JP2683770B2 - 心臓刺激装置 - Google Patents
心臓刺激装置Info
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Description
【発明の詳細な説明】
（発明の背景）
本発明は、整調を行う、電気的除細動を行う、および
心臓の細動を止める各治療の組合わせを用いて、心室の
不整脈の処理に段階的に近付く埋め込み可能な心臓刺激
装置に関する。 多くの要因が、人間の心臓が鼓動する速度に影響し
て、その速度に正常な洞拍律（sinus rate）の範囲と呼
ばれるものから変化させる。１分当たりの鼓動回数（bp
m）が60以下である大人の心拍数は洞性徐脈と呼ばれ、
一方、略101から160bpmまでの範囲の心拍数は洞性頻脈
と呼ばれる。健康な人間において、そのような頻脈は、
例えば肉体的もしくは感情的ストレス（運動もしくは興
奮）、アルコールもしくはカフェインを含む飲み物の消
費、タバコの喫煙、または或る麻薬の使用から生じる。
200bpmを越える心拍数が、激しい運動中の若者において
観察されている。 正常な洞拍律の範囲からの変化は、一般に心臓の不整
脈として特徴付けられ、また前記洞拍律の範囲の上限を
越える不整脈の心拍数は、頻拍性型不整脈と呼ばれる。
健康な人間は、普通、洞性頻脈を引き起こす要因が除か
れた後、洞拍律へ徐々に戻るのを経験する。他方、異常
な不整脈は特別な処置を必要とし、また或る例において
は、苦しめられている個人の突然死を防ぐ方向への即時
の緊急処置を必要とする。心臓の電気生理学的特性が変
化したりそれらに障害が生じたりすると、心臓の不整脈
が起ることがある。例えば、Ａ〜Ｖ連接頻脈（Ａ−V ju
nctional tachycardia）は、心臓の洞房結節による洞拍
律での心臓のインパルスの発生があるにもかかわらず、
異所性調律の加速である。 細動は、影響を受けた小室の導電性の心臓組織の区域
による完全に協同を欠いた不規則な収縮の開始により特
徴付けられる頻拍性型不整脈であり、結果として、組織
全体の同期的な収縮の完全な喪失、およびその小室の血
液送り出し能力の必然的な喪失となる。 人工的な心臓のペースメーカが、徐脈を治療するため
に多年に亘って心臓病学者により使用されている。同ペ
ースメーカのパルス発生装置は、患者の胸で皮下嚢内に
埋め込まれ、心臓を刺激して正常の範囲内の所望の心拍
数で鼓動させるために、１つまたはそれ以上のカテーテ
ル・リードを経て、患者の心臓に位置された電極へ電気
的インパルスを配送する。過去の数年に亘り、心臓の整
調を行うことは、頻拍性型不整脈の管理において使用が
増大していることが見出されている。反頻拍性型不整脈
用ペースメーカは、心臓自身の抑制機構を利用し、当該
心臓自身の抑制機構は、第二次自然ペースメーカ心臓に
作用して、自発的な調律を防止する。この機構は「後駆
動抑制（postdrive inhibition）」または「過駆動抑制
（overdrive inhibition）」と呼ばれている。 本質的に、心臓は、早期心房性収縮もしくは早期心室
性収縮（期外収縮）の形態となる異所性活動を抑制する
ため（そうでなければ前記期外収縮は、上室性頻脈また
は心室性頻脈、けいれん（典型的には、200bpmを越える
頻拍性型不整脈）、もしくは細動を開始させてしまうか
もしれない。）、あるいは言存している頻拍性型不整脈
を終わらせるため、普通の整調速度よりも速い速度で刺
激してもよい。整調を行う治療のために心臓へ送られた
パルスは、整調を行う電極の直近で、興奮可能な心筋組
織を刺激するのに充分な大きさのものであればよい。一
方、電気的除細動（カルジオバージョン）と呼ばれる、
頻脈を終わらせるための他の技術は、整調を行うパルス
において与えられるものよりも一般にかなり高いエネル
ギ含有量を有する１つまたはそれ以上の電流もしくは電
圧パルスを以て心臓へショックを与える装置を利用す
る。頻脈を終わらせるための努力において、整調を行
う、あるいは電気的除細動を行う治療法のいずれが採用
されるにせよ、その処理自体が急激な細動となり得るの
でかなりの危険が存在する。 細動を停止させるために採用される方法である細動除
去…Defibrillation（デフィブリレーション）…「DF」
は、個々の繊維区域の無秩序な収縮を沈めるための努力
において、心臓へ１つまたはそれ以上の高エネルギの
「カウンターショック」を加えることを含み、心筋の細
胞から細胞への活動能力の組織された広がりの再設立を
可能にし、かつ、それによって組織全体の同期された収
縮を復活させる。前記用語「電気的除細動…cardiovers
ion」は、時々DFを含むように広く使用されるけれど
も、ここで使用されるときには、当該２つの用語間に区
別が維持されるものとして使用される。 一般に、心房細動（AF）は、血行学的に許容され、且
つ生命を脅かすことがない。なぜなら、当該心房は、心
臓出力の合計、すなわち心臓によって１時間当たりに送
り出される血液の量の合計の比較的小部分（典型的には
15〜20％のオーダー）のみを賄うからである。実際、心
房のけいれんを終了させるために過去においてはしばし
ば使用された技術は、けいれんの速度よりも高い速度の
人工的な整調を行うパルスを用いて心房を刺激し、当該
けいれんをAFへ変化させることを含む。通常、そのよう
な整調を行った後比較的短い期間内に、心臓は自身の正
常な洞調律に戻る。この間、組織は健康な状態を維持す
る。なぜならば、心室が引き続きポンピング活動を行っ
ているために、組織が酸素に富んだ血液の新鮮な供給を
受け続けるからである。 心房組織よりも長い不応期およびよりゆっくりとした
伝導性に帰因するＡ−Ｖ接合組織（Ａ−V junctional t
issue）の自然な保護特性（「機能的Ａ−Ｖブロック」
と呼ばれる）のため心房性頻脈（AT）も血行力学的に許
容される。この特性は、Ａ−Ｖ接合組織としてさらに速
い心房収縮に完全に応答できないようにする。その結
果、心室は、高速度の心房のシーケンスにおいて、１回
おきの収縮、もしくは多分３回の収縮ごとに２回を抜か
し得る可能性が生じ、その結果として、2:1または3:1の
Ａ−Ｖ伝導性となり、そのために比較的強い心臓出力お
よびほぼ正常な調律を維持する。 患者が、ATまたはAFの現象において高い危険性もしく
は前兆を有している場合、−−例えば、患者が心室の心
臓病およびそれに伴う心室のポンピング能力の減少に苦
しみ、それに対応して心房が心臓出力に大きく貢献して
いる場合、−−特別の処置が必要とされる。普通に指定
される処置のタイプには、投薬、麻薬、整調を行う治
療、心臓にショックを与える治療、および或る場合にお
いて、外科的にＡ−Ｖブロックを設けること、および心
室のペースメーカを埋め込むことがあげられる。 心室性頻脈（VT）の症状の発現の間、心臓出力は減少
させる。なぜなら、急速な収縮の間、心臓の主たるポン
プ室である心室が部分的に充満されるだけだからであ
る。自発的に、またはVTの処置に応答して、VTが心室性
細動（VF）まで加速するかもしれないと言う高い危険性
がある。その場合、心室の無効な震えの結果として、心
臓出力の瞬間的な停止が存在する。心臓出力が殆ど直ち
に回復されない限り、組織は酸素を含む血液の不足によ
り死に始め、そして死が数分以内に生じるであろう。 本発明の一目的は、不整脈を検知し、これを正常な高
心拍状態から識別するための改良された技術を用い、な
らびに治療の強度（aggressiveness）および実施への段
階的アプローチにより、心室性頻脈、けいれん、および
細動を含む心室性不整頻脈を処理するための改良された
医療装置を提供することにある。 電気的除細動および細動除去のために必要なパルスの
エネルギはある程度重複し、電気的除細動は約0.05ジュ
ールほどの低さから約10ジュール、またDFは約５ジュー
ルからほぼ40ジュールである。当該必要なエネルギのレ
ベルは、患者ごとに異なり、且つパルスの波形のタイプ
および使用される電極の形態、ならびに種々な他の既知
の要因に依存する。 伝統的に実用されている細動除去装置は、患者の胸郭
上の所定の位置に置かれたパドル（へら）を経由して心
臓を通過する高エネルギのパルスを供与するためのかな
り嵩張る電気装置であった。より最近において、埋め込
み可能な電気的除細動装置ならび細動除去装置が、VTお
よび／またはVFを検知して処理する際に使用すべく提案
されている。1970年に、M.Mirowskiおよびその他、なら
びにJ.C.Schuderおよびその他が、科学文献において別
々に、“standby automatic defibrillator"およびcomp
letely implanted defibrillator"についての彼らの別
々の提案のそれぞれと、犬のテストにおける経験的な結
果を報告している。そのとき以来、埋め込み可能な電気
的除細動装置および細動除去装置における多数の改良
が、科学文献および特許公報において報告されてきてい
る。次のものが代表的な例である。 米国特許第3,805,795号は、埋め込まれた電極を持つ
細動除去装置を記載しており、この細動除去装置は、電
気的および機械的活動のそれぞれを指示する別々の信号
のそれぞれが、両方とも所定時間に亘って不在であるな
らばその時のみ、細動除去を行うパルスを心臓へ配送
し、またこの場合、最初のパルスがそれに続くパルスよ
りも低いエネルギ含有量を有している。米国特許第4,11
4,628号は、所定時間に亘って心臓の活動がないときに
細動除去を行うパルスが自動的に患者の心臓へ供与され
るようにした動作モードを持つ強制ペースメーカ（dema
nd pacemaker）を開示している。米国特許第Re.27,652
号は、自動的な埋め込み可能な細動除去装置を提案して
おり、これにおいては、予め設定された遅延が、連続す
る複数のショック間に賦課され、またそれにおいては、
さらに他のショックが、成功した細動除去に追随して禁
止される。米国特許第4,181,133号は、プログラムを組
むことが可能な埋め込み可能なペースメーカを開示して
おり、これは、強制的な整調および予備的な電気的除細
動の二重の機能を奏する。米国特許第4,300,567号は、
１つのモードにおいて高エネルギの細動除去を行うパル
スを、他のモードにおいて低エネルギの電気的除細動を
行うパルスを配送するように適合された埋め込み可能な
自動細動除去装置を開示している。 一般的に述べると、従来技術の埋め込み可能な細動除
去装置は、ECGの変化および／またはリズミカルな収
縮、脈打つ動脈の圧力、もしくは呼吸のような「機械
的」作用の不在を検知し、そして、それに応答して、予
め設定された波形およびエネルギ含有量の１つまたはそ
れ以上のショックを与えるパルスから典型的になる一定
の治療を実施する。もし、頻脈処理用の電気的除細動の
ごとき、他の任意の心臓治療法が前記装置から可能であ
れば、それも、一定の計画に従い、前記特定の不整脈の
型に嵌まった検知に応答して実施される。これらの提案
された装置は、治療法の融通性が殆ど、もしくは全然な
いか、あるいは処理されるべき不整脈における微細な変
化の検知を行い、および適切な治療に応ずる能力が殆
ど、もしくは全然ない。 本発明のさらに特別の目的は、改良された埋め込み可
能な医療装置を提供することであって、当該装置は、心
拍数の連続域に亘る心室性頻脈および他の不整脈を検知
し、そのような検知に自動的に応答して、複数の所定の
治療のうちの１つまたはそれ以上のものを選択的に実施
するように適合されており、前記所定の治療には、検知
された不整脈の血行力学的許容度または不許容度に応じ
て処理の強度が異なる種々の治療法において、徐脈およ
び反・頻脈整調を行うタイプの治療、および電気的除細
動あるいはDFショック・タイプの治療がある。 本発明の他の目的は、心室性頻脈を管理するための、
頻脈に対抗する整調を行う治療を実施するのに適し、加
速が起きた場合にVFを終了させるための追加的もしくは
後援的能力を有し、それにより、VTを処理するための整
調を行う治療に関連する危険を減少させる医療装置を提
供することにある。 （発明の要約） 本発明は、徐脈および反・頻脈を整調するタイプの治
療の機能と、電気的除細動および細動除去を行うショッ
ク型の治療の機能とを統合して、VTおよびVFを含む心室
不整脈の管理および処理に対する調和のとれたアプロー
チを行う。このアプローチの重要な側面は、前記複数の
治療間の融通性のある因果的配列を行うことであり、そ
の際、検知された不整脈に対する患者の血行力学的許容
性（または不許容性）、および複雑な不整脈の検知を適
切に考慮し、処理が必要な発現症状（例えば再到来する
頻脈）を、心臓には関係しない、もしくは他の病気であ
る症状（運動により発生された洞性頻脈のごときもの）
から識別するための手段を用いる。本発明の調和的なア
プローチは、頻脈が加速する危険性を考慮し且つこれを
有効に取り扱い、ならびに埋め込み可能な装置の動力源
の寿命、およびその装置の患者による許容性をも考慮に
入れる。 本発明によると、多数の段階的な検知用アルゴリズ
ム、および段階的な治療学的物理療法が、医者にとって
選択的に実施可能となるとともに、心拍数の連続域にお
ける心室性頻脈の位置に応じて、また、それゆえ頻脈に
対する患者の血行力学的許容度もしくは不許容度に応じ
て、さらに心拍数の連続域のより高い及びより低い領域
のそれぞれにおける心臓の不整脈のために細動除去およ
び徐脈の整調を行う後援能力を以て、心室性頻脈のクラ
スを検知し且つ処理するために適用可能である。 本発明の一特徴は、時間の経過に関連し、且つ増大す
る異常な心拍数に関連して治療の強度（aggressivenes
s）が増大されるべきであると言う原理を適用すること
である。本発明は、処理に対する段階的なアプローチを
利用して、あらゆる患者および頻拍性型不整脈（不整頻
脈）に対する治療の強度を完全に制御する能力を医者に
与える。段階的アプローチを進展させる際において採用
される方法論は、前記装置の比較的簡単なプログラム化
により、基本的なものから高度に複雑なものに亘る広範
囲な治療法に、医者による制御が加えられるものであ
る。 一実施例において心臓刺激装置は、心拍数の連続域を
次第に高い方の心拍数範囲になる複数の連続した頻脈ク
ラスへ選択的に仕切ることを可能にし、これらのクラス
のうちの最低および最高のものは、それぞれ、前記連続
域のうち洞拍律および細動の領域により選択的に境界を
形成される。前述した範囲および領域の各々は、医者の
自由裁量で指定できる。このような自由裁量による指定
は、患者の疾患による特定の要件および指定されるべき
治療法の融通性を満たすために必要となることがある。
前記刺激装置は、前記心拍数の連続域における症状の位
置に応じたより大きいまたはより小さい厳格度を有する
基準を用いて、不整脈を示す心臓の症状を検知し、検知
された症状の中で正常な頻脈と異常な頻脈との識別を行
うための段階的な検知システムを包含している。指定さ
れた頻脈クラスの任意のものの範囲内もしくはその外側
における不整脈の検知に応答して、前記刺激装置は、医
者の正確な処方（例えば患者の特別なデータ、不整脈の
心拍数、症状の長さおよびその加速または減速を含む種
々な要因に基づく）に従って、１つまたはそれ以上の治
療を自動的に施すことになる。この実施例において、利
用可能な治療法には、徐脈の整調、反・頻脈の整調、電
気的除細動を行うショック、およびDFショック等があ
り、これらは、検知された不整脈を処理するために、さ
らに詳細には、不整脈の血行力学的許容度に応じた治療
の強度を上げていきながら、別々に、または任意の組合
わせにより（医者の指定に従う）実施することが可能で
ある。 本発明の他の特徴は、種々の心拍数範囲における不整
脈を検知するために開発された序列的なアルゴリズム
が、次第に大きくなる心拍数範囲における症状を検知す
るために基準の厳格度を次第に減少させるべく使用可能
であり、前記検知基準は、不整脈の血行力学的不許容度
が高まるにつれて緩やかにされる。 本発明の他の目的は、先の検知に応答して指定済みの
治療法を実施した際に不整脈の存在または不在（それら
における全ての加速または減速を含む）を測定するため
の再検知が、元の検知のために使用されたテストよりも
少ないテストを用いてもよいような不整脈の検知および
処理用装置を提供することにある。 本発明のさらに他の目的は、不整脈の処理のための治
療シーケンスの実施が、症状の進行中に、予め選択され
た制御の選択項目に応じて、変更可能な不整脈の検知お
よび処理用装置を提供することにある。 本発明の、上記のもの及びさらに他の目的、特徴およ
び利点は、添付図面を参照して行う現在好ましい実施例
の以下の詳細な説明から明らかになるであろう。 （好ましい実施例の詳細な説明） 以下、第1a図を参照すると、本発明の１つの重要な特
徴に従い、心臓の速さの連続域もしくはスペクトル（振
動数域）が、隣接する連続的な心臓の速さの範囲を設定
し、これらの範囲は、当該連続域の下端部においてSINU
Sとして指示されている静脈洞のリズム、ならびに各々
がTACH−1,TACH−２およびTACH−３として表示されてい
るVT（心室の頻脈）に関係する次第に速くなる速度範囲
とにそれぞれが一致する複数の隣接し且つ連続する心臓
の速度範囲と、当該連続域の上端部においてFIBとして
表示されているVF（心室の細動）に関係する開始速度
と、および当該開始速度を越える範囲とに分割され、あ
るいは仕切られている。 好ましくは、前記スペクトルは、このように定義され
た速度範囲（領域）が、それらの領域における心臓の速
度に対する患者の血行力学的許容度の各々の代表となる
ように仕切られている。したがって、第1a図の図示的な
実施例においては、前記３つのVT領域の上昇する値は、
頻脈のうちの充分に許容されるクラス、並の程度に許容
されるクラス、および余り許容されないクラスのそれぞ
れを描いている。そのようなクラスの実際の数は、不整
脈の管理に関する内科医の判断、および特定の患者のた
めの治療養生法の処方箋に従って、３つよりも多く、ま
たは少なくなることが可能である。第1a図に示されてい
るように、前記SINUS領域における心臓の速さは正常で
あり（当該領域の少なくともその部分は、正常な休止し
ている静脈洞の速度範囲にあるものとみなされる）、一
方、前記FIB領域における速度は結局許容されない。 当該全体の連続域は、左側に境界を設けられなくても
よく、また前記各頻脈クラスの速度範囲は、それらの領
域の境界に、互いに対して並びに前記SINUS領域およびF
IB領域を以て特定の速度数を付与することによって、選
択的に表示されることが可能である。例えば、第1b図に
示されているように、前記TACH−１領域の下端および上
端境界は、それぞれ150および175bpm（鼓動／分）に設
定され、また前記TACH−３領域のそれらは、それぞれ20
0および275bpmに設定されてもよく、同時に、前記TACH
−２領域の速度範囲、並びに前記SINUS領域の上端境界
および前記FIB領域の下端境界が設定される。隣接する
領域を分離する各境界速度は、年齢、疾患の性質、およ
び医者が直接関係ありと考え得る任意の他の要因を含む
特定の患者のデータに基づき、（前記心臓刺激装置の外
部のプログラム作成ユニットを使用して）前記心臓刺激
装置のプログラムの作成、またはプログラムの再作成を
行う間に、前記医者によって選択的に調節されることが
可能である。これらのプログラム化された境界速度は、
今説明されるように、埋め込まれたアンテナ、および前
記心臓刺激装置の伝達ネットワークを経て、前記心臓刺
激装置内の中央マイクロプロセッサと連係するコンピュ
ータ・メモリ内に貯蔵される。 また、本発明は、医者に対して、不整脈の治療のため
の複数の基本的治療法のうちの任意のものを処方する能
力を与え、それにより医者が、それらの治療法の各々の
詳細な性質（すなわちその細かい体系）を特定し、それ
ゆえ前記表示された不整脈領域のうちの任意のものにお
いて検知された不整脈に応じて前記治療法が施されるべ
き過程を指示し、そして各領域における不整脈を検知す
るための計算法を選択できるようにする。例えば、前記
心臓刺激装置の好ましい本実施例においては、前記４つ
の不整脈クラスTACH−1,TACH−2,TACH−3,およびFIBの
各々において検知された各事象を取り扱うために、任意
の４つの基本的な治療法が選択的に指示されることが可
能である。当該基本的な治療法の数は、前記不整脈クラ
スの数よりも大きくてもよく、あるいは小さくてもよ
く、この実施例ではそれらの共通の数に特別な重要性は
ない。また、前記基本的な治療法の数および複雑さ、な
らびに、ここに記載されている他の貯蔵され且つ／又は
プログラム化されたデータ・ファンクションのそれら
は、前記心臓刺激装置および関係するプログラム作成ユ
ニットにおけるメモリのタイプおよび容量によってのみ
制限される。 本質的に、前記基本的医療法は、前記装置により施行
され得る可能な治療法の全てからなるグループから、任
意の所望の方法で確定されることが可能であり、当該施
行可能な治療法の各々は、その細かい体系に関して（同
じく前記装置の実用的な限度内で）変更することができ
る。したがって、前記装置は、医者に対し、前記施行可
能な治療法の細かい体系を変更し、そして基本的な治療
法を確定する能力を与える。後者は、次に、別々に、ま
たは前記表示された各速度範囲における不整脈の取扱に
適する複数の療法もしくは過程として任意に組合わさ
れ、調整されて特定の患者へ与えられる。 例えば、本実施例の前記４つの基本的治療法の１つの
確定内容は次のようなものとすることができる。 治療法A:攻撃的でない整調を行うためのバースト（突
発）、 治療法B:攻撃的な整調を行うためのバースト、 治療法C:電気的除細動を行うショック、および 治療法D:心臓の細動を停止させるショック。 しかし、治療法ＡおよびＢは、細かい体系のみにおけ
るものと異なり、攻撃的な整調バーストとして両方とも
等しく良く確定されることができ、あるいは治療法A,B,
およびＣは、同様に細かい体系における場合のみと異な
り、電気的除細動を行うショックとして等しく良く確定
されることができ、あるいは前記治療法の各々が、前記
刺激装置により施行可能な治療法の範囲によってのみ限
定されながら、前記医者により望まれる任意の他の方法
で確定されることができた。 本発明の治療法制御スケジュールの他の重要な特徴
は、前記基本的な治療法と前記表示された不整脈のクラ
スとの間に、概念的に予め確定される関係がないことで
ある。すなわち、概念的な観点からは、前記基本的治療
法の任意のもの、または全てのものは、前記不整脈クラ
スの任意のもののために指示されることが可能である。
しかし、それは医者に対し、上に列記された特定の順序
において１つの不整脈クラスにつき１つの治療法を特定
するようには命令しない。例えば、第2a図に示されてい
るように、単一の特別な刺激的（治療法のこれと他の可
能な細かい体系は今説明されるであろう）治療法Ａの整
調を行うバーストは、患者を非常に低い速度から脱出さ
せるべく整調するのに適した処置として、前記医者によ
り指示されること（すなわちプログラム化されること）
ができた。そして血行力学的に良く許容されるVTが領域
TACH−１内で検知された。また、治療法Ｂのさらに攻撃
的で自動的に減衰する整調バーストが、より高い速度の
ための適切な処置として指示されることができた。そし
て、クラスTACH−２の適度に許容されるVTが検知され
た。また、クラスTACH−３における余り許容されないVT
のために、治療法Ｃの２ジュールの電気的除細動を行う
ショックが指示された。さらに、VFの検知に応答して、
治療法Ｄの30ジュールの心臓細動を停止させるショック
が指示された。 治療法と不整脈クラスとの間の関係は柔軟性を有する
ように意図されているが、特定のクラスに関連する治療
法の表示に或る限定を置くという実用上の考慮が存在し
ている。例えば、もしVFが処理されるべきであるなら、
心臓の細動を停止させるショック療法がそのクラスの不
整脈のために特定されるべきであることと、VFの処理に
おいては時間が本質的のものであるので、攻撃的整調バ
ーストが前記心臓の細動を停止させるショックに対し
て、実行可能な代替策でもなく、適切な予備療法でもな
いことが付随する。 本発明に従う治療法の制御の基本的な原理は、不整頻
脈の増大する速度に対し、および／または継続する不整
頻脈のための経過時間に対し、前記装置により実施され
る治療法がさらに攻撃的になるべきことである。本実施
例においては、特定の不整脈クラスに対して適用可能な
前記基本的治療法の任意の特定の組合わせのため、前記
複数の治療法が、増大する攻撃性の順序（過程）で実行
される。そのような治療法の過程の図示が、第2b図に関
連して記載されるであろう。この例において、医者は、
TACH−１の事象（すなわち前記TACH−１における不整
脈）の検知に応答して実行するために、治療法Ａと治療
法Ｂの組合わせを指示し、またTACH−２の事象に対して
治療法Ａ、治療法Ｂおよび治療法Ｃの組合わせを指示
し、TACH−３の事象に対して治療法Ｂと治療法Ｃの組合
わせを指示し、そしてFIBの事象（VF）に対して治療法
Ｄを指示した。 これらの治療法の細かい体系は第2a図の先行例におい
て特定されたものと同一のものであると仮定して、前記
不整脈クラスのためのこれらの指示された治療法は、以
下のように明示される。クラスTACH−１のVTの検知の
際、前記装置は、心室の刺激のために位置された刺激を
行うカソード電極を介して、単一の余分な刺激的整調パ
ルスを心臓へ最初に供与することになる。もし、その治
療法が患者を頻脈外へ整調させるのに失敗すると、前記
VTの継続的な存在が、前記治療法の遂行の完結時に、前
記装置の再検知計算法（今説明されるべきもの）により
検知されることになる。前記VTの再検知に応答して、前
記装置は、同VTを破壊するための第２の企てとして、整
調を行うパルスの自動的に減衰するバーストをすぐに実
行することになる。或る治療法の制御の選択項目（以下
に説明されるべきもの）が前記医者により選択されてし
まわない限り、前記連続する治療法Ａ、治療法Ｂは、前
記装置の繰り返し能力（本実施例におけるこの特別な例
では255回）まで、前記VTが発生し続けてクラスTACH−
１内にある間、繰り返されることになる。 もし、前記VTが前記TACH−２クラスまで加速すると、
これが治療の施行の後に起こったか、あるいは治療法Ａ
もしくは治療法Ｂのいずれかが進行中に起こったかどう
かに関係なく、前記装置は、TACH−２のための「不履
行」過程へ直接移行することになる。当該不履行過程
は、その不整脈クラスのために前記医者によりプログラ
ム化された治療過程（この例では治療法Ｃにより追随さ
れる治療法Ｂが追随する治療法Ａ）であり、そして常に
次のルールに従う。すなわち、（今説明されるべき既に
選択された治療法の制御の選択項目のうちの特定のもの
が存在しないとき）もし、前記不整脈が加速もしくは減
速するならば、（ｉ）前記古いクラスの停止のための治
療法もしくは治療過程（治療が移行時に進行中であって
も）、および（ii）その新しいクラスのために指示され
た少なくとも攻撃的な治療法が直ちに開始されるという
ルールに従う。もし、前記新しい不整脈クラスのために
２つまたはそれよりも多い治療法が指示されたとする
と、同治療過程は、（同じく、既に選択された或る治療
法の制御の選択項目が存在しないとき）常に攻撃性のよ
り少ないものから攻撃性のより強いものへの順序で遂行
される。この例においては、この要綱は、アルファベッ
トの順序でその治療過程を実行することになる。この例
において、前記停止への変更は治療法の攻撃性を増大さ
せる結果にならないことが観察されるであろう。 続いて第2b図の例を参照すると、もし、TACH−１のた
めの治療法の実行過程中に、前記VTがTACH−３まで加速
してしまったとすると、その新しい事象は、前記再検知
の計算法の適用から検知されることとなり、また前記心
臓刺激装置は、TACH−３のために指示された治療過程の
実行を開始することになる。その場合、前記プログラム
化は治療法Ｂの実行を命令し、これは、第１応答として
前記刺激を行う電極に対する自動的に減衰する調整バー
ストであってもよく、また、それが頻脈を終了させるこ
とに失敗したら、治療法Ｃですぐに救援が行われ、これ
は、適切に位置された電極に対する２ジュールの電気的
除細動を行うショックであってもよく、当該電極は、前
記整調を行う電極とは別個のものであって、そのエネル
ギ・レベルのパルスを取り扱うのに適したものである。 もし、VTが低いクラスまで、例えば第2b図の例におい
てTACH−３からTACH−１まで減速したとすると、前記不
履行の順序は、実行過程治療法Ａ、治療法Ｂとなるであ
ろう。また、もし前記VTが範囲内、すなわち前記TACH−
３の領域内で開始すべきであったとすると、その事象の
検知に応答する治療法の制御は、TACH−３のために特定
された実行過程−−当該例において治療法Ｃにより追随
される治療法Ｂ−−となるであろう。不整脈の検知に応
答する治療法の実行過程についての、この明細書を通し
ての論及は、同不整脈が終了されるまでのみ、攻撃度の
順序において各治療法を遂行すること、およびその過程
を繰り返すことを意味するように意図されている。すな
わち、もし第2b図の例においてTACH−３のVTが治療法Ｂ
により終了されたとすると、その結果は前記刺激装置に
より検知され、当該刺激装置はその際すぐに同治療法を
遮断し、その結果治療法Ｃは実施されなくなる。 もし、患者がVTからVFまで自発的に加速する傾向を有
しているならば、その患者のために医者により前記装置
内へプログラム化された治療法は、心臓の経歴がそのよ
うな疾病素質を示していない患者における同一の不整頻
拍の検知に応答して選択された治療よりも、さらに攻撃
的になる傾向がある。 選択された治療法が前記心臓刺激装置により遂行され
る過程は、医者によりプログラム化されることが可能な
複数の治療法制御の選択項目に従って、選択的に変更さ
れることが可能である。本実施例においては、以下の選
択項目が、外部的なプログラム作成ユニットを使用する
医者のプログラム作成により実行されるべく利用可能に
される。 1.正確な整調を行う治療法の再試行。 2.最後に成功した整調を行う治療法の再試行。 3.歯止め。 4.再開始（整調を行う部分）（１〜255）。 5.減衰限界上での整調を行う治療法を無能力にする。 前記「正確な整調を行う治療法の再試行」（REPT）の
治療法の制御は、次のロールに従う。すなわち、特定の
クラスの範囲内の不整脈の検知に応答して先に遂行され
た特別な整調を行う治療法は、先の場合と同様、そのク
ラスにおいて極めて近い次の不整脈が検知された際に、
同不整脈を終了させるための最初の企てとして、正確に
再実施されるべきである、−−但しその治療法が前記の
先の場合において同不整脈を終了させることに成功した
場合のみである−−というルールに従う。したがって、
もしREPTが医者により選択（プログラム化）されたとす
ると、所定のクラスのVTのために実行された最後の成功
した整調を行う治療過程の全体は、以後の再実行のため
のメモリ内に貯蔵される。 前記「最後に成功した整調を行う治療法の再試行」
（PLSPT）の選択項目は、当該PLSPTが次のルールに従う
ことにおいてREPTと異なる。すなわち、特定のクラスの
範囲内でVTを終了させるのに成功した過程における精密
な最後の整調を行う治療法が、そのクラスの範囲内で極
めて近い次のVTが検知された際、最初の治療法として適
用されるべきであるというルールに従うことで異なる。
例えば、もし、前記RLSPTの選択項目が既に選択されて
おり、そして先の発現症状に対して成功した治療法の過
程がＡ−Ｂ−Ｃであったとすると、次に前記治療法Ｃ
が、そのクラスにおける不整脈の次の検知において最初
に実行されるであろう。もし、前記REPTまたは前記RLSP
Tの選択項目のいずれかが選択され、そしてその選択に
より要求されるそれぞれの整調を行う治療法が前記VTを
終了させることに成功しないとすると、その際その処置
は、その特定の不整脈クラスのための前記指示された治
療法の遂行過程へ逆戻りする。もし充分なメモリが入手
可能であれば、前記RLSPTの選択項目は、例えば当然の
結果に従うように拡張されてもよく、この当然の結果と
は、前記最後に成功した整調を行う治療法が最初に再実
行され、そして、もしそれが失敗すると、前記次から最
後までに成功した整調を行う治療法が再試行され、そし
て、前記医者が整調を行う治療法を割当てた任意の不整
脈クラスのため、前記過去においてVTを遮断するのに成
功した前記表中の指示された整調を行う治療を順に下へ
実行することである。 前記「歯止め」治療の制御の選択項目は、次のルール
を満たす。すなわち、より高いクラスまでのVTの加速
は、新しいクラスのために実施される初期の治療が、、
少なくとも、古いクラスのために既に遂行された治療過
程が属する治療の攻撃度のレベルに維持されるように命
令するというルールを満たす。すなわち、もし、前記歯
止めの選択項目が選択されると、前記心臓刺激装置は、
治療の攻撃度がより大きくなる方向において前記新しい
クラスのみのために命令された治療を行うことになり、
そして同新しいクラスのための命令された治療法過程が
１つもしくはそれ以上の攻撃性のより少ない治療法を含
んでいるとしても、前記古いクラスにおける処置の間に
到達された治療レベルから後退しない。 前記歯止めの重要性の例証として、第2b図の例におい
て、前記治療法ＢのときにおけるTACH−１からTACH−２
までの前記VTの加速は、進行して、その治療を中止さ
せ、前記不履行療法の下で治療法Ａを開始させる結果と
なった。これは、もし治療法Ａの実施の間に、治療法Ｂ
の進行点を経て加速の瞬間まで殆ど時間が経過していな
ければ、許容可能あものであることができる。しかし、
もしそれらの治療法の療法が、例えば、精巧な走査を行
うバーストとして医者によりプログラムされたものであ
るとすると、各々は、実施のために臨床的に大量の時間
を取ることになるであろう。それらの状況では、その例
では普通であったように前記新しいクラスのために特定
されたより攻撃性の少ない治療に戻るよりも、現行のレ
ベルの攻撃性を維持するのが望ましいかもしれない。も
し、前記VTのTACH−３までの加速の検知の際に、前記歯
止めの選択項目がその例において選択されたとすると、
処置は、治療法Ａに戻るよりも、初めからの治療法Ｂの
再スタートで開始することになるであろう。さらに、も
し前記治療過程が繰り返されるべきであったなら、それ
は再び治療法Ｂで開始することになるであろう。 前項の選択項目の各々は、たとえ前記選択項目により
指示された治療法の制御が開始されていなかったとして
も、それよりも急速に、または患者に対して不快感を余
り与えずに前記VTを終了させる傾向のある治療法を以
て、前記療法を開始させる傾向のあることが観察される
であろう。基礎をなす前提は、血行力学的に許容されな
い側へ向かう前記不整脈の変動に関しては時間が本質の
ものであると言うことであるが、もし、より大きい時間
の余裕があれば（前記不整脈がよく許容され、そしてか
なりの速度の進展がない場合のように）、ショック療法
における不快感の存在がない状態で前記VTを捕らえるの
に適した処置が望ましいであろう。 前記「再スタート」の選択項目は、その前提に合致
し、前記VTがよく許容されるときの場合において治療法
の制御を行う。本質的に、「再スタート」は、前記指示
される治療過程が、１つまたはそれ以上の整調を行う治
療法で始まり、そしてショック型の治療法で終わる場合
に、適切な治療法の制御の選択項目である。「再スター
ト」は、前記ショック療法に入る前に、前記整調を行う
治療法の所定の繰り返し回数を命令する。したがって、
もし、TACH−２の事象に応答して実施するために特定さ
れた治療法の過程がABCであり、そして「再スタート」
が特定されているとすると、治療法Ａおよび治療法Ｂ
が、前記頻脈の終了点まで、治療法Ｃが開始される前
に、前記プログラム化された回数に亘って繰り返される
ことになる。前記「再スタート」の選択項目の選択は、
前記整調を行う治療法が、特定の不整脈クラスに従って
再開始され、或いは、されないようになされることが可
能である。 医者による前記「再スタート」の選択項目の選択の理
由は、（１）処置されるべきクラスのVTが血行力学的に
患者によりよく許容されるという臨床的観察、、（２）
症状の開始からの経過時間がそれゆえ並の許容度もしく
は低い許容度の場合ほど重要でないこと、（３）ショッ
ク型の治療とは反対にその整調を行う治療からの患者の
不快感が殆どないか、全然ないこと、ならびに（４）シ
ョック療法の各用例が、前記整調を行う治療法に比較し
てかなり大量のエネルギを消費し得る（および典型的に
は消費する）こと、を含むことができる。 さらに、好ましい本実施例において選択されてもよい
他の選択項目は、減速限界上での整調を行う治療法の無
能力化（DPTODL）である。先に記載したように、VTの処
置はVFまでの加速という重大な危険を伴う。勿論、それ
が発生すれば前記装置は同VFを直ちに検知してDFを適用
することになる。しかし、心臓の細動を止めるショック
は時々、静脈洞へ復帰させるのではなく、VTまでの減速
を生じさせることが観察されている。理論的には、これ
は繰り返し起こる可能性があり、その場合、再び出現し
たVTの検知の際の整調を行う治療の遂行が再びVFまで加
速する結果となり、そして整調用ショック、整調用ショ
ックのループにおいてそれを遂行することになる。DPTO
DLは、VFからVTまでの所定回数の減速後に（好ましくは
第２の発生時に）前記整調を行う治療を無能力化し、そ
して直接ショック療法へ進むことにより、このループを
破壊するように適合されている。 前記VTが終了されるまで、前記刺激装置は、選択され
た治療法の制御の選択項目により変更された範囲まで、
心臓の各サイクルの間に所定の基準（今説明されるべき
もの）に従って再検知を続けながら、その不整脈クラス
のために特定された治療法の実施過程に従って処置を繰
り返し行うことになる。前記装置の治療法制御選択項目
の利用可能性は、時間の拘束、血行力学的許容度、加速
の危険性、患者の不快性、および不整脈が検知されると
きに存在するエネルギ容量の下で最も成功しそうな次善
に利用可能な処置に従い、前記治療法の実施を各クラス
のために指示された過程から調節するための強力な道具
を医者に対して与えることが理解されるであろう。 前記心臓の速度のスペクトルを複数の不整脈クラスに
区分けすることは、それ自体、不整脈検知技術のための
基礎を与えるけれども、同不整脈をさらに信頼性がある
ように分類するため、これらのクラスの基礎を越えて追
加の情報を選択的に創設するのが望ましい。例えば、前
記装置は、前記TACH−３の速度範囲で単一の心臓の間隔
（インターバル）を検知してもよいが、それは単に、孤
立した早過ぎる心室の収縮（PVC）に属し得る可能性が
あり、このPVCはしばしば疾患のない個人において観察
されるもので、再び到来するVTの開始ではない。また、
単に前記表示された不整脈クラスの速度範囲に基づく検
知要綱は、静脈洞のVTおよび再到来するVT間の識別に困
難性を経験することがあり、これらのVTは速度において
かなりの重複性を有し得るものである。本発明は、その
ような困難性を回避し、高度に信頼性のある不整脈検知
技術を提供する。 再到来する頻脈は、不意の開始（運動の際誘起される
静脈洞の頻脈において次第に立ち上がるものとは対称
的）と、安定した高い速度（運動による頻脈の速度の変
動とは対称的）とにより典型的に特徴付けられており、
以下の４つの基本的な検知基準が、不整脈検知システム
の基礎を形成する。 （１） 高速度（HR） （２） 突然の開始（SO） （３） 速度の安定性（RS） （４） 持続された高速度（SHR） 前記HRの基準は、（医者によるプログラム作成を介し
て）選択された基礎速度を越える心臓の速度におけるｎ
個の連続的な間隔の高速走程長さを特定する。例えば、
ｎは、前記静脈洞およびTACH−１クラスを分離する境界
速度を越える速度で、１〜255回の間隔（鼓動）内で変
動することができる。したがって、もし、ｎが例えば６
にプログラム化されており、またTACH−１のための低い
方の境界速度が例えば100bpmに特定されているとする
と、前記HRの基準は、もし患者の心臓の速さが少なくと
も６回の連続的な鼓動の推移に亘って100bpmを越えるな
らば、満足される。 前記SOの基準は、心臓の速さにおける医者により特定
された段階的増大（デルタ変化）からなる。同SO基準
は、もし患者の心臓の速さがこのデルタ（増分）を越え
る量だけ突然跳ね上がるならば、満足される。 前記RSの基準は医者により特定された２つの要因から
なり、これらのうちの１つは、選択された基礎速度を越
えるｎ個の連続的間隔の走程長さであり、それの他のも
のは、特定された速度の安定増分である。同RS基準は、
もし患者の心臓の速さがｎの連続的な鼓動を上回って、
前記特定された基礎速度（これは前記TACH−１の領域の
ための最小の境界速度に典型的に等しくなるであろう）
を越えるならば、そしてその心臓の速度が、それらのｎ
回の連続的な鼓動に亘って前記特定されたデルタ速度よ
りも大きく変化しなければ、満足される。 前記SHRの基準は、前記特定された走程長さが異なる
ことを除き、前記HRの基準と類似している。特に、SHR
は、前記HRの基準のために使用されたものよりもかなり
長い走程長さｎを特定する。 これらの４つの基本的に検知基準は、次のように、ブ
ール代数により９つの頻脈検知の計算法に組合わされる
ことが可能である（当該それぞれの計算法の各記述の後
で括弧内に象徴的に示されている）。 1.高速度（HR）； 2.高速度および突然の開始（HR AND SO）； 3.高速度および突然の開始、または持続された高速度
（［HR AND SO］OR SHR）； 4.高速度および速度安定性（HR AND RS）； 5.高速度および速度安定性、または持続された高速度
（［HR AND RS］OR SHR）； 6.高速度および突然の開始および速度安定性（HR AND
SO AND RS）； 7.高速度および突然の開始および速度安定性、または持
続された高速度（［HR AND SO AND RS］OR SH
R）； 8.高速度および突然の開始もしくは速度安定性のいずれ
か（HR AND ［SO OR RS］）； 9.高速度および突然の開始もしくは安定性のいずれか、
または持続された高速度（｛HR AND ［SO OR R
S）｝OR SHR）． 計算法６〜９は、各々が前記SHRの基準を含むととも
に、計算法２〜５により特定された個々の基準が、再到
来する頻脈により満足されるべき前記各複合計算法に対
して、過度に厳しいかもしれないという可能性のため、
利用されるものである。前記SHR基準は、不変の高速度
の動作が前記装置により再到来するVTとして検知される
のを保証するように、「安全弁」としての作用をする。 前記不整脈検知の計算法は、再到来した頻脈が進行中
であることを言明するため、検知された証拠が充分なも
のであることを決定するために使用される。本質的に、
これらの計算法は、前記装置により処理されるべき不整
脈と、処理されるべきでないものとの間の識別を行う役
目をする。上記したように、静脈洞のVTと再到来するVT
との間には、特に低速度において速度の重複が存在する
ことがあり、それゆえ速度の検知のみでは当該２つの間
で信頼性のある識別がされない。しかし、高速度におい
ては、前記HRの基準のみが、再到来する頻脈の信頼性の
ある指示体として充分である。 前記採用された検知技術は、前記計算法の厳重さが、
増大する速度を以て、且つそれゆえ増大する前記不整脈
の血行力学的許容度を以て減少するはずであるという原
理を利用する。本実施例において、医者は３つの異なる
検知の計算法を特定してもよく、それらの各々は異なる
頻脈クラスのためのものである。したがって、それらの
特定されたもののうちの最も厳格な検知の計算法は、最
低速度の範囲を有する頻脈クラスに対して適切に割当て
られ、また次第に、より緩やかにされる検知の計算法
が、次第に高速度になる範囲のクラスに対して適切に割
当てられる。それは次のことに従う。すなわち、もし前
記TACH−１の領域に適用された非常に厳格な検知のテス
トが、再到来する頻脈が進行中であるかどうかに関し
て、不確定な証拠を得る結果となったら、また前記TACH
−２の領域に適用された普通程度に厳格なテストが満足
されたなら、その証拠は再到来するVTが実際進行中であ
ると、強要していると言うことに従う。 例として、第3a図は、第1a図の頻脈クラスTACH−1,TA
CH−２およびTACH−３のための検知の計算法の適切な選
択を図示している。第3a図に描かれた最も厳格な計算
法、HR AND SO RS、が、前記TACH−１領域に対して
割当てられ、最も緩やかなテスト、HR、が、前記TACH−
３領域に対して割当てられ、そして当該他の２つの中間
の普通程度のテスト、HR AND RS、が、前記TACH−２
領域にとって充分であり且つそれに対して割当てられ
る。 前記VTの初期のふるい分けに続いて、再検知のために
使用されるべき検知基準の数を経らすための用意がなさ
れる。なぜなら、もし前記VTが依然として進行中である
なら、次の治療をできるだけ早く実施する必要があるた
めと、厳格性のより少ない検知基準が適切に強要する証
拠を提供することになると言うためとによる。特に、も
し、初期に検知された不整脈の症状の持続の結果とし
て、全ての基準が最早適用不能であれば、その基準は、
その症状が依然として進行中である限り、再検知での使
用から放棄される。例えば、前記SO基準は、前記症状が
現在既に検知されており、また突然の開始が最早当ては
まらない限りは、VTの初期の検知の後では実行可能でな
い。それゆえ、その基準は、そのVTの進行についての全
ての企図された再検知の間に除去される。同様に、前記
SHR基準は、VTが進行中であると一旦確認すると、再検
知の目的に対して価値を持たない。これは、上記の表上
における計算法2,3,および５〜９（5,9を含む）を再検
知のための使用から排除する。 高速度（計算法１）、ならびに高速度および速度安定
性（計算法４）は、再検知の基準に適する僅かに残った
テストであり、またHRおよびRSの各々は、初期のふるい
分け及び再検知の両方において有用であるため、各々
は、２つの別々にプログラム化が可能なｎ、すなわちni
（初期の検知用）およびnr（再検知用）に割当てられ
る。当該別々に選択可能な変数のための理由は、HRに対
し、連続的な高速度の間隔（ni）のむしろ長い走程が、
医者により、VTの信頼性のある初期検知にとって必要な
ものと考えられ得るけれども、比較的短か目の走程長さ
（nr）が再検知の目的にとって充分となり得るからであ
る。同様に、RSに対し、比較的不変の速度の連続的な高
速度での間隔（nr）の、より短い走程は、初期のふるい
分けのために使用された走程長さ（ni）と比較して、再
検知に適すると考えられることができる。 前記初期のふるい分けの計算法を用いる場合と同様、
医者は、前記VTクラスの各々に対して異なる再検知の計
算法を特定することができる。第3b図に示された要綱に
おいては、さらに厳格な再検知の計算法HR AND RSが
クラスTACH−１に対して割当てられ、そして、より緩や
かな再検知テストHRが、前記TACH−２およびTACH−３の
クラスの各々に割当てられる。 本発明の本実施例において選択されてもよい異なる再
検知の基準は、「HYSTERESIS…ヒステリシス：履歴現
象」として論及される。隣接する複数の不整脈クラス間
の境界における、または同境界の近くでの再検知は、そ
の不整脈の加速が次のより高い方のクラスまで生じたか
どうかに関して不確定なものとなることがある。その理
由は、単に、少量の時間的変移のためである。前記「ヒ
ステリシス」の選択項目は、検知された頻脈の速度に対
して自動的に加えられる速度の「デルタ（増分）」を割
当てる。もし、当該「ヒステリシス」の選択項目下での
再検知において、その検知された速度が前記２つの速度
間の境界速度よりも低ければ、その再検知は、加速が生
じていないということで確定的なものとなる。同様に、
もし、その再検知された速度が前記境界速度よりも高い
が、初期に検知された速度と前記ヒステリシス（増分）
とを足したものよりも依然として低ければ、加速は存在
しない。しかし、もし、検知された速度が、前記境界速
度、ならびに初期に検知された速度と前記増分とを足し
たものの両方よりも高ければ、より高いクラスへの加速
が明言される。それゆえ、前記「ヒステリシス」の選択
項目は、複数のクラス間の指定された境界よりも僅かだ
け上の速度で再検知された不整脈のため、非加速から加
速を識別するための本発明の重要な特徴である。 本発明の他の特徴によると、基礎的な基準の異なる設
定が、好ましい本実施例においては２つからなり、そし
て細動を検知するために用意される。当該２つのうちの
１つは、細動速度（FR）と呼ばれ、且つ頻脈検知のため
の前記HR基準に幾分類似している。しかし、満足される
べき前記FR基準に対しては、ｎ個の連続的間隔の医者に
より特定された走程長さが、前記速度の連続域のうちの
最も高いVT領域の上端境界における速度を越える心臓の
速度（例えば、第1b図の説明的速度範囲区分における前
記TACH−３の範囲よりも高い速度）で、発生しなければ
ならない。 細動の検知のために採用される第２の基礎的基準は、
「Ｆ x/y」と呼ばれる。当該Ｆ x/y基準は、VFの指示
として、ｘの細動速度間隔が、ｙの連続的な間隔の範囲
内で発生しなければならないことを特定する（この場
合、ｘおよびｙの両方は医者によりプログラム化される
ことが可能である）。当該後者の基準は、前記不整脈の
特徴である不規則な心臓速度および広範に変化し得る信
号の振幅にもかかわらず、VFを検知する役目をする。前
記変化する信号の振幅は、幾つかの信号の頂点を検知す
ることに結果的に失敗することがあり、当該信号の頂点
は、ｎへ向かう計数の再開始により、前記FR基準の下で
のVTまたは静脈洞リズムの期間として、誤って現れるこ
とがある。前記Ｆ x/y基準は、それらの状況におい
て、ｘの細動速度間隔が前記ｙの連続的間隔の範囲内で
生じたことを確認することになるであろう。 不規則で高い速度の心臓の不整脈は、もし、個々のサ
イクルが揺れて戻り、そして前記TACH−３およびFIB領
域の間で揺れるならば、検知されなくても良いようにす
ることが可能である。すなわち、前記不整脈は、前記VT
の高速度走程カウンタを再セットするであろう僅かな細
動間隔を提示することがあり得るが、前記FRまたはＦ
x/yの検知基準を誘発するには不充分である。次に、前
記不規則な不整脈は僅かなTACH−３の間隔を提示するこ
とがあり、同TACH−３の間隔は、前記FR速度カウンタを
再セットするとともに、前記Ｆ x/y基準における非細
動間隔として計数を行うことになるものである。この状
態は、延長された時間に亘って持続できることがあり、
血行力学的に妥協する不整脈の検知に結果的に失敗する
ことになる、そのような不規則で高速度の血行力学的に
妥協する不整脈が急速に検知されるのを保証するため、
またTACH−３のVTから離れてVFのための検知に偏らせる
ため、以下の追加のルールが前記VTおよびVFの検知基準
に適用されることが可能である。 （１） 前記TACH−３領域における心臓サイクルが、前
記FRおよび細動x/y基準により完全に無視される。 （２） もし高速度の計数値が０よりも大きく、且つ心
臓のサイクルが前記FIB領域にあれば、１が前記高速度
の計数値から引かれる。 上記最初のルールは、前記TACH−３領域における心臓
サイクルが、VFの検知のため、あるいはその検知に抵抗
するための何れにも証拠として使用され得ないことを明
言している。上記第２のルールは、再到来する頻脈が進
行中でないという幾つかの（しかし不確定的な）証拠を
前記FIB領域における間隔が提供することを詳説してい
る。 これらの２つの追加のルールが実施されると、前記不
規則な速度が揺れて前記TACH−３クラス内に入るとき、
VFのための検知基準が混乱されない。次に、前記速度が
揺れて前記FIB領域内へ入るとき、前記VF検知基準は、
邪魔をするTACH−３の間隔がなかったかのように捕ら
え、VFが検知されるのを可能にする。前記速度が前記FI
B領域内にある間に、前記高速度のカウンタも秒読みを
されており、これは、前記速度が揺れてその領域内に入
るときにTACH−３の検知を抑制する傾向がある。それゆ
え、VFの検知は、強化され、且つTACH−３の事象の検知
は抑制される。 前記２つの基本的な細動検知基準は、次のように、ブ
ール代数により３つのVF検知計算法に組合わされること
が可能である（それぞれの計算法の記述の各々に続いて
括弧内に象徴的に示されている）。 1.細動速度（FR） 2.yの範囲内におけるｘの細動（Fx/y） 3.細動速度、またはｙの範囲内におけるｘの細動（FRor
Fx/y） 上記の計算法は、最も高い頻脈クラスの上端境界を越
える心臓速度の連続域の領域のために、多数の検知基準
を与える。 前記TACHまたはFIBクラスのうちの１つにおける不整
脈の検知の後、および指定された治療過程の実施（任意
の選択された治療法制御の選択項目により変更される）
に応答して、前記埋め込まれた刺激装置は、静脈洞リズ
ムが再び設立されたかどうか査定しなければならない。
本発明によると、静脈洞速度（洞拍律）への戻りの基準
は、任意の連続するｙ回の拍動中にｘ回の洞拍律性拍動
が存在しなければならないこと規定する。ｘおよびｙの
どちらも医者によるプログラム化が可能なものである。
上記洞拍律への戻りの基本的基準（sinus x/y）もま
た、洞拍律への戻りを検知するための唯一の演算法であ
る。比較的大きいカウント数がｘおよびｙのプログラム
化のために使用されるのが好ましく、例えば、医者はｘ
を18に、およびｙを20に設定することができる。これに
ついての理由は、VFの遅れた検知、またはVTの遅れた検
知の望ましくなさ（特に患者により血行力学的に余り許
容されないならば）とは反対に、静脈洞リズムへの逆戻
りの、より信頼性のある指示を行うための僅かな揺れに
は臨床的に害がないためである。 次に本発明の治療法の特徴に戻ると、好ましい本実施
例中へ併合される全体的な哲学は、プログラム化の可能
な個々の治療法および治療要綱の入手可能性の範囲内
で、同治療法の攻撃性に亘る事実上の完全な制御を医者
に対して与えることである。その哲学に一致して、前記
治療法の各々には選択的に変更可能な細かい体系が設け
られる。現在好ましい実施例において、ショック型治療
法のために医者により支持されてもよい前記細かい体系
は、次の（１）〜（４）を含む。 （１） 実施されるべきショックの数（すなわち検知さ
れた不整脈を終了させるための試みの数）； （２） 前記ECG波形の特定の部分に対して前記ショッ
クの実施を同期させるための、感知からショックまでの
（ミリ秒単位の）遅延（脆弱な期間を回避しながら、結
果的に前記頻脈の急速な終了に最もなりそうなその部分
に電気的除細動を行うショックを同期させるための遅
延）； （３） 第１の試みのためのショックを与えるパルスの
振幅、および前記不整脈を終了させるための引き続いて
の試みのための振幅（例えば、前記治療法の攻撃度を増
大させることを維持しながら、第１の試みにおいて低レ
ベルを、および、もし続いての試みが必要ならば、より
高いレベルを特定すること）； （４） 心臓に与えられるショックの波形の確定（例え
ば、パルス幅、極性、および存在（すなわちon）もしく
は不在（すなわちoff）を含む６つの相までの特定）。
例えば、当該波形は、正のパルス、負のパルスおよび他
の正のパルスを持つ３相波形として特定されてもよく、
あるいは、第１パネル幅のために負のパルスを、第２パ
ルス幅のためにパルス無し、第３パルス幅のために負の
パルスを、以下同様に特定することによるように、ギャ
ップにより分離された２つのパルスのシーケンス（配
列）を持つ波形のように特定されてもよい。 以下、前記調整を行う治療法に言及すると、検知され
たテスト中の再到来する頻脈は、刺激パルスの適切に同
期されたバーストを以て終了される可能性がある。前記
試みの回数はプログラム化されることが可能であり、ま
たバーストは、当該バーストにおけるパルスの数、感知
から初期パルスまでの遅延間隔、およびバーストのサイ
クルの長さ（すなわち前記パルスからパルスまでの間
隔）に関連してプログラム化されることが可能である。
さらに、前記初期の遅延間隔および初期のバーストのサ
イクルの長さの両方は、一定値を以て、または複数の頻
脈の鼓動間の間隔のパーセンテージとしての適合値を以
てプログラム化されることが可能であり、また走査を行
うモードに変更されてもよく、この走査を行うモードで
は、それらのパラメータの何れかの、あるいは両方の値
が、初期のバーストの後の連続的なバースト（バースト
走査モード）に亘り、減少され、あるいは交互に増大お
よび減少される。バースト走査モードも、ステップのサ
イズ（すなわち、遅延間隔の値および／またはバースト
のサイクルの長さが各々の連続的なバーストのために増
大あるいは減少させる量）と、ステップの数（すなわ
ち、それらの値が、選択されたステップのサイズによっ
て増大または減少された回数）と、シーケンスの数（す
なわち、走査シーケンスが繰り返されるべき回数）とに
関連して、プログラム化されることが可能である。 本発明は、次のように、調整を行う治療法のための医
者によるプログラム化が可能な細かい体系における改良
を利用する。 1.試みの回数（１〜255）； 2.減少（DEC）または調査（SEARCH）の走査； 3.結合遅延／一定または適合分； 4.S1のバーストのサイクルの長さ（BCL）／一定または
適合分；およびS1のパルスの数（０〜255）； 5.S2のBCL/一定または適合分；およびS2のパルスの数
（０〜255）； 6.S3のBCL/一定または適合分；およびS3のパルスの数
（０〜255）； 7.S4のBCL/一定または適合分；およびS4のパルスの数
（０〜255）； 8.結合遅延／一定または適合分のための走査ステップ； 9.S1のBCL/一定または適合分のための走査ステップ； 10.S2,S3,S4のBCL/一定または適合分のための走査ステ
ップ； 11.S1,S2,S3,S4のBCL/一定または適合分のための自動減
少（AUTO−DEC）ステップ； 12.最小間隔／一定または適合分； 13.走査するためのステップの数（０〜255）； 14.試み毎のS1のパルス追加。 前記治療法のためのプログラム化の可能な細かい体系
の上記リストにおいて、前記試みの数は、前記調整を行
う治療法が適用される任意のTACHクラスにおけるVTを終
了させるための試みに関係している。前記システムのバ
ーストで調整を行う治療法の細かい体系は、２種類の走
査行動を用意する。すなわち、（１）初期のバーストの
確定を以て開始するとともに、選択されたステップ量に
より間隔が次第に短くなる減少走査、および（２）初期
のバーストの確定を以て同様に開始するとともに、前記
ECGにおける頻脈の終了ゾーンの調査中に間隔が交互に
増大および減少されるに従い、当該間隔が次第に長くお
よび短くなる調査走査である。 第４図を参照すると、前記結合間隔は、頻脈（感知事
象）の最後の検知と、前記バーストにおける第１パネル
の実施との間の時間的な間隔である。各走査における第
１パルスの列はS1と呼ばれ、その列における連続するパ
ルスは、前記S1のバーストのサイクルの長さ（BCL）と
呼ばれる同一の時間間隔により分離される。したがっ
て、S1のBCLは、列S1のための、前記パルスからパルス
までの間隔である。前記BCLは一定の時間間隔として、
または測定された頻脈速度のうちの適合し得るパーセン
テージとして、医者により特定されることが可能であ
り、また前記S1の列におけるパルスの数は、別に特定さ
れることが可能である。さらに、医者は各走査において
３つの追加の刺激を特定してもよく、これらは、前記S1
の列に続く連続的なパルス列S2,S3およびS4である。S1
の場合のように、一定または適合分のモードの何れかに
おけるBCL（これは各列に対して異なるであろう）、お
よびパルスの数は、S2,S3およびS4の各々のためにプロ
グラム化されることが可能である。前記結合間隔、およ
び任意の与えられた感知事象に続くパルス列の連続の組
合わせが、全体のバーストである。 また、さらに、別々の走査ステップがバーストの範囲
内における各パラメータのために、すなわち、前記結合
間隔、および前記パルス列の各々のための前記BCL、お
よび前記結合遅延のため、および、前記バーストの範囲
内の任意の与えられた列のために、特定されることが可
能であり、前記BCLは選択的に一定または適合分のもの
であってもよい。もし、自動減少ステップが選択される
と、その選択が適用されるバーストの範囲内の列の各々
における前記BCLは、前記治療が実施されるとき、およ
び実施されるに従い、（前記装置のプログラムを作成す
る時に医者により特定されるように、一定または適合分
ある量だけ）次第に短くなる。また、本実施例は、自動
減少するバーストが走査のためにプログラム化されるの
を可能にする（すなわち、同バーストは、それが、また
は選択されたパラメータが減少されるに従い、走査され
ることが可能である）。 明瞭にするため、走査は例示的なバーストに関連して
説明されるであろう。減少する走査の場合、初めに特定
されたバーストが心臓に対して施され、そして、もし、
それが前記頻脈を終了させることに失敗すると、実施さ
れる次のバーストにおける連続的なパルス（および結合
間隔、ただし、もしそうプログラムされているならば）
のBCLが、特定されたステップ量だけ自動的に減少され
る。すなわち、前記各パルスは次のバーストにおいて互
いに近付く。連続するバーストは、前記頻脈の捕捉が成
功するまで、または前記処置シーケンスが完了するま
で、前記選択されたパラメータのために指定されたステ
ップだけ、直前のバーストに比較して同様に減少され
る。 調査の走査の場合、もし前記第１試み（バースト）が
不成功であれば、次のバーストは、特定されたステップ
量だけ、より長いBCLおよび／または結合間隔（特定の
パラメータのプログラム化に従う）を以て、実施され
る。成功の終了点、または前記処置シーケンスの完了点
までの連続するバーストは、前記特定されたパラメータ
において前記ステップ量だけ交互に短くおよび長くな
る。例えば、次の、より長いBCLのバーストは、直前
の、より長いBCLのバーストにおける時間間隔よりも、
前記ステップ量だけ大きい複数のパルス間の時間間隔を
有する（それらの２つのバーストは、交互のサイクルに
おける、よより短いBCLのバーストにより分離され
る）。しかし、自動減少の場合は、前記BCLは、単一の
バーストにおける各パルスのために特定されたステップ
量だけ減少される。 最小の間隔は、前記走査における、および前記ステッ
プの減少における下限を設定する。それゆえ、その間隔
は、前記処置シーケンスの完了を確定する。前記BCL
が、前記VTの鼓動間の時間間隔50％に達したときは、前
記VTがVFまで加速されることになる危険が大幅に大きく
なる。したがって、当該最小の間隔は、特定の患者のた
めに決定されたその臨界レベルの上方に安全にとどまる
ように設定するのが望ましい。前記最小の間隔の設定に
関連して、走査するためのステップの数を適切に選択す
ることにより、前記処置の攻撃度は選択的に調節され
る。また、各バーストにおける前記S1の列に単一のパル
スを付加するための能力も用意される。ここでの前提
は、もし先攻するバーストが不成功であったならば、次
の試みは、少なくとも僅かに、より攻撃的であるべきで
あり、そして前記列内のパルスを多くして当該治療法を
より攻撃的にすべきことである。 前記感知、不整脈の検知、治療の準備、および治療の
実施のタイミングは、第５図のフローチャート図により
各心臓サイクルのために図示されている。 静止時間（Quiet time）：監視（モニタ）用入力が高い
周波数のノイズを求めるために導通する。もしノイズが
検知されると、遊び時間へ行う。もしイズが検知されな
ければ、感知時間へ行く。 感知時間（Sense time）：心臓の事象が感知されるま
で、または、それが、最後に感知もしくは整調された心
臓の事象以来の徐脈よりも長くなってしまうまで、待
つ。前記心臓サイクルの長さを記録し、それを保持す
る。もし、心臓の事象が感知されたら、治療時間へ行
き、それでなければ、徐脈整調時間へ行く。 遊び時間（Idle time）：ノイズが感知されたことを記
録し、それが、最後に感知もしくは整調された事象以来
の前記徐脈の間隔よりも長くなってしまうまで、待つ。
徐脈整調時間へ行く。 徐脈整調時間（Brady pace time）：選択されたモード
に適切に基づいているならば、整調を行うパルスを発生
させる。 治療時間（Therapy time）：もし、治療が、先のサイク
ルにおける普通の制御不能時間の間に調整されていたな
ら、それを今実施する。もし、このサイクルで治療が実
施され、あるいは徐脈整調パルスが発射されたなら、整
調制御不能時間へ行き、それでなければ、感知制御不能
時間へ行く。 感知制御不能時間（Sense refractory time）：感知事
象に関係する診断上の対抗策を更新する。普通の制御不
能時間へ行く。 調整制御不能時間（Pace refractory time）：前記Ｔ波
の時間帯が開始するまで待つ。普通の制御不能時間へ行
く。 普通の制御不能時間（Common refractory time）：前記
不整脈および静脈洞の検知基準および計算法を更新する
ために測定されたばかりの間隔を使用する。もし、不整
脈が検知もしくは再検知されるなら、適切な治療法を次
の治療時間の間に同期的に実施されるように用意する。
前記感知制御不能時間まで、または前記Ｔ波時間帯の終
わりまで待つ。時間更新へ行く。 時間更新（Update time）：この時点までの前記感知／
整調の履歴に基づき、自動ゲイン制御システムを更新す
る。次のサイクルのために、種々雑多な初期化のための
雑務を行う。 上記シーケンスにおいて、もし不整脈が先のサイクル
において検知されるなら、前記治療法は、ノイズもしく
は速度の中休みが経験されたかどうかに関係なく、現行
のサイクルにおいて実施される。 医者により指定された或るファンクションの外部的な
制御が、前記埋め込まれた心臓刺激装置内のリードスイ
ッチに関連して使用されるべき磁石により、選択のため
に患者に対して与えられてもよい。全てのそのようなフ
ァンクションは、患者へ磁石により到達可能なものだけ
となるであろう。ただし、医者によりそうプログラムさ
れているならばである。本発明の刺激装置においては、
選択的に交換される指示（ERI）、作業の終了の指示（E
OS）、および検索照合テスト（すなわち、整調を行う刺
激が興奮し得る心臓の組織において所望の応答を発生さ
せることを確保するため）が、前記装置の電話を介して
監視のために、患者により磁石で制御されることが可能
なファンクションのうちのものである。前記装置におい
て利用可能な前記ERI/EOS/検索照合テストは、次のもの
である。 1.前記ERIの比較器により検知される低いバッテリ（bat
tery）…（この比較器による検知は、キャパシタの充電
後に数時間に亘ってマイクロプロセッサにより無視さ
れ、その時間に前記指示はさまよっていることができ
る）。 2.予め設定された限界よりも低い、後で充電されるバッ
テリ電圧。 3.高電圧への充電の間に、マイクロプロセッサにより要
求され、且つ特定された短い間隔（例えば30秒）の範囲
内に到達しない電圧レベルであって、低いバッテリを示
している。 4.予め設定された限界を越えた全てのショックのための
合計の充電時間。 前記ERI/EOSおよび検索テストは、前記装置により次
のように行われる。 1.もし、前記磁石が適用され、そしてERI/EOSが検知さ
れなければ、前記装置は、１分当たりのパルス（ppm）
の数が100の速度で、前記VVIモードにおける合計12個の
整調パルスを発生させることにより、その際、最後のパ
ルスの幅は前記検索テストのために半分にされる。 2.もし、前記磁石が適用され且つERI/EOSが検知される
と、前記装置は、100ppmの速度で、前記VVIモードにお
ける合計４個の整調パルスを発生させることになり、そ
の際、最後のパルスの幅が検索テストのために半分にさ
れる。 好ましい実施例において利用可能であり、且つ相互に
排除し合う他の有能な磁石の機能は次のものである。 1.このカテゴリにおける他の機能を実施しない。 2.不整脈の検知および治療の実施を禁止する。 3.不整脈の検知および治療の実施を可能にする。 4.頻脈検知および再検知の各計算法を「高速度」のみま
で減少させる。 5.前記４つの治療法のうちの１つを実施させる。 ただし、その選択された治療法はプログラム化が可能
なものである。もし、走査を行うバーストが選択される
と、同走査における最初のバーストが実施されることに
なる。ショックのため、最初のエネルギが配送されるで
あろう。 前記心臓刺激装置の現在好ましい実施例は、患者の中
に埋め込まれるように構成される。患者の心臓の動作の
重要性を検知し且つ識別するために前記刺激装置の一部
分を含むとともに、自らが収容した動力源を以て、整調
およびショックの各療法の実施を開始させ且つ管理する
ために、異常な不整脈に応答し得るユニットが、身体の
組織および流動体に対して不活性な金属ケース内に組付
けられ且つ収容されることが可能である。そのユニット
は、ここでは、時々「多重心臓治療法発生装置」と、あ
るいは、より簡単に「治療法発生装置」と呼ばれ（その
機能は単なる治療の発生を越えるけれども）、そしてそ
の関係において、心臓ペースメーカのパルス発生ユニッ
トに幾分類似している。心臓の動作を感知するため、お
よび患者の心臓へ整調用およびショック用インパルスの
それぞれを配送するための、リード体／電極の組立体
が、前記治療法発生装置へ分離可能に接続されることが
可能であり、且つその関係において、心臓ペースメーカ
のリード体に幾分類似している。前記治療法発生装置お
よび前記リード体／電極組立体は、一緒に前記心臓刺激
装置を構成する。 前記治療法発生装置はディジタル制御区域を備え、こ
のディジタル制御区域は、ソフトウェアにより指令を貯
蔵および実施するため、ならびに前記装置の全てのディ
ジタル機能のためにデータを貯蔵および処理するための
ものである（メモリの容量を節約して使用するために、
医者が入手可能な従来タイプの外部プログラム作成ユニ
ット「プログラマ」へ容易に引き渡される機能を除
く）。前記装置のディジタル機能は、先に説明された医
者によりプログラム化が可能な特徴を含み、当該特徴は
例えば、前記速度の連続域を選択的に仕切るために前記
VT（TACH）クラスの速度境界をプログラム化するための
用意、前記治療法（粗いおよび細かい体系を含む）およ
び治療実施のシーケンス、および前記検知および再検知
の計算法、ならびに種々な処理、タイミング、スイッチ
ング、制御および今説明されるべき他の機能である。 また、前記治療法発生装置は、次のような機能のため
にアナログ部品を備えている。すなわち、そのような機
能は、各心臓のサイクルに亘って患者のECG信号情報を
監視すること、信号のふるい分け及び自動的ゲイン制御
を介してノイズおよび他の干渉を排除しながらその信号
情報を強化すること、前記整調用およびショック用治療
のために配送されるべき各インパルスの波形を発生させ
ること、前記装置と前記プログラマおよび電話を介する
監視器具のごとき外部ユニットとの間でデータを移送す
ること、および、過負荷に抗して保護することであり、
これらのアナログ機能の少なくとも幾つかは、前記プロ
グラム化された指令に従って制御される。また、前記全
体の発生装置の他の区域へ電力を供給するため、バッテ
リ・セル、および電圧を規制し且つ優先電力を順番に並
べる区域も備えられている。 以下、全体の心臓刺激装置の本実施例の電気回路の形
態が、図面の残りの図に関連して説明されるであろう。 最初に第６図を参照すると、前記治療法発生装置は区
域10を具備し、区域10は中央マイクロプロセッサを備
え、このマイクロプロセッサは、連係するメモリ容量を
有し、当該メモリ容量は、この明細書において先に説明
された特徴を用意するのに必要なデータを処理し貯蔵す
るために、ランダム・アクセス・メモリ（RAM）とリー
ド・オン・メモリ（ROM）とを包含している。前記マイ
クロプロセッサおよびメモリの各回路は、低電圧および
低電力作動のために、好ましくは補完的な金属酸化物半
導体（CMOS）の集積回路チップである。区域10は、プロ
グラム作成およびデータ伝達用区域14へ２方向的に結合
され、区域14はデータを受信兼監視装置へ（例えば電話
による伝達で）伝達する役目をし、当該受信兼監視装置
は、患者の心臓の機能および前記埋め込まれた装置の動
作状態の分析および評価のため、ならびに、埋め込まれ
たアンテナ17を経由して、外部のプログラム作成装置か
らプログラムの指示およびデータを受け取るためのもの
である。 区域10へ電気的に結合された水晶発振器20は、システ
ムの動作のために、必要な精密な同期信号を供給する。
リードスイッチ22も区域10へ電気的に接続され、それゆ
えリードスイッチ22は、当該スイッチの作動を制御する
外部磁石を使用することにより、先に説明されたような
プログラム化の可能な或る機能を有する患者による制限
された外部からの制御を可能にしている。 感知増幅器区域25は、自動ゲイン制御および帯域フィ
ルタの機能を包含しているとともに、ECGの信号情報を
前記マイクロプロセッサへ伝達するため、および前記マ
イクロプロセッサから制御信号を受け取るため、区域10
へ結合されている。前記感知増幅器はデータ伝達区域14
へも接続され、その結果、前記ECGの遠隔測定で得られ
たデータ信号情報は、当該後者を介して外部の監視装置
へ供給されることが可能である。区域25内のクワド（qu
ad）比較器が、前記感知電極から得られ且つ前記感知増
幅器により処理された前記ECGの感知信号情報を、前記
マイクロプロセッサによる使用に適するディジタル情報
へ変更するための連結を構成している。前記マイクロプ
ロセッサは、以下にさらに詳細に説明されるように、改
良された自動ゲイン制御機能を用意するため、前記感知
増幅器のフィードバック・ループの範囲内に存在してい
る。 前記感知増幅器は、細動信号のような急速に変化する
振幅を有する信号内容の追跡を助けるため、前記ECGの
信号を強化する。好ましくは、前記感知増幅器は、60:1
のオーダーのゲイン分布を有している。また、帯域フィ
ルタの機能は、（１）関係する周波数バンドの外側の信
号の振幅を減少させ、および（２）正常なＲ波の不在の
ときにそのバンドの範囲内で低周波数（例えば細動）の
信号を増幅すると言う二重の機能を奏するために採用さ
れている。 全体の刺激装置システムのうちの電力源区域28は、高
速度バッテリ・セル、電圧調整器、および優先電力の序
列設定器を備えている。前記高速度セルは、出力用高電
圧区域（40）内のキャパシタを合理的な時間（例えば20
秒またはそれ以下）内に充電するため、充分なエネルギ
を配送することができるセルの任意の組合わせを備えて
いる。前記電圧調整器の回路は、好ましいように、もし
３つのセルが直列で使用されているならば、3:1の減衰
を用意するため、あるいは、もし２つだけのセルが採用
されているならば2:1の減衰を用意するため、電圧分割
器を有しており、また、それにより電力源の効率を改善
する。前記優先電力の序列設定器は、前記細動除去もし
くは電気適除細動を行うショック療法を実施するための
準備のときに高電圧のキャパシタの充電を行っている間
のごとき、それがなければ前記セル上に高電流のドレー
ンが存在するときの期間の間に、適切な電力が、制御理
論のような本質的な回路機能に対して入手可能とされる
のを保証する。 前記システムのうちの調整を行う区域31は、電圧倍率
器および出力区域を備え、前者は1,2または３つの乗算
により電力源区域28からの調整された供給電圧を拡大さ
せる役目をする。前記出力区域は、前記マイクロプロセ
ッサの制御の下で、陰極的な刺激を行う電極、およひ陽
極的な基準電圧を含むペースメーカ回路を経由して患者
の心臓へ調整を行う刺激を配送するため、この拡大され
た電圧からの出力を切り換える作用を行う。 マイクロプロセッサ／メモリ区域10および調整を行う
区域31間のアナログ速度制限回路35は、前記調整を行う
速度を制御可能に制御するとともに、それにより、前記
水晶発振器回路の故障の場合に、ペースメーカの暴走に
抗して保護を施すために採用されている。しかし、前記
速度制限器は、バーストによる調整を行う治療の発生の
間のごとき、意図的に高速度を調整を行うパルスが必要
とされるときには、いつでも自動的に作動不能にされ
る。 前記調整を行う電極および感知を行う電極のためのリ
ード体は、前記刺激装置により発生される（または、緊
急の医療手続きの間の患者に対して使用されることのあ
る外部の細動除去装置から供与される）細動除去を行う
ショックの高電圧から、前記刺激装置の低電圧兼低電力
の構成要素を保護するため、絶縁／保護区域37により電
気的に監視される。前記刺激装置のうちの電気的除細動
器／細動除去器のショック治療部分は、絶縁された電圧
発生器兼出力区域40を備えている。当該電圧発生器の回
路は高電圧発振器を備え、この高電圧発振器は、前記マ
イクロプロセッサの制御の下で、前記電気的除細動およ
び細動除去のためのショックを加えるパルスのために必
要とされる電圧レベルまで出力キャパシタを充電するた
め、絶縁トランスを介して前記出力キャパシタへ結合さ
れている。 区域40における低電力アナログ対ディジタル（A/D）
変換器は、前記キャパシタ上の電圧を監視するために使
用され、それにより、前記マイクロプロセッサが、医者
によりプログラム化された適用可能なショック療法の細
かい体系のエネルギ含有量に従って、所望の高電圧の出
力レベルを設定できるようにする。また、前記キャパシ
タの電圧を監視することは、前記マイクロプロセッサ
が、各出力パルスの配送の後に残留する電荷を測定し、
且つそれにより、前記バッテリ・セルの残存容量の進行
中の査定のために実施において消費されるエネルギの量
を見積もることも可能にする。さらに、前記A/D変換器
の入力回路は、前記バッテリの電圧を監視し、且つそれ
により前記セルの現在の状態を決定するよう、前記で電
力源域28へ接続するため、前記マイクロプロセッサによ
り切り換えられることが可能である。 また、出力区域40は、その区域の出力スイッチを駆動
するために必要とされる制御信号レベルまで前記マイク
ロプロセッサにより供給された低レベル論理制御信号を
変更するために、レベル変移器および絶縁トランスを包
含している。前記出力スイッチは、それ自体、低い「オ
ン」インピーダンスのものであり、且つ各出力パルスの
配送および極性を制御するために、高電圧および電流を
取り扱う能力がある。短絡保護回路が、当該回路を通る
電流が所定のレベル以上に上昇する場合に前記出力回路
を開くために、出力区域40内に設けられている。これ
は、非常に低いインピーダンスへの前記キャパシタの放
電−−例えば、もし前記細動除去器の臨時接続電極（パ
ッチ）が短絡されたならば−−を防ぐとともに、それに
より、前記出力スイッチを過度のストレスおよび電位的
破壊さら保護する。 AGCおよび関係する帯域フィルタ機能およびクワド比
較器を有し、且つ前記マイクロプロセッサとの関係を具
備している前記感知増幅器が第７図において非常に詳細
に示されている。前記感知電極により検知された前記感
知済みのECGの波形の成分は、入力回路63を介して前記
感知増幅器60へ供与される。同感知増幅器のゲインは、
前記区域10のマイクロプロセッサ68を含むフィードバッ
ク・ループ65により自動的に制御される。前記感知増幅
器により処理された前記ECGの信号は、濾過区域70によ
りさらに強化され、濾過区域70は、選択された帯域外の
信号強度を減少させるために、および同帯域の範囲内の
低周波数の信号を増幅するために、一次の高ゲイン帯域
増幅器73を備えている。増幅器73の出力は、分割され、
且つ別々の帯域増幅器75,76へ供給され、これらのうち
の１つ（75）は、前記マイクロプロセッサによりディジ
タル的に制御される。前記ゲイン／濾過の制御段階の出
力は前記クワド比較器80へ供与され、クワド比較器は、
前記フィードバック・ループにおいて前記マイクロプロ
セッサへ３つの入力を発現させる。 本発明の前記AGCシステムは、VFの低周波数、低信号
振幅特性を感知する困難な問題を取り扱う。普通の状況
下で、感知の喪失はVFの指示となることができ、前記感
知増幅器のゲインが、より良い感知をできるようにする
ために増大されることを要求する。もし、前記感知の喪
失が、細動よりも間欠的な心臓ブロックに帰着し得るな
らば、感知信号の戻りが過度に増幅される傾向があり、
その結果、前記システム全体が動揺することになる。前
記AGCシステムがこの問題を解決する方法は、第10およ
び11図の説明に関連して今説明されるであろう。 感知増幅器区域25は、AGC増幅器区域（第８図）と、
帯域増幅器区域（第９図）と、クワド比較器区域（第10
図）とを具備している。第８図を参照すると、前記AGC
増幅器区域は、大振幅の調整を行う信号およびショック
信号を抑止するための、或る最初の帯域濾過を行うおよ
び空にする回路を備えている。これは、増幅器の飽和を
防止し、且つそれゆえ、後・調整増幅器の復活時間を減
少させる。前記AGC増幅器のゲインは、Ｎチャンネルの
接合フィールド効果トランジスタ（JEFT）のゲート電圧
を変化させることにより制御され、当該JEFTは、非反転
増幅器101に対する電圧を制御された入力レジスタとし
て作用する。前記マイクロプロセッサは、スイッチ103
および104のオン／オフの義務サイクルを制御し、スイ
ッチ103,104は、キャパシタ106をＶ＋およびVcの間まで
充電または放電させることにより、JEFT100のゲート電
圧を設定する。この技術は、レジスタ107の抵抗およびJ
EFT100のオン・インピーダンスにより決定されるよう
に、60:1のゲイン範囲を得るために使用される。 スイッチ108および109は、大振幅の調整を行う信号お
よびショックの信号が前記増幅器の入力に入るのを防止
する役目をする。。その目的のため、調整を行う、もし
くはショックの出力を配送する直前に、スイッチ108
は、その通常の閉じられた状態から開放状態まで切り換
えられ、そしてスイッチ109が、その通常の開いた状態
から閉じられた状態へ切り換えられる。したがって、前
記増幅器101の入力は、スイッチ108により前記リード体
システムから分離され、且つスイッチ109により接地さ
れる。前記２つのスイッチは、調整を行う出力の完了後
の僅かなミリ秒で、およびショックの出力の完了後の僅
かな数百ミリ秒でそれらの通常の状態へ戻される。 前記AGC増幅器区域の最初の帯域濾過機能は、レジス
タ110および111ならびにキャパシタ112および113からな
る回路により用意されている。レジスタ115は、前記FEF
T回路の適切なバイアスのために使用されている。前記
各スイッチは、第８図のAGC増幅回路において、および
他の回路図の或るものにおいて機械的装置として概略的
に図示されているけれども、実際技術においては電子ス
イッチ（トランジスタのごときもの）が典型的に採用さ
れることが理解されるであろう。 以下、第９図を参照すると、前記感知増幅器の帯域増
幅器区域は、プログラム化の可能な感知余裕特性と、特
別の帯特性とを有し、これらは、前記振幅の変化する細
動信号を追跡する際の助けとなる。当該区域は、２つの
能動的帯域フィルタ増幅器130および131と、プログラム
化の可能なゲインDC増幅器135と、キャパシタ137および
レジスタ138を備える受動的な高パス・フィルタとを具
備している。この帯域構成は、関係する周波数バンド外
の信号成分の振幅を減少させ、そして低周波数の細動信
号（より高い周波数のQRS信号が不在の場合）のための
感知余裕を有効に増大させると言う利点を有している。
さらに、前記感知余裕（すなわち、以下で説明されるべ
き内外側の目標間の比率）も、DC増幅器135の周囲の抵
抗140の大きさを設定することにより、前記内側の目標
の比較器に対するゲインが前記外側の目標の比較器のそ
れとは別に設定されることができるということにおい
て、前記マイクロプロセッサにより選択されることが可
能である。それの代わり、前記複数の目標の有効比は、
（その増幅器の周囲のレジスタ142の値を変化させるこ
とにより）帯域フィルタ増幅器131のゲインを変化させ
ることにより、または前記目標の基準電圧自体を変える
ことにより、変えられてもよい。 第10図の回路概略図と、第10図の比較器のための第11
図に示された論理出力を持つ例示的な入力信号とを参照
すると、前記感知増幅器のクワド比較器区域は、２つの
比較器のペアと、内側の目標の比較器150と、外側の目
標の比較器151とからなっている。前記内側の目標の比
較器の論理出力LIUおよびLILは、有効な感知入力信号と
して前記マイクロプロセッサにより使用される。前記外
側の目標の比較器の論理「OR」（Lo）は、前記AGC増幅
器のゲインを増大させること、または減少させることの
必要性を評価するために、前記マイクロプロセッサによ
り使用される。静脈洞のリズムの間に、前記QRSの複合
体の振幅は、その比較的大きい振幅とその周波数の内容
とにより、前記AGC増幅器のゲイン設定を命令する。頻
脈の感知の間には同一の状況が存在する。しかし、より
低い周波数の細動信号が存在することは、（前記「特別
な帯域」フィルタ141および142（第９図）の原因によ
り）感知余裕の有効性を重複させ、この重複は、振幅の
変化する細動信号の、より信頼性のある追跡を可能にす
る。 考慮されねばならない問題領域は、徐脈の整調を行っ
ている間のゲインの調節である。この場合、感知された
事象の欠落は、低速度または不適切な増幅器のゲインの
設定に帰着することがある。これらのうちのどれが信頼
し得るかを決定するため、より低い周波数の後・整調Ｔ
波の感知が行われる。もし、整調作業に続く予め設定さ
れた時間帯中に前記内側の目標の比較器においてＴ波が
検知されなければ、前記AGCゲインは増大される。これ
は、前記Ｔ波が検知されるまで、あるいは先に検知され
なかったリズムが検知されるまで続けられる。 Ｔ波対QRSを使用するAGCのゲインの制御と細動信号と
の間の主たる相違は、前記Ｔ波の振幅が、前記外側の目
標の比較器の代わりに、前記内側の目標の比較器の周囲
で制御されることである。これは、内在性のQRS信号が
感知されるならば、前記増幅器のゲインが高過ぎないよ
うに設定されることを保証する。 多数の異なるリード体の接続部が、ここに説明される
実施例の構成により支持されている。第12図を参照する
と、前記治療法発生装置から入手可能な出力接続部は、
「PACE」、「REF」、「HV1」、「HV2」および「HV3」と
して示されている。さらに重要な電位リード体の中で採
用され得る形態（構成）は次のものである。 （１） 心筋にネジ込まれる、もしくは心内膜のリード
体、および２つのチタンからなる（または他の従来の材
料からなる）網パッチ（臨時接続部）。前記心筋のリー
ド体が左心室（LV）の頂点に置かれ、または前記心内膜
のリード体が右心室（RV）の頂点において横断方向に置
かれ（何れの場合も「PAEC」へ接続される）、１つのパ
ッチは前記LVの心外膜上に置かれ（「REF」および「HV
1」へ接続される）、そして１つのパッチが前記RVの心
外膜上に置かれる（「HV2」および「HV3」へ接続され
る）。整調を行うこと及び感知を行うことは、心筋（陽
極）からLVのパッチ（陰極）へ向かう。電気的除細動お
よびDFは、LVからRV（右心室）のパッチへ向かう。 （２） 心筋にネジ込まれる１つのリード体または心内
膜の１つのバイポーラ型リード体、および２つのチタン
からなる網パッチ。両方の心筋のリード体が心室の頂点
内に置かれ、あるいは前記バイポーラ型の心内膜のリー
ド体が、前記RVに頂点において横断方向に置かれ（何れ
の場合も、１つの電極が「PACE」へ、他の電極が「RE
F」へ接続される）、１つのパッチが左心室の心外膜上
に置かれ（「HV1」へ接続される）、そして１つのパッ
チが右心室上に置かれる（「HV2」および「HV3」へ接続
される）。整調を行うこと及び感知を行うことは、心筋
からの心筋のリード体へ向かう。電気的除細動およびDF
は、LVからのRVのパッチへ向かう。 （３） 上記（１）と同様、前記心外膜の代わりに心膜
上に置かれら複数のパッチを使用する。 （４） 上記（２）と同様、前記心外膜の代わりに心膜
上に置かれた複数のパッチを使用する。 （５） ２つの導体を有する経静脈法による歩調取りの
ための１つのリード体および１つのチタンからなる網パ
ッチ。前記経静脈法による歩調取りのためのリード体
（「PACE」へ接続されている」の尖った電極が、RVの頂
点に置かれ、前記経静脈法による歩調取りのためのリー
ド体（「REF」および「HV1」へ接続されている）のリン
グ状電極がRVの上部に置かれ、そして前記パッチ（「HV
2」および「HV3」へ接続されている）は、ショック電流
が心室の隔膜を通って流れるように、心外膜に、心膜
外、または皮下に置かれる。整調を行うこと及び感知を
行うことは、前記経静脈法用尖端およびリング間で行わ
れる。電気的除細動およびDFは、経静脈法用リングから
パッチへ向かう。 （６） ２つの導体を有する経静脈法により歩調取りを
行うための１つのリード体および２つのチタンからなる
網パッチ。前記経静脈法用リード体（「PACE」へ接続さ
れている）の尖った電極が、前記RVの頂点に置かれ、そ
のリード体（「REF」および「HV1」へ接続されている）
のリング状電極が、上方のRV中に置かれ、そして前記２
つのパッチ（１つが「HV2」へ、他のものが「HV3」へ接
続されている）が、前記心室の右および左側において、
心外膜に、心臓外に、または皮下に置かれる。整調を行
うこと及び感知を行うことは、前記経静脈法用の尖端お
よびリング間で行われる。電気的除細動およびDFは、前
記経静脈法用リングから各パッチへ向かう（別の波形
で）。 （７） ３つの導体を持つ経静脈法用の１つのリード体
および１つのチタンからなる網パッチ。前記経静脈法用
のリード体（「PACE」へ接続されている）の尖った電極
が、前記RVの頂点に置かれ、末端のリング電極（「HV
1」および「REF」へ接続されている）が上方のRVの中に
置かれ、最も近いリング電極（「HV2」へ接続されてい
る）が、上位の大静脈内に置かれ、そして１つのパッチ
（「HV3」へ接続されている）は、ショック電流が心室
の隔膜を通って流れるように、心外膜に、心膜外に、ま
たは皮下に置かれる。整調を行うこと及び感知を行うこ
とは、前記経静脈法用の尖端および前記末端のリング間
で行われる。電気的除細動およびDFは、経静脈法用の末
端リングから、前記最も近いリングまたは前記パッチの
何れかへ向かう（別の出力波形で）。 前記高電圧発生兼出力区域は、第12図の回路図におい
てさらに大幅に詳細に示されている。この区域は、絶縁
された高電圧発生回路200と、トランスの絶縁されたス
イッチ駆動回路203と、ブリーダー抵抗器206および207
を持つ２つの出力キャパシタ204および205と、３つの保
護ダイオード210,211および212と、出力短絡回路保護回
路215と、２つのペアの高電圧出力スイッチ220,221およ
び224,225とを具備している。ショック療法が決定され
てしまう必要があるとき、前記マイクロプロセッサは、
前記高電圧発生回路200が出力キャパシタ204および205
を予め設定された値まで放電させるのを可能にする。当
該放電が完了した後、前記指定された出力ショックは、
適切なスイッチのペアを閉じることによって配送され
る。HV1,VH2およびHV3がどのように外部へ接続されるか
に従って、種々な出力の組合わせが達成されることがで
きる。もし、HV2およびHV3が互いに接続されると、スイ
ッチのペア220,221を閉じることは、スイッチのペア22
4,225を閉じることによって発生されるものとは反対の
極性になる出力を発生させることに気付かれるであろ
う。さらに、配線の選択物230が、スイッチのペア220,2
21を経由する出力のために完全な、または半分の振幅の
何れかを選択可能にするために包含されている。これ
は、他の方向のものと比較して一方向においてほぼ半分
の振幅となる波形の二相出力の発生を可能にする。 以下、第13図を参照すると、前記トランスの絶縁され
たスイッチを駆動する回路203は、２つのトランス240お
よび241を具備し、各々が、１つの一次駆動回路と、２
つの二次駆動回路と、１つの二次過電圧保護回路とを有
している。入力回路244は、出力スイッチのペア220,221
および224,225を制御する信号間の非重合を保証する。
前記マイクロプロセッサからレベルを変位された論理回
路は、前記２つの一次駆動体への論理入力を駆動する。
240および241により用意された前記トランスの絶縁は、
低電圧兼低電力の電子構成要素を高電圧の出力から保護
する。 第14図は、簡単にするためトランス240の適用可能な
部分のみが描かれているけれども、各トランスの前記一
次および二次駆動体をより詳細に示している。前記一次
駆動体の入力部における負の論理パルスの先行エッジ
は、キャパシタ251の負の端部がＶ＋からＶ−へ引っ張
られるようにする。これは、エネルギを前記キャパシタ
から前記一次コイル巻線へ、及びそれゆえ前記二次巻線
へ（各巻線が巻かれている強磁性コアを介して）伝達す
る。その結果、前記二次回路を横切る正の電圧が発生
し、これはＰ−チャンネルのトランジスタ254をオンに
し、そしてＰ−チャンネルのトランジスタ255を横切る
状態で寄生するダイオードのために順バイアスを与え、
且つPNPトランジスタ258をオフに保持しながら、キャパ
シタ257およびＮ−チャンネルのトランジスタ（スイッ
チ）221のゲート・キャパシタンスを充電する。トラン
ジスタ221のゲートにおける正電圧は、そのスイッチを
オンにし、電流が前記出力スイッチから前記外部負荷
（すなわち、第12図に関連して説明されたように、前記
選択されたリード体／電極の形態および患者の心臓）へ
流れるのを可能にする。 前記入力論理パルスの後続エッジにおいては、キャパ
シタ251（これは現在は充分に充電されている）の負の
端部はＶ＋へ引っ張られ、前記二次回路を横切る負の電
圧を発生させる。これは、トランジスタ255をオンにす
るとともに、トランジスタ254を横切る状態で寄生する
ダイオードのために順バイアスを与え、キャパシタ257
を逆に充電し、トランジスタ258をオンにし、そしてト
ランジスタ221のゲート・キャパシタンスを減衰させ、
トランジスタ221はそのスイッチをオフにする。これ
は、前記高電圧キャパシタ204,205（第12図）を前記外
部負荷から分離し、それゆえ前記ショックの出力パルス
を終了させる。さらに、トランジスタ258は、トランジ
スタ221のゲート電圧が、それのドレイン上に加えられ
る容量的に結合された信号により影響されるのを防止す
る。 前記二次側の過電圧保護回路260は、ツェナーダイオ
ード263および264を具備しているとともに、各トランス
（第14図における240）の前記二次駆動側へ供与される
電圧が、前記スイッチ駆動回路における任意のトランジ
スタを破損するまで充分に大きくならないように保証す
る。これは、より大きいトランスの巻線比率の使用を可
能にし、その結果、回路性能が、部分的なバッテリの消
耗を以て低減されることはない。4049インバータ（反転
器）245,246は、それらが駆動しているエミッタホロワ
が必要とする高電流による駆動を行うように構成されて
いることに留意すべきである。 前記高電圧発生兼出力区域（第12図）の前記出力の短
絡回路保護回路215は、第15図においてさらに詳細に示
されている。この保護回路は、前記出力スイッチを通る
過度の電流（および、それゆえ同出力スイッチに対する
破損）に抗して保護を行う。前記高電圧出力キャパシタ
204,205から前記出力スイッチを通って前記外部負荷へ
向かう電流は、低インピーダンスのレジスタ266を通っ
て流れなければならない。トランジスタ267および268な
らびにレジスタ269は、別々のシリコンで制御される整
流器（SCR）を形成している。もし、レジスタ266を通る
電流が、レジスタ270、271からなる分割器を通ってトラ
ンジスタ267をオンするだけ充分に増大すると、前記SCR
はオン状態を保持するとともに、（ダイオード273およ
び274を通って）出力スイッチ221および225のゲート上
で低下し、それらの各ゲート・キャパシタンスを放電さ
せ且つそれらをオフにする。これは、レジスタ266を通
る電流の減少により、同レジスタ266を横切る電圧を降
下させ、そして、前記SCRを通り電流が一旦非常に低い
値に戻ると、同SCRは、オフとなり、且つ再びトリガを
行われる用意ができる。 以下、第16図を参照すると、前記絶縁された高電圧発
生回路200は、前記高電圧出力キャパシタ204,205（第12
図）を所定値まで充電するための手段を用意している。
前記キャパシタ電圧の監視器280は、前記マイクロプロ
セッサにより制御されるディジタル対アナログ（D/A）
変換器を具備している。同D/A変換器の出力部は、電圧
比較器の１つの入力部へ行く。前記比較器に属する他の
入力部は、前記充電電圧を制御するための出力キャパシ
タ電圧の分割部へ接続されてもよく、あるいはバッテリ
の状態を監視するために前記バッテリ（Ｖ−）へ接続さ
れてもよい。高インピーダンスの基準レジスタ283が、
前記Ｖ＋の電圧に基準を供与している。 キャパシタの充電のために構成されたとき、前記マイ
クロプロセッサは、所望の電圧値を予め設定するととも
に、前記高電圧発生器287が下記のフライバック回路を
使用して前記キャパシタを充電できるようにする。上記
フライバック回路は、トランス288と、Ｎ−チャンネル
のトランジスタ290と、バッテリ・セル291,292および28
3と、フィルタ・キャパシタ295,296および297と、高電
圧発生器回路287とを備えている。これを達成するた
め、トランジスタ290はオンにされ、そして電流が前記
トランス288の一次巻線を通って流れるのを可能にされ
る。この電流が充分に上昇されたとき、トランジスタ29
0は急にオフにされ、そして非常に大きいフライバック
電圧が、前記トランスの一次側（および、それゆえ二次
側）を横切って発現する。前記二次側を横切る電圧は、
前記キャパシタ204および205（第12図）へ単一方向の電
荷を送り、それがDC電圧を充電するように強制するた
め、ダイオード301,302,303,304により半波整流を施さ
れる。 前記電圧監視器比較器280が前記マイクロプロセッサ
へ、必要な電圧が到達したと言う信号を与えたとき、前
記高電圧発振器287は不能にされ、その出力が配送され
る。当該高電圧発振器も前記低電圧調整器回路により間
欠的に不能にされ、それにより前記制御回路の電力源の
優先性を保証することに留意すべきである。ヒューズ30
8は、或る回路の故障により発生される過度の電流ドレ
インが原因となる、前記バッテリ・セル291,292および2
93の過熱に抗して保護を行う。ダイオード310,311およ
び312は、各バッテリの周囲に、もしそれが消耗したな
ら、低インピーダンスの経路を設ける。これは、１つの
セルが故障したときに、さらに効率的な高電圧の充電を
行うことを可能にする。トランス288の第３の二次側
は、前記高電圧発振器回路のために正電圧源を用意して
いる。 第17図の回路図においてさらに詳細に示されている高
電圧発振器回路287は、Ｎ−チャンネルのトランジスタ2
90（第16図）のゲートを駆動する出力パルスの列を供給
する7556タイマーICの周囲に集中している。前記出力ス
イッチ駆動回路（第14図）において使用されている前記
駆動体と同様、インバータ328およびトランジスタ330お
よび331を具備している高キャパシタンス負荷は、ここ
では、トランジスタ290（第16図）のゲート・キャパシ
タンスを駆動するために使用されていることに気付かれ
るであろう。この回路は、そのトランジスタを速くオフ
にするために必要とされ、これは前記フライバック動作
の効率を改善する。トランジスタ290も、源の「オン」
インピーダンスに対して非常に低いドレインを有するよ
うに選択される。なぜなら、スイッチの降下損失は、効
率を大幅に低減させるからである。 タイマー325の２分の１が次のように形成されてい
る。すなわち、関係する抵抗および容量により決定され
た所定の速度で無定位に稼働するため、および当該タイ
マーの他の半分をトリガを行うことによりレジスタ335
およびキャパシタ336により決定される期間を有し且つ
前記スイッチ駆動体を制御する出力パルスを発生するた
めに形成されている。前記出力キャパシタが充電される
と、エネルギがさらに急速に前記トランスのコア外へ伝
達される。これは、前記フライバック電圧の負への変移
が（VTPで生じる）より速く生じるようにする。もし、
この変移がタイマー325の無定位部分が休止する前に生
じると、トランジスタ338はオンにされ、このタイマー
を再設定する。この状態において、前記発振器は、前記
キャパシタがそれらの充電を達成するに従い加速し続
け、さらに効率的な動作状態を発生させる（なぜなら、
固定された速度は時間を浪費する結果になるからであ
る）。 調整された電圧（レジスタ340、トランジスタ341およ
び343、ダイオード345、レジスタ347およびキャパシタ3
48により発生される）が、回路の性能をバッテリの電圧
から独立させるため（前記セルの使用可能な範囲に亘っ
て）、前記タイマーIC325に対して供与される。前記正
の二次電圧（V reg）は、これを可能にするために豊富
な電圧の諸経費を前記調整器回路を与える。前記高電圧
の論理回路を可能にするため、正の論理信号が、Ｎ−チ
ャンネルのトランジスタ351のゲートへ供与される。こ
れは、そのトランジスタをオンにし、電力を前記回路へ
供給し、且つリセット状態（タイマー325のRESET1にお
ける）を除去する。もし、前記定電圧調整器の要求によ
り、前記高電圧発振器が一時的に不能にされることが必
要とされると、トランジスタ351のゲートにおける論理
信号は低くされ、これは、直ちに前記タイマー325のリ
セットを行わせる（トランジスタ354を介して）が、し
かし、トランジスタ358を遮断するようキャパシタ356が
充電するまで、この回路へ電力を移転させない。これ
は、電力を妨害することなく前記発振器が短い割込みを
行うことを可能にし、これも前記回路の効率を改善す
る。 以下、第18図を参照すると、前記電圧調整器／電力優
先序列設定器の区域は、キャパシタ377を所定値（V re
g）まで充電するために、５つのスイッチ371〜375（定
電圧論理により制御される）を具備している。キャパシ
タ378および379は、キャパシタ377よりもかなり小さ
く、且つ供給電圧を３つに分割し、そして当該後者のキ
ャパシタへ一時に少量の電荷を移送するために、キャパ
シタ377と結合して使用される。キャパシタ377が充電さ
れているとき、スイッチ371〜375は、それらの各Ａおよ
びＢの状態間で切り換わっている。キャパシタ377が適
切な電圧レベルにあることを、前記調整された電圧の監
視装置が感知するとき、それは、前記スイッチ制御論理
を待機モードへ行かせるように発信し、この待機モード
では、スイッチ371,372および374が状態Ｂに位置し、ま
たスイッチ373および375は、キャパシタ377の充電を停
止させるためにそれらのＣ状態へ行く。次に、前記調整
された電圧の監視器は、V regを注視するとともに、前
記スイッチ制御論理を経由して、前記充電モードが必要
とされるときには何時でもそれを可能とすることによ
り、前記V regがこの所定値に維持されるように保証す
る。もし、前記供給電圧が、この３つの分割を支持する
レベルよりも低く降下すると（すなわち、V regが適切
に調整されなくなると）、前記供給電圧の監視器は、直
接の調整モードへ変化する前記スイッチ制御論理区域38
2へ信号を発する。このモードにおいて、スイッチ372お
よび374は状態Ｂにあり、スイッチ373および375は状態
Ｃにあり、そうしたスイッチ371は状態ＢおよびＣ間で
切り換わり、キャパシタ377を前記供給電圧から直接充
電する。このモードは、さらに非常に不充分であるが、
V regの発生が高い優先性を有するよう保証するために
構成される（さらに電力が必要とされるとしても）。 さらに、もし、キャパシタ377が充電されることを前
記調整された電圧の監視器が要求していると、スイッチ
制御論理382は、論理禁止信号を発生させ、それを前記
高電圧発振器回路（動作時に前記供給物上に主たるドレ
インを発生させる回路）へ送り、そして、前記V reg電
圧が前記所望のレベルに戻るまで、その作用を不能にす
る。これは、V reg（これは、前記高電圧動作を制御す
る論理を含む、前記心臓刺激装置のために非常に重要な
制御論理の全てに電力を供与する）が、安全な動作のた
めに優先性を与えられることを保証する。もし、前記調
整器回路が前記供給電圧を３つの代わりに２つに分割す
るように構成するのが（すなわち３個ではなく２個のセ
ルを使用することが）望ましければ、キャパシタ378は
除去され、そしてジャンパー線が静止節386および387間
に接続されてもよい。 バッテリ・セル、キャパシタ、トランス等のごとき高
電圧構成要素に関係する現在の技術の状態は、小さい今
日のペースメーカ・モデルに比較して、前記心臓刺激装
置のために比較的大きいサイズの治療法発生装置を強制
する。これは、ペースメーカにとっては通例である胸の
領域内よりも、患者の腹部内への埋め込みを必要にする
傾向がある。 本発明の現在好ましい実施例が説明されてきたけれど
も、本発明が関係する分野の当業者には、本発明の原理
から離れることなく、交換および変更がなされ得ること
が明らかであろう。さらに、半導体分野における進歩と
同様、例えば実用的な小寸法、低コスト且つ高電圧の構
成要素の開発において、技術的前進がなされるように、
本発明の原理は、全ての目的のための心臓処理機能を遂
行するための「自在」に埋め込みの可能な装置へ直接に
適用することができる。したがって、本発明は、特許請
求の範囲により必要とされる範囲のみに限定されること
は意図されていない。
心臓の細動を止める各治療の組合わせを用いて、心室の
不整脈の処理に段階的に近付く埋め込み可能な心臓刺激
装置に関する。 多くの要因が、人間の心臓が鼓動する速度に影響し
て、その速度に正常な洞拍律（sinus rate）の範囲と呼
ばれるものから変化させる。１分当たりの鼓動回数（bp
m）が60以下である大人の心拍数は洞性徐脈と呼ばれ、
一方、略101から160bpmまでの範囲の心拍数は洞性頻脈
と呼ばれる。健康な人間において、そのような頻脈は、
例えば肉体的もしくは感情的ストレス（運動もしくは興
奮）、アルコールもしくはカフェインを含む飲み物の消
費、タバコの喫煙、または或る麻薬の使用から生じる。
200bpmを越える心拍数が、激しい運動中の若者において
観察されている。 正常な洞拍律の範囲からの変化は、一般に心臓の不整
脈として特徴付けられ、また前記洞拍律の範囲の上限を
越える不整脈の心拍数は、頻拍性型不整脈と呼ばれる。
健康な人間は、普通、洞性頻脈を引き起こす要因が除か
れた後、洞拍律へ徐々に戻るのを経験する。他方、異常
な不整脈は特別な処置を必要とし、また或る例において
は、苦しめられている個人の突然死を防ぐ方向への即時
の緊急処置を必要とする。心臓の電気生理学的特性が変
化したりそれらに障害が生じたりすると、心臓の不整脈
が起ることがある。例えば、Ａ〜Ｖ連接頻脈（Ａ−V ju
nctional tachycardia）は、心臓の洞房結節による洞拍
律での心臓のインパルスの発生があるにもかかわらず、
異所性調律の加速である。 細動は、影響を受けた小室の導電性の心臓組織の区域
による完全に協同を欠いた不規則な収縮の開始により特
徴付けられる頻拍性型不整脈であり、結果として、組織
全体の同期的な収縮の完全な喪失、およびその小室の血
液送り出し能力の必然的な喪失となる。 人工的な心臓のペースメーカが、徐脈を治療するため
に多年に亘って心臓病学者により使用されている。同ペ
ースメーカのパルス発生装置は、患者の胸で皮下嚢内に
埋め込まれ、心臓を刺激して正常の範囲内の所望の心拍
数で鼓動させるために、１つまたはそれ以上のカテーテ
ル・リードを経て、患者の心臓に位置された電極へ電気
的インパルスを配送する。過去の数年に亘り、心臓の整
調を行うことは、頻拍性型不整脈の管理において使用が
増大していることが見出されている。反頻拍性型不整脈
用ペースメーカは、心臓自身の抑制機構を利用し、当該
心臓自身の抑制機構は、第二次自然ペースメーカ心臓に
作用して、自発的な調律を防止する。この機構は「後駆
動抑制（postdrive inhibition）」または「過駆動抑制
（overdrive inhibition）」と呼ばれている。 本質的に、心臓は、早期心房性収縮もしくは早期心室
性収縮（期外収縮）の形態となる異所性活動を抑制する
ため（そうでなければ前記期外収縮は、上室性頻脈また
は心室性頻脈、けいれん（典型的には、200bpmを越える
頻拍性型不整脈）、もしくは細動を開始させてしまうか
もしれない。）、あるいは言存している頻拍性型不整脈
を終わらせるため、普通の整調速度よりも速い速度で刺
激してもよい。整調を行う治療のために心臓へ送られた
パルスは、整調を行う電極の直近で、興奮可能な心筋組
織を刺激するのに充分な大きさのものであればよい。一
方、電気的除細動（カルジオバージョン）と呼ばれる、
頻脈を終わらせるための他の技術は、整調を行うパルス
において与えられるものよりも一般にかなり高いエネル
ギ含有量を有する１つまたはそれ以上の電流もしくは電
圧パルスを以て心臓へショックを与える装置を利用す
る。頻脈を終わらせるための努力において、整調を行
う、あるいは電気的除細動を行う治療法のいずれが採用
されるにせよ、その処理自体が急激な細動となり得るの
でかなりの危険が存在する。 細動を停止させるために採用される方法である細動除
去…Defibrillation（デフィブリレーション）…「DF」
は、個々の繊維区域の無秩序な収縮を沈めるための努力
において、心臓へ１つまたはそれ以上の高エネルギの
「カウンターショック」を加えることを含み、心筋の細
胞から細胞への活動能力の組織された広がりの再設立を
可能にし、かつ、それによって組織全体の同期された収
縮を復活させる。前記用語「電気的除細動…cardiovers
ion」は、時々DFを含むように広く使用されるけれど
も、ここで使用されるときには、当該２つの用語間に区
別が維持されるものとして使用される。 一般に、心房細動（AF）は、血行学的に許容され、且
つ生命を脅かすことがない。なぜなら、当該心房は、心
臓出力の合計、すなわち心臓によって１時間当たりに送
り出される血液の量の合計の比較的小部分（典型的には
15〜20％のオーダー）のみを賄うからである。実際、心
房のけいれんを終了させるために過去においてはしばし
ば使用された技術は、けいれんの速度よりも高い速度の
人工的な整調を行うパルスを用いて心房を刺激し、当該
けいれんをAFへ変化させることを含む。通常、そのよう
な整調を行った後比較的短い期間内に、心臓は自身の正
常な洞調律に戻る。この間、組織は健康な状態を維持す
る。なぜならば、心室が引き続きポンピング活動を行っ
ているために、組織が酸素に富んだ血液の新鮮な供給を
受け続けるからである。 心房組織よりも長い不応期およびよりゆっくりとした
伝導性に帰因するＡ−Ｖ接合組織（Ａ−V junctional t
issue）の自然な保護特性（「機能的Ａ−Ｖブロック」
と呼ばれる）のため心房性頻脈（AT）も血行力学的に許
容される。この特性は、Ａ−Ｖ接合組織としてさらに速
い心房収縮に完全に応答できないようにする。その結
果、心室は、高速度の心房のシーケンスにおいて、１回
おきの収縮、もしくは多分３回の収縮ごとに２回を抜か
し得る可能性が生じ、その結果として、2:1または3:1の
Ａ−Ｖ伝導性となり、そのために比較的強い心臓出力お
よびほぼ正常な調律を維持する。 患者が、ATまたはAFの現象において高い危険性もしく
は前兆を有している場合、−−例えば、患者が心室の心
臓病およびそれに伴う心室のポンピング能力の減少に苦
しみ、それに対応して心房が心臓出力に大きく貢献して
いる場合、−−特別の処置が必要とされる。普通に指定
される処置のタイプには、投薬、麻薬、整調を行う治
療、心臓にショックを与える治療、および或る場合にお
いて、外科的にＡ−Ｖブロックを設けること、および心
室のペースメーカを埋め込むことがあげられる。 心室性頻脈（VT）の症状の発現の間、心臓出力は減少
させる。なぜなら、急速な収縮の間、心臓の主たるポン
プ室である心室が部分的に充満されるだけだからであ
る。自発的に、またはVTの処置に応答して、VTが心室性
細動（VF）まで加速するかもしれないと言う高い危険性
がある。その場合、心室の無効な震えの結果として、心
臓出力の瞬間的な停止が存在する。心臓出力が殆ど直ち
に回復されない限り、組織は酸素を含む血液の不足によ
り死に始め、そして死が数分以内に生じるであろう。 本発明の一目的は、不整脈を検知し、これを正常な高
心拍状態から識別するための改良された技術を用い、な
らびに治療の強度（aggressiveness）および実施への段
階的アプローチにより、心室性頻脈、けいれん、および
細動を含む心室性不整頻脈を処理するための改良された
医療装置を提供することにある。 電気的除細動および細動除去のために必要なパルスの
エネルギはある程度重複し、電気的除細動は約0.05ジュ
ールほどの低さから約10ジュール、またDFは約５ジュー
ルからほぼ40ジュールである。当該必要なエネルギのレ
ベルは、患者ごとに異なり、且つパルスの波形のタイプ
および使用される電極の形態、ならびに種々な他の既知
の要因に依存する。 伝統的に実用されている細動除去装置は、患者の胸郭
上の所定の位置に置かれたパドル（へら）を経由して心
臓を通過する高エネルギのパルスを供与するためのかな
り嵩張る電気装置であった。より最近において、埋め込
み可能な電気的除細動装置ならび細動除去装置が、VTお
よび／またはVFを検知して処理する際に使用すべく提案
されている。1970年に、M.Mirowskiおよびその他、なら
びにJ.C.Schuderおよびその他が、科学文献において別
々に、“standby automatic defibrillator"およびcomp
letely implanted defibrillator"についての彼らの別
々の提案のそれぞれと、犬のテストにおける経験的な結
果を報告している。そのとき以来、埋め込み可能な電気
的除細動装置および細動除去装置における多数の改良
が、科学文献および特許公報において報告されてきてい
る。次のものが代表的な例である。 米国特許第3,805,795号は、埋め込まれた電極を持つ
細動除去装置を記載しており、この細動除去装置は、電
気的および機械的活動のそれぞれを指示する別々の信号
のそれぞれが、両方とも所定時間に亘って不在であるな
らばその時のみ、細動除去を行うパルスを心臓へ配送
し、またこの場合、最初のパルスがそれに続くパルスよ
りも低いエネルギ含有量を有している。米国特許第4,11
4,628号は、所定時間に亘って心臓の活動がないときに
細動除去を行うパルスが自動的に患者の心臓へ供与され
るようにした動作モードを持つ強制ペースメーカ（dema
nd pacemaker）を開示している。米国特許第Re.27,652
号は、自動的な埋め込み可能な細動除去装置を提案して
おり、これにおいては、予め設定された遅延が、連続す
る複数のショック間に賦課され、またそれにおいては、
さらに他のショックが、成功した細動除去に追随して禁
止される。米国特許第4,181,133号は、プログラムを組
むことが可能な埋め込み可能なペースメーカを開示して
おり、これは、強制的な整調および予備的な電気的除細
動の二重の機能を奏する。米国特許第4,300,567号は、
１つのモードにおいて高エネルギの細動除去を行うパル
スを、他のモードにおいて低エネルギの電気的除細動を
行うパルスを配送するように適合された埋め込み可能な
自動細動除去装置を開示している。 一般的に述べると、従来技術の埋め込み可能な細動除
去装置は、ECGの変化および／またはリズミカルな収
縮、脈打つ動脈の圧力、もしくは呼吸のような「機械
的」作用の不在を検知し、そして、それに応答して、予
め設定された波形およびエネルギ含有量の１つまたはそ
れ以上のショックを与えるパルスから典型的になる一定
の治療を実施する。もし、頻脈処理用の電気的除細動の
ごとき、他の任意の心臓治療法が前記装置から可能であ
れば、それも、一定の計画に従い、前記特定の不整脈の
型に嵌まった検知に応答して実施される。これらの提案
された装置は、治療法の融通性が殆ど、もしくは全然な
いか、あるいは処理されるべき不整脈における微細な変
化の検知を行い、および適切な治療に応ずる能力が殆
ど、もしくは全然ない。 本発明のさらに特別の目的は、改良された埋め込み可
能な医療装置を提供することであって、当該装置は、心
拍数の連続域に亘る心室性頻脈および他の不整脈を検知
し、そのような検知に自動的に応答して、複数の所定の
治療のうちの１つまたはそれ以上のものを選択的に実施
するように適合されており、前記所定の治療には、検知
された不整脈の血行力学的許容度または不許容度に応じ
て処理の強度が異なる種々の治療法において、徐脈およ
び反・頻脈整調を行うタイプの治療、および電気的除細
動あるいはDFショック・タイプの治療がある。 本発明の他の目的は、心室性頻脈を管理するための、
頻脈に対抗する整調を行う治療を実施するのに適し、加
速が起きた場合にVFを終了させるための追加的もしくは
後援的能力を有し、それにより、VTを処理するための整
調を行う治療に関連する危険を減少させる医療装置を提
供することにある。 （発明の要約） 本発明は、徐脈および反・頻脈を整調するタイプの治
療の機能と、電気的除細動および細動除去を行うショッ
ク型の治療の機能とを統合して、VTおよびVFを含む心室
不整脈の管理および処理に対する調和のとれたアプロー
チを行う。このアプローチの重要な側面は、前記複数の
治療間の融通性のある因果的配列を行うことであり、そ
の際、検知された不整脈に対する患者の血行力学的許容
性（または不許容性）、および複雑な不整脈の検知を適
切に考慮し、処理が必要な発現症状（例えば再到来する
頻脈）を、心臓には関係しない、もしくは他の病気であ
る症状（運動により発生された洞性頻脈のごときもの）
から識別するための手段を用いる。本発明の調和的なア
プローチは、頻脈が加速する危険性を考慮し且つこれを
有効に取り扱い、ならびに埋め込み可能な装置の動力源
の寿命、およびその装置の患者による許容性をも考慮に
入れる。 本発明によると、多数の段階的な検知用アルゴリズ
ム、および段階的な治療学的物理療法が、医者にとって
選択的に実施可能となるとともに、心拍数の連続域にお
ける心室性頻脈の位置に応じて、また、それゆえ頻脈に
対する患者の血行力学的許容度もしくは不許容度に応じ
て、さらに心拍数の連続域のより高い及びより低い領域
のそれぞれにおける心臓の不整脈のために細動除去およ
び徐脈の整調を行う後援能力を以て、心室性頻脈のクラ
スを検知し且つ処理するために適用可能である。 本発明の一特徴は、時間の経過に関連し、且つ増大す
る異常な心拍数に関連して治療の強度（aggressivenes
s）が増大されるべきであると言う原理を適用すること
である。本発明は、処理に対する段階的なアプローチを
利用して、あらゆる患者および頻拍性型不整脈（不整頻
脈）に対する治療の強度を完全に制御する能力を医者に
与える。段階的アプローチを進展させる際において採用
される方法論は、前記装置の比較的簡単なプログラム化
により、基本的なものから高度に複雑なものに亘る広範
囲な治療法に、医者による制御が加えられるものであ
る。 一実施例において心臓刺激装置は、心拍数の連続域を
次第に高い方の心拍数範囲になる複数の連続した頻脈ク
ラスへ選択的に仕切ることを可能にし、これらのクラス
のうちの最低および最高のものは、それぞれ、前記連続
域のうち洞拍律および細動の領域により選択的に境界を
形成される。前述した範囲および領域の各々は、医者の
自由裁量で指定できる。このような自由裁量による指定
は、患者の疾患による特定の要件および指定されるべき
治療法の融通性を満たすために必要となることがある。
前記刺激装置は、前記心拍数の連続域における症状の位
置に応じたより大きいまたはより小さい厳格度を有する
基準を用いて、不整脈を示す心臓の症状を検知し、検知
された症状の中で正常な頻脈と異常な頻脈との識別を行
うための段階的な検知システムを包含している。指定さ
れた頻脈クラスの任意のものの範囲内もしくはその外側
における不整脈の検知に応答して、前記刺激装置は、医
者の正確な処方（例えば患者の特別なデータ、不整脈の
心拍数、症状の長さおよびその加速または減速を含む種
々な要因に基づく）に従って、１つまたはそれ以上の治
療を自動的に施すことになる。この実施例において、利
用可能な治療法には、徐脈の整調、反・頻脈の整調、電
気的除細動を行うショック、およびDFショック等があ
り、これらは、検知された不整脈を処理するために、さ
らに詳細には、不整脈の血行力学的許容度に応じた治療
の強度を上げていきながら、別々に、または任意の組合
わせにより（医者の指定に従う）実施することが可能で
ある。 本発明の他の特徴は、種々の心拍数範囲における不整
脈を検知するために開発された序列的なアルゴリズム
が、次第に大きくなる心拍数範囲における症状を検知す
るために基準の厳格度を次第に減少させるべく使用可能
であり、前記検知基準は、不整脈の血行力学的不許容度
が高まるにつれて緩やかにされる。 本発明の他の目的は、先の検知に応答して指定済みの
治療法を実施した際に不整脈の存在または不在（それら
における全ての加速または減速を含む）を測定するため
の再検知が、元の検知のために使用されたテストよりも
少ないテストを用いてもよいような不整脈の検知および
処理用装置を提供することにある。 本発明のさらに他の目的は、不整脈の処理のための治
療シーケンスの実施が、症状の進行中に、予め選択され
た制御の選択項目に応じて、変更可能な不整脈の検知お
よび処理用装置を提供することにある。 本発明の、上記のもの及びさらに他の目的、特徴およ
び利点は、添付図面を参照して行う現在好ましい実施例
の以下の詳細な説明から明らかになるであろう。 （好ましい実施例の詳細な説明） 以下、第1a図を参照すると、本発明の１つの重要な特
徴に従い、心臓の速さの連続域もしくはスペクトル（振
動数域）が、隣接する連続的な心臓の速さの範囲を設定
し、これらの範囲は、当該連続域の下端部においてSINU
Sとして指示されている静脈洞のリズム、ならびに各々
がTACH−1,TACH−２およびTACH−３として表示されてい
るVT（心室の頻脈）に関係する次第に速くなる速度範囲
とにそれぞれが一致する複数の隣接し且つ連続する心臓
の速度範囲と、当該連続域の上端部においてFIBとして
表示されているVF（心室の細動）に関係する開始速度
と、および当該開始速度を越える範囲とに分割され、あ
るいは仕切られている。 好ましくは、前記スペクトルは、このように定義され
た速度範囲（領域）が、それらの領域における心臓の速
度に対する患者の血行力学的許容度の各々の代表となる
ように仕切られている。したがって、第1a図の図示的な
実施例においては、前記３つのVT領域の上昇する値は、
頻脈のうちの充分に許容されるクラス、並の程度に許容
されるクラス、および余り許容されないクラスのそれぞ
れを描いている。そのようなクラスの実際の数は、不整
脈の管理に関する内科医の判断、および特定の患者のた
めの治療養生法の処方箋に従って、３つよりも多く、ま
たは少なくなることが可能である。第1a図に示されてい
るように、前記SINUS領域における心臓の速さは正常で
あり（当該領域の少なくともその部分は、正常な休止し
ている静脈洞の速度範囲にあるものとみなされる）、一
方、前記FIB領域における速度は結局許容されない。 当該全体の連続域は、左側に境界を設けられなくても
よく、また前記各頻脈クラスの速度範囲は、それらの領
域の境界に、互いに対して並びに前記SINUS領域およびF
IB領域を以て特定の速度数を付与することによって、選
択的に表示されることが可能である。例えば、第1b図に
示されているように、前記TACH−１領域の下端および上
端境界は、それぞれ150および175bpm（鼓動／分）に設
定され、また前記TACH−３領域のそれらは、それぞれ20
0および275bpmに設定されてもよく、同時に、前記TACH
−２領域の速度範囲、並びに前記SINUS領域の上端境界
および前記FIB領域の下端境界が設定される。隣接する
領域を分離する各境界速度は、年齢、疾患の性質、およ
び医者が直接関係ありと考え得る任意の他の要因を含む
特定の患者のデータに基づき、（前記心臓刺激装置の外
部のプログラム作成ユニットを使用して）前記心臓刺激
装置のプログラムの作成、またはプログラムの再作成を
行う間に、前記医者によって選択的に調節されることが
可能である。これらのプログラム化された境界速度は、
今説明されるように、埋め込まれたアンテナ、および前
記心臓刺激装置の伝達ネットワークを経て、前記心臓刺
激装置内の中央マイクロプロセッサと連係するコンピュ
ータ・メモリ内に貯蔵される。 また、本発明は、医者に対して、不整脈の治療のため
の複数の基本的治療法のうちの任意のものを処方する能
力を与え、それにより医者が、それらの治療法の各々の
詳細な性質（すなわちその細かい体系）を特定し、それ
ゆえ前記表示された不整脈領域のうちの任意のものにお
いて検知された不整脈に応じて前記治療法が施されるべ
き過程を指示し、そして各領域における不整脈を検知す
るための計算法を選択できるようにする。例えば、前記
心臓刺激装置の好ましい本実施例においては、前記４つ
の不整脈クラスTACH−1,TACH−2,TACH−3,およびFIBの
各々において検知された各事象を取り扱うために、任意
の４つの基本的な治療法が選択的に指示されることが可
能である。当該基本的な治療法の数は、前記不整脈クラ
スの数よりも大きくてもよく、あるいは小さくてもよ
く、この実施例ではそれらの共通の数に特別な重要性は
ない。また、前記基本的な治療法の数および複雑さ、な
らびに、ここに記載されている他の貯蔵され且つ／又は
プログラム化されたデータ・ファンクションのそれら
は、前記心臓刺激装置および関係するプログラム作成ユ
ニットにおけるメモリのタイプおよび容量によってのみ
制限される。 本質的に、前記基本的医療法は、前記装置により施行
され得る可能な治療法の全てからなるグループから、任
意の所望の方法で確定されることが可能であり、当該施
行可能な治療法の各々は、その細かい体系に関して（同
じく前記装置の実用的な限度内で）変更することができ
る。したがって、前記装置は、医者に対し、前記施行可
能な治療法の細かい体系を変更し、そして基本的な治療
法を確定する能力を与える。後者は、次に、別々に、ま
たは前記表示された各速度範囲における不整脈の取扱に
適する複数の療法もしくは過程として任意に組合わさ
れ、調整されて特定の患者へ与えられる。 例えば、本実施例の前記４つの基本的治療法の１つの
確定内容は次のようなものとすることができる。 治療法A:攻撃的でない整調を行うためのバースト（突
発）、 治療法B:攻撃的な整調を行うためのバースト、 治療法C:電気的除細動を行うショック、および 治療法D:心臓の細動を停止させるショック。 しかし、治療法ＡおよびＢは、細かい体系のみにおけ
るものと異なり、攻撃的な整調バーストとして両方とも
等しく良く確定されることができ、あるいは治療法A,B,
およびＣは、同様に細かい体系における場合のみと異な
り、電気的除細動を行うショックとして等しく良く確定
されることができ、あるいは前記治療法の各々が、前記
刺激装置により施行可能な治療法の範囲によってのみ限
定されながら、前記医者により望まれる任意の他の方法
で確定されることができた。 本発明の治療法制御スケジュールの他の重要な特徴
は、前記基本的な治療法と前記表示された不整脈のクラ
スとの間に、概念的に予め確定される関係がないことで
ある。すなわち、概念的な観点からは、前記基本的治療
法の任意のもの、または全てのものは、前記不整脈クラ
スの任意のもののために指示されることが可能である。
しかし、それは医者に対し、上に列記された特定の順序
において１つの不整脈クラスにつき１つの治療法を特定
するようには命令しない。例えば、第2a図に示されてい
るように、単一の特別な刺激的（治療法のこれと他の可
能な細かい体系は今説明されるであろう）治療法Ａの整
調を行うバーストは、患者を非常に低い速度から脱出さ
せるべく整調するのに適した処置として、前記医者によ
り指示されること（すなわちプログラム化されること）
ができた。そして血行力学的に良く許容されるVTが領域
TACH−１内で検知された。また、治療法Ｂのさらに攻撃
的で自動的に減衰する整調バーストが、より高い速度の
ための適切な処置として指示されることができた。そし
て、クラスTACH−２の適度に許容されるVTが検知され
た。また、クラスTACH−３における余り許容されないVT
のために、治療法Ｃの２ジュールの電気的除細動を行う
ショックが指示された。さらに、VFの検知に応答して、
治療法Ｄの30ジュールの心臓細動を停止させるショック
が指示された。 治療法と不整脈クラスとの間の関係は柔軟性を有する
ように意図されているが、特定のクラスに関連する治療
法の表示に或る限定を置くという実用上の考慮が存在し
ている。例えば、もしVFが処理されるべきであるなら、
心臓の細動を停止させるショック療法がそのクラスの不
整脈のために特定されるべきであることと、VFの処理に
おいては時間が本質的のものであるので、攻撃的整調バ
ーストが前記心臓の細動を停止させるショックに対し
て、実行可能な代替策でもなく、適切な予備療法でもな
いことが付随する。 本発明に従う治療法の制御の基本的な原理は、不整頻
脈の増大する速度に対し、および／または継続する不整
頻脈のための経過時間に対し、前記装置により実施され
る治療法がさらに攻撃的になるべきことである。本実施
例においては、特定の不整脈クラスに対して適用可能な
前記基本的治療法の任意の特定の組合わせのため、前記
複数の治療法が、増大する攻撃性の順序（過程）で実行
される。そのような治療法の過程の図示が、第2b図に関
連して記載されるであろう。この例において、医者は、
TACH−１の事象（すなわち前記TACH−１における不整
脈）の検知に応答して実行するために、治療法Ａと治療
法Ｂの組合わせを指示し、またTACH−２の事象に対して
治療法Ａ、治療法Ｂおよび治療法Ｃの組合わせを指示
し、TACH−３の事象に対して治療法Ｂと治療法Ｃの組合
わせを指示し、そしてFIBの事象（VF）に対して治療法
Ｄを指示した。 これらの治療法の細かい体系は第2a図の先行例におい
て特定されたものと同一のものであると仮定して、前記
不整脈クラスのためのこれらの指示された治療法は、以
下のように明示される。クラスTACH−１のVTの検知の
際、前記装置は、心室の刺激のために位置された刺激を
行うカソード電極を介して、単一の余分な刺激的整調パ
ルスを心臓へ最初に供与することになる。もし、その治
療法が患者を頻脈外へ整調させるのに失敗すると、前記
VTの継続的な存在が、前記治療法の遂行の完結時に、前
記装置の再検知計算法（今説明されるべきもの）により
検知されることになる。前記VTの再検知に応答して、前
記装置は、同VTを破壊するための第２の企てとして、整
調を行うパルスの自動的に減衰するバーストをすぐに実
行することになる。或る治療法の制御の選択項目（以下
に説明されるべきもの）が前記医者により選択されてし
まわない限り、前記連続する治療法Ａ、治療法Ｂは、前
記装置の繰り返し能力（本実施例におけるこの特別な例
では255回）まで、前記VTが発生し続けてクラスTACH−
１内にある間、繰り返されることになる。 もし、前記VTが前記TACH−２クラスまで加速すると、
これが治療の施行の後に起こったか、あるいは治療法Ａ
もしくは治療法Ｂのいずれかが進行中に起こったかどう
かに関係なく、前記装置は、TACH−２のための「不履
行」過程へ直接移行することになる。当該不履行過程
は、その不整脈クラスのために前記医者によりプログラ
ム化された治療過程（この例では治療法Ｃにより追随さ
れる治療法Ｂが追随する治療法Ａ）であり、そして常に
次のルールに従う。すなわち、（今説明されるべき既に
選択された治療法の制御の選択項目のうちの特定のもの
が存在しないとき）もし、前記不整脈が加速もしくは減
速するならば、（ｉ）前記古いクラスの停止のための治
療法もしくは治療過程（治療が移行時に進行中であって
も）、および（ii）その新しいクラスのために指示され
た少なくとも攻撃的な治療法が直ちに開始されるという
ルールに従う。もし、前記新しい不整脈クラスのために
２つまたはそれよりも多い治療法が指示されたとする
と、同治療過程は、（同じく、既に選択された或る治療
法の制御の選択項目が存在しないとき）常に攻撃性のよ
り少ないものから攻撃性のより強いものへの順序で遂行
される。この例においては、この要綱は、アルファベッ
トの順序でその治療過程を実行することになる。この例
において、前記停止への変更は治療法の攻撃性を増大さ
せる結果にならないことが観察されるであろう。 続いて第2b図の例を参照すると、もし、TACH−１のた
めの治療法の実行過程中に、前記VTがTACH−３まで加速
してしまったとすると、その新しい事象は、前記再検知
の計算法の適用から検知されることとなり、また前記心
臓刺激装置は、TACH−３のために指示された治療過程の
実行を開始することになる。その場合、前記プログラム
化は治療法Ｂの実行を命令し、これは、第１応答として
前記刺激を行う電極に対する自動的に減衰する調整バー
ストであってもよく、また、それが頻脈を終了させるこ
とに失敗したら、治療法Ｃですぐに救援が行われ、これ
は、適切に位置された電極に対する２ジュールの電気的
除細動を行うショックであってもよく、当該電極は、前
記整調を行う電極とは別個のものであって、そのエネル
ギ・レベルのパルスを取り扱うのに適したものである。 もし、VTが低いクラスまで、例えば第2b図の例におい
てTACH−３からTACH−１まで減速したとすると、前記不
履行の順序は、実行過程治療法Ａ、治療法Ｂとなるであ
ろう。また、もし前記VTが範囲内、すなわち前記TACH−
３の領域内で開始すべきであったとすると、その事象の
検知に応答する治療法の制御は、TACH−３のために特定
された実行過程−−当該例において治療法Ｃにより追随
される治療法Ｂ−−となるであろう。不整脈の検知に応
答する治療法の実行過程についての、この明細書を通し
ての論及は、同不整脈が終了されるまでのみ、攻撃度の
順序において各治療法を遂行すること、およびその過程
を繰り返すことを意味するように意図されている。すな
わち、もし第2b図の例においてTACH−３のVTが治療法Ｂ
により終了されたとすると、その結果は前記刺激装置に
より検知され、当該刺激装置はその際すぐに同治療法を
遮断し、その結果治療法Ｃは実施されなくなる。 もし、患者がVTからVFまで自発的に加速する傾向を有
しているならば、その患者のために医者により前記装置
内へプログラム化された治療法は、心臓の経歴がそのよ
うな疾病素質を示していない患者における同一の不整頻
拍の検知に応答して選択された治療よりも、さらに攻撃
的になる傾向がある。 選択された治療法が前記心臓刺激装置により遂行され
る過程は、医者によりプログラム化されることが可能な
複数の治療法制御の選択項目に従って、選択的に変更さ
れることが可能である。本実施例においては、以下の選
択項目が、外部的なプログラム作成ユニットを使用する
医者のプログラム作成により実行されるべく利用可能に
される。 1.正確な整調を行う治療法の再試行。 2.最後に成功した整調を行う治療法の再試行。 3.歯止め。 4.再開始（整調を行う部分）（１〜255）。 5.減衰限界上での整調を行う治療法を無能力にする。 前記「正確な整調を行う治療法の再試行」（REPT）の
治療法の制御は、次のロールに従う。すなわち、特定の
クラスの範囲内の不整脈の検知に応答して先に遂行され
た特別な整調を行う治療法は、先の場合と同様、そのク
ラスにおいて極めて近い次の不整脈が検知された際に、
同不整脈を終了させるための最初の企てとして、正確に
再実施されるべきである、−−但しその治療法が前記の
先の場合において同不整脈を終了させることに成功した
場合のみである−−というルールに従う。したがって、
もしREPTが医者により選択（プログラム化）されたとす
ると、所定のクラスのVTのために実行された最後の成功
した整調を行う治療過程の全体は、以後の再実行のため
のメモリ内に貯蔵される。 前記「最後に成功した整調を行う治療法の再試行」
（PLSPT）の選択項目は、当該PLSPTが次のルールに従う
ことにおいてREPTと異なる。すなわち、特定のクラスの
範囲内でVTを終了させるのに成功した過程における精密
な最後の整調を行う治療法が、そのクラスの範囲内で極
めて近い次のVTが検知された際、最初の治療法として適
用されるべきであるというルールに従うことで異なる。
例えば、もし、前記RLSPTの選択項目が既に選択されて
おり、そして先の発現症状に対して成功した治療法の過
程がＡ−Ｂ−Ｃであったとすると、次に前記治療法Ｃ
が、そのクラスにおける不整脈の次の検知において最初
に実行されるであろう。もし、前記REPTまたは前記RLSP
Tの選択項目のいずれかが選択され、そしてその選択に
より要求されるそれぞれの整調を行う治療法が前記VTを
終了させることに成功しないとすると、その際その処置
は、その特定の不整脈クラスのための前記指示された治
療法の遂行過程へ逆戻りする。もし充分なメモリが入手
可能であれば、前記RLSPTの選択項目は、例えば当然の
結果に従うように拡張されてもよく、この当然の結果と
は、前記最後に成功した整調を行う治療法が最初に再実
行され、そして、もしそれが失敗すると、前記次から最
後までに成功した整調を行う治療法が再試行され、そし
て、前記医者が整調を行う治療法を割当てた任意の不整
脈クラスのため、前記過去においてVTを遮断するのに成
功した前記表中の指示された整調を行う治療を順に下へ
実行することである。 前記「歯止め」治療の制御の選択項目は、次のルール
を満たす。すなわち、より高いクラスまでのVTの加速
は、新しいクラスのために実施される初期の治療が、、
少なくとも、古いクラスのために既に遂行された治療過
程が属する治療の攻撃度のレベルに維持されるように命
令するというルールを満たす。すなわち、もし、前記歯
止めの選択項目が選択されると、前記心臓刺激装置は、
治療の攻撃度がより大きくなる方向において前記新しい
クラスのみのために命令された治療を行うことになり、
そして同新しいクラスのための命令された治療法過程が
１つもしくはそれ以上の攻撃性のより少ない治療法を含
んでいるとしても、前記古いクラスにおける処置の間に
到達された治療レベルから後退しない。 前記歯止めの重要性の例証として、第2b図の例におい
て、前記治療法ＢのときにおけるTACH−１からTACH−２
までの前記VTの加速は、進行して、その治療を中止さ
せ、前記不履行療法の下で治療法Ａを開始させる結果と
なった。これは、もし治療法Ａの実施の間に、治療法Ｂ
の進行点を経て加速の瞬間まで殆ど時間が経過していな
ければ、許容可能あものであることができる。しかし、
もしそれらの治療法の療法が、例えば、精巧な走査を行
うバーストとして医者によりプログラムされたものであ
るとすると、各々は、実施のために臨床的に大量の時間
を取ることになるであろう。それらの状況では、その例
では普通であったように前記新しいクラスのために特定
されたより攻撃性の少ない治療に戻るよりも、現行のレ
ベルの攻撃性を維持するのが望ましいかもしれない。も
し、前記VTのTACH−３までの加速の検知の際に、前記歯
止めの選択項目がその例において選択されたとすると、
処置は、治療法Ａに戻るよりも、初めからの治療法Ｂの
再スタートで開始することになるであろう。さらに、も
し前記治療過程が繰り返されるべきであったなら、それ
は再び治療法Ｂで開始することになるであろう。 前項の選択項目の各々は、たとえ前記選択項目により
指示された治療法の制御が開始されていなかったとして
も、それよりも急速に、または患者に対して不快感を余
り与えずに前記VTを終了させる傾向のある治療法を以
て、前記療法を開始させる傾向のあることが観察される
であろう。基礎をなす前提は、血行力学的に許容されな
い側へ向かう前記不整脈の変動に関しては時間が本質の
ものであると言うことであるが、もし、より大きい時間
の余裕があれば（前記不整脈がよく許容され、そしてか
なりの速度の進展がない場合のように）、ショック療法
における不快感の存在がない状態で前記VTを捕らえるの
に適した処置が望ましいであろう。 前記「再スタート」の選択項目は、その前提に合致
し、前記VTがよく許容されるときの場合において治療法
の制御を行う。本質的に、「再スタート」は、前記指示
される治療過程が、１つまたはそれ以上の整調を行う治
療法で始まり、そしてショック型の治療法で終わる場合
に、適切な治療法の制御の選択項目である。「再スター
ト」は、前記ショック療法に入る前に、前記整調を行う
治療法の所定の繰り返し回数を命令する。したがって、
もし、TACH−２の事象に応答して実施するために特定さ
れた治療法の過程がABCであり、そして「再スタート」
が特定されているとすると、治療法Ａおよび治療法Ｂ
が、前記頻脈の終了点まで、治療法Ｃが開始される前
に、前記プログラム化された回数に亘って繰り返される
ことになる。前記「再スタート」の選択項目の選択は、
前記整調を行う治療法が、特定の不整脈クラスに従って
再開始され、或いは、されないようになされることが可
能である。 医者による前記「再スタート」の選択項目の選択の理
由は、（１）処置されるべきクラスのVTが血行力学的に
患者によりよく許容されるという臨床的観察、、（２）
症状の開始からの経過時間がそれゆえ並の許容度もしく
は低い許容度の場合ほど重要でないこと、（３）ショッ
ク型の治療とは反対にその整調を行う治療からの患者の
不快感が殆どないか、全然ないこと、ならびに（４）シ
ョック療法の各用例が、前記整調を行う治療法に比較し
てかなり大量のエネルギを消費し得る（および典型的に
は消費する）こと、を含むことができる。 さらに、好ましい本実施例において選択されてもよい
他の選択項目は、減速限界上での整調を行う治療法の無
能力化（DPTODL）である。先に記載したように、VTの処
置はVFまでの加速という重大な危険を伴う。勿論、それ
が発生すれば前記装置は同VFを直ちに検知してDFを適用
することになる。しかし、心臓の細動を止めるショック
は時々、静脈洞へ復帰させるのではなく、VTまでの減速
を生じさせることが観察されている。理論的には、これ
は繰り返し起こる可能性があり、その場合、再び出現し
たVTの検知の際の整調を行う治療の遂行が再びVFまで加
速する結果となり、そして整調用ショック、整調用ショ
ックのループにおいてそれを遂行することになる。DPTO
DLは、VFからVTまでの所定回数の減速後に（好ましくは
第２の発生時に）前記整調を行う治療を無能力化し、そ
して直接ショック療法へ進むことにより、このループを
破壊するように適合されている。 前記VTが終了されるまで、前記刺激装置は、選択され
た治療法の制御の選択項目により変更された範囲まで、
心臓の各サイクルの間に所定の基準（今説明されるべき
もの）に従って再検知を続けながら、その不整脈クラス
のために特定された治療法の実施過程に従って処置を繰
り返し行うことになる。前記装置の治療法制御選択項目
の利用可能性は、時間の拘束、血行力学的許容度、加速
の危険性、患者の不快性、および不整脈が検知されると
きに存在するエネルギ容量の下で最も成功しそうな次善
に利用可能な処置に従い、前記治療法の実施を各クラス
のために指示された過程から調節するための強力な道具
を医者に対して与えることが理解されるであろう。 前記心臓の速度のスペクトルを複数の不整脈クラスに
区分けすることは、それ自体、不整脈検知技術のための
基礎を与えるけれども、同不整脈をさらに信頼性がある
ように分類するため、これらのクラスの基礎を越えて追
加の情報を選択的に創設するのが望ましい。例えば、前
記装置は、前記TACH−３の速度範囲で単一の心臓の間隔
（インターバル）を検知してもよいが、それは単に、孤
立した早過ぎる心室の収縮（PVC）に属し得る可能性が
あり、このPVCはしばしば疾患のない個人において観察
されるもので、再び到来するVTの開始ではない。また、
単に前記表示された不整脈クラスの速度範囲に基づく検
知要綱は、静脈洞のVTおよび再到来するVT間の識別に困
難性を経験することがあり、これらのVTは速度において
かなりの重複性を有し得るものである。本発明は、その
ような困難性を回避し、高度に信頼性のある不整脈検知
技術を提供する。 再到来する頻脈は、不意の開始（運動の際誘起される
静脈洞の頻脈において次第に立ち上がるものとは対称
的）と、安定した高い速度（運動による頻脈の速度の変
動とは対称的）とにより典型的に特徴付けられており、
以下の４つの基本的な検知基準が、不整脈検知システム
の基礎を形成する。 （１） 高速度（HR） （２） 突然の開始（SO） （３） 速度の安定性（RS） （４） 持続された高速度（SHR） 前記HRの基準は、（医者によるプログラム作成を介し
て）選択された基礎速度を越える心臓の速度におけるｎ
個の連続的な間隔の高速走程長さを特定する。例えば、
ｎは、前記静脈洞およびTACH−１クラスを分離する境界
速度を越える速度で、１〜255回の間隔（鼓動）内で変
動することができる。したがって、もし、ｎが例えば６
にプログラム化されており、またTACH−１のための低い
方の境界速度が例えば100bpmに特定されているとする
と、前記HRの基準は、もし患者の心臓の速さが少なくと
も６回の連続的な鼓動の推移に亘って100bpmを越えるな
らば、満足される。 前記SOの基準は、心臓の速さにおける医者により特定
された段階的増大（デルタ変化）からなる。同SO基準
は、もし患者の心臓の速さがこのデルタ（増分）を越え
る量だけ突然跳ね上がるならば、満足される。 前記RSの基準は医者により特定された２つの要因から
なり、これらのうちの１つは、選択された基礎速度を越
えるｎ個の連続的間隔の走程長さであり、それの他のも
のは、特定された速度の安定増分である。同RS基準は、
もし患者の心臓の速さがｎの連続的な鼓動を上回って、
前記特定された基礎速度（これは前記TACH−１の領域の
ための最小の境界速度に典型的に等しくなるであろう）
を越えるならば、そしてその心臓の速度が、それらのｎ
回の連続的な鼓動に亘って前記特定されたデルタ速度よ
りも大きく変化しなければ、満足される。 前記SHRの基準は、前記特定された走程長さが異なる
ことを除き、前記HRの基準と類似している。特に、SHR
は、前記HRの基準のために使用されたものよりもかなり
長い走程長さｎを特定する。 これらの４つの基本的に検知基準は、次のように、ブ
ール代数により９つの頻脈検知の計算法に組合わされる
ことが可能である（当該それぞれの計算法の各記述の後
で括弧内に象徴的に示されている）。 1.高速度（HR）； 2.高速度および突然の開始（HR AND SO）； 3.高速度および突然の開始、または持続された高速度
（［HR AND SO］OR SHR）； 4.高速度および速度安定性（HR AND RS）； 5.高速度および速度安定性、または持続された高速度
（［HR AND RS］OR SHR）； 6.高速度および突然の開始および速度安定性（HR AND
SO AND RS）； 7.高速度および突然の開始および速度安定性、または持
続された高速度（［HR AND SO AND RS］OR SH
R）； 8.高速度および突然の開始もしくは速度安定性のいずれ
か（HR AND ［SO OR RS］）； 9.高速度および突然の開始もしくは安定性のいずれか、
または持続された高速度（｛HR AND ［SO OR R
S）｝OR SHR）． 計算法６〜９は、各々が前記SHRの基準を含むととも
に、計算法２〜５により特定された個々の基準が、再到
来する頻脈により満足されるべき前記各複合計算法に対
して、過度に厳しいかもしれないという可能性のため、
利用されるものである。前記SHR基準は、不変の高速度
の動作が前記装置により再到来するVTとして検知される
のを保証するように、「安全弁」としての作用をする。 前記不整脈検知の計算法は、再到来した頻脈が進行中
であることを言明するため、検知された証拠が充分なも
のであることを決定するために使用される。本質的に、
これらの計算法は、前記装置により処理されるべき不整
脈と、処理されるべきでないものとの間の識別を行う役
目をする。上記したように、静脈洞のVTと再到来するVT
との間には、特に低速度において速度の重複が存在する
ことがあり、それゆえ速度の検知のみでは当該２つの間
で信頼性のある識別がされない。しかし、高速度におい
ては、前記HRの基準のみが、再到来する頻脈の信頼性の
ある指示体として充分である。 前記採用された検知技術は、前記計算法の厳重さが、
増大する速度を以て、且つそれゆえ増大する前記不整脈
の血行力学的許容度を以て減少するはずであるという原
理を利用する。本実施例において、医者は３つの異なる
検知の計算法を特定してもよく、それらの各々は異なる
頻脈クラスのためのものである。したがって、それらの
特定されたもののうちの最も厳格な検知の計算法は、最
低速度の範囲を有する頻脈クラスに対して適切に割当て
られ、また次第に、より緩やかにされる検知の計算法
が、次第に高速度になる範囲のクラスに対して適切に割
当てられる。それは次のことに従う。すなわち、もし前
記TACH−１の領域に適用された非常に厳格な検知のテス
トが、再到来する頻脈が進行中であるかどうかに関し
て、不確定な証拠を得る結果となったら、また前記TACH
−２の領域に適用された普通程度に厳格なテストが満足
されたなら、その証拠は再到来するVTが実際進行中であ
ると、強要していると言うことに従う。 例として、第3a図は、第1a図の頻脈クラスTACH−1,TA
CH−２およびTACH−３のための検知の計算法の適切な選
択を図示している。第3a図に描かれた最も厳格な計算
法、HR AND SO RS、が、前記TACH−１領域に対して
割当てられ、最も緩やかなテスト、HR、が、前記TACH−
３領域に対して割当てられ、そして当該他の２つの中間
の普通程度のテスト、HR AND RS、が、前記TACH−２
領域にとって充分であり且つそれに対して割当てられ
る。 前記VTの初期のふるい分けに続いて、再検知のために
使用されるべき検知基準の数を経らすための用意がなさ
れる。なぜなら、もし前記VTが依然として進行中である
なら、次の治療をできるだけ早く実施する必要があるた
めと、厳格性のより少ない検知基準が適切に強要する証
拠を提供することになると言うためとによる。特に、も
し、初期に検知された不整脈の症状の持続の結果とし
て、全ての基準が最早適用不能であれば、その基準は、
その症状が依然として進行中である限り、再検知での使
用から放棄される。例えば、前記SO基準は、前記症状が
現在既に検知されており、また突然の開始が最早当ては
まらない限りは、VTの初期の検知の後では実行可能でな
い。それゆえ、その基準は、そのVTの進行についての全
ての企図された再検知の間に除去される。同様に、前記
SHR基準は、VTが進行中であると一旦確認すると、再検
知の目的に対して価値を持たない。これは、上記の表上
における計算法2,3,および５〜９（5,9を含む）を再検
知のための使用から排除する。 高速度（計算法１）、ならびに高速度および速度安定
性（計算法４）は、再検知の基準に適する僅かに残った
テストであり、またHRおよびRSの各々は、初期のふるい
分け及び再検知の両方において有用であるため、各々
は、２つの別々にプログラム化が可能なｎ、すなわちni
（初期の検知用）およびnr（再検知用）に割当てられ
る。当該別々に選択可能な変数のための理由は、HRに対
し、連続的な高速度の間隔（ni）のむしろ長い走程が、
医者により、VTの信頼性のある初期検知にとって必要な
ものと考えられ得るけれども、比較的短か目の走程長さ
（nr）が再検知の目的にとって充分となり得るからであ
る。同様に、RSに対し、比較的不変の速度の連続的な高
速度での間隔（nr）の、より短い走程は、初期のふるい
分けのために使用された走程長さ（ni）と比較して、再
検知に適すると考えられることができる。 前記初期のふるい分けの計算法を用いる場合と同様、
医者は、前記VTクラスの各々に対して異なる再検知の計
算法を特定することができる。第3b図に示された要綱に
おいては、さらに厳格な再検知の計算法HR AND RSが
クラスTACH−１に対して割当てられ、そして、より緩や
かな再検知テストHRが、前記TACH−２およびTACH−３の
クラスの各々に割当てられる。 本発明の本実施例において選択されてもよい異なる再
検知の基準は、「HYSTERESIS…ヒステリシス：履歴現
象」として論及される。隣接する複数の不整脈クラス間
の境界における、または同境界の近くでの再検知は、そ
の不整脈の加速が次のより高い方のクラスまで生じたか
どうかに関して不確定なものとなることがある。その理
由は、単に、少量の時間的変移のためである。前記「ヒ
ステリシス」の選択項目は、検知された頻脈の速度に対
して自動的に加えられる速度の「デルタ（増分）」を割
当てる。もし、当該「ヒステリシス」の選択項目下での
再検知において、その検知された速度が前記２つの速度
間の境界速度よりも低ければ、その再検知は、加速が生
じていないということで確定的なものとなる。同様に、
もし、その再検知された速度が前記境界速度よりも高い
が、初期に検知された速度と前記ヒステリシス（増分）
とを足したものよりも依然として低ければ、加速は存在
しない。しかし、もし、検知された速度が、前記境界速
度、ならびに初期に検知された速度と前記増分とを足し
たものの両方よりも高ければ、より高いクラスへの加速
が明言される。それゆえ、前記「ヒステリシス」の選択
項目は、複数のクラス間の指定された境界よりも僅かだ
け上の速度で再検知された不整脈のため、非加速から加
速を識別するための本発明の重要な特徴である。 本発明の他の特徴によると、基礎的な基準の異なる設
定が、好ましい本実施例においては２つからなり、そし
て細動を検知するために用意される。当該２つのうちの
１つは、細動速度（FR）と呼ばれ、且つ頻脈検知のため
の前記HR基準に幾分類似している。しかし、満足される
べき前記FR基準に対しては、ｎ個の連続的間隔の医者に
より特定された走程長さが、前記速度の連続域のうちの
最も高いVT領域の上端境界における速度を越える心臓の
速度（例えば、第1b図の説明的速度範囲区分における前
記TACH−３の範囲よりも高い速度）で、発生しなければ
ならない。 細動の検知のために採用される第２の基礎的基準は、
「Ｆ x/y」と呼ばれる。当該Ｆ x/y基準は、VFの指示
として、ｘの細動速度間隔が、ｙの連続的な間隔の範囲
内で発生しなければならないことを特定する（この場
合、ｘおよびｙの両方は医者によりプログラム化される
ことが可能である）。当該後者の基準は、前記不整脈の
特徴である不規則な心臓速度および広範に変化し得る信
号の振幅にもかかわらず、VFを検知する役目をする。前
記変化する信号の振幅は、幾つかの信号の頂点を検知す
ることに結果的に失敗することがあり、当該信号の頂点
は、ｎへ向かう計数の再開始により、前記FR基準の下で
のVTまたは静脈洞リズムの期間として、誤って現れるこ
とがある。前記Ｆ x/y基準は、それらの状況におい
て、ｘの細動速度間隔が前記ｙの連続的間隔の範囲内で
生じたことを確認することになるであろう。 不規則で高い速度の心臓の不整脈は、もし、個々のサ
イクルが揺れて戻り、そして前記TACH−３およびFIB領
域の間で揺れるならば、検知されなくても良いようにす
ることが可能である。すなわち、前記不整脈は、前記VT
の高速度走程カウンタを再セットするであろう僅かな細
動間隔を提示することがあり得るが、前記FRまたはＦ
x/yの検知基準を誘発するには不充分である。次に、前
記不規則な不整脈は僅かなTACH−３の間隔を提示するこ
とがあり、同TACH−３の間隔は、前記FR速度カウンタを
再セットするとともに、前記Ｆ x/y基準における非細
動間隔として計数を行うことになるものである。この状
態は、延長された時間に亘って持続できることがあり、
血行力学的に妥協する不整脈の検知に結果的に失敗する
ことになる、そのような不規則で高速度の血行力学的に
妥協する不整脈が急速に検知されるのを保証するため、
またTACH−３のVTから離れてVFのための検知に偏らせる
ため、以下の追加のルールが前記VTおよびVFの検知基準
に適用されることが可能である。 （１） 前記TACH−３領域における心臓サイクルが、前
記FRおよび細動x/y基準により完全に無視される。 （２） もし高速度の計数値が０よりも大きく、且つ心
臓のサイクルが前記FIB領域にあれば、１が前記高速度
の計数値から引かれる。 上記最初のルールは、前記TACH−３領域における心臓
サイクルが、VFの検知のため、あるいはその検知に抵抗
するための何れにも証拠として使用され得ないことを明
言している。上記第２のルールは、再到来する頻脈が進
行中でないという幾つかの（しかし不確定的な）証拠を
前記FIB領域における間隔が提供することを詳説してい
る。 これらの２つの追加のルールが実施されると、前記不
規則な速度が揺れて前記TACH−３クラス内に入るとき、
VFのための検知基準が混乱されない。次に、前記速度が
揺れて前記FIB領域内へ入るとき、前記VF検知基準は、
邪魔をするTACH−３の間隔がなかったかのように捕ら
え、VFが検知されるのを可能にする。前記速度が前記FI
B領域内にある間に、前記高速度のカウンタも秒読みを
されており、これは、前記速度が揺れてその領域内に入
るときにTACH−３の検知を抑制する傾向がある。それゆ
え、VFの検知は、強化され、且つTACH−３の事象の検知
は抑制される。 前記２つの基本的な細動検知基準は、次のように、ブ
ール代数により３つのVF検知計算法に組合わされること
が可能である（それぞれの計算法の記述の各々に続いて
括弧内に象徴的に示されている）。 1.細動速度（FR） 2.yの範囲内におけるｘの細動（Fx/y） 3.細動速度、またはｙの範囲内におけるｘの細動（FRor
Fx/y） 上記の計算法は、最も高い頻脈クラスの上端境界を越
える心臓速度の連続域の領域のために、多数の検知基準
を与える。 前記TACHまたはFIBクラスのうちの１つにおける不整
脈の検知の後、および指定された治療過程の実施（任意
の選択された治療法制御の選択項目により変更される）
に応答して、前記埋め込まれた刺激装置は、静脈洞リズ
ムが再び設立されたかどうか査定しなければならない。
本発明によると、静脈洞速度（洞拍律）への戻りの基準
は、任意の連続するｙ回の拍動中にｘ回の洞拍律性拍動
が存在しなければならないこと規定する。ｘおよびｙの
どちらも医者によるプログラム化が可能なものである。
上記洞拍律への戻りの基本的基準（sinus x/y）もま
た、洞拍律への戻りを検知するための唯一の演算法であ
る。比較的大きいカウント数がｘおよびｙのプログラム
化のために使用されるのが好ましく、例えば、医者はｘ
を18に、およびｙを20に設定することができる。これに
ついての理由は、VFの遅れた検知、またはVTの遅れた検
知の望ましくなさ（特に患者により血行力学的に余り許
容されないならば）とは反対に、静脈洞リズムへの逆戻
りの、より信頼性のある指示を行うための僅かな揺れに
は臨床的に害がないためである。 次に本発明の治療法の特徴に戻ると、好ましい本実施
例中へ併合される全体的な哲学は、プログラム化の可能
な個々の治療法および治療要綱の入手可能性の範囲内
で、同治療法の攻撃性に亘る事実上の完全な制御を医者
に対して与えることである。その哲学に一致して、前記
治療法の各々には選択的に変更可能な細かい体系が設け
られる。現在好ましい実施例において、ショック型治療
法のために医者により支持されてもよい前記細かい体系
は、次の（１）〜（４）を含む。 （１） 実施されるべきショックの数（すなわち検知さ
れた不整脈を終了させるための試みの数）； （２） 前記ECG波形の特定の部分に対して前記ショッ
クの実施を同期させるための、感知からショックまでの
（ミリ秒単位の）遅延（脆弱な期間を回避しながら、結
果的に前記頻脈の急速な終了に最もなりそうなその部分
に電気的除細動を行うショックを同期させるための遅
延）； （３） 第１の試みのためのショックを与えるパルスの
振幅、および前記不整脈を終了させるための引き続いて
の試みのための振幅（例えば、前記治療法の攻撃度を増
大させることを維持しながら、第１の試みにおいて低レ
ベルを、および、もし続いての試みが必要ならば、より
高いレベルを特定すること）； （４） 心臓に与えられるショックの波形の確定（例え
ば、パルス幅、極性、および存在（すなわちon）もしく
は不在（すなわちoff）を含む６つの相までの特定）。
例えば、当該波形は、正のパルス、負のパルスおよび他
の正のパルスを持つ３相波形として特定されてもよく、
あるいは、第１パネル幅のために負のパルスを、第２パ
ルス幅のためにパルス無し、第３パルス幅のために負の
パルスを、以下同様に特定することによるように、ギャ
ップにより分離された２つのパルスのシーケンス（配
列）を持つ波形のように特定されてもよい。 以下、前記調整を行う治療法に言及すると、検知され
たテスト中の再到来する頻脈は、刺激パルスの適切に同
期されたバーストを以て終了される可能性がある。前記
試みの回数はプログラム化されることが可能であり、ま
たバーストは、当該バーストにおけるパルスの数、感知
から初期パルスまでの遅延間隔、およびバーストのサイ
クルの長さ（すなわち前記パルスからパルスまでの間
隔）に関連してプログラム化されることが可能である。
さらに、前記初期の遅延間隔および初期のバーストのサ
イクルの長さの両方は、一定値を以て、または複数の頻
脈の鼓動間の間隔のパーセンテージとしての適合値を以
てプログラム化されることが可能であり、また走査を行
うモードに変更されてもよく、この走査を行うモードで
は、それらのパラメータの何れかの、あるいは両方の値
が、初期のバーストの後の連続的なバースト（バースト
走査モード）に亘り、減少され、あるいは交互に増大お
よび減少される。バースト走査モードも、ステップのサ
イズ（すなわち、遅延間隔の値および／またはバースト
のサイクルの長さが各々の連続的なバーストのために増
大あるいは減少させる量）と、ステップの数（すなわ
ち、それらの値が、選択されたステップのサイズによっ
て増大または減少された回数）と、シーケンスの数（す
なわち、走査シーケンスが繰り返されるべき回数）とに
関連して、プログラム化されることが可能である。 本発明は、次のように、調整を行う治療法のための医
者によるプログラム化が可能な細かい体系における改良
を利用する。 1.試みの回数（１〜255）； 2.減少（DEC）または調査（SEARCH）の走査； 3.結合遅延／一定または適合分； 4.S1のバーストのサイクルの長さ（BCL）／一定または
適合分；およびS1のパルスの数（０〜255）； 5.S2のBCL/一定または適合分；およびS2のパルスの数
（０〜255）； 6.S3のBCL/一定または適合分；およびS3のパルスの数
（０〜255）； 7.S4のBCL/一定または適合分；およびS4のパルスの数
（０〜255）； 8.結合遅延／一定または適合分のための走査ステップ； 9.S1のBCL/一定または適合分のための走査ステップ； 10.S2,S3,S4のBCL/一定または適合分のための走査ステ
ップ； 11.S1,S2,S3,S4のBCL/一定または適合分のための自動減
少（AUTO−DEC）ステップ； 12.最小間隔／一定または適合分； 13.走査するためのステップの数（０〜255）； 14.試み毎のS1のパルス追加。 前記治療法のためのプログラム化の可能な細かい体系
の上記リストにおいて、前記試みの数は、前記調整を行
う治療法が適用される任意のTACHクラスにおけるVTを終
了させるための試みに関係している。前記システムのバ
ーストで調整を行う治療法の細かい体系は、２種類の走
査行動を用意する。すなわち、（１）初期のバーストの
確定を以て開始するとともに、選択されたステップ量に
より間隔が次第に短くなる減少走査、および（２）初期
のバーストの確定を以て同様に開始するとともに、前記
ECGにおける頻脈の終了ゾーンの調査中に間隔が交互に
増大および減少されるに従い、当該間隔が次第に長くお
よび短くなる調査走査である。 第４図を参照すると、前記結合間隔は、頻脈（感知事
象）の最後の検知と、前記バーストにおける第１パネル
の実施との間の時間的な間隔である。各走査における第
１パルスの列はS1と呼ばれ、その列における連続するパ
ルスは、前記S1のバーストのサイクルの長さ（BCL）と
呼ばれる同一の時間間隔により分離される。したがっ
て、S1のBCLは、列S1のための、前記パルスからパルス
までの間隔である。前記BCLは一定の時間間隔として、
または測定された頻脈速度のうちの適合し得るパーセン
テージとして、医者により特定されることが可能であ
り、また前記S1の列におけるパルスの数は、別に特定さ
れることが可能である。さらに、医者は各走査において
３つの追加の刺激を特定してもよく、これらは、前記S1
の列に続く連続的なパルス列S2,S3およびS4である。S1
の場合のように、一定または適合分のモードの何れかに
おけるBCL（これは各列に対して異なるであろう）、お
よびパルスの数は、S2,S3およびS4の各々のためにプロ
グラム化されることが可能である。前記結合間隔、およ
び任意の与えられた感知事象に続くパルス列の連続の組
合わせが、全体のバーストである。 また、さらに、別々の走査ステップがバーストの範囲
内における各パラメータのために、すなわち、前記結合
間隔、および前記パルス列の各々のための前記BCL、お
よび前記結合遅延のため、および、前記バーストの範囲
内の任意の与えられた列のために、特定されることが可
能であり、前記BCLは選択的に一定または適合分のもの
であってもよい。もし、自動減少ステップが選択される
と、その選択が適用されるバーストの範囲内の列の各々
における前記BCLは、前記治療が実施されるとき、およ
び実施されるに従い、（前記装置のプログラムを作成す
る時に医者により特定されるように、一定または適合分
ある量だけ）次第に短くなる。また、本実施例は、自動
減少するバーストが走査のためにプログラム化されるの
を可能にする（すなわち、同バーストは、それが、また
は選択されたパラメータが減少されるに従い、走査され
ることが可能である）。 明瞭にするため、走査は例示的なバーストに関連して
説明されるであろう。減少する走査の場合、初めに特定
されたバーストが心臓に対して施され、そして、もし、
それが前記頻脈を終了させることに失敗すると、実施さ
れる次のバーストにおける連続的なパルス（および結合
間隔、ただし、もしそうプログラムされているならば）
のBCLが、特定されたステップ量だけ自動的に減少され
る。すなわち、前記各パルスは次のバーストにおいて互
いに近付く。連続するバーストは、前記頻脈の捕捉が成
功するまで、または前記処置シーケンスが完了するま
で、前記選択されたパラメータのために指定されたステ
ップだけ、直前のバーストに比較して同様に減少され
る。 調査の走査の場合、もし前記第１試み（バースト）が
不成功であれば、次のバーストは、特定されたステップ
量だけ、より長いBCLおよび／または結合間隔（特定の
パラメータのプログラム化に従う）を以て、実施され
る。成功の終了点、または前記処置シーケンスの完了点
までの連続するバーストは、前記特定されたパラメータ
において前記ステップ量だけ交互に短くおよび長くな
る。例えば、次の、より長いBCLのバーストは、直前
の、より長いBCLのバーストにおける時間間隔よりも、
前記ステップ量だけ大きい複数のパルス間の時間間隔を
有する（それらの２つのバーストは、交互のサイクルに
おける、よより短いBCLのバーストにより分離され
る）。しかし、自動減少の場合は、前記BCLは、単一の
バーストにおける各パルスのために特定されたステップ
量だけ減少される。 最小の間隔は、前記走査における、および前記ステッ
プの減少における下限を設定する。それゆえ、その間隔
は、前記処置シーケンスの完了を確定する。前記BCL
が、前記VTの鼓動間の時間間隔50％に達したときは、前
記VTがVFまで加速されることになる危険が大幅に大きく
なる。したがって、当該最小の間隔は、特定の患者のた
めに決定されたその臨界レベルの上方に安全にとどまる
ように設定するのが望ましい。前記最小の間隔の設定に
関連して、走査するためのステップの数を適切に選択す
ることにより、前記処置の攻撃度は選択的に調節され
る。また、各バーストにおける前記S1の列に単一のパル
スを付加するための能力も用意される。ここでの前提
は、もし先攻するバーストが不成功であったならば、次
の試みは、少なくとも僅かに、より攻撃的であるべきで
あり、そして前記列内のパルスを多くして当該治療法を
より攻撃的にすべきことである。 前記感知、不整脈の検知、治療の準備、および治療の
実施のタイミングは、第５図のフローチャート図により
各心臓サイクルのために図示されている。 静止時間（Quiet time）：監視（モニタ）用入力が高い
周波数のノイズを求めるために導通する。もしノイズが
検知されると、遊び時間へ行う。もしイズが検知されな
ければ、感知時間へ行く。 感知時間（Sense time）：心臓の事象が感知されるま
で、または、それが、最後に感知もしくは整調された心
臓の事象以来の徐脈よりも長くなってしまうまで、待
つ。前記心臓サイクルの長さを記録し、それを保持す
る。もし、心臓の事象が感知されたら、治療時間へ行
き、それでなければ、徐脈整調時間へ行く。 遊び時間（Idle time）：ノイズが感知されたことを記
録し、それが、最後に感知もしくは整調された事象以来
の前記徐脈の間隔よりも長くなってしまうまで、待つ。
徐脈整調時間へ行く。 徐脈整調時間（Brady pace time）：選択されたモード
に適切に基づいているならば、整調を行うパルスを発生
させる。 治療時間（Therapy time）：もし、治療が、先のサイク
ルにおける普通の制御不能時間の間に調整されていたな
ら、それを今実施する。もし、このサイクルで治療が実
施され、あるいは徐脈整調パルスが発射されたなら、整
調制御不能時間へ行き、それでなければ、感知制御不能
時間へ行く。 感知制御不能時間（Sense refractory time）：感知事
象に関係する診断上の対抗策を更新する。普通の制御不
能時間へ行く。 調整制御不能時間（Pace refractory time）：前記Ｔ波
の時間帯が開始するまで待つ。普通の制御不能時間へ行
く。 普通の制御不能時間（Common refractory time）：前記
不整脈および静脈洞の検知基準および計算法を更新する
ために測定されたばかりの間隔を使用する。もし、不整
脈が検知もしくは再検知されるなら、適切な治療法を次
の治療時間の間に同期的に実施されるように用意する。
前記感知制御不能時間まで、または前記Ｔ波時間帯の終
わりまで待つ。時間更新へ行く。 時間更新（Update time）：この時点までの前記感知／
整調の履歴に基づき、自動ゲイン制御システムを更新す
る。次のサイクルのために、種々雑多な初期化のための
雑務を行う。 上記シーケンスにおいて、もし不整脈が先のサイクル
において検知されるなら、前記治療法は、ノイズもしく
は速度の中休みが経験されたかどうかに関係なく、現行
のサイクルにおいて実施される。 医者により指定された或るファンクションの外部的な
制御が、前記埋め込まれた心臓刺激装置内のリードスイ
ッチに関連して使用されるべき磁石により、選択のため
に患者に対して与えられてもよい。全てのそのようなフ
ァンクションは、患者へ磁石により到達可能なものだけ
となるであろう。ただし、医者によりそうプログラムさ
れているならばである。本発明の刺激装置においては、
選択的に交換される指示（ERI）、作業の終了の指示（E
OS）、および検索照合テスト（すなわち、整調を行う刺
激が興奮し得る心臓の組織において所望の応答を発生さ
せることを確保するため）が、前記装置の電話を介して
監視のために、患者により磁石で制御されることが可能
なファンクションのうちのものである。前記装置におい
て利用可能な前記ERI/EOS/検索照合テストは、次のもの
である。 1.前記ERIの比較器により検知される低いバッテリ（bat
tery）…（この比較器による検知は、キャパシタの充電
後に数時間に亘ってマイクロプロセッサにより無視さ
れ、その時間に前記指示はさまよっていることができ
る）。 2.予め設定された限界よりも低い、後で充電されるバッ
テリ電圧。 3.高電圧への充電の間に、マイクロプロセッサにより要
求され、且つ特定された短い間隔（例えば30秒）の範囲
内に到達しない電圧レベルであって、低いバッテリを示
している。 4.予め設定された限界を越えた全てのショックのための
合計の充電時間。 前記ERI/EOSおよび検索テストは、前記装置により次
のように行われる。 1.もし、前記磁石が適用され、そしてERI/EOSが検知さ
れなければ、前記装置は、１分当たりのパルス（ppm）
の数が100の速度で、前記VVIモードにおける合計12個の
整調パルスを発生させることにより、その際、最後のパ
ルスの幅は前記検索テストのために半分にされる。 2.もし、前記磁石が適用され且つERI/EOSが検知される
と、前記装置は、100ppmの速度で、前記VVIモードにお
ける合計４個の整調パルスを発生させることになり、そ
の際、最後のパルスの幅が検索テストのために半分にさ
れる。 好ましい実施例において利用可能であり、且つ相互に
排除し合う他の有能な磁石の機能は次のものである。 1.このカテゴリにおける他の機能を実施しない。 2.不整脈の検知および治療の実施を禁止する。 3.不整脈の検知および治療の実施を可能にする。 4.頻脈検知および再検知の各計算法を「高速度」のみま
で減少させる。 5.前記４つの治療法のうちの１つを実施させる。 ただし、その選択された治療法はプログラム化が可能
なものである。もし、走査を行うバーストが選択される
と、同走査における最初のバーストが実施されることに
なる。ショックのため、最初のエネルギが配送されるで
あろう。 前記心臓刺激装置の現在好ましい実施例は、患者の中
に埋め込まれるように構成される。患者の心臓の動作の
重要性を検知し且つ識別するために前記刺激装置の一部
分を含むとともに、自らが収容した動力源を以て、整調
およびショックの各療法の実施を開始させ且つ管理する
ために、異常な不整脈に応答し得るユニットが、身体の
組織および流動体に対して不活性な金属ケース内に組付
けられ且つ収容されることが可能である。そのユニット
は、ここでは、時々「多重心臓治療法発生装置」と、あ
るいは、より簡単に「治療法発生装置」と呼ばれ（その
機能は単なる治療の発生を越えるけれども）、そしてそ
の関係において、心臓ペースメーカのパルス発生ユニッ
トに幾分類似している。心臓の動作を感知するため、お
よび患者の心臓へ整調用およびショック用インパルスの
それぞれを配送するための、リード体／電極の組立体
が、前記治療法発生装置へ分離可能に接続されることが
可能であり、且つその関係において、心臓ペースメーカ
のリード体に幾分類似している。前記治療法発生装置お
よび前記リード体／電極組立体は、一緒に前記心臓刺激
装置を構成する。 前記治療法発生装置はディジタル制御区域を備え、こ
のディジタル制御区域は、ソフトウェアにより指令を貯
蔵および実施するため、ならびに前記装置の全てのディ
ジタル機能のためにデータを貯蔵および処理するための
ものである（メモリの容量を節約して使用するために、
医者が入手可能な従来タイプの外部プログラム作成ユニ
ット「プログラマ」へ容易に引き渡される機能を除
く）。前記装置のディジタル機能は、先に説明された医
者によりプログラム化が可能な特徴を含み、当該特徴は
例えば、前記速度の連続域を選択的に仕切るために前記
VT（TACH）クラスの速度境界をプログラム化するための
用意、前記治療法（粗いおよび細かい体系を含む）およ
び治療実施のシーケンス、および前記検知および再検知
の計算法、ならびに種々な処理、タイミング、スイッチ
ング、制御および今説明されるべき他の機能である。 また、前記治療法発生装置は、次のような機能のため
にアナログ部品を備えている。すなわち、そのような機
能は、各心臓のサイクルに亘って患者のECG信号情報を
監視すること、信号のふるい分け及び自動的ゲイン制御
を介してノイズおよび他の干渉を排除しながらその信号
情報を強化すること、前記整調用およびショック用治療
のために配送されるべき各インパルスの波形を発生させ
ること、前記装置と前記プログラマおよび電話を介する
監視器具のごとき外部ユニットとの間でデータを移送す
ること、および、過負荷に抗して保護することであり、
これらのアナログ機能の少なくとも幾つかは、前記プロ
グラム化された指令に従って制御される。また、前記全
体の発生装置の他の区域へ電力を供給するため、バッテ
リ・セル、および電圧を規制し且つ優先電力を順番に並
べる区域も備えられている。 以下、全体の心臓刺激装置の本実施例の電気回路の形
態が、図面の残りの図に関連して説明されるであろう。 最初に第６図を参照すると、前記治療法発生装置は区
域10を具備し、区域10は中央マイクロプロセッサを備
え、このマイクロプロセッサは、連係するメモリ容量を
有し、当該メモリ容量は、この明細書において先に説明
された特徴を用意するのに必要なデータを処理し貯蔵す
るために、ランダム・アクセス・メモリ（RAM）とリー
ド・オン・メモリ（ROM）とを包含している。前記マイ
クロプロセッサおよびメモリの各回路は、低電圧および
低電力作動のために、好ましくは補完的な金属酸化物半
導体（CMOS）の集積回路チップである。区域10は、プロ
グラム作成およびデータ伝達用区域14へ２方向的に結合
され、区域14はデータを受信兼監視装置へ（例えば電話
による伝達で）伝達する役目をし、当該受信兼監視装置
は、患者の心臓の機能および前記埋め込まれた装置の動
作状態の分析および評価のため、ならびに、埋め込まれ
たアンテナ17を経由して、外部のプログラム作成装置か
らプログラムの指示およびデータを受け取るためのもの
である。 区域10へ電気的に結合された水晶発振器20は、システ
ムの動作のために、必要な精密な同期信号を供給する。
リードスイッチ22も区域10へ電気的に接続され、それゆ
えリードスイッチ22は、当該スイッチの作動を制御する
外部磁石を使用することにより、先に説明されたような
プログラム化の可能な或る機能を有する患者による制限
された外部からの制御を可能にしている。 感知増幅器区域25は、自動ゲイン制御および帯域フィ
ルタの機能を包含しているとともに、ECGの信号情報を
前記マイクロプロセッサへ伝達するため、および前記マ
イクロプロセッサから制御信号を受け取るため、区域10
へ結合されている。前記感知増幅器はデータ伝達区域14
へも接続され、その結果、前記ECGの遠隔測定で得られ
たデータ信号情報は、当該後者を介して外部の監視装置
へ供給されることが可能である。区域25内のクワド（qu
ad）比較器が、前記感知電極から得られ且つ前記感知増
幅器により処理された前記ECGの感知信号情報を、前記
マイクロプロセッサによる使用に適するディジタル情報
へ変更するための連結を構成している。前記マイクロプ
ロセッサは、以下にさらに詳細に説明されるように、改
良された自動ゲイン制御機能を用意するため、前記感知
増幅器のフィードバック・ループの範囲内に存在してい
る。 前記感知増幅器は、細動信号のような急速に変化する
振幅を有する信号内容の追跡を助けるため、前記ECGの
信号を強化する。好ましくは、前記感知増幅器は、60:1
のオーダーのゲイン分布を有している。また、帯域フィ
ルタの機能は、（１）関係する周波数バンドの外側の信
号の振幅を減少させ、および（２）正常なＲ波の不在の
ときにそのバンドの範囲内で低周波数（例えば細動）の
信号を増幅すると言う二重の機能を奏するために採用さ
れている。 全体の刺激装置システムのうちの電力源区域28は、高
速度バッテリ・セル、電圧調整器、および優先電力の序
列設定器を備えている。前記高速度セルは、出力用高電
圧区域（40）内のキャパシタを合理的な時間（例えば20
秒またはそれ以下）内に充電するため、充分なエネルギ
を配送することができるセルの任意の組合わせを備えて
いる。前記電圧調整器の回路は、好ましいように、もし
３つのセルが直列で使用されているならば、3:1の減衰
を用意するため、あるいは、もし２つだけのセルが採用
されているならば2:1の減衰を用意するため、電圧分割
器を有しており、また、それにより電力源の効率を改善
する。前記優先電力の序列設定器は、前記細動除去もし
くは電気適除細動を行うショック療法を実施するための
準備のときに高電圧のキャパシタの充電を行っている間
のごとき、それがなければ前記セル上に高電流のドレー
ンが存在するときの期間の間に、適切な電力が、制御理
論のような本質的な回路機能に対して入手可能とされる
のを保証する。 前記システムのうちの調整を行う区域31は、電圧倍率
器および出力区域を備え、前者は1,2または３つの乗算
により電力源区域28からの調整された供給電圧を拡大さ
せる役目をする。前記出力区域は、前記マイクロプロセ
ッサの制御の下で、陰極的な刺激を行う電極、およひ陽
極的な基準電圧を含むペースメーカ回路を経由して患者
の心臓へ調整を行う刺激を配送するため、この拡大され
た電圧からの出力を切り換える作用を行う。 マイクロプロセッサ／メモリ区域10および調整を行う
区域31間のアナログ速度制限回路35は、前記調整を行う
速度を制御可能に制御するとともに、それにより、前記
水晶発振器回路の故障の場合に、ペースメーカの暴走に
抗して保護を施すために採用されている。しかし、前記
速度制限器は、バーストによる調整を行う治療の発生の
間のごとき、意図的に高速度を調整を行うパルスが必要
とされるときには、いつでも自動的に作動不能にされ
る。 前記調整を行う電極および感知を行う電極のためのリ
ード体は、前記刺激装置により発生される（または、緊
急の医療手続きの間の患者に対して使用されることのあ
る外部の細動除去装置から供与される）細動除去を行う
ショックの高電圧から、前記刺激装置の低電圧兼低電力
の構成要素を保護するため、絶縁／保護区域37により電
気的に監視される。前記刺激装置のうちの電気的除細動
器／細動除去器のショック治療部分は、絶縁された電圧
発生器兼出力区域40を備えている。当該電圧発生器の回
路は高電圧発振器を備え、この高電圧発振器は、前記マ
イクロプロセッサの制御の下で、前記電気的除細動およ
び細動除去のためのショックを加えるパルスのために必
要とされる電圧レベルまで出力キャパシタを充電するた
め、絶縁トランスを介して前記出力キャパシタへ結合さ
れている。 区域40における低電力アナログ対ディジタル（A/D）
変換器は、前記キャパシタ上の電圧を監視するために使
用され、それにより、前記マイクロプロセッサが、医者
によりプログラム化された適用可能なショック療法の細
かい体系のエネルギ含有量に従って、所望の高電圧の出
力レベルを設定できるようにする。また、前記キャパシ
タの電圧を監視することは、前記マイクロプロセッサ
が、各出力パルスの配送の後に残留する電荷を測定し、
且つそれにより、前記バッテリ・セルの残存容量の進行
中の査定のために実施において消費されるエネルギの量
を見積もることも可能にする。さらに、前記A/D変換器
の入力回路は、前記バッテリの電圧を監視し、且つそれ
により前記セルの現在の状態を決定するよう、前記で電
力源域28へ接続するため、前記マイクロプロセッサによ
り切り換えられることが可能である。 また、出力区域40は、その区域の出力スイッチを駆動
するために必要とされる制御信号レベルまで前記マイク
ロプロセッサにより供給された低レベル論理制御信号を
変更するために、レベル変移器および絶縁トランスを包
含している。前記出力スイッチは、それ自体、低い「オ
ン」インピーダンスのものであり、且つ各出力パルスの
配送および極性を制御するために、高電圧および電流を
取り扱う能力がある。短絡保護回路が、当該回路を通る
電流が所定のレベル以上に上昇する場合に前記出力回路
を開くために、出力区域40内に設けられている。これ
は、非常に低いインピーダンスへの前記キャパシタの放
電−−例えば、もし前記細動除去器の臨時接続電極（パ
ッチ）が短絡されたならば−−を防ぐとともに、それに
より、前記出力スイッチを過度のストレスおよび電位的
破壊さら保護する。 AGCおよび関係する帯域フィルタ機能およびクワド比
較器を有し、且つ前記マイクロプロセッサとの関係を具
備している前記感知増幅器が第７図において非常に詳細
に示されている。前記感知電極により検知された前記感
知済みのECGの波形の成分は、入力回路63を介して前記
感知増幅器60へ供与される。同感知増幅器のゲインは、
前記区域10のマイクロプロセッサ68を含むフィードバッ
ク・ループ65により自動的に制御される。前記感知増幅
器により処理された前記ECGの信号は、濾過区域70によ
りさらに強化され、濾過区域70は、選択された帯域外の
信号強度を減少させるために、および同帯域の範囲内の
低周波数の信号を増幅するために、一次の高ゲイン帯域
増幅器73を備えている。増幅器73の出力は、分割され、
且つ別々の帯域増幅器75,76へ供給され、これらのうち
の１つ（75）は、前記マイクロプロセッサによりディジ
タル的に制御される。前記ゲイン／濾過の制御段階の出
力は前記クワド比較器80へ供与され、クワド比較器は、
前記フィードバック・ループにおいて前記マイクロプロ
セッサへ３つの入力を発現させる。 本発明の前記AGCシステムは、VFの低周波数、低信号
振幅特性を感知する困難な問題を取り扱う。普通の状況
下で、感知の喪失はVFの指示となることができ、前記感
知増幅器のゲインが、より良い感知をできるようにする
ために増大されることを要求する。もし、前記感知の喪
失が、細動よりも間欠的な心臓ブロックに帰着し得るな
らば、感知信号の戻りが過度に増幅される傾向があり、
その結果、前記システム全体が動揺することになる。前
記AGCシステムがこの問題を解決する方法は、第10およ
び11図の説明に関連して今説明されるであろう。 感知増幅器区域25は、AGC増幅器区域（第８図）と、
帯域増幅器区域（第９図）と、クワド比較器区域（第10
図）とを具備している。第８図を参照すると、前記AGC
増幅器区域は、大振幅の調整を行う信号およびショック
信号を抑止するための、或る最初の帯域濾過を行うおよ
び空にする回路を備えている。これは、増幅器の飽和を
防止し、且つそれゆえ、後・調整増幅器の復活時間を減
少させる。前記AGC増幅器のゲインは、Ｎチャンネルの
接合フィールド効果トランジスタ（JEFT）のゲート電圧
を変化させることにより制御され、当該JEFTは、非反転
増幅器101に対する電圧を制御された入力レジスタとし
て作用する。前記マイクロプロセッサは、スイッチ103
および104のオン／オフの義務サイクルを制御し、スイ
ッチ103,104は、キャパシタ106をＶ＋およびVcの間まで
充電または放電させることにより、JEFT100のゲート電
圧を設定する。この技術は、レジスタ107の抵抗およびJ
EFT100のオン・インピーダンスにより決定されるよう
に、60:1のゲイン範囲を得るために使用される。 スイッチ108および109は、大振幅の調整を行う信号お
よびショックの信号が前記増幅器の入力に入るのを防止
する役目をする。。その目的のため、調整を行う、もし
くはショックの出力を配送する直前に、スイッチ108
は、その通常の閉じられた状態から開放状態まで切り換
えられ、そしてスイッチ109が、その通常の開いた状態
から閉じられた状態へ切り換えられる。したがって、前
記増幅器101の入力は、スイッチ108により前記リード体
システムから分離され、且つスイッチ109により接地さ
れる。前記２つのスイッチは、調整を行う出力の完了後
の僅かなミリ秒で、およびショックの出力の完了後の僅
かな数百ミリ秒でそれらの通常の状態へ戻される。 前記AGC増幅器区域の最初の帯域濾過機能は、レジス
タ110および111ならびにキャパシタ112および113からな
る回路により用意されている。レジスタ115は、前記FEF
T回路の適切なバイアスのために使用されている。前記
各スイッチは、第８図のAGC増幅回路において、および
他の回路図の或るものにおいて機械的装置として概略的
に図示されているけれども、実際技術においては電子ス
イッチ（トランジスタのごときもの）が典型的に採用さ
れることが理解されるであろう。 以下、第９図を参照すると、前記感知増幅器の帯域増
幅器区域は、プログラム化の可能な感知余裕特性と、特
別の帯特性とを有し、これらは、前記振幅の変化する細
動信号を追跡する際の助けとなる。当該区域は、２つの
能動的帯域フィルタ増幅器130および131と、プログラム
化の可能なゲインDC増幅器135と、キャパシタ137および
レジスタ138を備える受動的な高パス・フィルタとを具
備している。この帯域構成は、関係する周波数バンド外
の信号成分の振幅を減少させ、そして低周波数の細動信
号（より高い周波数のQRS信号が不在の場合）のための
感知余裕を有効に増大させると言う利点を有している。
さらに、前記感知余裕（すなわち、以下で説明されるべ
き内外側の目標間の比率）も、DC増幅器135の周囲の抵
抗140の大きさを設定することにより、前記内側の目標
の比較器に対するゲインが前記外側の目標の比較器のそ
れとは別に設定されることができるということにおい
て、前記マイクロプロセッサにより選択されることが可
能である。それの代わり、前記複数の目標の有効比は、
（その増幅器の周囲のレジスタ142の値を変化させるこ
とにより）帯域フィルタ増幅器131のゲインを変化させ
ることにより、または前記目標の基準電圧自体を変える
ことにより、変えられてもよい。 第10図の回路概略図と、第10図の比較器のための第11
図に示された論理出力を持つ例示的な入力信号とを参照
すると、前記感知増幅器のクワド比較器区域は、２つの
比較器のペアと、内側の目標の比較器150と、外側の目
標の比較器151とからなっている。前記内側の目標の比
較器の論理出力LIUおよびLILは、有効な感知入力信号と
して前記マイクロプロセッサにより使用される。前記外
側の目標の比較器の論理「OR」（Lo）は、前記AGC増幅
器のゲインを増大させること、または減少させることの
必要性を評価するために、前記マイクロプロセッサによ
り使用される。静脈洞のリズムの間に、前記QRSの複合
体の振幅は、その比較的大きい振幅とその周波数の内容
とにより、前記AGC増幅器のゲイン設定を命令する。頻
脈の感知の間には同一の状況が存在する。しかし、より
低い周波数の細動信号が存在することは、（前記「特別
な帯域」フィルタ141および142（第９図）の原因によ
り）感知余裕の有効性を重複させ、この重複は、振幅の
変化する細動信号の、より信頼性のある追跡を可能にす
る。 考慮されねばならない問題領域は、徐脈の整調を行っ
ている間のゲインの調節である。この場合、感知された
事象の欠落は、低速度または不適切な増幅器のゲインの
設定に帰着することがある。これらのうちのどれが信頼
し得るかを決定するため、より低い周波数の後・整調Ｔ
波の感知が行われる。もし、整調作業に続く予め設定さ
れた時間帯中に前記内側の目標の比較器においてＴ波が
検知されなければ、前記AGCゲインは増大される。これ
は、前記Ｔ波が検知されるまで、あるいは先に検知され
なかったリズムが検知されるまで続けられる。 Ｔ波対QRSを使用するAGCのゲインの制御と細動信号と
の間の主たる相違は、前記Ｔ波の振幅が、前記外側の目
標の比較器の代わりに、前記内側の目標の比較器の周囲
で制御されることである。これは、内在性のQRS信号が
感知されるならば、前記増幅器のゲインが高過ぎないよ
うに設定されることを保証する。 多数の異なるリード体の接続部が、ここに説明される
実施例の構成により支持されている。第12図を参照する
と、前記治療法発生装置から入手可能な出力接続部は、
「PACE」、「REF」、「HV1」、「HV2」および「HV3」と
して示されている。さらに重要な電位リード体の中で採
用され得る形態（構成）は次のものである。 （１） 心筋にネジ込まれる、もしくは心内膜のリード
体、および２つのチタンからなる（または他の従来の材
料からなる）網パッチ（臨時接続部）。前記心筋のリー
ド体が左心室（LV）の頂点に置かれ、または前記心内膜
のリード体が右心室（RV）の頂点において横断方向に置
かれ（何れの場合も「PAEC」へ接続される）、１つのパ
ッチは前記LVの心外膜上に置かれ（「REF」および「HV
1」へ接続される）、そして１つのパッチが前記RVの心
外膜上に置かれる（「HV2」および「HV3」へ接続され
る）。整調を行うこと及び感知を行うことは、心筋（陽
極）からLVのパッチ（陰極）へ向かう。電気的除細動お
よびDFは、LVからRV（右心室）のパッチへ向かう。 （２） 心筋にネジ込まれる１つのリード体または心内
膜の１つのバイポーラ型リード体、および２つのチタン
からなる網パッチ。両方の心筋のリード体が心室の頂点
内に置かれ、あるいは前記バイポーラ型の心内膜のリー
ド体が、前記RVに頂点において横断方向に置かれ（何れ
の場合も、１つの電極が「PACE」へ、他の電極が「RE
F」へ接続される）、１つのパッチが左心室の心外膜上
に置かれ（「HV1」へ接続される）、そして１つのパッ
チが右心室上に置かれる（「HV2」および「HV3」へ接続
される）。整調を行うこと及び感知を行うことは、心筋
からの心筋のリード体へ向かう。電気的除細動およびDF
は、LVからのRVのパッチへ向かう。 （３） 上記（１）と同様、前記心外膜の代わりに心膜
上に置かれら複数のパッチを使用する。 （４） 上記（２）と同様、前記心外膜の代わりに心膜
上に置かれた複数のパッチを使用する。 （５） ２つの導体を有する経静脈法による歩調取りの
ための１つのリード体および１つのチタンからなる網パ
ッチ。前記経静脈法による歩調取りのためのリード体
（「PACE」へ接続されている」の尖った電極が、RVの頂
点に置かれ、前記経静脈法による歩調取りのためのリー
ド体（「REF」および「HV1」へ接続されている）のリン
グ状電極がRVの上部に置かれ、そして前記パッチ（「HV
2」および「HV3」へ接続されている）は、ショック電流
が心室の隔膜を通って流れるように、心外膜に、心膜
外、または皮下に置かれる。整調を行うこと及び感知を
行うことは、前記経静脈法用尖端およびリング間で行わ
れる。電気的除細動およびDFは、経静脈法用リングから
パッチへ向かう。 （６） ２つの導体を有する経静脈法により歩調取りを
行うための１つのリード体および２つのチタンからなる
網パッチ。前記経静脈法用リード体（「PACE」へ接続さ
れている）の尖った電極が、前記RVの頂点に置かれ、そ
のリード体（「REF」および「HV1」へ接続されている）
のリング状電極が、上方のRV中に置かれ、そして前記２
つのパッチ（１つが「HV2」へ、他のものが「HV3」へ接
続されている）が、前記心室の右および左側において、
心外膜に、心臓外に、または皮下に置かれる。整調を行
うこと及び感知を行うことは、前記経静脈法用の尖端お
よびリング間で行われる。電気的除細動およびDFは、前
記経静脈法用リングから各パッチへ向かう（別の波形
で）。 （７） ３つの導体を持つ経静脈法用の１つのリード体
および１つのチタンからなる網パッチ。前記経静脈法用
のリード体（「PACE」へ接続されている）の尖った電極
が、前記RVの頂点に置かれ、末端のリング電極（「HV
1」および「REF」へ接続されている）が上方のRVの中に
置かれ、最も近いリング電極（「HV2」へ接続されてい
る）が、上位の大静脈内に置かれ、そして１つのパッチ
（「HV3」へ接続されている）は、ショック電流が心室
の隔膜を通って流れるように、心外膜に、心膜外に、ま
たは皮下に置かれる。整調を行うこと及び感知を行うこ
とは、前記経静脈法用の尖端および前記末端のリング間
で行われる。電気的除細動およびDFは、経静脈法用の末
端リングから、前記最も近いリングまたは前記パッチの
何れかへ向かう（別の出力波形で）。 前記高電圧発生兼出力区域は、第12図の回路図におい
てさらに大幅に詳細に示されている。この区域は、絶縁
された高電圧発生回路200と、トランスの絶縁されたス
イッチ駆動回路203と、ブリーダー抵抗器206および207
を持つ２つの出力キャパシタ204および205と、３つの保
護ダイオード210,211および212と、出力短絡回路保護回
路215と、２つのペアの高電圧出力スイッチ220,221およ
び224,225とを具備している。ショック療法が決定され
てしまう必要があるとき、前記マイクロプロセッサは、
前記高電圧発生回路200が出力キャパシタ204および205
を予め設定された値まで放電させるのを可能にする。当
該放電が完了した後、前記指定された出力ショックは、
適切なスイッチのペアを閉じることによって配送され
る。HV1,VH2およびHV3がどのように外部へ接続されるか
に従って、種々な出力の組合わせが達成されることがで
きる。もし、HV2およびHV3が互いに接続されると、スイ
ッチのペア220,221を閉じることは、スイッチのペア22
4,225を閉じることによって発生されるものとは反対の
極性になる出力を発生させることに気付かれるであろ
う。さらに、配線の選択物230が、スイッチのペア220,2
21を経由する出力のために完全な、または半分の振幅の
何れかを選択可能にするために包含されている。これ
は、他の方向のものと比較して一方向においてほぼ半分
の振幅となる波形の二相出力の発生を可能にする。 以下、第13図を参照すると、前記トランスの絶縁され
たスイッチを駆動する回路203は、２つのトランス240お
よび241を具備し、各々が、１つの一次駆動回路と、２
つの二次駆動回路と、１つの二次過電圧保護回路とを有
している。入力回路244は、出力スイッチのペア220,221
および224,225を制御する信号間の非重合を保証する。
前記マイクロプロセッサからレベルを変位された論理回
路は、前記２つの一次駆動体への論理入力を駆動する。
240および241により用意された前記トランスの絶縁は、
低電圧兼低電力の電子構成要素を高電圧の出力から保護
する。 第14図は、簡単にするためトランス240の適用可能な
部分のみが描かれているけれども、各トランスの前記一
次および二次駆動体をより詳細に示している。前記一次
駆動体の入力部における負の論理パルスの先行エッジ
は、キャパシタ251の負の端部がＶ＋からＶ−へ引っ張
られるようにする。これは、エネルギを前記キャパシタ
から前記一次コイル巻線へ、及びそれゆえ前記二次巻線
へ（各巻線が巻かれている強磁性コアを介して）伝達す
る。その結果、前記二次回路を横切る正の電圧が発生
し、これはＰ−チャンネルのトランジスタ254をオンに
し、そしてＰ−チャンネルのトランジスタ255を横切る
状態で寄生するダイオードのために順バイアスを与え、
且つPNPトランジスタ258をオフに保持しながら、キャパ
シタ257およびＮ−チャンネルのトランジスタ（スイッ
チ）221のゲート・キャパシタンスを充電する。トラン
ジスタ221のゲートにおける正電圧は、そのスイッチを
オンにし、電流が前記出力スイッチから前記外部負荷
（すなわち、第12図に関連して説明されたように、前記
選択されたリード体／電極の形態および患者の心臓）へ
流れるのを可能にする。 前記入力論理パルスの後続エッジにおいては、キャパ
シタ251（これは現在は充分に充電されている）の負の
端部はＶ＋へ引っ張られ、前記二次回路を横切る負の電
圧を発生させる。これは、トランジスタ255をオンにす
るとともに、トランジスタ254を横切る状態で寄生する
ダイオードのために順バイアスを与え、キャパシタ257
を逆に充電し、トランジスタ258をオンにし、そしてト
ランジスタ221のゲート・キャパシタンスを減衰させ、
トランジスタ221はそのスイッチをオフにする。これ
は、前記高電圧キャパシタ204,205（第12図）を前記外
部負荷から分離し、それゆえ前記ショックの出力パルス
を終了させる。さらに、トランジスタ258は、トランジ
スタ221のゲート電圧が、それのドレイン上に加えられ
る容量的に結合された信号により影響されるのを防止す
る。 前記二次側の過電圧保護回路260は、ツェナーダイオ
ード263および264を具備しているとともに、各トランス
（第14図における240）の前記二次駆動側へ供与される
電圧が、前記スイッチ駆動回路における任意のトランジ
スタを破損するまで充分に大きくならないように保証す
る。これは、より大きいトランスの巻線比率の使用を可
能にし、その結果、回路性能が、部分的なバッテリの消
耗を以て低減されることはない。4049インバータ（反転
器）245,246は、それらが駆動しているエミッタホロワ
が必要とする高電流による駆動を行うように構成されて
いることに留意すべきである。 前記高電圧発生兼出力区域（第12図）の前記出力の短
絡回路保護回路215は、第15図においてさらに詳細に示
されている。この保護回路は、前記出力スイッチを通る
過度の電流（および、それゆえ同出力スイッチに対する
破損）に抗して保護を行う。前記高電圧出力キャパシタ
204,205から前記出力スイッチを通って前記外部負荷へ
向かう電流は、低インピーダンスのレジスタ266を通っ
て流れなければならない。トランジスタ267および268な
らびにレジスタ269は、別々のシリコンで制御される整
流器（SCR）を形成している。もし、レジスタ266を通る
電流が、レジスタ270、271からなる分割器を通ってトラ
ンジスタ267をオンするだけ充分に増大すると、前記SCR
はオン状態を保持するとともに、（ダイオード273およ
び274を通って）出力スイッチ221および225のゲート上
で低下し、それらの各ゲート・キャパシタンスを放電さ
せ且つそれらをオフにする。これは、レジスタ266を通
る電流の減少により、同レジスタ266を横切る電圧を降
下させ、そして、前記SCRを通り電流が一旦非常に低い
値に戻ると、同SCRは、オフとなり、且つ再びトリガを
行われる用意ができる。 以下、第16図を参照すると、前記絶縁された高電圧発
生回路200は、前記高電圧出力キャパシタ204,205（第12
図）を所定値まで充電するための手段を用意している。
前記キャパシタ電圧の監視器280は、前記マイクロプロ
セッサにより制御されるディジタル対アナログ（D/A）
変換器を具備している。同D/A変換器の出力部は、電圧
比較器の１つの入力部へ行く。前記比較器に属する他の
入力部は、前記充電電圧を制御するための出力キャパシ
タ電圧の分割部へ接続されてもよく、あるいはバッテリ
の状態を監視するために前記バッテリ（Ｖ−）へ接続さ
れてもよい。高インピーダンスの基準レジスタ283が、
前記Ｖ＋の電圧に基準を供与している。 キャパシタの充電のために構成されたとき、前記マイ
クロプロセッサは、所望の電圧値を予め設定するととも
に、前記高電圧発生器287が下記のフライバック回路を
使用して前記キャパシタを充電できるようにする。上記
フライバック回路は、トランス288と、Ｎ−チャンネル
のトランジスタ290と、バッテリ・セル291,292および28
3と、フィルタ・キャパシタ295,296および297と、高電
圧発生器回路287とを備えている。これを達成するた
め、トランジスタ290はオンにされ、そして電流が前記
トランス288の一次巻線を通って流れるのを可能にされ
る。この電流が充分に上昇されたとき、トランジスタ29
0は急にオフにされ、そして非常に大きいフライバック
電圧が、前記トランスの一次側（および、それゆえ二次
側）を横切って発現する。前記二次側を横切る電圧は、
前記キャパシタ204および205（第12図）へ単一方向の電
荷を送り、それがDC電圧を充電するように強制するた
め、ダイオード301,302,303,304により半波整流を施さ
れる。 前記電圧監視器比較器280が前記マイクロプロセッサ
へ、必要な電圧が到達したと言う信号を与えたとき、前
記高電圧発振器287は不能にされ、その出力が配送され
る。当該高電圧発振器も前記低電圧調整器回路により間
欠的に不能にされ、それにより前記制御回路の電力源の
優先性を保証することに留意すべきである。ヒューズ30
8は、或る回路の故障により発生される過度の電流ドレ
インが原因となる、前記バッテリ・セル291,292および2
93の過熱に抗して保護を行う。ダイオード310,311およ
び312は、各バッテリの周囲に、もしそれが消耗したな
ら、低インピーダンスの経路を設ける。これは、１つの
セルが故障したときに、さらに効率的な高電圧の充電を
行うことを可能にする。トランス288の第３の二次側
は、前記高電圧発振器回路のために正電圧源を用意して
いる。 第17図の回路図においてさらに詳細に示されている高
電圧発振器回路287は、Ｎ−チャンネルのトランジスタ2
90（第16図）のゲートを駆動する出力パルスの列を供給
する7556タイマーICの周囲に集中している。前記出力ス
イッチ駆動回路（第14図）において使用されている前記
駆動体と同様、インバータ328およびトランジスタ330お
よび331を具備している高キャパシタンス負荷は、ここ
では、トランジスタ290（第16図）のゲート・キャパシ
タンスを駆動するために使用されていることに気付かれ
るであろう。この回路は、そのトランジスタを速くオフ
にするために必要とされ、これは前記フライバック動作
の効率を改善する。トランジスタ290も、源の「オン」
インピーダンスに対して非常に低いドレインを有するよ
うに選択される。なぜなら、スイッチの降下損失は、効
率を大幅に低減させるからである。 タイマー325の２分の１が次のように形成されてい
る。すなわち、関係する抵抗および容量により決定され
た所定の速度で無定位に稼働するため、および当該タイ
マーの他の半分をトリガを行うことによりレジスタ335
およびキャパシタ336により決定される期間を有し且つ
前記スイッチ駆動体を制御する出力パルスを発生するた
めに形成されている。前記出力キャパシタが充電される
と、エネルギがさらに急速に前記トランスのコア外へ伝
達される。これは、前記フライバック電圧の負への変移
が（VTPで生じる）より速く生じるようにする。もし、
この変移がタイマー325の無定位部分が休止する前に生
じると、トランジスタ338はオンにされ、このタイマー
を再設定する。この状態において、前記発振器は、前記
キャパシタがそれらの充電を達成するに従い加速し続
け、さらに効率的な動作状態を発生させる（なぜなら、
固定された速度は時間を浪費する結果になるからであ
る）。 調整された電圧（レジスタ340、トランジスタ341およ
び343、ダイオード345、レジスタ347およびキャパシタ3
48により発生される）が、回路の性能をバッテリの電圧
から独立させるため（前記セルの使用可能な範囲に亘っ
て）、前記タイマーIC325に対して供与される。前記正
の二次電圧（V reg）は、これを可能にするために豊富
な電圧の諸経費を前記調整器回路を与える。前記高電圧
の論理回路を可能にするため、正の論理信号が、Ｎ−チ
ャンネルのトランジスタ351のゲートへ供与される。こ
れは、そのトランジスタをオンにし、電力を前記回路へ
供給し、且つリセット状態（タイマー325のRESET1にお
ける）を除去する。もし、前記定電圧調整器の要求によ
り、前記高電圧発振器が一時的に不能にされることが必
要とされると、トランジスタ351のゲートにおける論理
信号は低くされ、これは、直ちに前記タイマー325のリ
セットを行わせる（トランジスタ354を介して）が、し
かし、トランジスタ358を遮断するようキャパシタ356が
充電するまで、この回路へ電力を移転させない。これ
は、電力を妨害することなく前記発振器が短い割込みを
行うことを可能にし、これも前記回路の効率を改善す
る。 以下、第18図を参照すると、前記電圧調整器／電力優
先序列設定器の区域は、キャパシタ377を所定値（V re
g）まで充電するために、５つのスイッチ371〜375（定
電圧論理により制御される）を具備している。キャパシ
タ378および379は、キャパシタ377よりもかなり小さ
く、且つ供給電圧を３つに分割し、そして当該後者のキ
ャパシタへ一時に少量の電荷を移送するために、キャパ
シタ377と結合して使用される。キャパシタ377が充電さ
れているとき、スイッチ371〜375は、それらの各Ａおよ
びＢの状態間で切り換わっている。キャパシタ377が適
切な電圧レベルにあることを、前記調整された電圧の監
視装置が感知するとき、それは、前記スイッチ制御論理
を待機モードへ行かせるように発信し、この待機モード
では、スイッチ371,372および374が状態Ｂに位置し、ま
たスイッチ373および375は、キャパシタ377の充電を停
止させるためにそれらのＣ状態へ行く。次に、前記調整
された電圧の監視器は、V regを注視するとともに、前
記スイッチ制御論理を経由して、前記充電モードが必要
とされるときには何時でもそれを可能とすることによ
り、前記V regがこの所定値に維持されるように保証す
る。もし、前記供給電圧が、この３つの分割を支持する
レベルよりも低く降下すると（すなわち、V regが適切
に調整されなくなると）、前記供給電圧の監視器は、直
接の調整モードへ変化する前記スイッチ制御論理区域38
2へ信号を発する。このモードにおいて、スイッチ372お
よび374は状態Ｂにあり、スイッチ373および375は状態
Ｃにあり、そうしたスイッチ371は状態ＢおよびＣ間で
切り換わり、キャパシタ377を前記供給電圧から直接充
電する。このモードは、さらに非常に不充分であるが、
V regの発生が高い優先性を有するよう保証するために
構成される（さらに電力が必要とされるとしても）。 さらに、もし、キャパシタ377が充電されることを前
記調整された電圧の監視器が要求していると、スイッチ
制御論理382は、論理禁止信号を発生させ、それを前記
高電圧発振器回路（動作時に前記供給物上に主たるドレ
インを発生させる回路）へ送り、そして、前記V reg電
圧が前記所望のレベルに戻るまで、その作用を不能にす
る。これは、V reg（これは、前記高電圧動作を制御す
る論理を含む、前記心臓刺激装置のために非常に重要な
制御論理の全てに電力を供与する）が、安全な動作のた
めに優先性を与えられることを保証する。もし、前記調
整器回路が前記供給電圧を３つの代わりに２つに分割す
るように構成するのが（すなわち３個ではなく２個のセ
ルを使用することが）望ましければ、キャパシタ378は
除去され、そしてジャンパー線が静止節386および387間
に接続されてもよい。 バッテリ・セル、キャパシタ、トランス等のごとき高
電圧構成要素に関係する現在の技術の状態は、小さい今
日のペースメーカ・モデルに比較して、前記心臓刺激装
置のために比較的大きいサイズの治療法発生装置を強制
する。これは、ペースメーカにとっては通例である胸の
領域内よりも、患者の腹部内への埋め込みを必要にする
傾向がある。 本発明の現在好ましい実施例が説明されてきたけれど
も、本発明が関係する分野の当業者には、本発明の原理
から離れることなく、交換および変更がなされ得ること
が明らかであろう。さらに、半導体分野における進歩と
同様、例えば実用的な小寸法、低コスト且つ高電圧の構
成要素の開発において、技術的前進がなされるように、
本発明の原理は、全ての目的のための心臓処理機能を遂
行するための「自在」に埋め込みの可能な装置へ直接に
適用することができる。したがって、本発明は、特許請
求の範囲により必要とされる範囲のみに限定されること
は意図されていない。
【図面の簡単な説明】
第1a図および第1b図は、心臓速度の連続域が、本発明に
従い、複数の不整脈クラスへ分割される（仕切られる）
方法を示す概略図、 第2a図および2b図は、前記不整脈クラスへの例示的な治
療法の割当て（指定）を示す概略図、 第3a図および第3b図は、前記不整脈クラスに対する検知
基準の計算法の表示を示す概略図、 第４図は、前記バーストによる整調を行う治療法の細か
い体系の特性を示す概略図、 第５図は、前記心臓刺激装置のタイミング特徴を示すフ
ロー略線図、 第６図は、本発明による埋め込み可能な心臓刺激装置の
現在好ましい実施例における電気回路を示す概略図、 第７図は、第６図の回路の一部分のさらに詳細な概略
図、および、 第８図〜第18図は、両端図を含めて、前記好ましい実施
例の種々な部分のさらに詳細な回路図である。 10……区域 14……プログラム作成およびデータ伝達用区域 20……水晶発振器、22……リードスイッチ 25……感知増幅区域、28……電力源区域 31……整調を行なう区域 35……アナログ速度制限回路 37……絶縁保護区域、40……出力用高電圧区域 60……感知増幅器 65……フィードバック・ループ 68……マイクロプロセッサ 70……過区域 73……高ゲイン帯域増幅器 75,76……帯域増幅器、80……クワド比較器 101……非反転増幅器、103,104……スイッチ 106……キャパシタ、107……レジスタ 108,109……スイッチ、110,111……レジスタ 112,113……キャパシタ 115……レジスタ 130,131……能動的帯域フィルタ増幅器 135……ゲインDC増幅器 137……キャパシタ、138……レジスタ 140,141……フィルタ、150,151……比較器 200……高電圧発生回路 203……スイッチ駆動回路 204,205……出力キャパシタ 206,207……ブリーダー抵抗器 215……出力短絡回路保護回路 220,221,224,225……高電圧出力スイッチ 240,241……トランス 245,246……インバータ 254,255……トランジスタ 257……キャパシタ 258……PNPトランジスタ 260……過電圧保護回路、266……レジスタ 267……トランジスタ、269……レジスタ 287……高電圧発振器、288……トランス 290……トランジスタ 291,292,293……バッテリ・セル 295,296,297……フィルタ・キャパシタ 325……タイマー、328……インバータ 330……トランジスタ、335……レジスタ 336……キャパシタ、338……トランジスタ 340……レジスタ 341,343……トランジスタ 345……ダイオード、347……レジスタ 348……キャパシタ、351……トランジスタ 358……トランジスタ、371〜375……スイッチ 377,378,379……キャパシタ
従い、複数の不整脈クラスへ分割される（仕切られる）
方法を示す概略図、 第2a図および2b図は、前記不整脈クラスへの例示的な治
療法の割当て（指定）を示す概略図、 第3a図および第3b図は、前記不整脈クラスに対する検知
基準の計算法の表示を示す概略図、 第４図は、前記バーストによる整調を行う治療法の細か
い体系の特性を示す概略図、 第５図は、前記心臓刺激装置のタイミング特徴を示すフ
ロー略線図、 第６図は、本発明による埋め込み可能な心臓刺激装置の
現在好ましい実施例における電気回路を示す概略図、 第７図は、第６図の回路の一部分のさらに詳細な概略
図、および、 第８図〜第18図は、両端図を含めて、前記好ましい実施
例の種々な部分のさらに詳細な回路図である。 10……区域 14……プログラム作成およびデータ伝達用区域 20……水晶発振器、22……リードスイッチ 25……感知増幅区域、28……電力源区域 31……整調を行なう区域 35……アナログ速度制限回路 37……絶縁保護区域、40……出力用高電圧区域 60……感知増幅器 65……フィードバック・ループ 68……マイクロプロセッサ 70……過区域 73……高ゲイン帯域増幅器 75,76……帯域増幅器、80……クワド比較器 101……非反転増幅器、103,104……スイッチ 106……キャパシタ、107……レジスタ 108,109……スイッチ、110,111……レジスタ 112,113……キャパシタ 115……レジスタ 130,131……能動的帯域フィルタ増幅器 135……ゲインDC増幅器 137……キャパシタ、138……レジスタ 140,141……フィルタ、150,151……比較器 200……高電圧発生回路 203……スイッチ駆動回路 204,205……出力キャパシタ 206,207……ブリーダー抵抗器 215……出力短絡回路保護回路 220,221,224,225……高電圧出力スイッチ 240,241……トランス 245,246……インバータ 254,255……トランジスタ 257……キャパシタ 258……PNPトランジスタ 260……過電圧保護回路、266……レジスタ 267……トランジスタ、269……レジスタ 287……高電圧発振器、288……トランス 290……トランジスタ 291,292,293……バッテリ・セル 295,296,297……フィルタ・キャパシタ 325……タイマー、328……インバータ 330……トランジスタ、335……レジスタ 336……キャパシタ、338……トランジスタ 340……レジスタ 341,343……トランジスタ 345……ダイオード、347……レジスタ 348……キャパシタ、351……トランジスタ 358……トランジスタ、371〜375……スイッチ 377,378,379……キャパシタ
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フロントページの続き
(72)発明者 ロス ジー ベイカー ジュニア
アメリカ合衆国 テキサス州 77098
ヒューストン レーク ストリート
3626
(72)発明者 リチャード ブイ カルファー
アメリカ合衆国 テキサス州 77030
ヒューストン ゴールドスミス 2040
(56)参考文献 特表 昭58−500275（ＪＰ，Ａ)
Claims (1)
- (57)【特許請求の範囲】 １．頻拍性型不整脈の検出に応答して患者の心臓の心室
性頻拍性型不整脈を心臓への電気的刺激を用いて検知し
処理する心臓刺激装置であって、 心拍数の連続域を、少なくとも２つの頻脈のクラスを含
む複数の領域に選択的に分割するための手段を有し、前
記少なくとも２つの頻脈クラスは互いに連続的であると
ともに漸進的により高い心拍数の範囲となるものであ
り、当該頻脈クラスのうちで最低のものおよび最高のも
のは、前記連続域のうちの洞拍律領域および細動領域に
よりそれぞれ境界を形成され、 また、前記頻脈クラス間の境界、およびそれらの頻脈ク
ラスのうちの最低のものおよび最高のものとそれぞれ前
記洞拍律領域および細動領域との間の境界を選択的に調
節して、頻脈クラスの心拍数の範囲を所望の方法で適宜
に調節するための手段と、前記連続域内のいかなる部分
における心臓の現象をも選択的に検知し、前記連続域に
おける相当する領域の調節された境界によって決定され
た対象となる頻脈クラスにおける異常な頻脈を検出する
ための基準であって各頻脈クラスごとに変わる所定の基
準に基づいて、検知された現象の中で正常な頻脈と異常
な頻脈とを識別するための手段と、対象となる頻脈クラ
スに適用すべく指定された基準が満たされたことに応答
して、強度の異なる複数の処理レベルに各々対応した種
々のパターンの電気的刺激を有する多数の治療法のうち
から、その頻脈の持続性および高い心拍数の範囲の頻脈
クラスへの加速傾向並びにその頻脈に対する患者の血行
力学的許容度に応じて、予め選択された治療法により、
対象となる頻脈クラス内の検知された異常な頻脈を、そ
の頻脈が解消される方向に処理するための手段とを有す
ることを特徴とする心臓刺激装置。 ２．前記処理するための手段が、検知された頻脈の細動
領域内への加速に応答して患者の心臓に自動的に細動除
去治療を施すことを特徴とする特許請求の範囲第１項記
載の心臓刺激装置。 ３．前記検知するための手段が、患者の心臓の電気的活
動の喪欠をも感知し、それに応答して前記処理するため
の手段が、心臓がその正常な電気的活動を回復するまで
心臓の整調を行うべく、刺激パルスを発生することを特
徴とする特許請求の範囲第１項〜第２項のいずれか１項
に記載の心臓刺激装置。 ４．前記処理するための手段が、前記いかなる頻脈クラ
スの範囲内における異常な頻脈の検知にも応答して患者
の心臓に治療法を施すシーケンスを選択的に制御するこ
とも行い、施された治療法およびシーケンスが検知され
た頻脈のクラスに応じるものであることを特徴とする特
許請求の範囲第１項〜第３項のいずれか１項に記載の心
臓刺激装置。 ５．前記検知するための手段が、前記処理するための手
段により施された各々の治療法の適用の後、前記いかな
る頻脈クラスにおける異常な頻脈の存在または不在をも
選択的に再検知し、その際に、その再検知を促進させる
べく、初期の頻脈検知に使用したものよりも少ない数の
基準を適用することを特徴とする特許請求の範囲第１項
〜第４項のいずれか１項に記載の心臓刺激装置。 ６．前記検知するための手段が、検知された異常な頻脈
の、より低い方の頻脈クラスあるいはより高い方の頻脈
クラスへの変移も感知し、また前記処理するための手段
が前記変移に応答して変移後の新しい頻脈クラスの頻脈
のために予め選択された治療法を施すことを特徴とする
特許請求の範囲第１項〜第５項のいずれか１項に記載の
心臓刺激装置。 ７．前記処理するための手段が、前記連続域内で検知さ
れたあらゆる異常な頻拍性型不整脈を処理し、前記処理
するための手段によって可能な治療が、心臓へ加えられ
る電気エネルギのレベルが少なくとも異なる整調用およ
びショック用の治療を含むことを特徴とする特許請求の
範囲第１項〜第６項のいずれか１項に記載の心臓刺激装
置。 ８．前記整調用およびショック用の治療の各々が、前記
処理するための手段により選択的に変え得る少なくとも
１つのパラメータを有するそれぞれの電気的波形により
表わされることを特徴とする特許請求の範囲第７項記載
の心臓刺激装置。 ９．前記検知するための手段が、患者の心拍数の洞調律
への戻りをも感知することを特徴とする特許請求の範囲
第１項〜第８項のいずれか１項に記載の心臓刺激装置。 １０．前記検知するための手段が、前記心拍数の連続域
のうちの異なる複数の領域で頻拍性型不整脈を検知する
ために異なる複数の基準を適用し、当該検知基準は、最
低の頻脈クラスに対しては最も厳格であり、各より高い
心拍数の範囲のものに対しては次第に緩やかになること
を特徴とする特許請求の範囲第１項〜第９項のいずれか
１項に記載の心臓刺激装置。 １１．初期検知に使用された基準が、再検知のために選
択的に変更され得ることを特徴とする特許請求の範囲第
５項記載の心臓刺激装置。 １２．前記検知するための手段が、前記連続域のなかで
より高い心拍数の範囲への検知された頻拍性型不整脈の
実際の加速と加速の誤指示とを識別することも行なうこ
とを特徴とする特許請求の範囲第６項記載の心臓刺激装
置。 １３．前記処理するための手段が、前記心拍数の連続域
のうちの同一の領域内での頻拍性型不整脈の繰り返し再
検知に応答して同一の治療法を繰り返し実施するように
プログラム可能であることを特徴とする特許請求の範囲
第１項〜第12項のいずれか１項に記載の心臓刺激装置。 １４．前記処理するための手段が、心拍数が前記連続域
のなかの新しい領域へ変化したとして異常な頻拍性型不
整脈が再検知されると直ちに治療法を実施するようにプ
ログラム可能であり、当該治療法は、先の検知に応答し
て実施された治療法とは異なることを特徴とする特許請
求の範囲第１項〜第13項のいずれか１項に記載の心臓刺
激装置。 １５．前記処理するための手段が、検知された異常な頻
拍性型不整脈の処理の間に、選択された治療法の強度を
変更するようにプログラム可能であることを特徴とする
特許請求の範囲第１項〜第14項のいずれか１項に記載の
心臓刺激装置。 １６．前記処理するための手段が、異常な頻脈のより高
い方の頻脈クラスへの加速に際して、最後に実施された
ものよりも強度の低い治療法へ戻るのを防止するように
プログラム可能であることを特徴とする特許請求の範囲
第１項〜第15項のいずれか１項に記載の心臓刺激装置。 １７．前記処理するための手段が、次の異常な頻拍性型
不整脈の発生に際して、異常な頻拍性型不整脈の検知に
応答して先に施されたものと同一の治療を再度施すよう
にプログラム可能であることを特徴とする特許請求の範
囲第１項〜第16項のいずれか１項に記載の心臓刺激装
置。 １８．前記再度施される治療法が、異常な分脈を終わら
せるのに最後に成功した治療法全体のうちの最後の治療
と同一であることを特徴とする特許請求の範囲第17項記
載の心臓刺激装置。 １９．前記再度施される治療法が、異常な頻脈を終わら
せるのに成功した最後の治療法全体と同一であることを
特徴とする特許請求の範囲第17項記載の心臓刺激装置。 ２０．前記処理するための手段が、前記治療法全体を再
度実施する前の治療法の内で最も強度の小さい治療を繰
り返すようにプログラム可能であることを特徴とする特
許請求の範囲第１項〜第19項のいずれか１項に記載の心
臓刺激装置。 ２１．前記検知するための手段が、徐脈、頻脈、細動、
および洞拍律への戻りの心臓現象の各々を検知するため
の基準を選択的に設定することを特徴とする特許請求の
範囲第１項〜第20項のいずれか１項に記載の心臓刺激装
置。 ２２．頻脈を検知するために前記検知するための手段に
より選択的に設定された基準が、高い心拍数、高い心拍
数の突然の開始、高い心拍数の安定化、および高い心拍
数の維持を含むことを特徴とする特許請求の範囲第21項
記載の心臓刺激装置。 ２３．細動を検知するために前記検知するための手段に
より選択的に設定された基準が、頻脈検知のための最高
心拍数を超える高い心拍数と、ｙ回の連続する拍動中少
なくともｘ回の細動性拍動の発生とを含み、ここで、ｘ
およびｙは選択可能であることを特徴とする特許請求の
範囲第21項記載の心臓刺激装置。 ２４．前記処理するための手段が、（ｉ）施されるべき
ショックの数と、（ii）心臓の現象の検知およびショッ
クの実施の間の遅延時間と、（iii）頻拍性型不整脈を
阻止するための最初の試み及びそれに続く各試みにおけ
るショックの振幅と、（iv）パルス幅、極性および各相
の存在および不在を含むショックの波形の相構造とから
なる群における特徴のいずれかを変更することにより、
電気的除細動（カルジオバージョン）ショックまたは細
動除去（デフィブリレーション）ショックの何れかから
なるいかなる治療をも選択的に変更するように制御可能
であることを特徴とする特許請求の範囲第１項〜第23項
のいずれか１項に記載の心臓刺激装置。 ２５．前記処理するための手段が、（ｉ）検知された頻
拍性型不整脈を阻止するための試みの数と、（ii）整調
を行う刺激バーストにおけるパルスの数と、（iii）整
調を行う刺激バーストにおける検知および初期パルス間
の遅延時間と、（iv）整調を行う刺激バーストにおける
パルス間の間隔と、（ｖ）前記遅延時間または前記パル
ス間の間隔の自動的減少または交互の増減と、（vi）頻
拍性型不整脈心拍数の程度としての前記間隔の各々の変
動と、（vii）各連続するバーストにおいて前記各間隔
が増大または減少される量と、（viii）前記（ｖ），
（vi）または（vii）により定義されたどのシーケンス
でもそのシーケンスが繰り返されるべき回数と、からな
る群における特徴のいずれかを変更することにより、整
調を行ういかなる治療をも選択的に変更するように制御
可能であることを特徴とする特許請求の範囲第１項〜第
25項のいずれか１項に記載の心臓刺激装置。 ２６．前記心拍数の連続域を分割する手段、前記検知す
るための手段および前記処理するための手段を動作させ
るための制御信号を発生させるよう、ディジタル・デー
タを処理および貯蔵するためのマイクロプロセッサを具
備し、また前記検知するための手段が、患者のECGを表
わすアナログ信号情報を受けてそれを前記マイクロプロ
セッサへ伝送するためのディジタル・データに変換する
感知増幅器を備えていることを特徴とする特許請求の範
囲第１項〜第25項のいずれか１項に記載の心臓刺激装
置。 ２７．前記感知増幅器が、患者の心臓の細動を示す信号
の急速に変化する振幅を探知するために、前記ECGの信
号情報を増強することを特徴とする特許請求の範囲第26
項記載の心臓刺激装置。 ２８．前記感知増幅器が、自動ゲイン制御機能、および
前記ECGの信号情報の帯域フィルタリング機能を有して
いることを特徴とする特許請求の範囲第27項記載の心臓
刺激装置。 ２９．前記帯域フィルタリングが、対象とする頻拍性型
不整脈の周波数バンドの外側の信号の振幅を減少させか
つ患者の心臓の細動を示す正常のＲ波の不在下において
前記周波数バンド内にある低い周波数の信号を増幅する
ことを特徴とする特許請求の範囲第28項記載の心臓刺激
装置。 ３０．前記自動ゲイン制御が、心室性細動を示す急速に
変化する低振幅の信号を感知するために前記感知増幅器
のゲインを調節すべく、前記マイクロプロセッサを含む
フィードバック回路により行われることを特徴とする特
許請求の範囲第28項記載の心臓刺激装置。 ３１．前記フィードバック回路が、内側および外側の電
圧レベルを設定し、当該内側および外側の電圧レベル間
の比率を選択的に設定し、前記内側および外側の電圧レ
ベルを以て増幅およびフィルタリングにより処理された
感知信号レベル同士を比較し、有効な感知信号を示す論
理信号を発生させることにより前記内側の電圧レベルを
越える処理された感知信号に応答し、そして前記感知増
幅器のゲインを調節するために前記マイクロプロセッサ
へさらなる論理信号を供与することにより前記外側の電
圧レベルを越える処理された感知信号レベルに応答し、 また、前記マイクロプロセッサが前記さらなる論理信号
と前記ECGの信号情報の構成要素とに応答して、洞拍律
または頻脈を示すQRSコンプレックスの存在下において
前記増幅器のゲインを減少させ、そして患者の心臓への
整調を行う刺激の供与に続く所定の時間間隔内のＴ波の
不在下で前記増幅器のゲインを増大させることを特徴と
する特許請求の範囲第30項記載の心臓刺激装置。 ３２．前記処理するための手段が、患者の心臓に施され
るべき電気的除細動（カルジオバージョン）ショックお
よび細動除去（デフィブリレーション）ショックを発生
させるための高い電圧レベルも発生することを特徴とす
る特許請求の範囲第１項〜第31項のいずれか１項に記載
の心臓刺激装置。 ３３．前記高い電圧レベルが、高電圧キャパシタと、高
電圧発振器と、前記電気的除細動ショックおよび細動除
去ショックに適合する高い電圧レベルまで前記キャパシ
タを充電するために前記高電圧発振器を前記キャパシタ
へ接続する絶縁回路とを使用して前記処理するための手
段により発生されることを特徴とする特許請求の範囲第
32項記載の心臓刺激装置。 ３４．前記処理するための手段が、患者の心臓へ高電圧
ショックを与えるための出力回路と、前記キャパシタ上
の高電圧を所望の振幅および極性のパルスとして前記出
力回路へ与えるために、前記マイクロプロセッサの制御
の下に選択的に操作されるスイッチとを備えていること
を特徴とする特許請求の範囲第33項記載の心臓刺激装
置。 ３５．所定のレベルを越える前記出力回路内の電流に応
答して前記出力回路を開くために、短絡保護回路が設け
られていることを特徴とする特許請求の範囲第34項記載
の心臓刺激装置。 ３６．バッテリにより電力を与えられ、 電極および関係するリードを除く全ての構成要素が、患
者の中に埋め込むために充分に小さい寸法の生物学的適
合性を有するケース内に収納され、 前記電極および関係するリードが、患者の心臓の電気的
活動を感知する検知するための手段および選択された治
療法を患者の心臓に施す処理するための手段の一部とな
っていることを特徴とする特許請求の範囲第１項〜第35
項のいずれか１項に記載の心臓刺激装置。
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