(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
ペーシングパルスを発生させて患者の心室に供給する心室刺激手段、患者の心房からの心房信号を感知する心房感知手段、上記感知された心房信号から心房レートを判定する手段と、患者の心室からの心室信号を感知する心室感知手段及びＡＶ遅延を終わらせるＡＶ手段を有する２腔ペースメーカーシステムであって、
上記心房信号の関数として生理的なレートを連続的に決定する手段と、上記生理的なレートの動的生理的な範囲を規定する範囲手段とを有し、上記動的生理的な範囲が上限トラッキング限界と下限トラッキング限界とを有し、上記レートを両限界を超えないように両限界の範囲内で可変させるものであり、
上記ＡＶ手段は、心房心搏に関して心室ペーシングパルスを同期供給して上記ＡＶ遅延を終わらせるものであり、上記心室刺激手段を制御し、上記心房信号の感知が上記動的生理的な範囲内で生じているときに、上記ＡＶ遅延の終了に追従してペーシングパルスを供給させ、上記心室のペーシングパルスを上記動的生理的な範囲内に入るレートで供給する２腔ペーシングシステム。
【請求項２】
請求項１の２腔ペーシングシステムにおいて、所望のペーシングレートを決定するセンサ手段、及び上記センサ手段によって制御され、心房刺激パルスの発生と、決定されたペーシングレートが患者の自己調律心房レートを越えるときに患者の心房に対して上記心房刺激パルス供給する心房刺激手段を含み、上記生理的なレート手段が、上記ペーシングレートが上記自己調律心房レートを越えたときに、上記生理的なレートを実質的に上記ペーシングレートに変える手段を含む２腔ペーシングシステム。
【請求項３】
請求項２の２腔ペーシングシステムにおいて、上記範囲手段が、上記ペーシングレートを上回る上記範囲を規定するとともに、少なくともレートの範囲を上回るペーシングレートに対応して動く上限範囲限界を規定する２腔ペーシングシステム。
【請求項４】
請求項１の２腔ペーシングシステムにおいて、上記範囲手段が、動的トラッキング限界を上記生理的な範囲の最上位に規定するとともに動的ペーシング限界を上記生理的な範囲の最下位に規定する手段を含み、上記動的トラッキング限界と上記動的ペーシング限界とが上記範囲を規定し、そして少なくとも予め定められた生理的なレート範囲を上回る上記生理的なレート中の変更に対する上記限界中の結合を変更する手段を含む２腔ペーシングシステム。
【請求項５】
請求項４の２腔ペーシングシステムにおいて、上記範囲手段が、上限トラッキング限界への上記動的トラッキング限界中の変更と低いトラッキング限界を制限するための限界手段を含む２腔ペーシングシステム。
【請求項６】
請求項４の２腔ペーシングシステムにおいて、上記動的ペーシングの上限と下限を制限する手段を有する２腔ペーシングシステム。
【請求項７】
請求項１の２腔ペーシングシステムにおいて、連続する心室事象の動的ＶＶレートを規定する手段を含み、上記動的ＶＶレートが上記動的生理的なレート範囲に何時入ったかを判断する手段と、結果として上記動的ＶＶレートが上記動的生理的範囲に入ったときのみＡＶ同期を可能にする手段を含む２腔ペーシングシステム。
【請求項８】
請求項７の２腔ペーシングシステムにおいて、上記ＡＶ遅延の終了を、予め定めた最高ＡＶ延長時まで延長させる手段を含む２腔ペーシングシステム。
【請求項９】
請求項１の２腔ペーシングシステムにおいて、動的ウェンケバッハ範囲を規定しかつ上記動的ウェンケバッハ範囲を上記生理的なレートに関してセットするウェンケバッハ手段を含み、上記動的ウェンケバッハ範囲が上記生理的なレートに接続される２腔ペーシングシステム。
【請求項１０】
請求項１の２腔ペーシングシステムにおいて、上記範囲手段は、生理的なレートの予め定められた範囲内で上記生理的なレートと共に線型に上記生理的な範囲をトラッキングする手段を含む２腔ペーシングシステム。
【請求項１１】
請求項９の２腔ペーシングシステムにおいて、上記システムが周期的に作動するものであり、上記動的生理的レート手段が、上記システムの各周期で上記生理的なレートに決定する手段と、該決定手段が、予め定めた基準に関して上記感知心房信号が何時生理的なものになったかを決定する手段を含む２腔ペーシングシステム。
【請求項１２】
請求項１の２腔ペーシングシステムにおいて、上記生理的な範囲より大きいレートを有する心房感知に追従する心房同期パルス（ＡＳＰ）を供給するＡＳＰ手段を含む２腔ペーシングシステム。
【請求項１３】
請求項１の２腔ペーシングシステムにおいて、上記同期手段が、上記決定したレートの関数として上記ＡＶ遅延をセットする２腔ペーシングシステム。
【請求項１４】
請求項１の２腔ペーシングシステムにおいてペーシングシステムにおいて、上記動的範囲手段が、予め定められた上限と下限の範囲限界内で生理的なレートと共に上記動的範囲を可変する手段と、上記生理的なレートに関わらず毎分の心拍（ｂｐｍ）の予め定められた範囲に上記範囲を制限する手段を含む２腔ペーシングシステム。
【請求項１５】
請求項１の２腔ペーシングシステムにおいて、上記動的範囲の予め定めた下限に等しくなるように上記刺激手段の補充収縮間隔をセットする手段を含む２腔ペーシングシステム。
【請求項１６】
請求項１３の２腔ペーシングシステムにおいて、上記動的レート範囲の下限に対応するレートで患者の心房を刺激する手段と、上記レート手段が、心房がペーシングされるときに上記心房ペーシングレートの方へ上記生理的なレートを変える手段を含む２腔ペーシングシステム。
【請求項１７】
請求項１６の２腔ペーシングシステムにおいて、上記生理的レート手段が、各生理的な心房事象に追従する予め定められた増分によって決定された心房レートの方へ向けて上記生理的なレートを調整する手段を含む２腔ペーシングシステム。
【請求項１８】
請求項１の２腔ペーシングシステムにおいて、センサ表示ペーシングレートを作りだすセンサ手段と、センサ表示ペーシングレートに対して上記範囲の下限を制限する動的ペーシング限界手段を含む２腔ペーシングシステム。
【請求項１９】
請求項１８の２腔ペーシングシステムにおいて、上記センサ表示ペーシングレートが患者の心房レートを越えたときに上記センサ表示ペーシングレートに整合するように上記生理的なレートを調整する手段を含む２腔ペーシングシステム。
【発明の詳細な説明】
発明の背景
発明の分野
この発明は、心臓のペーシングシステムに関する。特に、心室刺激が感知された心房心搏につづいて同期供給される状況を制御する同期トラッキングモードで作動するようにした２腔ペーシングシステムに関する。
先行技術の説明
２腔ペーシングの利点、特に異なる患者状態に応じて選択された異なるペーシングモードにおける利点は、公知技術において認識されている。早期ペーシングシステムは単独で心室だけペーシングするものであり、完全な心臓ブロックとストークス−アダムス症候郡の発作を伴う患者の管理には十分だった。しかしながら心室ディマンド型ペースメーカは、心房体動については有利なものではなく、従って効率が制限されていた。その後心房同期心室ペースメーカーが導入された。このペースメーカーは、適当なＰ−Ｒ（Ａ−Ｖ）間隔の後に心室をペーシングするためのＰ信号を心房等から感知するリードを有する。そのようなペースメーカーは例えばＶＤＩ型かＶＤＤ型で、心房が心臓の反応レートや予め定められた上限レート限界に心房レート上でペーシングされている心室を制御するのを許す。そのような同期ペースメーカーは、「ブロック」と「ウェンケバッハ」技術を含む高い心房レートを扱うための手段を含んでいる。
心房レートを実質的には連続的に決定する、種々の作動モードの各々が、特定の患者で起こるかもしれないある状況に特に適合させられている。
二重感知−二重性ペーシングＤＤＤペースメーカーが市販されると、他のペースメーカーモードの不利の多くを償うことできるので好評を得た。典型的なＤＤＤペースメーカーは、米国特許第４，９２０，９６５号（Ｆｕｎｋｅ氏等）で開示されている。米国特許第４，５３９，９９１号と同第４，５５４，９２１号はＤＤＤタイプペースメーカーの他の形態を開示している。
ごく最近ＤＤＤＲペースメーカーがさかんに用いられるようになってきた。このタイプのペースメーカーでは、ペースメーカーがレート反応することを可能にするセンサを１以上備えており、そのためペーシング間隔か補充収縮間隔は、プログラムされた値で固定されているのではなく１以上の感知されたレート表示パラメーターの機能として可変する。ＤＤＤＲペースメーカーでは、心房と心室の自己調律脈拍がそれぞれのレート反応補充収縮間隔より前に生じるかぎり、それらも生じ得る。２腔レート反応型ペースメーカーの実例については、患者の状態変化に応じてモードを切り替える手段を持つた多重モードペースメーカー設計を開示する米国特許第４，４６７，８０７号と同第４，９５１，６６７号を参照されたい。
ほとんどの２腔ペースメーカーは、別のモードに、あるいはある処方された状態のもとで１つのモードから自動的に他のものに変更できるようにプロブラマブルである。例えば米国特許第４，５２７，５６８号と米国特許第４，９２０，９６５号を参照されたい。しかしながら公知のペーシング技術においては、２腔ペースメーカーがモードを変えるために制御できるあるいは制御されるべき状況を感知すること、及び２以上の動作モードを混ぜ合わせるために最適の適応性を供給することの実質的ニーズは残っている。従って、患者経歴が別のモードに切り替えるのを可能にするまで別のモードで作動することをペースメーカーに強制する代わりに、ペースメーカーが最適に感知された事象に周期から周期への基準で反応するのことが可能にされる。例えば、感知された心房信号に供給する心室刺激を可能なときに同期させることが望ましい一方で、同時に、ペースメーカーは、所望のときはいつでも別のいっそう最適な反応を採用するように制御されるべきである。従って、感知された脈拍があまりに高く心房レートで生じるか、逆行性伝導が決定されるならば、ペースメーカーは、この状況に反応するために最大のフレキシビリティーを持つべきである。
２腔ペースメーカーにつき先行技術において多くの提案がなされた分野は、トラッキングされる心房レートの上限を設けることである。即ち、感知された心房脈拍につづいて、心室刺激のレートが、同期させられたＡ−Ｖ間隔で供給される。上述のように、ウェンケバッハタイプも反応は、多くの市販の２腔ペースメーカーに取り入れられており、それは心室の上限レートを上回る心房脈拍に応じてＡＶ間隔をのばすことを可能にする。この反応は、同期化の程度を与え、上限レート内に心室刺激レートを保持する。公知のように、同期させた心室刺激を時折減少でさせる。動作のウェンケバッハとブロックモードを含むペースメーカーの例として、米国特許第４，５５４，９２１号を参照されたい。早発の心房収縮であるにせよ高いレート心房信号に応じて同期心室パルスを発生させる別の手段は、心室興奮後心房不応期（ＰＶＡＲＰ）を伸ばすことである。同様に心房不応時間は、ペースメーカー介在性頻脈を避けるために、先行する逆行性Ｐ波の時間を超えるように延長できる。しかしながらＰＶＡＲＰか心房不応の延長は、感知心房信号の上限レートを下げ、従って生理的かもしれない心房心搏に応じて同期動作を供給するために、ペースメーカーの能力を減少させる。センサーデータの機能としてのＰＶＡＲＰすなわち上限心房限界を可変することは、公知でもある。Ｆｕｎｋｅ氏に対する米国特許第４，９２０，９６５号を参照されたい。そこでは、心房ペーシングタイムアウトと有効なＰＶＡＲＰはある感知された心房性の信号のタイミングの機能として可変される。
先行技術を考慮すると、心房性の信号を実質的には連続的に感知するペーシングシステムには大きい要求、即ち、ＰＶＡＲＰを最小限にすること及び非生理的な高いレート心房信号のトラッキングを制限する一方で、生理的な高いレート心房信号の同期トラッキングを最大限にするという要求がある。ペースメーカーが生理的な心房性の信号だけをトラッキングして、非生理的な心房性の信号をトラッキングを避けることは重要である。さらに、非生理的な心房心搏が感知されないときに自動的に非同期動作に進むことができるだけでなく、心臓を再同期するという能動的動作をとることができできるだけ速やかに同期動作に復帰できるシステムも必要である。
発明の概要
この発明は、生理的な心房性の信号に応じて同期心室ペーシングを供給する２腔ペーシングシステムを供給することが目的である。本ペースメーカーは心房性の信号のレートを連続的に決定し、そしてそれらの心房性の信号が生理的なのであるか否かを決定する予め定められた決定基準を印加する。感知された心房性の信号が、生理的なものと決定されたときはいつでも、心房性の信号に続くＡＶ間隔で供給されるべき心室刺激が生理的であると思われた心室レートであるかどうかシステムは決定する。心房レートと決定された心室レートが両方とも生理的である場合だけトラッキングされた心室信号が供給される。
心房性の信号の生理的な同期トラッキングを供給するという目的に従って、本発明システムは、連続的に心房レートの機能としての生理的なレートを決定するための手段を供給し、それによって生理的なレートが感知された心房性の信号を通常にトラッキングするようになる。本システムは、動的トラッキング限界と動的ペーシング限界を含む生理的なレートに結合する動的判断レートを確立し、これら２つの限界は、生理的な範囲を規定する。動的ウェンケバッハ範囲は、生理的なレートに結合され、それによってウェンケバッハ反応は、動的トラッキング限界を上回るウェンケバッハ範囲で感知された心房信号のために供給される。ペースメーカーが非同期状態で作動している状況で心臓を再同期させる特に時間を定められた心房パルスを供給する手段が、さらに設けられる。
本発明の他の目的は、患者の生理的なレートを決定する二重の手段を供給することである。この目的に従って、センサレート情報が生理的なレートを決定するために心房レートと共に使用されるか、あるいはセンサレート情報が心房レート情報を変更するために使用される。また、生理的なレートは心房レートの機能としてだけ決定されることができるが、動的ペーシング限界はセンサレート情報によって無効にされる得る。
この発明のさらに他の目的は、改良されたウェンケバッハ反応を有する２腔ペースメーカーを供給することであり、ウェンケバッハ同期させられない心房性の信号に、正常のペーシング補充収縮間隔で供給する非同期式心室信号が続く一方で、上限トラッキング限界を上回るレートを有するほとんどの心房信号が、上限トラッキング限界に対応しているレートにおいての同期心室パルスの供給によってトラッキングされ、それによって平均の心室ペーシングレートが上限トラッキング限界より下に保持されるが、いかなる心室ペーシングパルスもスキップされない。
本発明のさらに他の目的は、逆行伝導状態（ＲＣ）及び遠距離電磁界Ｒ波感知（ＦＦＲＳ）を同時にテストするようプログラムされたＶＡ伝導テストを実行する手段を有するペースメーカーを供給することである。本ペースメーカーはＡＶ間隔やＷ間隔を、いくつかの連続周期のための予め定められた異なる間隔に設定し、そして結果として生じるＶＡ間隔をモニターする。結果として生じるＶＡ間隔の測定が決定されて、そしてＲＣかＦＦＲＳ状態を示すＶＡ間隔に実質的に等しいＶＡ均一性の分析がなされる。均一性が決定されると、ペースメーカーは、記憶されたＲＣとＦＦＲＳ基準とＶＡ間隔の測定を検査し、それらの１つが確認されたかどうかを決定する。どちらかの状態が確認されると、それぞれの調整的ステップがとられる。
【図面の簡単な説明】
図１は、本発明の全体のシステムのブロック図で、ペースメーカーソフトウェアが作動する環境を示す。
図２は、本発明のペースメーカーの基本的構成要素をリードと共に図示するブロック図で、患者に信号を供給し及び／または患者から信号を受け入れるためのセンサを示す。
図３は、本発明のペーシングシステムのＤＤＤあるいはＶＤＤモードにおける動的ＡＶトラッキングを図示している簡略化したフローチャートである。
図４ａ、４ｂは、本発明のペーシングシステムにおけるＤＤＤモード動作中の生理的なレートがどのように心房レートをトラッキングするかを示すグラフである。
図５ａ、５ｂ、５ｃは、生理的なレートの機能として動的ペーシング限界（ＤＰＬ）を図示しているグラフである。
図６は、生理的なレートの機能としての動的トラッキング限界（ＤＴＬ）の変化を図示しているグラフである。
図７ａ、７ｂは、本発明のペーシングシステムのＶＤＤ及びＤＤＤモードのためのウェンケバッハ挙動の結果として生じる自発的レートのウェンケバッハ範囲を図示しているグラフである。
図８は、本発明のペーシングシステムにおける生理的なレートを伴う判断レート（ＤＰＬ、ＤＴＬ及びＤＷＬ）の変化を示すグラフである。
図９は、生理的なレートと判断レートの決定を変更するセンサ情報に従って、生理的なレートは通常、心房体動の機能としてだけ決定される実施例を図示するグラフである。
図１０ａと１０ｂは、本発明のペーシングシステムに係る判断レートをセッティングするフローチャートを示すソフトウェアステップを示す。
図１１ａと１１ｂは、異なる心房と心室事象に反応するペースメーカー論理を図示するタイミング図である。
図１２ａ、１２ｂは、本発明のペースメーカーの心室ベースタイミング例を図示するタイミング図であり、図１２ｃ、１２ｄは、事象への有効な心房ベース反応を図示するタイミング図である。
図１３は、本発明のペーシングシステムのＤＤＤモード動作のための正常同期状態を図示しているタイミング図である。
図１４は、本発明のペーシングシステムのＶＤＤモード動作のための正常同期状態を図示しているタイミング図である。
図１５ａ、１５ｂは、本発明のペーシングシステムのＶＤＤモード動作のための正常の非同期状態を図示しているタイミング図である。
図１６ａは、この発明に従っていつ心房同調パルス（ＡＳＰ）が供給させるかどうかを決定するためのソフトウェアステップのフローチャートであり、図１６ｂは、ＡＳＰを供給するための決定基準を図示しているタイミング図である。
図１７ａは、本発明に従うウェンケバッハ動作のためのソフトウェアステップのフローチャートであり、図１７ｂは、本の発明のペーシングシステムのＶＤＤかＤＤＤモード動作での安定したウェンケバッハ挙動を図示しているタイミング図である。
図１８ａは、本発明のＶＡ伝導テストを示すフローチャートであり、図１８ｂは、ＶＡ伝導テストを示す状態図である。
実施例の説明
本実例発明のペーシングシステムの詳細な説明だけでなく図において、次の頭辞語と略記法と記号が用いられる。
事象
Ｖ事象          ＶＳかＶＰ
ＶＳ            すべての心室感知
ＮＶＳ          正常な心室感知（生理学的）
ＴＶ            頻拍性不整脈心室感知
ＶＥＳ          心室性期外収縮
ＮＶＥＳ        正常な心室性期外収縮
ＴＶＥＳ        頻拍性不整脈心室性期外収縮
ＶＰ    心室ペーシング
Ａ−事象        ＡＳかＡＰ
ＡＳ            すべての心房感知
ＮＡＳ          正常心房感知（生理学的及び同期）
ＮＡＢ          正常心房ブロック感知（生理学的及び非同期）
ＴＡＳ          頻拍性不整脈心房感知
ＢＡＳ          短期の心房感知
ＵＡＳ          不明な心房感知
ＰＡＣ          早発性心房収縮（第１のＴＡＳ）
ＮＯＡ          すべての心房事象
ＡＰ            心房ペーシング
ＡＳＰ          心房同期ペーシング
ＷＢＳ          ウェンケバッハ感知（ＷＢ範囲と同期）
ＷＢＢ          ウェンケバッハブロック感知（ＷＢ範囲と非同期）
ＴＳ            Ｔ波感知
ＡＰＬ          心房ペーシング限界
レートと間隔
ＷＢｄ          ウェンケバッハ間隔
ＴＲｄ          トラッキング間隔
ＦＷｄ          フライホイール間隔
ＥＳＣレート            エスケープレート
Ｐｈｙｓレート  生理学的レート
ＬＰＬ          下位ペーシング限界
ＤＰＬ          動的ペーシング限界
ＵＰＬ          上限ペーシング限界
ＬＴＬ          下位トラッキング限界
ＤＴＬ          動的トラッキング限界
ＵＴＬ          上限トラッキング限界
ＤＷＬ          動的ウェンケバッハ限界
ＡＮＳＰ        心房非感知期間
ＶＮＳＰ        心室非感知期間
ＰＶＡＲＰ      心室興奮後心房不応期
ＰＶＡＢ        心室興奮後心房ブランク
ＡＡ、ＡＡＩｎｔ        ２つの連続心房事象の間隔
ＡＰＬｉｎｔ            ＡＳとＡＳＰの間の最小間隔
ＶＡ、ＶＡｉｎｔ        連続した心室と心房事象の間隔
ＶＶ、ＶＶｉｎｔ        ２つの連続心室事象の間隔
ＡＶ、ＡＶｉｎｔ        連続した心房と心室事象の間隔
レート反応事項
ＲＲ              レート反応
ＲＲセンサ        レート例えばＱＴか体動
ＱＴ              ＱＴ間隔
ＡＣＴ            時間領域中の体動しきい値
その他
ＰＭＴ            ペースメーカー介在性頻脈
ＲＤＡＮ          夜のレート降下
ＲＣ              逆行伝導
ＲＣＤ            逆行伝導検知
ＦＦＲＳ          遠距離電磁界Ｒ波感知
ＷＢ              ウェンケバッハ
ｉｎｔ            間隔
周期            ２つの連続した心房事象の周期期間（心房モード）あるいは  つの連続した心室事象（全ての他のモード）
ＡＶ−シーケンス        ＶＳが次に続くＡＳ、ＡＰあるいはＡＳＰ、またはＶＰが次に続くＮＡＳ、ＡＰあるいはＡＳＰ
ＷＢ−シーケンス        ＶＳかＶＰが続くＷＢＳ
ＡＶ（ＡＡ）    Ａ−Ａ間隔の機能としてのＡＶ−遅延
ＡＶｅｘｔ      ＡＶ延長
同期            すべてのＡ−事象にＶ−事象が続く状態
非同期          Ａ−事象とＶ−事象が関連していない状態
プロブラマブル  ある値がテレメトリーによってプログラムできること
使用記号
0003823229.tif 000002
心室基準タイミングを使用して、本発明は図示したが、心房基準タイミングを使用する２腔ペースメーカーもまた、本発明の範囲に含まれる。例えば心室補充収縮間隔の発生が、スケジュールされた心室パルスに対して最後の心室事象からの間隔を定めることによって行なわれるかもしれない。あるいは、ＡＶ遅延より短いＡ−Ａ間隔として定められないかもしれない。同様にＷ間隔は、ＡＶ間隔を加えたＶＡ間隔を定めることによって決定できる。従って本発明を心室基準ペースメーカーで示してあっても心房基準タイミング装置に同様に適用できる。図１２ａないし図１２ｄと関連させて以下の記述を参照されたい。
この発明のペーシングシステムは、ソフトウェア基準のものである。即ち図１で示されるように、ソフトウェアがハードウェアを通しての全ての機能を制御する。機能を図示するために使用されかつ上述の記号を含むタイミング図は、ペーシング挙動を制御するパラメーターに応じてソフトウェアによって実行された論理的ステップを示すフローチャートと同等のものである。これらのタイミング図は、ソフトウェアを記述するために必要な条件のためのＩＥＥＥ８３０−１９８４規準に対応する。特に図１に参照すると、構成要素としてハードウェア部分５１とソフトウェア部分５２を有するように、ペースメーカー５０は示されている。両部分は連絡している。ソフトウェアは、パラメーター駆動である。即ち、ペーシング作用や診断の機能等を制御する種々のパラメーターが存在する。ハードウェアは、１つ以上の電極５５と１つ以上のセンサ結線５４によって患者の心臓と連絡している。２腔ペースメーカーの技術で公知のように、一般に心房リードと心室リードという２つのリードが存在し、各リードは心臓内に位置させた少くとも１つの単極あるいは双極の電極を有する。ＱＴタイプセンサ装置でのように線５４は、心臓につながるように図示されているが、それはペースメーカーの外部のケースに取り付けてもよいし、レート反応型ペーシングシステムで使用される身体パラメーター情報の感知に使用可能な他のセンサに接続してもよい。なお本発明のペーシングシステムの好ましい実施例では、センサリンク５４が、例えば米国特許第５，０６５，７５９号のようにＱＴに体動を加えたものに対する一対のセンサを含むかもしれない。
さらに図１で示されるように、ペースメーカー５０では、プログラマ５６を用いるテレメトリー機構による通信が行なわれる。ユーザはパラメーターを選択して、そしてプログラマー５６を通してそれらをプログラムして、そして皮下埋設されたペースメーカーからのパラメーターと診断上のデータを応答指令信号を送ることができる。ペースメーカーからの応答指令信号を送られた情報は、プリンター５８に直接遠隔通信によって接続することができる。Ｉ／Ｏ装置５７は、プログラマーにユーザによって入力情報に使用されるか、ペースメーカーからプログラマーによって受信した情報表示するのに用いられる。
図２には、ＤＤＤＲペースメーカー５０の主要なハードウエア装置構成要素の基本的ブロック図が示される。心房ジェネレーター６１は、患者の心房と通信するリード６２に接続した出力を有する。またリード６２に接続するＡセンスアンプ６５が図示されている。心室ジェネレーターは、リード６４を通して患者の心室に連結している。患者の心室から信号を受けて感知するために、Ｖセンスアンプ６６はリード６４にも接続している。ＱＴ比率制御を好ましくは含む本発明の１つの実施例でＶ感知ブロック６６は、喚起されたテスラ波形のタイミングを選び出して決定する手段を含む。ジェネレーター６１、６３と感知ブロック６５、６６はマイクロプロセッサシステム６０に連絡している。マイクロプロセッサはハードウェアユニットの動作を制御するパラメーター駆動ソフトウェアを有する。マイクロプロセッサシステム６０は、ハードウエア装置論理及び／又はタイミング回路６８と連絡している。マイクロプロセッサシステムは、４ｋバイトＲＯＭと６２４バイトＲＡＭを備えるＤ４３マイクロプロセッサ（ＭＣ１４６８０５Ｅ２互換）及び４ｋバイトＲＯＭと２５６バイトＲＡＭを備えるＭＯ５メモリチップからなる。オペレーティングソフトウェアは８ｋバイトＲＯＭに備え付け、６２４バイトＲＡＭを使用可能をとすることが好ましい。ＲＡＭの２５６バイトは、将来ＲＡＭルーチン（ＲＡＭ内の実行可能コード）を可能にするために、使用していない状態に保たれる。ソフトウェアは公知の態様で、ＲＡＭルーチンへのエスケープポイントが使用可能であるたくさんの戦略上の場所を含む。この発明の範囲に関しては、ソフトウェアがハードウェアにとって代わる程度あるいはその逆には、設計選択的事項である。従って、この発明のペーシングシステムで実行される多くのタイミング機能のために、マイクロプロセッサが組込みのタイミング回路を持つか、適当な外部のハードウェアタイマー回路を制御するかもしれない。ペーシング機能のソフトウェア制御が、公知であるが、ソフトウェア仕様についての以下の詳細な説明が、当業者が発明の範囲内で機能を実行するシステムを設計するたことを可能にする。プログラマ５６からインプットされたデータが、マイクロプロセッサに関連させたメモリに記憶される。
図２をさらに参照すると、マイクロプロセッサシステム６０への入力を供給するセンサＳが示されている。センサＳは、所望のペーシングレートを示すものとして知られている１つ以上の身体パラメーターをモニターする１つ以上ののセンサを表わす。センサＳはペースメーカーの外側に存在しているように図示されるが、ある種の体動センサのように物理的にペースメーカーケーシングの内側に位置するかもしれない。またはＱ−Ｔタイプレート反応型ペースメーカーのように、Ｑ−Ｔ間隔に関するタイミング情報を抽出することによって実際には「センサ」情報は、心室リードから得られる。本発明における実施のように、センサかセンサ信号という語は、利用可能なレート反応型センサ源から得られた情報を言う。また請求項で使用されるように、語「レート信号」は、センサ情報源か感知された心房レートからの情報から引き出された信号を言う。
一般にこの発明のペーシングシステムは、次のペーシングモードのいかなるものでも作動するようにプログラムが組まれている。即ち、受動モードＯＯＯ、ＡＯＯ、ＡＡＩ、ＡＡＴ、ＶＯＯ、ＷＩ、ＶＶＴ、ＤＯＯ、ＤＤＩ、ＤＶＩ、ＶＤＤ、ＤＤＤ、ＯＯＯ、心房モードＡＯＯ、ＡＡＩ、ＡＡＴ、心室モードＶＯＯ、ＷＩ、ＶＶＴ、非トラッキング２腔モードＤＯＯ、ＤＤＩ、ＤＶＩ、及びトラッキング２腔モードＶＤＤ、ＤＤＤである。本発明の好ましい実施例は、主にトラッキング２腔モードＶＤＤ、ＤＤＤと関連して図示される。これらのモードのため、周期は心室基準である。即ち、ＶＳとＶＰでスタートし、ＡＳが心房ペーシングを抑止し、ＶＳが心室ペーシングを抑止し、そしてＡＮＳＰがＮＡＳ、ＷＢＳ、ＡＰ、ＡＳＰ、ＶＳ、ＶＰでスタートしてＰＶＡＲＰの終端で終わる。
今図３を参照すると、心房事象に続いている処置、特に心房事象が生理的なことであると決定するときのトラッキングを図示しているフローチャートが示されている。ブロック７０で心房レートがＰＨＹＳ範囲限界内で存在するかどうかをソフトウェアが第１に決定する。心房レートによって、検査下の心房事象に先行する心房事象からの間隔に対応しているレートが参照される。この点での前提は、発生したいかなる心房事象もペースメーカーによって認識されるということである。即ち、どんな心房事象も排除されて認識されないことがないようにする。これを成し遂げるために心房チャネルのブランキングは、例えばＰＶＡＲＰは非常に小さくなければならず、実質的には心房チャネルの連続的感知が存在する。処置中にＰＶＡＲＰを保持する一方で、この発明の好ましい実施例では、ＰＶＡＲＰは心室事象（２−１０ｍｓ）に続いている非常に短いブランキング持続期間に限定される。従ってブロック７０で現在の心房事象への先行心房事象からの時間間隔が決定されて、そして予め定められたＰＨＹＳ範囲と比較される。この範囲は、レート値の観点からあるいは対応する時間間隔から表現できる。上述のように、及び以下に詳細に述べるように、ＰＨＹＳ範囲限界は、動的ペーシング限界（ＤＰＬ）として参照された下限範囲限界と動的トラッキング限界（ＤＴＬ）として参照された上限範囲限界を含む。ＤＰＬがペーシング間隔を設定する一方で、心房レートがどれくらい高くトラッキングされることができるかＤＴＬは決定する。またＡレートの変更が、変更が生理学的であるかどうか見るためにチェックされる。
Ａレートが、ＰＨＹＳ範囲と変更限界の範囲内で存在するならば、ソフトウェアは、ブロック７１に分岐し、ＰＨＹＳレートは、決定されたばかりの心房レートの機能として適合させられ、またＰＨＹＳレートに結び付けられた判断レートも適合させられる。即ち、ＤＰＬとＤＴＬとＤＷＬが適合させられる。ＰＨＹＳレートを適合させるための決定基準を、図４を参照して以下に述べる。ＰＨＹＳレートへの判断レートの結合を、図５ａから図９を参照して説明する。ブロック７２でＰＨＹＳレートと判断レートを適合させた後に、同期させられた心室パルスが適合させられたＰＨＹＳ範囲内のレートを持つかどうかが決定される。従って、ＡＶ間隔が心房事象の時間に付加され、放出する同期Ｖ刺激時間は、Ｖ−Ｖ間隔を決定するために、先行するＶ事象と、そして結局はＶレートと比較される。決定されたＶレートが、適合させられた生理的な範囲（ＤＴＬに対するＤＰＬ）の範囲内に存在する場合だけ、ソフトウェアはブロック７３へ分岐し、ＡＶ−遅延のタイムアウトの後の心室ペーシングの供給を制御する。Ｖ−ＶがＰＨＹＳ範囲内に存在しないならば、プログラムはブロック７６へ分岐する。
ブロック７０に戻ると、ＡレートがＰＨＹＳ範囲とレート変更限界内に存在しなければ、ソフトウェアはブロック７５に分岐し、心房事象がウェンケバッハ範囲ＷＢｄ内に入ったかどうかが決定される（図７ａ、７ｂ参照）。ＹＥＳならば、以下においてより詳細に論じるウェンケバッハ基準に従ってブロック７９で示されるように、ウェンケバッハペーシングが供給される。ＮＯならば、プログラムは、ブロック７６に進み、心房同調パルス（ＡＳＰ）が供給できるかどうかが決定される。ＡＳＰの供給のための決定基準が、上述のように設定される。これらの決定基準が一致するならば、ブロック７７で示されるようにＡＳＰが供給される。ＡＳＰが考えられないならば、プログラムは、心室が間隔が通常は動的ペーシング限界によって示された補充収縮間隔でペーシングされた７８をさえぎるために分岐する。これをつづいて、ブロック７４で示されるように、補充収縮間隔がＤＰＬに従ってリセットされる。
今図４ａ、４ｂを参照すると、Ａレートが生理的であるかどうか決定することのための、および生理的な心房レートに応じてＰＨＹＳレートを適合させるための決定基準が図示されている。図４ａ、４ｂの曲線は、ＰＨＹＳレートがどのようにＤＤＤモードで作用するかの例を示す。図示のためにフライホイールがオフ、即ちＤＰＬはＰＨＹＳレートで依存せずＲＲアルゴリズムによって制御されるだけとしてある。非トラッキング心房モードのために好ましくはＰＨＹＳレートが単に心房レートに追従し、非トラッキング心房モードのために非トラッキング２腔モードと同じくＰＨＹＳレートが心室レートに追従する。この発明の第１実施例では、非同期状態でのＰＨＹＳレートが心室レートに追従するのに対して、同期状態で２腔モードをトラッキングすることのためにここで図示されるようにＰＨＹＳレートは心房レートに追従する。図示のようにＰｈｙｓレートはたぶん心房レートの機能であるかもしれないが、生理的な心房感知が心室パルスを生じさせるために行なわれるので、同期モード動作の間に心室レートを追従することは本発明の範囲内である。従って請求項で使用されるように、ＰＨＹＳレートが心房レートの機能であるというときは、同期させられたＶ事象に基づくＰＨＹＳレートを決定するいかなるシステムをも包含する。好ましい実施例でＰＨＹＳレートを決定することのための他の決定基準は次に述べる通りである。
（ａ）異常自発的レートが存在するならば、ＰＡＣ（第１のＴＡＳ）ＰＨＹＳレートが１周期間凍結された後、ＰＨＹＳレートはＤＰＬに追従し、その後ＶＥＳＰＨＹＳレートが１周期凍結される。
（ｂ）ＶＤＤとＤＤＤトラッキングモードにおいてＷＢ範囲中に自発的レートが存在するならば、即ちシステムがＷＢ状態で存在するならば、ＷＢ範囲中に自発的レートが存在しかつＲＲアルゴリズムがＤＰＬにＰＨＹＳレートを上回ることを強制しておりＰＨＹＳレートがＤＰＬを追従する場合を除いて、ＰＨＹＳレートが凍結される（一定に保たれる）。
（ｃ）生理的な自発的レートが存在するならば、ＰＨＹＳレートはそのレートを追従する。
（ｄ）ペーシングされたレートが存在するならば、ＰＨＹＳレートはＤＰＬ（実際のペーシングレート）を追従する。
（ｅ）ＰＨＹＳレートが変化するとき、最大ＰＨＹＳレート変化に従って差分的に増加あるいは減少する（例えば毎周期＋２ｐｐｍ）。ＰＨＹＳレートが、限定されているスピードで生理的な自発的レートを追従するので、それは平均の生理的なレートを表わす。
図４ａ、４ｂを再び参照すると、（ａ）部分で、ＰＨＹＳレートによって追従するように、レートは生理学的である。従って図示のように、生理的なレートが、自発的心房レートと共に線型に増大する。部分（ｂ）では、レートは、生理学的なままであるが、ＰＨＹＳレートが変化するよりいっそう速く変化する。これらの状態の下で、接続する判断レートと同様にＰＨＹＳレートは、その最大のレート（＋２ｐｐｍ／周期）で変化する。（ｃ）で示された曲線の部分で、心房レートが異常になり、ＰＨＹＳレートがＤＰＬまで差分的に傾斜降下する心房レートが再び生理学的になる（ｄ）では、ＰＨＹＳレートが増大傾向に転じてＰＨＹＳレートを追従する。（ｅ）では、自発的レートがＤＰＬを下回り、ペーシングパルスがＤＰＬレートで供給され、そしてＰＨＹＳレートがＤＰＬを追従する。ＤＰＬを下回る心房レートへの急激な降下のために、ＰＨＹＳレートがＤＰＬに下降することに注意しなければならない。
図４ｂを参照すると、部分（ｆ）で、心房レートは生理学的であるが、ＰＨＹＳレートが変化することができるよりいっそう速く変化している。この点でＲＲ（センサ）のインプットのために、ＤＰＬは上方へ傾斜していることにも注意すべきである。部分（ｇ）では、心房レートがＷＢ範囲に立ち上がり、ＰＨＹＳレートは、ＷＢ範囲へ入る前の最後の値で凍結される。（ｈ）では、先行して凍結されたＰＨＹＳレートが、ＲＲによって押し上げられていたＤＰＬによって上回られ、ＰＨＹＳレートは、ＤＰＬを追従する。これは間隔（ｉ）につながり、増大されたＤＰＬは、ウェンケバッハ範囲を上昇し、もはや自発的心房レートはＷＢ範囲で入らないが、再び生理学的にはならない。この点で今生理的であるとみなされた自発的レートまでＰＨＹＳレートは増加し、かつこの自発的レートに追従する。時間マークする（ｊ）までこの挙動は続き、ＲＲが減少しているペーシングレートを要求するので、ＤＰＬは減少する。ＰＨＹＳレートが心房レートを追従する実施例を図示する図９をも参照すると、センサ情報は、設定ＤＰＬ中の心房レートの影響を無効にすることができる。また本当にＰＨＹＳレートとＤＴＬを無効にすることができる。
図３のブロック７０に戻ると、Ａレートは、最後の周期の間に設定した最大値と最少値（ＤＰＬ）の間にあるならば生理学的であるとみなされ、平均のレート−変更が、予め定められた最大を上回らず、心拍動から心拍動へのレート変化は、予め定められた最大値を上回らない。各周期の限定量によってＰＨＹＳレートを調整する基準を加えることによって、これらの基準はＰＨＹＳレートを発生させる。それは非病理学的な心房事象の平均レートを実質的には連続的に表わす。もちろん、トラッキングのためこのＰＨＹＳレートと等しいものを発生させる他の基準も採用できる。従ってレートパラメーターは、ｎ周期の期間に渡って集められ、平均値がとられ、そしてＰＨＹＳレートは、毎ｎ周期後にだけ調整される。またレート−変更の上の受入れ可能な限界と増分ＰＨＹＳレート変更の上の限界は心房レートそれ自身の機能とされ得る。たとえば高心房レートで大きい限界が許容される。またＰＨＹＳレートは、心房レートとセンサレート（ＲＲ）で設定できるが、それはまだ心房レートの機能である。重要な機能としては、患者の生理的なレートを真の指標を正確に保持するために、記憶されたデータは実質的には連続的にマイクロプロセッサ６０によって更新される。上述のように、この生理的なレートは実際には、同期モード（ＶＤＤかＤＤＤ）のときＶ−Ｖ間隔の決定によって引き出されるかもしれないが、まだ心房レートの機能である。好ましい実施例ではＰＨＹＳレートが毎周期更新されるが、「心房レートの機能」という語は、あまり限定されるべきものではない。
この発明のペーシングシステムは、心房感知事象あるいは心室感知事象が、規定されたる生理学的範囲、異常範囲あるいはウェンケバッハ範囲に存在するかどうか決定する方法を含む。この決定によってペースメーカーの反応は、以下に述べる態様で変化する。単腔モードで心房か心室感知がどこで降りかかるかの判断が、影響ペーシング挙動をするという訳ではない。即ちいかなる感知も、それが感知されたチャネル抑止する。しかしながら２腔トラッキングモードでは、異常なＡ感知がある一方で、生理学的なＡ感知が心室に対して行なわれる。好ましい実施例で実際の心房レートは、動的ペーシング限界（ＤＰＬ）、動的トラッキング限界（ＤＴＬ）及び動的ウェンケバッハ限界（ＤＷＬ）の３つの判断と比較される。
実際問題としてこれらの３つの判断レートはＰＨＹＳレートに接続して、そして次の４つのレート範囲の識別を許容する。
（ａ）ＤＰＬを下回るレートのための異常な低いレート範囲（適用できるときはヒステリシスを含む）。ＶＤＤとＤＤＤモードでそのような異常な低いレートＡ感知は、心室に対しては伝えられない。
（ｂ）ＤＰＬ（適用できるときはヒステリシスを含む）とＤＴＬの間のレートのための生理学的な範囲。ＶＤＤとＤＤＤモードでこの範囲内の心房レートが、可能なとき（結果として生じるＶレートが、生理学的な範囲内で存在するとき）に心室に対して伝えられる。
（ｃ）ＤＴＬとＤＷＬの間のレートのためのウェンケバッハ範囲。ＶＤＤとＤＤＤモードでこの範囲内のレートが、ウェンケバッハ挙動の結果として生じる。
（ｄ）ウェンケバッハが能動にプログラムされたときのＤＷＬあるいはウェンケバッハが能動でないときのＤＴＬを上回るレートのための異常な高レート範囲。ＶＤＤとＤＤＤモードでは、そのような異常な高いレートは、心室に伝えられない。以下の図５ａ、５ｂ、５ｃ、６、７ａ、７ｂ、８、９はこれらの判断レートの動作を図示する。
まず図５ａ、５ｂ、５ｃに言及すると、動的ペーシング限界は、ＲＲ制御（図５ａ）、「フライホィール」制御（図５ｂ）そしてＲＲとフライホィール制御（図５ｃ）の各状況のために図示される。図５ａで動的ペーシング限界は、ＲＲ制御としてだけ示される。ここで表わされるように、それはＰＨＹＳレートの機能であるという訳ではない。しかしいかなる特定のＰＨＹＳレートのためにもレートは、感知されたパラメーターの機能としてＬＰＬとＵＰＬのプロブラマブル値の間で変化する。図５ｂのＦＷ制御モードにおいては、ＤＰＬがＰＨＹＳレートをトラッキングし、従って従来のフライホィールトラッキング装置のように、心房レートはＰＨＹＳレートを下回る間隔ＦＷｄを保持する。ＦＷｄはプロブラマブル間隔である。ＤＰＬはＦＷｄのフライホィールウィンドーが確立する最も低いＰＨＹＳレートに対応しているレートに匹敵して全てのレートのためにＬＰＬで一定のままでいることに注意されたい。ＬＰＬとＵＰＬ限界の間でＤＰＬがＲＲ制御とＦＷ制御である状況で、図５ｃで図示されるように、動的ＤＰＬはセンサ情報の機能として上下に動かすことができる。実際にＲＲ制御は、ＵＰＬに匹敵した範囲のほとんどのためにＡレートだけを反映するＰＨＹＳレートを無効にすることができる。
動的ペーシング限界は、概ね心房と心室ペーシングのためにエスケープレートを確立するために使用される。しかしながらエスケープレートは、ある状況たとえば、ＶＡ伝導テスト、ヒステリシスとＱＴ喚起状況において調整できる。次の法則は、ＤＰＬにあてはまる。
（１）フライホィールとレート反応がオフならば、ＤＰＬはＬＰＬと等しいようになるために、下方へインクリメントされる。
（２）フライホィールだけオンならば、（ａ）どんな生理学的な自発的レートも存在しないとき、ＤＰＬはＬＰＬの方へ降下する。（ｂ）生理学的な自発的レートが存在するとき、ＤＰＬは接続するフライホィール間隔（ＦＷｄ）でＰＨＹＳレートに追従する。
（３）レート反応だけがオンならば、ＤＰＬは単独でＲＲアルゴリズムによって制御される。
（４）フライホィールとレート反応が存在するならば、（ａ）どんな生理学的な自発的レートも存在しないならば、ＤＰＬがＲＲアルゴリズムによって制御される。そして（ｂ）生理学的な自発的レートが存在するならば、ＲＲアルゴリズムが、いっそう高いレートを示すのでなければ、ＤＰＬがフライホィール間隔でＰＨＹＳレートに追従する。
（５）レート増加がＤＰＬを上回らず、（ａ）レート増加がフライホィールによって引き起こすとき、ＰＨＹＳレートが変化する。（ｂ）またレート増加がレート反応によって引き起こされるときペーシングが加速する。
（６）ＤＰＬレート減少は、ペーシング減速率を上回らない。
（７）ＤＰＬはＵＰＬで限定される。
（８）夜におけるＬＰＬが頻脈反応かレート降下の為に変えることができるので、ＤＰＬはＬＰＬに対してステップ状に上下することができる。
図６を参照すると、ＰＨＹＳレートの機能として動的トラッキング限界（ＤＴＬ）を示している曲線が示される。ＤＴＬは生理学的な範囲の上限限界を規定するレートであり、ＤＴＬを下回るレートを有している心房感知事象は、心室へのトラッキングの候補であり得る。ＬＴＬとＵＴＬトラッキング限界に従って、ＤＴＬがＰＨＹＳレートと共に線型に好ましくは変化し、そして、トラッキング間隔ＴＲｄ（プロブラマブル）を加えたＰＨＹＳレートと等しい。本発明のペースメーカーにおいては、ＤＴＬは等しい値にプログラミングＵＴＬとＬＴＬによって固定することができる。
図７ａ、７ｂには、動的ケースと固定ケースのための動的ウェンケバッハ限界が図示される。ＤＴＬとＤＷＬの間の自発的レートが、ＶＤＤとＤＤＤモードのために制御ウェンケバッハ挙動に解釈される。動的ケースと固定的ケースで、ウェンケバッハ間隔（ＷＢｄ）がｍｓの一定の数としてプログラムされ、ＤＷＬｉｎｔはＤＴＬｉｎｔからＷＢｄを引いたものと等しい。ＷＢモードが図７ａで見られるように動的である場合、ＤＷＬが全ＰＨＹＳレート範囲でＤＴＬを上回り、ＷＢｄに対応している間隔が固定のままであるので、レート範囲は、レートを増大すると共に増える。ＷＢ固定モードでＤＷＬはＤＴＬを上回るようにされる。しかしＷＢはＤＴＬがＵＴＬと等しい場合だけ能動となる。即ち、生理学的なレートは、ＵＴＬに匹敵するまでＤＴＬを駆動する。ＰＨＹＳレート変化がたとえば２ｐｐｍ／周期に限定されているので、心房レートが生理的ままでいて、そしてＤＴＬ範囲を動かすのでなければ、ウェンケバッハモード動作は、ＵＴＬまで達することができないことに注意すべきである。この発明によって供給される改善されたウェンケバッハモードを、図１６ａ、１６ｂと関連してなおいっそう詳細に述べる。
図８、図９を参照すると、判断レートの概観及びそれらがどのようにＰＨＹＳレートをトラッキングするかが示される。図８は、トラッキング状況で及びフライホィールオンで、ＰＨＹＳレートの機能としての３つの判断レートの変化を図示する。ＤＰＬを下回るレートの範囲は、病理学の低いレート範囲である。それからフライホィールがオフならば、破線によって示されるように、ＤＰＬは一定の下限レートで固定されることに注意しなければならない。ＤＰＬとＤＴＬの間の動的範囲は、感知された心房事象がトラッキングされた生理学的な範囲であり、予め定められた限界（たとえば３０ｂｐｍ）を上回らないようにプログラムが組まれ、非同期から同期動作への変化があるとき、それによって心室ペーシングレートで変化を制限する。ＤＴＬとＤＷＬの間の動的範囲は、ウェンケバッハ範囲である。図９で示されるように、ＲＲアルゴリズムが、ＤＰＬを増大させることができ、そしてそれによってフライホィール間隔を減少させることに注意すべきである。実際に、ＲＲアルゴリズムが、ＤＰＬだけでなくＰＨＹＳレートを無効にすることができ、プログラムされたＵＴＬ値に匹敵するまでＤＴＬで一致を引き起こす。また図示を省略するが、安定したペーシング状況でＲＲがオフのときＤＰＬはＬＰＬの方へ歩みより、またＤＰＬとＰＨＹＳレートがＬＰＬに達したとき、システムが安定するように、ＰＨＹＳレートは、ＤＰＬを追従する。好ましい実施例では、動的レートが生理的レートと共に線型に変化するが、本発明の範囲内では非線型にも変化する。
図１０ａと１０ｂには、ＰＨＹＳレートへの適応と判断レートのＰＨＹＳレートへの連結を図示するフローチャートが示される。ブロック８０でＡ事象がＡ感知であったかどうかが決定される。ＮＯならば、それは心房補充収縮間隔が時間を定めた意味であり、心房刺激が供給される。ソフトウェアは８４に分岐して、そしてペーシングレート（ＤＰＬ）にＰＨＹＳレートを減少させる。従って上記したように、安定したペーシング状況においてＰＨＹＳレートはＤＰＬになる。
ブロック８０に戻ると、Ａ感知が存在したならば、プログラムは８１に行きそこで心房レートが範囲限界の範囲内、即ち最後のペーシング周期の間に調整されるように生理的範囲の範囲内に存在するかどうかかが決定される。ＮＯならば、プログラムは８７へ飛ぶ。ＹＥＳならばプログラムは８２に行って、そして心房レート変化が予め定められた生理学的な限界の範囲内で存在するかどうか決定する。上述のように、レートの急騰が予め定められたプロブラマブルな限界を上か下に超えるならば、心房事象は範囲内であっても、生理的であるとみなされるという訳ではない。心房レートが限界の範囲内で存在しないならば、プログラムは、ブロック８７に分岐する。それが限界の範囲内であるならば、それを生理的に確立し、上記基準のようにプログラムは、ＰＨＹＳレートが適合させられたブロック８３に行く。ブロック８７でペーシング限界がプログラムを作成された動的であるかどうかが決定される。ＮＯならば８８でＤＰＬは、ＲＲデータにより設定される。代わりの実施例でＤＴＬは同時にＲＲデータの機能として調整され得る。ペーシング限界が動的であるならば、それはＰＨＹＳレートに接続することを意味し、プログラムは、ＤＰＬが適合させられたブロック８９に行く。たとえばそれはＰＨＹＳレートと共に線型に動く。電流周期のための心房感知が生理的でないならば、ＰＨＹＳレートは適合させられず、ＤＰＬは８９で適合させられないことに注意されたい。フライホィールのときペーシング減速率と加速はＰＨＹＳレート変化と同様に限定される。
ブロック９０で図９で示された態様でレート反応（ＲＲ）が動的であるかどうかが決定される。ＹＥＳならば９２で示されるように、ＤＰＬはＲＲに適合させられる。ここでペーシングレート変化は、ＲＲアルゴリズムによって限定されている。
プログラムは９４に進み、そこでトラッキング限界が動的であるどうかが決定される。ＮＯならばＤＴＬが固定的であることを意味する。それからＤＴＬはＵＴＬとＬＴＬのプログラムされた値と等しくされる。トラッキング限界が動的であるならば、ＤＴＬは９６で適合させられる。即ちＬＴＬとＵＴＬの制限に従ってＤＴＬはトラッキング間隔を加えたＰＨＹＳレートと等しくされる。
プログラムは、ウェンケバッハ限界が動的のであるかどうかが決定されたブロック９７へ進む。ＹＥＳならば、ＤＷＬは９８で設定される。即ちウェンケバッハ範囲が一定のｍｓで設定されているので、ＤＷＬｉｎｔは、ウェンケバッハ間隔ららＤＴＬｉｎｔを引いたものと等しい。９７でウェンケバッハ限界が固定されることが決定されると、プログラムは、９９に分岐し、そこで固定的にされたＤＷＬは、ＷＢｄに対応しているＤＴＬより上のレートで設定される。この状況で上述のように、ＷＢは生理学的なレートがＤＴＬからＵＴＬまで駆動されたケースでのみ能動的である。
上記から、感知された心房信号をトラッキングして、そして同期心室ペーシングパルスを供給するかどうかの判断は、好ましくは決定した心房レートに基づくことがわかる。反対に、ペースメーカーに基づく厳しいタイミングにおいて、心房感知は最後の感知された心房事象に関連している時間で生じるかもしれず、そこで生理的に見えるが、ＰＶＡＲＰの間に生じるが説明しなかったもっと早い心房事象の後に存在する。たとえば本発明のペースメーカーは、ＰＶＡＢ（心室興奮後心房ブランキング）からＰＶＡＲＰまでを、好ましくは６ｍｓで、せいぜい１０ｍｓまでと、最小限にし、実質的には全ての自発的心房事象が感知されるようにする。ＰＶＡＢは遠距離電磁界Ｒ波としての無効と調和するよう可能なかぎり小さくする。結果的に、心房レートが実質的には連続的に決定され、そして無事に最後のトラッキングされたＡＳの後に生じるＡＳは、介在ＡＳが存在するならば、非生理的であるとして拒絶されるかもしれない。レートの機能としてのトラッキングの結合（即ち、判断レートが心房タイミングではなく心房レートの機能である）と実質的には連続的感知が、どの心房感知がトラッキングされるか選ぶために最適化された制御を供給する。
図１１ａ−ｂと図１２ａ−ｄは時間領域中のペースメーカーの動作を示すタイミング図を示す。今図１１ａと１１ｂを参照すると、この発明のペースメーカーが、心房と心室チャネルのためにどのようにタイミングを実行するか、及び上述のレート範囲がどのように時間間隔に関連を持つか、を説明するタイミング図のセットが示される。これらの図の各々が、３つの連続するペースメーカー周期を図示する。そしていっしょに正常の感知、即ち正常なブロックされた感知、ウェンケバッハ感知、ウェンケバッハブロックされた感知、そしてＰＡＣが存在する所での例を示す。これらの例は単なる実施例であって本発明がこれらの例に限定されるものではなく、決定された判断レートに関してペースメーカーがどのように各周期を終わらせるかを実例で説明するために示したものである。
まず図１１ａに言及すると、心房と心室チャネルのために一番上の２つの線図は、第１の周期のスケジュールされたタイミングを図示する。心房チャネルを参照すると、３つの範囲すなわち、頻拍性不整脈と生理学的な範囲が示されている。どんなＰＶＡＲＰも図示されないことに注目されたい。実際問題としては、好ましくは１０ｍｓより大きくない小さなＰＶＡＢが使用される。頻拍性不整脈とＷＢ範囲を分離するＤＷＬｉｎｔが、最後の心房事象からカウントした動的ウェンケバッハ範囲のトップのレートに対応する時間を表わす。同様にＤＴＬｉｎｔは、生理学的な範囲のトップのレートに対応する。そしてＤＰＬｉｎｔは、動的ペーシング限界の最も高いレートに対応する。この周期では、ＡＶ延長（ＡＶｉｎｔ）をＡＶに加えたものを初期化するウェンケバッハ感知が示される。それは心室の生理的なレート範囲の上限限界に対応している時間でＶＰに結果として生じている。ＡとＶチャネルの２番目のシーケンスが、ウェンケバッハ感知と共に始まることが示される。それはＤＰＬｉｎｔからスケジュールされたタイムアウト前に第１の周期を終わらせる心室刺激である。この周期が、ウェンケバッハ感知及びいっそう長い間第２のＡＶ延長によっても割込まれる。第３周期は、別の心房感知がウェンケバッハ範囲の範囲内で生じる状況を図示する。しかし十分に早いので最大のＡＶ延長が生理学的なＶＰを許さない。この状況では、ペースメーカーは、最後のＶＰからＤＰＬｉｎｔのタイムアウトをスケジュールする。即ち、次のＶＰは、動的ペーシング限界に対応している間隔で存在する。
図１１ｂを参照すると、ＰＡＣが生じる状況が示され、これがＤＷＬｉｎｔの前、即ちＷＢ範囲の頂部に対応している時間の前で到達することに注目されたい。この状況では、いかなる心房同期パルスも供給することができないことが推定される。２番目の周期の表現で見られるように、心房頻拍性不整脈範囲とＷＢ範囲は、第１の周期の始まりにおいてのＶＰの後のＤＰＬｉｎｔで生じるＶＰの発生の前で終わられる。その後まもなく、心房レートの観点から正常のＡ感知が存在し、それが先行ＶＰの後にすぐに生じるのでブロックされ、同期させられたＶＰは、心室ＰＨＹＳレートを上回る。ＡとＶ時間図の第３セットの例で見られるように、ＡＶ間隔を追従しているＶＰに起因して、Ａ感知は、生理学的な範囲で生じる。このシーケンスで注意する面白い点は、正常のブロックされた感知の為に３つのＡ−Ａ間隔が存在するのにＶ−Ｖ間隔が２つだけ存在することである。
図１２ａ−ｄは、Ｖ−Ａ及びＶ−Ｖ間隔の調整された動的ペーシング間隔（ＤＰＬｉｎｔ）の観点からの内部のタイミングと決定を図示する。好ましいペースメーカー内部タイミングは、心室基準であり、タイマーが心室事象の発生にリセットされるということをそれが意味し、そして後続する心房と心室事象は最後の心室事象に関連して定められることに注意する必要がある。しかしながらタイミング図で図示されるように、ペースメーカーは、ある状況下では心室感知（ＶＳ）に追従して心房タイミング基準のように見える。
図１２ａと１２ｂは心室基準タイミング例を図示する。図１２ａを参照すると、始めのＡＳはトラッキングされて、そしてＶＰによって追従される。ＡＳとＶＰ間のＡＶの間隔はペースメーカーによって設定され、それは心房タイミング（即ちＡＶ（ＡＡ）））の機能である。比較的小さいＰＶＡＢに注意されたい。ＶＰに追従して、間隔ＤＰＬｉｎｔの後に次のＶＰをスケジュールして、ペースメーカーは次の心室周期の終了を始める。ＶＡ間隔は、ＤＰＬｉｎｔから先行されたＡＶ間隔、ＡＶ（ＤＰＬ）を減算することによってスケジュールされる。従って、先行された続いて起こるＡＰに対するＡＳからの結果的ＡＡ間隔は、ＤＰＬｉｎｔではないが、ＤＰＬｉｎｔにＡＶ（ＡＡ）−ＡＶ（ＤＰＬ）を加えたものである。心房間隔がＤＰＬに対応しないが、しかしＡＳに続くＡＶ遅延（先行ＡＡ間隔の機能である）とスケジュールされたＡＰに追従するスケジュールされたＡＶ遅延の間の差を説明するために調整されることがわかる。
図１２ｂを参照すると、心室基準タイミングの２番目の例が示され、そこで第１のシーケンスは、ＶＰに追従するＡＰを有する。これらの状況下では、次のスケジュールされたＡＰを追従しているスケジュールされたＡＶ遅延は、最後のＡＶ遅延と同一であり、Ａ−Ａ間隔は、ＤＰＬｉｎｔに等しい。従って予想されるように、２つの連続した周期は、どんな感知された事象も、即ちＤＰＬに対応する心房と心室タイミングを持たない。
図１２ｃと１２ｄを参照すると、間隔タイミングがまだ心室のベースであるが、明白な心房基準タイミングの２つの例が示される。図１２ｃでは、ＡＳがＶＳによって追従され、これらはＡＶとして示された間隔によって区切られている。このＡＶは、早期ＡＳの為にスケジュールされたＡＶより短い。これらの状況の下では、ペースメーカーは、ＤＰＬｉｎｔから最後のＡＶの間隔を減算することによってＶＡ間隔を終わらせ、スケジュールされたＡ−Ａ間隔が、ＤＰＬｉｎｔに等しくなる。次のスケジュールされたＶＰは、スケジュールされたＡＰを追従しているＡＶ（ＤＰＬ）で存在し、Ｖ−Ｖ間隔がＤＰＬｉｎｔ−ＡＶ＋ＡＶ（ＤＰＬ）に等しくなる。図１２ｄは、初めの心房事象がＡＰであるということだけが図１２ｃと異なる。しかしながら心房事象がＶＳによって追従されるので、タイミングは同一である。これらのケースの両方で、心房周期がＤＰＬに対応し、心室周期は隣接したＡＶの間隔の間の差に調整するので、明白な心房基準タイミングが存在する。
上記からこの発明のペースメーカーが内部的に心室基準であるが、最後のＡＶのシーケンスに依存してそのタイミングを調整することがわかる。ＰＨＹＳレートで早期感知された心室事象に追従して、心房タイミングが、次のＶＰが早期心室感知によって引き起こされたタイミングの差を調整するようにスケジュールされる一方で、ＤＰＬｉｎｔに等しく保持されるようにスケジュールされたＡ−Ａ間隔が保持される。心室事象がＶＳであるならば、次のスケジュールされたＡＰは、動的ペーシング間隔による最後のＡ事象を追従する。心室事象がＶＰであるとき、次の心室事象は、ＤＰＬｉｎｔによって最後の心室事象を追従するためにセットされる。従って早期心室感知をつづいて、いっそう短いａｖ間隔はスケジュールする心房ペーシングレートに影響を及ぼさないが、心室間隔について長くなることで作られた上である。この状況における効果は、早期ＶＳに応じて増大する代わりに心房ペーシングレートが安定した状態に保たれることである。
図１３には、ＤＤＤモードのために正常の同期状態を図示しているタイミング図が示される。この状態で考えられる心房事象は、ＮＡＳ、ＡＰ、ＡＳＰでああり、考えられる心室事象は、ＮＶＳ、ＴＶ、ＶＰである。正常の同期状態では、以下の事象の発生が残る。即ち、ＴＡＳ、ＢＡＳ、ＮＡＢ、ＮＯＡのためにシステムは正常な非同期になり、ＷＢＳのためにシステムはＷＢ同期になり、そしてＷＢＢのためにシステムはＷＢ非同期になる。ＮＶＥＳとＴＶＥＳが関連するＮＯＡの為に定常な非同期を引き起こすことに注目されたい。ＴＶＳはＴＡＳが先行する場合だけ正常な非同期を引き起こす。
正常の同期状態（ＤＤＤ）で、ＮＡＳがＡＶ−遅延をスタートする論理となる。どんなＶＳも生じないならば、心室が、ＡＶ−遅延の終了でペーシングされる。どんなＡＳも生ぜず周期が再スタートしていなければ、心房はＥＳＣｉｎｔの前にＡＶ−遅延でペーシングされる。図１３では、２つのＰＡＣが図示されたＤＤＤモードのための正常の同期挙動の例が示されている。両方のＰＡＣは、正常の非同期状態を引き起こす。しかしＡＳＰは、正常の同期へのリターンを引き起こすために、第１のＰＡＣの後にもたらされる。ＡＳＰについては以下に詳細に述べる。
図１４は、正常の同期状態（ＶＤＤモード）のための図が示される。このモードで考えられる心房事象は、ＮＡＳである。また考えられる心室事象は、ＮＶＳとＴＶとＶＰである。同期状態は、ＴＡＳ、ＢＡＳ、ＮＡＢ、ＮＯＡ（ペースメーカーが正常な非同期となる）、ＷＢＳ（ペースメーカーがＷＢ−同期になる）、及びＷＢＢ（ペースメーカーがＷＢ非同期になる）の各事象内に残る。ＤＤＤモードのための正常の同期状態として、ＮＶＥＳとＴＶＥＳは関連するＮＯＡの為にペースメーカーを非同期とし、ＴＶＳはそれがＴＡＳの後に存在する場合だけ正常な非同期を引き起こす。再びＮＡＳはＡＶ遅延をスタートする。どんなＶＳも生じないならば、心室はＡＶ遅延の終わりにペーシングされる。図１４では、正常の非同期状態によって追従される最大限のＥＳＣｉｎｔのタイムアウトを引き起こすＮＯＡが存在することに注意されたい。
図１５ａと１５ｂには、ＶＤＤとＤＤＤモードのために正常の非同期状態のグラフが示される。この状態では、考えられる心房事象が、ＴＡＳ、ＢＡＳ、ＵＡＳ、ＮＡＢ、ＮＯＡであるまた考えられる心室事象は、ＮＶＳ、ＴＶＳ、ＮＶＥＳ、ＴＶＥＳ、ＶＰである。正常の非同期状態は、ＮＡＳ（正常の同期に対する）ＡＰとＡＳＰ（正常の同期ＤＤＤモードだけに対する）、ＷＢＳ（ＷＢ同期に対する）、そしてＷＢＢ（ＷＢ非同期に対する）の各事象に残される。どんなＶＳも生じないならば、心室は、ＥＳＣｉｎｔでペーシングされる。図１５ａでは、ＴＶＳによって追従される特別の心室心収縮期が存在する。ＶＥＳが、正常の非同期状態にペースメーカーを置き、ＮＡＳが生じるまでそのまま保持され、同期状態に戻る。図１５ｂではＮＯＡが、短いＡ頻拍性不整脈によって追従される非同期状態にペースメーカーを置く。ＮＡＳが感知されるとき、システムは、正常の同期に戻る。
心房同期ペーシング（ＡＳＰ）機能が図１６ａと１６ｂに図示されている。心房同期ペーシングは、ＤＤＩとＤＤＤモードで能動となり得るプロブラマブル機能である。ＡＳＰ機能は、安全な心房ペーシングを供給して、そして主にＰＡＣかＶＥＳの後にある事象の後の心房と心室を再同期させるために利用される。それはＲＣ、ＷＢＢ、ＢＡＳ、ＮＡＢに続いて再同期することができる。機能はプログラマ５６の使用によってプロブラマブルと上記事象のいかなる１つか、いかなる結合にも限定されていることができる。補充収縮間隔の前のＡＶ−遅延で発生させられるＡＳＰは、上記状況のうちの選択されたものの検知に続いてのも再同期する目的で供給される。上記事象のいずれかの後に、あるいはＲＣの間に、ソフトウェアが、ＡＶ遅延より短い補充収縮間隔の時間を演算し、先行心房感知とＡＳＰパルスの間で最小の安全な間隔を確立する前もってプログラムされたＡＰＬ（心房ペーシング限界）間隔のタイムアウトに追従して、ＡＳＰが供給できるかどうか決定する。ＡＰＬｉｎｔは心房競合のない安全な心房ペーシングを許容するＤＴＬｉｎｔ、ＵＴＬｉｎｔ、ＵＰＬｉｎｔあるいはいかなる間隔の値にプログラムできる。ＡＶ−遅延は、およそ６ｍｓの限界あるいは適当なプロブラマブル限界にまで縮められるかもしれない。それからＡＶ−遅延の短縮がまだＡＳＰがＡＰＬｉｎｔの終了より前に降下することを許さないならば、いかなるＡＳＰも供給されない。
図１６ａを参照すると、この発明のペーシングシステムは、ＡＳＰがプログラムされていたかどうか、プログラムされていたとすればどの事象に対してのものかをブロック１２０で決定する。ＮＯならば、サブルーチンから抜け出る。ＹＥＳならば、プログラムは、ブロック１２１に進み、プログラムされたＡＳＰ事象か状態が感知されたかどうかが決定される。ＹＥＳならば、ソフトウェアは、ＥＳＣｉｎｔ−ＡＶを算出する。それから１２４で、計られたＡＳＰがＡＰＬｉｎｔより大きいかどうか、即ち、算出されたＡＳＰをＡＰＬのタイムアウトの後に供給すべきかどうかが決定される。ＹＥＳならば、プログラムは、ブロック１２６に分岐し、そこでＡＳＰパルスは、計算されたＥＳＣｉｎｔ−ＡＶの時間を供給する。ＮＯならば、ＡＳＰを許容するために最小のＡＶへ値を下げるためにＡＶを短くできるかどうかがブロック１２５で決定される。ＹＥＳならば、ＡＶは必要な量だけ短くされる。それからブロック１２６で、ＡＳＰは、短くされたＡＶ間隔を使用して算出された時間で供給される。
図１６ｂにはＡＳＰを示しているタイミング図が示される。第１のＡＳＰが、ＰＡＣによって引き起こされＡＳＰがＡＰＬｉｎｔのタイムアウトの後に生じるように短くされたＡＶ−遅延の例が示されていることに注意されたい。２番目のＡＳＰは、ＶＥＳの後に心房感知によって引き起こされる。ＰＡＣかＶＥＳが周期の始動の後に十分に生じ、ＡＳＰが、ＡＰＬｉｎｔの範囲内で供給することができないのであれば、ＡＳＰは抑制されることに留意されたい。従って、論理は、心臓を再同期することの目的でパルスを供給することを可能にするが、それがあまりに急速な心房レートに起因するならばそのような試みは許されない。
今図７ａと７ｂだけでなく図１７ａと１７ｂを参照すると、さらに従来の先行公知技術におけるウェンケバッハモードの動作と比較して有利な差を供給するこの発明のペーシングシステムのウェンケバッハ動作が図示される。図１７ａで見られるように、最初にシステムは、心房レート（Ｐ−Ｐ間隔に対応）がウェンケバッハ範囲（ウェンケバッハ間隔ＷＢｄに対応）内で存在するかどうか決定するために検査する。ＹＥＳならば、動的トラッキング限界、即ちＤＴＬｉｎｔに対応する時間に対応しているレートで心室パルスを供給するために、どんな延長したＡＶ間隔（ＡＶｅｘｔ）が必要であるかをシステムは算出する。ＡＶｅｘｔの値が、プログラムされた最大の値、例えば３００ｍｓに匹敵する１３４でＡＶｍａｘと指定したものと比較される。延長したＡＶがＡＶｍａｘと等しいかそれより小さければ、心房事象はＷＢＳであり、ソフトウェアはウェンケバッハ同期された心室パルスを供給するためにペースメーカーを制御して、そして１３８で示すようにＤＴＬｉｎｔを供給する。ＡＶｅｘｔが許容最大値より大きくなるように算出されるならば、心房事象がＷＢＢとして解釈され、心室パルスは、１３５で示すようにＥＳＣｉｎｔで供給される。これが図１７ｂでタイミング図で図示され、示された最初の３つの心房事象がＷＢＳ事象であり、ＷＢＳ事象の結果延長したＡＶの決定さであり、そして心室刺激は、最も高いトラッキングレートに対応するＤＴＬｉｎｔのタイムアウトに続いて供給される。長く使えるように、トラッキングはＷＢ同期状態である。先行する延長したＡＶ遅延によって引き起こされる第４の心房感知は、ＷＢＢである。これはＷＢ非同期状態にペースメーカーを置き、どこで心室のペーシングが、ＥＳＣｉｎｔ（ＤＰＬに対応）で存在し、それら２つのＷＢＢの後にシステムはＷＢ同期に再同期する。ペースメーカーは、ＢＡＳかＮＯＡの発生でＷＢ同期から非同期ＷＢに行き、ＮＡＳかＡＰ（ＤＤＤモードだけ）の発生で正常の同期に戻り、そして、それはＴＡＳかＮＡＢの発生で正常な非同期に行く。ＴＡＳによって先行されるならばＴＶＳは正常な非同期を引き起こすだけである。
ＡＶの間隔は、概ねこの発明のペーシングシステムのための心房レートの機能であることに留意されたい。従ってＷＢ動作でも、延長前のＡＶ間隔は、心房レートの機能である。上記のように延長は限定され、そのため延長したＡＶ間隔全体は限定され、あるいは好ましくはＡＶの延長量だけがプログラムされた値に限定される。これらの装置のどちらも、本発明の範囲に属する。この発明の改良されたウェンケバッハ装置の結果は、従来のウェンケバッハ動作でされるように、どんな心房感知もブロックされないことである。従って従来のウェンケバッハペースメーカーでＡＶ延長は、各ｎ脈拍ごとにブロックにもたらす。本発明装置では、ＡＶが延長できないならば、どんな同期パルスもされず、むしろ心室はＥＳＣｉｎｔでペーシングされる。これによって平均のＶ刺激レートがＤＴＬを下回るように降下し、どんな心室パルスもブロック化の為に逃さないので、先行公知技術のウェンケバッハモードにおいてよりいっそうしっかりしている脈拍を供給する。ウェンケバッハ範囲の中のほとんどの心房脈拍が、ＡＶｅｘｔがＡＶｍａｘに等しいかそれより少ないケースのためによく同期させられ、そして、ブロックの為の心室パルスレートの突然の降下が避けられる。先行技術のウェンケバッハモードにおいて、心房感知がウェンケバッハウィンドーの範囲内で存在するいかなるときでも、心室同期パルスが与えられており、心房レートがどれくらい高いくなるかわからないことに留意されたい。先行技術では、中間のＡ感知が不応インターバルでの降下の為に見逃されたかもしれないことによって、そのような高いレートが引き起こされる。本発明のペースメーカーでは、ＰＶＡＲＰは心房感知がブランキングされる機会を最小限にし、そして自己調律心房事象の実質的には連続的感知を保証するために、非常に小さくされる。上述のように、ＰＶＡＲＰは好ましくは単にＰＶＡＢとしたい。また図７ｂと関連して説明したように、この発明の固定ウェンケバッハモードにおいて、ペースメーカーは、生理的な経路によってだけウェンケバッハに達することができる。この結果は、たとえば２ｐｐｍ／周期にＰＨＹＳレート中の上向きのジャンプを制限することによって成し遂げられる。これはペースメーカーをウェンケバッハ範囲に達する前に、ＵＴＬに事実上進むように強制する。即ち、ＤＴＬがＵＴＬに達するときだけＷＢ範囲も達し得る。この手段によって突然の非生理的なレート変更は、ウェンケバッハ状態で生じることができない。
図１８ａと１８ｂでは、この発明のペースメーカーがサーチして、そして逆行する伝導（ＲＣ）を決定して、そして遠距離電磁界Ｒ波感知（ＦＦＲＳ）が存在するかどうか決定する手段が図示される。ＶＡ伝導検知テストは、同期状態中のＡＶ間隔あるいは非同期状態中のＶＶ間隔を周期的に変えることによってＲＣとＦＦＲＳの存在、不存在を検出し、ＶＡ間隔が一定のままであるかどうかモニタリングする。間隔が一定のままであるならば、これは逆行する伝導の疑念を増加させる。２番目の決定基準は、ＶＡ間隔が、それであるプロブラマブルＲＣ基準（たとえば３００から４５０ｍｓ）とプロブラマブルＦＦＲＳ基準（たとえば１５０ｍｓ）の間で存在することである。同様に、実質的には一定のＶＡ間隔がＦＦＲＳ決定基準（たとえば１５０ｍｓより短い）の下で存在するならば、ＦＦＲＳが疑われる。もしＲＣ、検出されれば、ペースメーカーは非同期状態（たとえばＶＶＩＲ、ＤＤＩＲ）である逆行状態となり、そこで心房感知が無視され、そして心室にトラッキングされず、従ってＰＭＴを防ぐか、終わらせる。ＦＦＲＳが決定されるならば、ＰＶＡＲＰは、検出されたＦＦＲＳ時間を超えるだけ持続期間が延長される。この延長したＰＶＡＲＰは遠距離電磁界Ｒ波感知を抑制するが、ＰＶＡＲＰと同程度に小さく計画される。ペースメーカーは、プログラムされた期間の後にＰＶＡＲＰをそのオリジナルの値に戻す。
この発明で使用されるように、ＶＡｉｎｔのモニタリングが直接ＶＡ時間を測定することによって可能であるが、ＡＡ時間感知でも可能である。従って、ＡＡ時間が非常に密接にＶＡ時間をトラッキングするので、ＡＡ時間の変化が、ある程度のＶＡ時間をも表わすことができる。従ってこの発明の請求の範囲に記載したように、ある程度のＶＡ伝導間隔は、精密なＶＡあるいはＡＡ間隔の時間であるかもしれない。
ＦＦＲＳとＲＣの間で識別するための第１の実施例が、予め定められた間隔に実質的には一定のＶＡｉｎｔを比較することである一方で、本発明は、ＲＣとＦＦＲＳの間で識別することのために他の実施例を包含する。他の実施例においてはテストの間に、Ｎ（Ｎはたとえば１からが１００に変化できる）周期のテストのに渡るＡ感知毎の周期数をペースメーカーが検出して決定する。逆行伝導の間には１周期についての１つの心房感知だけがあることが知られている。多分ＦＦＲＳの間にしかしながら２つの心房感知毎の周期はあるであろう。従ってペースメーカーアルゴリズムは、心房感知毎の周期の予め定められた値（ｒ）にＡ感知毎の周期の測定された数を比較される。ここでｒは１と２の間の値である。Ａ感知毎の周期の検出数がｒより大きければ、ＦＦＲＳが表示あるいは診断され、ｒより少なければそのときのＲＣが表示される。
ＶＡ伝導検知は、全ての状態でおよび心房同期か正常の心房状態でだけでなく実行され得る。ＲＣ状態で、状態が再同期しようとするならば、ペースメーカーはＡＳＰを供給する。逆行伝導の終端が検出されたならば、システムは、正常の同期か他の状態に戻ることができる正常の非同期状態になる。概要的には、ペースメーカーが、正常の同期、正常非同期、ウェンケバッハ同期及びウェンケバッハ非同期から逆行状態となることができる。逆行伝導の終端の決定でペースメーカーは、正常の非同期に逆行状態から戻る。
図１８ａには、逆行伝導テストに入りテストに反応するためのソフトウェアの主なステップを表わすフローチャートが示される。１５０で示されるように、望ましくないＶＡ伝導の可能性を示す事象の検知によって逆行伝導テストがスタートする。起動のための決定基準は可変である。しかし好ましくは、たとえば３２の連続ＶＰの間の少なくとも８０％の心房感知に追従し対応する高いレートの連続する複数の心室パルスの検知を含む。スタートが初期化されたとき及び初期化されたならば、周期の予め定められた数に渡るＶＡ伝導時間の測定値が、１５１で実行される。ＡＶかＶＶ間隔を変えて、そしてＶＡ間隔を測定することについては上述の一連のステップを含む。それから１５２で、ＶＡに均一性が存在するかどうか、即ちＶＡ時間が実質的には均一かどうかが決定される。均一性を決定することのための決定基準はプロブラマブルである。しかし概ね連続したＶＡ測定値の予め定められた数に渡るＶＡインターバルで予め定められた最小の偏差を必要とする。いかなる均一性も存在しないならば、ソフトウェアは、サブルーチンを出る。均一性が見付けられれば、ソフトウェアはブロック１５３へ進み、そこで第１のＶＡ間隔（ＶＡ１）がＲＣ間隔（ＲＣｉｎｔ）に等しいかあるいはより大きいが決定される。ＲＣ間隔は、逆行する伝導が規定するプログラムされた値を表わす。それからこのＶＡ間隔がＲＣ間隔基準よりいっそう大きいならば、サブルーチンを出る。そうでなければ、それからＶＡ間隔が１５４で図示されるように、ＦＦＲＳ間隔より少ないかどうかが決定すられる。ＹＥＳであれば、遠距離電磁界Ｒ波感知が生じたことを意味し、ＰＶＡＲＰが１５５で表示されるように、予め定められたプロブラマブルな安全余裕を加えたＶＡ間隔に等しくなるように延長される。ＮＯであれば、それからＶＡ１がＲＣとＦＦＲＳ基準の間で存在することを論理が必要とし、逆行伝導が決定される。それから１５６で示されるように、ソフトウェアは、逆行状態となる。逆行状態の間に１５８で示されるように、上述のの決定基準と一致されるならば、ＡＳＰが供給される。ＲＣとＦＦＲＳの間で識別するための他の実施例が利用できるように、図１８ａのフローチャートは変更されている。この代替の実施例で、１５１における測定ステップが、心房感知毎の周期の数を累算することを含む。均一性がブロック１５２で決定されるとき及び決定されるならば、ステップ１５３と１５４は予め定められた値ｒと共に心房感知毎の周期の測定されたレートと比較するための単一ステップに置換される。２番目の識別ステップが、冗長ステップとして使用でき、それによってＶＡ間隔がＦＦＲＳ間隔より少ないことが分かるとき及び、心房感知レート決定基準が一致するときの両方で、区別が付け得ることに注意する必要がある。図１８ｂでは、ＶＡ伝導テストを実行することのための状態事象ダイヤグラムが示される。ＶＡ伝導検知は、次の４つのＶＡ状態から成り立つ：−ＮｏＲＣ待機  −ＲＣ待機
−ＮｏＲＣ測定
−ＲＣ測定
ＮｏＲＣ待機では、ＶＡ伝導が考えられる徴候が存在するようになるまでシステムは待機する。ＲＣ待機では、ＲＣの終端を表示する予め定められた心臓事象の発生か、ＲＣの存在の再−検査を開始させるためにプログラムされた待機時間が満了するまで、システムは待機する。両方の測定状態（ＮｏＲＣ測定とＲＣ測定）でこのシステムは、
−ＡＶ間隔（同期状態）かＶＶ間隔（非同期状態）を変え、
−３つのＶＡ間隔を測定し、
これらが一定であるかどうかを調べ、そして
ＲＣかＦＦＲＳが存在するか、あるいはいかなるＶＡ伝導も存在しないかどうかを決定する。
ＲＣ伝導検知の測定値処置においては次のように定義する。
（ａ）ＶＡ１、ＶＡ２、ＶＡ３−３連続周期で測定したＶＡ間隔
（ｂ）均一性：３つの測定されたＶＡ間隔は、ある正確度の範囲内で等しい−ＶＡ１−ＶＡ２１｜＜安定判別基準（ｍｓでプロブラマブル）そして−｜ＶＡ１−ＶＡ３１｜＜安定判別基準
（ｃ）スタート：事象がＶＡ伝導の可能性を示す−少くとも２６のＡＳと共に３２の連続したＶＰがある。（即ち８０％の心房感知；ＶＥＳは放棄）
（ｄ）リスタート：第２か第３のチェックがＲＣかＦＦＲＳを確認するために必要とされる。−均一性がある−均一性が、３つの連続する時間に渡って生じなかった
（ｅ）検出されたＲＣ−均一性が、３つの連続する時間に渡って見つけられ、そして
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（ｆ）検出されたＦＦＲＳ−均一性が、３つの連続する時間に渡って見つけられ、そして−ＶＡ１＜ＦＦＲＳ−決定基準
（ｇ）イグジット：事象は、ＶＡ伝導不存在可能性を示す−ＶＳ、ＡＰ、ＡＳＰあるいはＮＯＡが存在する
（ｈ）ＲＣなし：事象は、ＶＡ伝導の不存在を示す−ＶＳ及び／またはＡＰ、ＡＳＰ、ＮＯＡの３連続周期が存在する
（ｉ）一致なし：測定されたＶＡ間隔が等しくないか、あまりに長いので、いかなるＶＡ伝導も存在しない−いかなる均一性も存在しない、あるいは
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（ｊ）いまだＲＣ：システムが逆行状態で存在する一方で、ＲＣが再び見付けられる一度だけ均一性が見付けられる（第２か第３の検査の必要なし）、そして
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ＮｏＲＣ測定とＲＣ測定状態で使用された処置は次に述べる通りである。
（ａ）この状態が最大５周期とる
（ｂ）周期１−ペーシングレートを一定に保つ（ＤＰＬ「凍結」）−ＶＡ１測定同期状態中で、ＶＡ変動値を伴ってＡＶ遅延を延長する（プロブラマブル値はたとえば５０ｍｓ）非同期状態中で、ＶＡ変動値を伴ってＥｓｃｉｎｔを延長する（ｃ）周期２ペーシングレートを一定に保つ（ＤＰＬ「凍結」）−ＶＡ２測定（ｄ）周期３−ＶＡ３測定
（ｅ）周期４、周期５待機
（ｆ）以下の事象の１つの発生にＲＣ測定とＮｏＲＣ測定は５周期のいずれかでも終わる。−イグジット−一致なし−ＲＣ検出−ＦＦＲＳ検出−いまだＲＣ（ＲＣ測定においてのみ）
（ｇ）リスタートが周期５の後に自動的に生じる。即ち５周期測定値処置が繰返される。
上記定義で述べたように、３回の連続した５周期測定と規定されたＲＣとＦＦＲＳ基準の間に存在すべきＶＡ伝導時間測定の結果、ＲＣの検知は３回連続して均一性が見つけられることを必要とする。そして均一性が３回連続して見付けられたとき、ＦＦＲＳが検出され、ＶＡ伝導時間がＦＦＲＳ決定基準より少ないことがわかる。
上記説明からこれらの２つの状態を検出するために改善された内容の結合させられた逆行伝導と遠距離電磁界Ｒ波検知テストが供給されることがわかる。テストは同期か非同期モードで実行可能で、そして高心房レートか頻拍性不整脈心房レート状態にＰＭＴを規定することのために限定されない。１つのＶＡ時間測定値テストは、ＲＣとＦＦＲＳを検出することのために両方共利用できる。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４ａ】
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【図４ｂ】
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【図５ａ】
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【図５ｂ】
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【図５ｃ】
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【図６】
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【図７ａ】
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【図７ｂ】
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【図８】
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【図９】
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【図１０ａ】
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【図１０ｂ】
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【図１１ａ】
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【図１１ｂ】
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【図１２ａ】
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【図１２ｂ】
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【図１２ｃ】
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【図１２ｄ】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５ａ】
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【図１５ｂ】
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【図１６ａ】
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【図１６ｂ】
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【図１７ａ】
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【図１７ｂ】
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【図１８ａ】
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【図１８ｂ】
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