JPH01212571A - レート応答型ペースメーカとその作動方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ この発明は、心臓ペースメーカ、特にペースメーカの作
動モードの切り換え、及び／又は検出された患者の状態
に応答してペースメーカのヒステリシスレートの変更を
、自動的に行う能力を有する植え込み可能かつプログラ
ム可能なレート応答型心臓ペースメーカ及びその作動方
法に関する。

［従来の技術］ 心臓ペースメーカの技術は装置能力の高いレベルに洗練
された状態へ発展してきた。心臓ペースメーカの最近の
世代は、種々の生理的な条件のもとで心臓の活動を検出
かつ刺激するために、マイクロプロセッサと関連の回路
とを内蔵している。

これらのペースメーカは、個々の患者で遭遇される種々
の心臓の異常を補正又は補償するように。

心臓を制御すべくプログラムすることができる。

最近の心臓ペースメーカの技術の詳細な説明は、国際特
許出願第ＰＣＴ／ＵＳ８５１０２０１（１公報１名称「
刺激された心１藏の時間間隔測定とこれに対応できるペ
ースメーカ及び作動方法（ＳＴＩＮＵＬＡ丁ＥＤ　　Ｈ
ＥＡＲＴ　　ＩＮＴＥＲＶＡＬ　　ＭＥＡＳＵＲＥＭＥ
ＮＴ。

ＡＤＡＰ’ｒｌＶＥ　ＰＡＧＥＲＡＮＤ　ＭＥＴ）ＩＯ
Ｄ　ＯＦ　０ＰＥＲＡＴＩＯＮ）　Ｊ　。

又はアメリカ合衆国特許出願第８８７２９７号明細書（
１９８８年７月１８日出願）、名称ｒｐｖｃ応答とＰＭ
Ｔ完結特性とを有するペースメーカ（ＰＡＣＥＭＡＫＥ
ＲＨＡＶＩＮＧ　ＰＶＣＲＥＳＰＯＮＳＥ　ＡＮＤ　Ｐ
ＩＴＴＥＲ）ＩＩＮＡＴＩＮＧ　ＦＥＡＴＵＲＥＳ）　
Ｊ　ニ示さレテイル、コレらの特許明細書は本明細書に
引用されている。

ポンプとしての機能を効率良く遂行するために、心臓は
本来の心房心室同期性を維持しなければならないという
ことが常に考えられてきた。

「心房心室同期性」という用語は、心房と心室との収縮
の間に存在する順を追ったタイミングの関係に関する。

与えられた心臓のサイクル又は鼓動において、これらの
収縮は一般に心臓の組織の消極に伴なう電気的な信号又
は波を検出することにより明らかとなるか又は測定され
、この消極は心臓組織の収縮の直前に先行する（大抵の
目的のためには同時であると考えることができる）、こ
れらの信号又は波は心電図で観察でき、心房の消極を表
すＰ波と、心室の消極を表すＱＲ５波（時にはＱ、Ｒ，
Ｓ波の群の中の卓越した波であるＲ波と呼ばれる）と、
心室の再分極を示すＴ波とを含む、・（心房も再分極さ
れ、しかしこの心房の再分極は心室の消極とほとんど同
時に起こり、心房の再分極によって発生される電気信号
は一般に微細であり、心電図上のずっと大きいＱＲ５波
によって覆い消される。） こうして心臓の本来の心房心室同期性を表すのはＰ−Ｑ
１０−Ｔ波である。心臓の作動が検査されるときにはい
つでも、これらの波はその間に存在する時間的な関係を
含めて従来の心電図技術を介して注意深く調査かつ監視
される。

心臓のサイクルの開始は通常溝肩結節の消極と共に始ま
る。この特別の組織は右心房壁の上部に位置している。

多ぐの成人に対しては、溝肩結節は毎秒１回より僅かに
早い内因性のレート（一般には６５ないし７０拍毎分）
で自発的に消極する。それゆえに消極のレートすなわち
心臓レートは種々の肉体的要因により影響され、これら
の要因は特殊な患者の状態に依存して頻、脈又は除脈を
・　生、しる。

最善には、正常の心臓サイクルにおいて溝肩結節の消極
の開始に応答して心房は収縮し、その中に蓄積された血
液を心室の中に押し込む、短い時間（心房の中の血液の
大部分を一方向弁を経て心室の中へ流すことができる十
分な時間）の後に心室が収縮し、血液を心室から身体組
織へ押し出す、心房の収縮と心室の収縮との間の典型的
な時間間隔は、６０　ｍ　ｓである。心室の収縮と次の
心房の収縮との間の典型的な時間間隔はＢｏｏｍｓであ
る。こうして望ましい心房心室同期性を生み出すのは、
心房の収縮（Ａ）と、次に続く比較的短い時間後の心室
収縮（Ｖ）と、次に続く比較的長い時間後の次′め心房
収縮とである。心房心室同期性が存−在するときには、
心臓は身体組織へ生命を維持するための血液を供給して
ポ°ンプとして非常に効率良く働く＝心房心室同期性が
欠けると心臓は効率の悪いポンプとして働く（主として
心室に血液が充満されていないときに心室が収縮するた
めである）。

多モードデイノド型心臓ペースメーカは、自体では同期
性を維持できない傷ついた又は病気にかかった心臓のた
めに、可能な範囲で心房心室同期性を維持するように設
計されている。デマンド型ペースメーカは、心臓があら
かじめ定められた回避時間間隔以内に自体で自然の消極
を行うことができなかったときだけ、刺激パルスを供給
するペースメーカである。二基型ペースメーカでは心臓
の右心房と右心室との中に置かれたペーシング電極によ
りこのことが実現される。これらの電極は静脈内の及び
／又は心外膜に接した導線を経七、植え込まれたペース
メーカのケースに入れられた検出増幅器に結合されてい
る。心房と心室との中に生じる電気的活動がこうして検
出できる。

電気的活動が検出されるとペースメーカは指示された室
の消極又は収縮が起こったと想定する。

一般に心房又は心室の回避時間間隔と呼ばれるあらかし
め定められた時間間隔以内に電気的活動が検出されない
と、ペースメーカのケースの中に入れられたパルス発生
器が１通常検出のために用いられるのと同じ導線又は電
極を経由して、指示された室へ伝えられる刺激パルスを
発生する。この刺激パルスは指示された室の所望の消極
と収縮とを起こさせる。従って第１に各室の中で自然の
消極が起こったかどうかを検出し、第２に自然の消極が
無いときに外部の刺激パルスにより制御された時間間隔
で各室を刺激することにより、心臓の心房心室同期性が
維持できる。こうしてデマンド型ペースメーカを用いれ
ば、心臓はそれ自体で（ペースメーカから刺激されるこ
と無く回避時間間隔によって定められた刺激レートより
少なくともほんの僅かに早いレートで）鼓動するか、又
は心臓が回避時間間隔により制御されたレートでペース
メーカにより刺激される。ペースメーカにより供給され
る刺激レートは一般に「プログラムされたレート」と呼
ばれる。

残念ながらデマンド型ペースメーカの作動を複雑にする
心臓の多くの作動上の制約と条件とが存在する。例えば
、外部からの電気的インパルスを適用することが無効で
ある、すなわちこのインパルスが役立たないでペースメ
ーカの限られたエネルギーの不必要な消費を意味する成
る時期が心臓組織の消極の次に続く、それゆえにこの時
期における刺激パルスの適用は避けるべきである。

更に下記に説明するように、心房と心室とを刺激するこ
とにより高い心臓レート（例えば９０拍毎分を超える）
で心房心室同期性を人工的に維持することは、心臓出力
を維持するのに効率の良い方法とは言えない、すなわち
心房をこの高いレートで刺激することは、ペースメーカ
の限られたエネルギーの不必要な消費を意味する。

レート応答型ペースメーカは、患者の代謝上の必要にお
ける変化を検出するために、成る形式の生理的なセンサ
を使用する。検出されたこの変化は順に、刺激パルスが
ペースメーカによっテ患者の心臓へ伝えられるときのレ
ートを調節するために用いられる。こうして患者の代謝
上の要求が増す（心臓が一層早く鼓動するという要求を
示す）ときに、ペースメーカが心臓を刺激するときのレ
ートが、代謝上の要求について検出された増加量の関数
として増加される。患者の代謝上の要求が減少する（心
臓が一層遅く鼓動するという要求ヲ示ス）ときに、ペー
スメーカが心臓を刺激するレートは相応に減少される。

デマンド型ペースメーカにおいては、（多数の形式の一
つとすることができる）生理的なセンサがペースメーカ
の回避時間間隔を調節することによりペーシングレート
を調節する。こうして検出された生理的要求の関数とし
て回避時間間隔が調節されるときに、刺激パルスが心臓
に供給されるレート従って心臓のレートが、検出された
生理的要求の関数として相応に変更される。

レート応答デマンド型ペースメーカは、用いられた特殊
な生理的センサにより決定されるレートで心室の中で検
出かつ刺激する（例えばＶＶＩ型の作動モード）−家型
ペースメーカとするか、又は生理的なセンサにより決定
されたレートで心房と心室の両方を検出かつ刺激する（
例えばＤＤＤ型゛の作動モード）二室型ペースメーカと
することができる。−室レート応答型ペーシングに対す
る適合者である患者は通常部分的な又は完全な心臓のブ
ロックを示す患者を含む、心臓のブロックが存在すると
き心室は調和して心房に追従せず、必要な所望の心房心
室同期性は失われる。

二室レート応答型ペーシングに対する適合者である患者
は前記と同じ群の患者（−家型ペーシングに対する適合
者）と合わせて、心房の収縮が不規則又は間欠的である
患者を含む。

心臓のブロックは本明細書の目的に対しては、溝肩結節
（心臓の本来のペースメーカ）からの刺激が適切な時間
で心室を刺激するために心室に伝導できない、すなわち
心臓の繊維束伝導経路が少なくとも成る時間ともかく遮
断されているということを意味する。

二基レート応答型ペースメーカによれば、異常な又は間
欠的な又は機能しない溝肩結節にもかかわらず、検出さ
れた生理的な要求に適合した速さで心房及び／又は心室
を刺激できるので有利である。しかし心房と心室の両者
に刺激パルスを供給するときには、二室型ペースメーカ
の作動は一層型ペースメーカよりかなり多くの電力を消
費し、そのためペースメーカの電池の有効寿命を縮める
ので不利である。下記に更に詳細に述べるように、二室
レート応答型ペーシングは比較的低い心臓レートでは非
常に有益であるけれど、比較的高い心臓レートでは一層
レート応答型ペーシングが心臓出力を維持するのにずっ
と適している。こうして必要なものは、比較的高い心臓
レートでは一層型作動モードへ自動的に切り換わること
により電力を節約する二基レート応答型ペースメーカで
ある。

一層レート応答型ペースメーカ（又は−室モードで作動
する二室型ペースメーカ）によれば、完全に又は間欠的
に又は部分的にブロックされた繊維束伝導経路にもかか
わらず、検出された生理的な要求に適合したレートで心
室を刺激できるので有利である。

正常な心臓レート例えば７０拍毎分（ｂｐｍ）では部分
的な又は間欠的な又は完全な心臓ブロックを示す多くの
患者が、比較的高いレート例えば１１０ないし１２０ｂ
ｐｍでは正常な繊維束伝導を示すということが最近発見
された。こうしてもしこれらの患者が従来のＶＶＩ型ペ
ースメーカ又はＶＶＩ型モードで作動するようにプログ
ラムされた二室型ペースメーカを装着されていれば、か
かるペースメーカはペースメーカのプログラムされたレ
ートにより定められたような正常な心臓レートでは、要
求されるような心室の刺激を供給する。しかしペースメ
ーカが心室へ刺激パルスを供給するときには常に本来の
心房心室同期性が失われるので不利である。もしく従来
のＶＶＩ型ペースメーカを備え比較的低い正常の心臓レ
ートでだけ部分的な又は完全な又は間欠的な心臓ブロッ
クを示す）この患者が運動し、患者の潤度結節が正常に
機能する。と想定するならば、運動の結果によりもたら
される生理的な要求が増すにつれて、潤度結節は心臓を
一層速く鼓動させようと試みる。しかし心臓のブロック
が存在する間はかかる試みは無効であり、ペースメーカ
はプログラムされたレートで心室の刺激パルスを供給し
続けるであろう、患者が、運動を継続するとき、（患者
ごとに具なる）成る時点で本来の伝導経路が回復され、
心室は潤度結節から刺激され（すなわち心臓のブロック
はもはや存在しなレリ、本来の心房心室同期性が回復さ
れるので有利である。その結果自身の本来の心房心室同
期性を回復された患者は快く感じる。

運動の後に心臓レートが正常なレベルに戻ったときに心
臓のブロックも戻り、ｖＶＩ型ペースメーカは再びプロ
グラムされたレートで心室の刺激を引き継ぐ、自然な心
房心室同期性は失われる。患者は一般的に大丈夫である
と感じるが、本来の心室心房同期性が存在するときほど
快適ではない。

もしレート応答ｖｖＩ型ペースメーカが採用されるか、
又はレート応答二室型ペースメーカがＶＶＩ型モードで
作動するようにプログラムされるか又は他の方法で切り
換えられるならば、それと共に用いられた生理的なセン
サが患者の運動によりもたらされ増加された生理的な要
求を検出する。これによりレート応答型ペースメーカの
ペーシング時間間隔（本明細書では回避時間間隔と呼ば
れる）がこれに応じて調節される。心臓ブロックが存在
する間はこのことは問題を生じない（実際にレート応答
型ペースメーカはその意図された機能を遂行し続ける）
、シかしながら心臓のブロックが消えると、心室、は本
来の繊維束伝導経路を経て潤度結節から刺激され、心房
心室同期性が理論的には戻、るはずである、しかし残念
ながらレート応答型ペースメーカの基本的なペーシング
時間間隔又は回避時間間隔もまた変化する（検出された
生理的要求に応じて調節される）ので、潤度結節とレー
ト応答型ペースメーカとの間で競合が起こるおそれがあ
りかつその確率が大きい。

ＶＶＩ型ペースメーカのプログラムされたレートの変更
が潤度結節のレートの変更に調和しないときに、かかる
競合が結果として起こる。こうしてＲ波はレート応答型
ペースメーカの短縮された回避時間間隔の中に収まらな
いゆえに検出されないおそれがある。逆にＲ波はペース
メーカにより定められた不応期間の終了に先立って起こ
るゆえに検出されないおそれがある。どちらにしても心
房心室同期性が失われるおそれがある。

それゆえに必要なものは、繊維束伝導経路が回復された
ときに、レート応答型ペースメーカと溝肩結節との間の
競合を防ぐレート応答型ペースメーカである。かかるレ
ート応答型ペースメーカは、この発明の提案に基づきヒ
ステリシスを与えることにより実現される。ヒステリシ
スを有するプログラム可能な心臓ペースメーカはアイリ
カ合衆国特許第４２８３９１５号明細書に開示されてい
る。

この特許に記載のように、心臓ペーシング技術としての
ヒステリシスの概念は従来の技術においてよく知られて
いる。この特許明細書によればヒステリシスの概念は、
一定のレートで人工の刺激パルスを発生するペースメー
カに導入される。しかしながらこの特許明細書はレート
応答型ペースメーカの中でヒステリシスの概念を利用す
るというこの発明の提案には触れていない。

［発明が解決しようとする課題と解決するための手段］ この発明は、レート応答型ペースメーカの二つの特徴、
すなわち（１）あらかじめ定められた心臓レートしきい
値を超える心臓レートで、二重型ペースメーカを一層型
ペースメーカへ切り換える自動モードと、（２）レート
応答型ペーシングに関連してヒステリシスを含むものを
提供することを目的とする。第１の特徴はペースメーカ
の電池の限られたエネルギーを節約するので有利である
。第２の特徴により、レート応答型ペースメーカの生理
的センサが、検出された生理的要求の関数としてペーシ
ング時間間隔を変更することができ、また心臓のブロッ
ク状態が消えると溝肩結節が引き継ぐことができる。第
２の特徴の変形案として、この発明はセンサレートの関
数としてヒステリシスを変更することを提案する。この
発明のこの二つの特徴は相互に無関係に記述される。し
かしこの二つの特徴を同一のレート応答型ペースメーカ
の中で結合できることが理解できる。

この発明の更に詳細な説明を行う前に、次の定義を理解
することが有用であろう。

匹及１ゑユニ上：心臓の「内因性のリズム」又は「内因
性のレート」は、心臓がペースメーカから供給された刺
激により刺激されることなくそれ自体で自然に鼓動する
ときのレートである。

センサレート：ここで用いられるように「センサレート
」は、そのセンサがなんであろうと生理的センサが心臓
に鼓動するように指示するレートである。センサレート
は非レート応答型ペースメーカのプログラムされたレー
トに等価であると考えることができる０例えば患者が休
んでいるときにセンサレートは７０ｂｐｍとなろう、も
し増加された生理的活動がセンサにより検出されると、
センサレートは適切に増加する。

ヒステリシス：ここで用いられるように「ヒステリシス
」は、（センサレートにより定義されるような）基本的
なペーシング時間間隔とヒステリシス時間間隔の量との
合計に等しい量により、ペースメーカのパルスの抑制が
センサレート以下で起こるときのレートの範囲の拡大を
意味する０例えばもし基本センサレートが７０ｂｐｍ（
ペーシング時間間隔８５７ｍ５）であり、かつ３００　
ｍ　ｓのヒステリシス時間間隔が加えられると、全ペー
シング時間間隔は１１５７ｍ５まで増加し、これは５２
ｂｐｍのレートに等しい、このように調節されるとき、
−たびペースメーカが７０ｂｐｍ（７）レートを超える
内因性のリズムにより抑制されると、内因性のリズムが
５２ｂｐｍ以下に落ちるまではペースメーカは抑制され
たままである。抑制が解かれるとペーシングが７０ｂｐ
ｍで始まる。

こうしてヒステリシスは比較的長い回避時間間隔を供給
し、ペースメーカが「介入して」刺激パルスを供給する
に先立って、それ自体で鼓動する機会を心臓に一層多く
与える。

ヒステリシスレート、：ここで用いられるように「ヒス
テリシスレート」は、ペースメーカが刺激パルスを供給
するに先立って、内因性のリズムがそこまで低下しなけ
ればならない「センサレート」を下回るレートである０
例えばもしセンサレー）　、９．０　ｂ、ｐ　ｍであり
ヒステリシスレートが２０ｂｐｍであるならば、ペース
メーカが刺激パルスの供給を開始する（パルスはセンサ
レートで供給される）、に先立って、内因性の心臓レー
トは７、Ｏｂｐ８ｍまで低下、しなければならない、ヒ
ステリシスレートは１拍毎分ｂｐｍＪで表現されるカ、
前に説明したようにヒステリシスはペースメーカのペー
シング時間間隔を変更することにより実現されることを
記憶されたい。

レート応答型ペースメーカが二基モード（例えばＤＤＤ
）で作動するように設定されているときには常に、この
発明の第１の特徴が作動可能である。この特徴は、心臓
の内因性のリズム（又はもし心臓がそれ自体でリズムを
維持できないならばセンサレート）があらかじめ定めら
れた心臓レートしきい値を超えるときを検出するために
、レートしきい値検出器を備える。もしかかるしきい値
を超えると、心臓レートがあらかじめ定められたしきい
値を超えている間は、ペースメーカは自動的にｖｖＩモ
ードのような一層作動モードへ戻る。

この発明の第２の特徴に基づく装置は、回避時間間隔中
の本来の心臓の収縮の検出に基づいて装置の回避時間間
隔をあらかじめ定められたレベルへ変更することにより
、ヒステリシスをレート応答型ペースメーカの中へ組み
込む、従来のレート応答理論はヒステリシスの使用につ
いて触れていない、なぜならばこの理論は、生理的セン
サがレート応答型ペースメーカの主要なレート決定要素
として維持されなければならないと述べているからであ
る。さもないとペースメーカはレート応答型でなくなる
。対照的に、この発明に基づいてレート応答型ペースメ
ーカの中にヒステリシスを採用することは、実際上比較
的長い時間にわたって生理的センサからの制御を外すこ
とになる。この特徴の有利な結果として、患者は本来の
心房心室同期性の回復に関連して改善された生理的状態
を享受する。更にこれらの条件のもとで刺激パルスが抑
制されるので、ペースメーカ電源でのエネルギーの消耗
が減少され、電源の一層長い寿命が実現される。前記ア
メリカ合衆国特許第４２８３１１５号明細書に開示され
たようなヒステリシス供給の概念はこの発明とは全く無
関係である。この発明の基本的な物量は、生理的センサ
により決定された要求に基づいてセンサレートが変化す
るレート応答型ペースメーカに適用可能であるので、セ
ンサレートの変化の範囲に関係する最小及び最大のヒス
テリシスの間の範囲の中１変化する量により、この発明
の別の特徴に基づく装置が回避時間間隔の変更を行う。

［実施例］ 次にこの発明に基づくレート応答型ペースメーカの複数
の実施例を示す図面により、この発明の詳細な説明する
。

以下の説明はこの発明を実施するための現在は最善と考
えられているモードに関する。以下の説明は制限の意味
に受は取られるべきではなく、この発明の一般的な原理
を説明する目的のために行われる。この発明の範囲は特
許請求の範囲に関連して決定されるべきである。

図面を参照するにあたって同様の部品又は要素には同一
の符号が用いられる。　　　　・　　・既に述べたよう
にこの発明はレート応答型ペースメーカに備えることが
できる二つの特徴を目指している。これらの特徴は相互
に無関係でありかつ簡単のために以下の説明は相互に独
立して記述される。それにもかかわらず独立して記述さ
れたこれらの二つの特徴を同じレート応答型ペースメー
カの中で結合することは当業者にとって容易であること
力Ｃ理解できる。これらの二つの特徴は（１）自動的な
モード切り換えと（２）可変なヒステリシスと呼ばれる
。　　　　　　　　、（１）　　勅　なモード　リ換え この発明の自動的なモード切り換えの特徴は、二重レー
ト応答型ペースメーカと共に用いることを目指している
。この発明のこの特徴によれば、６暉レートがあらかじ
め定められたしきい値を超えるときは常に１．ペースメ
ーカは自動的に−室作動モードへ戻る。すなわち二室レ
ート応答型ペーシングは最善の作動モードであるという
ことがこの技術分野においてよく認識されているけれど
、かかる作動モードは速いペーシングレートでは大きい
電池電流消耗を招く０本明細書の発明者の少なくとも一
人により行われた最近の研究によれば、二室レート応答
型ペーシングは高い「運動」心臓レート（例えば９０ｂ
ｐｍを超えるレート）では不必要であるということが判
明した。こうしてこの発明の第１の特徴により、低い心
臓レートでは二基レート応答型ペースメーカが、高い「
運動」レートでは一室レート応答型ペースメーカへ自動
的に切り換わる。

第１Ａ図には、従来のように患者の中に植え込まれたプ
ログラム可能な二重型ペースメーカ７゜の略示図が示さ
れている。第１Ａ図には右心房１９と右心室１４とを有
する患者の心臓１６が含まれている。心房をペーシング
するリード線７２は右心房１９の中に入り、そこで電極
チップ７４が心臓組織に接触される。同様に心室リード
線７６は右心房１９を通過して右心室１４の中に入り、
そこで電極チップ７８が右心室１４の先端部に接触され
ている。第１Ａ図に示すようにリード線７２．７６は単
極リード線であるが、二極リード線を用いることもでき
るということが理解される。加えるにこの技術分野では
周知の任意の適切な形式の生理的なセンサ２４が、図示
された出力により二室型ペースメーカ７ｏに電気的に接
続されていることが示されている。リード線７２．７６
を心臓へ挿入する方法、並びにペースメーカ７０と生理
的なセンサ２４とを患者の中に植え込む方法は、この技
術分野においてよく知られている。

次に第１Ｂ図では、ブロック線図がこの発明の自動的な
モード切り換えの特徴に基づく一実施例を示す、プログ
ラム可能なペースメーカは一般にプルグラム可能な記憶
装置８ｏを備え、種々な作動制御ツー下がこの記憶装置
の中にプログラム可能に格納されている。かかる記憶装
置は１例えばアメリカ合衆国特許第４２３２８７９号明
細書１名称「プログラム可能な人体組織刺激器（ＰＲＯ
ＧＲＡＮＭＡＢＬＥ　ＨＵＭＡＮ　Ｔｌ５ＳＵＥ　ＳＴ
ＩＭ■ＬＡＴＯＲ）　Ｊに示され、この特許明細書は本
明細書に引用されている０次の二つの制御パラメータす
なわち作動モード制御ワード８２とレートしきい値制御
ワード８４とが、本明細書に開示されたこの発明のこの
特徴に関連している。この技術分野において知られた従
来の方法と回路とを使って１作動モードワード８２とレ
ートしきい値ワード８４とはペースメーカ７０の記憶装
置８０の中に最初にプログラムして入力される。

更に第１Ｂ図には、検出されたＲ波（又は心臓の収縮を
示す他の信号）が心臓レート検出器８６へ伝えられる。

心臓レート検出器８６は従来の設計によるものであり、
所望の平滑化又は平均化アルゴリズム又は過去の数心臓
サイクルにわたる心臓レートを表す出力信号を信号線８
８に与えるための他のプロセス段階を含む。例えば一般
の形式の心臓レート検出器８６は、過去のｎ回（ここで
ｎは比較的小さい整数例えば５である）の心臓サイクル
にわたる平均心臓レートを決定する移動平均アルゴリズ
ムを採用している。信号線８８上の心臓レート検出器８
６の出方は、あらかじめ記憶装置８０ヘプログラム入力
されたレートしきい値ワード８４と比較される。この比
較は従来のレート比較回路又はソフトウェア９ｏにより
行われる。こうしてこの技術分野において知られた従来
の方法を用いて、心臓レート検出器８６から得られ検出
された心臓レートがレートしきい値ワード８４より大き
いかどうかについて、決定がレート比較回路９０により
行われる。もし大きいときはモード制御ロジック９２が
生かされ、新しい作動モードワード８２「がプログラム
可能な記憶装置８０の中に書き込まれる。この発明の提
案に基づきこの新しい作動モードワード８２１　により
、これまで作動していた二室作動モードと対照的に、ペ
ースメーカ７０は画室作動モードで作動される。その後
検出された心臓レートがレートしきい値ワード８４より
低くなると、モード制御ロジック９２により先の作動モ
ードワード８２が記憶装量８０の中へ再び書き込まれる
。これによりペースメーカが先の二重作動モードへ戻さ
れる。

一般的にレート応答型ペースメーカ７０はその所望の機
能を遂行するためにマイクロプロセッサ又は等価な回路
装置を備える。従ってこの発明の自動的なモード切り換
え特徴の実施は、ペースメーカの制御プログラムの中に
第１Ｃ図の流れ図に要約された簡単なルーチンを組み込
むことにより容易に遂行される。第１ｃ図には、もし例
えば０００作動モードブロック９４のような二重作動モ
ードがプログラムされていたならば、心臓レートがブロ
ック９６で決定されることが示されている。決定された
心臓レートに基づき、ブロック９８で示すように移動平
均値が最後のｎ心臓サイクルにわたり計算される。この
移動平均値に基づき、記憶装置８０の中に記憶されたレ
ートしきい値ワード８４がブロック１００で移動平均値
に比較される。そしてレートしきい値が平均心臓レート
を超えるかどうかについて決定がデシジョンブロック１
０２で行われる。もし超えていれば二重作動モード制御
ワード８２が記憶されている位置に一室作動モード制御
ワード８２１が記憶装置８０の中に書き込まれる。第１
Ｃ図に示された実施例に対しては、この−室作動モード
はｖＶＩモードとして示されている。デシジョンブロッ
ク１０２で決定されたとき平均心臓レートがしきい値以
下であるならば、指定された作動モード制御ワード位置
に二室制御ワード８２が記憶装置８０の中に維持される
。

こうして前記の方法で、ペースメーカは低い心臓レート
では二重作動モードで作動するようにプログラムでき、
しかし高い心臓レートでは作動モードが自動的に一室作
動モードに切り換わる。

一般的に一室作動モードが生かされるに先立って、心臓
レートが到達しなければならないレートしきい値は９０
ｂｐｍである。しかしながらこのレートしきい値は従来
のペースメーカのプログラミング技術を用いて所望のよ
うに選択かつあらかじめプログラムすることができるの
で有利である。

二重レート応答型ペーシングが高い心臓レートでは不必
要であるということを確かめるために、年令が２４ない
し６４才でプログラム可能な二基型ペースメーカを植え
込まれ静脈洞リズムで心臓ブロックを呈している８人の
患者について研究が行われた。患者は三つのモードすな
わちＤＤＤ　。

ＶＶＴ／ＲＲ（レート応答）及びＤＤＤ　（低いレ−）
）　／ＶＶＴ−ＲＲ（８９ｂ　ｐｍ、Ｌ：り大き・イレ
ート）で最大限に運動させられた。運動時間、仕事量、
血圧、脈拍、酸素摂取量、酸素欠乏のしきい値（ＡＴ）
、及び酸素吸入時の脈拍が測定された。どのモードでも
症状又は生理的指数に差が無かった。すなわち結果は、
高いレートでの心室レート応答型ペーシングが二重し−
ト応答ＤＤＤ型ペーシングと同様な利益をもたらすとい
うことを示した。従ってこの研究は二重レート応答型ペ
ーシングが高い心臓レートでは不必要であるということ
を示唆する。。

（２）　＋１・なヒステリシス 次に第２図には、植え込まれた画室型ペースメーカｌＯ
が心臓に電気的に接触された一実施例の略示図が示され
ている。第２図に示すようにペースメーカｌＯは、心臓
１６の右心房１９を通って右心室１４の中へ延びる二極
のリード線１２を有する典型的なレート応答型ペースメ
ーカである。溝肩結節１７が心房１９の中に示されてい
る。二極リード線１２は電気的に絶縁された二本の導体
１８．２０を備える。第１の内側導体１８はリード線の
先端の電極２１へ電気的に接続されている。この先端の
電極は一般に右心室１４の先端部に置かれている。先端
の電極２１から知られている距離のところで、電極リン
グ２２が二極リード線１４の他の導体２０へ電気的に接
続されている。（二極リード線が第２図で示されている
けれど、単極リード線を同様に用いることができること
が理解される。）加えるにこの技術分野において知られ
た任意の形式の生理的なセンサ２４が、ペースメーカ１
０へ出力を向けて示されている。二極リード線１２が心
臓へ挿入される方法は、ペースメーカ１０と生理的なセ
ンサ２４とが患者の体内に植え込まれる方法と同様に、
この技術分野においてよく知られている。

第３Ａ図のグラフは、第１図のペースメーカｌＯのよう
な典型的なレート応答型ペースメーカの従来の変換曲線
又は特性を示す、生理的なセンサの出力が横軸に、また
ペーシングレートが縦軸に示されている。もし生理的な
センサの出力がレベルＰＯ以下の低レベルの生理的な活
動性を示スならば、ペーシングレートは最小のレートに
維持される（最小のレートは第２図の例では７０ｂｐｍ
である）、同様にもし生理的センサの出力がレベル２２
以上の高いレベルの生理的な活動性を示すならば、ペー
シングレートは最大レート（例えば１５０ｂｐｍ）で維
持される。しかしながらもし生理的なセンサの出力が点
ＰＯとＰ２との間の中間の生理的な活動性を示すならば
、ペーシングレートはセンサ出力の関数として変化する
０例えば第３Ａ図に示された関係に対してはＰｌのセン
サ出力は１１０ｂｐｍのペーシングレートを引き起こす
。

「ペーシングレート」は刺激パルスがペースメーカから
心臓へ供給されるときのレートである。このレートは一
般に「センサレート」と同じものであるが、しかし特に
ヒステリシスが用いられるならば必ずしも同じでなくて
よい。

第３Ａ図ではセンサ出力とペーシングレートとの間の関
係が直線として示されている。この関係はもし必要があ
れば勿論直線以外のものとすることができる。

次に第３Ｂ図には、変換曲線がこの発明に基づきヒステ
リシスを含むレート応答型ペースメーカに対して示され
ている０曲線Ａは、センサ出力とペーシングレートとの
間の第３Ａ図に関連して先に説明したのと同様の従来の
レート応答型の関係を示す、しかしながらこの曲線は、
この発明の提案に基づきヒステリシス曲線Ｂを含むこと
により修正されている。

第３Ｂ図には、低、レベルの生理的な活動性領域ですな
わちセンサ出力がＰＯ以下のところで、ヒステリシスレ
ートがｌ　Ｏｂ　ｐｍの最小値に確定されていることが
示されている（前記の定義の中で説明したように、ペー
スメーカが刺激パルスの供給を開始するに先立って、内
因性のレートが６０ｂｐｍ、すなわち７０　ｂ　ｐｍの
最小ペーシングレートより１０　ｂ　ｐｍ下の値まで低
下しなければならないということを意味する）、相応の
回避時間間隔は１０１００Ｏである。

センサ出力がＰＯとＰ２との間にある中間の生理的な活
動域では、ヒステリシスレートは第３Ｂ図の曲線Ｂで定
義されるように、最小及び最大のヒステリシスレートの
間で変化する値に確立される０例えばＰｌのセンサ出力
では２０ｂｐｍの中間のヒステリシスレートが示されて
いる。このことは、生理的な活動性のレベルがＰｉのセ
ンサ出力を生じると、ペースメーカが生かされ刺激パル
スを供給するに先立って、内因性のレートが９０ｂｐｍ
（回避時間間隔６６７ｍ５）、すなわち１１０ｂｐｍの
センサにより定められたペーシングレートより２０ｂｐ
ｍ下の値まで低下しなければならないということを意味
する。

センサ出力の中間の領域の中ではすなわち第３図の点Ｐ
ＯとＰ２との間では、ヒステリシスレートとセンサ出力
との間の関係が直線であるとして描かれている。しかし
ながらこれは例にすぎず。

所望のどのような関係でも確立できることが理解される
。

勿論第３Ｂ図は、ヒステリシスをレート応答型ペーシン
グに組み合わせるために採用できるほとんど無限の数の
可能な装置の中の一つの代表例にすぎないことが理解さ
れる０例えば最小ヒステリシスレートは７０ｂｐｍでゼ
ロ（回避時間間隔８５７ｍ５）であるように調節（プロ
グラム）でき、最大ヒステリシスレートは１５０ｂｐｍ
で４０　ｂ　ｐ　ｍ　（回避時間間隔５４５ｍ５）に調
節でき、この場合には第４図が種々のパラメータの間の
関係を示す。

しかしながらヒステリシスの実施がもたらす結果は、レ
ート応答型ペーシングを伴なう単なるヒステリシスの実
行よりはるかに重要である０本来の伝導が高い内因性の
レートで戻る間欠的な心臓ブロックを有する患者にとっ
ては、ここに記載のヒステリシスを有するレート応答型
ペースメーカにより、レート応答型ペースメーカといか
なる競合を起こすおそれも無く、潤度結節が高い内因性
のレートで心臓を制御することが可能となる。前記のよ
うなヒステリシスを加えることによりもたらされる増加
したヒステリシスレートは、−層長いペーシング時間間
隔の間ペーシングパルスを抑制し、こうして潤度結節は
心臓の鼓動を制御すべき高められた心臓レートで一層長
い期間にわたり正常な心臓サイクルを提供する。更にこ
の比較的長い時間間隔は（生理的なセンサにより定めら
れる）ペーシングレートと（潤度結節により定められる
）内因性のレートとの間に存在するおそれのある不適当
な組み合わせに対して余裕を与え、それにより両レート
の間の競合の可能性を著しく低減する。加えるに前記の
ような生理的なセンサの出力の関数としてヒステリシス
を変化することにより、潤度結節に対する作動域の特別
な余裕が高い心臓レートで得られる。

、次に第５図には、第３１ｇＪ及び第４図に示された動
作を発生させるためのこの発明の可変なヒステリシス特
徴に基づく装置の一実施例を表すブロック線図が示され
ている。特に第５図は、可変なヒステリシス特徴を備え
る画室レート応答型ペースメーカのブロック線図である
。第５図にはリード線１２を経て心室へ刺激パルスを、
供給するパルス増幅器４０が示されている。検出増幅器
５０はリード線１２へ電気的に結合されている。検出増
幅器５０の出力はパルス発生器５２へ接続されている。

パルス増幅器４０．検出増幅器５０及びパルス発生器５
２は従来の設計のものである。

パルス発生器５２は、信号線５４上に現われるレート制
御信号により制御されるレートで出力パルスを発生する
。このレート制御信号はレート／ヒステリシス制御ロジ
ック５６により発生される。実際問題として従来のデャ
ンド型ペースメニカの動作に基づいて、レート制御信号
５４は本質的に、パルス発生器５２が心臓へ供給するた
めに増幅器４０←より増幅されるパルスを発生すること
を許されるのに先立って、経過しなければならない回避
時間間隔又は期間である。しかしながらレート／ヒステ
リシス制御ロジック５６により発生される回避時間間隔
は、二つの入力のうちの一つの関数として変化する。第
１の入力はセンサロジック５８から受は取られる。第３
図及び第４図に示された形式の変換曲線又は特性を発生
することがセンサロジック５８の役目である。すなわち
センサロジック５８は、生理的なセンナ２４から受は取
られたセンサの入力信号（第３Ａ図の横軸）の関数とし
て出力信号（第３Ａ図の縦軸）を発生する。

レート／ヒステリシス制御ロジック５６への他の入力は
、正規の回避時間間隔が用いられるべきか又はヒステリ
シスを有する回避時間間隔が用いられるべきかを指示す
るフリップフロップ６０又は等価のデバイスから供給さ
れる論理信号である。もしくその前の回避時間間隔が終
了したことを示しながら）刺激パルスがパルス発生器５
２により発生されているならば、フリップフロップ６０
はヒステリ２シス回避時間間隔を正規の回避時間間隔に
加えることができ、それにより全時間間隔を所望の量に
拡大することを指示するようにセットされている。しか
しながらもし心臓の内因性の活動が検出増幅器５０によ
り検出されると、フリップフロップ６０はリセットされ
、それにより標準又は正規の回避時間間隔を使用すべき
であるという信号を制御ロジック５６に送る。更に検出
増幅器５０により内因性の活動が検出されると、レート
／ヒステリシス制御ロジック５６の回避時間間隔がリセ
ットされる。

センサロジック５８は、第３図及び第４図に示されたよ
うなセンサ２４と所望のペーシングレートとの間の所望
の変換関数を実現するために、従来の論理回路及び／又
はソフトウェアを使用することにより実現される。有利
な実施例ではセンナロジック５８は、所望の変換関係（
第３図又は第４図参照）が適切な記憶位置にあらかじめ
プログラムされて入力されたルックアツプ表にすぎず、
センサ入力として一つの値が発生されることにより、所
望のレート出力信号が従来のテーブルルックアップ技術
に基づき発生される。

レート／ヒステリシス制御ロジック５６も従来の設計の
ものである。適切なルックアツプ表及び／又はアルゴリ
ズムにより、適切な回避時間間隔を前記の二つの入力の
関数として容易に発生することができる。

当業者には、第５図がプログラム可能なペースメーカの
簡単化された線図であるということが容易に分かる。不
応期間、ブランキング時間間隔などを発生するような多
数のその他の細部が従来のペースメーカの設計の中に含
まれていなければならない、しかしながらかかる細部は
この技術分野においてよく知られており、この発明には
関係しないのでここでは繰り返し述べない、かかる細部
に対しては先に引用した特許出願公報又は特許、並びに
ここに引用されるアメリカ合衆国特許第４５９０９４４
号明細書を参考にすることができる。

次に第６図には、この発明の可変なヒステリシス特徴を
組み込まれた二重型ペースメーカのブロック線図が示さ
れている。パルス増幅器４０、検出増幅器５０、パルス
発生器５２、レート／ヒステリシス制御ロジック５６、
センサロジック５８、フリップフロップ６０及びセンサ
２４は第５図に関連して既に述べたように機能する。こ
れらの要素に加えて付加的なパルス増幅器４２が、心房
のリード線７２を経て適当な刺激パルスを心房へ発生伝
達するためのパルス発生器５２へ結合されている。同様
にパルス発生器４０は、心室のリード線７６を経て心室
へ刺激パルスを伝達するか、又は心室から活動を検出す
る。また第６図では、パルス発生器５２の出力が心房−
心室遅延回路６２へ接続されている。あらかじめ定めら
れた心房−心室遅延時間間隔の終了の直後に心室パルス
増幅器４０のための入力パルスを発生することが、心房
−心室遅延回路６２の機能である。もし心房−心室時間
間隔中に心室の活動が検出増幅器５０により、検出され
ると、心房−心室遅延回路は従来の方法で検出増幅器５
０の出力によりリセットされる。

第５図の場合と同様に当業者には、第６図が二重型ペー
スメーカの簡単化された線図であることが認識される。

二重型ペースメーカの重要な部分を形成する心房検出増
幅器、ブランキング回路などのような多くの要素が第６
図には示されていない、しかしながらこれらの特徴と要
素とはこの技術分野において知られており、前記の特許
又は特許出願明細書を参照でき、またこの発明の理解の
ためには必要とは思われない。

この発明が有利に用いられる方法を説明する目的で、こ
の発明に基づく自動的なモード切り換え及び／又は可変
なヒステリシスレートを備えたレート応答型ペースメー
カの複数の実施例を説明したが、この発明はこれらの実
施例には制限されないことが認められる。従って当業者
にとって容易に考えられるあらゆる修正、変更又は等価
な装置は、特許請求の範囲に記載のこの発明の枠内にあ
ると考えるべきである。

【図面の簡単な説明】

第１Ａ図は従来のように患者の中に植え込まれかつ生理
的なセンサを備えプログラム可能な二重型ペースメーカ
の略示図、第１Ｂ図は第１Ａ図に示すペースメーカにこ
の発明に基づく自動的なモード切り換え特徴を備えた場
合の一実施例のブロック線図、第１Ｃ図は第１Ｂ図に示
すペースメーカのプログラム段階を示す流れ図、゛第２
図は第１Ａ図と同様な画室型ペースメーカの略示図、第
３Ａ図は第２図に示すペースメーカにおける生理的なセ
ンサの出力とペーシングレートとの関係の一例をグラフ
で示した図、第３Ｂ図及び第４図はそれぞれ第３Ａ図に
示す特性にこの発明に基づくヒステリシスレートを加え
た場合の異なる実施例の特性をグラフで示した図、第５
図は第３Ｂ図又は第４図に示す特性を備えた画室型ペー
スメーカの一実施例のブロック線図、第６図は第５図と
同様な二重型ペースメーカの一実施例のブロック線図で
ある。 １０・・・−家型ペースメーカ １２．７２．７６・・・リード線 １４・・・右心室 ｌ６・・・心臓 １９・・・右心房 ２４・・・生理的なセンサ ５０・・・検出増幅器 ５２・・・パルス発生器 ５６・・・レート／ヒステリシス制御ロジック５８・・
・センナロジック ６０・・・フリップ７０ツブ ７０・０二室型ペースメーカ ８０・・・プログラム可能な記憶装置 ８６・・・心臓レート検出器 ９０・・・レート比較器 ９２・・・モード制御ロジック Ｆｘｒ、、、、ｌＥ 図面の浄書 Ｆｘｓ、、ＩＣ ＦＬＳｃｙ４　　　　　　　　　　　　ｔｉｔ吟２２シ
ブ本カ図面の浄書 Ｆｘｒ＝七５ 図面のｒｐ書 １セＥ七５ 手　続　主甫　正　書（方式） ■、事件の表示　　特願昭６３−２５３６１４２、発明
の名称　　レート応答型ペースメーカとその作動方法 ３、補正をする者 事件との関係　　特許出願人 住　所　ドイツ連邦共和国ベルリン及ミュンヘン（番地
なし） 名　称　シーメンス、アクチェンゲゼルシャフト４、代
理人■１１２

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １）心臓の室の収縮を刺激するパルスを発生するための
   パルス発生手段と、心臓の信号を検出するための検出手
   段と、前記パルス発生手段及び検出手段を患者の心臓の
   選択された部位に結合するための手段と、生理的な要求
   を検出しかつ刺激パルスレートを制御する相応の信号を
   供給するための生理的なセンサ手段と、生理的な要求に
   応じて刺激パルスレートを変更するために生理的なセン
   サに応答する制御手段と、心臓の信号の検出手段による
   心臓の信号の検出に基づいて刺激パルス回避時間間隔を
   拡大するためにヒステリシスを前記制御手段に選択的に
   適用するための手段とを備えることを特徴とする患者の
   心臓を選択的に刺激するためのレート応答型ペースメー カ。 ２）選択された心臓の活動信号の検出に基づいて刺激パ
   ルスの発生を抑制するために、検出手段に応答する手段
   を更に含むことを特徴とする請求項１記載のペースメー
   カ。 ３）抑制手段が、前記制御手段により発生される回避時
   間間隔をリセットするための手段を備えることを特徴と
   する請求項２記載のペースメーカ。 ４）生理的センサにより決定されたペーシングレートに
   応じて回避時間間隔の中にあらかじめ定められた遅延を
   導入するために、制御手段の中に可変な回避時間間隔遅
   延ステージを更に含むことを特徴とする請求項３記載の ペースメーカ。 ５）検出された生理的要求に応じて前記回避時間間隔遅
   延を変更するための手段を更に含むことを特徴とする請
   求項４記載のペースメーカ。 ６）回避時間間隔遅延を変更するための前記手段が、生
   理的なセンサにより決定される相応の最小及び最大の刺
   激パルスレートにわたって最小値と最大値との間で範囲
   を変化することにより、正常の回避時間間隔を拡大する
   ことを特徴とする請求項５記載のペースメー カ。 ７）有効なペーシングレートで表示される回避時間間隔
   の最小の拡大が最小の刺激パルス レートの所で確立され、有効なペーシング レートで表示される回避時間間隔の最大の拡大が最大の
   刺激パルスレートの所で確立さ れ、有効なペーシングレートで表示される回避時間間隔
   の拡大の範囲の変更が、前記最小及び最大のレートの間
   の領域にわたり生理的な要求により決定される刺激パル
   スレートに比例することを特徴とする請求項６記載の ペースメーカ。 ８）ヒステリシスの適用に基づく回避時間間隔の前記拡
   大が、生理的なセンサにより決定される最小ペーシング
   レートでゼロであることを特徴とする請求項７記載のペ
   ースメーカ。 ９）第１の制御信号に応答して刺激パルスを発生しこの
   パルスを患者の心臓に伝達するためのパルス発生手段と
   、回避時間間隔中に前記心臓の本来の収縮を検出するた
   めの検出手段と、前記回避時間間隔を発生しかつ前記回
   避時間間隔中に自然の心臓の収縮の検出に応答して前記
   第１の制御信号を抑制するために前記検出手段に応答す
   る制御手段と、患者の生理的要求を検出しかつ検出され
   た前記生理的要求の関数であるレートで前記第１の制御
   信号を発生するための生理的な検出手段と、前記検出手
   段による自然の心臓の収縮の検出に基づいて回避時間間
   隔をあらかじめ定められた値へ変更するためのヒステリ
   シス手段とを備えることを特徴とする患者の体内に植え
   込むためのレート応答型ペースメーカ。 １０）前記ヒステリシス手段が、前記生理的な検出手段
   により検出された生理的要求の関数として前記回避時間
   間隔を変更すべくあらかじめ定められた値を、取り替え
   るための手段を備えることを特徴とする請求項９記載の
   ペースメーカ。 １１）検出された生理的要求に応じてペーシングレート
   を制御するための生理的なセンサを備え、心臓の活動を
   調節するために患者の体内に植え込み可能なレート応答
   型ペースメーカにおいて、正常な心臓の活動に関連して
   患者の心臓からの信号の発生を検出し、定められた時間
   中に生理的なセンサにより決定されたレートに応じて回
   避時間間隔を拡大し、前記心臓の信号の検出に基づいて
   刺激パルスの発生を抑制するという各段階を備えること
   を特徴とするレート応答型ペースメーカの作動方法。 １２）生理的な要求により決定されたレートの関数とし
   て回避時間間隔の拡大を変更するために、ヒステリシス
   の可変な範囲をレート応答型ペースメーカに適用するこ
   とを含むことを特徴とする請求項１１記載の方法。 １３）検出された生理的要求の関数として可変でありあ
   らかじめ定められたヒステリシスの領域に従って、回避
   時間間隔の拡大の範囲を変更する段階を更に含むことを
   特徴とする請求項１１記載の方法。 １４）自然に発生する心臓の収縮を検出するための検出
   手段と、第１の制御信号に応答して心臓へ伝えるための
   刺激パルスを発生するためのパルス発生手段と、回避時
   間間隔を発生するためのまた第２の制御信号の関数とし
   て変化する期間を有し前記パルス発生手段により検出さ
   れる自然に発生する心臓の収縮の最終の発生により開始
   される前記回避時間間隔の終端で前記第１の制御信号を
   発生するための制御手段と、患者の生理的な状態を検出
   しかつ検出された患者の生理的な状態の関数として前記
   第２の制御信号を発生するための生理的な検出手段と、
   二つの状態すなわち前記パルス発生手段による刺激パル
   スの発生に応答して引き起こされる第１の状態と前記検
   出手段による心臓の自然に起こる収縮の検出に応答して
   引き起こされる第２の状態のうちの 一つの状態を引き起こす回路手段とを備え、この回路手
   段が、前記回路手段による前記 第１の状態の発生に応答して値の第１の範囲内に回避時
   間間隔を収めまた前記回路手段による前記第２の状態の
   発生に応答して値の 第２の範囲内に回避時間間隔を収めるための前記制御手
   段に結合されていることを特徴とする、自然に起こる心
   臓の収縮が無い場合に患者の心臓を刺激するためのレー
   ト応答デマンド型ペースメーカ。 １５）あらかじめプログラムされた作動モードに応じて
   患者の心臓の両室の中で選択的に検出及び刺激するため
   の手段と、前記患者の生理的なパラメータを測定しかつ
   前記生理的なパラメータの関数として前記ペースメーカ
   の刺激レートを調節するための生理的な検出手段とを備
   えたプログラム可能なレート応答二室型ペースメーカに
   おいて、レートしきい値をプログラムするための前記ペ
   ースメーカの内部のプログラミング手段と、患者の心臓
   が鼓動しているレートを含む心臓レートを測定するため
   の前記ペースメーカの内部の心臓レート検出器手段と、
   心臓レートしきい値を心臓レートに比較するための比較
   手段と、前記比較手段に結合され前記心臓レートが前記
   レートしきい値に満たない間は前記ペースメーカのプロ
   グラムされた作動モードを維持しかつ前記心臓レートが
   前記レートしきい値を超えるときには一室作動モードを
   自動的に引き起こすためのモード制御手段とを備えるこ
   とを特徴とするプログラム可能なレート応答二室型ペー
   スメーカ。 １６）前記プログラムされた作動モードは、検出兼刺激
   手段が心臓の心房と心室との中で 検出かつペーシングするように作動可能な ＤＤＤ型作動モードを含み、更に心臓レートがレートし
   きい値を超えるときには常に自動的に引き起こされる一
   室作動モードは、検出兼刺激手段が心臓の心室の中だけ
   で検出兼 ペーシングするように作動可能なＶＶＩ型作動モードを
   含むことを特徴とする請求項１５記載のペースメーカ。 １７）次の段階、 （ａ）心臓レートを監視し、 （ｂ）あらかじめ定められたしきい値以下の心臓レート
   に対しては二室作動モードを選択し、 （ｃ）心臓レートがあらかじめ定められた前記しきい値
   を超えるときには常に一室作動 モードを自動的に選択する、 を含むことを特徴とするプログラム可能な レート応答二室型ペースメーカの作動方法。 １８）段階（ａ）が先立つｎ（ｎは整数）回の心臓サイ
   クルにわたり心臓レートを平均化することを含むことを
   特徴とする請求項１７記載の方法。 １９）段階（ｃ）で選択された一室作動モードがＶＶＩ
   型作動モードを含むことを特徴とする請求項１７記載の
   方法。