JP2004536677A - 複数部位心臓ペーシングシステムにおけるペーシングチャネルの絶縁 - Google Patents
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Abstract
Ｎ個のペーシングチャネルおよび最大Ｎ−１個のペーシングチャネルにおける小型電気絶縁回路部を使用した、単一心腔ペーシングまたは２つ以上の心腔における複数腔ペーシングにおいて、複数部位ペーシングを行って、任意の１つのペーシングチャネルにおいて、ペーシングパルスの送出中に生成される漏れ電流の作用が、他のペーシングチャネルの検知増幅器に影響を与えるのを最小にするようにする心臓ペーシングシステムが開示される。ペース／検知電極を漏れ電流から絶縁することは、モノリシック絶縁回路手段を使用して行われる。モノリシック形態で作製された絶縁型プレーナセルと共に巨大磁気抵抗効果（ＧＭＲ）検知素子を使用した絶縁型電流複製器は、従来のＶＬＳＩ回路部に組み込まれる。すなわち、モノリシック絶縁回路手段は、低損失の入力および出力コイルを備える微小機械作製式（ＭＥＭＳ）絶縁変圧器でできており、低損失の入力および出力コイルは、入力コイルを出力コイルから絶縁する絶縁層によって分離されている。
Description
【技術分野】
【０００１】
本発明は、単一心腔ペーシング、または、少なくとも１つの上部心腔と１つの下部心腔におけるＡＶ順次ペーシングおよび検知を含む多腔ペーシング、および／または、２心腔、３心腔、または４心腔におけるペーシングおよび検知を含む両心房ペーシングまたは両心室ペーシングにおいて複数部位ペーシングを行う心臓ペーシングシステムに関し、特に、ある部位またはある心腔と連結した検知増幅器の少なくとも１つの入力において小型電気絶縁回路部を使用して、別の部位または別の心腔におけるペーシングパルスの送出に続く心臓脱分極の検知を改善することに関する。
【０００２】
心血管系は、体の種々の構造に酸素化された血液を供給する。正常に機能する心臓において、酸素化血液に対する体の要求は変わり、心臓は、要求を満たすために、心拍数および収縮力を増減することによって反応する。心底に近い上部右心房壁の洞房結節が生成した電気信号は、上部心腔、すなわち、右心房および左心房を通って伝導され、右心房および左心房が、同期して収縮するようにさせる。上部心腔の収縮によって、上部心腔内にたまった血液が、開いた心臓弁を通して右心室および左心室すなわち下部心腔内に押し出される。心房電気脱分極波は、心室の上方のＡＶ結節に達し、心室脱分極波の伝導がトリガーされ、右心室と左心室の間の隔壁内のヒス束を下方に向かって、心尖へと導かれる。その後、脱分極波が、心臓の外部心室壁を通って、上方へ、後方へ、および前方へ進むにつれて、心室は、洞房結節脱分極に続く短い房室（ＡＶ）遅延時間後に収縮する。下部心腔は、収縮し、血液を体の血管系を通して循環させる。心室腔を最大限空にする右心室および左心室の収縮は、組織化された方法で進行する。心房腔および心室腔の同期した電気脱分極は、電気的に検知され、表示されることができ、電気波形は、一般に受容された習慣により「ＰＱＲＳＴ」群として特徴付けられている。ＰＱＲＳＴ群は、心房脱分極波に対応するＰ波、心室脱分極波に対応するＲ波、および心臓細胞の再分極を表すＴ波を含む。
【０００３】
種々の疾病機構は伝導障害を生じ、伝導障害は、正常の心臓刺激伝導系に干渉し、体に適切な心拍出量を供給する心臓の能力に影響を与える。ある疾病機構において、洞房結節は、酸素化血液に対する要求を満たすのに必要とさるのと同じ程度に速く脱分極し、Ｐ波を始めることができないか、または、心房は、心室の反応能力を十分に超えるレートで自発的に脱分極する可能性がある。こうした状況において、心室は、異所性脱分極部位から自発的に脱分極することによって、補償する場合がある。ＳＡ結節が正しく働いている他の場合において、１：１の心房および心室脱分極同期が失われるが、その理由は、ＡＶ結節が全てのＰ波に反応できないか、または、ヒス束の欠陥が心室脱分極の伝導に干渉するからである。これらの場合の全てにおいて、心室は、適切でないレートで収縮して、適切な心拍出量を供給する可能性がある。
【０００４】
心房または心室があまりにゆっくり収縮する時に、患者は、うまく機能しない心腔に、十分な心拍出量を回復するペーシングレートでペーシングパルスを印加することによって、心拍数を回復させるための心臓ペースメーカ埋め込みの対象となる可能性がある。最新の埋め込み可能心臓ペースメーカは、埋め込み可能パルス発生器（ＩＰＧ）、および、ＩＰＧから心腔に対して設置された１つまたは複数のペース／検知電極に延びて、ペーシングパルスを送出し、Ｐ波またはＲ波を検知するようにする１つまたは複数のリード線を備える。通常、リード線は、経静脈的に、上大静脈および右心房を介して特定の心腔に導入され、ペース／検知電極は、リード線の遠位端の固定機構によって心臓組織との接触を維持される。しかし、リード線は、ＩＰＧと心臓の外部の間で皮下に配置され、ペース／検知電極は、所望の部位の心外膜に取り付けられてよい。さらに、心内膜冠状静脈洞リード線は、右心房を通って冠状静脈洞および大静脈内に導入されて、ペース／検知電極が左心房または左心室に近接して設置されるようにする。
【０００５】
単腔型のデマンドペースメーカを埋め込んで、単一の上部または下部心腔、通常、右心房または右心室にペーシングパルスが、当該腔の徐脈に応答して供給される。ＡＡＩペーシングモードで動作する心房のデマンドペースメーカにおいて、心房補充（逸脱）間隔タイマによって計時された心房補充間隔（Ａ−Ａ間隔）内で、心房ペース／検知電極に結合した心房検知増幅器によってＰ波が検知されない場合、心房ペーシングパルスがＩＰＧによって、心房ペース／検知電極に送出される。ＶＶＩペーシングモードで動作する心室のデマンドペースメーカにおいて、心室補充間隔タイマによって計時された心室補充間隔（Ｖ−Ｖ間隔）内で、心室ペース／検知電極に結合した心室検知増幅器によってＲ波が検知されない場合、心室ペーシングパルスが、心室ペース／検知電極に送出される。
【０００６】
２腔型のデマンドペースメーカを埋め込んで、１つの上部心腔および１つの下部心腔、通常、右心房および右心室に対して、必要とされる時に、ペーシングパルスが供給される。ＤＤＤペーシングモードで動作する２腔型のデマンドペースメーカにおいて、ＡＡＩおよびＶＶＩペーシングモードは両方とも、先に決めた条件下で起こる。心房検知増幅器によるＰ波の検知から計時したＡＶ時間間隔内で、心室ペース／検知電極に結合した心室検知増幅器によってＲ波が検知されない場合、心室ペーシングパルスが、心室ペース／検知電極に送出される。
【０００７】
何年間にもわたって、心腔の徐脈および頻脈の両方を含む種々の伝導障害は、少なくとも１つの電極部位で検知された脱分極と同期して、心腔内または心腔のまわりに位置決めされた複数の電極部位で印加された刺激によって利益を得るであろうと提案されてきた。さらに、伝導欠陥を補償するために、また、１つの上部心腔または下部心腔で本来起こる脱分極が、他の上部心腔または下部心腔に十分に高速に伝導しないうっ血性心不全においてペーシングを使用することが提案されてきた。こうした場合、右心腔および左心腔は、互いに最適に同期しては収縮せず、心拍出量は、タイミング不平衡によって被害を受ける。他の場合には、左心房または左心室の自発性脱分極は、これらの左心腔の異所性病巣で発生し、自然な活性化シーケンスが著しく乱される。こうした場合、右および左心腔の収縮が、心腔から血液を噴出させるのに十分に同期しないため、心拍出量が低下する。
【０００８】
うっ血性心不全を患う患者において、心臓は拡張し、心腔の伝導および脱分極シーケンスは、心房内伝導欠陥（ＩＡＣＤ）、左脚ブロック（ＬＢＢＢ）、右脚ブロック（ＲＢＢＢ）、および心室内伝導欠陥（ＩＶＣＤ）を示す場合がある。右心房および／または右心室の単腔ペーシングおよび２腔ペーシングは、こうした場合、欠陥のある伝導経路およびペース／検知電極の場所しだいでは逆効果を生じる可能性がある。
【０００９】
同一譲受人に譲渡された米国特許第５，９０２，３２４号およびその特許において開示された引例において述べられたように、ペーシング治療を行って、これらの状態を軽減し、左右、上下心腔の同期した脱分極を回復するようにする多くの提案が提唱されてきた。通常、右心房は、Ａ−Ａ補充間隔の終了でペーシングされ、左心房は、同時にペーシングされるか、または、短い遅延時間後に同期してペーシングされる。同様に、右心室は、Ｖ−Ｖ補充間隔の終了でペーシングされ、左心室は、同時にペーシングされるか、または、短い遅延時間後に同期してペーシングされる。これらの特許のあるものは、「両心室」または「両心房」のデマンドペーシング機能またはトリガーされたペーシング機能を有するＤＤＤペーシングの限定された形態を提案している。補充間隔の終わり、または、ＡＶ遅延（「ペーシングされた事象」）の終わりに送出されたペーシングパルスは、他の心腔に対してペーシングパルスの同時のまたは少し遅れた送出をトリガーする。
【００１０】
先に参照した米国特許第５，９０２，３２４号は、補充間隔またはＡＶ遅延の終わりに右心腔（ＲＨＣ）または左心腔（ＬＨＣ）をペーシングすることを提案している。ＲＨＣまたはＬＨＣのうちの他方の心腔におけるペーシングは、伝導された脱分極が、その他方の心腔において、ペース／検知電極の場所に関連し、その特許では伝導遅延窓（ＣＤＷ）と呼ぶ生理的時間の間に検知される場合には禁止される。
【００１１】
これらの手法は、右および左心臓脱分極波の重大な伝導障害を有する疾患のある心臓において右および左心腔の同期した収縮を回復させる見込みのあることを示しているが、生理的な方法で右および左心臓の同期性を保つことができない。右心房と左心房間の重大な伝導障害によって、右心房ペーシングまたはＰ波の検知と同期して左心房をペーシングすることによって抑圧することができる左心房粗動または細動を生ずる可能性がある。そして、特に、心不全を病む患者において、左心房および左心室心拍出量は、左および右心腔の同期性が回復される時に著しく改善される可能性がある。
【００１２】
上述したペーシングシステムの全ては、デマンドモードおよび／またはトリガーされたモードおよび／または同期モードで動作し、それらのモードは、電磁干渉（ＥＭＩ）の存在下で、かつ、ペーシングパルスの送出に続く出来る限り短時間において、１つまたは複数の部位すなわち心腔においてＰ波および／またはＲ波を正確に検知する能力に依存する。単腔、複数腔または複数部位ペーシングシステムの各ペーシング部位について、「ペーシングチャネル」は、リード線、ペーシング出力回路、検知増幅器、およびその部位用のペース／検知電極対に延びるリード線に結合した関連回路部によって決まる。検知増幅器の入力および出力回路の出力コンデンサは、一般に、それぞれのペース／検知電極対に結合する。ペーシングパルスは、ペーシングチャネルのペース／検知電極対に送出され、ペース／検知電極対において、ペース／検知電極の少なくとも一方はペーシング部位にあり、他方の不関ペース／検知電極は、２極ペーシングおよび検知を行うために電極に近いリード線上に設置されるか、または、単極ペーシングおよび検知を行うために、より遠隔の場所、たとえば、ＩＰＧの容器または筐体に設置される。いずれ場合も、全てのペーシングチャネルの不関ペース／検知電極は全て、通常、共通して、かつ、ペーシング回路部の共通接地回路に電気接続される。バッテリもまた、通常、共通接地回路に接続される。ペーシング出力回路の低抵抗値カップリング部品もまた、漏れ電流を、２つ以上のペーシングチャネルのペース／検知電極対の活性ペース／検知電極に伝導することができる。
【００１３】
いくつかの理由で、同じチャネルまたは別のチャネルへのペーシングパルスの送出に続く期間の間に、ペーシングされた脱分極または自発性脱分極によって引き起こされたＰ波、Ｒ波、またはＰＱＲＳＴ群の他の信号を検知することは難しいことが多い。リード線導体、ペース／検知電極対と心臓組織すなわち流体との「電極−組織界面」、および、ペース／検知電極対間の大量の心臓組織すなわち流体は、出力回路の出力およびペーシングチャネルの検知増幅器の入力に提示される容量性―抵抗性リアクタンスを含む。ペーシングパルスは、通常、充電された出力コンデンサが、出力コンデンサと直接結合したペーシングチャネルの容量性―抵抗性リアクタンスに部分的に放電することによって送出され、ペーシングパルスとペーシングパルスの間の間隔の間に、出力コンデンサが再充電される。ペーシングパルスエネルギーは、意図された「同じチャネル」のペース／検知電極対に直接送出されるが、漏れ電流すなわち「クロストーク」は、ペーシングシステムの共通接地およびカップリング部品を通ってペース／検知電極対または未ペーシングのペーシングチャネルへ「クロスチャネル」で伝導される可能性がある。
【００１４】
それぞれが、組織固有の双極子モーメントの分極をもたらす放電電流または漏れ電流によって組織−電極界面の電気的平衡状態が破壊されているため、出力コンデンサの放電によって、それぞれ同じチャネルまたはクロスチャネルの後作用が生ずる。これらの刺激が起こした「後電位」は、ペース／検知電極対に結合した従来のペースメーカ検知増幅器に対して、ペーシングパルス送出に続いて、電気的平衡状態が回復するまでのある時間枠の間持続する減衰電圧信号として現れる。これらの後作用は、刺激パルスの送出の直後に続くか、または、送出によって生ずる心臓の脱分極を検知する検知増幅器の能力を妨害する。
【００１５】
米国特許第４，４７６，８６８号、第４，４０６，２８６号、第３，８３５，８６５号、および第４，１７０，９９９号で例示されたように、ペーシングパルスの後縁に追従してペース／検知電極対を通して送出される「高速再充電」電流によって、ペーシングパルスの後電位を中和し、同時に出力コンデンサを再充電する種々の試みが従来技術において行なわれてきた。しかし、単に十分な電流を電極−組織界面を通って流して出力コンデンサを再充電しても、必ずしも電極−組織系がそれ以前の平衡状態に戻らない。別法として、米国特許第４，４９８，４７８号に開示されたように、単にパルスの送出に続いてパルス送出に関わる電極をいっしょに結合すること、または、米国特許第４，８１１，７３８号に開示された低エネルギーパルス列によって、刺激パルス送出の後作用を中和することが提案されてきた。
【００１６】
米国特許第５，９０２，３２４号に記載されているように、また、同一譲受人に譲渡された米国特許第５，１５６，１４９号において、集積回路（ＩＣ）技術が採用された時以来、実質的に信号源を装備しない非常に高いインピーダンスのＰ波およびＲ波検知増幅器がペーシングシステムにおいて使用されてきた。検知増幅器は、同一譲受人に譲渡された米国特許第４，２７５，７３７号、第４，３７９，４５９号、および第４，６４９，９３１号の教示を反映して、たゆまない開発および工夫を受けてきた。しかし、心臓により生成される低レベル信号を検知するために高いインピーダンスおよび高い利得を必要とする、基礎にある設計哲学は、何年にもわたって同じのままである。バンドパスフィルタ、時間領域フィルタリング、および振幅しきい値比較は、使用され続けて、ＥＭＩ、および、同じチャネルまたはクロスチャネルのペース／検知電極対に印加された以前のペーシングパルスから存続する同じチャネルおよびクロスチャネルの後電位からＰ波またはＲ波が見分けられる。従来技術の高入力インピーダンス検知増幅器回路は、検知増幅器の入力端子に結合したペース／検知電極間で送出されたか、または、他の心腔または他の部位のペース／検知電極間で送出されたペーシングパルスによって容易に飽和する。
【００１７】
米国特許第３，７５７，７９１号、第３，７６６，４１３号、および第３，８１４，１０６号に示されるように、初期のＡＶ順次の、ＤＶＩ２腔ペーシングシステムが開発された時、絶縁変圧器によって、心室ペース／検知電極から心房検知電極を電気的に絶縁することが都合がよいということが見出された。しかし、比較的かさばる巻線変圧器を使用するこの手法は、ＩＰＧ回路部の小型化を可能にするＩＣ作製技術の採用および十分に小さく信頼性のあるディスクリート部品変圧器を得ることができないことによって放棄された。
【００１８】
たとえば、同一譲受人に譲渡された米国特許第４，３１０，０００号に記載されるように、個別のリード線導体および電極をペーシングパルス出力回路および検知増幅器入力端子に専用にすることによって、検知機能とペーシング機能の間の相互作用を最小にすることも提案されてきた。しかし、リード線サイズおよび制限されたＩＰＧ筐体フィードスルー空間およびコネクタサイズの考慮事項によって、これまで上記のように共有されるペース／検知電極を有するＩＰＧコネクタおよびリード線システムの使用が余儀なくされてきた。
【００１９】
これまでのところ、同じチャネルペース／検知電極対にわたってペーシングパルスを送出することによって、または、任意の他のペーシングチャネルのペース／検知電極対へペーシングパルスを送出することによって始動する所定の「ブランキング」期間の間、検知増幅器入力端子が、通常、ペース／検知電極から切り離されてペーシングパルスエネルギーによる飽和を防止するのに役立つ。ブランキング期間は、通常、さらなる時間枠の間延びて、電極−組織界面での後電位が、対象の心臓信号を確実に検知するのに十分に消散することを可能にする。ブランキングスイッチは、通常閉じているが、ブランキング期間の間開いている検知増幅器入力の１つまたは両方と直列に接続されている単一ＦＥＴスイッチ、および／または、通常開いているが、ブランキング期間の間閉じている入力端子にわたって結合している別のＦＥＴスイッチを通常備える。例示的なブランキング回路部は、たとえば、同一譲受人に譲渡された米国特許第４，４０１，１１９号に開示されている。通常の同じチャネルブランキング期間は持続期間が約１００ミリ秒であり、通常のクロスチャネルブランキング期間は、現代のペースメーカＩＰＧにおいて約３０ミリ秒である。
【００２０】
ＩＣ作製を採用する前は、検知増幅器は、ハイブリッド回路部として組み立てられた、むしろかさばるディスクリート部品で作られた。単腔ペーシングシステムにおいて、検知増幅器出力信号が下流のペースメーカ回路部によって用いられることを防止することによって、ブランキングが行なわれた。検知増幅器およびペーシング出力回路部は、ハイブリッドパッケージ内に搭載されたディスクリート部品およびバイポーラＩＣを使用して作製された。タイミング機能および制御機能は、最近は、マイクロプロセッサ、メモリおよび関連する部品を組み込み、マイクロコンピュータを形成する、デジタルＩＣ作製技法を使用して実施され基板上に搭載された。ごく最近では、単一チップ上の一定のディスクリート部品を除く、ペーシングＩＰＧ回路部の全てを統合する、リニアで、かつミクロン以下のＣＭＯＳ作製技法が採用された。この技法は、電圧絶縁破壊および回路クロストークが少ないために、ブランキング期間を短くすることをますます難しくしてきた。
【００２１】
米国特許第５，９０２，３２４号を参照して上述した両心房または両心室検知およびペーシングシステムの状況において、たとえば、５〜１０ミリ秒と１００ミリ秒の間のペースパルスまたは、他の心腔における検知事象に応答して１つの心腔における伝導した脱分極を検知するようにＣＤＷをプログラムすることが望ましいであろう。ＣＤＷ時間は、右および左心腔ペース／検知電極の身体的場所および電極間の正常伝導時間遅延によって決まる。この範囲において、他方の心腔において送出され、計時されている心腔内のペース／検知電極に反映されたペースパルスからの後電位は、ＣＤＷ時間内に発生する伝導した心臓脱分極の任意の根元的な形跡を不明にするであろう。通常の１００ミリ秒のブランキング期間を用いて後電位問題を克服することによって、検知増幅器が伝導した脱分極波を検知するのが妨げられるであろう。
【００２２】
米国特許第５，９０２，３２４号において、ペース／検知電極対を２つの電極の極として扱い、２つの電極の極を装備して、通過する波面によってリード線システム内に注入される電流量を測定するようにする「電界密度クランプ」回路が使用されることが提案されている。電界密度クランプ検出システムは、この検出戦略が、リード線システムを通して励起可能な組織にペーシングエネルギーを送出することによって生ずる、いわゆる「電極分極」効果に比較的感度がないために、ペーシングおよび検知機能が電極の極を共有するシステムに特に適していることが主張されている。動作時、能動回路部は、２つの極の間で平衡状態を維持するのに必要な電界密度を確立し維持する。通過する波面によって生ずる電界擾乱は、電極での電位を平衡させようと試みる能動回路部によってゼロにされる。このゼロ状態を維持するのに必要な、仮想負荷を通って電極表面に供給される電流量は、監視され、通過する脱分極波面の検出に対する基準を形成する。仮想負荷の両端の電圧を監視し、その電圧を電流測定値と掛け算して、通過する脱分極波面によって電極システムに送出される電力の特徴を表すことも好ましい。残念ながら、この検知概念は本質的に、たとえば、従来の検知増幅器と比較して頻脈性不整脈エピソード中に、高い検知レートでの許容できない電流ドレインを含み、いくつかの信号源からＥＭＩを受け易い。
【００２３】
上述した例の全てにおいて、また、当業者にとって思いつくであろう他の例において、ペース／検知電極対にわたって伝導した、すなわち、本来の心臓脱分極を、同じか、または異なる対のペース／検知電極へペーシングパルスを送出した後に検知するのに使用される検知増幅器のブランキング期間を減らすことが依然として望ましい。ブランキング期間の低減は、ペーシングシステムのサイズを増加させず、ＩＰＧバッテリからの電流消費を増やさない方法で行われなければならない。
［発明の概要］
したがって、本発明は、少なくとも２つの部位または心腔でのペーシングシステムにおいて、ペース／検知電極対にわたって心臓脱分極を、同じか、または異なる対のペース／検知電極へペーシングパルスを送出した後に検知するのに使用される検知増幅器のブランキング期間を減らすことを対象とする。本発明は、ペース／検知電極対と結合した出力電流ループおよび検知増幅器入力に結合した入力電流ループを備えるモノリシック絶縁回路手段を組み込み、入力および出力電流ループは、集積回路導体として形成され、検知された心臓脱分極の絶縁型電流複製器として働く。Ｎ個の検知増幅器チャネル内にＮ個の検知増幅器を有する複数部位または複数腔ペーシングシステムにおいて、Ｎ−１個の絶縁型電流複製器が、ペース／検知電極と最大Ｎ−１個の検知増幅器の入力間の回路内にある。
【００２４】
好ましくは、それぞれの絶縁型電流複製器もまた、ペーシングパルス発生器とチャネルのペース／検知電極対の間の回路内にある。出力電流ループは、チャネルのペース／検知電極対と結合し、入力電流ループは、検知増幅器の入力およびペーシングパルス発生器の出力の両方と結合する。この実施形態において、入力電流ループへ送出されるペーシングトリガーパルスは、出力電流ループで複製され、ペース／検知電極へ送出されるが、ペース／検知電極および出力電流ループを横切る心臓信号は、入力電流ループで複製され、検知増幅器に供給される。
【００２５】
入力電流ループおよび出力電流ループは、互いに絶縁され、その結果、出力電流ループ、およびペーシングチャネルのペース／検知電極対を含む出力電流ループと結合した部品は、ペーシング回路部から切り離され、別のペーシングチャネルのペース／検知電極対へペーシングパルスを送出することに伴う漏れ電流から絶縁されている。出力電流ループは、入力電流ループに結合したペーシング回路部から絶縁されて、別のペーシングチャネルにおいてペーシングパルスを送出することに伴うクロスチャネル漏れ電流が、出力電流ループと結合したペース／検知電極対に印加されることを防止するようにする。したがって、後電位は、絶縁されたペース／検知電極対上で生成せず、ブランキング期間は、大幅に減らすことができる。
【００２６】
好ましくは、第１ブランキング期間は、ペーシングパルスが、入力電流ループに接続されている同じチャネルのペース／検知電極対に送出される時に、電流複製器入力電流ループと結合したそれぞれの検知増幅器に対して始められる。第２ブランキング期間は、クロスチャネルペーシングパルスが、入力電流ループに接続されている異なるペース／検知電極対に印加される時に始められる。後者の場合、ブランキング期間は、ゼロまたはペーシングパルス幅、および関連する再充電時間または約５ミリ秒〜約１０ミリ秒に設定されることができる。前者の場合、ブランキング期間は約５０ミリ秒〜約１００ミリ秒の範囲に設定されることができる。
【００２７】
一実施形態において、絶縁型電流複製器は、巨大磁気抵抗効果（ＧＭＲ：Ｇiant Ｍagneto-Ｒesistive)）素子、を使用して形成され、それぞれのＧＭＲは、モノリシック形態絶縁プレーナセルで作製され、従来のＶＬＳＩ回路部に組み込まれたＧＭＲ抵抗器と連結したＧＭＲ誘導子を備える。入力および出力電流ループは、ＧＭＲ抵抗器と連結したＧＭＲ誘導子を用いて形成され、ＧＭＲ抵抗器は、次に、ブリッジ回路において演算増幅器の入力と結合する。出力電流ループは、演算増幅器の出力およびペーシングチャネルのペース／検知電極対と結合する。入力電流ループは、検知増幅器の入力およびペーシングチャネルのペーシングパルス発生器の出力と結合する。
【００２８】
さらなる実施形態において、絶縁型電流複製器は、低損失入力および出力コイルを備える微小機械作製式（ＭＥＭＳ）絶縁変圧器でできており、低損失入力および出力コイルは、入力コイルを出力コイルから絶縁する絶縁層によって分離されている。
【００２９】
本発明は、種々の複数部位および複数腔ペーシングシステム、好ましくは、上部心腔および下部心腔において、あるいは２つの上部心腔において、あるいは２つの下部心腔において、あるいは３つまたは４つの心腔においてペーシングおよび検知を行い、必要であれば、上部心腔および下部心腔および／または右心腔および左心腔を同時にペーシング可能にする複数腔ペーシングシステムにおいて実施されることができる。本発明のこうしたペーシングシステムは、上述した複数腔ペーシングシステムの問題および制限を克服し、個々の患者の心臓のニーズに対して送出されるペーシング治療を調整するのに大きな柔軟性を提供する。
【００３０】
絶縁型電流複製器は、従来の容量性放電ペーシング出力回路および検知増幅器と共に使用されることができるので有利である。
さらに、ペース／検知電極と結合した絶縁型電流複製器によって、他の腔における自発性または誘発性脱分極から伝導された自発性および誘発性脱分極の形態が解析されて、伝導経路の異常(pathology)を確定することが可能になる。
【００３１】
本発明は、進行したうっ血性心不全を病んでおり、ＩＡＣＤ、ＬＢＢＢ、ＲＢＢＢ、および／またはＩＶＣＤを示す患者に対して、右および左心臓ペーシングを提供する時に多数の利点を提供する。ＣＤＷがタイムアウトになる特定の場合、ペーシングパルスまたは自発性脱分極から他の心腔への非常に短いＣＤＷ内で、右または左心腔のうちの一方の心腔において伝導した誘発性または自発性脱分極を検知する能力が、絶縁型電流複製器の使用によって増す。それぞれの制御用ＣＤＷ内で検出された検知事象によってペーシングパルスの送出を禁じることによって寿命が増す。ＩＰＧの種々の動作モードおよび各ＣＤＷおよび各ＡＶ遅延は、長期にわたる埋め込み中にプログラムされて、患者の状態が改善するか、または悪化する時の底流にある電気活動シーケンスの観察される変化に対して調整される。
【００３２】
本発明のこれらのおよび他の目的、利点、および特徴は、図面と共に考えると、本発明の好ましい実施形態の以下の詳細な説明からより容易に理解されるであろう。図面においては、同じ参照数字は、いくつかの図面を通して同じ構造を示す。
【発明を実施するための最良の形態】
【００３３】
以下の詳細な説明において、本発明を実施する例示的な実施形態に言及されるが、例示的な実施形態では、絶縁型電流複製器回路が、ペース／検知電極と、Ｎ個の検知増幅器を備えるペーシングシステムの最大Ｎ−１個の検知増幅器の検知増幅器入力との間に設置される。本発明の範囲から逸脱することなく他の実施形態が利用されてよいことが理解される。たとえば、左および右心腔の脱分極および収縮における同期性を回復して、左および右心腔の徐脈を処置するようにするための、要求に応じ、かつトリガーされたペーシングモードで動作する２腔ペーシングシステムまたはペースメーカの環境で利用された本発明の第１の好ましい実施形態が以下で開示される。上部心腔および下部心腔の右および左心腔の脱分極における同期性を回復するための、ＡＶ順次動作モードを有する４腔ペーシングシステムまたはペースメーカの環境において本発明の第２の好ましい実施形態もまた開示される。４腔ペーシングシステムは、上部または下部ペーシング腔のうちの一方を選択的に使用不能にすることによって、３腔ペーシングシステムとして働くように構成可能である。本明細書に詳細に記載される、２腔、３腔、または４腔ペーシングシステムおよび方法が埋め込まれ、単一心腔における、または、２つの心腔間の電気伝導擾乱の処置に使用することができることも理解されるであろう。
【００３４】
本発明は、ＤＤＤまたはＤＤＤＲペーシングモードで動作する２腔ペーシングシステムまたはペースメーカの環境で実施されることができることもまた理解されるであろう。
本発明を利用して、心房頻脈性不整脈が抑制されることができ、本発明が、特効のある高レートペーシングおよびカーディオバージョンショック治療を含む抗頻脈性不整脈システムに全体として組み込まれて、診断された不整脈を処置するために段階的な治療を供給することができる。
【００３５】
図１は、正常心拍数での正常電気的活性化シーケンスでの、心臓１０の右心房（ＲＡ）、左心房（ＬＡ）、右心室（ＲＶ）、および左心室（ＬＶ）を通る心臓脱分極波の伝達を示す図であり、先に参照した米国特許第５，９０２，３２４号に記載されているように、伝導時間が図上に秒で示されている。心周期は、通常、右心房壁の洞房（ＳＡ）結節での脱分極インパルスの生成、心房レベルでのバッハマン(Bachmann)束の心房伝導経路および節間路(Internodal tract)を通って左心房中隔に入るインパルスの伝達によって始まる。ＲＡ脱分極波は、約４０ミリ秒以内で房室（ＡＶ）結節および心房中隔に達し、約７０ミリ秒以内でＲＡおよびＬＡの最も遠い壁に達し、心房は、結果としてその収縮を完了する。集合的なＲＡおよびＬＡ脱分極波は、外部ＥＣＧ電極にわたって検知され表示されると、ＰＱＲＳＴ群のＰ波として現れる。それぞれ、ＲＡまたはＬＡ上に、またはそれに隣接して設置された単極または２極ペース／検知電極対の間を通過する心房脱分極波の成分はまた、検知されたＰ波と呼ばれる。外部ＥＣＧ電極または埋め込まれた単極心房ペース／検知電極の場所および間隔はある程度影響するが、正常Ｐ波幅は、こうした電極と結合した高インピーダンス検知増幅器によって測定されると、幅が８０ミリ秒を超えない。間隔が密な２極ペース／検知電極間で検知され、ＲＡまたはＬＡ内に、またはそれに隣接して設置された正常な近場(near field)Ｐ波は、高インピーダンス検知増幅器によって測定されると、わずか６０ミリ秒の幅しか有しない。
【００３６】
ＡＶ結節に達する脱分極インパルスは、約１２０ミリ秒の遅延後、心室間中隔のヒス束を下方へ分散する。脱分極波は、約２０ミリ秒後に心臓尖部(apical)領域に達し、その後、残りの４０ミリ秒にわたって、プルキンエ線維網を通って上方へ進む。集合的なＲＶおよびＬＶ脱分極波および脱分極した心筋の再分極を伴う後続のＴ波は、外部ＥＣＧ電極にわたって検知され表示されると、ＰＱＲＳＴ心周期群のＱＲＳＴ部と呼ばれる。それぞれ、ＲＶまたはＬＶ上に、またはそれに隣接して設置された単極または２極ペース／検知電極対の間を通過するＱＲＳ心室脱分極波の最も振幅の大きい成分はまた、検知されたＲ波と呼ばれる。外部ＥＣＧ電極または埋め込まれた単極心室ペース／検知電極の場所および間隔はある程度影響するが、正常Ｒ波幅は、高インピーダンス検知増幅器によって測定されると、幅が８０ミリ秒を超えない。間隔が密な２極ペース／検知電極間で検知され、ＲＶまたはＬＶ内に、またはそれに隣接して設置された正常な近場Ｒ波は、高インピーダンス検知増幅器によって測定されると、わずか６０ミリ秒の幅しか有しない。
【００３７】
この正常電気的活性化シーケンスは、進行したうっ血性心不全を病み、ＩＡＣＤ、ＬＢＢＢ、ＲＢＢＢ、および／またはＩＶＣＤを示す患者において非常に乱れる。これらの伝導欠陥は、ヒス束、右および左束分岐、またはより遠位のプルキンエ終端に沿う伝導不良により、ＲＶとＬＶの間の大きな非同期性を示す。通常の心室内ピーク−ピーク非同期生は、８０〜１６０ミリ秒以上の範囲である。ＲＢＢＢおよびＬＢＢＢの患者において、ＱＲＳ群は、表面ＥＣＧ上で測定されると、正常範囲をはるかに超えて、１２０ミリ秒〜２５０ミリ秒に広がる。この増加した幅は、右および左心室脱分極および収縮の同期性の欠如を実証している。
【００３８】
本発明のある実施形態によれば、図１の脱分極シーケンス、および適当な心拍出量に寄与する、右および左心房および心室心腔間の同期性を回復するための方法および装置が提供される。この回復は、必要に応じて各心腔に対して最適にタイミングを取った心臓ペーシングパルスを供給すること、および、各心腔に対してペース／検知電極の特定の埋め込み部位を調節することによって行なわれる。
【００３９】
上述したように、従来技術では、非常に高いインピーダンスのＰ波およびＲ波検知増幅器を用いて、心臓脱分極の通路によってペース／検知電極にわたって生成される、低振幅電流または電圧差信号を増幅するようにすることが一般的であった。高インピーダンス検知増幅器は、高利得を用いて、低振幅信号を増幅し、パスバンドフィルタ、時間領域フィルタリングおよび振幅しきい値比較によって、Ｐ波またはＲ波を背景電気雑音から区別する。さらに、検知増幅器は、検知増幅器の飽和を回避するために、ペーシングシステムのペース／検知電極の任意の電極に対してペ−シングパルスを送出した後、最大１００ミリ秒までのブランキング期間の間、ペース／検知電極から切り離される。
【００４０】
以下で述べる本発明は、好ましくは、ペース／検知電極対と検知増幅器の入力との間に絶縁型電流複製器を用いて、印加されたブランキング期間を短くし、ペーシングシステムで使用されるか、または使用可能にされる場合に、比較的短いＣＤＷＳおよびＣＤＷＰをタイムアウトさせることができる。右および左心腔検知増幅器ブランキング間隔は、およそ、通常０．５〜１．０ミリ秒で、最大約１０ミリ秒であるペーシングパルス幅に短くされることができる。絶縁型電流複製器が、ペース／検知電極対にわたって示されたペーシングパルスアーチファクトによって生じた後電位を阻止することができ、直ぐに続く任意の心臓脱分極波面を検出することができるため、ブランキング間隔は最小にされることができる。好ましくは、ブランキング間隔は、ブランキング間隔が埋め込み後に調整されるようにプログラム可能であり、患者の心臓の心臓伝導状態を反映するように最小にされる。
【００４１】
図２は、右および左心房の同期性収縮を回復するための、上述のタイプの埋め込み式２腔心臓ペースメーカの略図である。図２において、心臓１０は、上部心腔、すなわち右心房（ＲＡ）および左心房（ＬＡ）、下部心腔、すなわち右心室（ＲＶ）および左心室（ＬＶ）、ならびに右心房の開口から心房のまわりを横方向へ延び、さらに下方に延びて大静脈の分岐に至る冠状静脈洞（ＣＳ）を含む。ペースメーカＩＰＧ１４は、皮膚と肋骨の間で皮下に埋め込まれる。２極心内膜ＲＡリード線１６および２極心内膜ＬＡ ＣＳリード線２２は、ＬＡ腔に沿って延びるように、静脈を通して心臓１０のＲＡ腔およびＣＳ内に進められる。リード線本体１５内にあるとともに遠位先端ＲＡペース／検知電極１９および近位リングＲＡペース／検知電極２１に接続された電気的に絶縁された導体対に結合したインラインコネクタ１３がＩＰＧコネクタブロック１２の２極穴に嵌合した状態で、ＲＡリード線１６が形成される。ＲＡリード線１６の遠位端は、取り付け機構１７によってＲＡ壁に取り付けられる。リード線本体２６内にあるとともに遠位リングＬＡ ＣＳペース／検知電極３０および近位リングＬＡ ＣＳペース／検知電極２８と接続された電気的に絶縁された導体対に結合したインラインコネクタ２４がＩＰＧコネクタブロック１２の２極穴に嵌合した状態で、ＬＡ ＣＳリード線２２が形成される。ＬＡ ＣＳリード線２６の遠位端は、ＣＳ内に延びて、隣接するＬＡ壁に対してＬＡ ＣＳペース／検知電極を最適に位置決めするようにする。
【００４２】
動作時、心房ペース／検知電極１７、１９または２８、３０の任意の対または選択された対にわたって検知されたＰ波を使用して、その時のＡ−Ａ心房補充間隔をリセットし、心房検知事象トリガーＣＤＷ（ＣＤＷＳ）のタイムアウトを始動するようにする。Ａ−Ａ補充間隔は、通常、右心房のペーシングされ、検知された事象から計時されるが、適当な状況では、それは、左心房のペーシングされ、検知された事象である可能性がある。右および左心房検知ＣＤＷＳのミリ秒での長さは、正常な電気的活性化シーケンスにおいて、心房ペース／検知電極１７、１９、および２８、３０の間の、自発性心房脱分極の正常伝導遅延を反映するか、または、逆活性化シーケンスに応答するようにプログラムされる。他の対の心房ペース／検知電極１７、１９または２８、３０でＰ波を検知することなく適当な心房ＣＤＷＳがタイムアウトする場合、心房ペースパルスを他の対の心房ペース／検知電極に送出して、右および左心房脱分極を同期させる。Ａ−Ａ心房補充間隔がタイムアウトする場合、心房ペースパルスは、通常、ＲＡペース／検知電極１７、１９にわたって最初に送出され、ペーシングされた心房ＣＤＷ（ＣＤＷＰ）のタイムアウトが始まる。ＬＡ ＣＳペース／検知電極２８および３０でＰ波を検知することなくペーシングされた心房ＣＤＷＰがタイムアウトする場合、心房ペースパルスは、ＬＡ ＣＳペース／検知電極２８、３０に送出される。
【００４３】
図３は、右および左心室の同期性収縮を回復するための、上述のタイプの埋め込み式２腔心臓ペースメーカの略図である。２極心内膜ＬＶ ＣＳリード線４２は、ＬＶ腔に沿って遠位リングペース／検知電極４８および５０を延ばすために、静脈を通って、心臓１０のＲＡ腔内に進み、ＣＳ内に進み、その後、大静脈および大静脈から延びる心臓静脈内を下方に延びる。２極心内膜ＲＶリード線３２は、静脈を通って、心臓１０のＲＡ腔内、およびＲＶ内に進み、ＲＶにおいて、リード線遠位リングおよび先端ペース／検知電極３８および４０が、遠位取り付け機構５２によって心尖または心室間中隔の所定位置に固定される。リード線本体３６内にあるとともに遠位先端ＲＡペース／検知電極４０および近位リングペース／検知電極３８と接続された電気的に絶縁された導体対に結合したインラインコネクタ３４がＩＰＧコネクタブロック１２の２極穴に嵌合した状態で、ＲＶリード線３２が形成される。リード線本体４６内にあるとともに遠位リングペース／検知電極５０および近位リングペース／検知電極４８と接続された電気的に絶縁された導体対に結合したインラインコネクタ４４がＩＰＧコネクタブロック１２の２極穴に嵌合した状態で、ＬＶ ＣＳリード線４２が形成される。ＬＶ ＣＳリード線４２の遠位端は、ＣＳ内に延びて、隣接するＬＶ壁に対してリング電極を最適に位置決めするようにする。
【００４４】
動作時、心室ペース／検知電極３８、４０または４８、５０の選択された対にわたって検知されたＲ波を使用して、その時のＶ−Ｖ心室補充間隔をリセットし、心室ＣＤＷＳのタイムアウトを始動するようにする。Ｖ−Ｖ補充間隔は、通常、ＲＶのペーシングされ、検知された事象から計時されるが、適当な状況では、それは、ＬＶのペーシングされ、検知された事象である可能性がある。右および左心室ＣＤＷＳのミリ秒での長さは、正常な電気的活性化シーケンスおよび逆活性化シーケンスにおいて、心室ペース／検知電極３８、４０、および４８、５０の間の正常伝導遅延を反映するようにプログラムされる。他の対の心室ペース／検知電極３８、４０または４８、５０でＲ波を検知することなく右または左心室ＣＤＷＳがタイムアウトする場合、心室ペースパルスを他の対の心室ペース／検知電極に送出して、右および左心室脱分極を同期させる。Ｖ−Ｖ心室補充間隔がタイムアウトする場合、心室ペースパルスは、通常、ＲＶペース／検知電極３８、４０にわたって最初に送出され、心室ペースＣＤＷＰのタイムアウトが始まる。ＬＶ ＣＳペース／検知電極４８および５０でＰ波を検知することなく心室ＣＤＷＰがタイムアウトする場合、心室ペースパルスは、ＬＶ ＣＳペース／検知電極４８、５０に送出される。以下にさらに述べられるように、この順番（order）は適当な間隔で繰り返され得る。
【００４５】
示されているこれらＲＡおよびＬＡおよびＲＶおよびＬＶのペース／検知リード線および電極の場所は、本発明のこれらの実施形態の実践で使用することができる、可能性のあるリード線および電極の場所の単なる例である。心臓の右および左腔内か、またはその腔のまわりに設置された、１つまたは複数の他のタイプの心内膜および心外膜リード線およびペース／検知電極が、図２および図３で示し、上述したものと置き換えることができることが理解されるであろう。
【００４６】
図４において、ＲＨＣおよびＬＨＣの名称を使用して、本発明の２腔ペーシングシステムを用いる、両心房および両心室の環境の両方を包含する。したがって、図４は、ＲＨＣ回路部１００と、ＬＨＣ回路部２００と、図２の２腔、両心房ペースメーカ、または図３の両心室ペースメーカにおいてペーシングおよび検知機能を行うために使用することができる共通部品とを備える２腔ペーシングシステム回路の単純化したブロック図である。ＲＨＣおよびＬＨＣ回路部１００および２００のタイミングおよび制御は、マイクロプロセッサ１０８、ＲＡＭ／ＲＯＭチップ１１０、およびＤＭＡ回路１１２を備えるマイクロコンピュータ内に保持されるソフトウェアルーチン、およびマイクロコンピュータと結合したペーサタイミング／ロジック回路１２０内に保持されたソフトウェアルーチンによって実現される。動作モードおよびパラメータ値は、患者の皮膚を通して、ＲＦテレメトリ送信情報を、アンテナ１０６およびペーサタイミング／ロジック回路１２０と結合したＲＦテレメトリ送信器／受信器１０２に送信する外部プログラマ９０の使用によってＲＡＭ／ＲＯＭチップ１１０内のＲＡＭにプログラムされる。こうした経皮的ＲＦテレメトリは、当技術分野ではよく知られており、本発明に従って、動作モード、Ａ−ＡおよびＶ−Ｖ補充間隔、ならびに左および右腔ＣＤＷＳおよびＣＤＷＰ時間長を含めたその他のタイミングおよび制御間隔のプログラミングを可能にする。
【００４７】
ＲＨＣおよびＬＨＣペーシング／検知回路部１００および２００の間に内部接続部を設けて、各ＣＤＷＳのタイムアウトが行なわれ、右および左心腔が、互いに所望の時間関係で、確実に脱分極し、収縮するのに必要な場合にはペ−シングが行なわれる。図４の２腔ＩＰＧ回路は、本発明の種々の実施形態を実践するのに使用される可能性がある、特定の両心房および両心室ＩＰＧ回路を包括的に示すことが意図されている。図示したＲＨＣおよびＬＨＣペーシング／検知回路部１００および２００は全く対称である。非対称２腔ＩＰＧ回路は、過度に長いＲＨＣ−ＬＨＣ伝導遅延またはＬＨＣ−ＲＨＣ伝導遅延を処置するように機能する、図４に示す包括的な２腔ＩＰＧ回路から引き出されることが理解されるであろう。こうした非対称２腔ＩＰＧ回路は、ＲＨＣまたはＬＨＣ回路部１００または２００の未使用部品を、（プログラミング命令によって）選択的に使用不能にするか、あるいは単に物理的になくすことによるかのいずれかによって行うことができる。図４に示す部品およびロジック内部接続をまず述べ、次に、可能な変更が述べられる。
【００４８】
ＲＨＣ回路部１００に関して、コネクタブロック１２内のＲＨＣペース／検知端子は、ＲＨＣ検知増幅器１２６の入力端子およびＲＨＣペーシングパルス出力回路１３４の出力端子に結合される。ＲＨＣ検知増幅器１２６およびＲＨＣペーシングパルス出力回路１３４の動作パラメータは、データ／制御バス１２２上に供給されたプログラムされたパラメータ値および動作モードによって設定される。ＲＨＣペーシングパルス出力回路１３４は、ＯＲゲート１１６を通過したＲＨＣ ＰＡＣＥ信号に応答して、プログラムされたパルス幅および振幅でＲＨＣ端子にＲＨＣペーシングパルスを送出する。ＲＨＣ ＰＡＣＥ信号は、ＲＨＣ ＣＤＷタイマ２３０によって生成されたＲＨＣペーストリガー（ＲＨＣ ＰＴ）信号か、あるいはペーサタイミング／ロジック回路１２０内の補充間隔タイマによって生成されたＲＨＣ補充間隔ペーストリガー（ＲＨＣ ＥＩ ＰＴ）信号のいずれかである。
【００４９】
ＲＨＣ ＢＬＡＮＫ信号は、ライン１１８上をＲＨＣ検知増幅器１２６に印加され、ＲＨＣ検知増幅器１２６は、ペーシングパルス送出中に、かつ、ＲＨＣペーシングパルスの送出に続く約１００ミリ秒未満の、または、ＬＨＣペーシングパルスの送出に続く約７ミリ秒未満の短期間、ＲＨＣブランキング期間を供給する。ＲＨＣ ＢＬＡＮＫ信号は、ＯＲゲート１１４を通過してＲＢ入力に至るＲＨＣブランキングトリガー信号に応答して、ＲＨＣブランキング回路１３６によって供給される。ペーシングパルスが、ＲＨＣおよびＬＨＣペース出力回路１３４および２３４のいずれかによってトリガーされ、送出されると、ＯＲゲート１１４はＲＨＣ ＢＬＡＮＫ ＡＮＤ ＬＨＣ ＢＬＡＮＫトリガー信号を供給する。ＯＲゲート１１４は、ＯＲゲート１１６およびＯＲゲート２１６のＲＨＣ ＰＡＣＥ出力信号およびＬＨＣ ＰＡＣＥ出力信号を通過させ、ＯＲゲート１１６およびＯＲゲート２１６は、次に、補充間隔またはプログラム可能なＣＤＷＳおよびＣＤＷＰ時間のタイムアウトによって生成されたＲＨＣペーストリガー（ＲＨＣ ＰＴ）信号およびＬＨＣペーストリガー（ＬＨＣ ＰＴ）信号を通過させる。ＲＨＣ ＢＬＡＮＫ信号の持続期間は、ＲＡＭ／ＲＯＭチップ１１０にプログラムされ、取り出され、データ／制御バス１２２上をプログラム可能ＲＨＣブランキング回路１３６のＲＢＰ入力に印加される。それによって、ＲＨＣ検知増幅器１２６は、ＲＨＣ ＢＬＡＮＫ信号がライン１１８上でＲＨＣ検知増幅器１２６に印加される短い期間の間に、ＲＨＣ脱分極信号に応答できなくされる。
【００５０】
図４に略図で示すＲＨＣプログラム可能ブランキング回路１３６は、上述した方法で、検知増幅器入力をＲＨＣリード線導体から切り離すように動作するよう構成されることができることが理解されるであろう。
【００５１】
ＲＨＣ ＢＬＡＮＫ信号が存在しない時、ＲＨＣ検知増幅器１２６は、ＲＨＣ心臓脱分極に応答して、ライン１３２上に、大振幅で持続期間が短い検知事象ＲＨＣ（ＳＥＲＨＣ）信号を供給する。ＲＨＣ検知増幅器１２６は、ＲＨＣペース／検知電極にわたって検知されたＲＨＣ心臓脱分極に応答する。ＲＨＣ心臓脱分極は、自発的にＲＨＣで発生するか、自発的にＬＨＣで発生するか、あるいはＬＨＣペース／検知電極に送出されたＬＨＣペースパルスによって誘発される可能性があり、いずれの場合も、ＲＨＣのＲＨＣペース／検知電極に伝導される。ＬＨＣ ＣＤＷタイマ１３０がその時禁止されていない場合、ＳＥＲＨＣ信号は、プログラム可能ＬＨＣ ＣＤＷタイマ１３０に供給されて、プログラム可能ＬＨＣ ＣＤＷＳ時間のタイムアウトを始動する。ＳＥＲＨＣ信号はまた、ＲＨＣペーシング出力回路１３４のＲＨＣ禁止入力に印加されて、ＲＨＣペーシング出力回路１３４が動作しないようにし、ペーサタイミング／ロジック回路１２０内のリセットロジックに印加されて、補充間隔タイマをリセットするようにする。補充間隔タイマは、ＳＥＲＨＣ信号か、ＳＥＬＨＣ信号のいずれかによって再始動して、補充間隔タイマの終了時に(on its expiration)、ＲＨＣ ＥＩ ＰＴ信号か、ＬＨＣ補充間隔ペーストリガー（ＬＨＣ ＥＩ ＰＴ）信号を生成する。ＳＥＲＨＣ信号はまた、ＲＨＣ ＣＤＷ ＩＮＨＩＢＩＴ信号としてＮＯＲゲート１３５を通過して、以下に述べるように、ＲＨＣ ＣＤＷタイマをリセットし、禁止する。
【００５２】
ＬＨＣ ＣＤＷＳおよびＣＤＷＰ時間長は、ＲＡＭ／ＲＯＭチップ１１０にプログラムされ、取り出され、データ／制御バス１２２上をプログラム可能ＬＨＣ ＣＤＷタイマ１３０のＴＤ入力に印加される。プログラム可能ＬＨＣ ＣＤＷタイマ１３０は、スタート入力Ｓ１でのＳＥＲＨＣ信号の受信によって、プログラムされたＬＨＣ ＣＤＷＳ時間のタイムアウトを始動する。さらに、プログラム可能ＬＨＣ ＣＤＷタイマ１３０は、ＲＨＣ ＰＡＣＥ信号がＲＨＣペーシング出力回路１３４のスタート入力Ｓ２に印加される時にプログラムされたＬＨＣ ＣＤＷＳ時間のタイムアウトを始動する。ＬＨＣ ＣＤＷタイマ１３０は、第１ＬＨＣ ＣＤＷＳ時間が、スタート入力Ｓ１においてＳＥＲＨＣ信号が印加されるとすぐに始動され、第２ＬＨＣ ＣＤＷＰ時間がスタート入力Ｓ２に対してＲＨＣ ＥＩ ＰＴ信号が印加されるとすぐに始動されることを可能にするように冗長タイマおよび選択ロジックを含んでよいことが理解されるであろう。ＬＨＣ ＣＤＷタイマ１３０は、プログラム入力された(programmed in)選択命令に応答して、ＳＥＲＨＣ信号およびＲＨＣ ＥＩ ＰＴ信号の一方または両方に対するＬＨＣ ＣＤＷタイマ１３０の応答を不能にするようにするプログラム可能ロジックを含んでよいことも理解されるであろう。
【００５３】
ＬＨＣ検知増幅器２２６がＬＨＣ脱分極波を検出せず、プログラムされたＲＨＣ ＣＤＷＳまたはＣＤＷＰがタイムアウトする前に、ライン２３２上に左心腔検知事象信号（ＳＥＬＨＣ）およびＬＨＣ ＲＥＳＥＴ命令を生成しない場合、プログラム可能ＬＨＣ ＣＤＷタイマ１３０は、ＬＨＣ ＰＴ信号を生成する。ＬＨＣ ＰＴ信号は、ＯＲゲート２１６を通してＬＨＣペーシングパルス出力回路２３４のＬＨＣ ＰＡＣＥ入力に印加され、ＬＨＣペーシングパルス出力回路２３４は、コネクタ組み立て品１２のＬＨＣ端子にＬＨＣペーシングパルスを供給する。こうして、ＲＨＣ−ＬＨＣ同期性を回復するために、それぞれ、ＬＨＣ ＣＤＷＰまたはＲＨＣペーシングパルスに続くＣＤＷＳまたはＳＥＲＨＣ信号に続いて、コネクタ組み立て品１２のＬＨＣ端子にＬＨＣペーシングパルスが印加される。
【００５４】
ＬＨＣ ＣＤＷ タイマ１３０によるプログラム可能ＬＨＣ ＣＤＷＳまたはＣＤＷＰ時間のタイムアウトは、停止され、ＬＨＣタイマ１３０をさらにトリガーすることは、ＬＨＣ ＣＤＷタイマ１３０の禁止（ＩＮＨ）入力に印加されたＬＨＣ ＣＤＷ ＩＮＨＩＢＩＴ信号によって禁止される。ＬＨＣ ＣＤＷ ＩＮＨＩＢＩＴ信号は、任意のプログラムされたＣＤＷ時間より長いが、ペーシング補充間隔より短い持続期間を有する。ＬＨＣ ＣＤＷ ＩＮＨＩＢＩＴ信号は、ＬＨＣ ＣＤＷタイマ１３０が、ＬＨＣペース／検知電極からＲＨＣペース／検知電極へ伝導され、それ自体、ＬＨＣ ＣＤＷタイマ１３０がＮＯＲゲート２１６に送出したＬＨＣ ＰＴ信号によって誘発される脱分極を検知した際に生成されるＳＥＲＨＣ信号に応答して再始動しないようにさせる。その結果、ＬＨＣ ＰＴ信号は、ＮＯＲゲート２１６および２３５通過して、ＬＨＣ ＣＤＷタイマ１３０のＩＮＨ入力に印加される。同様に、ＬＨＣ ＣＤＷ ＩＮＨＩＢＩＴ信号は、ＬＨＣ ＥＩ ＰＴ信号またはＳＥＬＨＣ信号がＮＯＲゲート２３５を通過することによって生成され、ＬＨＣ ＣＤＷタイマのＩＮＨ入力に印加される。ＲＨＣ ＣＤＷタイマ２３０のみが、これらのＲＨＣのペーシングされ、検知された事象が発生する時に始動されなければならない。
【００５５】
ＮＯＲゲート１１４、１１６、および１３５に関して、ＬＨＣ信号検知およびペーシング出力回路部２００は、上述したＲＨＣ信号検知およびペーシング出力回路部１００と左右対称形で構成され機能する。しかし、この場合、図８および図９に示され、以下でさらに述べる絶縁型電流複製器回路または複製器２２５は、ＬＨＣペース／検知電極対およびＬＨＣ検知増幅器２２６の入力ならびにＬＨＣペーシングチャネルのＬＨＣペーシング出力回路２３４の出力の間に挿入される。コネクタブロック１２のＬＨＣペース／検知端子は、ＩＰＧ容器を通る容量性ろ過型フィードスルーを介して絶縁型電流複製器２２５の出力電流ループに結合される。入力電流ループは、ＬＨＣ検知増幅器２２６の入力およびペーシング出力回路２３４の出力の両方と結合する。この実施形態において、入力電流ループに送出されたペーシングトリガーパルスは、出力電流ループにおいて複製され、ＬＨＣペース／検知電極に送出されるが、ＬＨＣペース／検知電極および出力電流ループを横切る心臓信号は、入力電流ループにおいて複製され、ＬＨＣ検知増幅器２２６に供給される。
【００５６】
図４に略図で示すＬＨＣプログラム可能ブランキング回路２３６は、上述したタイプのブランキングスイッチを使用して、絶縁型電流複製器２２５の入力電流ループから検知増幅器を切り離すように動作するよう構成されることができることが理解されるであろう。したがって、絶縁型電流複製器回路２２５の入力電流ループは、ＬＨＣプログラム可能ブランキング回路２３６によって動作するこうしたブランキングスイッチを通してＬＨＣ検知増幅器２２６の入力に印加されることができることが理解されるであろう。
【００５７】
さらに、絶縁型電流複製器対は、ＬＨＣペーシングチャネル内に挿入され得るであろうことが理解されるであろう。第１絶縁電流複製器は、ＬＨＣペーシングチャネルのＬＨＣペース／検知電極対をＬＨＣ検知増幅器２２６から絶縁するために挿入されることができる。第２絶縁電流複製器は、ＬＨＣペーシングチャネルのＬＨＣペース／検知電極対をＬＨＣペーシング出力回路２３４から絶縁するために挿入されることができる。
【００５８】
ＯＲゲート１１４を通って反映されたＲＨＣ ＰＡＣＥ信号またはＬＨＣ ＰＡＣＥ信号の間、任意選択で、その後のブランキング時間期間の間、ＬＨＣ ＢＬＡＮＫ信号が、ライン２１５上をＬＨＣ検知増幅器２２６に印加される。ＬＨＣ ＢＬＡＮＫ信号によって供給されたＬＨＣブランキング期間は、ＲＨＣペーシングパルスの送出に続く約７ミリ秒未満か、または、ＬＨＣペーシングパルスの送出に続く約１００ミリ秒未満であるのが好ましい。ＬＨＣ ＢＬＡＮＫ信号は、ＯＲゲート１１４によって生成されてＬＢ入力に印加されたＲＨＣブランキングトリガー信号に応答して、ＬＨＣブランキング回路２３６によって供給される。ＬＨＣ ＢＬＡＮＫ信号の持続期間は、ＲＡＭ／ＲＯＭチップ１１０内にプログラムされ、取り出されて、データ／制御バス１２２上をプログラム可能ＬＨＣブランキング回路２３６のＬＢＰ入力に印加される。
【００５９】
ＬＨＣ ＣＤＷタイマ１３０ではそうであるように、ＲＨＣ ＣＤＷタイマ２３０は、スタート入力Ｓ１においてＳＥＬＨＣ信号が印加されるとすぐに始動した検知ＲＨＣ ＣＤＷＳおよびスタート入力Ｓ２に対してＬＨＣ ＥＩ ＰＴ信号が印加されるとすぐに始動したペースＲＨＣ ＣＤＷＰを計時するために、冗長タイマおよび選択ロジックを含むことが理解されるであろう。プログラム可能ＲＨＣ ＣＤＷタイマ２３０は、禁止されていない場合、ＬＨＣ ＰＡＣＥ信号がＬＨＣペーシング出力回路２３４に印加される時にプログラムされたＲＨＣ ＣＤＷＰ時間のタイムアウトを始動する。ＲＨＣ ＣＤＷタイマ２３０は、プログラム入力された選択命令に応答して、ＳＥＬＨＣ信号およびＬＨＣ ＥＩ ＰＴ信号の一方または両方に対するＲＨＣ ＣＤＷタイマ２３０の応答を不能にするようにするプログラム可能ロジックを含んでよいこともまた理解されるであろう。
【００６０】
ＬＨＣ ＢＬＡＮＫ信号によってブランキングされていない時、ＬＨＣ検知増幅器２２６は、ＬＨＣペース／検知電極にわたって検知されるＬＨＣ心臓脱分極に応答して、ライン２３２上に、大振幅で、持続期間が短い、検知事象ＳＥＬＨＣ信号を供給する。ＬＨＣ心臓脱分極は、自発的にＬＨＣで発生するか、自発的にＲＨＣで発生するか、あるいはＲＨＣペース／検知電極に送出されたＲＨＣペースパルスによって誘発される可能性があり、いずれの場合も、ＬＨＣのＬＨＣペース／検知電極に伝導される。ＲＨＣ ＣＤＷタイマ２３０がその時禁止されていない場合、ＳＥＬＨＣ信号は、プログラム可能ＲＨＣ ＣＤＷタイマ２３０のＳ１入力に供給されて、プログラムされたＲＨＣ ＣＤＷＳ時間のタイムアウトを始動する。ＳＥＬＨＣ信号はまた、ＬＨＣペーシング出力回路２３４のＬＨＣ ＩＮＨ入力に印加されて、ＬＨＣペーシング出力回路２３４が動作しないようにし、ペーサタイミング／ロジック回路１２０内のリセットロジックに印加されて、補充間隔タイマがＳＥＬＨＣ信号に応答するようにプログラムされている場合、補充間隔タイマをリセットするようにする。ＳＥＬＨＣ信号はまた、このシナリオでは実際にはＬＨＣ ＣＤＷ時間をタイムアウトしていないが、ＮＯＲゲート２３５を通してＬＨＣ ＣＤＷタイマ１３０のＩＮＨ入力として印加される。
【００６１】
ＲＨＣ検知増幅器１２６が早期にＲＨＣ脱分極波を検出せず、ＳＥＲＨＣ信号を生成する場合、プログラム可能ＲＨＣ ＣＤＷタイマ２３０は、ＲＨＣ ＣＤＷＳのタイムアウトでＲＨＣ ＰＴ信号を生成する。ＲＨＣ ＰＴ信号は、ＯＲゲート１１６を通してＲＨＣペーシングパルス出力回路１３４のＲＨＣ ＰＡＣＥ入力に印加され、ＲＨＣペーシングパルス出力回路１３４は、コネクタ組み立て品１２のＲＨＣペース／検知端子にペーシングパルスを供給する。しかし、ＲＨＣ ＣＤＷＳ時間中にＳＥＲＨＣ信号が生成される場合、ＳＥＲＨＣ信号は、ＲＨＣ ＣＤＷタイマ２３０をリセットして、ＲＨＣ ＣＤＷ時間を終わらせ、上述した方法で、ＲＨＣ ＣＤＷタイマ２３０の動作が、プリセットされた禁止期間の間に再始動されるのを禁止する。
【００６２】
ＲＨＣおよびＬＨＣ検知増幅器１２６および２２６の検知特性、ＬＨＣおよびＲＨＣ ＣＤＷタイマ１３０および２３０ならびにＲＨＣおよびＬＨＣペーシングパルス出力回路１３４および２３４のＣＤＷＳおよびＣＤＷＰ時間は、個別にプログラムされることができる。外部プログラマ９０を使用して、アンテナ１０６有するダウンリンクテレメトリおよびＲＦ送信器／受信器１０２によって、プログラムされたモードおよび値を供給し、これらのモードおよび値は、当技術分野ではよく知られている方法で、復号され、ＲＡＭ／ＲＯＭチップ１１０内に記憶される。このように、右および左心腔ペーシング／検知回路部に対称性が存在しながら、所与の患者において機能を最適化するために、動作が対称にされるか、非対称にされることができる。
【００６３】
図４に図示した包括的な２腔ＩＰＧ回路において、単一補充間隔タイマは、ある補充間隔値を用いてプログラムされ、補充間隔が検知されたＲＨＣまたはＬＨＣ脱分極によって早期に再始動されなければ、補充間隔のタイムアウトでＲＨＣ ＥＩ ＰＴ信号またはＬＨＣ ＥＩ ＰＴ信号を生成するようにプログラムされることができる。
【００６４】
正常に機能する心臓は、図１について先に示したＡＶ遅延時間後に、最初に右心房の、次に左心房の、右および左心室の脱分極および収縮を伴う。心房間伝導擾乱は、ＡＶ遅延に近づくか、またはＡＶ遅延を超える可能性のある長時間遅延か、全てまたは一定の心拍数での右および左心房収縮の完全な分離のいずれかを伴う。心室間伝導擾乱は、通常、左心室外壁を通る脱分極波の遅延を伴い、その遅延は、うっ血性心腔において見られる伝導系および／または拡張した心筋に対する損傷によって生ずる可能性がある。どんな場合であっても、処置されるべき通常の場合において、右心腔（複数可）が最初に収縮し、それに続いて、長い伝導遅延後に左心腔（複数可）が収縮する。逆の状況は、通常は起こらないが、左心房で生ずる早期心房収縮の結果として生ずる可能性がある。したがって、この場合、図４のＩＰＧ回路は、ＬＨＣ ＣＤＷタイマ２３０の使用が、プログラム入力された命令によってオフにプログラムされるか、または、全くなくされる、非対称な方法で動作するようにプログラムされることができる。
【００６５】
たとえば、２腔ＩＰＧ回路部品は、図１の正常な電気的活性化シーケンスにおける非常に長いＲＨＣ−ＬＨＣ伝導遅延（ＩＡＣＤ、ＬＢＢＢ、ＩＶＣＤ、ＲＶ異所性病巣伝導パターン、ＲＶペーシング伝導パターンによって起こる）に応答し、処理するようにプログラムされることができる。これらの場合に、プログラム入力されたモード命令は、ＲＨＣ ＣＤＷタイマ２３０を不能にし、リセットロジックは、ＳＥＲＨＣ信号を使用するだけで、補充間隔タイマをリセットするようにプログラムされる。さらに、補充間隔タイマはＲＨＣ ＥＩ ＰＴ信号を生成するだけである。
【００６６】
しかし、２腔ＩＰＧ回路部品は、図１の正常な電気的活性化シーケンスではなく、逆の電気的活性化シーケンスにおける、非常に長いＬＨＣ−ＲＨＣ伝導遅延（ＲＢＢＢ、ＩＶＣＤ、ＬＶ異所性病巣伝導パターン、ＬＶペーシング伝導パターンによって起こる）に応答し、処理するようにプログラムされることができることがわかるであろう。これらの場合に、プログラム入力されたモード命令は、ＬＨＣ ＣＤＷタイマ２３０を不能にし、リセットロジックは、ＳＥＬＨＣ信号を使用するだけで、補充間隔タイマをリセットするようにプログラムされる。さらに、補充間隔タイマはＬＨＣ ＥＩ ＰＴ信号を生成するだけである。もちろん、これらの構成は、図４の包括的な２腔ペーシングシステムの部品および内部接続部を物理的に減らすことによって実現されることができる。
【００６７】
図４の上述した２腔ペーシングシステムはまた、複数部位ペーシングシステムとして使用されることができ、複数部位ペーシングシステムにおいて、ペース／検知電極がその心腔内で互いから離れるように、ＲＨＣおよびＬＨＣリード線が、実際には共通心腔に導入されることが留意されるべきである。たとえば、ＲＨＣペース／検知電極をＲＶ心尖部に設置し、ＬＨＣペース／検知電極をヒス束に対して心室間中隔壁に固定されるように設置して、これらの部位における検知された心室脱分極またはＲ波のシーケンスによって決まるシーケンスで、ＲＶ内のこれらの場所に対してペーシングパルスの同期した送出を行うのが望ましいであろう。単一心腔において、または、単一心腔に対して２（または３以上）ペーシング／検知チャネルを提供する本発明は、こうしたペーシングシステム内で実装されることができる。図４のペーシングシステムの構成および動作についての他の変形形態、および以下で述べる実施形態は以下で現れる。
【００６８】
図５は、右および左心房ならびに右および左心室の同期収縮を回復するための、上述したタイプの、埋め込み式４腔心臓ペースメーカの略図である。ＲＡリード線１６のインラインコネクタ１３は、ＩＰＧコネクタブロック１２の２極穴に嵌合し、リード線本体１５内の電気的に絶縁された導体対（遠位先端ＲＡペース／検知電極１９および近位リングＲＡペース／検知電極２１と結合する）に結合する。ＲＡリード線１６の遠位端は、従来の取り付け機構１７によってＲＡ壁に取り付けられる。２極心内膜ＲＶリード線３２は、静脈を通過して心臓１０のＲＡ腔、およびＲＶに入り、ＲＶにおいて、その遠位リングおよび先端ＲＶペース／検知電極３８および４０は、従来の遠位取り付け機構４１によって尖部の所定位置に固定される。リード線３６内にあるとともに遠位先端ＲＶペース／検知電極４０および近位リングＲＶペース／検知電極３８と接続された電気的に絶縁された導体対に結合したインラインコネクタ３４がＩＰＧコネクタブロック１２の２極穴に嵌合した状態で、ＲＶリード線３２が形成される。
【００６９】
この場合、４極心内膜ＬＶ ＣＳリード線５２は、ＬＶ ＣＳペース／検知電極４８および５０の遠位対をＬＶ腔に沿って延ばし、ＬＡ ＣＳペース／検知電極２８および３０の近位対をＬＡに隣接して残すために、静脈を通過して、心臓１０のＲＡ腔内に、ＣＳ内に、その後、下方に大静脈に進められる。ＬＶ ＣＳリード線５２は、４個の導体リード線本体５６が近位端でＩＰＧコネクタブロック１２の２極穴対に嵌合する分岐インラインコネクタ５４に結合した状態で形成される。ＬＶ ＣＳリード線本体５６の４個の電気的に絶縁されたリード線導体は、ＬＶ ＣＳペース／検知電極４８および５０の遠位対およびＬＡ ＣＳペース／検知電極２８および３０の近位対のうちの一方と個別に接続される。
【００７０】
動作時、直前の心室ペーシングパルスまたはＲ波検知事象から計時されたＶ−Ａ補充間隔の間に、ＲＡペース／検知電極１７および１９またはＬＡペース／検知電極２８および３０にわたって検知されたＰ波を使用して、ＡＶ遅延を始動し、ＬＡ ＣＤＷＳまたはＲＡ ＣＤＷＳをそれぞれ始動させる。心房ペース／検知電極１７および１９または２８および３０の他の対において、伝導された同じＰ波を検知することなく、それぞれのＬＡまたはＲＡ ＣＤＷＳがタイムアウトする場合、心房ペースパルスが心房ペース／検知電極の他の対に送出される。
【００７１】
心房ペース／検知電極１７および１９または２８および３０のいずれかの対においてＰ波を検知することなく、Ｖ−Ａ心房補充間隔がタイムアウトしない場合、通常、最初に心房ペースパルスがＲＡペース／検知電極１７および１９にわたって送出され、それぞれのＬＡ ＣＤＷＰ時間が始まる。その後、これらのペース／検知電極においてＰ波を検知することなくＬＡ ＣＤＷＰ時間がタイムアウトする場合にのみ、心房ペースパルスがＬＡ ＣＳペース／検知電極２８および３０に送出される。しかし、Ｖ−Ａ心房補充間隔の終了で、ＬＡ ＣＳペース／検知電極２８および３０に最初の心房ペースパルスが送出されるように、逆の順序の送出をプログラムすることも可能である。その後、ＲＡペース／検知電極においてＰ波を検知することなく、ＲＡ ＣＤＷＰ時間がタイムアウトする場合にのみ、心房ペースパルスがＲＡペース／検知電極１７および１９に送出される。
【００７２】
この実施形態では、最初の心房検知事象が、ＲＡペース／検知電極１７および１９またはＬＡ ＣＳペース／検知電極２８および３０にわたって検知されたかどうかによって使用される個別のプログラム可能検知ＡＶ（ＳＡＶ）遅延を使用することが可能である。さらに、最初の心房ペーシングパルスが、ＲＡペース／検知電極１７および１９またはＬＡ ＣＳペース／検知電極２８および３０にわたって送出されたかどうかによって使用される個別のプログラム可能ペーシングＡＶ（ＰＡＶ）遅延を使用することが可能である。ＳＡＶＲＡおよびＰＡＶＲＡおよびＳＡＶＬＡおよびＰＡＶＬＡを示す、これらの個別にプログラム可能なＳＡＶおよびＰＡＶ遅延は、所定の長さでプログラムされて、ＲＡおよびＬＡペース／検知電極の特定の場所およびＲＶおよびＬＶペース／検知電極の選択された場所の間の最も生理的なＡＶ遅延を供給することができる。個別のプログラム可能ＳＡＶＲＡおよびＳＡＶＬＡ遅延ならびに個別のプログラム可能ＰＡＶＲＡおよびＰＡＶＬＡ遅延を使用するこの手法は、本発明を実践することができる一手法として、図６および図７を参照して本明細書に開示される。しかし、本発明は、単一のプログラム可能なＡＶ遅延のみ、またはただ一つのＳＡＶ遅延およびＰＡＶ遅延を用いた複雑でない手法を使用して実践されることができることが理解されるであろう。
【００７３】
したがって、好ましいより複雑な場合、ＳＡＶＲＡまたはＳＡＶＬＡまたはＰＡＶＲＡまたはＰＡＶＬＡ時間は、最初のＰ波の検知か、右または左心房心腔に対する最初の心房ペーシングパルスの送出のいずれかによって始動される。ＳＡＶまたはＰＡＶ時間遅延中に、ＲＶまたはＬＶ ＣＳペース／検知電極３８および４０または４８および５０のいずれかにわたって検知されたＲ波を使用して、ＡＶタイマをリセットし、Ｖ−Ａ補充間隔を始動させ、それぞれのＬＶ ＣＤＷＳまたはＲＶ ＣＤＷＳを始動させる。ＲＶまたはＬＶ ＣＳペース／検知電極３８および４０または４８および５０の他の対において、伝導された同じＲ波を検知することなく、ＬＶ ＣＤＷＳまたはＲＶ ＣＤＷＳがタイムアウトする場合、心房ペースパルスが心房ＲＶまたはＬＶ ＣＳペース／検知電極の他の対に送出される。
【００７４】
正常な活性化シーケンスが回復されるはずであると仮定すると、ＡＶ結節からヒス束への正常ＡＶ伝導時間に対応する単一ＡＶ遅延が使用するためにプログラムされる。ＡＶ遅延がタイムアウトする場合、心室ペースパルスは、通常、ＲＶペース／検知電極３８および４０にわたって最初に送出されるようにプログラムされ、ＬＶ ＣＤＷＰ時間が始まる。ＬＶ ＣＳペース／検知電極４８および５０において、Ｒ波を検知することなく、ＬＶ ＣＤＷＰがタイムアウトする場合、左心室ペースパルスがＬＶ ＣＳペース／検知電極４８および５０に送出されるようにプログラムされる。
【００７５】
その後、Ｖ−Ａ補充間隔がタイムアウトする場合、ＲＡペースパルスが通常、ＲＡペース／検知電極１７および１９にわたって最初に送出され、ＡＶ遅延タイマが再始動し、ＬＡ ＣＤＷ時間が始まるようにシーケンスが繰り返される。ＬＡ ＣＳペース／検知電極２８および３０において、Ｐ波を検知することなく、ＬＡ ＣＤＷ時間がタイムアウトする場合、ＬＡペースパルスがＬＡ ＣＳペース／検知電極２８および３０に送出される。
【００７６】
各ＳＡＶおよびＰＡＶ遅延ならびに各ＣＤＷＳおよびＣＤＷＰは、特定の伝導障害およびＲＡ、ＬＡ、ＲＶ、およびＬＶペース／検知電極の場所を考慮して、正常な活性化シーケンスを回復するようにプログラムされることができる。活性化シーケンスを変更して、ＡＶ遅延および心房腔ＣＤＷＳおよびＣＤＷＰを、ＬＡ異所性病巣から生ずる初期ＬＡ脱分極から計時することができる。
【００７７】
図６および図７は、図５のシステムで使用される、右および左心腔の４腔ペースメーカＩＰＧ１４のための、本発明の包括的な４腔ＩＰＧ回路の単純化したブロック図をひとまとめにして含む。図６は、それぞれ、データ／制御バス１２２、心房ペーサタイミング／ロジック回路１２０Ａ、マイクロコンピュータ部品１０８、１１０、１１２、およびプログラム可能ＡＶ遅延ロジック１６０と関連するＲＡおよびＬＡペーシング／検知回路部３００および４００を示す。図７は、それぞれ、データ／制御バス１２２、心室ペーサ／タイミングロジック回路１２０Ｖ、ＲＦテレメトリ送信器／受信器１０２、および外部プログラマ９０と関連するＲＶおよびＬＶペーシング／検知回路部５００および６００を示す。図６のマイクロコンピュータ部品１０８、１１０、１１２および心房ペーサ／タイミングロジック回路１２０Ａは、図７のＲＶおよびＬＶペーシング／検知回路部５００および６００ならびに心室ペーサタイミング／ロジック回路１２０Ｖと、データ／制御バス１２２によって内部接続されている。図７のＲＦテレメトリ送信器／受信器１０２は、図６の心房ペーサタイミング／ロジック回路１２０Ａと、導体１０４によって接続され、図６のプログラム可能ＡＶ遅延回路１６０からの心室ペーストリガー出力信号は、図７の心室ペーサタイミング／ロジック回路１２０Ｖと、導体１６２によって結合される。心房および心室ペーサタイミング／ロジック回路１２０Ａおよび１２０Ｖならびにプログラム可能ＡＶ遅延回路１６０は、別法として、ＤＤＤペースメーカでは通常はそうであるように、共通回路内で組み合わされてよい。
【００７８】
ＲＡおよびＬＡペーシング／検知チャネル３００および４００ならびにＲＶおよびＬＶペーシング／検知チャネル５００および６００は概してそれぞれ、先に詳細に述べた、図４のＲＨＣおよびＬＨＣ回路部１００および２００のアーキテクチャに従う。ＲＡ、ＬＡ、ＲＶ、およびＬＶペース出力回路３３４、４３４、５３４、６３４の任意の回路によるペースパルスの送出に応答してＲＡ、ＬＡ、ＲＶ、およびＬＶ検知増幅器３２６、４２６、５２６、６２６の４個全てのブランキングを可能にするために、この４腔の実施形態において、ブランキング回路部はやや異なる。ＲＡ、ＬＡ、ＲＶ、およびＬＶプログラム可能ブランキング回路３３６、４３６、５３６、および６３６のそれぞれは、ライン３１８、４１８、５１８、および６１８上に、ＲＡＭ／ＲＯＭチップ１１０内にプログラムされた持続期間を有するＲＡ、ＬＡ、ＲＶ、およびＬＶ ＢＬＡＮＫ信号を生成する。ＲＡ、ＬＡ、ＲＶ、およびＬＶ ＢＬＡＮＫ信号は、ＯＲゲート３１４およびＯＲゲート５１４の出力でそれぞれ生成される心房ブランキング（ＡＢ）および心室ブランキング（ＶＢ）トリガー信号によってトリガーされる。
【００７９】
ＯＲゲート３１４の入力は、ＲＡおよびＬＡペース出力回路３３４および４３４にそれぞれ送出されるＲＡ ＰＡＣＥおよびＬＡ ＰＡＣＥ信号を供給するＯＲゲート３１６および４１６の出力と結合する。ＯＲゲート３１６および４１６は、それぞれ、Ｖ−Ａ補充間隔の終了で選択的に生成されたＲＡ ＥＩ ＰＴおよびＬＡ ＥＩ ＰＴ信号ならびにプログラム可能時間遅延３３０および４３０によって計時された各プログラム可能ＣＤＷのタイムアウトで生成されたＲＡ ＰＴおよびＬＡ ＰＴを通過させる。
【００８０】
同様に、ＯＲゲート５１４の入力は、ＲＶおよびＬＶペース出力回路５３４および６３４にそれぞれ送出されるＲＶおよびＬＶ ＰＡＣＥ信号を供給するＯＲゲート５１６および６１６の出力と結合する。ＯＲゲート５１６および６１６は、それぞれ、ＡＶ遅延およびＲＶ ＰＴ終了で選択的に生成されたＲＶ ＥＩ ＰＴおよびＬＶ ＥＩ ＰＴ信号、ならびにＬＶおよびＲＶ ＣＤＷタイマー５３０および６３０によって各プログラム可能ＣＤＷのタイムアウトでそれぞれ生成されたＲＶ ＰＴおよびＬＶ ＰＴ信号を通過させる。
【００８１】
この実施形態において、図８および図９に示し、以下でさらに述べる絶縁型電流複製器３２５は、ＲＡペース／検知電極対とＲＡペーシングチャネル３００のＲＡ検知増幅器３２６の入力との間に挿入される。コネクタブロック１２のＲＡペース／検知端子は、ＩＰＧ容器を貫通する容量性ろ過式フィードスルーによって、絶縁型電流複製器３２５の出力電流ループに結合する。入力電流ループは、ＲＡ検知増幅器３２６の入力およびＲＡペーシング出力回路３３４の出力の両方と結合する。この実施形態において、入力電流ループに送出されるＲＡペーシングトリガーパルスは、出力電流ループで複製され、ＲＡペース／検知電極に送出されるが、ＲＡペース／検知電極および出力電流ループを横切る心臓信号は、入力電流ループで複製され、ＲＡ検知増幅器３３４に供給される。
【００８２】
図６に概略的に示すＲＡプログラム可能ブランキング回路３３６は、先に述べたタイプのブランキングスイッチを使用して、検知増幅器入力を、絶縁型電流複製器３２５の入力電流ループから切り離すように動作するよう構成されることができることが理解されるであろう。したがって、絶縁型電流複製器３２５の入力電流ループは、ＲＡプログラム可能ブランキング回路３３６によって動作する、こうしたブランキングスイッチを通してＲＡ検知増幅器３２６の入力に適用されることができることが理解されるであろう。ＲＡ ＢＬＡＮＫ信号によって供給されるＲＡブランキング期間は、好ましくは、ＲＡペーシングパルスの送出に続く約１００ｍｓｅｃ未満であるか、ＬＡ、ＲＶ、およびＬＶに印加された任意のペーシングパルスの送出に続く約７ｍｓｅｃ未満である。
【００８３】
同様に、図８および図９に示し、以下でさらに述べる絶縁型電流複製器回路４２５は、ＬＡペース／検知電極対とＬＡペーシングチャネル４００のＬＡ検知増幅器４２６の入力との間に挿入される。コネクタブロック１２のＬＡペース／検知端子は、ＩＰＧ容器を貫通する容量性ろ過式フィードスルーによって、絶縁型電流複製器４２５の出力電流ループに結合する。入力電流ループは、ＬＡ検知増幅器４２６の入力およびＬＡペーシング出力回路４３４の出力の両方と結合する。この実施形態において、入力電流ループに送出されるＬＡペーシングトリガーパルスは、出力回路ループで複製され、ＬＡペース／検知電極に送出されるが、ＬＡペース／検知電極および出力回路ループを横切る心臓信号は、入力電流ループで複製され、ＬＡ検知増幅器４３４に供給される。
【００８４】
図６に概略的に示すＬＡプログラム可能ブランキング回路４３６は、先に述べたタイプのブランキングスイッチを使用して、検知増幅器入力を、絶縁型電流複製器４２５の入力電流ループから切り離すように動作するよう構成されることができることが理解されるであろう。したがって、絶縁型電流複製器４２５の入力電流ループは、ＬＡプログラム可能ブランキング回路４３６によって動作する、こうしたブランキングスイッチを通してＬＡ検知増幅器４２６の入力に適用されることができることが理解されるであろう。ＬＡ ＢＬＡＮＫ信号によって供給されるＬＡブランキング期間は、好ましくは、ＬＡペーシングパルスの送出に続く約１００ミリ秒未満であるか、ＲＡ、ＲＶ、およびＬＶに印加された任意のペーシングパルスの送出に続く約７ミリ秒未満である。
【００８５】
さらに、図８および図９に示し、以下でさらに述べる絶縁型電流複製器６２５は、ＬＡペース／検知電極対とＬＡペーシングチャネル６００のＬＡ検知増幅器６２６の入力の間に挿入される。コネクタブロック１２のＬＶペース／検知端子は、ＩＰＧ筐体を貫通する容量性ろ過式フィードスルーによって、絶縁型電流複製器６２５の出力電流ループに結合する。入力電流ループは、ＬＡ検知増幅器６２６の入力およびＬＡペーシング出力回路６３４の出力の両方と結合する。この実施形態において、入力電流ループに送出されるＬＶペーシングトリガーパルスは、出力電流ループで複製され、ＬＶペース／検知電極に送出されるが、ＬＶペース／検知電極および出力電流ループを横切る心臓信号は、入力電流ループで複製され、ＬＶ検知増幅器６３４に供給される。
【００８６】
図７に概略的に示すＬＶプログラム可能ブランキング回路６３６は、先に述べたタイプのブランキングスイッチを使用して、検知増幅器入力を、絶縁型電流複製器６２５の入力電流ループから切り離すように動作するよう構成されることができることが理解されるであろう。したがって、絶縁型電流複製器６２５の入力電流ループは、ＬＶプログラム可能ブランキング回路６３６によって動作する、こうしたブランキングスイッチを通してＬＶ検知増幅器６２６の入力に適用されることができることが理解されるであろう。ＬＶ ＢＬＡＮＫ信号によって供給されるＬＡブランキング期間は、好ましくは、ＬＶペーシングパルスの送出に続く約１００ミリ秒未満であるか、ＲＡ、ＲＶ、およびＬＡに印加された任意のペーシングパルスの送出に続く約７ミリ秒未満である。
【００８７】
この例において、ＲＶペース／検知電極対およびＲＶ検知増幅器５２６の入力およびＲＶペーシングチャネル５００のＲＶペーシングパルス出力回路５３４の間には絶縁型電流複製器は挿入されない。３つの絶縁型電流複製器３２５、４２５、および６２５の場所は、示された場所から変わる可能性があるか、ＲＶペース／検知電極対とＲＶ検知増幅器５２６の入力とＲＶペーシングパルス出力回路５３４の出力の間には別の絶縁型電流複製器が挿入される可能性があることが理解されるであろう。ダウンリンクテレメトリ命令によって使用可能にされることができる切り換え回路部を設けて、絶縁型電流複製器の任意の複製器をバイパスさせることも可能である。
【００８８】
絶縁型電流複製器対は、各ペーシングチャネル内に挿入されて、チャネルのペース／検知電極対を、各チャネルの検知増幅器およびペーシング出力回路から個別に絶縁させる可能性があることが理解されるであろう。
【００８９】
動作時、Ｖ−Ａ補充間隔は、先行する心室の、検知されたかペーシングされた事象からタイムアウトしていると仮定し、また、自発性心房脱分極は、ＲＡまたはＬＡの一方で起こり、かつ、ＲＡペース／検知電極対１７、１９またはＬＡ ＣＳペース／検知電極対２８、３０（図５）の一方のそばを最初に通過すると仮定する。Ｐ波が、ＲＡ検知増幅器３２６またはＬＡ検知増幅器４２６によって、ペース／検知電極１７および１９またはＬＡ ＣＳペース／検知電極２８および３０にわたってそれぞれ検知されると、ＳＥＲＡ信号またはＳＥＬＡ信号が生成される。Ｖ−Ａ補充間隔のタイムアウト中に発生するＳＥＲＡまたはＳＥＬＡ信号の最初の信号を使用して、心房ペーサタイミング／ロジック回路１２０Ａでタイムアウトしている、その時のＶ−Ａ心房補充間隔がリセットされる。最初に発生するＳＥＲＡまたはＳＥＬＡ信号はまた、各ＲＡまたはＬＡ ＣＤＷタイマ３３０または４３０によって各ＲＡまたはＬＡ ＣＤＷＳのタイミングを始動させる。最初に発生するＳＥＲＡまたはＳＥＬＡ信号はまた、それぞれ、この状況下では任意のＣＤＷ時間をタイムアウトしないであろうと思われるＬＡまたはＲＡ ＣＤＷタイマ４３０または３３０をリセットするように印加される。ＲＡまたはＬＡ ＣＳ心房ペース／検知電極１７および１９または２８および３０の他方の対において、Ｐ波を検知することなく、ＲＡまたはＬＡ ＣＤＷＳがタイムアウトする場合、ＲＡまたはＬＡペーシング出力回路３３４または４３４によって心房ペース／検知電極の他方の対に心房ペースパルスが送出される。
【００９０】
Ｐ波が検知されずに、Ｖ−Ａ補充間隔がタイムアウトし、その後、それぞれ、ＲＡ ＥＩ ＰＴ信号またはＬＡ ＥＩ ＰＴ信号に応答して、それぞれ、各ＲＡペース出力回路３３４またはＬＡペース出力回路４３４によって、ＲＡペースパルスまたはＬＡペースパルスが送出されると仮定する。いずれの心房ペーシングパルスを送出するかの選択をプログラムすることができる。ＲＡペースパルスが、ＲＡペース／検知電極１７および１９にわたって送出される場合、ＬＡ ＣＤＷ時間がＬＡ ＣＤＷ時間タイマ３３０で始動される。ＬＡ ＣＳペース／検知電極２８および３０においてＰ波を検知することなく、ＲＡ ＣＤＷ時間がタイムアウトする場合、心房ペースパルスがＬＡ ＣＳペース／検知電極２８および３０に送出される。
【００９１】
いずれの場合も、ＡＶ遅延タイマ１６０が始動して、Ｐ波の検知によってＳＡＶ遅延をタイムアウトさせるか、または心房ペースパルスの送出によってＰＡＶ遅延をタイムアウトさせる。上述したように、好ましくは、個別のプログラム可能なペーシングされたＳＡＶＲＡおよびＳＡＶＬＡ遅延は、最初の心房検知事象が、ＲＡペース／検知電極１７および１９か、ＬＡ ＣＳペース／検知電極２８および３０のいずれにわたって検知されるかによって使用される。個別のプログラム可能なペーシングされたＰＡＶＲＡおよびＰＡＶＬＡ遅延はまた、最初の心房ペーシングパルスが、ＲＡペース／検知電極１７および１９か、ＬＡ ＣＳペース／検知電極２８および３０のいずれにわたって送出されるかによって使用される。これらの４つの可能な遅延は、「オン」または「オフ」でプログラムされ、遅延値は、ＲＡＭ／ＲＯＭチップ１１０内にプログラムされる。プログラムされた遅延値は、プログラム可能ＡＶ遅延タイマ１６０で用いられ、心房ペーサタイミング／ロジック回路１２０Ａにおいて、ＡＶ遅延選択ロジックによって生成されたＲＳＡＶ、ＬＳＡＶトリガー信号の１つによって、または、Ｖ−Ａ補充間隔タイマ（複数可）によって生成されたＲＰＡＶ、ＬＰＡＶトリガー信号の１つによって始動される。別法として、単一のＲＡＶまたはＬＡＶ遅延のみが、それぞれ、ＲＳＡＶおよびＲＰＡＶトリガー信号またはＬＳＡＶおよびＬＰＡＶトリガー信号に応答して、トリガーされることができる。
【００９２】
最も一般的な場合、ＡＶ時間遅延の間に、ＲＶまたはＬＶ ＣＳペース／検知電極３８および４０または４８および５０の一方の対にわたって、Ｒ波が検知される場合、ＳＥＲＶまたはＳＥＬＶ信号が、ＲＶ検知増幅器５２６またはＬＶ検知増幅器６２６によって生成され、心室ペーサタイミング／ロジック回路１２０Ａのロジックをリセットするように印加される。リセット信号はライン１６４上で生成され、リセット信号を使用して、図６のＡＶ遅延タイマがリセットされる。ＳＥＲＶまたはＳＥＬＶ信号もまた使用して、心室ペーサタイミング／ロジック回路１２０ＶにおいてＶ−Ａ補充間隔が始動され、各ＲＶまたはＬＶ ＣＤＷタイマ５３０または６３０において心室ＣＤＷ時間が始動される。ＲＶまたはＬＶ ＣＳペース／検知電極３８および４０または４８および５０の他の対においてＲ波を検知することなく、心室ＣＤＷ時間がタイムアウトする場合、それぞれＲＶまたはＬＶペーシング出力パルス発生器５３４または６３４により心室ペースパルスが心室ペース／検知電極の他の対に送出される。
【００９３】
Ｖ−Ａ補充間隔がタイムアウトする場合、通常、心室ペースパルスが最初にＲＶペース／検知電極３８および４０にわたって送出され、ＲＶ ＣＤＷ時間がＲＶ ＣＤＷタイマ５３０において始まる。ＬＶ ＣＳペース／検知電極４８および５０においてＲ波を検知することなく、心室ＣＤＷ時間がタイムアウトする場合、ＬＶペーシング出力回路６３４によって心室ペースパルスがＬＶ ＣＳペース／検知電極４８および５０に送出される。
【００９４】
再び、ＲＡおよびＬＡ心房検知およびペーシング回路３００および４００に関して、ＲＡおよびＬＡ検知増幅器３２６および４２６の検知特性、ＣＤＷ時間タイマ３３０および４３０のＣＤＷ時間ならびにペーシングパルス出力回路３３４および４３４のパラメータは、個別にプログラムされ、ＲＡＭ／ＲＯＭチップ１１０に格納されることができる。同様に、ＲＶおよびＬＶ心房検知およびペーシング回路５００および６００に関して、ＲＶおよびＬＶ検知増幅器５２６および６２６の検知特性、ＣＤＷタイマ５３０および６３０のＣＤＷ時間ならびにペーシングパルス出力回路５３４および６３４のパラメータは、個別にプログラムされ、ＲＡＭ／ＲＯＭチップ１１０に格納されることができる。さらに、両心室および両心房動作モードのいずれか、または両方は、任意選択で、特定の患者または特定の患者の状態の変化に対応するためにプログラム上でオフされることができる。たとえば、上述した両心房ペーシングモードをプログラム上でオンし、最適な心房伝導時間遅延を選択し、両心室ペーシングおよび検知機能をプログラム上でオフすることによって、先に参照した左心房頻脈性不整脈を処置することができてよい。逆に、両心房ペーシングおよび検知機能が選択的にプログラム上でオフされ、両心室ペーシングおよび検知機能が、最適にプログラムされて、正常な心房間伝導および異常に長い心室間伝導遅延を有する患者に対する治療が提供されてよい。
【００９５】
上述した図６および図７の４腔ペーシングシステムは、たとえば、少なくとも１つの電流複製器を使用して、２腔ＤＤＤペーシングモードで動作する２腔ＡＶ順次ペーシングシステムとして選択的に構成されることができることが理解されよう。たとえば、左心房ペーシングおよび検知システム３００および左心室ペーシングおよび検知システム６００および関連する部品は、なくされるか、または、ＲＡおよびＲＶのＡＶ順次ペーシングおよび検知を行なわないようにプログラムされることができる。ここで、ＲＡ絶縁電流複製器３２５は上述した方法で動作する。したがって、図６および図７はまた、本発明を組み込むことができる、こうした２腔ペーシングシステムを示すことが理解されるべきである。
【００９６】
図８について考えると、図８は、概略的に、図４および図６、図７の絶縁型電流複製器２２５、３２５、４２５、および６２５として使用可能なＧＭＲ絶縁型電流複製器を示す。ＧＭＲ絶縁型電流複製器は、米国特許第６，２５２，３９０号、および、「Magnetically Coupled Linear Isolator」(IEEE Trans, on Magnetics, vol. 33, no, 5, September 1997, pp.4029-4031)と題するT.M. Hermann等による論文および「Monolithic 4-20mA Isolating Current Replicator using GMR Resistors」(ISSC98/Session 17/Sensor Technology/Paper SA 17.5)と題するW.L. Hui等による論文に記載される方法で、機能し、好ましくは作製される。
【００９７】
最近、２つの主要表面（それぞれの上には、非等方的強磁性薄膜が形成されている）を有する分離材料からなる中間薄層の形態で磁界素子を設けることは、こうした「サンドイッチ」構造の強磁性薄膜および中間層の厚みが十分に薄く作られた場合、「巨大磁気抵抗効果（ＧＭＲ）作用」をもたらすことがわかった。この効果は、こうした強磁性膜と中間層を特別に交互に並べたものを用いて、こうしたＧＭＲ素子を形成して超格子を形成することによって、増大されることができる。得られる増大したＧＭＲ効果は、よく知られている非等方的磁気抵抗応答による大きさより最大一桁大きい範囲内にある可能性のある、ＧＭＲ抵抗器の磁気抵抗応答を生ずる可能性がある。
【００９８】
米国特許第６，２５２，３９０号ならびにHermannおよびHuiの論文は、信号絶縁体内で生ずる磁場状態を磁気抵抗を用いて検知することに基づいた信号絶縁体を開示しており、信号絶縁体は、有利には、強磁性薄膜材料を用いて作製されることができる。こうした信号絶縁体は、モノリシックＩＣの表面上に形成されることができて、それによって、絶縁体と絶縁体用の動作回路部の間に都合のよい電気接続部を設けることが可能になる。
【００９９】
図８に示す各ＧＭＲ絶縁型電流複製器２２５、３２５、４２５、および６２５は、クロスチャネル信号の伝導を阻止するために、互いから絶縁した集積回路として形成された入力電流ループ２０１と出力電流ループ２０５を備える。上述した好ましい実施形態において、入力電流ループ２０３は、１つまたは複数のブランキングスイッチによって、検知増幅器の入力およびペーシングチャネルのペーシングパルス回路の出力に結合される。出力電流ループ２０５は、高値負荷抵抗器２１２にわたってペーシング／検知チャネルのペース／検知電極と結合される。入力電流ループ２０３は、同じチャネルブランキング回路のブランキング回路スイッチによって同じチャネル検知増幅器入力に結合される。心臓脱分極信号は、クロスチャネルペーシングパルスの送出に続く、約５ミリ秒〜１０ミリ秒、たとえば、７ミリ秒の短いブランキング期間後に、出力電流ループ２０５から入力電流ループ２０３へ伝えられることができる。出力電流ループ２０５は、ＧＭＲ素子によって、入力電流ループ２０３に結合したペーシング回路部から絶縁されて、別のペーシングチャネルにおけるペーシングパルス送出に伴うクロスチャネル漏れ電流が、出力電流ループ２０５と結合したペース／検知電極対に印加されるのを防止する。
【０１００】
図８において、４つの磁界に敏感なＧＭＲ抵抗器２０２、２０４、２０６、および２０８は、ＩＣで作製した従来の演算増幅器（オペアンプ）２１０の入力端子、調整された電源、およびグラウンドに関して、ブリッジ構成で配置される。抵抗器２０２、２０４、２０６、および２０８は、高い磁気感度を示し、従来のＩＣプロセスに容易に組み込まれるＧＭＲ材料で作られる。各ＧＭＲ抵抗器２０２、２０４、２０６、および２０８の抵抗値は、それぞれのＧＭＲ誘導子コイル２０２’、２０４’、２０６’、および２０８’または各ＧＭＲ素子を通して横切る電流信号によって作られる磁界の関数として変化する。逆に、各ＧＭＲ抵抗器２０２、２０４、２０６、および２０８を横切る電流は、それぞれの誘導子コイル２０２’、２０４’、２０６’、および２０８’を通して電流を誘導する。
【０１０１】
入力電流ループ２０３は、それぞれ、磁界に敏感な抵抗器２０２および２０８の上に重なる誘導子コイル２０２’および２０８’を有するＩＣ基板上に形成される入力電流搬送ＩＣ導体でできている。各ＧＭＲ抵抗器２０２および２０８は、誘導子コイル２０２’および２０８’を通って入力電流信号によって作られる磁界がない場合に第１抵抗値を有する。入力電流信号が、入力電流搬送導体２０３に対して、かつ、それぞれ、コイル２０２’および２０８’を通して印加されると、磁界が各ＧＭＲ抵抗器２０２および２０８上に生成され、それによって、その抵抗値の変化が生ずる。
【０１０２】
同様に、出力電流ループ２０５は、それぞれ、磁界に敏感な抵抗器２０４および２０６の上に重なる誘導子コイル２０４’および２０６’を有するＩＣ基板上に形成される出力電流搬送ＩＣ導体でできている。各ＧＭＲ抵抗器２０４および２０６は、電流信号がない時に第１抵抗値を、電流信号が、出力電流搬送導体２０５に印加され、それぞれ、コイル２０４’および２０６’に磁界を誘導する時に第２抵抗値を有する。この場合、出力電流ループ２０５の電流信号は、オペアンプ２１０か、出力電流ループに結合するペース／検知電極対を横切る電気信号のいずれかによって生成されることができる。
【０１０３】
ＩＣ上に形成されるオペアンプ２１０は、第１および第３巨大ＧＭＲ抵抗器２０２および２０８に結合した第１増幅器入力、第２および第４巨大ＧＭＲ抵抗器２０４および２０６に結合する第２増幅器入力、および出力電流ループ２０５に結合する増幅器出力を有する。入力電流ループ２０３の電流は、出力電流ループ２０５のオペアンプ２１０によって生成される、絶縁された等しいフィードバック電流によって平衡し、それによって、ペーシングパルスは、出力電流ループ２０５と結合するペース／検知電極対に送出されることができる。逆に、心臓脱分極信号が、ペース／検知電極から出力電流ループ２０５に伝導されると、心臓脱分極信号は、オペアンプ２１０のオペアンプ入力を不平衡にし、それによって、電流が入力電流ループ２０３に誘導され、心臓脱分極信号が複製される。
【０１０４】
ペーシングパルス回路によって生成されたペーシングパルスは、入力電流ループ２０３に印加され、信号電流によって、第１および第２ＧＭＲ抵抗器２０２および２０８は抵抗値を変え、オペアンプ２１０の入力を不平衡にする。出力電流ループ２０５のオペアンプ２１０によって生成された信号は、ペーシングパルスを複製し、それによって、抵抗器２１２およびペース／検知電極対にわたって複製されたペーシングパルスを生成する。
【０１０５】
ペース／検知電極対を横切る心臓脱分極信号または他の電気信号によって、電流は、出力電流ループ２０５内に誘導され、第３および第４ＧＭＲ抵抗器２０４および２０６は抵抗値を変える。抵抗値の変化は、オペアンプ２１０の入力に印加された電圧を変える。入力を再平衡化させるための、オペアンプ２１０によって引き出される電流によって、電流が、第１および第３ＧＭＲ抵抗器２０２および２０８を通って引き出され、その電流が、各第１および第３ＧＭＲ誘導子コイル２０２’および２０８’に電流を誘導し、その電流は入力電流ループ２０３を通って検知増幅器入力に印加される。
【０１０６】
図８に示すＧＭＲ絶縁型電流複製器２２５、３２５、４２５、および６２５は、標準的なバイポーラプロセスおよびＣＭＯＳプロセスを用いて集積化されることができ、実質的にハイブリッドの容積、ハイブリッドの費用（ＦＡＰＣ）を低減することができ、検知増幅器をペーシング出力回路から絶縁することについて、従来の方法と比べて、信頼性および患者の安全性を高めることができる。
【０１０７】
さらに好ましい実施形態において、ＭＥＭＳで作製した絶縁変圧器を備えるモノリシック絶縁回路は、図４および図６、図７の絶縁型電流複製器２２５、３２５、４２５、および６２５として用いられるように取って代わる。こうしたモノリシック絶縁回路３０２は、図９に示されており、絶縁層３１０によって分離されたＭＥＭＳで作製された低損失入力および出力コイル３０６および３０８を備え、絶縁層は、入力コイル３０６を出力コイル３０８から絶縁させる。この設計は２５００ボルトのスタンドオフを提供する。再び、この技術は、上述した同様な利点を可能にする標準的なＣＭＯＳウェハ３１２の上部に集積化されるであろう。
【０１０８】
上述の好ましい実施形態において、ＧＭＲ絶縁型電流複製器またはＭＥＭＳで作製した絶縁変圧器は、それぞれのＣＤＷＳおよびＣＤＷＰを、０ミリ秒から任意の好ましい上限までの範囲でプログラムすることを可能にすることが理解されるであろう。ＣＤＷＰおよびＣＤＷＳが０ミリ秒でプログラムされている時、右または左心腔の一方における検知された事象またはペーシングされた事象は、他の心腔に対するペーシングパルスのほぼ同時の送出をトリガーする。プログラム可能な最大ＣＤＷＳおよびＣＤＷＰは、図１に示す生理的活性化シーケンス伝導遅延を補償するために約１００ミリ秒であると想定される。すなわち、長いＣＤＷをプログラムして、伝導された脱分極を検知すること、および、右および左心腔ペース／検知電極の任意の対間での実際のペーストリガーされた伝導遅延または自発性伝導遅延を測定することが可能になる。すなわち、右心腔と左心腔の間の伝導がない場合、長いＣＤＷをプログラムして、１つの心腔における検知されたかペーシングされた事象に続いて、他の心腔に対して遅延の非常に長いペーシングパルスを送出して、右および左心腔の脱分極の特定の治療タイミングを得ることができる。
【０１０９】
しかし、上述したペーシングシステムは、動作が単純化されてもよく、それでも、上述したＧＭＲ絶縁型電流複製器またはＭＥＭＳで作製した絶縁変圧器を用いる恩恵を享受することが理解されよう。たとえば、ペーシングモードは、上述した禁止されたモードではなくＣＤＷをタイムアウトしない付託されたモードにプログラムされて、それによって、ＲＨＣおよびＬＨＣペーシングパルスは、先行するペーシングパルスまたは検知事象から計時されたペース遅延後に、同時かあるいは所定の右−左または左−右シーケンスで、常に送出される。この場合、単純な遅延または遅延窓は、条件付きでなく、タイムアウトによって、それぞれ、ＬＨＣまたはＲＨＣペーシングパルスの送出をもたらす、通常、Ａ−Ａ遅延（心房）またはＶ−Ｖ遅延（心室）と呼ぶ、ＲＨＣまたはＬＨＣのペーシングパルスすなわち検知された事象からタイムアウトされる。したがって、「遅延窓」は、こうしたＡ−Ａ遅延またはＶ−Ｖ遅延、あるいは、ＲＨＣ−ＬＨＣの実施形態における種々のタイプの上述したＣＤＷのことを言ってよい。
【０１１０】
したがって、本発明は、単一心腔内、すなわち、選択された上部および下部ならびに右および左心腔の中の、少なくとも第１および第２部位においてペーシングおよび検知を行う任意のペーシングシステムで実施できることを理解することができる。両心房または３腔または４腔ペーシングシステムにおいて、第１部位は、右心房および左心房の一方であり、第２部位は、右心房および左心房の他方である可能性がある。両心室または３腔または４腔ペーシングシステムにおいて、第１部位は、右心室および左心室の一方であり、第２部位は、右心室および左心室の他方である可能性がある。ＡＶ順次ペーシングシステムにおいて、第１部位は心房心腔および心室心腔の一方であり、第２部位は、心房心腔および心室心腔の他方である可能性がある。
【０１１１】
２極心房および／または心室リード線システムが、図面に示され、上述されているが、本発明は、右および左心腔内のまたはそのまわりの図示した位置の単一ペース／検知電極、および図２、図３および図５のＩＰＧ１２のハウジングの外面の一部として形成された遠隔電極２０を使用する単極リード線システムと共に使用されてよいことが理解されるであろう。さらに、ＲＡ、ＬＡ、ＲＶ、およびＬＶ上またはその内部の電極部位に設置されるようになっている、図示したリード線およびペース／検知電極の代わりに、他のリード線およびペース／検知電極を用いてもよい。
【０１１２】
前述の具体的な実施形態は本発明の実施を例示している。したがって、本発明または添付特許請求項の範囲から逸脱することなく、当業者に知られているか、本明細書で開示される他の手段を使用してよいことが理解されるべきである。したがって、添付特許請求項の範囲内で、本発明の精神および範囲から実際に逸脱することなく、具体的に述べた方法以外の方法で本発明を実施してよいことが理解されるべきである。
【図面の簡単な説明】
【０１１３】
【図１】心臓脱分極波の、心臓を通る正常な電気的活性化シーケンスでの伝達を示す図である。
【図２】本発明が実施される２腔の両心房ペーシングシステムを示す略図である。
【図３】本発明が実施される２腔の両心室ペーシングシステムを示す略図である。
【図４】図２および図３のシステムで使用される、右および左心腔ＩＰＧのための、本発明の回路部の単純化したブロック図である。
【図５】本発明が実施される３腔または４腔の両心房および／または両心室ペーシングシステムを示す略図である。
【図６】右および左、上部および下部の心腔を選択的にペーシングするために、４ペーシング腔を提供するためか、選択的に３ペーシング腔を選択的にプログラムするための、図５のシステムで使用される本発明のＩＰＧ回路部の一実施形態の単純化したブロック図の一部である。
【図７】右および左、上部および下部の心腔を選択的にペーシングするために、４ペーシング腔を提供するためか、選択的に３ペーシング腔を選択的にプログラムするための、図５のシステムで使用される本発明のＩＰＧ回路部の一実施形態の単純化したブロック図の一部である。
【図８】本発明による、図４および図６、図７の回路部のＮ個の検知増幅器のうちの最大Ｎ−１個の検知増幅器を、関連するペース／検知電極対から絶縁するための、ＧＭＲ素子を使用した、ブリッジ構成の例示的な絶縁電流複製器回路の略図である。
【図９】ＭＥＭＳ作製技法を使用して形成された絶縁型電流複製器の略図である。
【０００１】
本発明は、単一心腔ペーシング、または、少なくとも１つの上部心腔と１つの下部心腔におけるＡＶ順次ペーシングおよび検知を含む多腔ペーシング、および／または、２心腔、３心腔、または４心腔におけるペーシングおよび検知を含む両心房ペーシングまたは両心室ペーシングにおいて複数部位ペーシングを行う心臓ペーシングシステムに関し、特に、ある部位またはある心腔と連結した検知増幅器の少なくとも１つの入力において小型電気絶縁回路部を使用して、別の部位または別の心腔におけるペーシングパルスの送出に続く心臓脱分極の検知を改善することに関する。
【０００２】
心血管系は、体の種々の構造に酸素化された血液を供給する。正常に機能する心臓において、酸素化血液に対する体の要求は変わり、心臓は、要求を満たすために、心拍数および収縮力を増減することによって反応する。心底に近い上部右心房壁の洞房結節が生成した電気信号は、上部心腔、すなわち、右心房および左心房を通って伝導され、右心房および左心房が、同期して収縮するようにさせる。上部心腔の収縮によって、上部心腔内にたまった血液が、開いた心臓弁を通して右心室および左心室すなわち下部心腔内に押し出される。心房電気脱分極波は、心室の上方のＡＶ結節に達し、心室脱分極波の伝導がトリガーされ、右心室と左心室の間の隔壁内のヒス束を下方に向かって、心尖へと導かれる。その後、脱分極波が、心臓の外部心室壁を通って、上方へ、後方へ、および前方へ進むにつれて、心室は、洞房結節脱分極に続く短い房室（ＡＶ）遅延時間後に収縮する。下部心腔は、収縮し、血液を体の血管系を通して循環させる。心室腔を最大限空にする右心室および左心室の収縮は、組織化された方法で進行する。心房腔および心室腔の同期した電気脱分極は、電気的に検知され、表示されることができ、電気波形は、一般に受容された習慣により「ＰＱＲＳＴ」群として特徴付けられている。ＰＱＲＳＴ群は、心房脱分極波に対応するＰ波、心室脱分極波に対応するＲ波、および心臓細胞の再分極を表すＴ波を含む。
【０００３】
種々の疾病機構は伝導障害を生じ、伝導障害は、正常の心臓刺激伝導系に干渉し、体に適切な心拍出量を供給する心臓の能力に影響を与える。ある疾病機構において、洞房結節は、酸素化血液に対する要求を満たすのに必要とさるのと同じ程度に速く脱分極し、Ｐ波を始めることができないか、または、心房は、心室の反応能力を十分に超えるレートで自発的に脱分極する可能性がある。こうした状況において、心室は、異所性脱分極部位から自発的に脱分極することによって、補償する場合がある。ＳＡ結節が正しく働いている他の場合において、１：１の心房および心室脱分極同期が失われるが、その理由は、ＡＶ結節が全てのＰ波に反応できないか、または、ヒス束の欠陥が心室脱分極の伝導に干渉するからである。これらの場合の全てにおいて、心室は、適切でないレートで収縮して、適切な心拍出量を供給する可能性がある。
【０００４】
心房または心室があまりにゆっくり収縮する時に、患者は、うまく機能しない心腔に、十分な心拍出量を回復するペーシングレートでペーシングパルスを印加することによって、心拍数を回復させるための心臓ペースメーカ埋め込みの対象となる可能性がある。最新の埋め込み可能心臓ペースメーカは、埋め込み可能パルス発生器（ＩＰＧ）、および、ＩＰＧから心腔に対して設置された１つまたは複数のペース／検知電極に延びて、ペーシングパルスを送出し、Ｐ波またはＲ波を検知するようにする１つまたは複数のリード線を備える。通常、リード線は、経静脈的に、上大静脈および右心房を介して特定の心腔に導入され、ペース／検知電極は、リード線の遠位端の固定機構によって心臓組織との接触を維持される。しかし、リード線は、ＩＰＧと心臓の外部の間で皮下に配置され、ペース／検知電極は、所望の部位の心外膜に取り付けられてよい。さらに、心内膜冠状静脈洞リード線は、右心房を通って冠状静脈洞および大静脈内に導入されて、ペース／検知電極が左心房または左心室に近接して設置されるようにする。
【０００５】
単腔型のデマンドペースメーカを埋め込んで、単一の上部または下部心腔、通常、右心房または右心室にペーシングパルスが、当該腔の徐脈に応答して供給される。ＡＡＩペーシングモードで動作する心房のデマンドペースメーカにおいて、心房補充（逸脱）間隔タイマによって計時された心房補充間隔（Ａ−Ａ間隔）内で、心房ペース／検知電極に結合した心房検知増幅器によってＰ波が検知されない場合、心房ペーシングパルスがＩＰＧによって、心房ペース／検知電極に送出される。ＶＶＩペーシングモードで動作する心室のデマンドペースメーカにおいて、心室補充間隔タイマによって計時された心室補充間隔（Ｖ−Ｖ間隔）内で、心室ペース／検知電極に結合した心室検知増幅器によってＲ波が検知されない場合、心室ペーシングパルスが、心室ペース／検知電極に送出される。
【０００６】
２腔型のデマンドペースメーカを埋め込んで、１つの上部心腔および１つの下部心腔、通常、右心房および右心室に対して、必要とされる時に、ペーシングパルスが供給される。ＤＤＤペーシングモードで動作する２腔型のデマンドペースメーカにおいて、ＡＡＩおよびＶＶＩペーシングモードは両方とも、先に決めた条件下で起こる。心房検知増幅器によるＰ波の検知から計時したＡＶ時間間隔内で、心室ペース／検知電極に結合した心室検知増幅器によってＲ波が検知されない場合、心室ペーシングパルスが、心室ペース／検知電極に送出される。
【０００７】
何年間にもわたって、心腔の徐脈および頻脈の両方を含む種々の伝導障害は、少なくとも１つの電極部位で検知された脱分極と同期して、心腔内または心腔のまわりに位置決めされた複数の電極部位で印加された刺激によって利益を得るであろうと提案されてきた。さらに、伝導欠陥を補償するために、また、１つの上部心腔または下部心腔で本来起こる脱分極が、他の上部心腔または下部心腔に十分に高速に伝導しないうっ血性心不全においてペーシングを使用することが提案されてきた。こうした場合、右心腔および左心腔は、互いに最適に同期しては収縮せず、心拍出量は、タイミング不平衡によって被害を受ける。他の場合には、左心房または左心室の自発性脱分極は、これらの左心腔の異所性病巣で発生し、自然な活性化シーケンスが著しく乱される。こうした場合、右および左心腔の収縮が、心腔から血液を噴出させるのに十分に同期しないため、心拍出量が低下する。
【０００８】
うっ血性心不全を患う患者において、心臓は拡張し、心腔の伝導および脱分極シーケンスは、心房内伝導欠陥（ＩＡＣＤ）、左脚ブロック（ＬＢＢＢ）、右脚ブロック（ＲＢＢＢ）、および心室内伝導欠陥（ＩＶＣＤ）を示す場合がある。右心房および／または右心室の単腔ペーシングおよび２腔ペーシングは、こうした場合、欠陥のある伝導経路およびペース／検知電極の場所しだいでは逆効果を生じる可能性がある。
【０００９】
同一譲受人に譲渡された米国特許第５，９０２，３２４号およびその特許において開示された引例において述べられたように、ペーシング治療を行って、これらの状態を軽減し、左右、上下心腔の同期した脱分極を回復するようにする多くの提案が提唱されてきた。通常、右心房は、Ａ−Ａ補充間隔の終了でペーシングされ、左心房は、同時にペーシングされるか、または、短い遅延時間後に同期してペーシングされる。同様に、右心室は、Ｖ−Ｖ補充間隔の終了でペーシングされ、左心室は、同時にペーシングされるか、または、短い遅延時間後に同期してペーシングされる。これらの特許のあるものは、「両心室」または「両心房」のデマンドペーシング機能またはトリガーされたペーシング機能を有するＤＤＤペーシングの限定された形態を提案している。補充間隔の終わり、または、ＡＶ遅延（「ペーシングされた事象」）の終わりに送出されたペーシングパルスは、他の心腔に対してペーシングパルスの同時のまたは少し遅れた送出をトリガーする。
【００１０】
先に参照した米国特許第５，９０２，３２４号は、補充間隔またはＡＶ遅延の終わりに右心腔（ＲＨＣ）または左心腔（ＬＨＣ）をペーシングすることを提案している。ＲＨＣまたはＬＨＣのうちの他方の心腔におけるペーシングは、伝導された脱分極が、その他方の心腔において、ペース／検知電極の場所に関連し、その特許では伝導遅延窓（ＣＤＷ）と呼ぶ生理的時間の間に検知される場合には禁止される。
【００１１】
これらの手法は、右および左心臓脱分極波の重大な伝導障害を有する疾患のある心臓において右および左心腔の同期した収縮を回復させる見込みのあることを示しているが、生理的な方法で右および左心臓の同期性を保つことができない。右心房と左心房間の重大な伝導障害によって、右心房ペーシングまたはＰ波の検知と同期して左心房をペーシングすることによって抑圧することができる左心房粗動または細動を生ずる可能性がある。そして、特に、心不全を病む患者において、左心房および左心室心拍出量は、左および右心腔の同期性が回復される時に著しく改善される可能性がある。
【００１２】
上述したペーシングシステムの全ては、デマンドモードおよび／またはトリガーされたモードおよび／または同期モードで動作し、それらのモードは、電磁干渉（ＥＭＩ）の存在下で、かつ、ペーシングパルスの送出に続く出来る限り短時間において、１つまたは複数の部位すなわち心腔においてＰ波および／またはＲ波を正確に検知する能力に依存する。単腔、複数腔または複数部位ペーシングシステムの各ペーシング部位について、「ペーシングチャネル」は、リード線、ペーシング出力回路、検知増幅器、およびその部位用のペース／検知電極対に延びるリード線に結合した関連回路部によって決まる。検知増幅器の入力および出力回路の出力コンデンサは、一般に、それぞれのペース／検知電極対に結合する。ペーシングパルスは、ペーシングチャネルのペース／検知電極対に送出され、ペース／検知電極対において、ペース／検知電極の少なくとも一方はペーシング部位にあり、他方の不関ペース／検知電極は、２極ペーシングおよび検知を行うために電極に近いリード線上に設置されるか、または、単極ペーシングおよび検知を行うために、より遠隔の場所、たとえば、ＩＰＧの容器または筐体に設置される。いずれ場合も、全てのペーシングチャネルの不関ペース／検知電極は全て、通常、共通して、かつ、ペーシング回路部の共通接地回路に電気接続される。バッテリもまた、通常、共通接地回路に接続される。ペーシング出力回路の低抵抗値カップリング部品もまた、漏れ電流を、２つ以上のペーシングチャネルのペース／検知電極対の活性ペース／検知電極に伝導することができる。
【００１３】
いくつかの理由で、同じチャネルまたは別のチャネルへのペーシングパルスの送出に続く期間の間に、ペーシングされた脱分極または自発性脱分極によって引き起こされたＰ波、Ｒ波、またはＰＱＲＳＴ群の他の信号を検知することは難しいことが多い。リード線導体、ペース／検知電極対と心臓組織すなわち流体との「電極−組織界面」、および、ペース／検知電極対間の大量の心臓組織すなわち流体は、出力回路の出力およびペーシングチャネルの検知増幅器の入力に提示される容量性―抵抗性リアクタンスを含む。ペーシングパルスは、通常、充電された出力コンデンサが、出力コンデンサと直接結合したペーシングチャネルの容量性―抵抗性リアクタンスに部分的に放電することによって送出され、ペーシングパルスとペーシングパルスの間の間隔の間に、出力コンデンサが再充電される。ペーシングパルスエネルギーは、意図された「同じチャネル」のペース／検知電極対に直接送出されるが、漏れ電流すなわち「クロストーク」は、ペーシングシステムの共通接地およびカップリング部品を通ってペース／検知電極対または未ペーシングのペーシングチャネルへ「クロスチャネル」で伝導される可能性がある。
【００１４】
それぞれが、組織固有の双極子モーメントの分極をもたらす放電電流または漏れ電流によって組織−電極界面の電気的平衡状態が破壊されているため、出力コンデンサの放電によって、それぞれ同じチャネルまたはクロスチャネルの後作用が生ずる。これらの刺激が起こした「後電位」は、ペース／検知電極対に結合した従来のペースメーカ検知増幅器に対して、ペーシングパルス送出に続いて、電気的平衡状態が回復するまでのある時間枠の間持続する減衰電圧信号として現れる。これらの後作用は、刺激パルスの送出の直後に続くか、または、送出によって生ずる心臓の脱分極を検知する検知増幅器の能力を妨害する。
【００１５】
米国特許第４，４７６，８６８号、第４，４０６，２８６号、第３，８３５，８６５号、および第４，１７０，９９９号で例示されたように、ペーシングパルスの後縁に追従してペース／検知電極対を通して送出される「高速再充電」電流によって、ペーシングパルスの後電位を中和し、同時に出力コンデンサを再充電する種々の試みが従来技術において行なわれてきた。しかし、単に十分な電流を電極−組織界面を通って流して出力コンデンサを再充電しても、必ずしも電極−組織系がそれ以前の平衡状態に戻らない。別法として、米国特許第４，４９８，４７８号に開示されたように、単にパルスの送出に続いてパルス送出に関わる電極をいっしょに結合すること、または、米国特許第４，８１１，７３８号に開示された低エネルギーパルス列によって、刺激パルス送出の後作用を中和することが提案されてきた。
【００１６】
米国特許第５，９０２，３２４号に記載されているように、また、同一譲受人に譲渡された米国特許第５，１５６，１４９号において、集積回路（ＩＣ）技術が採用された時以来、実質的に信号源を装備しない非常に高いインピーダンスのＰ波およびＲ波検知増幅器がペーシングシステムにおいて使用されてきた。検知増幅器は、同一譲受人に譲渡された米国特許第４，２７５，７３７号、第４，３７９，４５９号、および第４，６４９，９３１号の教示を反映して、たゆまない開発および工夫を受けてきた。しかし、心臓により生成される低レベル信号を検知するために高いインピーダンスおよび高い利得を必要とする、基礎にある設計哲学は、何年にもわたって同じのままである。バンドパスフィルタ、時間領域フィルタリング、および振幅しきい値比較は、使用され続けて、ＥＭＩ、および、同じチャネルまたはクロスチャネルのペース／検知電極対に印加された以前のペーシングパルスから存続する同じチャネルおよびクロスチャネルの後電位からＰ波またはＲ波が見分けられる。従来技術の高入力インピーダンス検知増幅器回路は、検知増幅器の入力端子に結合したペース／検知電極間で送出されたか、または、他の心腔または他の部位のペース／検知電極間で送出されたペーシングパルスによって容易に飽和する。
【００１７】
米国特許第３，７５７，７９１号、第３，７６６，４１３号、および第３，８１４，１０６号に示されるように、初期のＡＶ順次の、ＤＶＩ２腔ペーシングシステムが開発された時、絶縁変圧器によって、心室ペース／検知電極から心房検知電極を電気的に絶縁することが都合がよいということが見出された。しかし、比較的かさばる巻線変圧器を使用するこの手法は、ＩＰＧ回路部の小型化を可能にするＩＣ作製技術の採用および十分に小さく信頼性のあるディスクリート部品変圧器を得ることができないことによって放棄された。
【００１８】
たとえば、同一譲受人に譲渡された米国特許第４，３１０，０００号に記載されるように、個別のリード線導体および電極をペーシングパルス出力回路および検知増幅器入力端子に専用にすることによって、検知機能とペーシング機能の間の相互作用を最小にすることも提案されてきた。しかし、リード線サイズおよび制限されたＩＰＧ筐体フィードスルー空間およびコネクタサイズの考慮事項によって、これまで上記のように共有されるペース／検知電極を有するＩＰＧコネクタおよびリード線システムの使用が余儀なくされてきた。
【００１９】
これまでのところ、同じチャネルペース／検知電極対にわたってペーシングパルスを送出することによって、または、任意の他のペーシングチャネルのペース／検知電極対へペーシングパルスを送出することによって始動する所定の「ブランキング」期間の間、検知増幅器入力端子が、通常、ペース／検知電極から切り離されてペーシングパルスエネルギーによる飽和を防止するのに役立つ。ブランキング期間は、通常、さらなる時間枠の間延びて、電極−組織界面での後電位が、対象の心臓信号を確実に検知するのに十分に消散することを可能にする。ブランキングスイッチは、通常閉じているが、ブランキング期間の間開いている検知増幅器入力の１つまたは両方と直列に接続されている単一ＦＥＴスイッチ、および／または、通常開いているが、ブランキング期間の間閉じている入力端子にわたって結合している別のＦＥＴスイッチを通常備える。例示的なブランキング回路部は、たとえば、同一譲受人に譲渡された米国特許第４，４０１，１１９号に開示されている。通常の同じチャネルブランキング期間は持続期間が約１００ミリ秒であり、通常のクロスチャネルブランキング期間は、現代のペースメーカＩＰＧにおいて約３０ミリ秒である。
【００２０】
ＩＣ作製を採用する前は、検知増幅器は、ハイブリッド回路部として組み立てられた、むしろかさばるディスクリート部品で作られた。単腔ペーシングシステムにおいて、検知増幅器出力信号が下流のペースメーカ回路部によって用いられることを防止することによって、ブランキングが行なわれた。検知増幅器およびペーシング出力回路部は、ハイブリッドパッケージ内に搭載されたディスクリート部品およびバイポーラＩＣを使用して作製された。タイミング機能および制御機能は、最近は、マイクロプロセッサ、メモリおよび関連する部品を組み込み、マイクロコンピュータを形成する、デジタルＩＣ作製技法を使用して実施され基板上に搭載された。ごく最近では、単一チップ上の一定のディスクリート部品を除く、ペーシングＩＰＧ回路部の全てを統合する、リニアで、かつミクロン以下のＣＭＯＳ作製技法が採用された。この技法は、電圧絶縁破壊および回路クロストークが少ないために、ブランキング期間を短くすることをますます難しくしてきた。
【００２１】
米国特許第５，９０２，３２４号を参照して上述した両心房または両心室検知およびペーシングシステムの状況において、たとえば、５〜１０ミリ秒と１００ミリ秒の間のペースパルスまたは、他の心腔における検知事象に応答して１つの心腔における伝導した脱分極を検知するようにＣＤＷをプログラムすることが望ましいであろう。ＣＤＷ時間は、右および左心腔ペース／検知電極の身体的場所および電極間の正常伝導時間遅延によって決まる。この範囲において、他方の心腔において送出され、計時されている心腔内のペース／検知電極に反映されたペースパルスからの後電位は、ＣＤＷ時間内に発生する伝導した心臓脱分極の任意の根元的な形跡を不明にするであろう。通常の１００ミリ秒のブランキング期間を用いて後電位問題を克服することによって、検知増幅器が伝導した脱分極波を検知するのが妨げられるであろう。
【００２２】
米国特許第５，９０２，３２４号において、ペース／検知電極対を２つの電極の極として扱い、２つの電極の極を装備して、通過する波面によってリード線システム内に注入される電流量を測定するようにする「電界密度クランプ」回路が使用されることが提案されている。電界密度クランプ検出システムは、この検出戦略が、リード線システムを通して励起可能な組織にペーシングエネルギーを送出することによって生ずる、いわゆる「電極分極」効果に比較的感度がないために、ペーシングおよび検知機能が電極の極を共有するシステムに特に適していることが主張されている。動作時、能動回路部は、２つの極の間で平衡状態を維持するのに必要な電界密度を確立し維持する。通過する波面によって生ずる電界擾乱は、電極での電位を平衡させようと試みる能動回路部によってゼロにされる。このゼロ状態を維持するのに必要な、仮想負荷を通って電極表面に供給される電流量は、監視され、通過する脱分極波面の検出に対する基準を形成する。仮想負荷の両端の電圧を監視し、その電圧を電流測定値と掛け算して、通過する脱分極波面によって電極システムに送出される電力の特徴を表すことも好ましい。残念ながら、この検知概念は本質的に、たとえば、従来の検知増幅器と比較して頻脈性不整脈エピソード中に、高い検知レートでの許容できない電流ドレインを含み、いくつかの信号源からＥＭＩを受け易い。
【００２３】
上述した例の全てにおいて、また、当業者にとって思いつくであろう他の例において、ペース／検知電極対にわたって伝導した、すなわち、本来の心臓脱分極を、同じか、または異なる対のペース／検知電極へペーシングパルスを送出した後に検知するのに使用される検知増幅器のブランキング期間を減らすことが依然として望ましい。ブランキング期間の低減は、ペーシングシステムのサイズを増加させず、ＩＰＧバッテリからの電流消費を増やさない方法で行われなければならない。
［発明の概要］
したがって、本発明は、少なくとも２つの部位または心腔でのペーシングシステムにおいて、ペース／検知電極対にわたって心臓脱分極を、同じか、または異なる対のペース／検知電極へペーシングパルスを送出した後に検知するのに使用される検知増幅器のブランキング期間を減らすことを対象とする。本発明は、ペース／検知電極対と結合した出力電流ループおよび検知増幅器入力に結合した入力電流ループを備えるモノリシック絶縁回路手段を組み込み、入力および出力電流ループは、集積回路導体として形成され、検知された心臓脱分極の絶縁型電流複製器として働く。Ｎ個の検知増幅器チャネル内にＮ個の検知増幅器を有する複数部位または複数腔ペーシングシステムにおいて、Ｎ−１個の絶縁型電流複製器が、ペース／検知電極と最大Ｎ−１個の検知増幅器の入力間の回路内にある。
【００２４】
好ましくは、それぞれの絶縁型電流複製器もまた、ペーシングパルス発生器とチャネルのペース／検知電極対の間の回路内にある。出力電流ループは、チャネルのペース／検知電極対と結合し、入力電流ループは、検知増幅器の入力およびペーシングパルス発生器の出力の両方と結合する。この実施形態において、入力電流ループへ送出されるペーシングトリガーパルスは、出力電流ループで複製され、ペース／検知電極へ送出されるが、ペース／検知電極および出力電流ループを横切る心臓信号は、入力電流ループで複製され、検知増幅器に供給される。
【００２５】
入力電流ループおよび出力電流ループは、互いに絶縁され、その結果、出力電流ループ、およびペーシングチャネルのペース／検知電極対を含む出力電流ループと結合した部品は、ペーシング回路部から切り離され、別のペーシングチャネルのペース／検知電極対へペーシングパルスを送出することに伴う漏れ電流から絶縁されている。出力電流ループは、入力電流ループに結合したペーシング回路部から絶縁されて、別のペーシングチャネルにおいてペーシングパルスを送出することに伴うクロスチャネル漏れ電流が、出力電流ループと結合したペース／検知電極対に印加されることを防止するようにする。したがって、後電位は、絶縁されたペース／検知電極対上で生成せず、ブランキング期間は、大幅に減らすことができる。
【００２６】
好ましくは、第１ブランキング期間は、ペーシングパルスが、入力電流ループに接続されている同じチャネルのペース／検知電極対に送出される時に、電流複製器入力電流ループと結合したそれぞれの検知増幅器に対して始められる。第２ブランキング期間は、クロスチャネルペーシングパルスが、入力電流ループに接続されている異なるペース／検知電極対に印加される時に始められる。後者の場合、ブランキング期間は、ゼロまたはペーシングパルス幅、および関連する再充電時間または約５ミリ秒〜約１０ミリ秒に設定されることができる。前者の場合、ブランキング期間は約５０ミリ秒〜約１００ミリ秒の範囲に設定されることができる。
【００２７】
一実施形態において、絶縁型電流複製器は、巨大磁気抵抗効果（ＧＭＲ：Ｇiant Ｍagneto-Ｒesistive)）素子、を使用して形成され、それぞれのＧＭＲは、モノリシック形態絶縁プレーナセルで作製され、従来のＶＬＳＩ回路部に組み込まれたＧＭＲ抵抗器と連結したＧＭＲ誘導子を備える。入力および出力電流ループは、ＧＭＲ抵抗器と連結したＧＭＲ誘導子を用いて形成され、ＧＭＲ抵抗器は、次に、ブリッジ回路において演算増幅器の入力と結合する。出力電流ループは、演算増幅器の出力およびペーシングチャネルのペース／検知電極対と結合する。入力電流ループは、検知増幅器の入力およびペーシングチャネルのペーシングパルス発生器の出力と結合する。
【００２８】
さらなる実施形態において、絶縁型電流複製器は、低損失入力および出力コイルを備える微小機械作製式（ＭＥＭＳ）絶縁変圧器でできており、低損失入力および出力コイルは、入力コイルを出力コイルから絶縁する絶縁層によって分離されている。
【００２９】
本発明は、種々の複数部位および複数腔ペーシングシステム、好ましくは、上部心腔および下部心腔において、あるいは２つの上部心腔において、あるいは２つの下部心腔において、あるいは３つまたは４つの心腔においてペーシングおよび検知を行い、必要であれば、上部心腔および下部心腔および／または右心腔および左心腔を同時にペーシング可能にする複数腔ペーシングシステムにおいて実施されることができる。本発明のこうしたペーシングシステムは、上述した複数腔ペーシングシステムの問題および制限を克服し、個々の患者の心臓のニーズに対して送出されるペーシング治療を調整するのに大きな柔軟性を提供する。
【００３０】
絶縁型電流複製器は、従来の容量性放電ペーシング出力回路および検知増幅器と共に使用されることができるので有利である。
さらに、ペース／検知電極と結合した絶縁型電流複製器によって、他の腔における自発性または誘発性脱分極から伝導された自発性および誘発性脱分極の形態が解析されて、伝導経路の異常(pathology)を確定することが可能になる。
【００３１】
本発明は、進行したうっ血性心不全を病んでおり、ＩＡＣＤ、ＬＢＢＢ、ＲＢＢＢ、および／またはＩＶＣＤを示す患者に対して、右および左心臓ペーシングを提供する時に多数の利点を提供する。ＣＤＷがタイムアウトになる特定の場合、ペーシングパルスまたは自発性脱分極から他の心腔への非常に短いＣＤＷ内で、右または左心腔のうちの一方の心腔において伝導した誘発性または自発性脱分極を検知する能力が、絶縁型電流複製器の使用によって増す。それぞれの制御用ＣＤＷ内で検出された検知事象によってペーシングパルスの送出を禁じることによって寿命が増す。ＩＰＧの種々の動作モードおよび各ＣＤＷおよび各ＡＶ遅延は、長期にわたる埋め込み中にプログラムされて、患者の状態が改善するか、または悪化する時の底流にある電気活動シーケンスの観察される変化に対して調整される。
【００３２】
本発明のこれらのおよび他の目的、利点、および特徴は、図面と共に考えると、本発明の好ましい実施形態の以下の詳細な説明からより容易に理解されるであろう。図面においては、同じ参照数字は、いくつかの図面を通して同じ構造を示す。
【発明を実施するための最良の形態】
【００３３】
以下の詳細な説明において、本発明を実施する例示的な実施形態に言及されるが、例示的な実施形態では、絶縁型電流複製器回路が、ペース／検知電極と、Ｎ個の検知増幅器を備えるペーシングシステムの最大Ｎ−１個の検知増幅器の検知増幅器入力との間に設置される。本発明の範囲から逸脱することなく他の実施形態が利用されてよいことが理解される。たとえば、左および右心腔の脱分極および収縮における同期性を回復して、左および右心腔の徐脈を処置するようにするための、要求に応じ、かつトリガーされたペーシングモードで動作する２腔ペーシングシステムまたはペースメーカの環境で利用された本発明の第１の好ましい実施形態が以下で開示される。上部心腔および下部心腔の右および左心腔の脱分極における同期性を回復するための、ＡＶ順次動作モードを有する４腔ペーシングシステムまたはペースメーカの環境において本発明の第２の好ましい実施形態もまた開示される。４腔ペーシングシステムは、上部または下部ペーシング腔のうちの一方を選択的に使用不能にすることによって、３腔ペーシングシステムとして働くように構成可能である。本明細書に詳細に記載される、２腔、３腔、または４腔ペーシングシステムおよび方法が埋め込まれ、単一心腔における、または、２つの心腔間の電気伝導擾乱の処置に使用することができることも理解されるであろう。
【００３４】
本発明は、ＤＤＤまたはＤＤＤＲペーシングモードで動作する２腔ペーシングシステムまたはペースメーカの環境で実施されることができることもまた理解されるであろう。
本発明を利用して、心房頻脈性不整脈が抑制されることができ、本発明が、特効のある高レートペーシングおよびカーディオバージョンショック治療を含む抗頻脈性不整脈システムに全体として組み込まれて、診断された不整脈を処置するために段階的な治療を供給することができる。
【００３５】
図１は、正常心拍数での正常電気的活性化シーケンスでの、心臓１０の右心房（ＲＡ）、左心房（ＬＡ）、右心室（ＲＶ）、および左心室（ＬＶ）を通る心臓脱分極波の伝達を示す図であり、先に参照した米国特許第５，９０２，３２４号に記載されているように、伝導時間が図上に秒で示されている。心周期は、通常、右心房壁の洞房（ＳＡ）結節での脱分極インパルスの生成、心房レベルでのバッハマン(Bachmann)束の心房伝導経路および節間路(Internodal tract)を通って左心房中隔に入るインパルスの伝達によって始まる。ＲＡ脱分極波は、約４０ミリ秒以内で房室（ＡＶ）結節および心房中隔に達し、約７０ミリ秒以内でＲＡおよびＬＡの最も遠い壁に達し、心房は、結果としてその収縮を完了する。集合的なＲＡおよびＬＡ脱分極波は、外部ＥＣＧ電極にわたって検知され表示されると、ＰＱＲＳＴ群のＰ波として現れる。それぞれ、ＲＡまたはＬＡ上に、またはそれに隣接して設置された単極または２極ペース／検知電極対の間を通過する心房脱分極波の成分はまた、検知されたＰ波と呼ばれる。外部ＥＣＧ電極または埋め込まれた単極心房ペース／検知電極の場所および間隔はある程度影響するが、正常Ｐ波幅は、こうした電極と結合した高インピーダンス検知増幅器によって測定されると、幅が８０ミリ秒を超えない。間隔が密な２極ペース／検知電極間で検知され、ＲＡまたはＬＡ内に、またはそれに隣接して設置された正常な近場(near field)Ｐ波は、高インピーダンス検知増幅器によって測定されると、わずか６０ミリ秒の幅しか有しない。
【００３６】
ＡＶ結節に達する脱分極インパルスは、約１２０ミリ秒の遅延後、心室間中隔のヒス束を下方へ分散する。脱分極波は、約２０ミリ秒後に心臓尖部(apical)領域に達し、その後、残りの４０ミリ秒にわたって、プルキンエ線維網を通って上方へ進む。集合的なＲＶおよびＬＶ脱分極波および脱分極した心筋の再分極を伴う後続のＴ波は、外部ＥＣＧ電極にわたって検知され表示されると、ＰＱＲＳＴ心周期群のＱＲＳＴ部と呼ばれる。それぞれ、ＲＶまたはＬＶ上に、またはそれに隣接して設置された単極または２極ペース／検知電極対の間を通過するＱＲＳ心室脱分極波の最も振幅の大きい成分はまた、検知されたＲ波と呼ばれる。外部ＥＣＧ電極または埋め込まれた単極心室ペース／検知電極の場所および間隔はある程度影響するが、正常Ｒ波幅は、高インピーダンス検知増幅器によって測定されると、幅が８０ミリ秒を超えない。間隔が密な２極ペース／検知電極間で検知され、ＲＶまたはＬＶ内に、またはそれに隣接して設置された正常な近場Ｒ波は、高インピーダンス検知増幅器によって測定されると、わずか６０ミリ秒の幅しか有しない。
【００３７】
この正常電気的活性化シーケンスは、進行したうっ血性心不全を病み、ＩＡＣＤ、ＬＢＢＢ、ＲＢＢＢ、および／またはＩＶＣＤを示す患者において非常に乱れる。これらの伝導欠陥は、ヒス束、右および左束分岐、またはより遠位のプルキンエ終端に沿う伝導不良により、ＲＶとＬＶの間の大きな非同期性を示す。通常の心室内ピーク−ピーク非同期生は、８０〜１６０ミリ秒以上の範囲である。ＲＢＢＢおよびＬＢＢＢの患者において、ＱＲＳ群は、表面ＥＣＧ上で測定されると、正常範囲をはるかに超えて、１２０ミリ秒〜２５０ミリ秒に広がる。この増加した幅は、右および左心室脱分極および収縮の同期性の欠如を実証している。
【００３８】
本発明のある実施形態によれば、図１の脱分極シーケンス、および適当な心拍出量に寄与する、右および左心房および心室心腔間の同期性を回復するための方法および装置が提供される。この回復は、必要に応じて各心腔に対して最適にタイミングを取った心臓ペーシングパルスを供給すること、および、各心腔に対してペース／検知電極の特定の埋め込み部位を調節することによって行なわれる。
【００３９】
上述したように、従来技術では、非常に高いインピーダンスのＰ波およびＲ波検知増幅器を用いて、心臓脱分極の通路によってペース／検知電極にわたって生成される、低振幅電流または電圧差信号を増幅するようにすることが一般的であった。高インピーダンス検知増幅器は、高利得を用いて、低振幅信号を増幅し、パスバンドフィルタ、時間領域フィルタリングおよび振幅しきい値比較によって、Ｐ波またはＲ波を背景電気雑音から区別する。さらに、検知増幅器は、検知増幅器の飽和を回避するために、ペーシングシステムのペース／検知電極の任意の電極に対してペ−シングパルスを送出した後、最大１００ミリ秒までのブランキング期間の間、ペース／検知電極から切り離される。
【００４０】
以下で述べる本発明は、好ましくは、ペース／検知電極対と検知増幅器の入力との間に絶縁型電流複製器を用いて、印加されたブランキング期間を短くし、ペーシングシステムで使用されるか、または使用可能にされる場合に、比較的短いＣＤＷＳおよびＣＤＷＰをタイムアウトさせることができる。右および左心腔検知増幅器ブランキング間隔は、およそ、通常０．５〜１．０ミリ秒で、最大約１０ミリ秒であるペーシングパルス幅に短くされることができる。絶縁型電流複製器が、ペース／検知電極対にわたって示されたペーシングパルスアーチファクトによって生じた後電位を阻止することができ、直ぐに続く任意の心臓脱分極波面を検出することができるため、ブランキング間隔は最小にされることができる。好ましくは、ブランキング間隔は、ブランキング間隔が埋め込み後に調整されるようにプログラム可能であり、患者の心臓の心臓伝導状態を反映するように最小にされる。
【００４１】
図２は、右および左心房の同期性収縮を回復するための、上述のタイプの埋め込み式２腔心臓ペースメーカの略図である。図２において、心臓１０は、上部心腔、すなわち右心房（ＲＡ）および左心房（ＬＡ）、下部心腔、すなわち右心室（ＲＶ）および左心室（ＬＶ）、ならびに右心房の開口から心房のまわりを横方向へ延び、さらに下方に延びて大静脈の分岐に至る冠状静脈洞（ＣＳ）を含む。ペースメーカＩＰＧ１４は、皮膚と肋骨の間で皮下に埋め込まれる。２極心内膜ＲＡリード線１６および２極心内膜ＬＡ ＣＳリード線２２は、ＬＡ腔に沿って延びるように、静脈を通して心臓１０のＲＡ腔およびＣＳ内に進められる。リード線本体１５内にあるとともに遠位先端ＲＡペース／検知電極１９および近位リングＲＡペース／検知電極２１に接続された電気的に絶縁された導体対に結合したインラインコネクタ１３がＩＰＧコネクタブロック１２の２極穴に嵌合した状態で、ＲＡリード線１６が形成される。ＲＡリード線１６の遠位端は、取り付け機構１７によってＲＡ壁に取り付けられる。リード線本体２６内にあるとともに遠位リングＬＡ ＣＳペース／検知電極３０および近位リングＬＡ ＣＳペース／検知電極２８と接続された電気的に絶縁された導体対に結合したインラインコネクタ２４がＩＰＧコネクタブロック１２の２極穴に嵌合した状態で、ＬＡ ＣＳリード線２２が形成される。ＬＡ ＣＳリード線２６の遠位端は、ＣＳ内に延びて、隣接するＬＡ壁に対してＬＡ ＣＳペース／検知電極を最適に位置決めするようにする。
【００４２】
動作時、心房ペース／検知電極１７、１９または２８、３０の任意の対または選択された対にわたって検知されたＰ波を使用して、その時のＡ−Ａ心房補充間隔をリセットし、心房検知事象トリガーＣＤＷ（ＣＤＷＳ）のタイムアウトを始動するようにする。Ａ−Ａ補充間隔は、通常、右心房のペーシングされ、検知された事象から計時されるが、適当な状況では、それは、左心房のペーシングされ、検知された事象である可能性がある。右および左心房検知ＣＤＷＳのミリ秒での長さは、正常な電気的活性化シーケンスにおいて、心房ペース／検知電極１７、１９、および２８、３０の間の、自発性心房脱分極の正常伝導遅延を反映するか、または、逆活性化シーケンスに応答するようにプログラムされる。他の対の心房ペース／検知電極１７、１９または２８、３０でＰ波を検知することなく適当な心房ＣＤＷＳがタイムアウトする場合、心房ペースパルスを他の対の心房ペース／検知電極に送出して、右および左心房脱分極を同期させる。Ａ−Ａ心房補充間隔がタイムアウトする場合、心房ペースパルスは、通常、ＲＡペース／検知電極１７、１９にわたって最初に送出され、ペーシングされた心房ＣＤＷ（ＣＤＷＰ）のタイムアウトが始まる。ＬＡ ＣＳペース／検知電極２８および３０でＰ波を検知することなくペーシングされた心房ＣＤＷＰがタイムアウトする場合、心房ペースパルスは、ＬＡ ＣＳペース／検知電極２８、３０に送出される。
【００４３】
図３は、右および左心室の同期性収縮を回復するための、上述のタイプの埋め込み式２腔心臓ペースメーカの略図である。２極心内膜ＬＶ ＣＳリード線４２は、ＬＶ腔に沿って遠位リングペース／検知電極４８および５０を延ばすために、静脈を通って、心臓１０のＲＡ腔内に進み、ＣＳ内に進み、その後、大静脈および大静脈から延びる心臓静脈内を下方に延びる。２極心内膜ＲＶリード線３２は、静脈を通って、心臓１０のＲＡ腔内、およびＲＶ内に進み、ＲＶにおいて、リード線遠位リングおよび先端ペース／検知電極３８および４０が、遠位取り付け機構５２によって心尖または心室間中隔の所定位置に固定される。リード線本体３６内にあるとともに遠位先端ＲＡペース／検知電極４０および近位リングペース／検知電極３８と接続された電気的に絶縁された導体対に結合したインラインコネクタ３４がＩＰＧコネクタブロック１２の２極穴に嵌合した状態で、ＲＶリード線３２が形成される。リード線本体４６内にあるとともに遠位リングペース／検知電極５０および近位リングペース／検知電極４８と接続された電気的に絶縁された導体対に結合したインラインコネクタ４４がＩＰＧコネクタブロック１２の２極穴に嵌合した状態で、ＬＶ ＣＳリード線４２が形成される。ＬＶ ＣＳリード線４２の遠位端は、ＣＳ内に延びて、隣接するＬＶ壁に対してリング電極を最適に位置決めするようにする。
【００４４】
動作時、心室ペース／検知電極３８、４０または４８、５０の選択された対にわたって検知されたＲ波を使用して、その時のＶ−Ｖ心室補充間隔をリセットし、心室ＣＤＷＳのタイムアウトを始動するようにする。Ｖ−Ｖ補充間隔は、通常、ＲＶのペーシングされ、検知された事象から計時されるが、適当な状況では、それは、ＬＶのペーシングされ、検知された事象である可能性がある。右および左心室ＣＤＷＳのミリ秒での長さは、正常な電気的活性化シーケンスおよび逆活性化シーケンスにおいて、心室ペース／検知電極３８、４０、および４８、５０の間の正常伝導遅延を反映するようにプログラムされる。他の対の心室ペース／検知電極３８、４０または４８、５０でＲ波を検知することなく右または左心室ＣＤＷＳがタイムアウトする場合、心室ペースパルスを他の対の心室ペース／検知電極に送出して、右および左心室脱分極を同期させる。Ｖ−Ｖ心室補充間隔がタイムアウトする場合、心室ペースパルスは、通常、ＲＶペース／検知電極３８、４０にわたって最初に送出され、心室ペースＣＤＷＰのタイムアウトが始まる。ＬＶ ＣＳペース／検知電極４８および５０でＰ波を検知することなく心室ＣＤＷＰがタイムアウトする場合、心室ペースパルスは、ＬＶ ＣＳペース／検知電極４８、５０に送出される。以下にさらに述べられるように、この順番（order）は適当な間隔で繰り返され得る。
【００４５】
示されているこれらＲＡおよびＬＡおよびＲＶおよびＬＶのペース／検知リード線および電極の場所は、本発明のこれらの実施形態の実践で使用することができる、可能性のあるリード線および電極の場所の単なる例である。心臓の右および左腔内か、またはその腔のまわりに設置された、１つまたは複数の他のタイプの心内膜および心外膜リード線およびペース／検知電極が、図２および図３で示し、上述したものと置き換えることができることが理解されるであろう。
【００４６】
図４において、ＲＨＣおよびＬＨＣの名称を使用して、本発明の２腔ペーシングシステムを用いる、両心房および両心室の環境の両方を包含する。したがって、図４は、ＲＨＣ回路部１００と、ＬＨＣ回路部２００と、図２の２腔、両心房ペースメーカ、または図３の両心室ペースメーカにおいてペーシングおよび検知機能を行うために使用することができる共通部品とを備える２腔ペーシングシステム回路の単純化したブロック図である。ＲＨＣおよびＬＨＣ回路部１００および２００のタイミングおよび制御は、マイクロプロセッサ１０８、ＲＡＭ／ＲＯＭチップ１１０、およびＤＭＡ回路１１２を備えるマイクロコンピュータ内に保持されるソフトウェアルーチン、およびマイクロコンピュータと結合したペーサタイミング／ロジック回路１２０内に保持されたソフトウェアルーチンによって実現される。動作モードおよびパラメータ値は、患者の皮膚を通して、ＲＦテレメトリ送信情報を、アンテナ１０６およびペーサタイミング／ロジック回路１２０と結合したＲＦテレメトリ送信器／受信器１０２に送信する外部プログラマ９０の使用によってＲＡＭ／ＲＯＭチップ１１０内のＲＡＭにプログラムされる。こうした経皮的ＲＦテレメトリは、当技術分野ではよく知られており、本発明に従って、動作モード、Ａ−ＡおよびＶ−Ｖ補充間隔、ならびに左および右腔ＣＤＷＳおよびＣＤＷＰ時間長を含めたその他のタイミングおよび制御間隔のプログラミングを可能にする。
【００４７】
ＲＨＣおよびＬＨＣペーシング／検知回路部１００および２００の間に内部接続部を設けて、各ＣＤＷＳのタイムアウトが行なわれ、右および左心腔が、互いに所望の時間関係で、確実に脱分極し、収縮するのに必要な場合にはペ−シングが行なわれる。図４の２腔ＩＰＧ回路は、本発明の種々の実施形態を実践するのに使用される可能性がある、特定の両心房および両心室ＩＰＧ回路を包括的に示すことが意図されている。図示したＲＨＣおよびＬＨＣペーシング／検知回路部１００および２００は全く対称である。非対称２腔ＩＰＧ回路は、過度に長いＲＨＣ−ＬＨＣ伝導遅延またはＬＨＣ−ＲＨＣ伝導遅延を処置するように機能する、図４に示す包括的な２腔ＩＰＧ回路から引き出されることが理解されるであろう。こうした非対称２腔ＩＰＧ回路は、ＲＨＣまたはＬＨＣ回路部１００または２００の未使用部品を、（プログラミング命令によって）選択的に使用不能にするか、あるいは単に物理的になくすことによるかのいずれかによって行うことができる。図４に示す部品およびロジック内部接続をまず述べ、次に、可能な変更が述べられる。
【００４８】
ＲＨＣ回路部１００に関して、コネクタブロック１２内のＲＨＣペース／検知端子は、ＲＨＣ検知増幅器１２６の入力端子およびＲＨＣペーシングパルス出力回路１３４の出力端子に結合される。ＲＨＣ検知増幅器１２６およびＲＨＣペーシングパルス出力回路１３４の動作パラメータは、データ／制御バス１２２上に供給されたプログラムされたパラメータ値および動作モードによって設定される。ＲＨＣペーシングパルス出力回路１３４は、ＯＲゲート１１６を通過したＲＨＣ ＰＡＣＥ信号に応答して、プログラムされたパルス幅および振幅でＲＨＣ端子にＲＨＣペーシングパルスを送出する。ＲＨＣ ＰＡＣＥ信号は、ＲＨＣ ＣＤＷタイマ２３０によって生成されたＲＨＣペーストリガー（ＲＨＣ ＰＴ）信号か、あるいはペーサタイミング／ロジック回路１２０内の補充間隔タイマによって生成されたＲＨＣ補充間隔ペーストリガー（ＲＨＣ ＥＩ ＰＴ）信号のいずれかである。
【００４９】
ＲＨＣ ＢＬＡＮＫ信号は、ライン１１８上をＲＨＣ検知増幅器１２６に印加され、ＲＨＣ検知増幅器１２６は、ペーシングパルス送出中に、かつ、ＲＨＣペーシングパルスの送出に続く約１００ミリ秒未満の、または、ＬＨＣペーシングパルスの送出に続く約７ミリ秒未満の短期間、ＲＨＣブランキング期間を供給する。ＲＨＣ ＢＬＡＮＫ信号は、ＯＲゲート１１４を通過してＲＢ入力に至るＲＨＣブランキングトリガー信号に応答して、ＲＨＣブランキング回路１３６によって供給される。ペーシングパルスが、ＲＨＣおよびＬＨＣペース出力回路１３４および２３４のいずれかによってトリガーされ、送出されると、ＯＲゲート１１４はＲＨＣ ＢＬＡＮＫ ＡＮＤ ＬＨＣ ＢＬＡＮＫトリガー信号を供給する。ＯＲゲート１１４は、ＯＲゲート１１６およびＯＲゲート２１６のＲＨＣ ＰＡＣＥ出力信号およびＬＨＣ ＰＡＣＥ出力信号を通過させ、ＯＲゲート１１６およびＯＲゲート２１６は、次に、補充間隔またはプログラム可能なＣＤＷＳおよびＣＤＷＰ時間のタイムアウトによって生成されたＲＨＣペーストリガー（ＲＨＣ ＰＴ）信号およびＬＨＣペーストリガー（ＬＨＣ ＰＴ）信号を通過させる。ＲＨＣ ＢＬＡＮＫ信号の持続期間は、ＲＡＭ／ＲＯＭチップ１１０にプログラムされ、取り出され、データ／制御バス１２２上をプログラム可能ＲＨＣブランキング回路１３６のＲＢＰ入力に印加される。それによって、ＲＨＣ検知増幅器１２６は、ＲＨＣ ＢＬＡＮＫ信号がライン１１８上でＲＨＣ検知増幅器１２６に印加される短い期間の間に、ＲＨＣ脱分極信号に応答できなくされる。
【００５０】
図４に略図で示すＲＨＣプログラム可能ブランキング回路１３６は、上述した方法で、検知増幅器入力をＲＨＣリード線導体から切り離すように動作するよう構成されることができることが理解されるであろう。
【００５１】
ＲＨＣ ＢＬＡＮＫ信号が存在しない時、ＲＨＣ検知増幅器１２６は、ＲＨＣ心臓脱分極に応答して、ライン１３２上に、大振幅で持続期間が短い検知事象ＲＨＣ（ＳＥＲＨＣ）信号を供給する。ＲＨＣ検知増幅器１２６は、ＲＨＣペース／検知電極にわたって検知されたＲＨＣ心臓脱分極に応答する。ＲＨＣ心臓脱分極は、自発的にＲＨＣで発生するか、自発的にＬＨＣで発生するか、あるいはＬＨＣペース／検知電極に送出されたＬＨＣペースパルスによって誘発される可能性があり、いずれの場合も、ＲＨＣのＲＨＣペース／検知電極に伝導される。ＬＨＣ ＣＤＷタイマ１３０がその時禁止されていない場合、ＳＥＲＨＣ信号は、プログラム可能ＬＨＣ ＣＤＷタイマ１３０に供給されて、プログラム可能ＬＨＣ ＣＤＷＳ時間のタイムアウトを始動する。ＳＥＲＨＣ信号はまた、ＲＨＣペーシング出力回路１３４のＲＨＣ禁止入力に印加されて、ＲＨＣペーシング出力回路１３４が動作しないようにし、ペーサタイミング／ロジック回路１２０内のリセットロジックに印加されて、補充間隔タイマをリセットするようにする。補充間隔タイマは、ＳＥＲＨＣ信号か、ＳＥＬＨＣ信号のいずれかによって再始動して、補充間隔タイマの終了時に(on its expiration)、ＲＨＣ ＥＩ ＰＴ信号か、ＬＨＣ補充間隔ペーストリガー（ＬＨＣ ＥＩ ＰＴ）信号を生成する。ＳＥＲＨＣ信号はまた、ＲＨＣ ＣＤＷ ＩＮＨＩＢＩＴ信号としてＮＯＲゲート１３５を通過して、以下に述べるように、ＲＨＣ ＣＤＷタイマをリセットし、禁止する。
【００５２】
ＬＨＣ ＣＤＷＳおよびＣＤＷＰ時間長は、ＲＡＭ／ＲＯＭチップ１１０にプログラムされ、取り出され、データ／制御バス１２２上をプログラム可能ＬＨＣ ＣＤＷタイマ１３０のＴＤ入力に印加される。プログラム可能ＬＨＣ ＣＤＷタイマ１３０は、スタート入力Ｓ１でのＳＥＲＨＣ信号の受信によって、プログラムされたＬＨＣ ＣＤＷＳ時間のタイムアウトを始動する。さらに、プログラム可能ＬＨＣ ＣＤＷタイマ１３０は、ＲＨＣ ＰＡＣＥ信号がＲＨＣペーシング出力回路１３４のスタート入力Ｓ２に印加される時にプログラムされたＬＨＣ ＣＤＷＳ時間のタイムアウトを始動する。ＬＨＣ ＣＤＷタイマ１３０は、第１ＬＨＣ ＣＤＷＳ時間が、スタート入力Ｓ１においてＳＥＲＨＣ信号が印加されるとすぐに始動され、第２ＬＨＣ ＣＤＷＰ時間がスタート入力Ｓ２に対してＲＨＣ ＥＩ ＰＴ信号が印加されるとすぐに始動されることを可能にするように冗長タイマおよび選択ロジックを含んでよいことが理解されるであろう。ＬＨＣ ＣＤＷタイマ１３０は、プログラム入力された(programmed in)選択命令に応答して、ＳＥＲＨＣ信号およびＲＨＣ ＥＩ ＰＴ信号の一方または両方に対するＬＨＣ ＣＤＷタイマ１３０の応答を不能にするようにするプログラム可能ロジックを含んでよいことも理解されるであろう。
【００５３】
ＬＨＣ検知増幅器２２６がＬＨＣ脱分極波を検出せず、プログラムされたＲＨＣ ＣＤＷＳまたはＣＤＷＰがタイムアウトする前に、ライン２３２上に左心腔検知事象信号（ＳＥＬＨＣ）およびＬＨＣ ＲＥＳＥＴ命令を生成しない場合、プログラム可能ＬＨＣ ＣＤＷタイマ１３０は、ＬＨＣ ＰＴ信号を生成する。ＬＨＣ ＰＴ信号は、ＯＲゲート２１６を通してＬＨＣペーシングパルス出力回路２３４のＬＨＣ ＰＡＣＥ入力に印加され、ＬＨＣペーシングパルス出力回路２３４は、コネクタ組み立て品１２のＬＨＣ端子にＬＨＣペーシングパルスを供給する。こうして、ＲＨＣ−ＬＨＣ同期性を回復するために、それぞれ、ＬＨＣ ＣＤＷＰまたはＲＨＣペーシングパルスに続くＣＤＷＳまたはＳＥＲＨＣ信号に続いて、コネクタ組み立て品１２のＬＨＣ端子にＬＨＣペーシングパルスが印加される。
【００５４】
ＬＨＣ ＣＤＷ タイマ１３０によるプログラム可能ＬＨＣ ＣＤＷＳまたはＣＤＷＰ時間のタイムアウトは、停止され、ＬＨＣタイマ１３０をさらにトリガーすることは、ＬＨＣ ＣＤＷタイマ１３０の禁止（ＩＮＨ）入力に印加されたＬＨＣ ＣＤＷ ＩＮＨＩＢＩＴ信号によって禁止される。ＬＨＣ ＣＤＷ ＩＮＨＩＢＩＴ信号は、任意のプログラムされたＣＤＷ時間より長いが、ペーシング補充間隔より短い持続期間を有する。ＬＨＣ ＣＤＷ ＩＮＨＩＢＩＴ信号は、ＬＨＣ ＣＤＷタイマ１３０が、ＬＨＣペース／検知電極からＲＨＣペース／検知電極へ伝導され、それ自体、ＬＨＣ ＣＤＷタイマ１３０がＮＯＲゲート２１６に送出したＬＨＣ ＰＴ信号によって誘発される脱分極を検知した際に生成されるＳＥＲＨＣ信号に応答して再始動しないようにさせる。その結果、ＬＨＣ ＰＴ信号は、ＮＯＲゲート２１６および２３５通過して、ＬＨＣ ＣＤＷタイマ１３０のＩＮＨ入力に印加される。同様に、ＬＨＣ ＣＤＷ ＩＮＨＩＢＩＴ信号は、ＬＨＣ ＥＩ ＰＴ信号またはＳＥＬＨＣ信号がＮＯＲゲート２３５を通過することによって生成され、ＬＨＣ ＣＤＷタイマのＩＮＨ入力に印加される。ＲＨＣ ＣＤＷタイマ２３０のみが、これらのＲＨＣのペーシングされ、検知された事象が発生する時に始動されなければならない。
【００５５】
ＮＯＲゲート１１４、１１６、および１３５に関して、ＬＨＣ信号検知およびペーシング出力回路部２００は、上述したＲＨＣ信号検知およびペーシング出力回路部１００と左右対称形で構成され機能する。しかし、この場合、図８および図９に示され、以下でさらに述べる絶縁型電流複製器回路または複製器２２５は、ＬＨＣペース／検知電極対およびＬＨＣ検知増幅器２２６の入力ならびにＬＨＣペーシングチャネルのＬＨＣペーシング出力回路２３４の出力の間に挿入される。コネクタブロック１２のＬＨＣペース／検知端子は、ＩＰＧ容器を通る容量性ろ過型フィードスルーを介して絶縁型電流複製器２２５の出力電流ループに結合される。入力電流ループは、ＬＨＣ検知増幅器２２６の入力およびペーシング出力回路２３４の出力の両方と結合する。この実施形態において、入力電流ループに送出されたペーシングトリガーパルスは、出力電流ループにおいて複製され、ＬＨＣペース／検知電極に送出されるが、ＬＨＣペース／検知電極および出力電流ループを横切る心臓信号は、入力電流ループにおいて複製され、ＬＨＣ検知増幅器２２６に供給される。
【００５６】
図４に略図で示すＬＨＣプログラム可能ブランキング回路２３６は、上述したタイプのブランキングスイッチを使用して、絶縁型電流複製器２２５の入力電流ループから検知増幅器を切り離すように動作するよう構成されることができることが理解されるであろう。したがって、絶縁型電流複製器回路２２５の入力電流ループは、ＬＨＣプログラム可能ブランキング回路２３６によって動作するこうしたブランキングスイッチを通してＬＨＣ検知増幅器２２６の入力に印加されることができることが理解されるであろう。
【００５７】
さらに、絶縁型電流複製器対は、ＬＨＣペーシングチャネル内に挿入され得るであろうことが理解されるであろう。第１絶縁電流複製器は、ＬＨＣペーシングチャネルのＬＨＣペース／検知電極対をＬＨＣ検知増幅器２２６から絶縁するために挿入されることができる。第２絶縁電流複製器は、ＬＨＣペーシングチャネルのＬＨＣペース／検知電極対をＬＨＣペーシング出力回路２３４から絶縁するために挿入されることができる。
【００５８】
ＯＲゲート１１４を通って反映されたＲＨＣ ＰＡＣＥ信号またはＬＨＣ ＰＡＣＥ信号の間、任意選択で、その後のブランキング時間期間の間、ＬＨＣ ＢＬＡＮＫ信号が、ライン２１５上をＬＨＣ検知増幅器２２６に印加される。ＬＨＣ ＢＬＡＮＫ信号によって供給されたＬＨＣブランキング期間は、ＲＨＣペーシングパルスの送出に続く約７ミリ秒未満か、または、ＬＨＣペーシングパルスの送出に続く約１００ミリ秒未満であるのが好ましい。ＬＨＣ ＢＬＡＮＫ信号は、ＯＲゲート１１４によって生成されてＬＢ入力に印加されたＲＨＣブランキングトリガー信号に応答して、ＬＨＣブランキング回路２３６によって供給される。ＬＨＣ ＢＬＡＮＫ信号の持続期間は、ＲＡＭ／ＲＯＭチップ１１０内にプログラムされ、取り出されて、データ／制御バス１２２上をプログラム可能ＬＨＣブランキング回路２３６のＬＢＰ入力に印加される。
【００５９】
ＬＨＣ ＣＤＷタイマ１３０ではそうであるように、ＲＨＣ ＣＤＷタイマ２３０は、スタート入力Ｓ１においてＳＥＬＨＣ信号が印加されるとすぐに始動した検知ＲＨＣ ＣＤＷＳおよびスタート入力Ｓ２に対してＬＨＣ ＥＩ ＰＴ信号が印加されるとすぐに始動したペースＲＨＣ ＣＤＷＰを計時するために、冗長タイマおよび選択ロジックを含むことが理解されるであろう。プログラム可能ＲＨＣ ＣＤＷタイマ２３０は、禁止されていない場合、ＬＨＣ ＰＡＣＥ信号がＬＨＣペーシング出力回路２３４に印加される時にプログラムされたＲＨＣ ＣＤＷＰ時間のタイムアウトを始動する。ＲＨＣ ＣＤＷタイマ２３０は、プログラム入力された選択命令に応答して、ＳＥＬＨＣ信号およびＬＨＣ ＥＩ ＰＴ信号の一方または両方に対するＲＨＣ ＣＤＷタイマ２３０の応答を不能にするようにするプログラム可能ロジックを含んでよいこともまた理解されるであろう。
【００６０】
ＬＨＣ ＢＬＡＮＫ信号によってブランキングされていない時、ＬＨＣ検知増幅器２２６は、ＬＨＣペース／検知電極にわたって検知されるＬＨＣ心臓脱分極に応答して、ライン２３２上に、大振幅で、持続期間が短い、検知事象ＳＥＬＨＣ信号を供給する。ＬＨＣ心臓脱分極は、自発的にＬＨＣで発生するか、自発的にＲＨＣで発生するか、あるいはＲＨＣペース／検知電極に送出されたＲＨＣペースパルスによって誘発される可能性があり、いずれの場合も、ＬＨＣのＬＨＣペース／検知電極に伝導される。ＲＨＣ ＣＤＷタイマ２３０がその時禁止されていない場合、ＳＥＬＨＣ信号は、プログラム可能ＲＨＣ ＣＤＷタイマ２３０のＳ１入力に供給されて、プログラムされたＲＨＣ ＣＤＷＳ時間のタイムアウトを始動する。ＳＥＬＨＣ信号はまた、ＬＨＣペーシング出力回路２３４のＬＨＣ ＩＮＨ入力に印加されて、ＬＨＣペーシング出力回路２３４が動作しないようにし、ペーサタイミング／ロジック回路１２０内のリセットロジックに印加されて、補充間隔タイマがＳＥＬＨＣ信号に応答するようにプログラムされている場合、補充間隔タイマをリセットするようにする。ＳＥＬＨＣ信号はまた、このシナリオでは実際にはＬＨＣ ＣＤＷ時間をタイムアウトしていないが、ＮＯＲゲート２３５を通してＬＨＣ ＣＤＷタイマ１３０のＩＮＨ入力として印加される。
【００６１】
ＲＨＣ検知増幅器１２６が早期にＲＨＣ脱分極波を検出せず、ＳＥＲＨＣ信号を生成する場合、プログラム可能ＲＨＣ ＣＤＷタイマ２３０は、ＲＨＣ ＣＤＷＳのタイムアウトでＲＨＣ ＰＴ信号を生成する。ＲＨＣ ＰＴ信号は、ＯＲゲート１１６を通してＲＨＣペーシングパルス出力回路１３４のＲＨＣ ＰＡＣＥ入力に印加され、ＲＨＣペーシングパルス出力回路１３４は、コネクタ組み立て品１２のＲＨＣペース／検知端子にペーシングパルスを供給する。しかし、ＲＨＣ ＣＤＷＳ時間中にＳＥＲＨＣ信号が生成される場合、ＳＥＲＨＣ信号は、ＲＨＣ ＣＤＷタイマ２３０をリセットして、ＲＨＣ ＣＤＷ時間を終わらせ、上述した方法で、ＲＨＣ ＣＤＷタイマ２３０の動作が、プリセットされた禁止期間の間に再始動されるのを禁止する。
【００６２】
ＲＨＣおよびＬＨＣ検知増幅器１２６および２２６の検知特性、ＬＨＣおよびＲＨＣ ＣＤＷタイマ１３０および２３０ならびにＲＨＣおよびＬＨＣペーシングパルス出力回路１３４および２３４のＣＤＷＳおよびＣＤＷＰ時間は、個別にプログラムされることができる。外部プログラマ９０を使用して、アンテナ１０６有するダウンリンクテレメトリおよびＲＦ送信器／受信器１０２によって、プログラムされたモードおよび値を供給し、これらのモードおよび値は、当技術分野ではよく知られている方法で、復号され、ＲＡＭ／ＲＯＭチップ１１０内に記憶される。このように、右および左心腔ペーシング／検知回路部に対称性が存在しながら、所与の患者において機能を最適化するために、動作が対称にされるか、非対称にされることができる。
【００６３】
図４に図示した包括的な２腔ＩＰＧ回路において、単一補充間隔タイマは、ある補充間隔値を用いてプログラムされ、補充間隔が検知されたＲＨＣまたはＬＨＣ脱分極によって早期に再始動されなければ、補充間隔のタイムアウトでＲＨＣ ＥＩ ＰＴ信号またはＬＨＣ ＥＩ ＰＴ信号を生成するようにプログラムされることができる。
【００６４】
正常に機能する心臓は、図１について先に示したＡＶ遅延時間後に、最初に右心房の、次に左心房の、右および左心室の脱分極および収縮を伴う。心房間伝導擾乱は、ＡＶ遅延に近づくか、またはＡＶ遅延を超える可能性のある長時間遅延か、全てまたは一定の心拍数での右および左心房収縮の完全な分離のいずれかを伴う。心室間伝導擾乱は、通常、左心室外壁を通る脱分極波の遅延を伴い、その遅延は、うっ血性心腔において見られる伝導系および／または拡張した心筋に対する損傷によって生ずる可能性がある。どんな場合であっても、処置されるべき通常の場合において、右心腔（複数可）が最初に収縮し、それに続いて、長い伝導遅延後に左心腔（複数可）が収縮する。逆の状況は、通常は起こらないが、左心房で生ずる早期心房収縮の結果として生ずる可能性がある。したがって、この場合、図４のＩＰＧ回路は、ＬＨＣ ＣＤＷタイマ２３０の使用が、プログラム入力された命令によってオフにプログラムされるか、または、全くなくされる、非対称な方法で動作するようにプログラムされることができる。
【００６５】
たとえば、２腔ＩＰＧ回路部品は、図１の正常な電気的活性化シーケンスにおける非常に長いＲＨＣ−ＬＨＣ伝導遅延（ＩＡＣＤ、ＬＢＢＢ、ＩＶＣＤ、ＲＶ異所性病巣伝導パターン、ＲＶペーシング伝導パターンによって起こる）に応答し、処理するようにプログラムされることができる。これらの場合に、プログラム入力されたモード命令は、ＲＨＣ ＣＤＷタイマ２３０を不能にし、リセットロジックは、ＳＥＲＨＣ信号を使用するだけで、補充間隔タイマをリセットするようにプログラムされる。さらに、補充間隔タイマはＲＨＣ ＥＩ ＰＴ信号を生成するだけである。
【００６６】
しかし、２腔ＩＰＧ回路部品は、図１の正常な電気的活性化シーケンスではなく、逆の電気的活性化シーケンスにおける、非常に長いＬＨＣ−ＲＨＣ伝導遅延（ＲＢＢＢ、ＩＶＣＤ、ＬＶ異所性病巣伝導パターン、ＬＶペーシング伝導パターンによって起こる）に応答し、処理するようにプログラムされることができることがわかるであろう。これらの場合に、プログラム入力されたモード命令は、ＬＨＣ ＣＤＷタイマ２３０を不能にし、リセットロジックは、ＳＥＬＨＣ信号を使用するだけで、補充間隔タイマをリセットするようにプログラムされる。さらに、補充間隔タイマはＬＨＣ ＥＩ ＰＴ信号を生成するだけである。もちろん、これらの構成は、図４の包括的な２腔ペーシングシステムの部品および内部接続部を物理的に減らすことによって実現されることができる。
【００６７】
図４の上述した２腔ペーシングシステムはまた、複数部位ペーシングシステムとして使用されることができ、複数部位ペーシングシステムにおいて、ペース／検知電極がその心腔内で互いから離れるように、ＲＨＣおよびＬＨＣリード線が、実際には共通心腔に導入されることが留意されるべきである。たとえば、ＲＨＣペース／検知電極をＲＶ心尖部に設置し、ＬＨＣペース／検知電極をヒス束に対して心室間中隔壁に固定されるように設置して、これらの部位における検知された心室脱分極またはＲ波のシーケンスによって決まるシーケンスで、ＲＶ内のこれらの場所に対してペーシングパルスの同期した送出を行うのが望ましいであろう。単一心腔において、または、単一心腔に対して２（または３以上）ペーシング／検知チャネルを提供する本発明は、こうしたペーシングシステム内で実装されることができる。図４のペーシングシステムの構成および動作についての他の変形形態、および以下で述べる実施形態は以下で現れる。
【００６８】
図５は、右および左心房ならびに右および左心室の同期収縮を回復するための、上述したタイプの、埋め込み式４腔心臓ペースメーカの略図である。ＲＡリード線１６のインラインコネクタ１３は、ＩＰＧコネクタブロック１２の２極穴に嵌合し、リード線本体１５内の電気的に絶縁された導体対（遠位先端ＲＡペース／検知電極１９および近位リングＲＡペース／検知電極２１と結合する）に結合する。ＲＡリード線１６の遠位端は、従来の取り付け機構１７によってＲＡ壁に取り付けられる。２極心内膜ＲＶリード線３２は、静脈を通過して心臓１０のＲＡ腔、およびＲＶに入り、ＲＶにおいて、その遠位リングおよび先端ＲＶペース／検知電極３８および４０は、従来の遠位取り付け機構４１によって尖部の所定位置に固定される。リード線３６内にあるとともに遠位先端ＲＶペース／検知電極４０および近位リングＲＶペース／検知電極３８と接続された電気的に絶縁された導体対に結合したインラインコネクタ３４がＩＰＧコネクタブロック１２の２極穴に嵌合した状態で、ＲＶリード線３２が形成される。
【００６９】
この場合、４極心内膜ＬＶ ＣＳリード線５２は、ＬＶ ＣＳペース／検知電極４８および５０の遠位対をＬＶ腔に沿って延ばし、ＬＡ ＣＳペース／検知電極２８および３０の近位対をＬＡに隣接して残すために、静脈を通過して、心臓１０のＲＡ腔内に、ＣＳ内に、その後、下方に大静脈に進められる。ＬＶ ＣＳリード線５２は、４個の導体リード線本体５６が近位端でＩＰＧコネクタブロック１２の２極穴対に嵌合する分岐インラインコネクタ５４に結合した状態で形成される。ＬＶ ＣＳリード線本体５６の４個の電気的に絶縁されたリード線導体は、ＬＶ ＣＳペース／検知電極４８および５０の遠位対およびＬＡ ＣＳペース／検知電極２８および３０の近位対のうちの一方と個別に接続される。
【００７０】
動作時、直前の心室ペーシングパルスまたはＲ波検知事象から計時されたＶ−Ａ補充間隔の間に、ＲＡペース／検知電極１７および１９またはＬＡペース／検知電極２８および３０にわたって検知されたＰ波を使用して、ＡＶ遅延を始動し、ＬＡ ＣＤＷＳまたはＲＡ ＣＤＷＳをそれぞれ始動させる。心房ペース／検知電極１７および１９または２８および３０の他の対において、伝導された同じＰ波を検知することなく、それぞれのＬＡまたはＲＡ ＣＤＷＳがタイムアウトする場合、心房ペースパルスが心房ペース／検知電極の他の対に送出される。
【００７１】
心房ペース／検知電極１７および１９または２８および３０のいずれかの対においてＰ波を検知することなく、Ｖ−Ａ心房補充間隔がタイムアウトしない場合、通常、最初に心房ペースパルスがＲＡペース／検知電極１７および１９にわたって送出され、それぞれのＬＡ ＣＤＷＰ時間が始まる。その後、これらのペース／検知電極においてＰ波を検知することなくＬＡ ＣＤＷＰ時間がタイムアウトする場合にのみ、心房ペースパルスがＬＡ ＣＳペース／検知電極２８および３０に送出される。しかし、Ｖ−Ａ心房補充間隔の終了で、ＬＡ ＣＳペース／検知電極２８および３０に最初の心房ペースパルスが送出されるように、逆の順序の送出をプログラムすることも可能である。その後、ＲＡペース／検知電極においてＰ波を検知することなく、ＲＡ ＣＤＷＰ時間がタイムアウトする場合にのみ、心房ペースパルスがＲＡペース／検知電極１７および１９に送出される。
【００７２】
この実施形態では、最初の心房検知事象が、ＲＡペース／検知電極１７および１９またはＬＡ ＣＳペース／検知電極２８および３０にわたって検知されたかどうかによって使用される個別のプログラム可能検知ＡＶ（ＳＡＶ）遅延を使用することが可能である。さらに、最初の心房ペーシングパルスが、ＲＡペース／検知電極１７および１９またはＬＡ ＣＳペース／検知電極２８および３０にわたって送出されたかどうかによって使用される個別のプログラム可能ペーシングＡＶ（ＰＡＶ）遅延を使用することが可能である。ＳＡＶＲＡおよびＰＡＶＲＡおよびＳＡＶＬＡおよびＰＡＶＬＡを示す、これらの個別にプログラム可能なＳＡＶおよびＰＡＶ遅延は、所定の長さでプログラムされて、ＲＡおよびＬＡペース／検知電極の特定の場所およびＲＶおよびＬＶペース／検知電極の選択された場所の間の最も生理的なＡＶ遅延を供給することができる。個別のプログラム可能ＳＡＶＲＡおよびＳＡＶＬＡ遅延ならびに個別のプログラム可能ＰＡＶＲＡおよびＰＡＶＬＡ遅延を使用するこの手法は、本発明を実践することができる一手法として、図６および図７を参照して本明細書に開示される。しかし、本発明は、単一のプログラム可能なＡＶ遅延のみ、またはただ一つのＳＡＶ遅延およびＰＡＶ遅延を用いた複雑でない手法を使用して実践されることができることが理解されるであろう。
【００７３】
したがって、好ましいより複雑な場合、ＳＡＶＲＡまたはＳＡＶＬＡまたはＰＡＶＲＡまたはＰＡＶＬＡ時間は、最初のＰ波の検知か、右または左心房心腔に対する最初の心房ペーシングパルスの送出のいずれかによって始動される。ＳＡＶまたはＰＡＶ時間遅延中に、ＲＶまたはＬＶ ＣＳペース／検知電極３８および４０または４８および５０のいずれかにわたって検知されたＲ波を使用して、ＡＶタイマをリセットし、Ｖ−Ａ補充間隔を始動させ、それぞれのＬＶ ＣＤＷＳまたはＲＶ ＣＤＷＳを始動させる。ＲＶまたはＬＶ ＣＳペース／検知電極３８および４０または４８および５０の他の対において、伝導された同じＲ波を検知することなく、ＬＶ ＣＤＷＳまたはＲＶ ＣＤＷＳがタイムアウトする場合、心房ペースパルスが心房ＲＶまたはＬＶ ＣＳペース／検知電極の他の対に送出される。
【００７４】
正常な活性化シーケンスが回復されるはずであると仮定すると、ＡＶ結節からヒス束への正常ＡＶ伝導時間に対応する単一ＡＶ遅延が使用するためにプログラムされる。ＡＶ遅延がタイムアウトする場合、心室ペースパルスは、通常、ＲＶペース／検知電極３８および４０にわたって最初に送出されるようにプログラムされ、ＬＶ ＣＤＷＰ時間が始まる。ＬＶ ＣＳペース／検知電極４８および５０において、Ｒ波を検知することなく、ＬＶ ＣＤＷＰがタイムアウトする場合、左心室ペースパルスがＬＶ ＣＳペース／検知電極４８および５０に送出されるようにプログラムされる。
【００７５】
その後、Ｖ−Ａ補充間隔がタイムアウトする場合、ＲＡペースパルスが通常、ＲＡペース／検知電極１７および１９にわたって最初に送出され、ＡＶ遅延タイマが再始動し、ＬＡ ＣＤＷ時間が始まるようにシーケンスが繰り返される。ＬＡ ＣＳペース／検知電極２８および３０において、Ｐ波を検知することなく、ＬＡ ＣＤＷ時間がタイムアウトする場合、ＬＡペースパルスがＬＡ ＣＳペース／検知電極２８および３０に送出される。
【００７６】
各ＳＡＶおよびＰＡＶ遅延ならびに各ＣＤＷＳおよびＣＤＷＰは、特定の伝導障害およびＲＡ、ＬＡ、ＲＶ、およびＬＶペース／検知電極の場所を考慮して、正常な活性化シーケンスを回復するようにプログラムされることができる。活性化シーケンスを変更して、ＡＶ遅延および心房腔ＣＤＷＳおよびＣＤＷＰを、ＬＡ異所性病巣から生ずる初期ＬＡ脱分極から計時することができる。
【００７７】
図６および図７は、図５のシステムで使用される、右および左心腔の４腔ペースメーカＩＰＧ１４のための、本発明の包括的な４腔ＩＰＧ回路の単純化したブロック図をひとまとめにして含む。図６は、それぞれ、データ／制御バス１２２、心房ペーサタイミング／ロジック回路１２０Ａ、マイクロコンピュータ部品１０８、１１０、１１２、およびプログラム可能ＡＶ遅延ロジック１６０と関連するＲＡおよびＬＡペーシング／検知回路部３００および４００を示す。図７は、それぞれ、データ／制御バス１２２、心室ペーサ／タイミングロジック回路１２０Ｖ、ＲＦテレメトリ送信器／受信器１０２、および外部プログラマ９０と関連するＲＶおよびＬＶペーシング／検知回路部５００および６００を示す。図６のマイクロコンピュータ部品１０８、１１０、１１２および心房ペーサ／タイミングロジック回路１２０Ａは、図７のＲＶおよびＬＶペーシング／検知回路部５００および６００ならびに心室ペーサタイミング／ロジック回路１２０Ｖと、データ／制御バス１２２によって内部接続されている。図７のＲＦテレメトリ送信器／受信器１０２は、図６の心房ペーサタイミング／ロジック回路１２０Ａと、導体１０４によって接続され、図６のプログラム可能ＡＶ遅延回路１６０からの心室ペーストリガー出力信号は、図７の心室ペーサタイミング／ロジック回路１２０Ｖと、導体１６２によって結合される。心房および心室ペーサタイミング／ロジック回路１２０Ａおよび１２０Ｖならびにプログラム可能ＡＶ遅延回路１６０は、別法として、ＤＤＤペースメーカでは通常はそうであるように、共通回路内で組み合わされてよい。
【００７８】
ＲＡおよびＬＡペーシング／検知チャネル３００および４００ならびにＲＶおよびＬＶペーシング／検知チャネル５００および６００は概してそれぞれ、先に詳細に述べた、図４のＲＨＣおよびＬＨＣ回路部１００および２００のアーキテクチャに従う。ＲＡ、ＬＡ、ＲＶ、およびＬＶペース出力回路３３４、４３４、５３４、６３４の任意の回路によるペースパルスの送出に応答してＲＡ、ＬＡ、ＲＶ、およびＬＶ検知増幅器３２６、４２６、５２６、６２６の４個全てのブランキングを可能にするために、この４腔の実施形態において、ブランキング回路部はやや異なる。ＲＡ、ＬＡ、ＲＶ、およびＬＶプログラム可能ブランキング回路３３６、４３６、５３６、および６３６のそれぞれは、ライン３１８、４１８、５１８、および６１８上に、ＲＡＭ／ＲＯＭチップ１１０内にプログラムされた持続期間を有するＲＡ、ＬＡ、ＲＶ、およびＬＶ ＢＬＡＮＫ信号を生成する。ＲＡ、ＬＡ、ＲＶ、およびＬＶ ＢＬＡＮＫ信号は、ＯＲゲート３１４およびＯＲゲート５１４の出力でそれぞれ生成される心房ブランキング（ＡＢ）および心室ブランキング（ＶＢ）トリガー信号によってトリガーされる。
【００７９】
ＯＲゲート３１４の入力は、ＲＡおよびＬＡペース出力回路３３４および４３４にそれぞれ送出されるＲＡ ＰＡＣＥおよびＬＡ ＰＡＣＥ信号を供給するＯＲゲート３１６および４１６の出力と結合する。ＯＲゲート３１６および４１６は、それぞれ、Ｖ−Ａ補充間隔の終了で選択的に生成されたＲＡ ＥＩ ＰＴおよびＬＡ ＥＩ ＰＴ信号ならびにプログラム可能時間遅延３３０および４３０によって計時された各プログラム可能ＣＤＷのタイムアウトで生成されたＲＡ ＰＴおよびＬＡ ＰＴを通過させる。
【００８０】
同様に、ＯＲゲート５１４の入力は、ＲＶおよびＬＶペース出力回路５３４および６３４にそれぞれ送出されるＲＶおよびＬＶ ＰＡＣＥ信号を供給するＯＲゲート５１６および６１６の出力と結合する。ＯＲゲート５１６および６１６は、それぞれ、ＡＶ遅延およびＲＶ ＰＴ終了で選択的に生成されたＲＶ ＥＩ ＰＴおよびＬＶ ＥＩ ＰＴ信号、ならびにＬＶおよびＲＶ ＣＤＷタイマー５３０および６３０によって各プログラム可能ＣＤＷのタイムアウトでそれぞれ生成されたＲＶ ＰＴおよびＬＶ ＰＴ信号を通過させる。
【００８１】
この実施形態において、図８および図９に示し、以下でさらに述べる絶縁型電流複製器３２５は、ＲＡペース／検知電極対とＲＡペーシングチャネル３００のＲＡ検知増幅器３２６の入力との間に挿入される。コネクタブロック１２のＲＡペース／検知端子は、ＩＰＧ容器を貫通する容量性ろ過式フィードスルーによって、絶縁型電流複製器３２５の出力電流ループに結合する。入力電流ループは、ＲＡ検知増幅器３２６の入力およびＲＡペーシング出力回路３３４の出力の両方と結合する。この実施形態において、入力電流ループに送出されるＲＡペーシングトリガーパルスは、出力電流ループで複製され、ＲＡペース／検知電極に送出されるが、ＲＡペース／検知電極および出力電流ループを横切る心臓信号は、入力電流ループで複製され、ＲＡ検知増幅器３３４に供給される。
【００８２】
図６に概略的に示すＲＡプログラム可能ブランキング回路３３６は、先に述べたタイプのブランキングスイッチを使用して、検知増幅器入力を、絶縁型電流複製器３２５の入力電流ループから切り離すように動作するよう構成されることができることが理解されるであろう。したがって、絶縁型電流複製器３２５の入力電流ループは、ＲＡプログラム可能ブランキング回路３３６によって動作する、こうしたブランキングスイッチを通してＲＡ検知増幅器３２６の入力に適用されることができることが理解されるであろう。ＲＡ ＢＬＡＮＫ信号によって供給されるＲＡブランキング期間は、好ましくは、ＲＡペーシングパルスの送出に続く約１００ｍｓｅｃ未満であるか、ＬＡ、ＲＶ、およびＬＶに印加された任意のペーシングパルスの送出に続く約７ｍｓｅｃ未満である。
【００８３】
同様に、図８および図９に示し、以下でさらに述べる絶縁型電流複製器回路４２５は、ＬＡペース／検知電極対とＬＡペーシングチャネル４００のＬＡ検知増幅器４２６の入力との間に挿入される。コネクタブロック１２のＬＡペース／検知端子は、ＩＰＧ容器を貫通する容量性ろ過式フィードスルーによって、絶縁型電流複製器４２５の出力電流ループに結合する。入力電流ループは、ＬＡ検知増幅器４２６の入力およびＬＡペーシング出力回路４３４の出力の両方と結合する。この実施形態において、入力電流ループに送出されるＬＡペーシングトリガーパルスは、出力回路ループで複製され、ＬＡペース／検知電極に送出されるが、ＬＡペース／検知電極および出力回路ループを横切る心臓信号は、入力電流ループで複製され、ＬＡ検知増幅器４３４に供給される。
【００８４】
図６に概略的に示すＬＡプログラム可能ブランキング回路４３６は、先に述べたタイプのブランキングスイッチを使用して、検知増幅器入力を、絶縁型電流複製器４２５の入力電流ループから切り離すように動作するよう構成されることができることが理解されるであろう。したがって、絶縁型電流複製器４２５の入力電流ループは、ＬＡプログラム可能ブランキング回路４３６によって動作する、こうしたブランキングスイッチを通してＬＡ検知増幅器４２６の入力に適用されることができることが理解されるであろう。ＬＡ ＢＬＡＮＫ信号によって供給されるＬＡブランキング期間は、好ましくは、ＬＡペーシングパルスの送出に続く約１００ミリ秒未満であるか、ＲＡ、ＲＶ、およびＬＶに印加された任意のペーシングパルスの送出に続く約７ミリ秒未満である。
【００８５】
さらに、図８および図９に示し、以下でさらに述べる絶縁型電流複製器６２５は、ＬＡペース／検知電極対とＬＡペーシングチャネル６００のＬＡ検知増幅器６２６の入力の間に挿入される。コネクタブロック１２のＬＶペース／検知端子は、ＩＰＧ筐体を貫通する容量性ろ過式フィードスルーによって、絶縁型電流複製器６２５の出力電流ループに結合する。入力電流ループは、ＬＡ検知増幅器６２６の入力およびＬＡペーシング出力回路６３４の出力の両方と結合する。この実施形態において、入力電流ループに送出されるＬＶペーシングトリガーパルスは、出力電流ループで複製され、ＬＶペース／検知電極に送出されるが、ＬＶペース／検知電極および出力電流ループを横切る心臓信号は、入力電流ループで複製され、ＬＶ検知増幅器６３４に供給される。
【００８６】
図７に概略的に示すＬＶプログラム可能ブランキング回路６３６は、先に述べたタイプのブランキングスイッチを使用して、検知増幅器入力を、絶縁型電流複製器６２５の入力電流ループから切り離すように動作するよう構成されることができることが理解されるであろう。したがって、絶縁型電流複製器６２５の入力電流ループは、ＬＶプログラム可能ブランキング回路６３６によって動作する、こうしたブランキングスイッチを通してＬＶ検知増幅器６２６の入力に適用されることができることが理解されるであろう。ＬＶ ＢＬＡＮＫ信号によって供給されるＬＡブランキング期間は、好ましくは、ＬＶペーシングパルスの送出に続く約１００ミリ秒未満であるか、ＲＡ、ＲＶ、およびＬＡに印加された任意のペーシングパルスの送出に続く約７ミリ秒未満である。
【００８７】
この例において、ＲＶペース／検知電極対およびＲＶ検知増幅器５２６の入力およびＲＶペーシングチャネル５００のＲＶペーシングパルス出力回路５３４の間には絶縁型電流複製器は挿入されない。３つの絶縁型電流複製器３２５、４２５、および６２５の場所は、示された場所から変わる可能性があるか、ＲＶペース／検知電極対とＲＶ検知増幅器５２６の入力とＲＶペーシングパルス出力回路５３４の出力の間には別の絶縁型電流複製器が挿入される可能性があることが理解されるであろう。ダウンリンクテレメトリ命令によって使用可能にされることができる切り換え回路部を設けて、絶縁型電流複製器の任意の複製器をバイパスさせることも可能である。
【００８８】
絶縁型電流複製器対は、各ペーシングチャネル内に挿入されて、チャネルのペース／検知電極対を、各チャネルの検知増幅器およびペーシング出力回路から個別に絶縁させる可能性があることが理解されるであろう。
【００８９】
動作時、Ｖ−Ａ補充間隔は、先行する心室の、検知されたかペーシングされた事象からタイムアウトしていると仮定し、また、自発性心房脱分極は、ＲＡまたはＬＡの一方で起こり、かつ、ＲＡペース／検知電極対１７、１９またはＬＡ ＣＳペース／検知電極対２８、３０（図５）の一方のそばを最初に通過すると仮定する。Ｐ波が、ＲＡ検知増幅器３２６またはＬＡ検知増幅器４２６によって、ペース／検知電極１７および１９またはＬＡ ＣＳペース／検知電極２８および３０にわたってそれぞれ検知されると、ＳＥＲＡ信号またはＳＥＬＡ信号が生成される。Ｖ−Ａ補充間隔のタイムアウト中に発生するＳＥＲＡまたはＳＥＬＡ信号の最初の信号を使用して、心房ペーサタイミング／ロジック回路１２０Ａでタイムアウトしている、その時のＶ−Ａ心房補充間隔がリセットされる。最初に発生するＳＥＲＡまたはＳＥＬＡ信号はまた、各ＲＡまたはＬＡ ＣＤＷタイマ３３０または４３０によって各ＲＡまたはＬＡ ＣＤＷＳのタイミングを始動させる。最初に発生するＳＥＲＡまたはＳＥＬＡ信号はまた、それぞれ、この状況下では任意のＣＤＷ時間をタイムアウトしないであろうと思われるＬＡまたはＲＡ ＣＤＷタイマ４３０または３３０をリセットするように印加される。ＲＡまたはＬＡ ＣＳ心房ペース／検知電極１７および１９または２８および３０の他方の対において、Ｐ波を検知することなく、ＲＡまたはＬＡ ＣＤＷＳがタイムアウトする場合、ＲＡまたはＬＡペーシング出力回路３３４または４３４によって心房ペース／検知電極の他方の対に心房ペースパルスが送出される。
【００９０】
Ｐ波が検知されずに、Ｖ−Ａ補充間隔がタイムアウトし、その後、それぞれ、ＲＡ ＥＩ ＰＴ信号またはＬＡ ＥＩ ＰＴ信号に応答して、それぞれ、各ＲＡペース出力回路３３４またはＬＡペース出力回路４３４によって、ＲＡペースパルスまたはＬＡペースパルスが送出されると仮定する。いずれの心房ペーシングパルスを送出するかの選択をプログラムすることができる。ＲＡペースパルスが、ＲＡペース／検知電極１７および１９にわたって送出される場合、ＬＡ ＣＤＷ時間がＬＡ ＣＤＷ時間タイマ３３０で始動される。ＬＡ ＣＳペース／検知電極２８および３０においてＰ波を検知することなく、ＲＡ ＣＤＷ時間がタイムアウトする場合、心房ペースパルスがＬＡ ＣＳペース／検知電極２８および３０に送出される。
【００９１】
いずれの場合も、ＡＶ遅延タイマ１６０が始動して、Ｐ波の検知によってＳＡＶ遅延をタイムアウトさせるか、または心房ペースパルスの送出によってＰＡＶ遅延をタイムアウトさせる。上述したように、好ましくは、個別のプログラム可能なペーシングされたＳＡＶＲＡおよびＳＡＶＬＡ遅延は、最初の心房検知事象が、ＲＡペース／検知電極１７および１９か、ＬＡ ＣＳペース／検知電極２８および３０のいずれにわたって検知されるかによって使用される。個別のプログラム可能なペーシングされたＰＡＶＲＡおよびＰＡＶＬＡ遅延はまた、最初の心房ペーシングパルスが、ＲＡペース／検知電極１７および１９か、ＬＡ ＣＳペース／検知電極２８および３０のいずれにわたって送出されるかによって使用される。これらの４つの可能な遅延は、「オン」または「オフ」でプログラムされ、遅延値は、ＲＡＭ／ＲＯＭチップ１１０内にプログラムされる。プログラムされた遅延値は、プログラム可能ＡＶ遅延タイマ１６０で用いられ、心房ペーサタイミング／ロジック回路１２０Ａにおいて、ＡＶ遅延選択ロジックによって生成されたＲＳＡＶ、ＬＳＡＶトリガー信号の１つによって、または、Ｖ−Ａ補充間隔タイマ（複数可）によって生成されたＲＰＡＶ、ＬＰＡＶトリガー信号の１つによって始動される。別法として、単一のＲＡＶまたはＬＡＶ遅延のみが、それぞれ、ＲＳＡＶおよびＲＰＡＶトリガー信号またはＬＳＡＶおよびＬＰＡＶトリガー信号に応答して、トリガーされることができる。
【００９２】
最も一般的な場合、ＡＶ時間遅延の間に、ＲＶまたはＬＶ ＣＳペース／検知電極３８および４０または４８および５０の一方の対にわたって、Ｒ波が検知される場合、ＳＥＲＶまたはＳＥＬＶ信号が、ＲＶ検知増幅器５２６またはＬＶ検知増幅器６２６によって生成され、心室ペーサタイミング／ロジック回路１２０Ａのロジックをリセットするように印加される。リセット信号はライン１６４上で生成され、リセット信号を使用して、図６のＡＶ遅延タイマがリセットされる。ＳＥＲＶまたはＳＥＬＶ信号もまた使用して、心室ペーサタイミング／ロジック回路１２０ＶにおいてＶ−Ａ補充間隔が始動され、各ＲＶまたはＬＶ ＣＤＷタイマ５３０または６３０において心室ＣＤＷ時間が始動される。ＲＶまたはＬＶ ＣＳペース／検知電極３８および４０または４８および５０の他の対においてＲ波を検知することなく、心室ＣＤＷ時間がタイムアウトする場合、それぞれＲＶまたはＬＶペーシング出力パルス発生器５３４または６３４により心室ペースパルスが心室ペース／検知電極の他の対に送出される。
【００９３】
Ｖ−Ａ補充間隔がタイムアウトする場合、通常、心室ペースパルスが最初にＲＶペース／検知電極３８および４０にわたって送出され、ＲＶ ＣＤＷ時間がＲＶ ＣＤＷタイマ５３０において始まる。ＬＶ ＣＳペース／検知電極４８および５０においてＲ波を検知することなく、心室ＣＤＷ時間がタイムアウトする場合、ＬＶペーシング出力回路６３４によって心室ペースパルスがＬＶ ＣＳペース／検知電極４８および５０に送出される。
【００９４】
再び、ＲＡおよびＬＡ心房検知およびペーシング回路３００および４００に関して、ＲＡおよびＬＡ検知増幅器３２６および４２６の検知特性、ＣＤＷ時間タイマ３３０および４３０のＣＤＷ時間ならびにペーシングパルス出力回路３３４および４３４のパラメータは、個別にプログラムされ、ＲＡＭ／ＲＯＭチップ１１０に格納されることができる。同様に、ＲＶおよびＬＶ心房検知およびペーシング回路５００および６００に関して、ＲＶおよびＬＶ検知増幅器５２６および６２６の検知特性、ＣＤＷタイマ５３０および６３０のＣＤＷ時間ならびにペーシングパルス出力回路５３４および６３４のパラメータは、個別にプログラムされ、ＲＡＭ／ＲＯＭチップ１１０に格納されることができる。さらに、両心室および両心房動作モードのいずれか、または両方は、任意選択で、特定の患者または特定の患者の状態の変化に対応するためにプログラム上でオフされることができる。たとえば、上述した両心房ペーシングモードをプログラム上でオンし、最適な心房伝導時間遅延を選択し、両心室ペーシングおよび検知機能をプログラム上でオフすることによって、先に参照した左心房頻脈性不整脈を処置することができてよい。逆に、両心房ペーシングおよび検知機能が選択的にプログラム上でオフされ、両心室ペーシングおよび検知機能が、最適にプログラムされて、正常な心房間伝導および異常に長い心室間伝導遅延を有する患者に対する治療が提供されてよい。
【００９５】
上述した図６および図７の４腔ペーシングシステムは、たとえば、少なくとも１つの電流複製器を使用して、２腔ＤＤＤペーシングモードで動作する２腔ＡＶ順次ペーシングシステムとして選択的に構成されることができることが理解されよう。たとえば、左心房ペーシングおよび検知システム３００および左心室ペーシングおよび検知システム６００および関連する部品は、なくされるか、または、ＲＡおよびＲＶのＡＶ順次ペーシングおよび検知を行なわないようにプログラムされることができる。ここで、ＲＡ絶縁電流複製器３２５は上述した方法で動作する。したがって、図６および図７はまた、本発明を組み込むことができる、こうした２腔ペーシングシステムを示すことが理解されるべきである。
【００９６】
図８について考えると、図８は、概略的に、図４および図６、図７の絶縁型電流複製器２２５、３２５、４２５、および６２５として使用可能なＧＭＲ絶縁型電流複製器を示す。ＧＭＲ絶縁型電流複製器は、米国特許第６，２５２，３９０号、および、「Magnetically Coupled Linear Isolator」(IEEE Trans, on Magnetics, vol. 33, no, 5, September 1997, pp.4029-4031)と題するT.M. Hermann等による論文および「Monolithic 4-20mA Isolating Current Replicator using GMR Resistors」(ISSC98/Session 17/Sensor Technology/Paper SA 17.5)と題するW.L. Hui等による論文に記載される方法で、機能し、好ましくは作製される。
【００９７】
最近、２つの主要表面（それぞれの上には、非等方的強磁性薄膜が形成されている）を有する分離材料からなる中間薄層の形態で磁界素子を設けることは、こうした「サンドイッチ」構造の強磁性薄膜および中間層の厚みが十分に薄く作られた場合、「巨大磁気抵抗効果（ＧＭＲ）作用」をもたらすことがわかった。この効果は、こうした強磁性膜と中間層を特別に交互に並べたものを用いて、こうしたＧＭＲ素子を形成して超格子を形成することによって、増大されることができる。得られる増大したＧＭＲ効果は、よく知られている非等方的磁気抵抗応答による大きさより最大一桁大きい範囲内にある可能性のある、ＧＭＲ抵抗器の磁気抵抗応答を生ずる可能性がある。
【００９８】
米国特許第６，２５２，３９０号ならびにHermannおよびHuiの論文は、信号絶縁体内で生ずる磁場状態を磁気抵抗を用いて検知することに基づいた信号絶縁体を開示しており、信号絶縁体は、有利には、強磁性薄膜材料を用いて作製されることができる。こうした信号絶縁体は、モノリシックＩＣの表面上に形成されることができて、それによって、絶縁体と絶縁体用の動作回路部の間に都合のよい電気接続部を設けることが可能になる。
【００９９】
図８に示す各ＧＭＲ絶縁型電流複製器２２５、３２５、４２５、および６２５は、クロスチャネル信号の伝導を阻止するために、互いから絶縁した集積回路として形成された入力電流ループ２０１と出力電流ループ２０５を備える。上述した好ましい実施形態において、入力電流ループ２０３は、１つまたは複数のブランキングスイッチによって、検知増幅器の入力およびペーシングチャネルのペーシングパルス回路の出力に結合される。出力電流ループ２０５は、高値負荷抵抗器２１２にわたってペーシング／検知チャネルのペース／検知電極と結合される。入力電流ループ２０３は、同じチャネルブランキング回路のブランキング回路スイッチによって同じチャネル検知増幅器入力に結合される。心臓脱分極信号は、クロスチャネルペーシングパルスの送出に続く、約５ミリ秒〜１０ミリ秒、たとえば、７ミリ秒の短いブランキング期間後に、出力電流ループ２０５から入力電流ループ２０３へ伝えられることができる。出力電流ループ２０５は、ＧＭＲ素子によって、入力電流ループ２０３に結合したペーシング回路部から絶縁されて、別のペーシングチャネルにおけるペーシングパルス送出に伴うクロスチャネル漏れ電流が、出力電流ループ２０５と結合したペース／検知電極対に印加されるのを防止する。
【０１００】
図８において、４つの磁界に敏感なＧＭＲ抵抗器２０２、２０４、２０６、および２０８は、ＩＣで作製した従来の演算増幅器（オペアンプ）２１０の入力端子、調整された電源、およびグラウンドに関して、ブリッジ構成で配置される。抵抗器２０２、２０４、２０６、および２０８は、高い磁気感度を示し、従来のＩＣプロセスに容易に組み込まれるＧＭＲ材料で作られる。各ＧＭＲ抵抗器２０２、２０４、２０６、および２０８の抵抗値は、それぞれのＧＭＲ誘導子コイル２０２’、２０４’、２０６’、および２０８’または各ＧＭＲ素子を通して横切る電流信号によって作られる磁界の関数として変化する。逆に、各ＧＭＲ抵抗器２０２、２０４、２０６、および２０８を横切る電流は、それぞれの誘導子コイル２０２’、２０４’、２０６’、および２０８’を通して電流を誘導する。
【０１０１】
入力電流ループ２０３は、それぞれ、磁界に敏感な抵抗器２０２および２０８の上に重なる誘導子コイル２０２’および２０８’を有するＩＣ基板上に形成される入力電流搬送ＩＣ導体でできている。各ＧＭＲ抵抗器２０２および２０８は、誘導子コイル２０２’および２０８’を通って入力電流信号によって作られる磁界がない場合に第１抵抗値を有する。入力電流信号が、入力電流搬送導体２０３に対して、かつ、それぞれ、コイル２０２’および２０８’を通して印加されると、磁界が各ＧＭＲ抵抗器２０２および２０８上に生成され、それによって、その抵抗値の変化が生ずる。
【０１０２】
同様に、出力電流ループ２０５は、それぞれ、磁界に敏感な抵抗器２０４および２０６の上に重なる誘導子コイル２０４’および２０６’を有するＩＣ基板上に形成される出力電流搬送ＩＣ導体でできている。各ＧＭＲ抵抗器２０４および２０６は、電流信号がない時に第１抵抗値を、電流信号が、出力電流搬送導体２０５に印加され、それぞれ、コイル２０４’および２０６’に磁界を誘導する時に第２抵抗値を有する。この場合、出力電流ループ２０５の電流信号は、オペアンプ２１０か、出力電流ループに結合するペース／検知電極対を横切る電気信号のいずれかによって生成されることができる。
【０１０３】
ＩＣ上に形成されるオペアンプ２１０は、第１および第３巨大ＧＭＲ抵抗器２０２および２０８に結合した第１増幅器入力、第２および第４巨大ＧＭＲ抵抗器２０４および２０６に結合する第２増幅器入力、および出力電流ループ２０５に結合する増幅器出力を有する。入力電流ループ２０３の電流は、出力電流ループ２０５のオペアンプ２１０によって生成される、絶縁された等しいフィードバック電流によって平衡し、それによって、ペーシングパルスは、出力電流ループ２０５と結合するペース／検知電極対に送出されることができる。逆に、心臓脱分極信号が、ペース／検知電極から出力電流ループ２０５に伝導されると、心臓脱分極信号は、オペアンプ２１０のオペアンプ入力を不平衡にし、それによって、電流が入力電流ループ２０３に誘導され、心臓脱分極信号が複製される。
【０１０４】
ペーシングパルス回路によって生成されたペーシングパルスは、入力電流ループ２０３に印加され、信号電流によって、第１および第２ＧＭＲ抵抗器２０２および２０８は抵抗値を変え、オペアンプ２１０の入力を不平衡にする。出力電流ループ２０５のオペアンプ２１０によって生成された信号は、ペーシングパルスを複製し、それによって、抵抗器２１２およびペース／検知電極対にわたって複製されたペーシングパルスを生成する。
【０１０５】
ペース／検知電極対を横切る心臓脱分極信号または他の電気信号によって、電流は、出力電流ループ２０５内に誘導され、第３および第４ＧＭＲ抵抗器２０４および２０６は抵抗値を変える。抵抗値の変化は、オペアンプ２１０の入力に印加された電圧を変える。入力を再平衡化させるための、オペアンプ２１０によって引き出される電流によって、電流が、第１および第３ＧＭＲ抵抗器２０２および２０８を通って引き出され、その電流が、各第１および第３ＧＭＲ誘導子コイル２０２’および２０８’に電流を誘導し、その電流は入力電流ループ２０３を通って検知増幅器入力に印加される。
【０１０６】
図８に示すＧＭＲ絶縁型電流複製器２２５、３２５、４２５、および６２５は、標準的なバイポーラプロセスおよびＣＭＯＳプロセスを用いて集積化されることができ、実質的にハイブリッドの容積、ハイブリッドの費用（ＦＡＰＣ）を低減することができ、検知増幅器をペーシング出力回路から絶縁することについて、従来の方法と比べて、信頼性および患者の安全性を高めることができる。
【０１０７】
さらに好ましい実施形態において、ＭＥＭＳで作製した絶縁変圧器を備えるモノリシック絶縁回路は、図４および図６、図７の絶縁型電流複製器２２５、３２５、４２５、および６２５として用いられるように取って代わる。こうしたモノリシック絶縁回路３０２は、図９に示されており、絶縁層３１０によって分離されたＭＥＭＳで作製された低損失入力および出力コイル３０６および３０８を備え、絶縁層は、入力コイル３０６を出力コイル３０８から絶縁させる。この設計は２５００ボルトのスタンドオフを提供する。再び、この技術は、上述した同様な利点を可能にする標準的なＣＭＯＳウェハ３１２の上部に集積化されるであろう。
【０１０８】
上述の好ましい実施形態において、ＧＭＲ絶縁型電流複製器またはＭＥＭＳで作製した絶縁変圧器は、それぞれのＣＤＷＳおよびＣＤＷＰを、０ミリ秒から任意の好ましい上限までの範囲でプログラムすることを可能にすることが理解されるであろう。ＣＤＷＰおよびＣＤＷＳが０ミリ秒でプログラムされている時、右または左心腔の一方における検知された事象またはペーシングされた事象は、他の心腔に対するペーシングパルスのほぼ同時の送出をトリガーする。プログラム可能な最大ＣＤＷＳおよびＣＤＷＰは、図１に示す生理的活性化シーケンス伝導遅延を補償するために約１００ミリ秒であると想定される。すなわち、長いＣＤＷをプログラムして、伝導された脱分極を検知すること、および、右および左心腔ペース／検知電極の任意の対間での実際のペーストリガーされた伝導遅延または自発性伝導遅延を測定することが可能になる。すなわち、右心腔と左心腔の間の伝導がない場合、長いＣＤＷをプログラムして、１つの心腔における検知されたかペーシングされた事象に続いて、他の心腔に対して遅延の非常に長いペーシングパルスを送出して、右および左心腔の脱分極の特定の治療タイミングを得ることができる。
【０１０９】
しかし、上述したペーシングシステムは、動作が単純化されてもよく、それでも、上述したＧＭＲ絶縁型電流複製器またはＭＥＭＳで作製した絶縁変圧器を用いる恩恵を享受することが理解されよう。たとえば、ペーシングモードは、上述した禁止されたモードではなくＣＤＷをタイムアウトしない付託されたモードにプログラムされて、それによって、ＲＨＣおよびＬＨＣペーシングパルスは、先行するペーシングパルスまたは検知事象から計時されたペース遅延後に、同時かあるいは所定の右−左または左−右シーケンスで、常に送出される。この場合、単純な遅延または遅延窓は、条件付きでなく、タイムアウトによって、それぞれ、ＬＨＣまたはＲＨＣペーシングパルスの送出をもたらす、通常、Ａ−Ａ遅延（心房）またはＶ−Ｖ遅延（心室）と呼ぶ、ＲＨＣまたはＬＨＣのペーシングパルスすなわち検知された事象からタイムアウトされる。したがって、「遅延窓」は、こうしたＡ−Ａ遅延またはＶ−Ｖ遅延、あるいは、ＲＨＣ−ＬＨＣの実施形態における種々のタイプの上述したＣＤＷのことを言ってよい。
【０１１０】
したがって、本発明は、単一心腔内、すなわち、選択された上部および下部ならびに右および左心腔の中の、少なくとも第１および第２部位においてペーシングおよび検知を行う任意のペーシングシステムで実施できることを理解することができる。両心房または３腔または４腔ペーシングシステムにおいて、第１部位は、右心房および左心房の一方であり、第２部位は、右心房および左心房の他方である可能性がある。両心室または３腔または４腔ペーシングシステムにおいて、第１部位は、右心室および左心室の一方であり、第２部位は、右心室および左心室の他方である可能性がある。ＡＶ順次ペーシングシステムにおいて、第１部位は心房心腔および心室心腔の一方であり、第２部位は、心房心腔および心室心腔の他方である可能性がある。
【０１１１】
２極心房および／または心室リード線システムが、図面に示され、上述されているが、本発明は、右および左心腔内のまたはそのまわりの図示した位置の単一ペース／検知電極、および図２、図３および図５のＩＰＧ１２のハウジングの外面の一部として形成された遠隔電極２０を使用する単極リード線システムと共に使用されてよいことが理解されるであろう。さらに、ＲＡ、ＬＡ、ＲＶ、およびＬＶ上またはその内部の電極部位に設置されるようになっている、図示したリード線およびペース／検知電極の代わりに、他のリード線およびペース／検知電極を用いてもよい。
【０１１２】
前述の具体的な実施形態は本発明の実施を例示している。したがって、本発明または添付特許請求項の範囲から逸脱することなく、当業者に知られているか、本明細書で開示される他の手段を使用してよいことが理解されるべきである。したがって、添付特許請求項の範囲内で、本発明の精神および範囲から実際に逸脱することなく、具体的に述べた方法以外の方法で本発明を実施してよいことが理解されるべきである。
【図面の簡単な説明】
【０１１３】
【図１】心臓脱分極波の、心臓を通る正常な電気的活性化シーケンスでの伝達を示す図である。
【図２】本発明が実施される２腔の両心房ペーシングシステムを示す略図である。
【図３】本発明が実施される２腔の両心室ペーシングシステムを示す略図である。
【図４】図２および図３のシステムで使用される、右および左心腔ＩＰＧのための、本発明の回路部の単純化したブロック図である。
【図５】本発明が実施される３腔または４腔の両心房および／または両心室ペーシングシステムを示す略図である。
【図６】右および左、上部および下部の心腔を選択的にペーシングするために、４ペーシング腔を提供するためか、選択的に３ペーシング腔を選択的にプログラムするための、図５のシステムで使用される本発明のＩＰＧ回路部の一実施形態の単純化したブロック図の一部である。
【図７】右および左、上部および下部の心腔を選択的にペーシングするために、４ペーシング腔を提供するためか、選択的に３ペーシング腔を選択的にプログラムするための、図５のシステムで使用される本発明のＩＰＧ回路部の一実施形態の単純化したブロック図の一部である。
【図８】本発明による、図４および図６、図７の回路部のＮ個の検知増幅器のうちの最大Ｎ−１個の検知増幅器を、関連するペース／検知電極対から絶縁するための、ＧＭＲ素子を使用した、ブリッジ構成の例示的な絶縁電流複製器回路の略図である。
【図９】ＭＥＭＳ作製技法を使用して形成された絶縁型電流複製器の略図である。
Claims (19)
- 心臓の少なくとも２つの部位において、ペーシングおよび検知を行うペーシングシステムであって、
第１ペーシングチャネルであって、
自発性心臓脱分極を検知し、かつ、ペーシングパルスを心臓の第１部位に印加して、該第１部位の誘発脱分極を促す(stimulate)ようにするための第１ペース／検知電極を設置されている第１リード線、
前記第１部位での自発性心臓脱分極から生ずる心臓信号を検知し、第１検知事象信号を供給する第１検知手段、および、
第１ペーストリガー信号に応答して、前記第１ペース／検知電極を通して、前記第１部位で心臓をペーシングするように第１部位ペーシングパルスを前記第１リード線に供給するための第１ペーシングパルス出力手段
を備える、第１ペーシングチャネルと、
第２ペーシングチャネルであって、
自発性心臓脱分極を検知し、かつ、ペーシングパルスを心臓の第２部位に印加して、該第２部位の誘発脱分極を促すようにするための第２ペース／検知電極を設置されている第２リード線、
前記第２部位での自発性心臓脱分極から生ずる心臓信号を検知し、第２検知事象信号を供給する第２検知手段、および、
第２ペーストリガー信号に応答して、前記第２ペース／検知電極を通して、前記第２部位で心臓をペーシングするように第２部位ペーシングパルスを前記第２リード線に供給するための第２ペーシングパルス出力手段
を備える、第２ペーシングチャネルと、
前記第１および第２検知手段による検知を可能にし、かつ、前記第１および第２ペーシングパルス出力手段を作動して、ペーシングパルスを前記第１および第２部位に選択的に印加するようにするタイミングおよび制御手段と、
を備え、
漏れ電流経路が、前記第１および第２ペーシングチャネル間のペーシング回路部内に存在し、前記第１および第２ペーシングチャネルのうちの少なくとも一方は、前記ペーシングチャネルの前記ペース／検知電極に結合した出力電流ループおよび前記ペーシングチャネルの前記検知手段に結合した入力電流ループを備えるモノリシック絶縁回路手段をさらに備える絶縁型ペーシングチャネルであり、前記入力および出力電流ループは、互いから絶縁された集積回路導体として形成され、
それによって、心臓脱分極信号は、前記出力電流ループと結合した前記ペース／検知電極から前記出力電流ループに伝導されて前記入力電流ループにおいて複製され、前記ペース／検知電極と結合した前記出力電流ループは、漏れ電流経路から絶縁されて、漏れ電流の前記出力電流ループへの伝送が禁止されるペーシングシステム。 - 前記タイミングおよび制御手段はさらに、
第１ペーストリガー信号または第１検知事象信号からペーシング補充間隔を計時する補充間隔タイミング手段と、
前記ペーシング補充のタイムアウトによって、前記第１ペーストリガー信号を生成し、それによって、前記ペーシング補充間隔のタイムアウト中に第１検知事象信号がない時に、前記第１部位をペーシングするための基本ペーシングレートを供給する手段と、
前記ペーシング補充間隔の前記タイムアウトまたは前記ペーシング補充間隔のタイムアウト以前における前記第１検知事象信号の検知に応答して、遅延窓の計時を始めるようにする遅延タイミング手段と、
前記遅延窓の前記タイムアウトで前記第２心臓ペーストリガー信号を生成する手段と、を備える請求項１に記載のペーシングシステム。 - 前記絶縁型ペーシングチャネルはさらに、前記入力電流ループと前記検知手段の入力の間に挿入され、少なくとも前記第１ペーシングパルスまたは前記第２ペーシングパルスの送出持続期間を含むブランキング期間中に、前記入力電流ループを前記検知手段入力から切り離すようになっているブランキング手段を備える請求項１に記載のペーシングシステム。
- 前記絶縁型ペーシングチャネルの前記ペーシングパルス出力手段は、前記入力電流ループに結合しており、それによって、該入力電流ループと結合した前記ペーシングパルス出力手段によって生成されるペーシングパルスは、前記出力電流ループにおいて複製され、該出力電流ループと結合した前記ペース／検知電極に印加される請求項１に記載のペーシングシステム。
- 前記入力電流ループは、磁界誘導コイルを有する集積回路基板上の入力電流搬送導体でできており、
前記出力電流ループは、前記集積回路基板上の出力電流搬送導体でできており、さらに、
前記入力電流搬送導体に対して置かれ、かつ、該入力電流搬送導体から電気的に絶縁されており、前記入力電流搬送導体に印加された入力電流信号がない時に第１抵抗値を、入力電流信号が前記入力電流搬送導体に印加された時に第２抵抗値を有する、少なくとも１つの巨大磁気抵抗効果抵抗器と、
前記少なくとも１つの巨大磁気抵抗効果抵抗器および前記出力電流搬送導体に結合しており、前記入力電流ループに印加された前記ペーシングパルスを複製して、該印加されたペーシングパルスによって前記巨大磁気抵抗効果抵抗器の抵抗値が変化する時に前記出力電流ループ内で前記ペーシングパルスを形成するようにする複製回路手段とを備える請求項４に記載のペーシングシステム。 - 前記複製回路手段は、前記巨大磁気抵抗効果抵抗器に結合した増幅器入力および前記出力電流搬送ループに結合した増幅器出力を有する演算増幅器を備える請求項５に記載のペーシングシステム。
- 前記入力電流ループは、第１および第２磁界誘導コイルを含む集積回路基板上の入力電流搬送導体でできており、前記第１および第２磁界誘導コイルは、電流が、前記入力電流搬送導体内に誘導されるか、または、該入力電流搬送導体に印加される時に第１および第２磁界を生成し、
前記出力電流ループは、第３および第４磁界誘導コイルを含む集積回路基板上の第２電流搬送導体でできており、前記第３および第４磁界誘導コイルは、電流が、前記出力電流搬送導体内に誘導されるか、または、該出力電流搬送導体に印加される時に第３および第４磁界を生成し、さらにブリッジ回路を備えており、
該ブリッジ回路は、
第１および第２増幅器入力ならびに前記出力電流ループに結合した増幅器出力を有する前記集積回路上に形成された演算増幅器と、
それぞれ、前記第１、第２、第３、および第４磁界誘導コイルに対して置かれ、かつ、該第１、第２、第３、および第４磁界誘導コイルからそれぞれ電気的に絶縁された第１、第２、第３、および第４巨大磁気抵抗効果抵抗器であって、各巨大磁気抵抗効果抵抗器は、磁界が印加されないと第１抵抗値を、磁界誘導コイルを通して印加された電流によって生じた磁界にさらされると第２抵抗値を有する、第１、第２、第３、および第４巨大磁気抵抗効果抵抗器と、
前記第１、第２、第３、および第４巨大磁気抵抗効果抵抗器を、電流源に対し、かつ、ブリッジ回路内の前記演算増幅器の前記入力にわたって結合させる手段であって、それによって、前記演算増幅器は、前記入力電流搬送導体に印加されたペーシングパルスに応答して、前記第１および第２演算増幅器入力と結合した前記第１および第２磁気抵抗効果抵抗器が前記ペーシングパルス電流によって抵抗値を変化させた時に、前記出力電流搬送導体内で前記ペーシングパルスを複製し、前記演算増幅器は、前記出力電流搬送導体上の心臓脱分極信号に応答して、前記第１および第２演算増幅器入力と結合した前記第３および第４磁気抵抗効果抵抗器が前記心臓脱分極電流によって抵抗値を変化させた時に、前記入力電流ループ内で前記心臓脱分極信号を複製する、結合させる手段とを備える請求項４に記載のペーシングシステム。 - 前記絶縁型ペーシングチャネルはさらに、前記入力電流ループと前記検知手段の入力の間に挿入され、少なくとも前記第１ペーシングパルスまたは前記第２ペーシングパルスの送出持続期間を含むブランキング期間中に、前記入力電流ループを前記検知手段入力から切り離すようになっているブランキング手段を備える請求項４に記載のペーシングシステム。
- 前記入力電流ループは、第１および第２磁界誘導コイルを含む集積回路基板上の入力電流搬送導体でできており、前記第１および第２磁界誘導コイルは、電流が、前記入力電流搬送導体内に誘導されるか、または、該入力電流搬送導体に印加される時に第１および第２磁界を生成し、
前記出力電流ループは、第３および第４磁界誘導コイルを含む集積回路基板上の第２電流搬送導体でできており、前記第３および第４磁界誘導コイルは、電流が、前記出力電流搬送導体内に誘導されるか、または、該出力電流搬送導体に印加される時に第３および第４磁界を生成し、さらにブリッジ回路を備えており、
該ブリッジ回路は、
第１および第２増幅器入力ならびに前記出力電流ループに結合した増幅器出力を有する前記集積回路上に形成された演算増幅器と、
それぞれ、前記第１、第２、第３、および第４磁界誘導コイルに対して置かれ、かつ、該第１、第２、第３、および第４磁界誘導コイルからそれぞれ電気的に絶縁された第１、第２、第３、および第４巨大磁気抵抗効果抵抗器であって、各巨大磁気抵抗効果抵抗器は、磁界が印加されないと第１抵抗値を、磁界誘導コイルを通して印加された電流によって生じた磁界にさらされると第２抵抗値を有する、第１、第２、第３、および第４巨大磁気抵抗効果抵抗器と、
前記第１、第２、第３、および第４巨大磁気抵抗効果抵抗器を、電流源に対し、かつ、ブリッジ回路内の前記演算増幅器の前記入力にわたって結合させる手段であって、それによって、前記演算増幅器は、前記出力電流搬送導体上の心臓脱分極信号に応答して、前記第１および第２演算増幅器入力と結合した前記第３および第４磁気抵抗効果抵抗器が前記心臓脱分極電流によって抵抗値を変化させた時に、前記入力電流ループ内で前記心臓脱分極信号を複製する、結合させる手段とを備える請求項１に記載のペーシングシステム。 - 前記絶縁型ペーシングチャネルは、前記入力電流ループと前記検知手段の入力の間に挿入され、少なくとも前記第１ペーシングパルスまたは前記第２ペーシングパルスの送出持続期間を含むブランキング期間中に、前記入力電流ループを前記検知手段入力から切り離すようになっているブランキング手段をさらに備える請求項９に記載のペーシングシステム。
- 前記入力電流ループは、磁界誘導コイルを有する集積回路基板上の入力電流搬送導体でできており、
少なくとも１つの巨大磁気抵抗効果抵抗器は、入力電流信号がない時に第１抵抗値を、入力電流信号が前記入力電流搬送導体に印加された時に第２抵抗値を有する前記入力電流搬送導体に対して置かれ、かつ、該入力電流搬送導体から電気的に絶縁されており、
前記出力電流ループは、前記集積回路基板上の出力電流搬送導体でできており、
さらに、前記少なくとも１つの巨大磁気抵抗効果抵抗器および前記入力および出力電流搬送導体に結合しており、前記入力電流信号によって前記巨大磁気抵抗効果抵抗器の抵抗値が変化する時に前記入力電流ループ上の前記出力電流ループに現れた心臓脱分極信号を複製するようにする複製回路手段をさらに備える請求項１に記載のペーシングシステム。 - 前記絶縁型ペーシングチャネルは、前記入力電流ループと前記検知手段の入力の間に挿入され、少なくとも前記第１ペーシングパルスまたは前記第２ペーシングパルスの送出持続期間を含むブランキング期間中に、前記入力電流ループを前記検知手段入力から切り離すようになっているブランキング手段をさらに備える請求項１１に記載のペーシングシステム。
- 前記複製回路手段は、前記巨大磁気抵抗効果抵抗器に結合した増幅器入力および前記出力電流搬送ループに結合した増幅器出力を有する演算増幅器を備える請求項１１に記載のペーシングシステム。
- 前記第１部位は、第１心腔および第２心腔のうちの一方であり、前記第２部位は、前記第１心腔および前記第２心腔のうちの他方である請求項１に記載のペーシングシステム。
- 前記第１部位は、右心房および左心房のうちの一方であり、前記第２部位は、右心房および左心房のうちの他方である請求項１に記載のペーシングシステム。
- 前記第１部位は、右心室および左心室のうちの一方であり、前記第２部位は、右心室および左心室のうちの他方である請求項１に記載のペーシングシステム。
- 前記第１部位は、心房心腔および心室心腔のうちの一方であり、前記第２部位は、前記心房心腔および前記心室心腔のうちの他方である請求項１に記載のペーシングシステム。
- 前記モノリシック絶縁回路手段は、低損失入力および出力コイルを備える微小機械作製式（ＭＥＭＳ）絶縁変圧器でできており、前記低損失入力および出力コイルは、前記入力コイルを前記出力コイルから絶縁する絶縁層によって分離されている請求項１に記載のペーシングシステム。
- 前記絶縁型ペーシングチャネルはさらに、前記低損失出力コイルと前記検知手段の入力の間に挿入され、少なくとも前記第１ペーシングパルスまたは前記第２ペーシングパルスの送出持続期間を含むブランキング期間中に、前記出力電流ループを前記検知手段入力から切り離すようになっているブランキング手段を備える請求項１８に記載のペーシングシステム。
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