JPH08243177A - ２腔ペーシングシステム - Google Patents
２腔ペーシングシステムInfo
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- JPH08243177A JPH08243177A JP8057023A JP5702396A JPH08243177A JP H08243177 A JPH08243177 A JP H08243177A JP 8057023 A JP8057023 A JP 8057023A JP 5702396 A JP5702396 A JP 5702396A JP H08243177 A JPH08243177 A JP H08243177A
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Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
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- A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
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- A61N1/3682—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions with a variable atrioventricular delay
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 肥大閉塞性心筋症（ＨＯＣＭ）患者のための
ペーシング治療の効果を最大にする２腔ペースメーカー
システムを提供する。 【解決手段】 心房感知かペーシングに同期した心室ペ
ーシングパルスを供給する２腔ペースメーカー（６）で
ある。ＨＯＣＭ患者の治療のために、房室補充収縮間隔
と結果として生じる房室遅延を最適化する制御を行う。
房室補充収縮間隔（４４２、４４３）を可変させ、房室
遅延がいつ融合収縮（４３７、４３８）を誘発するかを
発見し、ペーシング捕捉を顕著に減少させずに患者の潜
在的ＰＲ間隔の正確な指標を得る。Ｔ波検知（４３５）
と誘発されたＴ波（４３８）の振幅降下をモニターし、
供給されるペーシングパルスによって早期興奮を得るた
めの最も長い値より短い値の範囲内でペースメーカーＡ
Ｖ遅延を最適化可能である。
ペーシング治療の効果を最大にする２腔ペースメーカー
システムを提供する。 【解決手段】 心房感知かペーシングに同期した心室ペ
ーシングパルスを供給する２腔ペースメーカー（６）で
ある。ＨＯＣＭ患者の治療のために、房室補充収縮間隔
と結果として生じる房室遅延を最適化する制御を行う。
房室補充収縮間隔（４４２、４４３）を可変させ、房室
遅延がいつ融合収縮（４３７、４３８）を誘発するかを
発見し、ペーシング捕捉を顕著に減少させずに患者の潜
在的ＰＲ間隔の正確な指標を得る。Ｔ波検知（４３５）
と誘発されたＴ波（４３８）の振幅降下をモニターし、
供給されるペーシングパルスによって早期興奮を得るた
めの最も長い値より短い値の範囲内でペースメーカーＡ
Ｖ遅延を最適化可能である。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、心臓ペーシングシ
ステムと方法に関し、特に、肥大閉塞性心筋症を有する
患者のために、心房信号に同期した心室ペーシングパル
スを供給する２腔心臓ペーシングシステムと同方法に関
する。
ステムと方法に関し、特に、肥大閉塞性心筋症を有する
患者のために、心房信号に同期した心室ペーシングパル
スを供給する２腔心臓ペーシングシステムと同方法に関
する。
【０００２】
【従来の技術及び発明が解決しようとする課題】肥大閉
塞性心筋症（ＨＯＣＭ）は、大動脈下の圧力勾配に顕著
な増加を引き起こす狭窄した左心室流出路（ＬＶＯＴ）
によって特性を決定される。狭窄したＬＶＯＴは、心室
中隔の肉厚の増大によって引き起こされ、心収縮期間や
心臓血液搏出の時点で血流が通れなくする。
塞性心筋症（ＨＯＣＭ）は、大動脈下の圧力勾配に顕著
な増加を引き起こす狭窄した左心室流出路（ＬＶＯＴ）
によって特性を決定される。狭窄したＬＶＯＴは、心室
中隔の肉厚の増大によって引き起こされ、心収縮期間や
心臓血液搏出の時点で血流が通れなくする。
【０００３】ある場合には、ＨＯＣＭ患者の症状を標準
的薬物療法を使用して改善できる。しかしながらこの治
療に使用する薬剤に問題があることが文献で指摘されて
いる。また外科的関与、たとえば中隔筋切除術や僧帽弁
置換による治療も採り得る。しかしながら、これら外科
的治療は死亡率が高く、この種の疾患の歴史を変え得る
ものにはなっていなかった。「Ｐｅｒｍａｎｅｎｔ Ｐ
ａｃｉｎｇ Ａｓ Ｔｒｅａｔｍｅｎｔ Ｆｏｒ Ｈｙ
ｐｅｒｔｒｏｐｈｉｃ Ｃａｒｄｉｏｍｙｏｐａｔｈ
ｙ」（Ｋｅｎｎｅｔｈ Ｍ．ＭｃＤｏｎａｌｄ等、Ａｍ
ｅｒｉｃａｎ Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｃａｒｄｉｏｌ
ｏｇｙ、第６８巻、第１０８−１１０頁、１９９１年７
月発行）を参照されたい。
的薬物療法を使用して改善できる。しかしながらこの治
療に使用する薬剤に問題があることが文献で指摘されて
いる。また外科的関与、たとえば中隔筋切除術や僧帽弁
置換による治療も採り得る。しかしながら、これら外科
的治療は死亡率が高く、この種の疾患の歴史を変え得る
ものにはなっていなかった。「Ｐｅｒｍａｎｅｎｔ Ｐ
ａｃｉｎｇ Ａｓ Ｔｒｅａｔｍｅｎｔ Ｆｏｒ Ｈｙ
ｐｅｒｔｒｏｐｈｉｃ Ｃａｒｄｉｏｍｙｏｐａｔｈ
ｙ」（Ｋｅｎｎｅｔｈ Ｍ．ＭｃＤｏｎａｌｄ等、Ａｍ
ｅｒｉｃａｎ Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｃａｒｄｉｏｌ
ｏｇｙ、第６８巻、第１０８−１１０頁、１９９１年７
月発行）を参照されたい。
【０００４】ＨＯＣＭによる苦しみから患者を救うに
は、２腔心臓ペーシングによる治療が有効なことが、文
献的にわかっている。現代の多重モード２腔心臓ペース
メーカーは、損傷したか、羅病して自律できなくなった
心臓の房室同調性を維持することが目的である。例え
ば、ＤＤＤペースメーカーは、心房と心室への電気的接
続を有し、患者の心臓の両方の室で電気信号を感知し、
自然の心房収縮を示す信号がない時に心房ペーシング刺
激を供給し、自然の心室収縮を示す信号がない時に心室
ペーシング刺激を供給する。この種の２腔ペースメーカ
ーは、各心房事象後に制御された房室間隔で心室ペーシ
ングパルスを供給することにより、心臓の房室同調性を
維持する。
は、２腔心臓ペーシングによる治療が有効なことが、文
献的にわかっている。現代の多重モード２腔心臓ペース
メーカーは、損傷したか、羅病して自律できなくなった
心臓の房室同調性を維持することが目的である。例え
ば、ＤＤＤペースメーカーは、心房と心室への電気的接
続を有し、患者の心臓の両方の室で電気信号を感知し、
自然の心房収縮を示す信号がない時に心房ペーシング刺
激を供給し、自然の心室収縮を示す信号がない時に心室
ペーシング刺激を供給する。この種の２腔ペースメーカ
ーは、各心房事象後に制御された房室間隔で心室ペーシ
ングパルスを供給することにより、心臓の房室同調性を
維持する。
【０００５】ＨＯＣＭで苦しむ患者を、心室ペーシング
パルスを感知されたかペーシングされた心房脱分極とタ
イミングをとって同調供給するという２腔ペーシングの
特定モードで救えるかもしれないという研究がある。自
発的房室心ブロック伝導が左心室を活動化する前に、右
心室肺尖をペーシングすると、心室中隔の活動パターン
を変更すると考えられる。これは中隔の左方への運動を
減少させ、それによってＬＶＯＴ閉塞症と大動脈下の圧
力勾配を減少させる。
パルスを感知されたかペーシングされた心房脱分極とタ
イミングをとって同調供給するという２腔ペーシングの
特定モードで救えるかもしれないという研究がある。自
発的房室心ブロック伝導が左心室を活動化する前に、右
心室肺尖をペーシングすると、心室中隔の活動パターン
を変更すると考えられる。これは中隔の左方への運動を
減少させ、それによってＬＶＯＴ閉塞症と大動脈下の圧
力勾配を減少させる。
【０００６】心室捕捉を達成することの重要性を強調
し、ＨＯＣＭ患者のための同期されたＡ−Ｖペーシング
の考え得る利点を一様に確認している文献がある。「完
全な心室捕捉」を引き起こすことは、上述の中隔動作を
得るために重要であるが、完全な心室捕捉を達成する最
長の房室遅延を選択することは、心室充満に対する心房
の寄与を最大にするために重要である。米国出願第０８
／２１４，９３３号（出願日１９９４年３月１７日、発
明の名称Ｍｅｔｈｏｄａｎｄ Ａｐｐａｒａｔｕｓ Ｆ
ｏｒ Ｄｕａｌ Ｃｈａｍｂｅｒ Ｃａｒｄｉａｃ Ｐ
ａｃｉｎｇ）を参照されたい。供給するペーシングパル
スは、「早期興奮」（ｐｒｅ−ｅｘｃｉｔａｔｉｏ
ｎ）、即ち中隔の前の心室肺尖の脱分極を供給すべきで
ある。この変更された中隔の収縮のパターンが、最適な
左心室充満だけでなく、ペースメーカー治療のこのモー
ドにとって重要であることがほぼ認識されている。ま
た、そのような同期された房室ペーシングをＨＯＣＭ患
者に供給すると、長期の効果、即ちペーシングの休止後
に残る効果を確立するように思われる。そのような房室
ペーシングが、ペーシングの休止後に洞調律で持続する
ＬＶＯＴ閉塞症の減少を引き起こすからである。
し、ＨＯＣＭ患者のための同期されたＡ−Ｖペーシング
の考え得る利点を一様に確認している文献がある。「完
全な心室捕捉」を引き起こすことは、上述の中隔動作を
得るために重要であるが、完全な心室捕捉を達成する最
長の房室遅延を選択することは、心室充満に対する心房
の寄与を最大にするために重要である。米国出願第０８
／２１４，９３３号（出願日１９９４年３月１７日、発
明の名称Ｍｅｔｈｏｄａｎｄ Ａｐｐａｒａｔｕｓ Ｆ
ｏｒ Ｄｕａｌ Ｃｈａｍｂｅｒ Ｃａｒｄｉａｃ Ｐ
ａｃｉｎｇ）を参照されたい。供給するペーシングパル
スは、「早期興奮」（ｐｒｅ−ｅｘｃｉｔａｔｉｏ
ｎ）、即ち中隔の前の心室肺尖の脱分極を供給すべきで
ある。この変更された中隔の収縮のパターンが、最適な
左心室充満だけでなく、ペースメーカー治療のこのモー
ドにとって重要であることがほぼ認識されている。ま
た、そのような同期された房室ペーシングをＨＯＣＭ患
者に供給すると、長期の効果、即ちペーシングの休止後
に残る効果を確立するように思われる。そのような房室
ペーシングが、ペーシングの休止後に洞調律で持続する
ＬＶＯＴ閉塞症の減少を引き起こすからである。
【０００７】文献的には、ＡＶ補充収縮間隔は、異なる
運動レベルで心室捕捉を維持する最長持続期間にセット
されるべきであることが示されている。上記ＭｃＤｏｎ
ａｌｄ論文を参照されたい。ペーシングパルスによる心
室の最大早期興奮のために許容されるＡＶ補充収縮間隔
は、最も幅の広いペーシングＱＲＳ群持続期間を生じさ
せるＡＶ補充収縮間隔を決定することによって選択され
得ることが指摘されている。Ｆａｎａｎａｐａｚｉｒ等
のＣｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ第８巻、第６号、１９９２年
６月、第２１４９−２１６１頁によって「Ｉｍｐａｃｔ
ｏｆ Ｄｕａｌ Ｃｈａｍｂｅｒ Ｐｅｒｍａｎｅｎ
ｔ Ｐａｃｉｎｇ ｉｎ Ｐａｔｉｅｎｔｓ Ｗｉｔｈ
Ｏｂｓｔｒｕｃｔｉｖｅ Ｈｙｐｅｒｔｒｏｐｈｉｃ
Ｃａｒｄｉｏｍｙｏｐａｔｈｙ Ｗｉｔｈ Ｓｙｍｐ
ｔｏｍｓ Ｒｅｆｒａｃｔｏｒｙｔｏ Ｖｅｒａｐａｍ
ｉｌ ａｎｄ Ｂ−Ａｄｒｅｎｅｒｇｉｃ Ｂｌｏｃｋ
ｅｒ Ｔｈｅｒａｐｙ」を参照されたい。
運動レベルで心室捕捉を維持する最長持続期間にセット
されるべきであることが示されている。上記ＭｃＤｏｎ
ａｌｄ論文を参照されたい。ペーシングパルスによる心
室の最大早期興奮のために許容されるＡＶ補充収縮間隔
は、最も幅の広いペーシングＱＲＳ群持続期間を生じさ
せるＡＶ補充収縮間隔を決定することによって選択され
得ることが指摘されている。Ｆａｎａｎａｐａｚｉｒ等
のＣｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ第８巻、第６号、１９９２年
６月、第２１４９−２１６１頁によって「Ｉｍｐａｃｔ
ｏｆ Ｄｕａｌ Ｃｈａｍｂｅｒ Ｐｅｒｍａｎｅｎ
ｔ Ｐａｃｉｎｇ ｉｎ Ｐａｔｉｅｎｔｓ Ｗｉｔｈ
Ｏｂｓｔｒｕｃｔｉｖｅ Ｈｙｐｅｒｔｒｏｐｈｉｃ
Ｃａｒｄｉｏｍｙｏｐａｔｈｙ Ｗｉｔｈ Ｓｙｍｐ
ｔｏｍｓ Ｒｅｆｒａｃｔｏｒｙｔｏ Ｖｅｒａｐａｍ
ｉｌ ａｎｄ Ｂ−Ａｄｒｅｎｅｒｇｉｃ Ｂｌｏｃｋ
ｅｒ Ｔｈｅｒａｐｙ」を参照されたい。
【０００８】周期的に内因性のＡＶ伝導時間（ＡＶＣ）
の値を決定するためにチェックし、ＡＶ補充収縮間隔を
得るためにそこから心室感知オフセット間隔（ＶＳＯ）
を減算するというペースメーカーが知られている。完全
な捕捉から生じる心室脱分極の波形が見つけられて比較
のために記録された後、一個以上の心室感知事象の結果
によりＡＶ補充収縮間隔は延長された値にセットされ
る。ＡＶＣ値は、心房事象と感知されたＲ波の間の時間
差として決定される。この後、ペースメーカーが良い捕
捉を示す波形を伴うＲ波を見い出すまで、ペースメーカ
ーＡＶ補充収縮間隔はさらに減少させられる。ＡＶＣと
ＡＶの捕捉値の間の差はＵＳＯであり、その後ペースメ
ーカーはＡＶ＝ＡＶＣ−ＶＳＯをセットする。
の値を決定するためにチェックし、ＡＶ補充収縮間隔を
得るためにそこから心室感知オフセット間隔（ＶＳＯ）
を減算するというペースメーカーが知られている。完全
な捕捉から生じる心室脱分極の波形が見つけられて比較
のために記録された後、一個以上の心室感知事象の結果
によりＡＶ補充収縮間隔は延長された値にセットされ
る。ＡＶＣ値は、心房事象と感知されたＲ波の間の時間
差として決定される。この後、ペースメーカーが良い捕
捉を示す波形を伴うＲ波を見い出すまで、ペースメーカ
ーＡＶ補充収縮間隔はさらに減少させられる。ＡＶＣと
ＡＶの捕捉値の間の差はＵＳＯであり、その後ペースメ
ーカーはＡＶ＝ＡＶＣ−ＶＳＯをセットする。
【０００９】ＨＯＣＭ患者の同期ペーシングのための先
行技術では、房室遅延かＡＶ補充収縮間隔を周期的に評
価する必要性が認識されている。患者の自発的房室心ブ
ロック伝導時間は、例えば静止から運動状態への変化時
に、心拍数と共に変わる。さらに、ベータブロッカーの
ような同時薬剤治療がＡＶ伝導時間を変更し、房室遅延
についての評価の更新を必要とするかもしれない。完全
な心室捕捉を確実にするために、もし房室遅延があまり
に短い値に調整されると、心室充満への心房寄与が損な
われる。しかしながら、もしＡＶ補充収縮間隔が、あま
りに大きな値に調整されると、心室捕捉は損なわれ、そ
して心室ペーシングの発現がなくなったり、あるいは心
室ペーシングがＬＶＯＴ閉塞症の最も望ましい減少に寄
与しなくなるかもしれない。それゆえに、この治療で
は、ＡＶ補充収縮間隔を連続的に調整することができる
ようにするために、供給した心室ペーシングパルスによ
る効果を与えるには長過ぎるＡＶ遅延が生じるような自
然の心拍の発現を避ける一方で、内因性のＡＶ伝導時間
を安全に短い値に確実に位置させることが重要である。
行技術では、房室遅延かＡＶ補充収縮間隔を周期的に評
価する必要性が認識されている。患者の自発的房室心ブ
ロック伝導時間は、例えば静止から運動状態への変化時
に、心拍数と共に変わる。さらに、ベータブロッカーの
ような同時薬剤治療がＡＶ伝導時間を変更し、房室遅延
についての評価の更新を必要とするかもしれない。完全
な心室捕捉を確実にするために、もし房室遅延があまり
に短い値に調整されると、心室充満への心房寄与が損な
われる。しかしながら、もしＡＶ補充収縮間隔が、あま
りに大きな値に調整されると、心室捕捉は損なわれ、そ
して心室ペーシングの発現がなくなったり、あるいは心
室ペーシングがＬＶＯＴ閉塞症の最も望ましい減少に寄
与しなくなるかもしれない。それゆえに、この治療で
は、ＡＶ補充収縮間隔を連続的に調整することができる
ようにするために、供給した心室ペーシングパルスによ
る効果を与えるには長過ぎるＡＶ遅延が生じるような自
然の心拍の発現を避ける一方で、内因性のＡＶ伝導時間
を安全に短い値に確実に位置させることが重要である。
【００１０】
【課題を解決するための手段】本発明は、ＨＯＣＭ患者
での２腔ペーシング治療のための自動的ＡＶ遅延アルゴ
リズムの根拠として心室融合収縮検知を利用する装置と
方法を提供する。２腔ペースメーカーの房室間隔を自然
の伝導時間とほぼ同じ値にセットするとき、心室ペーシ
ングパルスは、自然のＲ波と同時に発生し、「融合」と
して知られる状態が結果として生じる。この状態は、必
ずしも有害ではないが、ペーシングパルスのエネルギー
が心臓の組織で無駄にされペーシングパルスに応答しな
いので、望ましくないものとして見られていた。融合が
生じるとき、結果として生じるＲ波の形態は、自然のＱ
ＲＳ群波形や供給されたペーシングパルスによる最大捕
捉の結果とは異なる。この形態変化は、Ｒ波とＴ波の周
波数内容の変化を含む。また、ペーシングパルスによっ
て誘発されるＴ波の振幅は、融合が達成されるときに減
少する。自然の心室脱分極（ＶＳ）の後のＴ波の振幅
は、Ｔ波感知アンプで感知するにはあまりに低い。従っ
て、連続した心室刺激パルスを、内因性の房室間隔に向
けて連続して増大する房室遅延を伴って供給すれば、Ｔ
波形態の変化、特にＴ波振幅の減少が、房室間隔が融合
収縮を生じさせる値に近づくのにつれてと観察できる。
従って、概ねオフセットを差し引いた内因性のＰＲ間隔
（ＡＶＣ）に対応する房室遅延が融合が生じる値（ＡＶ
ｆｕｓ）に近づくときの、及び近づくにつれての指標と
してＴ波応答をモニターするペースメーカーを提供する
ことができる。ペースメーカーは、融合が生じる少し前
に心室ペーシングパルスを供給するために、ペースメー
カーＡＶ補充収縮間隔（ＡＶｅｓｃ）を調整するために
この情報を利用する。融合拍動中に現れる心室ペーシン
グパルスは、最大限の捕捉を提供せず、ペースメーカー
によって使用されるＡＶｅｓｃの動的最大範囲として融
合の開始を使用することが望まれる。
での２腔ペーシング治療のための自動的ＡＶ遅延アルゴ
リズムの根拠として心室融合収縮検知を利用する装置と
方法を提供する。２腔ペースメーカーの房室間隔を自然
の伝導時間とほぼ同じ値にセットするとき、心室ペーシ
ングパルスは、自然のＲ波と同時に発生し、「融合」と
して知られる状態が結果として生じる。この状態は、必
ずしも有害ではないが、ペーシングパルスのエネルギー
が心臓の組織で無駄にされペーシングパルスに応答しな
いので、望ましくないものとして見られていた。融合が
生じるとき、結果として生じるＲ波の形態は、自然のＱ
ＲＳ群波形や供給されたペーシングパルスによる最大捕
捉の結果とは異なる。この形態変化は、Ｒ波とＴ波の周
波数内容の変化を含む。また、ペーシングパルスによっ
て誘発されるＴ波の振幅は、融合が達成されるときに減
少する。自然の心室脱分極（ＶＳ）の後のＴ波の振幅
は、Ｔ波感知アンプで感知するにはあまりに低い。従っ
て、連続した心室刺激パルスを、内因性の房室間隔に向
けて連続して増大する房室遅延を伴って供給すれば、Ｔ
波形態の変化、特にＴ波振幅の減少が、房室間隔が融合
収縮を生じさせる値に近づくのにつれてと観察できる。
従って、概ねオフセットを差し引いた内因性のＰＲ間隔
（ＡＶＣ）に対応する房室遅延が融合が生じる値（ＡＶ
ｆｕｓ）に近づくときの、及び近づくにつれての指標と
してＴ波応答をモニターするペースメーカーを提供する
ことができる。ペースメーカーは、融合が生じる少し前
に心室ペーシングパルスを供給するために、ペースメー
カーＡＶ補充収縮間隔（ＡＶｅｓｃ）を調整するために
この情報を利用する。融合拍動中に現れる心室ペーシン
グパルスは、最大限の捕捉を提供せず、ペースメーカー
によって使用されるＡＶｅｓｃの動的最大範囲として融
合の開始を使用することが望まれる。
【０００９】そこで本発明のペースメーカー装置と同方
法では、ペースメーカーは、完全心室捕捉を最大にする
ために、ＡＶｆｕｓの最大限の範囲内の房室遅延を調整
するアルゴリズムを使用する。最適の早期興奮を維持す
ることにＡＶｅｓｃを適合させるために、ペースメーカ
ーは、心室融合の開始が検出されるまで房室遅延を増大
するようにプログラムが組まれている。心室融合検知か
融合の開始に続いて、ＡＶｅｓｃがすぐに完全心室捕捉
を保証する値に短縮され、それに続いて、心室融合が再
び検出されるまで、ＡＶｅｓｃは脈拍ごとに増大され
る。ＡＶｅｓｃを調整するための制御変数として心室融
合を使用することによって、ＡＶｅｓｃの連続的、自動
的調整が提供され、ほぼ完全な融合開始の捕捉の場合以
外のペーシングパルスによる連続的捕捉を伴って、内因
性の房室伝導より小さい動的範囲内にＡＶｅｓｃを保持
する。この装置では、本発明のペースメーカーが、感知
された心室事象か複数の融合収縮をも被ることの必要性
を排除する一方で、心室充満のために最適の房室遅延を
提供し、それによって、ＨＯＣＭ患者のためのペーシン
グ治療の効果を最大にする。
法では、ペースメーカーは、完全心室捕捉を最大にする
ために、ＡＶｆｕｓの最大限の範囲内の房室遅延を調整
するアルゴリズムを使用する。最適の早期興奮を維持す
ることにＡＶｅｓｃを適合させるために、ペースメーカ
ーは、心室融合の開始が検出されるまで房室遅延を増大
するようにプログラムが組まれている。心室融合検知か
融合の開始に続いて、ＡＶｅｓｃがすぐに完全心室捕捉
を保証する値に短縮され、それに続いて、心室融合が再
び検出されるまで、ＡＶｅｓｃは脈拍ごとに増大され
る。ＡＶｅｓｃを調整するための制御変数として心室融
合を使用することによって、ＡＶｅｓｃの連続的、自動
的調整が提供され、ほぼ完全な融合開始の捕捉の場合以
外のペーシングパルスによる連続的捕捉を伴って、内因
性の房室伝導より小さい動的範囲内にＡＶｅｓｃを保持
する。この装置では、本発明のペースメーカーが、感知
された心室事象か複数の融合収縮をも被ることの必要性
を排除する一方で、心室充満のために最適の房室遅延を
提供し、それによって、ＨＯＣＭ患者のためのペーシン
グ治療の効果を最大にする。
【００１０】好ましくは、ＡＶｅｓｃを調整するための
駆動変数は、Ｔ波検知である。本発明の装置は、Ｔ波振
幅をモニターし、このＴ波振幅がＴ波検知の失敗を表示
するために十分な絶対的あるいは相対的な量だけ降下す
るかを決め、融合か融合開始を表示する。ペースメーカ
ーはまずＡＶｅｓｃ中の攻撃的な減少をたとえば２０ｍ
秒に制定するよう応答し、その後、連続したペースメー
カー周期の間にＡＶｅｓｃをインクリメントするための
プログラムを実行し、ＡＶｆｕｓの先行実測値の方へＡ
Ｖｅｓｃを戻す。好ましくは、ＡＶｅｓｃがＡＶｆｕｓ
の先行決定する値に近づくにつれて、ＡＶｅｓｃはより
短い増分で増大され、それによって内因性の房室導通期
間の終了前に供給するペーシングパルス数を最大にす
る。
駆動変数は、Ｔ波検知である。本発明の装置は、Ｔ波振
幅をモニターし、このＴ波振幅がＴ波検知の失敗を表示
するために十分な絶対的あるいは相対的な量だけ降下す
るかを決め、融合か融合開始を表示する。ペースメーカ
ーはまずＡＶｅｓｃ中の攻撃的な減少をたとえば２０ｍ
秒に制定するよう応答し、その後、連続したペースメー
カー周期の間にＡＶｅｓｃをインクリメントするための
プログラムを実行し、ＡＶｆｕｓの先行実測値の方へＡ
Ｖｅｓｃを戻す。好ましくは、ＡＶｅｓｃがＡＶｆｕｓ
の先行決定する値に近づくにつれて、ＡＶｅｓｃはより
短い増分で増大され、それによって内因性の房室導通期
間の終了前に供給するペーシングパルス数を最大にす
る。
【００１１】
【発明の実施の形態】以下本発明の実施の形態を図面を
参照して説明する。図１は、密閉シールしたハウジング
８を有し、一般的にはチタンのような生物学的適応性金
属で作った２腔ペースメーカー６の外部の構造を示す。
カバー８の頂部にコネクターブロックアセンブリ１２が
取り付けられ、リード１４と１６の近位端に位置する電
気的コネクターを受け入れている。リード１６は、２つ
の電極２０と２１を担持している心房ペーシングリード
である。電極２０と２１は心房脱分極を感知し、心房ペ
ーシングパルスを供給するために使用される。心房ペー
シングパルスは、電極２０と電極２１の間で或いはペー
スメーカー６の電極２１とハウジング８の間で供給され
る。心房脱分極の感知は、電極２０と電極２１の間で或
いは電極２０と２１のどちらかとペースメーカー６のハ
ウジング８の間でも生じ得る。
参照して説明する。図１は、密閉シールしたハウジング
８を有し、一般的にはチタンのような生物学的適応性金
属で作った２腔ペースメーカー６の外部の構造を示す。
カバー８の頂部にコネクターブロックアセンブリ１２が
取り付けられ、リード１４と１６の近位端に位置する電
気的コネクターを受け入れている。リード１６は、２つ
の電極２０と２１を担持している心房ペーシングリード
である。電極２０と２１は心房脱分極を感知し、心房ペ
ーシングパルスを供給するために使用される。心房ペー
シングパルスは、電極２０と電極２１の間で或いはペー
スメーカー６の電極２１とハウジング８の間で供給され
る。心房脱分極の感知は、電極２０と電極２１の間で或
いは電極２０と２１のどちらかとペースメーカー６のハ
ウジング８の間でも生じ得る。
【００１２】同様にリード１４は、２つの電極２８と２
９を担持している心室双極ペーシングリードを示す。心
房のリード１６と関連して上記したように、電極２８、
２９は感知に使用され、心室をペーシングする。心室ペ
ーシングは電極２９と２８の間で或いはペースメーカー
６の電極２９と導電性のハウジング８の間でなされる。
心室信号のセンシングと脱分極（ＱＲＳ群波と）再分極
（Ｔ波）は、電極２９と２８の間で或いは電極２９と２
８のどちらかとペースメーカー６のハウジング８の間で
もなし得る。
９を担持している心室双極ペーシングリードを示す。心
房のリード１６と関連して上記したように、電極２８、
２９は感知に使用され、心室をペーシングする。心室ペ
ーシングは電極２９と２８の間で或いはペースメーカー
６の電極２９と導電性のハウジング８の間でなされる。
心室信号のセンシングと脱分極（ＱＲＳ群波と）再分極
（Ｔ波）は、電極２９と２８の間で或いは電極２９と２
８のどちらかとペースメーカー６のハウジング８の間で
もなし得る。
【００１３】本出願で論じるように、ペースメーカー６
の好ましい例は、ＤＤＤかＤＤＤＲペーシングモードで
作動し、ペーシングパルスが心房と心室に送られ、心房
及び心室の脱分極は、それらが検出された室で次のスケ
ジュールされたペーシングパルスの供給抑止に効果的で
ある。ＤＤＤＲは、薬で誘発される変時性無能力を有す
る患者のために用いられ得る。本発明は、ＤＤＤかＤＤ
ＤＲペーシングモードで作動しているペースメーカーに
最適と思われる。またある患者では、感知された心房脱
分極にだけ同期した心室ペーシングパルスを供給する
か、それぞれ患者の特定の潜在的心臓状態に基づいて心
房ペーシングパルスを供給するだけであるＶＤＤかＤＶ
Ｉモードで装置を作動することに効果がある。しかしな
がらＤＤＤかＤＤＤＲモードが本発明を実施するため
に、最も広く使用されるモードである。
の好ましい例は、ＤＤＤかＤＤＤＲペーシングモードで
作動し、ペーシングパルスが心房と心室に送られ、心房
及び心室の脱分極は、それらが検出された室で次のスケ
ジュールされたペーシングパルスの供給抑止に効果的で
ある。ＤＤＤＲは、薬で誘発される変時性無能力を有す
る患者のために用いられ得る。本発明は、ＤＤＤかＤＤ
ＤＲペーシングモードで作動しているペースメーカーに
最適と思われる。またある患者では、感知された心房脱
分極にだけ同期した心室ペーシングパルスを供給する
か、それぞれ患者の特定の潜在的心臓状態に基づいて心
房ペーシングパルスを供給するだけであるＶＤＤかＤＶ
Ｉモードで装置を作動することに効果がある。しかしな
がらＤＤＤかＤＤＤＲモードが本発明を実施するため
に、最も広く使用されるモードである。
【００１４】図２は、心臓１０に接続したものとして図
１で示されたペースメーカーのブロック機能図である。
図示の回路は、全てペースメーカーの導電性のハウジン
グ８内に位置する。そして、双極リード１４、１６は、
回路に直接結合したものとして図示される。しかしなが
ら、もちろん実際の装置では、それらは図１で示したコ
ネクターブロック１２に挿入された着脱可能な電気的コ
ネクターによって結合される。
１で示されたペースメーカーのブロック機能図である。
図示の回路は、全てペースメーカーの導電性のハウジン
グ８内に位置する。そして、双極リード１４、１６は、
回路に直接結合したものとして図示される。しかしなが
ら、もちろん実際の装置では、それらは図１で示したコ
ネクターブロック１２に挿入された着脱可能な電気的コ
ネクターによって結合される。
【００１５】概ねペースメーカーは、マイクロコンピュ
ーター回路３０２とペーシング回路３２０に分割され
る。パルス発生出力増幅回路３４０は、リード１６上の
心房電極２０、２１により心臓１０へ接続した心房パル
ス発生出力増幅回路結合だけでなく、リード１４上の電
極２９、２８により心臓１０へ接続した心室パルス発生
出力増幅回路結合を含む。同様に、ペーシング回路３２
０は、心房及び心室センスアンプをセンスアンプ回路３
６０に含む。センスアップ回路３６０は、リード１４、
１６により、心房と心室に接続する。心室センスアンプ
は、公知の態様で、ＱＲＳ群波及びＴ波信号の分離検知
と識別のために備えられる。パルス発生出力増幅回路３
４０とセンスアンプ回路３６０は、パルス発生器とセン
スアンプを含む。これらは、市販の心臓ペースメーカー
に採用されているものである。タイミングの制御とペー
スメーカー回路の範囲内の他の機能は、タイマーと対応
する論理セットを含むデジタルコントローラー／タイマ
ー回路３００によって供給される。デジタルコントロー
ラー／タイマー回路３３０は、装置の基本的ペーシング
間隔を規定する。ペーシング間隔は、心房感知かペーシ
ングで開始され、呼気において心房ペーシングをトリガ
ーするＡ−Ａ補充収縮間隔の形態を取り得るし、心室感
知かペーシングで開始され、心室パルスペーシングを呼
気でトリガーするＶ−Ｖ補充収縮間隔の形態を取り得
る。後述のように、同様にデジタルコントローラー／タ
イマー回路３３０は、Ａ−Ｖ補充収縮間隔（ＡＶｅｓ
ｃ）を規定する。規定間隔の特定値は、マイクロコンピ
ューター回路３０２により、データ及び制御バス３０６
を介して制御される。感知された心房脱分極は、デジタ
ルコントローラー／タイマー回路３３０にＡ事象線３５
２を介し伝えられ、心室脱分極（ＱＲＳ群波）は、デジ
タルコントローラー／タイマー回路３３０にＶ事象線３
５４を介して伝えられ、そして、心室再分極（Ｔ波）は
回路３３０オンにＴ波線３５３を介して伝えられる。心
室ペーシングパルスの発生をトリガするために、デジタ
ルコントローラー／タイマー回路３３０は、Ｖトリガー
線３４２上にトリガ信号を発生させる。同様に、心房ペ
ーシングパルスをトリガするために、デジタルコントロ
ーラー／タイマー回路３３０は、Ａトリガー線３４４上
にトリガパルスを発生させる。
ーター回路３０２とペーシング回路３２０に分割され
る。パルス発生出力増幅回路３４０は、リード１６上の
心房電極２０、２１により心臓１０へ接続した心房パル
ス発生出力増幅回路結合だけでなく、リード１４上の電
極２９、２８により心臓１０へ接続した心室パルス発生
出力増幅回路結合を含む。同様に、ペーシング回路３２
０は、心房及び心室センスアンプをセンスアンプ回路３
６０に含む。センスアップ回路３６０は、リード１４、
１６により、心房と心室に接続する。心室センスアンプ
は、公知の態様で、ＱＲＳ群波及びＴ波信号の分離検知
と識別のために備えられる。パルス発生出力増幅回路３
４０とセンスアンプ回路３６０は、パルス発生器とセン
スアンプを含む。これらは、市販の心臓ペースメーカー
に採用されているものである。タイミングの制御とペー
スメーカー回路の範囲内の他の機能は、タイマーと対応
する論理セットを含むデジタルコントローラー／タイマ
ー回路３００によって供給される。デジタルコントロー
ラー／タイマー回路３３０は、装置の基本的ペーシング
間隔を規定する。ペーシング間隔は、心房感知かペーシ
ングで開始され、呼気において心房ペーシングをトリガ
ーするＡ−Ａ補充収縮間隔の形態を取り得るし、心室感
知かペーシングで開始され、心室パルスペーシングを呼
気でトリガーするＶ−Ｖ補充収縮間隔の形態を取り得
る。後述のように、同様にデジタルコントローラー／タ
イマー回路３３０は、Ａ−Ｖ補充収縮間隔（ＡＶｅｓ
ｃ）を規定する。規定間隔の特定値は、マイクロコンピ
ューター回路３０２により、データ及び制御バス３０６
を介して制御される。感知された心房脱分極は、デジタ
ルコントローラー／タイマー回路３３０にＡ事象線３５
２を介し伝えられ、心室脱分極（ＱＲＳ群波）は、デジ
タルコントローラー／タイマー回路３３０にＶ事象線３
５４を介して伝えられ、そして、心室再分極（Ｔ波）は
回路３３０オンにＴ波線３５３を介して伝えられる。心
室ペーシングパルスの発生をトリガするために、デジタ
ルコントローラー／タイマー回路３３０は、Ｖトリガー
線３４２上にトリガ信号を発生させる。同様に、心房ペ
ーシングパルスをトリガするために、デジタルコントロ
ーラー／タイマー回路３３０は、Ａトリガー線３４４上
にトリガパルスを発生させる。
【００１６】デジタルコントローラー／タイマー回路３
３０も、センスアンプ回路３６０中のセンスアンプの作
用を制御するために時間間隔を規定する。一般的にはデ
ジタルコントローラー／タイマー回路３３０は、心房ペ
ーシングパルスの供給の後に心房感知を使用不能とする
心房ブランキング間隔と、心房、心室ペーシングパルス
の供給後に心室感知を使用不能心室ブランキング間隔を
規定する。デジタルコントローラー／タイマー回路３３
０は、心房感知が使用不能な心房不応期をも規定する。
この不応期は、感知あるいはペーシングされた心房脱分
極の後に続いてＡＶ補充収縮間隔の開始から、心室脱分
極の予感知か心室ペーシングパルスの供給後の予め定め
た時間まで延びている。同様にデジタルコントローラー
／タイマー回路３３０は、心室感知の後の心室不応期か
心室ペーシングパルスの供給を規定する。それは心室感
知に続く心房不応期かペーシングの部分一般的にはより
短い。デジタルコントローラー／タイマー回路３３０
も、感度調節回路３５０によるセンスアンプ３６０の感
度設定を制御する。この感度調節回路は、ＱＲＳ群波と
Ｔ波を見分けるために利用され得る。この点については
米国特許第４，６６５，９１９号を参照されたい。
３０も、センスアンプ回路３６０中のセンスアンプの作
用を制御するために時間間隔を規定する。一般的にはデ
ジタルコントローラー／タイマー回路３３０は、心房ペ
ーシングパルスの供給の後に心房感知を使用不能とする
心房ブランキング間隔と、心房、心室ペーシングパルス
の供給後に心室感知を使用不能心室ブランキング間隔を
規定する。デジタルコントローラー／タイマー回路３３
０は、心房感知が使用不能な心房不応期をも規定する。
この不応期は、感知あるいはペーシングされた心房脱分
極の後に続いてＡＶ補充収縮間隔の開始から、心室脱分
極の予感知か心室ペーシングパルスの供給後の予め定め
た時間まで延びている。同様にデジタルコントローラー
／タイマー回路３３０は、心室感知の後の心室不応期か
心室ペーシングパルスの供給を規定する。それは心室感
知に続く心房不応期かペーシングの部分一般的にはより
短い。デジタルコントローラー／タイマー回路３３０
も、感度調節回路３５０によるセンスアンプ３６０の感
度設定を制御する。この感度調節回路は、ＱＲＳ群波と
Ｔ波を見分けるために利用され得る。この点については
米国特許第４，６６５，９１９号を参照されたい。
【００１７】図２で示された実施形態では、レート応答
ペーシングの供給を可能にするために、ペースメーカー
は、患者の体動をモニターするピエゾ電気センサー３１
６を備え、規定ペーシングレート（Ａ−Ａ補充収縮間隔
かＶ−Ｖ補充収縮間隔）は酸化血液のための増大された
デマンドと共に増大する。センサー３１６は、感知され
た体動に応じて電気信号を発生させる。体動回路３２２
によって処理されてデジタルコントローラー／タイマー
回路３３０に供給された。体動回路３３２と対応するセ
ンサー３１６は、Ａｎｄｅｒｓｏｎ等の米国特許第５，
０５２，３８８号やＢｅｔｚｏｌｄ等の米国特許第４，
４２８，３７８号に開示された回路に対応する。同様
に、本発明は、酸素センサー、圧力センサー、ｐＨセン
サー及び呼吸センサーのようなレート応答ペーシング能
力を提供することでの使用で知られている全ての他のタ
イプのセンサーと関連しても実施し得る。またＱＴ時間
は、いかなるセンサーも必要でない場合に、レートを示
すパラメーターとして使用され得る。同様に本発明は、
非レート応答ペースメーカーでも実施し得る。
ペーシングの供給を可能にするために、ペースメーカー
は、患者の体動をモニターするピエゾ電気センサー３１
６を備え、規定ペーシングレート（Ａ−Ａ補充収縮間隔
かＶ−Ｖ補充収縮間隔）は酸化血液のための増大された
デマンドと共に増大する。センサー３１６は、感知され
た体動に応じて電気信号を発生させる。体動回路３２２
によって処理されてデジタルコントローラー／タイマー
回路３３０に供給された。体動回路３３２と対応するセ
ンサー３１６は、Ａｎｄｅｒｓｏｎ等の米国特許第５，
０５２，３８８号やＢｅｔｚｏｌｄ等の米国特許第４，
４２８，３７８号に開示された回路に対応する。同様
に、本発明は、酸素センサー、圧力センサー、ｐＨセン
サー及び呼吸センサーのようなレート応答ペーシング能
力を提供することでの使用で知られている全ての他のタ
イプのセンサーと関連しても実施し得る。またＱＴ時間
は、いかなるセンサーも必要でない場合に、レートを示
すパラメーターとして使用され得る。同様に本発明は、
非レート応答ペースメーカーでも実施し得る。
【００１８】図２で示された外部のプログラマー９との
間の伝送は、アンテナ３３４と対応するＲＦ送受信機３
３２によってなされる。ＲＦ送受信機３３２は、受信さ
れたダウンリンクテレメトリーを復調し、アップリンク
テレメトリーを伝送する。電池３１８が電力を供給する
間、水晶発振回路３３８は、回路の基本的タイミングを
とるクロックを供給する。パワーオンリセット回路３３
６は、初期動作条件を規定するための電池への回路の初
期接続に応答し、同様に、低電池状態の検知に応じて装
置の作用状態をリセットする。基準電圧及びバイアス回
路３２６は、固定した基準電圧と電流を、ペーシング回
路３２０内のアナログ回路のために発生させる。ＡＤ変
換器ＡＤＣとマルチプレクサー回路３２８はアナログ信
号と電圧をデジタル化し、ＲＦ送受信機回路３３２を経
たアップリンク伝送のために、センスアンプ３６０から
の心臓信号の実時間テレメトリー供給をする。基準電圧
及びバイアス回路３２６、ＡＤＣ及びマルチプレクサー
３２８と、パワーオンリセット回路（ＰＯＲ）３３６及
び水晶発振回路３３８は、市販の植え込み型の心臓ペー
スメーカーで使用されているものである。
間の伝送は、アンテナ３３４と対応するＲＦ送受信機３
３２によってなされる。ＲＦ送受信機３３２は、受信さ
れたダウンリンクテレメトリーを復調し、アップリンク
テレメトリーを伝送する。電池３１８が電力を供給する
間、水晶発振回路３３８は、回路の基本的タイミングを
とるクロックを供給する。パワーオンリセット回路３３
６は、初期動作条件を規定するための電池への回路の初
期接続に応答し、同様に、低電池状態の検知に応じて装
置の作用状態をリセットする。基準電圧及びバイアス回
路３２６は、固定した基準電圧と電流を、ペーシング回
路３２０内のアナログ回路のために発生させる。ＡＤ変
換器ＡＤＣとマルチプレクサー回路３２８はアナログ信
号と電圧をデジタル化し、ＲＦ送受信機回路３３２を経
たアップリンク伝送のために、センスアンプ３６０から
の心臓信号の実時間テレメトリー供給をする。基準電圧
及びバイアス回路３２６、ＡＤＣ及びマルチプレクサー
３２８と、パワーオンリセット回路（ＰＯＲ）３３６及
び水晶発振回路３３８は、市販の植え込み型の心臓ペー
スメーカーで使用されているものである。
【００１９】マイクロコンピューター回路３０２は、デ
ジタルコントローラー／タイマー３３０の操作可能機能
を制御するために、どのタイミング間隔を採用するかを
指定し、データ及び制御バス３０６を介して種々のタイ
ミング間隔の持続期間を制御する。マイクロコンピュー
ター回路３０２は、マイクロプロセッサ３０４と対応す
るシステムクロック３０８と基板搭載ＲＡＭ回路３１
０、３１２を含む。それに加えて、マイクロコンピュー
ター回路３０２は、分離したＲＡＭ／ＲＯＭチップ３１
４を含む。マイクロプロセッサ３０４は、通常は駆動さ
れた割り込み、動力消費節約モードで作動しており、規
定割り込み事象に応じて起動され、心房、心室ペーシン
グパルスの供給だけでなく心房、心室脱分極を感知す
る。加えて、もし装置がレート応答ペースメーカーとし
て作動するならば、タイミングをとった割り込み、たと
えば周期毎か２秒毎の割り込みが、マイクロプロセッサ
がセンサーデータを分析するのを可能とするために供給
され、装置の基本的レート周期（Ａ−ＡかＶ−Ｖ）を更
新する。加えて、好ましくは、マイクロプロセッサ３０
４は、可変のＡ−Ｖ補充収縮間隔と、基本的レート周期
の持続期間の減少と一緒に持続期間も減少する心房、心
室不応期を規定するのに役に立つ。特にマイクロプロセ
ッサは、図３〜６で示されたルーチンを実行するために
使用される。
ジタルコントローラー／タイマー３３０の操作可能機能
を制御するために、どのタイミング間隔を採用するかを
指定し、データ及び制御バス３０６を介して種々のタイ
ミング間隔の持続期間を制御する。マイクロコンピュー
ター回路３０２は、マイクロプロセッサ３０４と対応す
るシステムクロック３０８と基板搭載ＲＡＭ回路３１
０、３１２を含む。それに加えて、マイクロコンピュー
ター回路３０２は、分離したＲＡＭ／ＲＯＭチップ３１
４を含む。マイクロプロセッサ３０４は、通常は駆動さ
れた割り込み、動力消費節約モードで作動しており、規
定割り込み事象に応じて起動され、心房、心室ペーシン
グパルスの供給だけでなく心房、心室脱分極を感知す
る。加えて、もし装置がレート応答ペースメーカーとし
て作動するならば、タイミングをとった割り込み、たと
えば周期毎か２秒毎の割り込みが、マイクロプロセッサ
がセンサーデータを分析するのを可能とするために供給
され、装置の基本的レート周期（Ａ−ＡかＶ−Ｖ）を更
新する。加えて、好ましくは、マイクロプロセッサ３０
４は、可変のＡ−Ｖ補充収縮間隔と、基本的レート周期
の持続期間の減少と一緒に持続期間も減少する心房、心
室不応期を規定するのに役に立つ。特にマイクロプロセ
ッサは、図３〜６で示されたルーチンを実行するために
使用される。
【００２０】図２の回路は典型例であって、市販のほと
んどのマイクロプロセッサ制御心臓ペースメーカーの一
般の機能的構成に対応する。本発明は、現存するマイク
ロプロセッサ制御２腔ペースメーカーの基本的ハードウ
ェアを使用して、マイクロプロセッサ回路３０２のＲＯ
Ｍ３１２に記憶されたソフトウェアを容易に実施でき
る。しかしながら本発明は、カスタム集積回路かハード
ウェアとソフトウェアの組み合わせによっても実施でき
る。
んどのマイクロプロセッサ制御心臓ペースメーカーの一
般の機能的構成に対応する。本発明は、現存するマイク
ロプロセッサ制御２腔ペースメーカーの基本的ハードウ
ェアを使用して、マイクロプロセッサ回路３０２のＲＯ
Ｍ３１２に記憶されたソフトウェアを容易に実施でき
る。しかしながら本発明は、カスタム集積回路かハード
ウェアとソフトウェアの組み合わせによっても実施でき
る。
【００２１】図３〜５を参照すると、本発明のペースメ
ーカーによって、ＨＯＣＭ治療を提供するために、心室
の最適同期ペーシング用のＡＶｅｓｃを調整する方法を
遂行するために取られる処理ステップの一般フローチャ
ートが示される。このフローチャートのステップは、マ
イクロコンピューター回路３０２によって実行される。
これはＨＯＣＭ治療のためにＡＶｅｓｃを制御すること
に関係があるステップを簡単に説明しているフローチャ
ートであり、典型的な２腔ペースメーカーの各周期間に
生じる多くの他のステップと応答を含まない。図３〜５
で示された論理では、心房ペーシングパルス後の内因性
のＡＶ伝導時間が感知された心房脱分極を米国出願第０
８／２１４，９３３号で「心房感知オフセット」或いは
ＡＳＯとして述べられた量だけ超えることがわかる。心
房ペーシングに続くＡＶｅｓｃがＰＡＶとして規定さ
れ、心房感知に続くＡＶｅｓｃがＳＡＶとして規定さ
れ、そしてＰＡＶ＝ＳＡＶ＋ＡＳＯとされる。一方、本
発明はＳＡＶとＰＡＶの分離した値を発生させるように
示されるが、本発明はこれに限定されない。
ーカーによって、ＨＯＣＭ治療を提供するために、心室
の最適同期ペーシング用のＡＶｅｓｃを調整する方法を
遂行するために取られる処理ステップの一般フローチャ
ートが示される。このフローチャートのステップは、マ
イクロコンピューター回路３０２によって実行される。
これはＨＯＣＭ治療のためにＡＶｅｓｃを制御すること
に関係があるステップを簡単に説明しているフローチャ
ートであり、典型的な２腔ペースメーカーの各周期間に
生じる多くの他のステップと応答を含まない。図３〜５
で示された論理では、心房ペーシングパルス後の内因性
のＡＶ伝導時間が感知された心房脱分極を米国出願第０
８／２１４，９３３号で「心房感知オフセット」或いは
ＡＳＯとして述べられた量だけ超えることがわかる。心
房ペーシングに続くＡＶｅｓｃがＰＡＶとして規定さ
れ、心房感知に続くＡＶｅｓｃがＳＡＶとして規定さ
れ、そしてＰＡＶ＝ＳＡＶ＋ＡＳＯとされる。一方、本
発明はＳＡＶとＰＡＶの分離した値を発生させるように
示されるが、本発明はこれに限定されない。
【００２２】ブロック４０１で、図３〜５のルーチン
は、心房事象と思われるものを待っている。事象が生じ
ると、ルーチンはブロック４０２に行って、心房補充収
縮間隔（Ａｅｓｃ）のタイムアウトが存在したかどうか
決める。もしＹＥＳならば心房ペーシング（ＡＰ）を供
給するべきであるということをこれは示し、ブロック４
０４で行われる。それからブロック４０６でルーチンは
ＰＡＶにＡＶｅｓｃをセットて、ＡＶｅｓｃのタイムア
ウトを開始するために、ブロック４１２に行く。ブロッ
ク４０２に戻ると、もしＡｅｓｃのタイムアウトが存在
しなければ、ペースメーカーはブロック４０８に進ん
で、初期の心室感知（ＶＳ）が存在したかどうか決め
る。ＹＥＳであれば、ルーチンはブロック４０９に分岐
し、適切にタイミングをリセットし、その後ブロック４
０１に戻る。しかしながら、通常はブロック４０８で事
象がＶＳでなければ、心房感知（ＡＳ）であったという
ことを意味し、ルーチンはブロック４１０に進み、ＳＡ
Ｖの現在の値にＡＶｅｓｃをセットする。この後、ルー
チンはブロック４１２に行き、心房補充収縮間隔Ａｅｓ
ｃのタイムアウトとＡＶ補充収縮間隔ＡＶｅｓｃ（ＳＡ
ＶかＰＡＶ）のタイムアウトを開始する。それからブロ
ック４１４で、ペースメーカーは次の事象（通常は１つ
の心室事象）を待つ。ブロック４１５でペースメーカー
は、事象がＡＶｅｓｃのタイムアウトであったかどうか
の最初の決定によって事象に応答する。ＮＯであれば、
心室感知が存在したということを意味し、ペースメーカ
ーは、ブロック４１７に進み、ＰＡＶとＳＡＶを次の心
室ペーシングパルスによって捕捉を確実にするより短い
値にリセットする。例えば、ＡＶｅｓｃの後続するタイ
ムアウトが心室捕捉を確実にするのに十分早く生じるこ
とを保証するために、これらの値の各々を５０ミリ秒で
デクリメントすることができる。しかしながら、後述の
アルゴリズムは、ＶＳの発生を避けることが目的であ
り、ペースメーカーは、めったにこの経路を取るべきで
はない。
は、心房事象と思われるものを待っている。事象が生じ
ると、ルーチンはブロック４０２に行って、心房補充収
縮間隔（Ａｅｓｃ）のタイムアウトが存在したかどうか
決める。もしＹＥＳならば心房ペーシング（ＡＰ）を供
給するべきであるということをこれは示し、ブロック４
０４で行われる。それからブロック４０６でルーチンは
ＰＡＶにＡＶｅｓｃをセットて、ＡＶｅｓｃのタイムア
ウトを開始するために、ブロック４１２に行く。ブロッ
ク４０２に戻ると、もしＡｅｓｃのタイムアウトが存在
しなければ、ペースメーカーはブロック４０８に進ん
で、初期の心室感知（ＶＳ）が存在したかどうか決め
る。ＹＥＳであれば、ルーチンはブロック４０９に分岐
し、適切にタイミングをリセットし、その後ブロック４
０１に戻る。しかしながら、通常はブロック４０８で事
象がＶＳでなければ、心房感知（ＡＳ）であったという
ことを意味し、ルーチンはブロック４１０に進み、ＳＡ
Ｖの現在の値にＡＶｅｓｃをセットする。この後、ルー
チンはブロック４１２に行き、心房補充収縮間隔Ａｅｓ
ｃのタイムアウトとＡＶ補充収縮間隔ＡＶｅｓｃ（ＳＡ
ＶかＰＡＶ）のタイムアウトを開始する。それからブロ
ック４１４で、ペースメーカーは次の事象（通常は１つ
の心室事象）を待つ。ブロック４１５でペースメーカー
は、事象がＡＶｅｓｃのタイムアウトであったかどうか
の最初の決定によって事象に応答する。ＮＯであれば、
心室感知が存在したということを意味し、ペースメーカ
ーは、ブロック４１７に進み、ＰＡＶとＳＡＶを次の心
室ペーシングパルスによって捕捉を確実にするより短い
値にリセットする。例えば、ＡＶｅｓｃの後続するタイ
ムアウトが心室捕捉を確実にするのに十分早く生じるこ
とを保証するために、これらの値の各々を５０ミリ秒で
デクリメントすることができる。しかしながら、後述の
アルゴリズムは、ＶＳの発生を避けることが目的であ
り、ペースメーカーは、めったにこの経路を取るべきで
はない。
【００２３】ブロック４１５でＡＶｅｓｃのタイムアウ
トが存在したならば、ペースメーカーはブロック４１８
に進んでＶペーシングを供給する。ルーチンは、この後
にブロック４２０に進んで房室データをモニターする。
上述のように、このデータは好ましくはＴ波振幅かＴ波
形態である。このデータを入手すると、ペースメーカー
が、ＡＶｅｓｃを最大にするための予め定められたアル
ゴリズムに従って、結果として生じる早期興奮を最適化
するために、ブロック４２２においてＰＡＶとＳＡＶの
値を調整する。この後に、ルーチンはブロック４０１に
戻り、次の心房か心室事象（ＰＶＣ）待つ。
トが存在したならば、ペースメーカーはブロック４１８
に進んでＶペーシングを供給する。ルーチンは、この後
にブロック４２０に進んで房室データをモニターする。
上述のように、このデータは好ましくはＴ波振幅かＴ波
形態である。このデータを入手すると、ペースメーカー
が、ＡＶｅｓｃを最大にするための予め定められたアル
ゴリズムに従って、結果として生じる早期興奮を最適化
するために、ブロック４２２においてＰＡＶとＳＡＶの
値を調整する。この後に、ルーチンはブロック４０１に
戻り、次の心房か心室事象（ＰＶＣ）待つ。
【００２４】好ましい実施形態では房室データをモニタ
ーし、各ペースメーカー周期ごとにＡＶｅｓｃを調整し
ているが、本発明ではこれらのステップは、他の周期的
あるいはプログラムされた根拠で行うことができる。
ーし、各ペースメーカー周期ごとにＡＶｅｓｃを調整し
ているが、本発明ではこれらのステップは、他の周期的
あるいはプログラムされた根拠で行うことができる。
【００２５】図６を参照すると、ブロック４２２に対応
して実行されるステップの簡単なフローチャートが示さ
れる。ブロック４２２は、融合に対応する値の方へＡＶ
ｅｓｃを動かすための調査かスキャンを含む。モニター
されたデータに基づいて、ブロック４２４でＡＶが調整
されるべきであるかどうかペースメーカーは決める。も
しＹＥＳ。ならばルーチンは、ブロック４２５で示すよ
うにＰＡＶとＳＡＶを調整する。しかしながら、ＮＯで
あれば調整が適切であり、ルーチンはブロック４２６に
行く。そしてペースメーカーが房室調査かスキャンを行
うようにプログラムが組まれているかどうか決める。Ｎ
Ｏであればルーチンは終了する。しかしながら、もしサ
ーチすることがプログラムされていればブロック４２７
に行き、予め定められた調査ルーチンに従ってＡＶｅｓ
ｃを調整する。調査ルーチンは、融合値へＡＶｅｓｃを
向けることが目的である。調査ルーチンは、プログラム
されたルーチンでもあり得る。たとえば、ルーチンの１
つを図５Ｂ、５Ｃ、５Ｄ、５Ｅで示す。
して実行されるステップの簡単なフローチャートが示さ
れる。ブロック４２２は、融合に対応する値の方へＡＶ
ｅｓｃを動かすための調査かスキャンを含む。モニター
されたデータに基づいて、ブロック４２４でＡＶが調整
されるべきであるかどうかペースメーカーは決める。も
しＹＥＳ。ならばルーチンは、ブロック４２５で示すよ
うにＰＡＶとＳＡＶを調整する。しかしながら、ＮＯで
あれば調整が適切であり、ルーチンはブロック４２６に
行く。そしてペースメーカーが房室調査かスキャンを行
うようにプログラムが組まれているかどうか決める。Ｎ
Ｏであればルーチンは終了する。しかしながら、もしサ
ーチすることがプログラムされていればブロック４２７
に行き、予め定められた調査ルーチンに従ってＡＶｅｓ
ｃを調整する。調査ルーチンは、融合値へＡＶｅｓｃを
向けることが目的である。調査ルーチンは、プログラム
されたルーチンでもあり得る。たとえば、ルーチンの１
つを図５Ｂ、５Ｃ、５Ｄ、５Ｅで示す。
【００２６】図５を参照すると、走査やサーチだけでな
く、ＡＶを調整するための単純なルーチンを要約した簡
単なフローチャートが示される。ブロック４２９でＶ感
知が存在したかどうかルーチンは決める。もしＹＥＳな
らばルーチンは、ブロック４３０に分岐し、Δ１、たと
えば、２５か５０ミリ秒でＡＶをデクリメントする。し
かしながら、Ｖ感知がなければ、ルーチンはブロック４
３２に行き、調整すべきか否かをモニターデータが示す
かどうかを決める。ＹＥＳであれば、ルーチンはブロッ
ク４３３へ行き、ＡＶをΔ２（Δ１と同一かΔ１より小
さい）デクリメントする。ブロック４３２でデータが調
整を示さなければ、ルーチンは単純なスキャンステップ
を実行するためにブロック４３４に行く。即ちＡＶをΔ
３（好ましくは５ミリ秒のような小さい値）インクリメ
ントする。
く、ＡＶを調整するための単純なルーチンを要約した簡
単なフローチャートが示される。ブロック４２９でＶ感
知が存在したかどうかルーチンは決める。もしＹＥＳな
らばルーチンは、ブロック４３０に分岐し、Δ１、たと
えば、２５か５０ミリ秒でＡＶをデクリメントする。し
かしながら、Ｖ感知がなければ、ルーチンはブロック４
３２に行き、調整すべきか否かをモニターデータが示す
かどうかを決める。ＹＥＳであれば、ルーチンはブロッ
ク４３３へ行き、ＡＶをΔ２（Δ１と同一かΔ１より小
さい）デクリメントする。ブロック４３２でデータが調
整を示さなければ、ルーチンは単純なスキャンステップ
を実行するためにブロック４３４に行く。即ちＡＶをΔ
３（好ましくは５ミリ秒のような小さい値）インクリメ
ントする。
【００２７】図６を参照すると、図３〜５の第１の実施
形態のブロック４２０、４２２に対応する本発明の装置
と方法のより詳細なフローチャートが示される。図６で
は、論旨を簡単にするために、ＳＡＶとＰＡＶを区別せ
ずＡＶｅｓｃの調整だけが示される。ブロック４３５
で、Ｔ波が線３５３で検出されたかどうか見るために、
ペースメーカーは、心室センスアンプ応答をモニターす
る。ＮＯであれば、即ちＴ波振幅に顕著な降下があった
ならば、供給されるＶＰが融合収縮の結果として生じた
こと、或いは近似の融合か類似の融合拍動が少なくとも
生じたことを示す。この場合、ルーチンはブロック４４
０に分岐して、て融合収縮につながったＡＶｅｓｃの現
在値に可変の指定されたＡＶｆｕｓをセットする。もし
Ｔ波がブロック４３５で検出されれば、ルーチンはブロ
ック４３７に進んで、そしてＴ波（Ｔａｍｐ）の振幅を
決定して、そしてＴａｍｐの先行値と比較する。現在の
Ｔ波感知アンプの感度、例えばＶｉｔａｔｒｏｎ Ｍｅ
ｄｉｃａｌ社によって作られるＱ−Ｔレート応答ペース
メーカーで使用されるようなものは、０．５−３．０ｍ
Ｖの範囲内でプログラムでき、比較は０．２５ｍＶに作
ることができる。ブロック４３８で、ペースメーカー
は、Ｔａｍｐの変化を比較して予め定められた閾値Ｔｈ
を超えるデクリメントが存在したかどうかを見る。たと
えＴ波がまだ検出されるとしても、Ｔ波振幅の中の急
激、かつ顕著な降下が確実に融合の開始を示すことがで
きるので、この比較をなし得る。本の発明のこの実施形
態に従えば、融合の判定基準は、Ｔ波感知のどちらの１
つの減少或いはＴｈを越えるＴ波振幅の減少（たとえば
少なくとも２５％）である。もしそのような急激な降下
が生じるならば、ペースメーカーは、ブロック４４０に
おいてＡＶｆｕｓの値を調整する。それからそれはブロ
ック４４２でＡＶｅｓｃをデクリメントする。デクリメ
ント値は、固定的プログラム値にできるが、より適当に
は、以下においてより詳細に論じるように、ＡＶｆｕｓ
とその経歴に従うペースメーカーによって算出された値
である。しかしながら概ねブロック４４２で示されるよ
うに、ＡＶｆｕｓの第１の関数（ｆ１（ＡＶｆｕｓ））
としてＡＶｅｓｃを調整することが、望ましい。ブロッ
ク４３８に戻ると、もし突然降下するＴ波振幅が存在し
なければルーチンはブロック４４３に分岐する。融合
（ＡＶｆｕｓ）に対応する値の方へ値を取るようにＡＶ
ｅｓｃをインクリメントする。以下において述べるよう
に、増分量を異なる基準に従って変化さえ得る。図６で
示すように、ＡＶｅｓｃは概ねＡＶｆｕｓの第２の関数
（ｆ２（ＡＶｆｕｓ））に従ってインクリメントされ
る。その後ブロック４４５で、図５Ｂ〜５Ｅに関連して
以下に述べるように、Ｖｅｓｃの現在のスキャンに関す
るデータが、ｆ１及び／またはｆ２を変えることに使用
するために記憶される。
形態のブロック４２０、４２２に対応する本発明の装置
と方法のより詳細なフローチャートが示される。図６で
は、論旨を簡単にするために、ＳＡＶとＰＡＶを区別せ
ずＡＶｅｓｃの調整だけが示される。ブロック４３５
で、Ｔ波が線３５３で検出されたかどうか見るために、
ペースメーカーは、心室センスアンプ応答をモニターす
る。ＮＯであれば、即ちＴ波振幅に顕著な降下があった
ならば、供給されるＶＰが融合収縮の結果として生じた
こと、或いは近似の融合か類似の融合拍動が少なくとも
生じたことを示す。この場合、ルーチンはブロック４４
０に分岐して、て融合収縮につながったＡＶｅｓｃの現
在値に可変の指定されたＡＶｆｕｓをセットする。もし
Ｔ波がブロック４３５で検出されれば、ルーチンはブロ
ック４３７に進んで、そしてＴ波（Ｔａｍｐ）の振幅を
決定して、そしてＴａｍｐの先行値と比較する。現在の
Ｔ波感知アンプの感度、例えばＶｉｔａｔｒｏｎ Ｍｅ
ｄｉｃａｌ社によって作られるＱ−Ｔレート応答ペース
メーカーで使用されるようなものは、０．５−３．０ｍ
Ｖの範囲内でプログラムでき、比較は０．２５ｍＶに作
ることができる。ブロック４３８で、ペースメーカー
は、Ｔａｍｐの変化を比較して予め定められた閾値Ｔｈ
を超えるデクリメントが存在したかどうかを見る。たと
えＴ波がまだ検出されるとしても、Ｔ波振幅の中の急
激、かつ顕著な降下が確実に融合の開始を示すことがで
きるので、この比較をなし得る。本の発明のこの実施形
態に従えば、融合の判定基準は、Ｔ波感知のどちらの１
つの減少或いはＴｈを越えるＴ波振幅の減少（たとえば
少なくとも２５％）である。もしそのような急激な降下
が生じるならば、ペースメーカーは、ブロック４４０に
おいてＡＶｆｕｓの値を調整する。それからそれはブロ
ック４４２でＡＶｅｓｃをデクリメントする。デクリメ
ント値は、固定的プログラム値にできるが、より適当に
は、以下においてより詳細に論じるように、ＡＶｆｕｓ
とその経歴に従うペースメーカーによって算出された値
である。しかしながら概ねブロック４４２で示されるよ
うに、ＡＶｆｕｓの第１の関数（ｆ１（ＡＶｆｕｓ））
としてＡＶｅｓｃを調整することが、望ましい。ブロッ
ク４３８に戻ると、もし突然降下するＴ波振幅が存在し
なければルーチンはブロック４４３に分岐する。融合
（ＡＶｆｕｓ）に対応する値の方へ値を取るようにＡＶ
ｅｓｃをインクリメントする。以下において述べるよう
に、増分量を異なる基準に従って変化さえ得る。図６で
示すように、ＡＶｅｓｃは概ねＡＶｆｕｓの第２の関数
（ｆ２（ＡＶｆｕｓ））に従ってインクリメントされ
る。その後ブロック４４５で、図５Ｂ〜５Ｅに関連して
以下に述べるように、Ｖｅｓｃの現在のスキャンに関す
るデータが、ｆ１及び／またはｆ２を変えることに使用
するために記憶される。
【００２８】上述のように、振幅以外のＴ波の特性は、
融合の開始の検出に使用できる。ＡＶｅｓｃがＡＶｆｕ
ｓに近づくとき、Ｔ波の周波数特性と形態が変化する。
それゆえに、持続期間や傾きのようなＴ波の一個以上の
特性をモニターすることによって本発明は実施されるこ
とができる。同様に、誘発されたＲ波持続期間に対する
刺激とＲ波形態は、顕著に融合で変化し、制御変数とし
て使用できる。
融合の開始の検出に使用できる。ＡＶｅｓｃがＡＶｆｕ
ｓに近づくとき、Ｔ波の周波数特性と形態が変化する。
それゆえに、持続期間や傾きのようなＴ波の一個以上の
特性をモニターすることによって本発明は実施されるこ
とができる。同様に、誘発されたＲ波持続期間に対する
刺激とＲ波形態は、顕著に融合で変化し、制御変数とし
て使用できる。
【００２９】図７（Ａ）を参照すると、感知された心室
事象の検知に基づき、本発明の利点を利用しないペース
メーカーアルゴリズムの結果が示され、感知された心室
信号（ＶＳ）を得るまでの内因性のＰＲ間隔を通しての
このアルゴリズムはＡＶ遅延をスキャンする。その後、
房室遅延はデクリメントされ、調査が繰り返される。図
示のように、これは、ＨＯＣＭ患者がペーシングパルス
による早期興奮の効果を得ないポイントにおける捕捉の
周期的の減少の結果として生じる。対照的に、図７
（Ｂ）は本発明による走査アルゴリズムを示し、ペース
メーカーは、内因性のＰＲ間隔より少し短い房室遅延で
融合を検出する。図７（Ｂ）は、比較的に一定の内因性
のＰＲ間隔を伴い、毎回その融合が波の不存在か顕著な
減少によって検出され、アルゴリズムは予め定められた
量、たとえば２０ミリ秒でＡＶをデクリメントする状況
を示す。この実施形態では、ブロック４４２で、ＡＶｅ
ｓｃは予め定められた量だけ融合収縮後にデクリメント
される。この予定量は、固定的にプログラムされた量
か、融合が見られたとみの房室遅延、すなわちＡＶｆｕ
ｓの関数とすることができる。図７（Ｂ）で示すよう
に、大体において完全な一定の潜在的ＰＲ間隔のため
に、ペースメーカーは、ブロック４４２における２０ミ
リ秒の初期デクリメントとブロック４４３にける１ミリ
秒の固定的増分のために、融合を検出する前にＮ周期
（例えばＮ＝２０）を通して房室遅延をインクリメント
する。しかしながら内因性のＰＲ間隔が一定のままでな
く、運動その他の理由で変化することをわかっていなけ
ればならない。例えば図７（Ｃ）は、たとえば運動の間
に短縮か減少している内因性の間隔のある状況を示す。
また図７（Ｄ）は、たとえば運動の休止後に増大してい
る内因性のＰＲ間隔のある状況を示す。
事象の検知に基づき、本発明の利点を利用しないペース
メーカーアルゴリズムの結果が示され、感知された心室
信号（ＶＳ）を得るまでの内因性のＰＲ間隔を通しての
このアルゴリズムはＡＶ遅延をスキャンする。その後、
房室遅延はデクリメントされ、調査が繰り返される。図
示のように、これは、ＨＯＣＭ患者がペーシングパルス
による早期興奮の効果を得ないポイントにおける捕捉の
周期的の減少の結果として生じる。対照的に、図７
（Ｂ）は本発明による走査アルゴリズムを示し、ペース
メーカーは、内因性のＰＲ間隔より少し短い房室遅延で
融合を検出する。図７（Ｂ）は、比較的に一定の内因性
のＰＲ間隔を伴い、毎回その融合が波の不存在か顕著な
減少によって検出され、アルゴリズムは予め定められた
量、たとえば２０ミリ秒でＡＶをデクリメントする状況
を示す。この実施形態では、ブロック４４２で、ＡＶｅ
ｓｃは予め定められた量だけ融合収縮後にデクリメント
される。この予定量は、固定的にプログラムされた量
か、融合が見られたとみの房室遅延、すなわちＡＶｆｕ
ｓの関数とすることができる。図７（Ｂ）で示すよう
に、大体において完全な一定の潜在的ＰＲ間隔のため
に、ペースメーカーは、ブロック４４２における２０ミ
リ秒の初期デクリメントとブロック４４３にける１ミリ
秒の固定的増分のために、融合を検出する前にＮ周期
（例えばＮ＝２０）を通して房室遅延をインクリメント
する。しかしながら内因性のＰＲ間隔が一定のままでな
く、運動その他の理由で変化することをわかっていなけ
ればならない。例えば図７（Ｃ）は、たとえば運動の間
に短縮か減少している内因性の間隔のある状況を示す。
また図７（Ｄ）は、たとえば運動の休止後に増大してい
る内因性のＰＲ間隔のある状況を示す。
【００３０】本発明の１つの実施形態において、ペース
メーカーは、ブロック４４５における作用部分としてＡ
Ｖｅｓｃがインクリメントされた走査周期、すなわちカ
ウントＮを数えるようにプログラムが組まれている。も
しＮがその公称値の７５％〜１２５％の間（たとえば１
５と２５の間）のままであるならば、潜在的ＰＲ間隔は
一定であるとみなされる。もし潜在的ＰＲ間隔が図７
（Ｃ）で図示されたように縮まるならば、２つ融合検知
（Ｎ）の間の脈拍の数が減少する。例えば、もしＮがそ
の公称値（Ｎｏ）の７５％（たとえば１５）よりそんな
に落ちないのであれば、比較的に攻撃的な短縮とペース
メーカーアルゴリズムが脈拍の予め定められた数に渡っ
て一定の房室遅延（ＡＶｅｓｃ）を維持することによっ
て応答するということを示す。この場合、ＡＶｅｓｃを
インクリメントするための式が、それを定数の状態に保
つ。即ちｆ２（ＡＶｆｕｓ）＝Ｋとする。通常はこの状
況で、患者のＰＲ間隔の短縮が、多くとも２０脈拍後に
再び融合検知を引き起こす。しかしながら、脈拍の予め
定められた数の後にどんな融合も検出されなければ、直
進性のＡＶ（たとえば１ｍｓ／拍）はインクリメントを
遅らせ、再開させる。
メーカーは、ブロック４４５における作用部分としてＡ
Ｖｅｓｃがインクリメントされた走査周期、すなわちカ
ウントＮを数えるようにプログラムが組まれている。も
しＮがその公称値の７５％〜１２５％の間（たとえば１
５と２５の間）のままであるならば、潜在的ＰＲ間隔は
一定であるとみなされる。もし潜在的ＰＲ間隔が図７
（Ｃ）で図示されたように縮まるならば、２つ融合検知
（Ｎ）の間の脈拍の数が減少する。例えば、もしＮがそ
の公称値（Ｎｏ）の７５％（たとえば１５）よりそんな
に落ちないのであれば、比較的に攻撃的な短縮とペース
メーカーアルゴリズムが脈拍の予め定められた数に渡っ
て一定の房室遅延（ＡＶｅｓｃ）を維持することによっ
て応答するということを示す。この場合、ＡＶｅｓｃを
インクリメントするための式が、それを定数の状態に保
つ。即ちｆ２（ＡＶｆｕｓ）＝Ｋとする。通常はこの状
況で、患者のＰＲ間隔の短縮が、多くとも２０脈拍後に
再び融合検知を引き起こす。しかしながら、脈拍の予め
定められた数の後にどんな融合も検出されなければ、直
進性のＡＶ（たとえば１ｍｓ／拍）はインクリメントを
遅らせ、再開させる。
【００３１】図７（Ｄを参照すると、運動からの回復の
間に患者の内因性のＰＲ間隔が長くなっているように示
され、２つ融合収縮の間の周期数Ｎが増大することが見
られる。別の実施形態によれば、Ｎが基準Ｎの固定的割
合（たとえばＮ≧１．２５Ｎ０）を超えるとき、アルゴ
リズムは、房室増分のステップサイズを増大する（たと
えば１ｍｓ／拍から２へ）ことによって応答する。Ｎが
Ｎ０の２５％の範囲内に再びなることが検出されると
き、アルゴリズムは、より小さいステップサイズ増分に
回復する。従って融合収縮の間の計数周期の技術は、Ａ
Ｖｆｕｓをトラッキングし、ブロック４４３でＡＶｅｓ
ｃをインクリメントするためにｆ２関数を調整する場合
の特定の実施形態ある。
間に患者の内因性のＰＲ間隔が長くなっているように示
され、２つ融合収縮の間の周期数Ｎが増大することが見
られる。別の実施形態によれば、Ｎが基準Ｎの固定的割
合（たとえばＮ≧１．２５Ｎ０）を超えるとき、アルゴ
リズムは、房室増分のステップサイズを増大する（たと
えば１ｍｓ／拍から２へ）ことによって応答する。Ｎが
Ｎ０の２５％の範囲内に再びなることが検出されると
き、アルゴリズムは、より小さいステップサイズ増分に
回復する。従って融合収縮の間の計数周期の技術は、Ａ
Ｖｆｕｓをトラッキングし、ブロック４４３でＡＶｅｓ
ｃをインクリメントするためにｆ２関数を調整する場合
の特定の実施形態ある。
【００３２】本発明では、最適の充満のために房室遅延
を最大にして、その一方で、捕捉が時折見逃がされるよ
うにＡＶｅｓｃをあまりに長くすることを避けるため
に、ＡＶｅｓｃを調整する他の代替のプログラムが可能
である。いかなる代替のアルゴリズムでもその目的は、
患者の潜在的レートと内因性のＰＲ間隔が変化している
状況の間にも、血行のための最適の房室遅延を維持し、
その一方で最大限の捕捉を確実にすることである。図７
（Ｅ）は、代替のアルゴリズムの例において、融合に続
くＡＶｅｓｃをデクリメントする異なるｆ１と、融合の
後にＡＶｆｕｓをインクリメントする異なるｆ２を示
す。この例でｆ１関数は、融合の検知によりＡＶｅｃの
自動的ステップ減少を供給する。しかしながら、もし患
者の潜在的ＰＲ間隔がほぼ一定であれば、このステップ
サイズ減退は、より小さくできる。そして同様に後続周
期でのＡＶｅｃの増分もより小さくできる。例えば、Ｎ
拍のスキャンに続く融合検知及び０．７５Ｎ０≦Ｎ≦
１．２５Ｎ０後に、ブロック４４２においてＡＶｅｓｃ
が２０ミリ秒でなく１０ミリ秒だけデクリメントされ、
この後、ＡＶｅｓｃは後続するＮ脈拍の５０％に渡って
一定に保たれ１ミリ秒周期でインクリメントされる。こ
れは、融合収縮の間にＮのほぼ一定値であり、ＡＶｆｕ
ｓより長くかつ近い平均ＡＶ遅延を伴う結果である。
を最大にして、その一方で、捕捉が時折見逃がされるよ
うにＡＶｅｓｃをあまりに長くすることを避けるため
に、ＡＶｅｓｃを調整する他の代替のプログラムが可能
である。いかなる代替のアルゴリズムでもその目的は、
患者の潜在的レートと内因性のＰＲ間隔が変化している
状況の間にも、血行のための最適の房室遅延を維持し、
その一方で最大限の捕捉を確実にすることである。図７
（Ｅ）は、代替のアルゴリズムの例において、融合に続
くＡＶｅｓｃをデクリメントする異なるｆ１と、融合の
後にＡＶｆｕｓをインクリメントする異なるｆ２を示
す。この例でｆ１関数は、融合の検知によりＡＶｅｃの
自動的ステップ減少を供給する。しかしながら、もし患
者の潜在的ＰＲ間隔がほぼ一定であれば、このステップ
サイズ減退は、より小さくできる。そして同様に後続周
期でのＡＶｅｃの増分もより小さくできる。例えば、Ｎ
拍のスキャンに続く融合検知及び０．７５Ｎ０≦Ｎ≦
１．２５Ｎ０後に、ブロック４４２においてＡＶｅｓｃ
が２０ミリ秒でなく１０ミリ秒だけデクリメントされ、
この後、ＡＶｅｓｃは後続するＮ脈拍の５０％に渡って
一定に保たれ１ミリ秒周期でインクリメントされる。こ
れは、融合収縮の間にＮのほぼ一定値であり、ＡＶｆｕ
ｓより長くかつ近い平均ＡＶ遅延を伴う結果である。
【００３３】なお以上の説明において用いた「融合」や
「融合収縮」という用語はＴ波振幅を含む誘発反応が融
合か近似融合のいくつかの特性を示すために十分に変化
する状況を含む。
「融合収縮」という用語はＴ波振幅を含む誘発反応が融
合か近似融合のいくつかの特性を示すために十分に変化
する状況を含む。
【００３４】
【発明の効果】本発明は、改良されたシステムと方法を
ＨＯＣＭ患者の２腔ペーシング治療のために提供する。
本発明は房室間隔の最大範囲を検出することの改良され
た態様を含み、ペースメーカーは、患者の心臓と効率的
２腔血行力学的に完全な捕捉を最適化するためにペーシ
ングする。本発明はペースメーカーＡＶ遅延がいつ融合
収縮に対応するかを発見する新規な方法を含み、それに
よって正確に、ペーシングパルスの供給の為の捕捉も存
在しないペースメーカー周期を被ることのない房室遅延
のための許容範囲の最大を検出する。ペーシングパルス
の供給の為の捕捉も存在しない事実、感知されたＴ波振
幅をモニターする技術によって、本発明は、延長された
房室遅延がいつ融合の開始に対応している値に達するか
を検出し、捕捉の減少を防ぐために余裕のある安全を提
供する。本発明は、ペースメーカーＡＶｅｓｃ範囲の最
大値として使用される検出された融合間隔ＡＶｆｕｓの
関数としてのＡＶｅｓｃの変化範囲を最適化するための
アルゴリズムを提供する。
ＨＯＣＭ患者の２腔ペーシング治療のために提供する。
本発明は房室間隔の最大範囲を検出することの改良され
た態様を含み、ペースメーカーは、患者の心臓と効率的
２腔血行力学的に完全な捕捉を最適化するためにペーシ
ングする。本発明はペースメーカーＡＶ遅延がいつ融合
収縮に対応するかを発見する新規な方法を含み、それに
よって正確に、ペーシングパルスの供給の為の捕捉も存
在しないペースメーカー周期を被ることのない房室遅延
のための許容範囲の最大を検出する。ペーシングパルス
の供給の為の捕捉も存在しない事実、感知されたＴ波振
幅をモニターする技術によって、本発明は、延長された
房室遅延がいつ融合の開始に対応している値に達するか
を検出し、捕捉の減少を防ぐために余裕のある安全を提
供する。本発明は、ペースメーカーＡＶｅｓｃ範囲の最
大値として使用される検出された融合間隔ＡＶｆｕｓの
関数としてのＡＶｅｓｃの変化範囲を最適化するための
アルゴリズムを提供する。
【図１】患者の心臓に接続する植え込み型のペースメー
カーを示している本発明のペースメーカーシステムの透
視図である。
カーを示している本発明のペースメーカーシステムの透
視図である。
【図２】ペースメーカーシステムの主要な機能的構成要
素と本発明方法のブロック図である。
素と本発明方法のブロック図である。
【図３】本発明に従う同期ペーシング中のステップを示
すフローチャートである。
すフローチャートである。
【図４】調査ステップを示している簡単化したフローチ
ャートである。
ャートである。
【図５】サーチとＡＶｅｓｃを調整する特殊ルーチンを
示す簡単化したフローチャートである。
示す簡単化したフローチャートである。
【図６】本発明の好ましい実施形態に従って調整ステッ
プを実行するためのフローチャートである。
プを実行するためのフローチャートである。
【図７】心室感知の検知に基づくＡＶｅｓｃ制御のため
のアルゴリズムの結果を示すタイミング図である。
のアルゴリズムの結果を示すタイミング図である。
６ ２腔ペースメーカー ８ ハウジング ９ プログラマー １０ 心臓 １２ コネクターブロックアセンブリ １４、１６ リード ２０、２１、２８、２９ 電極 ３０２ マイクロコンピューター回路 ３０４ マイクロプロセッサ ３０８ システムクロック ３１０、３１２ 基板搭載ＲＡＭ回路 ３１４ ＲＡＭ／ＲＯＭチップ ３１６ ピエゾ電気センサー ３２０ ペーシング回路 ３２２ 体動回路 ３２６ 基準電圧及びバイアス回路 ３２８ ＡＤＣ及びマルチプレクサー ３３０ デジタルコントローラー／タイマー回路 ３３２ ＲＦ送受信機 ３３４ アンテナ ３３６ パワーオンリセット回路 ３３８ 水晶発振回路 ３４０ パルス発生出力増幅回路 ３５０ 感度調節回路 ３６０ センスアンプ回路
Claims (12)
- 【請求項１】 患者の心房信号を感知する心房感知手段
（１６、３６０、３５２）、患者の心室信号を感知する
心室感知手段（１４、３６０、３５４）上記患者の右心
室へ供給する心室ペーシングパルスを作り出す心室ペー
シング手段（３４０、３４２、１４）及び上記ペーシン
グ方法を制御し、感知された心房信号に続いて制御され
たＡＶ補充収縮間隔で心室ペーシングパルスを発生、供
給する同期制御手段（３３０、３０２）からなり、上記
同期制御手段が上記ＡＶ補充収縮間隔をセットするＡＶ
ｅｓｃ手段（４０６、４１０）を有する２腔ペースメー
カーシステムにおいて、 融合収縮の発生と該検出された融合収縮に対応する上記
ＡＶ補充収縮間隔値ＡＶｆｕｓを検出する融合手段（４
２０、４３５、４３７、４３８、４４０）、及び上記Ａ
Ｖｆｕｓ値よりより大きくない値の狭い範囲内で上記Ａ
Ｖｅｓｃを維持するために上記ＡＶ補充収縮間隔を可変
させるプログラム手段（４２２、４４２、４４３）を含
み、ペーシングパルスを上記ＡＶｆｕｓ値以下でかつそ
の近傍の値のＡＶ補充収縮間隔で供給することを特徴と
する２腔ペースメーカーシステム。 - 【請求項２】 上記プログラム手段（４４２）が、検出
された融合収縮後に次の心室ペーシングパルスのために
上記ＡＶ補充収縮間隔をデクリメントするデクリメント
手段を有する請求項１のペースメーカーシステム。 - 【請求項３】 上記プログラム手段が、上記次の心室ペ
ーシングパルス後に一定の増分によって上記ＡＶ補充収
縮間隔をインクリメントする手段（４３４、４４３）を
有する請求項２のペースメーカーシステム。 - 【請求項４】 上記プログラム手段が、ＡＶｆｕｓより
大きい値に上記ＡＶ補充収縮間隔を延長せずに融合収縮
の検知を可能にするために上記ＡＶ補充収縮間隔を可変
させ、上記ＡＶ補充収縮間隔（４３８）のタイムアウト
前の心室感知を避ける請求項１のペースメーカーシステ
ム。 - 【請求項５】 上記プログラム手段が、上記ＡＶｆｕｓ
値を記憶する記憶手段（４４０）と、上記記憶されたＡ
Ｖｆｕｓ値の関数として上記ＡＶ補充収縮間隔を可変さ
せる手段（４４２、４４３）とをさらに含む請求項１の
ペースメーカーシステム。 - 【請求項６】 上記融合手段が、心室ペーシングパルス
の供給後にＴ波（３６０、３５３）を検出する検知手段
と、供給された心室ペーシングパルスの後にＴ波が検出
されないときに融合収縮を決定する第１決定手段（４３
５）とを含む請求項１のペースメーカーシステム。 - 【請求項７】 上記融合手段が、供給された心室ペーシ
ングパルスに応じてＴ波を検出するＴ波検知手段（３６
０、３５３）と、上記検出されたＴ波の振幅を決定する
振幅手段（４３７）及び上記検出されたＴ波振幅の関数
として融合収縮を決定する第２の手段（４３８）を含む
請求項１のペースメーカーシステム。 - 【請求項８】 Ｔ波振幅をモニターするモニター手段
（４３５、４３７）及び上記Ｔ波振幅がいつ融合の発生
を示すかを評価する評価手段（４３２）を含む請求項１
のペースメーカーシステム。 - 【請求項９】 Ｔ波形態をモニターするモニター手段
（４３５、４３７）及び上記Ｔ波形態がいつ融合の発生
を示すかを評価する評価手段（４３２、４４５）を含む
請求項１のペースメーカーシステム。 - 【請求項１０】 上記プログラム手段が、ペーシングさ
れた心室脈拍数を融合収縮間に決定し、上記脈拍数の関
数として上記ＡＶ補充収縮間隔（４４２、４４３）を調
整する手段（４４５）を含む請求項１のペースメーカー
システム。 - 【請求項１１】 上記プログラム手段は、ＡＶｆｕｓを
下まわる範囲内でかつＡＶｆｕｓの関数として上記ＡＶ
補充収縮間隔を可変する手段（４４２、４４３）を含む
請求項１のペースメーカーシステム。 - 【請求項１２】 上記プログラム手段が、供給されたペ
ーシングパルスが融合を引き起こしたことを発見した後
に少なくとも次のペースメーカー周期で上記ＡＶ補充収
縮間隔をデクリメントする手段（４４２）を有する請求
項１のペースメーカーシステム。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US08/395,372 | 1995-02-21 | ||
| US08/395,372 US5534016A (en) | 1995-02-21 | 1995-02-21 | Dual chamber pacing system and method utilizing detection of ventricular fusion for adjustment of the atrial-ventricular delay as therapy for hypertrophic obstructive cardiomyopathy |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH08243177A true JPH08243177A (ja) | 1996-09-24 |
| JP3763105B2 JP3763105B2 (ja) | 2006-04-05 |
Family
ID=23562769
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP05702396A Expired - Fee Related JP3763105B2 (ja) | 1995-02-21 | 1996-02-21 | ２腔ペーシングシステム |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5534016A (ja) |
| EP (1) | EP0728497B1 (ja) |
| JP (1) | JP3763105B2 (ja) |
| DE (1) | DE69625103T2 (ja) |
Families Citing this family (98)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5626620A (en) * | 1995-02-21 | 1997-05-06 | Medtronic, Inc. | Dual chamber pacing system and method with continual adjustment of the AV escape interval so as to maintain optimized ventricular pacing for treating cardiomyopathy |
| JP4041912B2 (ja) * | 1995-09-29 | 2008-02-06 | メドトロニック・インコーポレーテッド | 植込み可能な２室型パルス発生器 |
| US5716383A (en) * | 1996-02-28 | 1998-02-10 | Medtronic, Inc. | Dual chamber pacing system and method with continual adjustment of the AV escape interval so as to maintain optimized ventricular pacing for treating cardiomyopathy |
| US6285908B1 (en) * | 1996-05-14 | 2001-09-04 | Pacesetter, Inc. | Implantable stimulation device and method for determining atrial autocapture using programmable AV delay |
| US5713930A (en) * | 1996-11-06 | 1998-02-03 | Vitatron Medical, B.V. | Dual chamber pacing system and method with control of AV interval |
| SE9700396D0 (sv) | 1997-02-05 | 1997-02-05 | Pacesetter Ab | Heart stimulating device |
| DE19758109A1 (de) * | 1997-12-17 | 1999-06-24 | Biotronik Mess & Therapieg | Herzstimulator |
| US7110817B2 (en) * | 1998-05-08 | 2006-09-19 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for optimizing ventricular synchrony during DDD resynchronization therapy using adjustable atrio-ventricular delays |
| US7158830B2 (en) * | 1998-05-08 | 2007-01-02 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for optimizing stroke volume during DDD resynchronization therapy using adjustable atrio-ventricular delays |
| US6324427B1 (en) * | 1999-01-26 | 2001-11-27 | Pacesetter, Inc. | Implantable cardiac stimulation device having T-wave discrimination of fusion events during autocapture/autothreshold assessment |
| US7203535B1 (en) | 1999-04-01 | 2007-04-10 | Cardiac Pacemakers, Inc. | System and method for classifying tachycardia arrhythmias having 1:1 atrial-to-ventricular rhythms |
| US6285907B1 (en) | 1999-05-21 | 2001-09-04 | Cardiac Pacemakers, Inc. | System providing ventricular pacing and biventricular coordination |
| US6351669B1 (en) | 1999-05-21 | 2002-02-26 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac rhythm management system promoting atrial pacing |
| US7062325B1 (en) | 1999-05-21 | 2006-06-13 | Cardiac Pacemakers Inc | Method and apparatus for treating irregular ventricular contractions such as during atrial arrhythmia |
| US7181278B2 (en) | 1999-05-21 | 2007-02-20 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Apparatus and method for ventricular rate regularization |
| US6501988B2 (en) | 2000-12-26 | 2002-12-31 | Cardiac Pacemakers Inc. | Apparatus and method for ventricular rate regularization with biventricular sensing |
| US7212860B2 (en) | 1999-05-21 | 2007-05-01 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Apparatus and method for pacing mode switching during atrial tachyarrhythmias |
| US8064997B2 (en) | 1999-05-21 | 2011-11-22 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for treating irregular ventricular contractions such as during atrial arrhythmia |
| US7142918B2 (en) | 2000-12-26 | 2006-11-28 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Apparatus and method for pacing mode switching during atrial tachyarrhythmias |
| US6430438B1 (en) | 1999-05-21 | 2002-08-06 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac rhythm management system with atrial shock timing optimization |
| SE9903205D0 (sv) * | 1999-09-09 | 1999-09-09 | Pacesetter Ab | Hjärtstimulator |
| US6507756B1 (en) | 2000-04-03 | 2003-01-14 | Medtronic, Inc. | Dual chamber pacing system having time-adaptive AV delay |
| US6640135B1 (en) * | 2000-04-06 | 2003-10-28 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Apparatus and method for spatially and temporally distributing cardiac electrical stimulation |
| US6363278B1 (en) | 2000-04-14 | 2002-03-26 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac rhythm management system with staggered pulses for coordination therapy |
| US7239914B2 (en) | 2000-05-13 | 2007-07-03 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Rate smoothing control |
| US7039461B1 (en) | 2000-05-13 | 2006-05-02 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac pacing system for prevention of ventricular fibrillation and ventricular tachycardia episode |
| US6501987B1 (en) | 2000-05-26 | 2002-12-31 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Rate smoothing control |
| US8512220B2 (en) | 2000-05-26 | 2013-08-20 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Rate smoothing control |
| US6424865B1 (en) | 2000-07-13 | 2002-07-23 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Ventricular conduction delay trending system and method |
| US6829504B1 (en) * | 2000-09-14 | 2004-12-07 | Cardiac Pacemakers, Inc. | System and method for preventing recurrence of atrial tachyarrhythmia |
| US6512951B1 (en) | 2000-09-14 | 2003-01-28 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Delivery of atrial defibrillation shock based on estimated QT interval |
| US6587723B1 (en) * | 2000-10-17 | 2003-07-01 | Pacesetter, Inc. | Method and system for automatically measuring capture threshold in an implantable cardiac stimulation device |
| FR2816218B1 (fr) * | 2000-11-08 | 2003-05-09 | Ela Medical Sa | Dispositif medical actif implantable, notamment stimulateur cardiaque, defibrillateur, cardioverteur ou dispositif multisite, comprenant des moyens de detection d'un risque de situation de fusion |
| US6957100B2 (en) | 2000-12-26 | 2005-10-18 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and system for display of cardiac event intervals in a resynchronization pacemaker |
| US20020087198A1 (en) | 2000-12-29 | 2002-07-04 | Kramer Andrew P. | Apparatus and method for ventricular rate regularization |
| US6597951B2 (en) * | 2001-03-16 | 2003-07-22 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Automatic selection from multiple cardiac optimization protocols |
| US6643547B2 (en) * | 2001-03-30 | 2003-11-04 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and device for sensing atrial depolarizations during ventricular tachycardia |
| US6628988B2 (en) | 2001-04-27 | 2003-09-30 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Apparatus and method for reversal of myocardial remodeling with electrical stimulation |
| US6654637B2 (en) | 2001-04-30 | 2003-11-25 | Medtronic, Inc. | Method and system for ventricular fusion prevention |
| FR2829030B1 (fr) * | 2001-08-28 | 2005-04-01 | Ela Medical Sa | Dispositif medical actif implantable, notamment stimulateur cardiaque, defibrillateur, cardiovecteur ou dispositif multisite, comprenant des moyens d'ajustement cycle a cycle de l'amplitude de stimulation |
| US7286876B2 (en) * | 2001-10-26 | 2007-10-23 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Template-based capture verification for multi-site pacing |
| US7113823B2 (en) * | 2001-10-26 | 2006-09-26 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Morphology-based optimization of cardiac resynchronization therapy |
| US7177689B2 (en) * | 2001-10-26 | 2007-02-13 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for capture verification and threshold determination |
| US6625490B1 (en) | 2001-11-14 | 2003-09-23 | Pacesetter, Inc. | System and method of automatically adjusting sensing parameters based on temporal measurement of cardiac events |
| US6650931B1 (en) | 2001-11-14 | 2003-11-18 | Pacesetter, Inc. | System and method of automatically determining the onsets and ends of cardiac events and far-field signals |
| US6832113B2 (en) | 2001-11-16 | 2004-12-14 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Non-invasive method and apparatus for cardiac pacemaker pacing parameter optimization and monitoring of cardiac dysfunction |
| US6810284B1 (en) * | 2001-11-21 | 2004-10-26 | Pacesetter, Inc. | Implantable cardiac stimulation system and method for monitoring diastolic function |
| US6973349B2 (en) * | 2001-12-05 | 2005-12-06 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for minimizing post-infarct ventricular remodeling |
| US6832112B1 (en) | 2001-12-28 | 2004-12-14 | Pacesetter, Inc. | Method of adjusting an AV and/or PV delay to improve hemodynamics and corresponding implantable stimulation device |
| US6915160B2 (en) * | 2002-02-08 | 2005-07-05 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Dynamically optimized multisite cardiac resynchronization device |
| US7158827B2 (en) | 2002-04-22 | 2007-01-02 | Medtronic, Inc. | Ventricular rate stabilization |
| US7206634B2 (en) * | 2002-07-26 | 2007-04-17 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for optimizing cardiac pumping performance |
| US6965797B2 (en) | 2002-09-13 | 2005-11-15 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for assessing and treating myocardial wall stress |
| US7215998B2 (en) * | 2003-01-06 | 2007-05-08 | Medtronic, Inc. | Synchronous pacemaker with AV interval optimization |
| US7013176B2 (en) * | 2003-01-28 | 2006-03-14 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for setting pacing parameters in cardiac resynchronization therapy |
| US9002452B2 (en) | 2003-11-07 | 2015-04-07 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Electrical therapy for diastolic dysfunction |
| US7184835B2 (en) * | 2003-12-12 | 2007-02-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for adjustable AVD programming using a table |
| US7215997B2 (en) * | 2003-12-22 | 2007-05-08 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Dynamic device therapy control for treating post myocardial infarction patients |
| US7412287B2 (en) * | 2003-12-22 | 2008-08-12 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Automatic sensing vector selection for morphology-based capture verification |
| US7123960B2 (en) | 2003-12-22 | 2006-10-17 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and system for delivering cardiac resynchronization therapy with variable atrio-ventricular delay |
| US7181284B2 (en) * | 2004-03-17 | 2007-02-20 | Medtronic, Inc. | Apparatus and methods of energy efficient, atrial-based Bi-ventricular fusion-pacing |
| US7616994B2 (en) * | 2004-05-24 | 2009-11-10 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Fast post-antitachycardia pacing redetection algorithm |
| US7676261B2 (en) * | 2004-09-30 | 2010-03-09 | General Electric Company | Method and system for enhancing pace pulses |
| US7366567B2 (en) * | 2005-03-23 | 2008-04-29 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method for treating myocardial infarction |
| US7555340B2 (en) * | 2005-04-01 | 2009-06-30 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Electrogram morphology-based CRT optimization |
| US8214041B2 (en) * | 2005-04-19 | 2012-07-03 | Medtronic, Inc. | Optimization of AV intervals in single ventricle fusion pacing through electrogram morphology |
| US7922669B2 (en) | 2005-06-08 | 2011-04-12 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Ischemia detection using a heart sound sensor |
| US8108034B2 (en) | 2005-11-28 | 2012-01-31 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Systems and methods for valvular regurgitation detection |
| US8046069B2 (en) | 2005-12-22 | 2011-10-25 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for control of cardiac therapy using non-invasive hemodynamic sensor |
| US7780606B2 (en) | 2006-03-29 | 2010-08-24 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Hemodynamic stability assessment based on heart sounds |
| US7869871B2 (en) | 2006-03-31 | 2011-01-11 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Pacing therapy for diastolic heart failure |
| US7894897B1 (en) * | 2006-05-03 | 2011-02-22 | Pacesetter, Inc. | Implantable cardiac stimulation device providing enhanced capture threshold management in the presence of fusion beats and method |
| US8046070B2 (en) | 2006-11-07 | 2011-10-25 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Pre-excitation pacing for treatment of hypertension |
| US20090149904A1 (en) * | 2007-12-11 | 2009-06-11 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Lv unipolar sensing or pacing vector |
| US20090157133A1 (en) | 2007-12-13 | 2009-06-18 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Supraventricular tachy sensing vector |
| WO2009151516A2 (en) * | 2008-05-08 | 2009-12-17 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Smart delay for intermittent stress therapy |
| US8204593B2 (en) * | 2009-10-29 | 2012-06-19 | Medtronic, Inc. | Identification and treatment of junctional rhythms |
| US9132275B2 (en) | 2010-11-18 | 2015-09-15 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Automatic determination of chronotropic incompetence using atrial pacing at rest |
| US9020596B2 (en) | 2011-07-15 | 2015-04-28 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Management of fusion beat detection during capture threshold determination |
| US9789319B2 (en) | 2013-11-21 | 2017-10-17 | Medtronic, Inc. | Systems and methods for leadless cardiac resynchronization therapy |
| WO2019183514A1 (en) | 2018-03-23 | 2019-09-26 | Medtronic, Inc. | Vfa cardiac therapy for tachycardia |
| EP3768369A1 (en) | 2018-03-23 | 2021-01-27 | Medtronic, Inc. | Av synchronous vfa cardiac therapy |
| CN111902187B (zh) | 2018-03-23 | 2025-05-16 | 美敦力公司 | Vfa心脏再同步治疗 |
| US10596383B2 (en) | 2018-04-03 | 2020-03-24 | Medtronic, Inc. | Feature based sensing for leadless pacing therapy |
| JP2022501085A (ja) | 2018-09-26 | 2022-01-06 | メドトロニック，インコーポレイテッド | 心房からの心室心臓治療における捕捉 |
| US11951313B2 (en) | 2018-11-17 | 2024-04-09 | Medtronic, Inc. | VFA delivery systems and methods |
| EP3897816B1 (en) | 2018-12-21 | 2024-03-27 | Medtronic, Inc. | Delivery systems for left ventricular pacing |
| US11679265B2 (en) | 2019-02-14 | 2023-06-20 | Medtronic, Inc. | Lead-in-lead systems and methods for cardiac therapy |
| US11697025B2 (en) | 2019-03-29 | 2023-07-11 | Medtronic, Inc. | Cardiac conduction system capture |
| US11213676B2 (en) | 2019-04-01 | 2022-01-04 | Medtronic, Inc. | Delivery systems for VfA cardiac therapy |
| US11712188B2 (en) | 2019-05-07 | 2023-08-01 | Medtronic, Inc. | Posterior left bundle branch engagement |
| US11305127B2 (en) | 2019-08-26 | 2022-04-19 | Medtronic Inc. | VfA delivery and implant region detection |
| US11813466B2 (en) | 2020-01-27 | 2023-11-14 | Medtronic, Inc. | Atrioventricular nodal stimulation |
| US12543992B2 (en) | 2020-03-30 | 2026-02-10 | Medtronic, Inc. | Pacing efficacy determination using a representative morphology of external cardiac signals |
| US11911168B2 (en) | 2020-04-03 | 2024-02-27 | Medtronic, Inc. | Cardiac conduction system therapy benefit determination |
| US12605103B2 (en) | 2020-05-21 | 2026-04-21 | Medtronic, Inc. | QRS detection and bracketing |
| US11813464B2 (en) | 2020-07-31 | 2023-11-14 | Medtronic, Inc. | Cardiac conduction system evaluation |
| US12465770B2 (en) | 2020-07-31 | 2025-11-11 | Medtronic, Inc. | Coronary sinus conduction system pacing and delivery |
Family Cites Families (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP0237767B1 (en) * | 1986-03-19 | 1993-09-01 | Telectronics N.V. | Rate responsive pacing using the ventricular gradient |
| US4969464A (en) * | 1988-03-25 | 1990-11-13 | Telectronics N.V. | Pacemaker with improved automatic output regulation |
| US4880004A (en) * | 1988-06-07 | 1989-11-14 | Intermedics, Inc. | Implantable cardiac stimulator with automatic gain control and bandpass filtering in feedback loop |
| US5340361A (en) * | 1992-11-13 | 1994-08-23 | Siemens Pacesetter, Inc. | Implantable pacemaker having adaptive AV interval adoptively shortened to assure ventricular pacing |
| US5334220A (en) * | 1992-11-13 | 1994-08-02 | Siemens Pacesetter, Inc. | Dual-chamber implantable pacemaker having an adaptive AV interval that prevents ventricular fusion beats and method of operating same |
| US5507782A (en) * | 1994-03-17 | 1996-04-16 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for dual chamber cardiac pacing |
| US5514163A (en) * | 1995-02-21 | 1996-05-07 | Medtronic, Inc. | Dual chamber pacing system and method with optimized adjustment of the AV escape interval for treating cardiomyopathy |
| US5527347A (en) * | 1995-02-21 | 1996-06-18 | Medtronic, Inc. | Dual chamber pacing system and method with automatic adjustment of the AV escape interval for treating cardiomyopathy |
-
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- 1995-02-21 US US08/395,372 patent/US5534016A/en not_active Expired - Lifetime
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