、図１１に示されている機能の多
くが既存の制御論理回路を使用する制御論理１７０のな
かで実行され得ることを容易に理解するであろう。実
際、制御論理回路１７０がマイクロプロセッサ回路また
はそれと等価な回路を含んでいる場合には、Ｐ−Ｐ周期
検出器１７８、Ｖ−Ｖ周期検出器１７６、ＴＲＲ検出器
１８０、差増幅器１８２およびコンパレータ１８４によ
り実行される機能のすべてはマイクロプロセッサにより
実行され得る。

【００９７】以上に説明したように、本発明は、ＰＭＴ
の生起を正確に検出するため、またいったん検出された
ＰＭＴを迅速に終了させるためのシステムまたは方法を
提供する。開示されたシステムおよび（または）方法は
確実に真のＰＭＴを検出し、またそれを速いサイナスリ
ズムまたは他の非ＰＭＴ条件から区別する。有利に、い
ったんＰＭＴが検出された時に呼び出されるＰＭＴレス
ポンスが無限に延長されることはない。むしろ、真のＰ
ＭＴの検出が、心臓レートを危険な低いレートに無限に
スローダウンさせる可能性なしに可能なかぎり迅速にＰ
ＭＴを終了させるように計算されたＰＭＴ終了ルーチン
を呼び出す。

【００９８】また本発明は、ペースメーカの正常な作動
と干渉することなく、真のＰＭＴの生起を明白に認識
し、またそれに応答するための技術または方法を提供す
る。こうして、この技術は、ペースメーカがその意図さ
れた機能（たとえば需要に応じて刺激パルスを与える機
能）を、ＰＭＴに対して応答可能なペースメーカがレー
ト応答方式のペースメーカであるか、固定された（プロ
グラム可能な）ペースメーカであるかにかかわりなく、
実行することを許す。

【００９９】ここに開示される本発明はその特別な実施
例および応用により説明されてきたが、さまざまな変形
が特許請求の範囲にあげられている本発明の範囲から逸
脱することなく当業者により行なわれ得る。

【図面の簡単な説明】

【図１】心臓の正常なＡＶシンクロニーを示す典型的な
ＥＣＧ波形。

【図２】植え込み可能な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。

【図３】Ａは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、どのようにして心臓のＡＶシンクロニーが維
持されるかを示す複合タイミングダイアグラム、Ｂは心
室刺激パルスのみが心臓に与えられる必要がある時に、
どのようにしてＡＶシンクロニーが維持されるかを示
し、また早期心房収縮へのペースメーカの１つの可能な
応答を示す複合タイミングダイアグラム、Ｃ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、ＡおよびＢ中のような複合タイミング
ダイアグラム、Ｄはペースメーカの最大追跡レート（Ｍ
ＴＲ）でのＰＭＴを示す複合タイミングダイアグラム、
Ｅはペースメーカの最大追跡レート（ＭＴＲ）よりも大
きいサイナスレートでのＰＭＴを示す複合タイミングダ
イアグラム。

【図４】Ａは図３Ａ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は図３Ｂ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は図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。

【図５】本発明のＰＭＴ認識および終了方法の１つの実
施例を示すフローチャート。

【図６】図５に示されている方法によるＰＭＴの終了を
示す複合タイミングダイアグラム。

【図７】どのようにして図５の方法がサイナス駆動を非
ＰＭＴ条件として適切に認識するかを示す複合タイミン
グダイアグラム。

【図８】本発明のＰＭＴ認識および終了方法の他の実施
例を示すフローチャート。

【図９】図８に示されている方法がＰＭＴを認識する作
動を示す複合タイミングダイアグラム。

【図１０】Ａは増大するレートを有するサイナス頻脈を
示し、また図８の方法がこの条件を非ＰＭＴとして認識
する作動を示す複合タイミングダイアグラム、Ｂは減少
するレートを有するサイナス頻脈を示し、また図８の方
法がこの条件を非ＰＭＴとして認識する作動を示す複合
タイミングダイアグラム、Ｃは発作性心房頻脈を示し、
また図８の方法がこの条件を非ＰＭＴとして認識する作
動を示す複合タイミングダイアグラム。

【図１１】図８に示されている方法を実施するのに使用
れされ得る１つの形式の装置のブロック図。

【符号の説明】

１０ペースメーカ１２パルス発生器および制御論理１４心房駆動増幅器１６心房リード１８心房検出増幅器２０心室検出増幅器２２心室リード２４心室駆動増幅器２６クロック回路２８テレメトリおよび通信回路３０メモリ３２磁気リードスイッチ１６０ペースメーカ１６１心房導線１６２ペースメーカリード１６３心室導線１６４心臓１６６Ｐ波検出増幅器１６８Ｖパルス増幅器１７０ペースメーカ制御論理回路１７２テレメトリ回路１７４メモリ１７６Ｖ−Ｖ周期検出器１７８Ｐ−Ｐ周期検出器１８０ＴＲＲ検出器１８２差増幅器１８４コンパレータ回路

─────────────────────────────────────────────────────

【手続補正書】

【提出日】平成５年９月３日

【手続補正１】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】図面の簡単な説明

【補正方法】変更

【補正内容】

【図面の簡単な説明】

【図３】Ａは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、どのようにして心臓のＡＶシンクロニーが維
持されるかを示す複合タイミングダイアグラム、Ｂは心
室刺激パルスのみが心臓に与えられる必要がある時に、
どのようにしてＡＶシンクロニーが維持されるかを示
し、また早期心房収縮へのペースメーカの１つの可能な
応答を示す複合タイミングダイアグラム、Ｃ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、ＡおよびＢ中のような複合タイミング
ダイアグラム。

【図４】Ａはペースメーカの最大追跡レート（ＭＴＲ）
でのＰＭＴを示す複合タイミングダイアグラム、Ｂはペ
ースメーカの最大追跡レート（ＭＴＲ）よりも大きいサ
イナスレートでのＰＭＴを示す複合タイミングダイアグ
ラム。

【図５】Ａは図３Ａ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は図３Ｂ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は図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。

【図６】本発明のＰＭＴ認識および終了方法の１つの実
施例を示すフローチャート。

【図７】図６に示されている方法によるＰＭＴの終了を
示す複合タイミングダイアグラム。

【図８】どのようにして図６の方法がサイナス駆動を非
ＰＭＴ条件として適切に認識するかを示す複合タイミン
グダイアグラム。

【図９】本発明のＰＭＴ認識および終了方法の他の実施
例を示すフローチャート。

【図１０】図９に示されている方法がＰＭＴを認識する
作動を示す複合タイミングダイアグラム。

【図１１】増大するレートを有するサイナス頻脈を示
し、また図９の方法がこの条件を非ＰＭＴとして認識す
る作動を示す複合タイミングダイアグラム。

【図１２】減少するレートを有するサイナス頻脈を示
し、また図９の方法がこの条件を非ＰＭＴとして認識す
る作動を示す複合タイミングダイアグラム。

【図１３】発作性心房頻脈を示し、また図９の方法がこ
の条件を非ＰＭＴとして認識する作動を示す複合タイミ
ングダイアグラム。

【図１４】図９に示されている方法を実施するのに使用
れされ得る１つの形式の装置のブロック図。

【符号の説明】１０ペースメーカ１２パルス発生器および制御論理１４心房駆動増幅器１６心房リード１８心房検出増幅器２０心室検出増幅器２２心室リード２４心室駆動増幅器２６クロック回路２８テレメトリおよび通信回路３０メモリ３２磁気リードスイッチ１６０ペースメーカ１６１心房導線１６２ペースメーカリード１６３心室導線１６４心臓１６６Ｐ波検出増幅器１６８Ｖパルス増幅器１７０ペースメーカ制御論理回路１７２テレメトリ回路１７４メモリ１７６Ｖ−Ｖ周期検出器１７８Ｐ−Ｐ周期検出器１８０ＴＲＲ検出器１８２差増幅器１８４コンパレータ回路

【手続補正２】

【補正対象書類名】図面

【補正対象項目名】全図

【補正方法】変更

【補正内容】

【図１】

【図２】

【図３】

【図４】

【図７】

【図５】

【図８】

【図６】

【図１０】

【図９】

【図１１】

【図１２】

【図１３】

【図１４】

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者スチユアートダブリユブキヤナンアメリカ合衆国 91350 カリフオルニアソーガスウエストシユードライブ 20614 (72)発明者ブライアンエムマンアメリカ合衆国 90210 カリフオルニアビバリーヒルズベレスフオードロード 14140

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】植え込み可能なペースメーカを有する患
者におけるペースメーカ媒介頻脈（ＰＭＴ）の生起を検
出するためのシステムにおいて、心臓サイクルの定められた順序を検出するための前記の
植え込み可能なペースメーカのなかの第１の検出手段を
含んでおり、前記の定められた順序の各心臓サイクルが
参照レートよりも速いレートでＶパルスによりフォロー
される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遅延を含んでお
り、選択された心臓サイクルで前記Ｐ−Ｖ遅延を瞬間的に変
更するための手段を含んでおり、前記の選択された心臓サイクルと結び付けられるＶ−Ｐ
間隔が前記の選択された心臓サイクルの直前の少なくと
も１つの心臓サイクルと結び付けられるＶ−Ｐ間隔から
実質的に変更されずにとどまっているかどうかを検出す
るための第２の検出手段を含んでおり、前記Ｖ−Ｐ間隔
が心臓サイクルのなかのＶパルスとＰ波との間の時間間
隔を含んでおり、前記の変更された心臓サイクルのなかの実質的に変更さ
れないＶ−Ｐ間隔が、心臓サイクルの前記の定められた
順序がＰＭＴを含んでいることの指示を与えることを特
徴とするペースメーカ媒介頻脈の検出システム。
【請求項２】前記Ｐ−Ｖ間隔を瞬間的に変更するため
の前記手段がただ１つの心臓サイクルに対するＰ−Ｖ間
隔を変更することを特徴とする請求項１記載の検出シス
テム。
【請求項３】前記第１の検出手段が、前記の瞬間的変
更手段が前記１つの心臓サイクルのＰ−Ｖ間隔を変更す
る以前に、心臓サイクルの前記の定められた順序の少な
くとも２つの継続的なサイクルの心臓レートが前記参照
心臓レートよりも大きいか否かを決定するための手段を
含んでいることを特徴とする請求項２記載の検出システ
ム。
【請求項４】前記第１の検出手段が、前記の瞬間的変
更手段が前記１つの心臓サイクルのＰ−Ｖ間隔を変更す
る以前に、心臓サイクルの前記の定められた順序の少な
くとも２つ、ただし１０以下の継続的なサイクルの心臓
レートが前記参照心臓レートよりも大きいか否かを決定
するための手段を含んでいることを特徴とする請求項３
記載の検出システム。
【請求項５】前記Ｐ−Ｖ遅延を瞬間的に変更するため
の前記手段が、定められた大きさだけ１つの心臓サイク
ルに対する前記Ｐ−Ｖ遅延を増大させるための手段を含
んでいることを特徴とする請求項２記載の検出システ
ム。
【請求項６】前記の定められた大きさが４０ないし６
０ミリ秒の範囲の時間間隔を含んでいることを特徴とす
る請求項５記載の検出システム。
【請求項７】前記Ｐ−Ｖ遅延を瞬間的に変更するため
の前記手段が、定められた大きさだけ１つの心臓サイク
ルに対する前記Ｐ−Ｖ遅延を減少させるための手段を含
んでいることを特徴とする請求項２記載の検出システ
ム。
【請求項８】前記の定められた大きさが４０ないし６
０ミリ秒の範囲の時間間隔を含んでいることを特徴とす
る請求項７記載の検出システム。
【請求項９】前記第２の検出手段が、変更されたＰ−
Ｖ間隔の直後のＶ−Ｐ間隔が前記の変更されたＰ−Ｖ間
隔の直前の少なくとも１つの心臓サイクルのＶ−Ｐ間隔
から約３０ミリ秒よりも多く変化しないかどうかを決定
するための手段を含んでいることを特徴とする請求項１
記載の検出システム。
【請求項１０】前記の瞬間的変更手段が、第１の心臓サイクルのなかに含まれているＰ−Ｖ遅延を
第１の定められた大きさだけ変更するための手段を含ん
でいおり、前記第１の心臓サイクルは第１のＰ波により
フォローされる第１のＶパルスにより開始し、また第２
のＶパルスにより終了し、前記第１の心臓サイクルがそ
れによりＶ−Ｐ間隔部分およびＰ−Ｖ間隔部分を含んで
おり、Ｖ−Ｐ間隔部分は前記第１のＶパルスと前記第１
のＰ波との間の間隔を含んでおり、またＰ−Ｖ間隔部分
は前記の変更されたＰ−Ｖ遅延を含んでおり、第２の心臓サイクルが前記第１の心臓サイクルと重なっ
ており、前記第２の心臓サイクルは前記第２のＶパルス
によりフォローされる前記第１のＰ波により開始し、ま
た第２のＰ波により終了し、前記第２の心臓サイクルが
それによりＰ−Ｖ間隔部分およびＶ−Ｐ間隔部分を含ん
でおり、Ｐ−Ｖ間隔部分は前記の変更されたＰ−Ｖ遅延
を含んでおり、またＶ−Ｐ間隔部分は前記第２のＶパル
スと前記第２のＰ波との間の間隔を含んでおり、前記の変更されたＰ−Ｖ遅延がそれにより前記第１およ
び第２の心臓サイクルの双方に含まれており、前記第１
の心臓サイクルが前記の変更されたＰ−Ｖ遅延の直前の
Ｖ−Ｐ間隔を含んでおり、また前記第２の心臓サイクル
が前記の変更されたＰ−Ｖ遅延の直後のＶ−Ｐ間隔を含
んでいることを特徴とする請求項１記載の検出システ
ム。
【請求項１１】前記第２の検出手段が、前記第１の心臓サイクルと結び付けられたＶ−Ｖ時間間
隔を測定するための手段を含んでおり、前記Ｖ−Ｖ時間
間隔は前記第１のＶパルスと前記第２のＶパルスとの間
の時間間隔を含んでおり、前記第２の心臓サイクルと結び付けられたＰ−Ｐ時間間
隔を測定するための手段を含んでおり、前記Ｐ−Ｐ時間
間隔は前記第１のＰ波と前記第２のＰ波との間の時間間
隔を含んでおり、前記Ｖ−Ｖ時間間隔と前記Ｐ−Ｐ時間間隔との間の差が
定められた差よりも小さいかどうかを決定するための手
段を含んでおり、前記の定められた差よりも小さい前記Ｖ−Ｖ時間間隔と
前記Ｐ−Ｐ時間間隔との間の差が、前記第１の心臓サイ
クルのＶ−Ｐ間隔が前記第２の心臓サイクルのＶ−Ｐ間
隔から実質的に変更されずにとどまっていること、従っ
てまた心臓サイクルの前記の定められた順序がＰＭＴを
含んでいることの指示を与えることを特徴とする請求項
１０記載の検出システム。
【請求項１２】前記の定められた差が約３５ミリ秒を
含んでいることを特徴とする請求項１１記載の検出シス
テム。
【請求項１３】前記の定められた差が約２５ミリ秒を
含んでいることを特徴とする請求項１２記載の検出シス
テム。
【請求項１４】前記の瞬間的変更手段が前記第１およ
び第２の心臓サイクルのみに対して前記Ｐ−Ｖ遅延を変
更し、またその後は前記Ｐ−Ｖ遅延をその元の値に戻す
ことを特徴とする請求項１１記載の検出システム。
【請求項１５】前記の瞬間的変更手段が３０ないし７
０ミリ秒の範囲内の大きさだけ前記第１の心臓サイクル
の前記Ｐ−Ｖ遅延を増大させることを特徴とする請求項
１４記載の検出システム。
【請求項１６】前記Ｐ−Ｖ遅延の増大の大きさが約５
０ミリ秒を含んでいることを特徴とする請求項１５記載
の検出システム。
【請求項１７】ＰＭＴの検出時にＰＭＴ終了ルーチン
を呼び出すため前記ペースメーカのなかにＰＭＴ終了手
段を含んでいることを特徴とする請求項１１記載の検出
システム。
【請求項１８】前記ＰＭＴ終了ルーチンが第１のＰＭ
Ｔの最初の検出時に単一の心臓サイクルのみに対して呼
び出されることを特徴とする請求項１７記載の検出シス
テム。
【請求項１９】前記ＰＭＴ終了ルーチンが前記第１の
ＰＭＴの直後の第２のＰＭＴの検出時に２つ継続的な心
臓サイクルのみに対して呼び出されることを特徴とする
請求項１８記載の検出システム。
【請求項２０】前記ＰＭＴ終了ルーチンが第１の定め
られた大きさだけの心房不応周期の延長を含んでいるこ
とを特徴とする請求項１７記載の検出システム。
【請求項２１】植え込み可能なペースメーカを有する
患者におけるペースメーカ媒介頻脈（ＰＭＴ）の生起を
検出するためのシステムにおいて、前記患者における頻脈条件を検出するための頻脈検出手
段を含んでおり、前記心臓は心房および心室を有し、前
記頻脈条件は、定められたレートを越える複数個の継続
的な心臓サイクルを含んでおり、前記頻脈条件の各心臓
サイクルはＶパルスによりフォローされるＰ波を含んで
おり、前記Ｐ波の生起は心房の整調されない収縮を立証
し、また前記Ｖパルスの生起は心室の整調された収縮を
立証し、心室の前記の整調された収縮は前記心室の１つ
へ前記Ｖパルスを与えた結果であり、前記Ｖパルスは、
前記ペースメーカが前記Ｐ波の検出に続く定められたＰ
−Ｖ遅延のなかで心室の自然収縮を検出しなかった時
に、前記ペースメーカにより発生され、前記頻脈条件の検出時に固定された数の心臓サイクルに
対して前記Ｐ−Ｖ遅延を修正するため前記頻脈検出手段
に応答する修正手段を含んでおり、それによって前記の
固定された数の心臓サイクルは修正されたＰ−Ｖ遅延を
含んでおり、前記の修正されたＰ−Ｖ遅延の後に生起する第２のＶ−
Ｐ間隔が前記の修正されたＰ−Ｖ遅延の前に生起する第
１のＶ−Ｐ間隔にくらべて実質的に不変にとどまるかど
うかを比較するための比較手段を含んでおり、Ｖ−Ｐ間
隔がＶパルスと次のＰ波の生起との間の時間間隔を含ん
でおり、前記第１のＶ−Ｐ間隔にくらべての実質的に不変の第２
のＶ−Ｐ間隔が前記頻脈条件がＰＭＴを含んでいること
の指示を与えることを特徴とするペースメーカ媒介頻脈
の検出システム。
【請求項２２】前記頻脈検出手段が、Ｖ−Ｖ間隔を測
定し、また前記間隔を参照間隔と比較するための手段を
含んでおり、前記Ｖ−Ｖ間隔が継続的な心臓サイクルの
Ｖパルスの間の経過時間間隔を含んでおり、もし定めら
れた数の継続的な心臓サイクルがすべて前記参照間隔よ
りも小さいＶ−Ｖ間隔を有するならば、前記頻脈条件が
指示されていることを特徴とする請求項２１記載の検出
システム。
【請求項２３】前記参照間隔よりも小さいＶ−Ｖ間隔
を有する継続的な心臓サイクルの前記の定められた数が
２ないし１０の数を含んでいることを特徴とする請求項
２２記載の検出システム。
【請求項２４】前記Ｐ−Ｖ遅延が前記修正手段により
修正される心臓サイクルの前記の固定された数が１を含
んでいることを特徴とする請求項２１記載の検出システ
ム。
【請求項２５】前記修正手段が、第１の定められた大きさだけ第１の心臓サイクルのなか
に含まれているＰ−Ｖ遅延を修正するための手段を含ん
でおり、前記第１の心臓サイクルは第１のＰ波によりフ
ォローされる第１のＶパルスにより開始し、また第２の
Ｖパルスにより終了し、前記第１の心臓サイクルがそれ
によりＶ−Ｐ間隔部分およびＰ−Ｖ間隔部分を含んでお
り、Ｖ−Ｐ間隔部分が前記比較手段により比較される前
記第１のＶ−Ｐ間隔を含んでおり、またＰ−Ｖ間隔部分
が前記の修正されるＰ−Ｖ遅延を含んでおり、第２の心臓サイクルが前記第１の心臓サイクルと重なっ
ており、前記第２の心臓サイクルが前記第２のＶパルス
によりフォローされる前記第１のＰ波により開始し、ま
た第２のＰ波により終了し、前記第２の心臓サイクルが
それによりＰ−Ｖ間隔部分およびＶ−Ｐ間隔部分を含ん
でおり、Ｐ−Ｖ間隔部分が前記の修正されるＰ−Ｖ遅延
を含んでおり、またＶ−Ｐ間隔部分が前記比較手段によ
り比較される前記第２のＶ−Ｐ間隔を含んでおり、前記の修正されるＰ−Ｖ遅延がそれにより前記第１およ
び第２の心臓サイクルの双方のなかに含まれていること
を特徴とする請求項２４記載の検出システム。
【請求項２６】前記比較手段が、前記第１の心臓サイクルと結び付けられているＶ−Ｖ時
間間隔を測定するための手段を含んでおり、前記Ｖ−Ｖ
時間間隔は前記第１のＶパルスと前記第２のＶパルスと
の間の時間間隔を含んでおり、前記Ｖ−Ｖ時間間隔は前
記の修正されるＰ−Ｖ遅延を含んでおり、前記第２の心臓サイクルと結び付けられているＰ−Ｐ時
間間隔を測定するための手段を含んでおり、前記Ｐ−Ｐ
時間間隔は前記第１のＰ波と前記第２のＰ波との間の時
間間隔を含んでおり、前記Ｐ−Ｐ時間間隔は前記の修正
されるＰ−Ｖ遅延をも含んでおり、前記Ｖ−Ｖ時間間隔および前記Ｐ−Ｐ時間間隔が定めら
れた差よりも小さい大きさだけ異なるかどうかを決定す
るための手段を含んでおり、前記の定められた差よりも小さい前記Ｖ−Ｖ時間間隔と
前記Ｐ−Ｐ時間間隔との間の差が、第２のＶ−Ｐ間隔が
第１のＶ−Ｐ間隔にくらべて実質的に不変にとどまって
いること、従ってまた前記頻脈条件がＰＭＴを含んでい
ることの指示を与えることを特徴とする請求項２５記載
の検出システム。
【請求項２７】前記の定められた差が約２５ミリ秒を
含んでいることを特徴とする請求項２６記載の検出シス
テム。
【請求項２８】前記修正手段が約５０ミリ秒にわたり
前記Ｐ−Ｖ遅延を増大させることを特徴とする請求項２
６記載の検出システム。
【請求項２９】ＰＭＴの検出時にＰＭＴ終了ルーチン
を呼び出すため前記ペースメーカのなかにＰＭＴ終了を
含んでいることを特徴とする請求項２６記載の検出シス
テム。
【請求項３０】前記ＰＭＴ終了ルーチンが第１のＰＭ
Ｔの最初の検出時に単一の心臓サイクルのみに対して呼
び出されることを特徴とする請求項２９記載の検出シス
テム。
【請求項３１】前記ＰＭＴ終了ルーチンが前記第１の
ＰＭＴの直後の第２のＰＭＴの検出時に２つ継続的な心
臓サイクルのみに対して呼び出されることを特徴とする
請求項３０記載の検出システム。
【請求項３２】前記ＰＭＴ終了ルーチンが第１の定め
られた大きさだけの心房不応周期の延長を含んでいるこ
とを特徴とする請求項２９記載の検出システム。
【請求項３３】植え込み可能なペースメーカを有する
患者におけるペースメーカ媒介頻脈（ＰＭＴ）の生起を
検出するための方法において、（ａ）複数個の引き続く心臓サイクルのなかのＶパルス
によりフォローされるＰ波を検出する過程を含んでお
り、（ｂ）過程（ａ）で検出された複数個の引き続く心臓サ
イクルが頻脈参照レート（ＴＲＲ）を越えるレートで生
起するかどうかを検出する過程を含んでおり、（ｃ）過程（ｂ）で検出された複数個の引き続く心臓サ
イクルのレートがＴＲＲを越える時に単一の心臓サイク
ルのなかのＰ−Ｖ遅延を増大させる過程を含んでおり、（ｄ）前記の単一の心臓サイクルと結び付けられている
Ｖ−Ｖ時間間隔を測定する過程を含んでおり、前記Ｖ−
Ｖ時間間隔は第１のＶパルスと第２のＶパルスとの間の
経過時間を含んでおり、第１のＰ波は第１のＶパルスの
後にかつ第２のＶパルスの前に生起し、過程（ｃ）の増
大されたＰ−Ｖ遅延が第１のＰ波と第２のＶパルスとの
間の時間間隔としてＶ−Ｖ時間間隔のなかに含まれてお
り、（ｅ）前記の単一の心臓サイクルと結び付けられている
Ｐ−Ｐ時間間隔を測定する過程を含んでおり、前記Ｐ−
Ｐ時間間隔は第１のＰ波と第２のＰ波との間の経過時間
を含んでおり、前記第２のＰ波は第２のＶパルスの後に
生起し、過程（ｃ）の増大されたＰ−Ｖ遅延が第１のＰ
波と第２のＶパルスとの間の時間間隔としてＰ−Ｐ時間
間隔のなかに含まれており、（ｆ）前記Ｖ−Ｖ時間間隔と前記Ｐ−Ｐ時間間隔との間
の差を測定する過程を含んでおり、（ｇ）前記Ｖ−Ｖ時間間隔と前記Ｐ−Ｐ時間間隔との間
の差が定められた差よりも小さい時にＰＭＴ条件を指示
する過程を含んでいることを特徴とするペースメーカ媒
介頻脈の検出方法。
【請求項３４】過程（ｃ）が４０ないし７０ミリ秒の
範囲内の大きさだけ前記Ｐ−Ｖ遅延を増大させる過程を
含んでいることを特徴とする請求項３３記載の検出方
法。
【請求項３５】過程（ｃ）が約５０ミリ秒だけ前記Ｐ
−Ｖ遅延を増大させる過程を含んでいることを特徴とす
る請求項３４記載の検出方法。
【請求項３６】過程（ｇ）が、前記Ｖ−Ｖ間隔と前記
Ｐ−Ｐ間隔との間の差が約３５ミリ秒よりも小さい差を
含んでいる時に前記ＰＭＴ条件を指示する過程を含んで
いることを特徴とする請求項３３記載の検出方法。
【請求項３７】過程（ｇ）が、前記Ｖ−Ｖ間隔と前記
Ｐ−Ｐ間隔との間の差が約２５ミリ秒よりも小さい差を
含んでいる時に前記ＰＭＴ条件を指示する過程を含んで
いることを特徴とする請求項３３記載の検出方法。
【請求項３８】さらに、（ｈ）過程（ｇ）でのＰＭＴ条件の指示に応答してＰＭ
Ｔ終了ルーチンを自動的に呼び出す過程を含んでおり、
前記ＰＭＴ終了ルーチンが前記ペースメーカにより発生
されることを特徴とする請求項３３記載の検出方法。
【請求項３９】過程（ｈ）がＰＭＴ条件の最初の指示
に応答して単一の心臓サイクルのみに対して前記ＰＭＴ
終了ルーチンを自動的に呼び出す過程を含んでいること
を特徴とする請求項３８記載の検出方法。
【請求項４０】ＰＭＴ条件の最初の指示の直後の心房
事象を最初に検出することなくＲ波の検出に応答して１
つの追加的な継続的な心臓サイクルに対して前記ＰＭＴ
終了ルーチンを自動的に呼び出す過程を含んでいること
を特徴とする請求項３９記載の検出方法。