JP2006525100A - 抗頻脈ペーシングのための履歴依存ペーシング間隔の決定 - Google Patents

Abstract

心房頻脈又は心室頻脈のエピソードを処置するのに使用することができる抗頻脈ペーシングパルスを送出する方法及びデバイス（１０）が提供される。心房頻脈又は心室頻脈のエピソードは、心臓が正常調律か、又は、加速した調律にある間に起こり得る。本方法及びデバイス（１０）は、頻脈をより有効に終了させることができる抗頻脈ペーシングパルス用のペーシング間隔を決定する時に使用するための、心房頻脈又は心室頻脈のエピソードを経験する心臓（１２）の活動電位継続時間の推定値を決定することを対象とする。

Description

本発明は、埋め込み可能医療デバイスに関し、より詳細には、頻脈エピソードを処置するための埋め込み可能医療デバイスに関する。
不整脈は、心拍の正常なレート、正常な調律、又は正常な伝導における乱れである。心室不整脈は心室で発生する。心室不整脈の１つの形態である心室頻脈（ＶＴ）は、心室が、高いレートで、たとえば、１分当たり１１０以上の拍動で収縮する状況である。心室不整脈の別の形態である心室細動（ＶＦ）は、心室壁組織のカオス的で且つ乱れた活性化が特徴である。ＶＦ中の１分当たりの脱分極の数は４００を超える場合がある。

ＶＴはＶＦをもたらす場合があり、したがって生命にかかわる可能性がある。ＶＴはまた、疲労等の他の低心拍出量症状に関連する。多くのＶＴは一過性であり、突然に開始するが、同様に突然に終了することによって特徴付けられるが、患者にかなりの苦痛を引き起こす。処置されない場合、ＶＴは、血栓の発生等の、他の生命にかかわる危険な状態をもたらす場合があり、発作、及び、場合によっては死をもたらすことがある。

頻脈に対する処置は、抗頻脈ペーシング（ＡＴＰ）又はカーディオバージョンを含み得るが、そこでは、より正常な調律を回復しようと試みて、１つ又は複数の高エネルギーパルスの高レートパルス列が心臓に送出される。ＡＴＰは、通常、安定した心房頻脈を正常調律に変換するのに有効であり、埋め込み式デバイスを介して送出されることが多い。多くの場合、徐々に攻撃的なＡＴＰ治療のシーケンスが、ＶＴエピソードが終了するまで印加される。埋め込み式デバイスは、ＶＴがＶＦに悪化する場合、ＡＴＰを中止し、すぐにカーディオバージョンを印加するように構成されてもよい。

一般に、本発明は、ＡＴＰペーシングパルスのために、履歴に依存したペーシング間隔の決定を利用するＡＴＰ技法を対象とする。本明細書で述べるＡＴＰ技法は、ＶＴの処置に使用されるＡＴＰパルスを送出するのに有益である。さらに、ＡＴＰ技法は、心房頻脈（ＡＴ）の処置にとって有益であり得る。

患者は、心臓が正常レートで拍動する安静中、又は、心拍が正常レートから加速される運動中において等、いつでも頻脈を経験する場合がある。したがって、安静期間中に有効なＡＴＰ治療は、心拍数が加速される活動期間中ほどには有効でない場合がある。

本発明に従って送出されるＡＴＰ治療は、ＡＴＰペーシングパルスのためのより適切なペーシング間隔を決定するために、頻脈を検出する前の、及び、頻脈エピソードの最中の心拍数を考慮するように構成される。

説明されるように、ＡＴＰ治療は、ＡＴ又はＶＴを検出する前の優勢な心拍数の結果としての活動電位継続時間（ＡＰＤ）の差を考慮する。たとえば、より高い心拍数が持続する場合、ＡＰＤは通常減少する。他方、より低い心拍数の存在下では、ＡＰＤは通常増加する。したがって、本発明は、状況に対してより適切なＡＴＰペーシング間隔を決定するのにこの現象を利用する。

一実施形態では、本発明は、心臓内の頻脈を検出するステップと、心臓に抗頻脈ペーシングパルスを印加するステップと、抗頻脈ペーシングパルスの印加時に、心臓内の活動電位継続時間の推定値に基づいて抗頻脈ペーシングパルスのペーシング間隔を設定するステップとを含む方法を提供する。

別の実施形態では、本発明は、頻脈に関連する電気活動を検出するための少なくとも１つの電極と、活動電位継続時間の推定値を決定し、抗頻脈ペーシングパルスの印加時に、心臓内の活動電位継続時間の推定値に基づいて抗頻脈ペーシングパルスのペーシング間隔を設定するプロセッサとを備えるデバイスを提供する。

さらに別の実施形態では、本発明は、上述した技法を実行する命令を含むコンピュータ読み取り可能媒体を対象とする。
本発明の１つ又は複数の実施形態の詳細は、添付図面及び以下の説明に述べられる。本発明の、他の特徴、目的、及び利点は、説明及び図面、並びに、特許請求の範囲から明らかになるであろう。

図１は、本発明の技法を実施するための、例示的な埋め込み可能医療デバイス（ＩＭＤ）１０を示す。ＩＭＤ１０は、ＡＴＰペーシングパルスのために履歴に依存したペーシング間隔決定を利用するＡＴＰ治療を送出する。この方法において、ＩＭＤ１０は、頻脈を検出する前、及び、頻脈エピソードの最中の心拍数に応じた動的ＡＴＰペーシング間隔を提供する。この動的ペーシング間隔の決定は、異なる心拍数によって先行される頻脈エピソードを終了させる時のペーシング間隔の作用を考慮する。より詳細には、ＩＭＤ１０によって送出されるＡＴＰ治療は、ＡＴ又はＶＴを検出する前の優勢な心拍数の結果としての活動電位継続時間（ＡＰＤ）の差を考慮する。結果として、ＩＭＤ１０は、所与の頻脈エピソードについて、より有効である異なるペーシング間隔を動的に送出することができる。

図１の例では、ＩＭＤ１０は、抗頻脈ペーシング（ＡＴＰ）機能、カーディオバージョン機能及びディフィブリレーション機能を含む埋め込み可能多腔ペースメーカである。しかしながら、本発明は、図１に示す特定のＩＭＤ及び構成に限定されるのではなく、任意の数の埋め込み可能医療デバイスによって実施されてもよい。本発明の技法は、単一の心腔又はいくつかの腔をペーシングするデバイス、１つ又は複数の心房、或いは、１つ又は複数の心室をペーシングするデバイス、カーディオバージョン機能及びディフィブリレーション機能を含む或いは含まないデバイス、及び、いくつかのペーシングモードのうちの任意のモードでペーシングするデバイスによって実施されてもよい。一般に、本発明の技法は、ＡＴを処置するために心房に対してであろうと、ＶＴを処置するために心室に対してであろうと、ＡＴＰ治療を供給する任意のデバイスによって実施されてもよい。

図１に示すように、ＩＭＤ１０は、心臓１２に１つ又は複数のＡＴＰ治療を施行するためのペーシング刺激を生成する、ハウジング５２内に収容された埋め込み可能パルス発生器（ＩＰＧ）に対応する回路機構を含む。或る状況では、ＩＰＧは、ＡＴＰ以外の目的のために、たとえば、抗徐脈ペーシングを実施するために、ペーシング刺激を生成する。図１に示す実施形態では、ペーシング刺激は、右心房１４又は右心室１６、或いはその両方に施される。ＩＭＤ１０はまた、心房頻脈（ＡＴ）又は心室頻脈（ＶＴ）のエピソード中に生成される活性化を含む、心房活性化及び心室活性化を検知する回路機構を含む。それぞれ、リード線１８及び２０の遠位端にある心房及び心室２極ペース／センス電極対は、ペーシング機能及び検知機能を実施する。

右心房１４では、心房リード線１８の遠位端は、伸張可能な螺旋ペース／センス先端電極２２及びペース／センスリング電極２４を含む。螺旋電極２２は、電極ヘッド２６から心耳内に延びる。ペース／センス電極２２及び２４は、心房ＡＴＰ治療の送出を含む心房ペーシングのため、及び、心房活性化を示すＰ波を検知するために採用される。心房リード線１８の遠位端はまた、右心房１４にディフィブリレーションショックを送出することができる細長いコイル・ディフィブリレーション電極２８を含む。電極２８はまた、右心房１４にカーディオバージョン治療を送出するのに使用されてもよい。

カーディオバージョン治療は、通常、心臓１２に対するディフィブリレーション治療より低いエネルギーの送出を含むが、カーディオバージョン治療とディフィブリレーション治療は共に、患者にとって苦痛である。それに反して、ＡＴＰ治療は、カーディオバージョン治療及びディフィブリレーション治療よりずっと低いエネルギーを必要とする。ＡＴＰ治療は、患者が十分に耐えられることが多く、場合によっては、患者が治療に気づくことなく進行する。ＡＴＰとカーディオバージョンは共に、ＡＴを終了させるのに有効である場合があるが、ＡＴを終了させるのにＡＴＰがカーディオバージョンと同様に有効である時には、患者の過度の不快感を回避するために、カーディオバージョンよりＡＴＰが好ましい。

心房リード線１８は、電極２２、２４、及び２８をＩＭＤ１０に電気的に結合する導体を含む。導体は、例えば同軸、同一放射状又は、平行等の任意の所望の構成で配列され、互いから、且つ、患者の組織から絶縁される。図１の例では、心房リード線１８の近位端は、導体をＩＭＤ１０上のコネクタブロック３２に結合する分岐コネクタ３０を含む。

右心室１６において、心室リード線２０の遠位端は、同様に、ペース／センス先端電極３４及びペース／センスリング電極３６を含む。ペース／センス先端電極３４は、電極ヘッド３８から心臓１２の尖部の方に延びる螺旋電極であってよい。ペース／センス電極３４及び３６は、心室ＡＴＰ治療の送出を含む心室ペーシングのため、及び、心室活性化を示すＲ波を検知するために採用される。心室リード線２０の遠位端はまた、右心室１６にディフィブリレーションショック又はカーディオバージョン治療を送出することができる細長いコイル・ディフィブリレーション電極４０を含む。上述したように、カーディオバージョン治療及びディフィブリレーション治療は苦痛である。心室ＡＴＰ治療は、患者にもたらす不快感がかなり小さく、所与のＶＴエピソードを終了させるのに、カーディオバージョンと同じ位有効である場合がある。

心房リード線１８と同様に、心室リード線２０は、電極３４、３６、及び４０をＩＭＤ１０に電気的に結合する１つ又は複数の絶縁された導体を含む。図１に示すように、心室リード線２０の近位端は、導体をコネクタブロック３２に結合する分岐コネクタ４２を含む。

図１はさらに、冠状静脈洞リード線４４の配置を示す。冠状静脈洞リード線４４は、１つ又は複数の絶縁された導体を含む。冠状静脈洞リード線４４の近位端は、ペース／センス電極４６等の１つ又は複数の電極を含む。ペース／センス電極４６は、心臓１２の大静脈４８内に配置され、心臓１２の左側に対して、ＡＴＰ治療を含むペーシング治療を送出するのに使用される。冠状静脈洞リード線４４の近位端のコネクタ５０は、リード線４４内の導体をコネクタブロック３２に結合させる。本発明の一部の実施形態では、冠状静脈洞リード線４４は、細長い露出したコイルワイヤ・ディフィブリレーション電極（図示せず）を含む。

ＩＭＤ１０は、本発明の一部の実施形態では、「筐体(can)」電極の役を果たすハウジング５２を含む。単極動作では、ＩＭＤ１００は、１つ又は複数のリード線１８、２０、又は４４上に配設された電極を介して心臓１２に電気刺激を送出し、ハウジング５２は、リターン電流経路の一部となる。それに対して、２極動作では、ＩＭＤ１０は、先端電極を介して心臓１２に電気刺激を送出し、リング電極は、主なリターン電流経路を提供する。

図１に示す実施形態では、ＩＭＤ１０は、それぞれ、電極２２及び３４を介して右心房１４及び右心室１６にペーシング刺激を送出し、同じ電極を介して活性化を検知する。電極は、ＡＴ又はＶＴに伴う電気的活性化を検知する。電極はまた、ＡＴ、ＶＴ、又はその両方を処置するために、１つ又は複数のＡＴＰ治療を送出する。

ＩＭＤ１０は、２つ以上のＡＴＰ治療を施行するようにプログラムすることができる。ＡＴＰ治療は、ＡＴ又はＶＴを終了させるためにペーシングパルスが心臓１２に印加される方法によって、互いに異なっていてもよい。たとえば、１つのＡＴＰ治療は、一定のペーシング間隔により互いに分離されたペーシングパルスのシーケンスを送出し、一方、別のＡＴＰ治療は、シーケンス内の各パルスについて短縮するペーシング間隔により互いに分離されたペーシングパルスのシーケンスを送出する。いずれの場合も、各シーケンスについてのペーシング間隔は、関連する頻脈を検出する前の心拍数すなわち周期長の関数として決定されるという意味で、履歴依存である。ＡＴＰ治療におけるパルスの数は、治療ごとに変わり得る。ＩＭＤ１０はまた、２つ以上のエネルギーレベルでカーディオバージョン治療を施行するようにプログラムされ、階層構造に従ってカーディオバージョン治療を送出するようにプログラムされてもよい。

本発明は、ＡＴＰパルスのためのペーシング間隔をより正確に設定するために、心臓１２の活動電位継続時間（ＡＰＤ）を推定する技法を提供する。以下でより詳細に述べるように、ＡＰＤの推定値は、或る期間にわたる１つ又は複数の心臓の電気的特性の関数として得られる。心臓の電気的特性は、ＩＭＤ１０が、電極２２、２４、３４、及び３６を介して検出する、Ｐ波、Ｒ波、及びＴ波を含む。一部の実施形態では、ＩＭＤ１０は、Ｔ波、ひいてはＡＰＤをより正確に検出するためのＴ波検出モジュール（図示せず）を含む。さらに、ＩＭＤ１０は、心臓の電気的特性を使用して頻脈周期長を検出することができ、周期長はさらに、ＡＴＰパルスについてペーシング間隔を正確に設定するのに役立つ。本発明はまた、万一、第１ペーシング間隔を使用した先のＡＴＰ治療が、関連する頻脈を終了させるのに失敗した場合に、ＡＰＤのさらなる推定値及び検出された頻脈の周期長に基づいて後続のＡＴＰシーケンスのためのペーシング間隔を設定する技法を提供する。
ＡＴＰ治療の目標は、検出された頻脈を終了させることであり、それによって、心臓が、正常調律を再開することが可能になる。検出された頻脈を終了させるための適切な時間間隔は、ＡＰＤの直後であって頻脈パルスの前である。ＡＴＰパルスが、適切な時間間隔以外の時に起こると、ＡＴＰが頻脈を終了させるのに失敗する。たとえば、ＡＰＤ中に施されるＡＴＰ治療は、頻脈パルス近くで施されるＡＴＰ治療と同様に失敗するであろう。実際、頻脈パルスのあまりに近くで施されるＡＴＰ治療は、頻脈を細動へと加速し得る点で所望と反対の作用を有する場合がある。ＡＰＤの推定値は、適切な時間間隔の開始点を決定するのに使用され、検出された頻脈周期長は、適切な時間間隔の終了点を決定するのに使用される。ＩＭＤ１０は、ＡＰＤの推定値及び検出された頻脈周期長を使用して、適切な時間間隔を規定することにより、ＡＴＰパルスが適切な時間間隔中に印加されるように、ＩＭＤ１０がペーシング間隔を設定することを可能にする。ＡＴＰパルスのペーシング間隔を、この時間間隔に一致するように設定することによって、検出された頻脈を終了させるＩＭＤ１０の能力が増加し、頻脈が細動へと悪化することになる可能性が減り、心臓１２に対して送出されるパルス数が減り、ＩＭＤ１０の電池寿命が増加する。

ＡＰＤは、頻脈を検出する前、及び、頻脈エピソード中の、優勢な心拍数の関数として変わることが確認されている。たとえば、より高い心拍数が持続する時、ＡＰＤは通常減少する。他方、より低い心拍数の存在下では、ＡＰＤは通常増加する。したがって、本発明は、一定の状況下で有効である可能性が高いＡＴＰペーシング間隔を決定するために、最新の心拍数履歴とＡＰＤの間の相関を知ることを利用する。より有効なＡＴＰ治療は、ＶＴ又はＡＴが、それぞれ、ＶＦ又はＡＦへと加速する確率を減らすことになり、このことは、こうした細動事象がより危険である点で利益がある。ＡＰＤを推定し、ＡＰＤの推定値及び検出された頻脈周期長に基づいてＡＴＰパルスのペーシング間隔を決定する技法が、以下でより詳細に述べられるであろう。

図２は、ＩＭＤ１０の一実施形態の機能概略図であり、ＩＭＤ１０が、頻脈エピソードを検出し、エピソードに対処するために、ＡＴＰ及びカーディオバージョン等の治療を送出する方法を示す。図２のＩＭＤ１０は、本発明の種々の実施形態を具体化することができる種別のデバイスの例示であり、本発明は、示された特定の概略図に限定されない。逆に、本発明は、単腔デバイス及び多腔デバイス、並びに、カーディオバージョンペーシング機能又はディフィブリレーションペーシング機能を含まない埋め込み可能なデバイスを含む、様々なデバイスにおいて実施されてよい。

図２に示すように、ＩＭＤ１０は、図１に示す電極に対応する電極端子２２、２４、２８、３４、３６、４０及び４６を含む。電極６０は、ＩＭＤ１０のハウジング５２の非絶縁部分に対応する。電極２８、４０、及び４６は、高電圧出力回路６２に結合され、高電圧出力回路６２は、制御バス６６を介してカーディオバージョン／ディフィブリレーション（ＣＶ／ｄｅｆｉｂ）制御ロジック６４によって制御される高電圧スイッチを含む。回路６２内に配設されたスイッチは、ディフィブリレーションショック又はカーディオバージョンショックの送出中に、どの電極が採用されるか、及び、コンデンサバンク６８の正端子及び負端子にどの電極が結合されるかを判定する。

右心房１４上又は右心房１４内に位置する電極２２及び２４は、Ｐ波増幅器７０に結合される。増幅器７０は、測定されたＰ波振幅の関数として調整可能検知閾値を提供する自動利得制御式増幅器を含む。増幅器７０は、電極２２と２４の間で検知された信号が検知閾値を超える時は常に、Ｐ−ｏｕｔライン７２上に信号を生成する。Ｐ−ｏｕｔライン７２上の信号間の時間間隔は、心房活性化の周期長を反映し、患者がＡＴエピソードを経験しているかどうかを示すことができる。特に、短い周期長は、ＡＴを示す場合がある。

右心室１６内に位置する電極３４及び３６は、Ｒ波増幅器７４に結合される。増幅器７４は、測定されたＲ波振幅の関数として調整可能検知閾値を提供する自動利得制御式増幅器を含む。増幅器７４は、電極３４と３６の間で検知された信号が増幅器７４の検知閾値を超える時はいつも、Ｒ−ｏｕｔライン７６上に信号を生成する。Ｒ−ｏｕｔライン７６上の信号間の時間間隔は、心室活性化の周期長を反映し、患者がＶＴエピソードを経験しているかどうかを示すことができる。

上述したように、周期長は、治療又は治療の階層構造に関連する頻脈特性のうちの１つであり得る。一部の患者では、周期長によって或るタイプの頻脈と別のタイプの頻脈を区別することが可能である場合がある。これらの患者では、ＩＭＤ１０が電力節約モードを実施することが可能である。ＩＭＤ１０は、電池等の内臓式電力源（図１及び図２には示さず）によって駆動される。ＡＴＰペーシング間隔を決定することによって頻脈特性を求めることは、一般に、形態等の他の頻脈特性を求めることより電力消費が少ない。その結果、周期長によって或る頻脈と別の頻脈を区別する能力は、ＩＭＤ１０の電池寿命を維持することができる。

スイッチマトリクス７８は、デジタル信号解析で使用するために広帯域増幅器８０に結合する電極を選択する。電極の選択は、データ／アドレスバス８４を介してマイクロプロセッサ８２によって制御される。選択された電極からの信号は、マルチプレクサ８６に提供され、その後、Ａ／Ｄ変換器８８によってマルチビットデジタル信号に変換される。信号は、ダイレクトメモリアクセス（ＤＭＡ）回路９２の制御下でランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）９０に記憶される。

デジタル信号解析は、選択された電極によって検知された波形の形態解析を含むが、それに限定されない。形態解析は、ウェーブレット解析技法、フーリエ解析技法、又は同様のスペクトル解析技法を含むが、本発明は、これらの解析技法に限定されない。マイクロプロセッサ８２は、デジタル信号解析技法を採用して、ＲＡＭ９０に記憶されたデジタル化信号を特徴付けし、いくつかの信号処理方法の任意の方法を使用して、患者の心調律を認識し分類するか、又は、信号の形態を求める。特に、マイクロプロセッサ８２は、Ｔ波の発生を決定するのに形態解析を使用することができる。

Ｔ波検出モジュール（図示せず）が含まれ、これは、Ｔ波の発生を検出するために連携する種々の構成要素によって形成されることができる。Ｔ波検出モジュールを形成する種々の構成要素は、たとえば、マイクロプロセッサ８２、ＲＡＭ９０、Ａ／Ｄ変換器８８、及びＤＭＡ回路９２を含んでもよい。これらの構成要素は、ＡＰＤの正確な推定値を提供するＴ波信号を検出するように連携する。

電極２２、２４、３４、及び３６を介して検知された信号は、心臓ペーシング、ＡＴＰ、カーディオバージョン治療、又はディフィブリレーション治療を施行するかどうかを判定するのに使用することができる。ペーサタイミング／制御回路機構９４は、Ｐ−ｏｕｔライン７２及びＲ−ｏｕｔライン７６から信号を受け取り、受け取った信号のタイミングの関数として種々のタイミング間隔を計算する。ペーサタイミング／制御回路機構９４はまた、いくつかのペーシングモードの任意のモードに従ってペーシングを制御するプログラム可能デジタルカウンタを含むことができる。

電極２２、２４、３４、及び３６に結合するペーサ出力回路機構９６及び９８は、ペーサタイミング／制御回路機構９４の制御下でペーシング及びＡＴＰ刺激を生成する。ＩＭＤ１０のＩＰＧは、ペーサタイミング／制御回路機構９４及びペーサ出力回路機構９６及び９８と連携するマイクロプロセッサ８２を含む。

ペーサタイミング／制御回路機構９４はまた、Ｒ−Ｒ間隔、Ｐ−Ｐ間隔、Ｐ−Ｒ間隔、及びＲ−Ｐ間隔等の間隔を計算する。これらの間隔は、高速心拍数の存在を検出するのに使用され、頻脈のインジケータである場合がある。高速心拍数はまた、洞性頻脈、すなわち、運動等の生理的刺激に応答した高速心拍数を示すことができる。

マイクロプロセッサ８２及びペーサタイミング／制御回路機構９４は、複数のアルゴリズムのうちの任意のアルゴリズムを適用するように連携し、抗頻脈治療が指示されるＶＴ又はＡＴ等の頻脈を、治療が指示されない洞性頻脈と区別する。マイクロプロセッサ８２及びペーサタイミング／制御回路機構９４はさらに、複数のアルゴリズムのうちの任意のアルゴリズムを適用するように連携し、抗頻脈治療に応答して終了するＶＴ又はＡＴ等の頻脈を、抗頻脈治療に一般に応答しない、心房細動及び心室細動等の他の頻脈性不整脈と区別する。本発明は、心房頻脈又は心室頻脈を検出する任意の１つ又は複数のアルゴリズムによって実施されてもよい。

ＩＭＤ１０が心房頻脈又は心室頻脈を検出すると、マイクロプロセッサ８２は、本発明に従って、頻脈周期長を決定し、活動電位継続時間（ＡＰＤ）の推定値及び頻脈周期長に基づいてＡＴＰパルスのペーシング間隔を設定することによって、ＡＴＰ治療を構成する。前に述べたＲ−Ｒ間隔、Ｐ−Ｐ間隔、又はＴ波信号は、ＡＰＤ推定値の基礎として役立つ。一部の実施形態では、マイクロプロセッサ８２は、時間が進むにつれて前方へ移動する時間窓にわたってＡＰＤの推定値を連続して計算することができる。計算結果は、ＡＰＤの推定値をさらに計算する時に使用するために、ＲＡＭ９０に記憶される。ＲＡＭ９０はまた、心拍数、拡張間隔等を記憶する。最初のＡＴＰ治療が頻脈を終了させるのに失敗する場合、第２のＡＴＰ治療が施され、以下続く。連続する治療は、時間の移動窓内で収集された、さらなる、より最近のＡＰＤ推定値に基づいてペーシング間隔を適用することができる。こうして、ＩＭＤ１０は、更新されたＡＰＤ推定値に基づいて後続のＡＴＰペーシングシーケンスにおけるＡＴＰペーシング間隔を更新する。頻脈周期長の規則性又は頻脈波形形態等の、ＡＴＰ治療に関連する他のパラメータは変わる場合がある。

施される各ＡＴＰ治療について、マイクロプロセッサ８２は、ペーシング間隔等のパラメータを、ＲＡＭ９０から、ＡＴＰ治療の送出を制御するペーサタイミング／制御回路機構９４内にロードする。マイクロプロセッサ８２は、ＡＴＰ治療の結果を評価し、ＡＴＰ治療が中止されるべきか、又は、別の治療が施されるべきかを判定する。

状況によっては、頻脈は、全てのＡＴＰ治療に反応しないかもしれない。こうした状況の一部において、カーディオバージョンが指示されてもよい。ＡＴＰ治療と同様に、カーディオバージョン治療は、互いに異なり、階層構造に配列されてもよく、階層構造内の第１カーディオバージョン治療が最初に施され、第１カーディオバージョン治療が失敗する場合、階層構造内の第２カーディオバージョン治療が施され、以下続く。

カーディオバージョン又はディフィブリレーションパルスが必要とされる時に、マイクロプロセッサ８２は、カーディオバージョンパルス及びディフィブリレーションパルスのタイミング、強度、及び継続時間を制御する。カーディオバージョンパルスを必要とする、心房又は心室の細動又は頻脈の検出に応答して、マイクロプロセッサ８２は、ＣＶ／ｄｅｆｉｂ制御回路機構６４を起動し、ＣＶ／ｄｅｆｉｂ制御回路機構６４は、高電圧充電制御ライン１０２の制御下で、充電回路１００を介してコンデンサバンク６８の充電を始動する。高電圧コンデンサ上の電圧は、ＶＣＡＰライン１０４を介して監視され、マルチプレクサ８６を通過し、マイクロプロセッサ８２によって設定された所定値に達することに応答して、充電を終了するための論理信号をコンデンサフル（Cap Full）（ＣＦ）ライン１０６上に生成する。出力回路６２は、その後、ディフィブリレーションパルス又はカーディオバージョンパルスを送出する。

図３は、ＡＴＰ治療を施す例示的なプロセスを示すフロー図であり、抗頻脈ペーシング（ＡＴＰ）パルスのペーシング間隔は、心臓の活動電位継続時間（ＡＰＤ）の推定値及び心臓内の頻脈周期長の関数である。プロセスは、図１のＩＭＤ１０等のデバイスが、たとえば増大した心拍数に基づいて心臓１２内の頻脈を検出する（１１０）と始まる。頻脈は、心房又は心室のいずれかで起こり、ＩＭＤ１０は、電極２２、２４、３４、及び３６等の電極を介して、心房と心室の両方で起こる頻脈を検出することができる。

頻脈を検出すると、マイクロプロセッサ８２（図２）は、検出された頻脈周期長を決定する。マイクロプロセッサ８２は、その後、ＡＰＤの推定値が記憶されるＲＡＭ９０内のメモリアドレスにアクセスする。マイクロプロセッサ８２は、ＡＰＤ及び検出された頻脈周期長の関数としてＡＴＰ治療のペーシング間隔を計算する。マイクロプロセッサ８２はさらに、ペーシング間隔を、ペーサタイミング及び制御回路機構９４内にロードする。ペーシング間隔をペーサタイミング及び制御回路機構９４内にロードすることにより、心臓１２に送出されるＡＴＰパルスのペーシング間隔が設定される（１１２）。

ＩＭＤ１０は、心臓１２に対して、目下のＡＴＰシーケンスについてのＡＴＰパルスを印加する（１１４）。パルスは、心臓１２のＡＰＤの推定値の関数として決定されたペーシング間隔を反映するペーシング間隔を有するように計時される。ＡＰＤの推定値に基づいてペーシング間隔を設定することが、以下でより詳細に述べられる。

図４は、図３のプロセスをより詳細に示すフロー図である。特に、図４はさらに、ペーシング間隔が、心臓のＡＰＤの推定値及び心臓内の検出された頻脈周期長の関数であるような、ＡＴＰパルスのペーシング間隔の決定を示す。ＡＴＰ治療が有効であるために、ＡＴＰパルスは、ＡＰＤ及び頻脈周期長に対して特定の時間間隔内で起こるべきである。ペーシング間隔は、ＡＴＰパルスがいつ起こるか、及び、パルスが特定の時間間隔中に起こるかどうかを決める。

ペーシング間隔を設定するプロセスは、ＩＭＤ１０が心臓１２の心拍数を監視する（１２０）ことで始まる。ＩＭＤ１０は種々の方法で心拍数を決定してもよい。一般に、心拍数は、Ｐ波信号又はＲ波信号等の心臓電気特性、及び、Ｐ−Ｐ間隔、Ｒ−Ｒ間隔等のようなそれぞれの間隔を使用して決定されることができる。ＩＭＤ１０は、上述したように、これらの間隔を決定することができる。マイクロプロセッサ８２（図２）は、間隔のうちの１つを使用して、心臓１２のＡＰＤの推定値を計算する（１２２）ことができる。ＡＰＤは、ペーシング間隔を設定するのに役立つ１つの要素である。

ペーシング間隔は、頻脈の特性に応じて設定される。頻脈が検出されない場合（１２４）、ＩＭＤ１０は、或る期間にわたって、心拍数を監視し、ＡＰＤを推定し続ける。ＩＭＤ１０は、時間が進むにつれて前方へ移動する或る期間にわたってＡＰＤを推定する。マイクロプロセッサ８２は、推定されたＡＰＤが変化するか、又は、ＡＰＤの推定値が計算されたときに、ＡＰＤの推定値をＲＡＭ９０に記憶する。ＩＭＤ１０は、時間の移動窓にわたって連続的にＡＰＤを推定し、頻脈を検出するまでＡＰＤの推定値を記憶する。

ＩＭＤ１０が頻脈を検出すると、ペーサタイミング及び制御回路９４は、頻脈周期長を測定する。頻脈周期長は、ＡＴＰパルスのペーシング間隔を設定するのに役立つ別の要素である。ＩＭＤ１０は、上述した方法で、たとえば、Ｐ−Ｐ間隔又はＲ−Ｒ間隔を参照することによって頻脈周期長を決定することができる（１２６）。

一般に、ＡＴＰパルスは、ＡＰＤの終了の直後であるが、次の頻脈パルスの前に施されると最も有効である。この期間は、ＡＴＰパルスが、心臓内で検出された頻脈を終了させる可能性が最も高い時である。頻脈を終了させることは、心臓を正常調律に戻すことにとって必須である。そのため、ＩＭＤ１０は、ＡＰＤが終了する直後であるが、次の頻脈パルスの前であるこの期間の間にＡＴＰパルスが起こるように、ＡＴＰパルスのペーシング間隔を設定する。ＩＭＤ１０は、ＡＰＤの推定値を使用して、ＡＰＤが終了する可能性のある時を決定する。ＩＭＤ１０はさらに、頻脈周期長を使用して、次の頻脈パルスが起こる可能性がある時を決定する。これらの２つのパラメータを使用して、ＡＰＤ直後であるが、頻脈パルス前にＡＴＰパルスが起こるようにＡＴＰペーシング間隔を設定する（１２８）。

ＡＴＰ治療のペーシング間隔が設定された後、ＩＭＤ１０は、ＡＴＰ治療を施す（１３０）。治療は、種々の形態であるが、推定されたＡＰＤの観点から決定されたペーシング間隔によって印加される任意の数のＡＴＰペーシングパルスを含むシーケンスであってよい。たとえば、パルスレートは、パルスレートが開始から終了まで増加するように単調増加することができる。同様に、ＩＭＤ１０は、三角形パルス形態、正方形パルス形態、又は、本発明と整合性のある任意の他のパルス形態を送出することができる。

心臓１２は、上述したように、ＡＴＰ治療にすぐには応答しないかもしれない。頻脈は、ＡＴＰ治療が施された後に終了しない場合がある（１３２）。頻脈が終了しない場合、ＩＭＤ１０は、心臓１２のＡＰＤの別の推定値を計算し、周期長が変わっていないことを保証するために、検出された頻脈周期長をさらに求めることができる。新しい推定値は、新しく決定された頻脈周期長と共に使用されて、次のＡＴＰ治療シーケンスのための別のペーシング間隔を決定する。

新しいペーシング間隔が設定され、ＡＴＰ治療が施される。再び、ＩＭＤ１０は、検出された頻脈が治療により終了したかどうかを判定する。頻脈が持続し、プロセスが、頻脈が終了するまで繰り返される場合がある。または、ＩＭＤ１０は、カーディオバージョン等の別の治療が必要であると判定し得る。頻脈が終了すると、ＩＭＤ１０は、心拍数を監視し、ＡＰＤを推定することに戻る。ＡＰＤを推定するのに使用されるプロセスは、以下で詳細に述べられる。

図５は、心臓のＡＰＤについての推定値を計算する例示的なプロセスを示すフローチャートである。心臓は、２つの相、すなわち収縮相と拡張相を通って進む。ＡＰＤは、収縮相の時間間隔のことを言う時に使用される用語であるが、拡張間隔は、拡張相の時間間隔のことを言う。そのため、ＡＰＤ及び拡張間隔は互いに関連し、合計すると、単一心拍の周期長を形成する。図２のマイクロプロセッサ８２は、この関係及び本発明の原理に整合する他の関係を使用して、心臓１２（図１）等の心臓のＡＰＤについての推定値を決定することができる。

ＡＰＤは、或る期間にわたってさらに推定される。本発明の一実施形態では、期間は、時間が進むにつれて前方に移動する移動窓である。移動窓が前方に進むにつれて、マイクロプロセッサ８２は、ＡＰＤを連続して推定し、ＡＰＤ推定値が変わる時にペーシング間隔を再設定する。ＩＭＤ１０等の埋め込み可能デバイスにとって、効率が重要であるため、ＡＰＤの推定は、Ａ／Ｄ変換器８８を使用して信号をサンプリングすることによって、離散的に行われる。サンプリングされた信号は、Ｒ波信号、Ｐ波信号、又は、Ｔ波検出モジュールによって検出されるＴ波信号を含み得る。電極２２及び２４等の心房内の電極、並びに、電極３４及び３６等の心室内の電極は、上述したプロセスによってこれらの信号を検出する。ペーサタイミング及び制御回路９４は、単一心拍の間隔を反映する、Ｒ−Ｒ間隔、Ｐ−Ｐ間隔、及びＴ−Ｔ間隔を決定する（１４０）。

ＩＭＤ１０がＴ波検出モジュールを含む場合、目下の拡張間隔の近似は必要とされない。拡張間隔は、Ｔ波信号の終了とＲ波信号の開始と間の時間間隔によって規定される。したがって、Ｔ波検出モジュールを用いて、ＩＭＤ１０は拡張間隔を直接決定することができる。しかしながら、Ｔ波検出モジュールがない場合、ＩＭＤ１０は目下の心拍の拡張間隔を推定する（１４２）。マイクロプロセッサ８２は、過去の拡張間隔を外挿して、目下の心拍の拡張間隔を近似する。近似の精度を上げるために、外挿は、過去のＡＰＤと過去の拡張間隔の両方を含む。

Ｐ−Ｐ間隔又はＲ−Ｒ間隔によって決定される、目下の心拍の間隔は、時定数、即ち、系内の変化に対する所定期間にわたる反応を決定する時に使用される。ＡＰＤの推定値が生成される本明細書に示す事例では、時定数は、拡張間隔の変化（Δ_ｎ）と目下の心拍の周期長（Ｔ_ｎ）とに対する所定期間にわたる反応のことを言う。

時定数（α_ｎ）は、以下の関係に従って計算することができる。即ち、
α_ｎ＝γ_１ ^＊Δ_ｎ＋γ_２ ^＊Ｔ_ｎ （１）
Δ_ｎ＝｜ｄｉ_ｎ−ｄｉ_ｎ−１｜／ｄｉ_ｎ−１ （２）
である。

式（２）は、最後の拡張間隔（ｄｉ_ｎ−１）と目下の拡張間隔（ｄｉ_ｎ）の間の拡張間隔の変化を表す。これはまた、微分係数を離散的に定量化する方法である。式（１）に関連する２つの定数が存在し、一方の定数γ_１は、式（２）の結果と乗算され、他方の定数γ_２はＴ_ｎと乗算される。これらの定数は、系を通してどれだけ多くの変化が伝播するかを決定する。γ_１がγ_２に対して大きい場合、拡張間隔間の変化が強調される。γ_２がγ_１に対して大きい場合、変化は中程度であるが、目下の心拍の間隔が強調される。

マイクロプロセッサ８２は、式（２）を使用して、近似の拡張間隔の微分係数を推定する（１４４）。式（２）の結果は、マイクロプロセッサ８２によって式（１）への入力として使用される。式（１）の結果は、その後、有効拡張間隔（ｄｉ^ｅ _ｎ）が決定される以下の式、すなわち式（３）への入力として使用される。

ｄｉ^ｅ _ｎ＝ｄｉ^ｅ _ｎ−１ ^＊（１−α_ｎ）＋α_ｎ−１ ^＊ｄｉ_ｎ （３）
式（３）は、所与の期間内の全ての過去の近似拡張間隔を有効に累算する積分項である。マイクロプロセッサ８２は、有効拡張間隔を計算し、それぞれの計算後に、ＲＡＭ９０内の状態変数を更新する。式（３）は、式（１）を利用して、実際に、以前の拡張間隔の近似によってどれだけの推定されたＡＰＤが決定されるか、及び、どれだけが目下の拡張間隔によって決定されるかを判定する。この例では、有効拡張間隔は、近似拡張間隔の微分係数（Δ_ｎ）、近似拡張間隔（ｄｉ_ｎ及びｄｉ_ｎ−１）、並びに、目下の心拍についてのＲ−Ｒ間隔（Ｔ_ｎ）に基づく（１４６）。

式（３）の結果を使用して、ＡＰＤの推定値が決定される。マイクロプロセッサ８２は、先の３つの式それぞれの結果を計算する。マイクロプロセッサ８２はさらに、すぐには利用できない、過去の拡張間隔ｄｉ_ｎ−１等の、必要とされる任意のデータを求めてＲＡＭ９０にアクセスすることができる。以下の式（４）は、有効拡張間隔ｄｉ^ｅ _ｎの関数としてＡＰＤの推定値を決定する。即ち、
ＡＰＤ（ｄｉ^ｅ _ｎ）＝ＡＰＤ_ｍａｘ−σ（ＤＩ_ｍａｘ−ｄｉ^ｅ _ｎ） （４）
である。

上記式（４）は、拡張間隔ｄｉ^ｅ _ｎがＤＩ_ｍａｘに達した後に定数値ＡＰＤ_ｍａｘを有する区分的線形系を表す。ｄｉ^ｅ _ｎがＤＩ_ｍａｘに達する前に、ＡＰＤは、ＡＰＤ_ｍａｘから、ＤＩ_ｍａｘからｄｉ^ｅ _ｎを差し引いたものを一定勾配（σ）倍したものを差し引いた値を有する。ＤＩ_ｍａｘは、最大拡張間隔を表す定数である。式（１）〜（４）の定数は、結果を修正して、より正確なＡＰＤの推定値をもたらし得る。

定数γ_１、γ_２、σ、ＡＰＤ_ｍａｘ、及びＤＩ_ｍａｘは、式（４）の結果を調節するために調整され得る。たとえば、γ_１及びγ_２は、ＡＰＤを推定するのに使用される系内に伝播する変化量を決定する。勾配係数σは、予想されるデータに合うように系の初期反応を修正し得る。ＡＰＤ_ｍａｘ及びＤＩ_ｍａｘは、系の上限を変え、より大きなＡＰＤ及び拡張間隔（ＤＩ）を可能にする。さらに、上記定数は、患者依存の構成を考慮し、患者の事例において最もうまく働く特定の治療を決定し得る。

ＩＭＤ１０がより有効なＡＴＰ治療を送出することができるように、ＡＰＤの正確な推定が望まれる。上記関係、すなわち式（１）〜（４）は、電気的心臓特性の傾向を連続して評価することによって、ＡＰＤを推定するシステムを規定する。たとえば、Ｒ−Ｒ間隔等の電気的心臓特性は、運動等の自然な要因によって減少する場合がある。これは、洞性頻脈として知られ、生理的刺激に応答する高速心拍数である。洞性頻脈中のＡＰＤ推定値は、Ｒ−Ｒ間隔の変化を反映する場合がある。ＡＰＤ推定値が変わるレートは、系が洞性頻脈にどれほど迅速に反応するかを生じさせる時定数（α_ｎ）に依存する。大きな時定数によって、系は迅速に反応するが、小さな時定数によって、系はゆっくりと反応することになる。

上記患者が運動している間、頻脈が起こる場合がある。この場合、ＩＭＤ１０は、洞性頻脈を反映するＡＰＤ推定値に依存するペーシング間隔を設定するであろう。ＡＰＤの推定値が無い場合、ほとんどのデバイスは、頻脈周期長を測定し、この値を或る定数で乗算して、ＡＴＰパルスのペーシング間隔を設定する。ＡＰＤの推定値が無い場合、ペーシング間隔を設定する他の手法は、目下の心臓状況を反映せず、ＡＴＰパルスが最も有効に頻脈を終了させる可能性がある時間間隔を逃し得る。本発明の原理を具体化するデバイスは、ＡＴＰパルスが頻脈を終了させる可能性がある時間間隔をより正確に決定する。図６はさらに、ＡＴＰパルスを正確に印加して検出された頻脈をより有効に終了させるためのＡＰＤの推定を示す。

図６は、２つのライン、即ち、所定期間にわたるＡＰＤの推定値を表す実線と、本発明の原理を具体化するデバイスがＡＴＰパルスを印加し得る時点を示す点線と、を示すグラフである。グラフ１６０のｙ軸は、ミリ秒で測定したＡＰＤの推定値を表し、グラフ１６０のｘ軸は、秒で測定した時間を表す。グラフ１６０は、実線１６２と点線１６４を含み、ＡＰＤの推定値を測定するために系内の変化に対する反応を示す。系は、心臓、心臓電気的特性、及び図１のＩＭＤ１０等のデバイスを含む。

ＩＭＤ１０は、監視されたＰ波及びＲ波を使用して心臓の電気的特性を監視して、心臓のＡＰＤを推定する。図５に示した一実施形態は、ＩＭＤ１０が心臓１２のＡＰＤを推定する方法を示す。ＡＰＤの推定値は、グラフ１６０において、実線１６２として示される。実線１６２の下方傾向は、運動中に起こり得る心拍数の急上昇に応答してＡＰＤ推定値が短縮する反応を示す。実線１６２の上方傾向はさらに、運動の終了を示し得る、心拍数の減少を示す。式（１）〜（４）の定数を設定することによって、ライン１６２の種々の局面を修正することができる。たとえば、式（１）のγ_１を増加することによって、ＡＰＤの推定値は、より迅速に変化に反応することができる。そのため、上方と下方の両方の傾向の勾配は、大きさが増大し、急峻になる場合がある。γ_１に対するこの変化によって、頻脈を処置する時に系がより攻撃的になるであろう。

点線１６４は、ＡＤＰの推定値、すなわち実線１６２を定数で乗算した結果である。マイクロプロセッサ８２（図２）は、定数を、１より大きい任意の数として指定することができる。定数が１より小さい場合、ＡＴＰパルスは、ＡＰＤの終了前に到来し、治療は失敗することになる。そのため、マイクロプロセッサ８２は、好ましくは、１より大きい定数を指定すべきである。定数はまた、系の攻撃性を増加させる場合がある。定数が１に近い場合、ＩＭＤ１０は、ＡＰＤの終了の近くでペーシングパルスを印加することになる。定数が大きい場合、ＩＭＤ１０は、ＡＰＤパルスが完全に終了した後にペーシングパルスを印加することになる。本発明の技法はさらに、ＡＴＰパルスが、頻脈パルスの前に起こらなければならないことを指定する。そのため、マイクロプロセッサ８２は、ＡＴＰパルスが頻脈パルス後に到来するように定数を設定すべきでない。ＡＰＤ直後であるが頻脈パルスの前のこの時間間隔は、心臓を捕捉するのに望ましい。本発明の技法は、ＡＰＤを推定し、頻脈周期長を測定して、ＡＴＰパルスがこの時間間隔中に起こるようにＡＴＰパルスのペーシング間隔を決定し、且つ設定する。

図７は、ＡＰＤ推定値に関連する時点までに起こる複数のＲ−Ｒ間隔によって生成された、計算されたＲ−Ｒ間隔、及び、結果として得られる推定されたＡＰＤの例示的なグラフである。図７に示すように、三角形で示すＡＴＰパルスが、四角形で示す推定されたＡＰＤと、円で示すＲＲ間隔との間に留まるように設定されるようにＡＴＰ周期長が設定され、その結果、上述したように、推定されたＡＰＤから所定の距離にあり、且つ、Ｒ−Ｒ間隔より小さいＡＴＰパルスが、推定されたＡＰＤに追随する。グラフの端では、Ｒ−Ｒ間隔が一定のままであるが、ＡＴＰパルスは、推定されたＡＰＤに追随し、したがって、ペーシングパルスがＲ−Ｒ間隔のパーセンテージとして設定されただけの場合にそうであるように一定のままであるのではなく、減少することに留意されたい。

心臓のＡＰＤを推定することにより、心臓に対するより正確なＡＴＰパルス送出を可能にすることができる。より正確な送出は、パルスが心臓をより容易に捕捉することができる時間間隔中でのＡＴＰパルスのより正確な送出によって規定される。この時間間隔は、ＡＰＤパルス直後に始まり、頻脈パルスの検出が起こる時に終了する。ＡＰＤを推定することによって、心臓を捕捉するＡＴＰパルスが発生し得る、より正確な時間間隔が決定される。

さらに、ＡＰＤを推定することによって、本発明の原理と整合性のあるデバイスが、ＡＴＰパルスのペーシング間隔を目下の心拍数に基づかせることを可能にする。そのため、心拍数が増加する場合、ＡＰＤの推定値が減少し、心拍数の変化を反映するＡＴＰパルスのペーシング間隔もまた減少する。一般に、これは、運動等の、心臓が正常安静レートで拍動していない状況において、施されたＡＴＰ治療の成果を向上させるであろう。

本発明はさらに、本発明の技法を利用して、ＡＴＰパルスをより正確に送出することにより、ＡＴＰ治療をあまり施さなくすることができ、これによりデバイスの電力消費が少なくなり、電池寿命が長くなる。電池を交換するのに外科手術を必要とするため、埋め込み可能デバイスを考慮する時に、電池寿命は重要な要素である。ＡＴＰパルスをより正確に送出することにより、より正確なＡＴＰ治療も生じ、頻脈をより危険な細動へと加速する可能性が減る。さらに、より正確なＡＴＰ治療は、治療が有効になる前に患者が意識を失う場合がある、長く、うまくいかないＡＴＰ治療を施すことを防止するのに役立つことができる。

上述した技法の一部は、図２に示す、マイクロプロセッサ８２又はペーサタイミング／制御回路機構９４等の、プログラム可能なプロセッサ用の命令を含むコンピュータ読み取り可能媒体として具体化されてもよい。プログラム可能なプロセッサは、独立して、又は連携して動作することができる、１つ又は複数の個々のプロセッサを含んでもよい。「コンピュータ読み取り可能媒体」は、読み取り専用メモリ、フラッシュメモリ、及び、磁気記憶媒体又は光記憶媒体を含むが、それらに限定されない。媒体は、プロセッサが、心臓内の頻脈を検出し、頻脈を検出する前の或る期間にわたる心拍数に基づいてＡＰＤを推定し、ＡＰＤの推定値に基づいてＡＴＰパルスのペーシング間隔を設定するようにさせる命令を含む。媒体はまた、プログラム可能なプロセッサが、Ｐ波信号間の間隔、Ｒ波信号間の間隔、及びＴ波信号を使用して、ＡＰＤを推定するようにさせる命令を含んでもよい。媒体はさらに、プログラム可能なプロセッサが、第２のＡＰＤを推定するようにさせる命令を含んでもよく、それによって、ＡＴＰパルスのペーシング間隔が、ＡＰＤの第２の推定値に基づく。

これらの、及び他の実施形態は、添付の特許請求の範囲の範囲内にある。

リード線が人の心臓に延びた状態の、埋め込み可能ペースメーカ／カーディオバータ／ディフィブリレータの概略図である。 図１に示す埋め込み可能医療デバイスの構成要素のブロック図である。 履歴依存ペーシング間隔決定によってＡＴＰ治療を施す例示的な方法を示すフロー図である。 図３の方法をより詳細に示すフロー図である。 心臓内のＡＰＤを推定する例示的な方法を示すフロー図である。 所定期間にわたるＡＰＤの変化を示すグラフである。 ＡＰＤの推定値に関連する時点までに起こる複数のＲ−Ｒ間隔によって生成された、計算されたＲ−Ｒ間隔、及び、結果として得られる推定されたＡＰＤの例示的なグラフである。

Claims (29)

1. 心臓内の頻脈を検出するステップと、
   前記心臓に抗頻脈ペーシングパルスを印加するステップと、
   該抗頻脈ペーシングパルスの印加時に、前記心臓内の活動電位継続時間の推定値に基づいて前記抗頻脈ペーシングパルスのペーシング間隔を設定するステップと、
   を含む方法。
2. 前記心臓の心房内のＰ波を検出するステップをさらに含み、活動電位継続時間の推定値に基づいて前記抗頻脈ペーシングパルスのペーシング間隔を設定するステップが、検出されたＰ波間の時間間隔に基づいて前記活動電位継続時間を推定するステップを含む、請求項１に記載の方法。
3. 前記心臓の心室内のＲ波を検出するステップをさらに含み、活動電位継続時間の推定値に基づいて前記抗頻脈ペーシングパルスのペーシング間隔を設定するステップが、検出されたＲ波間の時間間隔に基づいて前記活動電位継続時間を推定するステップを含む、請求項１に記載の方法。
4. 前記心臓内のＴ波を検出するステップをさらに含み、活動電位継続時間の推定値に基づいて前記抗頻脈ペーシングパルスのペーシング間隔を設定するステップが、前記検出されたＴ波に基づいて前記活動電位継続時間を推定するステップを含む、請求項１に記載の方法。
5. 活動電位継続時間の推定値に基づいて前記抗頻脈ペーシングパルスのペーシング間隔を設定するステップが、前記頻脈の前記検出の前の或る期間にわたる心拍数に基づいて前記活動電位継続時間を推定するステップを含む、請求項１に記載の方法。
6. 前記期間は、時間が進むにつれて前方へ移動する移動窓であり、前記方法は、該移動窓内の前記心拍数に基づいて、時間が進行するにつれて前記ペーシング間隔を再設定するステップをさらに含む、請求項５に記載の方法。
7. 活動電位継続時間の推定値に基づいて前記抗頻脈ペーシングパルスのペーシング間隔を設定するステップが、前記活動電位継続時間の前記推定値が減少するにつれて前記抗頻脈ペーシングの前記ペーシング間隔が減少し、前記活動電位継続時間の前記推定値が増加するにつれて前記抗頻脈ペーシングの前記ペーシング間隔が増加するように、前記抗頻脈ペーシングパルスの前記ペーシング間隔を設定するステップを含む、請求項１に記載の方法。
8. 前記心臓内の前記頻脈を検出するステップが、前記心臓の前記心房内の前記頻脈を検出するステップを含む、請求項２に記載の方法。
9. 前記心臓内の前記頻脈を検出するステップは、前記心臓の前記心室内の前記頻脈を検出することを含む、請求項３に記載の方法。
10. 前記心臓に抗頻脈ペーシングパルスを印加するステップは、前記心臓の前記心房に抗頻脈ペーシングパルスを印加するステップを含む、請求項８に記載の方法。
11. 前記心臓に抗頻脈ペーシングパルスを印加するステップは、前記心臓の前記心室に抗頻脈ペーシングパルスを印加するステップを含む、請求項９に記載の方法。
12. 頻脈に関連する電気活動を検出するための少なくとも１つの電極と、
    活動電位継続時間の推定値を決定し、前記抗頻脈ペーシングパルスの印加時に、心臓内の活動電位継続時間の前記推定値に基づいて抗頻脈ペーシングパルスのペーシング間隔を設定するプロセッサと、
    を備えるデバイス。
13. 頻脈に関連する電気活動を検出するための少なくとも１つの電極は、前記心臓の心房内の頻脈を検出するための電極を含む、請求項１２に記載のデバイス。
14. 頻脈に関連する電気活動を検出するための少なくとも１つの電極は、前記心臓の心室内の頻脈を検出するための電極を含む、請求項１２に記載のデバイス。
15. 前記プロセッサは、前記心臓の前記心房内の前記電極によって検出されたＰ波信号間の前記間隔の関数として活動電位継続時間の前記推定値を計算するように構成される、請求項１３に記載のデバイス。
16. 前記プロセッサは、前記心臓の前記心室内の前記電極によって検出されたＲ波信号間の前記間隔の関数として活動電位継続時間の前記推定値を計算するように構成される、請求項１４に記載のデバイス。
17. 前記心臓内のＴ波を検出するためのＴ波検出モジュールをさらに備え、前記プロセッサは、前記Ｔ波検出モジュールから受け取った前記Ｔ波信号の関数として活動電位継続時間の前記推定値を計算するように構成される、請求項１２に記載のデバイス。
18. 活動電位継続時間の前記推定値に基づいて抗頻脈ペーシングパルスのペーシング間隔を設定するプロセッサは、前記頻脈の前記検出の前の或る期間にわたる心拍数に基づいて前記活動電位継続時間を推定するプロセッサを含む、請求項１２に記載のデバイス。
19. 前記期間にわたる心拍数を記憶するためのメモリをさらに備える、請求項１８に記載のデバイス。
20. 前記期間にわたる心拍数を記憶するためのメモリは、前記頻脈の検出前の心拍数及び前記頻脈の前記検出に続く心拍数を含む、請求項１９に記載のデバイス。
21. 前記プロセッサは、さらに、或る期間にわたる前記心拍数に基づいて有効拡張間隔を決定し、前記メモリは、さらに、状態変数として該拡張間隔を記憶する、請求項１９に記載のデバイス。
22. 活動電位継続時間の推定値を決定するプロセッサは、第１推定値を決定し、活動電位継続時間の第２推定値をさらに決定し、活動電位継続時間の該第２推定値に基づいて抗頻脈ペーシングの前記ペーシング間隔を設定する、請求項１２に記載のデバイス。
23. 前記メモリは、ＡＰＤ、拡張間隔、ＡＴＰ治療パラメータ等の推定値をさらに記憶する、請求項１９に記載のデバイス。
24. 少なくとも１つの電極を介して前記心臓に抗頻脈ペーシングパルスを印加するパルス発生器をさらに備え、前記電極の少なくとも１つは、該パルス発生器に電気的に結合する、請求項１２に記載のデバイス。
25. プログラム可能なプロセッサが、
    心臓内の頻脈を検出し、
    該頻脈の該検出前の或る期間にわたる心拍数に基づいて活動電位継続時間を推定し、
    抗頻脈ペーシングパルスの印加時に、前記心臓内の活動電位の前記推定値に基づいて前記抗頻脈ペーシングパルスのペーシング間隔を設定するようにさせる命令を含む、コンピュータ読み取り可能媒体。
26. 前記プロセッサが活動電位継続時間を推定するようにさせる前記命令は、前記プロセッサがＰ波信号間の間隔の関数として活動電位継続時間の前記推定値を計算するようにさせる命令を含む、請求項２５に記載のコンピュータ読み取り可能媒体。
27. 前記プロセッサが活動電位継続時間を推定するようにさせる前記命令は、前記プロセッサがＲ波信号間の間隔の関数として活動電位継続時間の前記推定値を計算するようにさせる命令を含む、請求項２５に記載のコンピュータ読み取り可能媒体。
28. 前記プロセッサが活動電位継続時間を推定するようにさせる前記命令は、前記プロセッサがＴ波信号の関数として活動電位継続時間の前記推定値を計算するようにさせる命令を含む、請求項２５に記載のコンピュータ読み取り可能媒体。
29. プロセッサが活動電位継続時間を推定するようにさせる前記命令は、前記プロセッサが第１活動電位継続時間を推定するようにさせる命令を含み、該命令は、前記プロセッサが、第２活動電位継続時間を推定し、抗頻脈ペーシングパルスの印加時に、前記心臓内の前記第２活動電位継続時間の前記推定値に基づいて前記抗頻脈ペーシングパルスの前記ペーシング間隔を設定するようにさせる、請求項２５に記載のコンピュータ読み取り可能媒体。

Images