JP2007136214A - 心房感知式ｖｖｉ：皮下電極アレイ及び標準ペーシングリードを用いる心房同期心室抑制（ｖｄｄ／ｒ）ペーシングの方法 - Google Patents

Abstract

【課題】心房感知事象（Ｐ波）と同期で心室をペーシングする単腔心室抑制型（ＶＶＩ）埋め込み式ペースメーカーの使用に関し、単一標準心室ペーシングリード（単極又は双極）及び皮下電極アレイ（ＳＥＡ）を介するＶＤＤ及びＶＤＤＲペーシング（心房同期心室抑制ペーシング）を提供する。
【解決手段】感知された心房消極波に心室ペーシングを同期させるために、ペースメーカー内のＰ波センシング回路においてアルゴリズムを実施する。単一標準心室ペーシングリード１４、皮下電極アレイ１３介して、ＶＤＤ及びＶＤＤＲペーシング（心房同期心室抑制ペーシング）を実施する。埋め込み心室リード１７が心室ペーシング及び心室センシングを提供し、ＳＥＡにより心房センシングをする。アルゴリズムにより、感知される心臓の波動を管理して、単一リード及びＳＥＡからの入力に基づくペーシング療法を所望通りに行う。
【選択図】図６

Description

本発明は、主に心房で感知される事象（ｅｖｅｎｔｓ、Ｐ波）と同期で心室をペーシングするための単腔心室抑制型（ＶＶＩ）埋め込み式ペースメーカーの使用に関する。特に本発明は、表面（皮膚）電極を必要とせずに又は表面（皮膚）電極を使用せずに、埋め込んだＶＶＩペースメーカーから心電計データ（ＥＣＧ）及び波形トレースを感知、記録及び取得するために使用する皮下電極に関する。特に本発明は、標準ＶＶＩペーシングリードを装備した単腔ＶＶＩペースメーカーにおいて心房同期心室抑制（ＶＤＤ）ペーシングを実施するために、皮下電極アレイ（ＳＥＡ）で検出したＥＣＧ及び心房消極を使用することに関する。

洞結節が完全な状態で機能するのであれば、これが心臓レートの制御するための理想的で自然なセンサである。しかし上腔（心房）から下腔（心室）への伝導路がブロックされる、即ち心房からの消極信号が心室に到達できない場合がある。この場合心房同期心室抑制（ＶＤＤ）ペーシングが適切な心臓レートを回復できる唯一の方法である。この種のペースメーカーは、ＡＶ同期性を回復させるために人工伝導路として機能するものである。

ＶＤＤペースメーカーはまず、１９７２年３月１４日にＷｉｌｓｏｎ Ｇｒｅａｔｂａｔｃｈに発行された米国特許第３，６４８，７０７号に開示された。この特許内容全体を参照として本明細書内に引用したものとする。標準ＶＤＤペースメーカーでは、右心房内及び右心室内における消極信号を感知するために２つの電極が必要である。一般に、標準ＶＤＤペースメーカーは、心房用及び心室用に２つの感度増幅器を具備するが、ペーシング出力回路は心室用に１つのみ設けられている。このペースメーカーにはまた、ＡＶ間隔計時機能も含まれており、これは、心房消極の感知に応答してＡＶディレイを開始するものである。センシングされたＲ波による抑制がない場合、ＡＶ間隔の終了時点で心室ペーシングパルスが起動される。

Ｒ波がセンシング又はペーシングされた場合には、下方レートでの計時機能が起動される。この計時終了時に（即ち、次の心房消極が感知されなければ）、心室ペーシングパルスが起動される。Ｇｒｅａｔｂａｔｃｈ式ペースメーカーはまた、心室用に上方レートの計時機能を含み、計時終了時まで心室ペーシングを阻止又はブロックするものであった。言い換えれば、このペースメーカーは、上方レート間隔に対応する所定の上方トラッキングレートまで心房と同期で心室をペーシングするだけであり、心房のレートがこのレートを超えた場合、ペーシングレートは、感知された心房レートの半分又は下方レートのうち高い方となるものであった。

１９７６年１月１２日にＡｄａｍｓに発行された米国特許第４，０５９，１１６号もこの特許内容全体を参照として本明細書内に引用したものとする。この特許には、Ｇｒｅａｔｂａｔｃｈ特許で開示されたペースメーカーより改良されたものが含まれていた。Ａｄａｍｓ式ペースメーカーでは、上方レート間隔内においてＡＶ間隔終了時点で心室の刺激をブロックするのではなく、刺激パルスの生成が上方レート間隔終了時まで遅延される。即ち、ＡＶ間隔が上方レート間隔の終了時まで延長された。その上、心室収縮後心房不応期も含まれていた。これは、心室ペーシングパルス又は感知された心室収縮の後に続く、心房収縮が感知されないためにＡＶ間隔を開始できない時間の長さを示すものである。

こうした２つの特徴が付け加えられた結果、得られたペースメーカーは、内因性心房レートが上方レート間隔の定めたレートを超えたことに対応して平均心室ペーシングレートが急激に低下したことを表示できないものであった。Ａｄａｍｓ式ペースメーカーは、ウェンケバッハ調律として知られる自然な生理的条件に類似した挙動をとるものである。Ａｄａｍｓの発明を採用して市販されているペースメーカーでは、心臓自体による心房レートが高い場合、このペースメーカーの挙動は「偽性ウェンケバッハ」又は「ペースメーカー−ウェンケバッハ」上方レート挙動と呼ばれている。

この標準ＶＤＤペースメーカーには、タイミングに関してもう１つの問題がある。まず、ＶＤＤペースメーカーは、心室性期外収縮（ＰＶＣ）に続いて「固定された」心室収縮後心房不応期（ＰＶＡＲＰ）を有していた。ＰＶＣに続いて逆行性心房消極が起こることも多いため、これが固定されたＰＶＡＲＰ外で感知されると、ペースメーカー起因頻拍（ＰＭＴ）が開始されることになる。１９９２年にＭａｒｋｏｗｉｔｚに発行された米国特許第５，１０３，８２０号の特許内容全体を参照として本明細書内に引用したものとする。この特許には、ＰＶＡＲＰ用にプログラム可能な周期をプログラミングする方法が記載されている。更にこの特許では、ＡＶ間隔を起動させないように心房消極をうまくブロックする、ＰＶＣ後にＰＶＡＲＰを自動的に延長する手段が提供された。これにより、ＰＶＣに続く逆行性心房消極からＰＭＴが起こる問題は、事実上解決された。

１９９２年までの間、当技術分野で周知のＶＤＤペースメーカーには、心房用及び心室用に２本のリードが必要であった。２本のリードを埋め込むには、埋め込み処理に時間がかかるだけでなく、埋め込み時及び埋め込み後に合併症が起こる可能性があった。これは、外れがちな心房リードに特に当てはまることであった。外れた場合、ＶＤＤペースメーカーの操作は標準ＶＶＩペースメーカーの操作と同様になってしまう。また、２本のリードを使用することで、ＶＤＤペーシングシステムのコストは増加していた。

１９９２年にＦｌａｍｍａｎｇに発行された米国特許第５，１７２，６９４号及び１９９５年にＶａｎ ｄｅｒ Ｖｅｅｎに発行された米国特許第５，４５４，８３６号の特許内容全体を参照として本明細書内に引用したものとする。これらの特許には、心房センシング及び心室ペーシング用単一リードの使用について記載されている。具体的に言えば、このリードは、Ｐ波方向及び伝動時間を決定できるように、右心室内から信頼性の高い心室センシング及びペーシングを得て、心房内の少なくとも２箇所から心房センシングを得るための二腔用単一リードである。この「シングルパス」ＶＤＤリードは当技術分野における進歩を表す１例であるが、残念ながら、使用法が難しい場合が多かった。この実施方法は標準心室用単一リードの場合と同様であったが、正確なセンシングを行えるように、「浮遊する」電極を心房内で位置決めするのが難しい場合が多かったのである。更に、適切に配置した後でも、その電極を心房壁部や床部に固定する術がないため、これを最適位置に維持できる保証がなかった。この新規リードはまた、製造も難しいため、ＶＤＤペーシングシステムの大幅なコストダウンにはつながらなかった。

更に最近の開発では、標準ＶＤＤペーシングにレート応答機能（ＶＤＤＲ）ペーシングが加えられている。１９９５年にＳｔｏｏｐ他に付与された米国特許第５，３５０，４０９号には、このような実施形態が記載されている。ＶＤＤＲペーシングの基本は、洞結節が健全に機能していない患者について、その生理的要求に合わせて、人工センサ（活動、加速度計、毎分換気量、ＱＴなど）を介して心室レートを提供するものである。解決すべき問題は、センサが指示するレートが洞レートと絶対にぶつからないようにすることである。このＳｔｏｏｐ特許には、感知された洞レートの関数として、センサによるレートを調節する方法が開示されている。１種類以上のレートにおいて心臓自体による洞結節レートをセンサによるレートに比較して、心房レートのセンシング及び同期操作管理を至適化するように、この比較関数としてセンサ応答機能を調節する、又は適応させる。しかしこの場合も、問題は心房の消極波が感知されているかどうかである。心房リードにおけるセンシングが低下、又はなくなると、ＡＶ同期性が失われる可能性がある。

ペーシングの分野ではこれまで、理想的なセンサ、即ち洞結節を利用することが常にゴールであった。生理的ペースメーカー（ＶＤＤ及びＤＤＤ）、即ち洞を利用するペースメーカーが、真にレート応答機能式であり、ＡＶ同期を提供することにより、単腔ＶＶＩペーシングに付随することの多い衰弱性症状の組合せである「ペースメーカー症候群」を回避できるものである。本発明は、感知された心房消極に心室ペーシングを確実に同期させるように、ＶＶＩペースメーカー内のＰ波感知用アルゴリズム及び回路を含む。従って、本発明は、単一標準心室ペーシングリード（単極又は双極）及び皮下電極アレイ（ＳＥＡ）を介するＶＤＤ及びＶＤＤＲペーシング（心房同期心室抑制ペーシング）を提供するものである。

埋め込まれた心室リードは、心室ペーシング及び心室センシングのみを提供する。ＶＤＤ／Ｒ機能に必要な心房センシングは、特許出願第０９／６９７，４３８号、２０００年１０月２６日出願、「皮下電極アレイ及びリードレスＥＣＧ用周囲覆いコネクタ及び電極ハウジング（Ｓｕｒｒｏｕｎｄ Ｓｈｒｏｕｄ Ｃｏｎｎｅｃｔｏｒ ａｎｄ Ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ Ｈｏｕｓｉｎｇｓ ｆｏｒ ａ Ｓｕｂｃｕｔａｎｅｏｕｓ Ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ Ａｒｒａｙ ａｎｄ Ｌｅａｄｌｅｓｓ ＥＣＧｓ）」、特許出願第０９／７０３，１５２号、２０００年１０月３１日出願、「心臓電気信号を感知するための皮下螺旋電極（Ｓｕｂｃｕｔａｎｅｏｕｓ Ｓｐｉｒａｌ Ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ ｆｏｒ Ｓｅｎｓｉｎｇ Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ Ｓｉｇｎａｌｓ ｏｆ ｔｈｅ Ｈｅａｒｔ）」、特許出願第０９／６９６，３６５号、２０００年１０月２５日出願、「心臓消極信号を感知するための多層セラミック電極（Ｍｕｌｔｉｌａｙｅｒ Ｃｅｒａｍｉｃ Ｅｌｅｃｔｒｏｄｅｓ ｆｏｒ Ｓｅｎｓｉｎｇ Ｃａｒｄｉａｃ Ｄｅｐｏｌａｒｉｚａｔｉｏｎ Ｓｉｇｎａｌｓ）」、２０００年１２月１３日出願の特許出願「心臓消極信号を感知するための薄膜電極（Ｔｈｉｎ Ｆｉｌｍ Ｅｌｅｃｔｒｏｄｅｓ ｆｏｒ Ｓｅｎｓｉｎｇ Ｃａｒｄｉａｃ Ｄｅｐｏｌａｒｉｚａｔｉｏｎ Ｓｉｇｎａｌｓ）」、及び特許出願第０９／７２１，２７５号、２０００年１１月２２日出願、「皮下電極アレイ仮想ＥＣＧリード（Ｓｕｂｃｕｔａｎｅｏｕｓ Ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ Ａｒｒａｙ Ｖｉｒｔｕａｌ ＥＣＧ Ｌｅａｄ）」に記載された皮下電極アレイを介して行われる。本発明は、埋め込み心房リードや特殊な「シングルパス」ＶＤＤリードを不要にするものである。

一般に、本発明は、心臓自体による心房消極波（Ｐ波）を感知し、そのＰ波と同期で心室をペーシングさせることにより、心房同期心室抑制ペーシング（ＶＤＤ）を提供するようにされた単腔心室抑制型（ＶＶＩ）ペースメーカーを使用する。このＰ波は、埋め込まれた第２のリードにより検出されるのでも、アルゴリズムを介して心房信号を識別するために心室電位図を用いて検出されるのでもなく、埋め込まれたＶＶＩペースメーカーに具備された皮下電極アレイ（ＳＥＡ）により検出されるものである。簡単に言えば、皮下電極アレイ（ＳＥＡ）が、内因性又はペーシングされたあらゆるＲ波及びＴ波（ＱＲＳＴ）と共にＰ波を検出する。本発明の重要部分を構成する新規センシング回路が、内因性及び／又はペーシングされたＲ波（ＱＲＳ）並びに心室再分極（Ｔ）波からＰ波を識別する。更に、同じセンシング回路が、Ｐ波を他の電子音（心筋電位）から識別することができるようになっている。感知されるＰ波がない場合（心房レートが下方レート又はセンサ指示によるペーシングレートを下回った場合のように）、各ＶＤＤ／Ｒペーシングシステムで起こるように、ＶＶＩ／Ｒペーシングのみがこれに続く。

従って、本発明は、実質的にすべて且つそれぞれの有効な真性心房消極波を検出し、この感知された事象に心室ペーシング出力を同期させる方法をとりわけ提供するものである。感知される心房事象がない場合、本発明は、下方（ＶＤＤ）レート又はセンサ指示による（ＶＤＤＲ）レートにおいて心室ペーシング出力を提供する。更に、本発明は、ペースメーカー及びリードの製造及び埋め込みにおける効率を高めて、ペースメーカーシステムのコストを削減するものである。更に、本発明は、真性単腔ペーシングシステムを用いつつＡＶ同期性を提供して、電流量を削減し、装置の寿命を延ばす。これにより、交換回数を減らして、交換に伴うコストを削減する。

発明の実施の態様

図１は、本発明に従って使用できるようにされた埋め込み型医療装置システムを示す図である。この医療装置システムは、患者１２内に埋め込まれた埋め込み型変形ＶＶＩペースメーカー１０を含む。１本の心室ペースメーカーリード１４が、従来通りの方法でペースメーカー１０に電気的に連結され、静脈１８を通って患者の心臓１６内に延在する。リード１４の遠位端付近に、心臓の電気信号を受信し、且つ／又は心臓１６に電気ペーシング刺激を送出するための１つ又は複数個の露出型導電性電極が具備されている。

図１にはまた、アップリンク及びダウンリンク通信チャネルを介して非侵襲的に埋め込み装置１０と通信するための外部プログラミングユニット２０が示されている。プログラミングユニット２０に付随するのが、埋め込んだ装置１０とプログラマ２０との間の双方向通信を可能にするためのプログラミングヘッド２２である。

図２は、本明細書に開示する発明によるプログラミングユニット２０を示す斜視図である。この内側には処理装置（この図には図示せず）が含まれており、本発明によれば、この処理装置は、Ｉｎｔｅｌ Ｐｅｎｔｉｕｍ３などのマイクロプロセッサ及びデジタルメモリなどの関連電気回路を含むコンピュータマザーボードなどのパーソナルコンピュータ型マザーボードである。プログラマのコンピュータシステムに関する詳細な設計及び操作は、当業者には周知であると思われるため、本開示内容ではその詳細な説明を省略する。

図２を参照すると、プログラマ２０は、外側筐体６０と、持ち運びハンドル６２とを含み、これによりプログラマ２０をブリーフケースのように運搬できるようになっている。筐体６０の上面に、関着式表示画面６４が取り付けられている。当業者には明らかであるように、表示画面６４は、筐体６０内に配置されたコンピュータ回路に作動連結されており、グラフィック及び／又はデータを内部コンピュータの制御下において視覚化表示できるようにされている。

当業者には明らかであるように、患者の伝動系の状態を決定する手段を設けると望ましい場合が多い。通常、プログラマ２０には、外部ＥＣＧリード２４が装備される。本発明で余分と見なされるのがこのリード（大きな×印で表示）である。本発明では、リードの代わりにＳＥＡからのＥＣＧ記録を用いる。

本発明によれば、プログラマ２０に、内部プリンタ（図示せず）を装備して、患者のＥＣＧやプログラマの表示画面６４に表示されるグラフィックのハードコピーを作製できるようにする。Ｇｅｎｅｒａｌ Ｓｃａｎｎｉｎｇ Ｃｏ．から入手可能なＡＲ−１００プリンタなどの数種類のプリンタが周知であり、市販されている。

本明細書において図２を参照しながら説明するプログラマ２０は、Ｔｈｏｍａｓ Ｊ．Ｗｉｎｋｌｅｒに発行された米国特許第５，３４５，３６２号「関着式表示パネルを備えた携帯型コンピュータ機器（Ｐｏｒｔａｂｌｅ Ｃｏｍｐｕｔｅｒ Ａｐｐａｒａｔｕｓ Ｗｉｔｈ Ａｒｔｉｃｕｌａｔｉｎｇ Ｄｉｓｐｌａｙ Ｐａｎｅｌ）」に更に詳細に記載されている。この特許内容全体を参照として本明細書内に引用したものとする。Ｍｅｄｔｒｏｎｉｃ Ｍｏｄｅｌ ９７９０プログラマは、本発明を有利に実施することのできる埋め込み型装置プログラミングユニットである。

図３は、本明細書によるパルス発生器１０を構成する電子回路を示すブロック図である。図３でわかるように、ペースメーカー１０は、この装置のペーシング及びセンシング機能を制御するための主要な刺激制御回路２１を含む。刺激制御回路２１に関連する電子回路は、例えば、Ｓｉｖｕｌａ他に発行された米国特許第５，０５２，３８８号「パルス発生器において活動センシングを実行するための方法及び器具（Ｍｅｔｈｏｄ ａｎｄ ａｐｐａｒａｔｕｓ ｆｏｒ ｉｍｐｌｅｍｅｎｔｉｎｇ ａｃｔｉｖｉｔｙ ｓｅｎｓｉｎｇ ｉｎ ａ ｐｕｌｓｅ ｇｅｎｅｒａｔｏｒ）」に開示された例に従って、従来通りに設計されたものでよい。パルス発生器１０の具体的構成要素が従来通りに設計及び操作されるものであれば、こうした構成要素の設計及び実施は当業者にとって日常業務の１つと思われるため、本明細書ではその詳細な説明を省略する。

例えば、図３の刺激制御回路２１は、刺激送出型パルス出力回路２６と、水晶時計２８と、ランダムアクセス記憶装置及び読取り専用記憶装置（ＲＡＭ／ＲＯＭ）ユニット３０と、中央演算処理装置（ＣＰＵ）３２とを含むが、これらはすべて当技術分野において周知である。ペースメーカー１０はまた、図２で更に詳細に説明したように、外部プログラマ／制御ユニット２０と通信できるように、内部通信回路３４を具備する。

続けて図３を参照すると、パルス発生器１０は、心室リード１４に連結されている。このリード１４は、図１を参照しながら上述したように、埋め込まれると、パルス発生器１０の埋設部位と患者の心臓１６との間に延在するものである。リード１４とパルス発生器１０のさまざまな内部構成要素との間は、物理的には、図１に示した従来のコネクタブロックアセンブリ１１で接続され、電気的には、リード１４の導体とパルス発生器１０のさまざまな内部電気的構成要素との間を、当業者には周知であるように、心室先端部及びリング電極導体ＶＴＩＰ及びＶＲＩＮＧを含むリード１４内のさまざまな導体とパルス発生器１０の個々の電気的構成要素との間を選択的且つ動的に必要に応じて接続するために、マルチプレクサのように機能するリードインターフェース回路１９により接続することができる。

便宜上、リード１４とパルス発生器１０のさまざまな構成要素との間の具体的な接続は図３に示していないが、当業者であれば、例えば、リード１４を介して心臓の電気信号がセンシング回路２５に送信され、且つ刺激パルスが心臓組織に送出されるように、リード１４を直接又は間接的に、通常の方法に従って感度増幅器回路２５及び刺激送出型パルス出力回路２６に連結することになることは明白であろう。また、図３には示していないが、例えばこの装置のセンシング回路を高電圧刺激パルスから保護するために、埋め込み装置には通常、保護回路を含める。

上述したように、刺激制御回路２１は、既製のプログラマブルマイクロプロセッサ又はマイクロコントローラでよい中央演算処理装置３２を含むが、本発明では、これをカスタム集積回路とする。中央演算処理装置３２と刺激制御回路２１の他の構成要素との間の接続は図３に示していないが、当業者であれば、中央演算処理装置３２が、刺激送出型パルス出力回路２６及び感度増幅器回路２５のタイミング操作を、ＲＡＭ／ＲＯＭユニット３０に格納されているプログラムの制御下において制御する機能を果たすことが明白であろう。当業者にはこうした操作構成が周知のことであろうと思われる。

続けて図３を参照すると、目下の好適実施形態では３２，７６８ヘルツの圧電結晶制御型発振器である圧電結晶発振器回路２８が、刺激制御回路２１に主要なタイミングクロック信号を提供する。この場合も図３では、便宜上、こうしたクロック信号をパルス発生器１０のさまざまなタイミング構成要素（例えばマイクロプロセッサ３２）に提供するラインを省略する。

図３に示したパルス発生器１０のさまざまな構成要素には、当技術分野における通常の方法に従って、ペースメーカー１０の気密密閉型カバー内に具備されたバッテリ（図示せず）から電力供給がされていることを理解されたい。図面では便宜上、このバッテリ及びバッテリとパルス発生器１０の他の構成要素との間の接続は省略する。

ＣＰＵから発せられる信号の制御下において心臓刺激を発生させる機能を果たす刺激送出型パルス出力回路２６を、例えば、Ｔｈｏｍｐｓｏｎに付与された米国特許第４，４７６，８６８号「身体刺激要因出力回路（Ｂｏｄｙ Ｓｔｉｍｕｌａｔｏｒ Ｏｕｔｐｕｔ Ｃｉｒｃｕｉｔ）」に開示された種類にすることができる。この特許内容全体を参照として本明細書内に引用したものとする。しかし、この場合も、当業者であれば、多種類にわたる従来技術によるペーシング出力回路から、本発明の実施に適したものを選択できると思われる。

新規設計によるものであり、図６及び図７で更に説明する感度増幅器回路２５は、心室リード１４及びＳＥＡ（図示せず）から心臓の電気信号を受信し、この信号を処理して、心房消極（Ｐ波）及び心室消極（Ｒ波）を含む具体的な心臓の電気的事象の発生を反映する事象信号を導き出すように機能するものである。ＣＰＵが、この事象表示信号を、当技術分野における通常の方法に従ってパルス発生器１０の同期刺激操作の制御に用いるためにＣＰＵ３２に提供する。また、この事象表示信号を、（図５に示すように）医師や臨床家に視覚表示できるように、アップリンク伝送を介して外部プログラミングユニット２０に通信することができる。

当業者であれば、活動センサ及び関連回路などの数多くの他の構成要素及びサブシステムをペースメーカー１０に含められることが明白であろう。しかし、本発明は主に、ペースメーカー１０内におけるセンシング回路２５の実施及び操作、及び外部ユニット２０における関連通信サブシステムに関するため、ペースメーカー１０にこうした追加構成要素があってもなくても本発明には関係ない。

図４は、本発明を実施可能な埋め込みペースメーカー１０を示す断面図である。ペースメーカー１０の主要構成要素は、電子回路５２及び、この場合はリチウムヨウ素電池である気密性電力供給源５０を収容する気密密閉型ケースからなる。リードコネクタモジュール１１がカバーを形成しており、このカバーに設けられた開口１５内に、心房リード及び心室リードの近位端を挿入できるようになっている。リードコネクタモジュールは、ペースメーカーケース１０に接続されて、リードコネクタと気密フィードスルー（図示せず）との間の電気的接続部（これも図示せず）を有する。

続けて図４を参照すると、３つ又は４つ（図示せず）のフィードスルー／電極アセンブリ５１が、ペースメーカーケースの平坦な周縁部に溶接されている。この実施形態では、本発明で実施する例などのフィードスルー／電極アセンブリを配置できるように、ペースメーカーの周縁部全体を、縁部には丸みを持たせながら、いくらか平坦な外形となるように製造することができる。フィードスルー／電極アセンブリ５４は、ペースメーカーケースに溶接されて（気密性を保持するように）、ワイヤ５５によりフィードスルー５６から電子回路５２に接続される。

図５ａは、図２の外部プログラミングユニットから得られた心房同期（ＶＤＤ）ペーシング（リードＩＩ）を示すＥＣＧ記録である。この図に示した動作は、当技術分野の様相を知る者であればリード媒体ＩＩから得られるＥＣＧ記録として予想通りの典型例である。Ｐ波とも呼ばれる心臓による心房消極１が、正常範囲（例えば、５０〜１２０回／分）の一定レートで発生する。ＡＶ間隔タイミング５（図５ｂ）は、このＰ波１から始まり、心室ペーシングパルス２を終点とする。心室ペーシングパルス２により、心室消極（ペーシングされたＲ波）３及び再分極（Ｔ波）４が開始される。この事象順序が、心房同期又はＶＤＤペーシングと呼ばれるものである。

図５ｂは、正常で正しい動作を確実にさせるためにＶＤＤペーシングで用いられる基本的タイミング順序を示す図である。ＡＶ間隔タイミング５は通常、プログラム可能であり、感知されたＰ波１と心室出力パルス２との間の時間のことである。心房リードを備える標準ＶＤＤペースメーカーの場合、Ｐ波感知後の時間８には通常、心房ブランキング時間（陰をつけた領域）がある。心房リードがＰ波を「二重感知」する可能性があるため、こうしたブランキング時間が必要である。本発明には心房リードが具備されていないが、本発明の場合もこのブランキング時間が必要である。通常のＶＤＤペーシングにおいて、心室ペーシングパルス２により、ＶＡ間隔タイミング６、並びに、心室収縮後ブランキング時間（陰をつけた領域）を含む心室収縮後心房不応期（ＰＶＡＲＰ）７、心室不応期９及びそれに付随するブランキング時間（陰をつけた領域）が開始される。本発明では、Ｐ波の閾値交差により、ＰＲクロスチェック間隔が開始される（図６及び図７参照）。

ＰＲクロスチェック間隔内でＲ波が検出されると、Ｐ波ではなくＲ波が検出されたため、Ｐ波は無視される。本発明では、このようにＲ波が検出されると、ＰＶＡＲＰ間隔９が、ブランキング時間（陰をつけた領域）と共に起動されて含まれる。ＰＶＡＲＰ間隔９は、逆行性Ｐ波を消去して、ペースメーカー起因頻拍（ＰＭＴ）を起こさないようにするためにも用いられる。ＶＡ間隔タイミングは通常、Ｐ波１が感知されると終了する。Ｐ波が感知されなければ、ＶＡ間隔６がＡＶ間隔時間８により延長され、心室ペーシングパルス２が出力される。Ｐ波が感知されない場合、その原因には、洞徐脈、洞停止、洞ブロックなど、いくつかの要因が考えられる。心室収縮後心房不応期７は主に２つの目的を果たすものであり、そのブランキング時間は、通常「ファーフィールドＲ波センシング」と呼ばれる、心室ペーシングパルス２のセンシングを防止するものである。このようなセンシングが万が一行われると、ペースメーカーがこれをもう１つのＰ波として解釈しかねず、こうなると、心室出力パルスと同期してペースメーカー起因頻拍（ＰＭＴ）の１形態を導く可能性がある。

ブランキング時間に続く時間にはさまざまな名称があり、「ノイズサンプリング時間（相対不応期）」とも呼ばれる。この時間内に感知される心房事象によってＡＶ間隔タイミング５が開始されることはない。心室不応期９にも、これに付随してブランキング時間（陰をつけた領域）がある。このブランキング時間は、自己抑制、即ち心室ペーシングパルス２及びペーシングされたＲ波３のセンシングを防止するためのものである。この場合も、心室不応期９の残りの部分はノイズサンプリング時間である。この時間内にＲ波が感知されれば、それにより心室不応期が更新又は再開される。

ＶＤＤペーシングの基本タイミングに関してこのように簡単な記載をしておけば、当技術分野におけるこれ以降の基準となるであろう。これらの各生体タイミング順序並びに、当技術分野で妥当と考えられる順序を、心臓内に心房リードを具備せずに確実にＶＤＤペーシングを行うものと見なすべきである。

図６は、本発明に従ってパルス発生器（図１、１０）で使用されるセンシング電子回路を示すブロック図である。アナログデジタル変換器（ＡＤＣ）ユニット３５に、３種類の信号が入力される。心室電位図（ＶＥＧＭ）が主要入力源であり、右心室の先端に位置する心室リード（図１、１４）を介して送信される。この信号入力は内因性心室消極波からなり、これが受信及び処理されると、予定されていた心室出力パルスが抑制される。皮下電極アレイ（ＳＥＡ）１３も主要入力源であり、連続的にＡＤＣにＥＣＧデータを提供する。ＥＣＧリードＩＩ１７は、二次的入力源であり、検出パラメータの自動設定に使用される。リードＩＩを、好ましくは、ＳＥＡからの読取り値の検査に使用可能なプログラマ２０の外部電極にする。

続けて図６を参照して、心室電位図信号をたどると、この信号はまず、サンプリングレートが２５０ヘルツで解像度が１６ビットであるＡＤＣユニット３５に送信される。しかし、本発明は信号処理作業を行う方法には、即ちＡＤＣであるかＤＡＣであるか、ということに区分を設けていない。心室ＥＧＭ信号は、通過帯域が３〜１００ヘルツであるＶＥＧＭハイパスフィルタ３６に送信される。フィルタを通過した信号はＶＥＧＭからＶＥＧＭＲ波検出器３８に到達し、ここで、感知されたＲ波の振幅がプログラム設定された心室感度を超えているかどうかが決定されて、「感知」される。この回路はまた、心室感知信号をＤＡＣユニット３９に送るだけでなく、心室感知信号をクロスチェック用にＳＥＡＰ波閾値検出器４４に送信する。検出されたＲ波信号は、ＳＥＡのＰ波閾値検出器４４においてＳＥＡ信号からＱＲＳＴ群を消去するために用いられる。

次に心房信号について考察すると、有効な心房消極信号（Ｐ波）を正確にセンシングするために、ＳＥＡ１３もＥＣＧリードＩＩ信号１７も前処理しておかなければならないことがわかる。どちらの信号もＡＤＣユニット３５を通過して変換され、そこから、通過帯域が０．５〜４０ヘルツであるＳＥＡバンドパスフィルタ４１を通過する。ＥＣＧリードＩＩの信号入力を用いて、Ｐ波検出器のパラメータを自動的に設定してもよい。ＳＥＡのＰ波閾値検出器４４は、ＶＥＧＭＲ波検出器３８からＲ波閾値検出信号を受信すると、この信号を用いて、ＳＥＡ信号から信号の心室部分（ＱＲＳＴ群）を消去する。こうしてクロス消去されなかったＳＥＡ信号部分がＰ波である。

この心房信号を、ＳＥＡＰ波形態検出器４５内に格納されているサンプルと比較し、この信号が有効なＰ波かどうかを、信号幅か、臨床家がプログラムできるさまざまな形態メトリクス（ｍｏｒｐｈｏｌｏｇｙ ｍｅｔｒｉｃｓ）の１つかのどちらかに基づいて決定する。信号がいずれに基づいて有効であると想定されても、その信号は刺激制御ユニット（図３、２１）に送られる。こうして、Ｐ波の検出４６によりＡＶ間隔が開始され、Ｒ波の検出４７は、予定されていた心室出力パルスを抑制する役割を果たす。

図７は、２つのサブブロックからなるＳＥＡＰ波形態検出器回路４５を示す詳細なブロック図である。ＳＥＡのＰ波事象バッファ４５ａは、循環及び線形データバッファの双方を有する。ＳＥＡデータは、Ｐ波の閾値交差４４が起こるまで、連続的に循環バッファに格納される。閾値交差時点で、循環バッファは静止し、線形バッファがデータを確保し始める。設定数のサンプルが格納されると、線形バッファも静止する。この時点で、事象バッファ４５ａは潜在的Ｐ波を含む状態となる。事象バッファ４５ａ内の潜在的Ｐ波をＰ波形態検出器４５ｂで分析して、有効なＰ波が含まれているかどうかを決定する。

Ｐ波形態検出器４５ｂの決定機能は、事象バッファ４５ａ内の信号幅又はさまざまな形態メトリクスの１つに基づいている。この信号幅は、窓の左側終点にある信号が基線値以下であるＰ波閾値交差点４４周囲の最小窓の継続時間として定義される。基線値はゼロと推定されるが、適宜決定することができる。ユーザが１つの形態メトリスクを選択した場合には、事象バッファ４５ａ内の潜在的Ｐ波は、その選択したメトリスクを用いてＰ波のテンプレートと比較される。これらのメトリクスは、相関関係、絶対差分又は平均平方であり、以下のように定義される。

この自動設定処理時にテンプレートサンプルＴｉが決定される。クロス消去、振幅閾値、及びＰ波幅を用いてＮ回のＰ波が検出されるまで、形態を整合することはできない。Ｐ波テンプレートは、こうしたＮ回収縮の平均である。テンプレートが構築されたら、形態の整合が可能となる。

表１に、図６及び図７で説明したＰ波検出器の開ループ性能をまとめた。本明細書でいう開ループ性能とは、Ｐ波検出器の感度／限定性（ｓｅｎｓｉｔｉｖｉｔｙ／ｓｐｅｃｉｆｉｃｉｔｙ）が、ＡＶ同期性ではなく、データの後処理により決定及び管理されることをいう。Ｐ波検出器のテスト時、心房及び心室の活動は非同期の状態としておく。３列目（クロス消去＋閾値）は、閾値及びクロス消去方法の性能を示す。この方法はＳＥＡ信号のＱＲＳＴ部分を消去して、単純な閾値交差を基準にＰ波を検出するものである。

４列目（クロス消去＋閾値＋Ｐ波幅）は、Ｐ波検出の限定性を高めるためにパルス幅基準を付け加えた場合の性能を示す。この形態メトリクス方法の性能は、過去の特許件「ファーフィールドＲ波及びＰ波の識別（Ｆａｒ−ｆｉｅｌｄ Ｒ−ｗａｖｅ ａｎｄ Ｐ−ｗａｖｅ ｄｉｓｃｒｉｍｉｎａｔｉｏｎ）」に記載されている。この特許内容全体を参照として本明細書内に引用したものとする。閉ループ操作時には、表１にまとめた開ループ操作の場合よりもＰ波検出率が高くなるはずである。本明細書でいう閉ループ操作とは、Ｒ波をペーシングした後、感知されたＰ波を検出するために、アルゴリズムがＡＶ同期性を用いることをいう。この種の操作では、このアルゴリズムでＰ波をより長い時間にわたり追跡できることが期待される。

Ｐ波及びＲ波を識別するために本発明で使用する方法は、Ｓｕｎ他に発行された米国特許第５，７５５，７３９号「身体内のＰ波及びＲ波を識別するための適応型形態学的方法（Ａｄａｐｔｉｖｅ ａｎｄ ｍｏｒｐｈｏｌｏｇｉｃａｌ ｓｙｓｔｅｍ ｆｏｒ ｄｉｓｃｒｉｍｉｎａｔｉｎｇ Ｐ−ｗａｖｅｓ ａｎｄ Ｒ−ｗａｖｅｓ ｉｎｓｉｄｅ ｔｈｅ ｈｕｍａｎ ｂｏｄｙ）」と、Ｓｕｎ他に発行された米国特許第５，７７８，８８１号「Ｐ波及びＲ波を識別するための方法及び器具（Ｍｅｔｈｏｄ ａｎｄ ａｐｐａｒａｔｕｓ ｆｏｒ ｄｉｓｃｒｉｍｉｎａｔｉｎｇ Ｐ ａｎｄ Ｒ ｗａｖｅｓ）」とに記載されている。これらの特許内容全体を参照として本明細書内に引用したものとする。

上記は例示のみを目的としており、制限するものではないことを理解されたい。当業者であれば、上記を読み、理解することにより、他にも数多くの実施形態が明白になるであろう。従って、本発明の範囲は、添付した請求の範囲並びにその等価物すべてを基準として決定されるべきである。

患者内に埋め込まれた気密密閉型装置及び外部プログラミングユニットを含む本発明の身体埋め込み型装置システムを示す図である。 図１の外部プログラミングユニットを示す斜視図である。 図１の埋め込み型装置を示すブロック図である。 本発明を実施することのできる埋め込み型ペースメーカーを示す断面図である。 図５Ａは、図２の外部プログラミングユニットから得られた心房同期（ＶＤＤ）ペーシング（リードＩＩ）を示すＥＣＧ記録であり、図５Ｂは、図５Ａに示したＥＣＧ記録のタイミング線図である。 本発明内で実施されるセンシング回路を示すブロック図である。 ＳＥＡによるＰ波形態検出器回路を示す詳細なブロック図である。

表１は、図６及び及び図７で説明するＰ波検出器の開ループ性能をまとめたものである。

Claims (9)

1. 心房の消極信号と同期し心室をペーシングするために、ペースメーカー、リード及び複数の皮下電極アレイ（ＳＥＡ）と協働するセンシング回路であって、
   複数の信号を変換するアナログデジタル変換器（ＡＤＣ）と、
   前記ＡＤＣに連結された複数のフィルタと、
   前記複数のフィルタと通信状態にある、前記複数の信号の少なくとも１つを検出する検出器と、
   前記検出器を通過した信号を変換するデジタルアナログ変換器（ＤＡＣ）と、
   前記ＤＡＣに連結されたＲ波検出手段及びＰ波検出手段と、を含む回路。
2. 前記複数の信号は、前記リードからの心室電位図（ＶＥＧＭ）、前記ＳＥＡからのＥＣＧデータ、及び外部リードからのＥＣＧデータに関する前記ＡＤＣへの信号入力を含む、請求項１の回路。
3. 前記ＶＥＧＭは心室リードを介して送信される請求項２の回路。
4. 前記ＥＣＧデータは前記ＳＥＡからのＥＣＧデータを検査するために実行されるプログラマからなどのように外部電極から送信される請求項２の回路。
5. 前記ＶＥＧＭ信号は予定された心室出力パルスを抑制する内因性心室消極波を含む請求項２の回路。
6. 前記ＳＥＡからのＥＣＧデータは、主要な入力値であり、ＡＤＣに実質的に連続的に提供されるＥＣＧデータとなる請求項２の回路。
7. 単腔心室抑制型ペースメーカーで用いられる基本順序をモニタするために回路内で実施されるソフトウェアシステムであって、その順序付け方法が、
   Ｐ波の閾値交差が感知された時点で、ＰＲクロスチェック間隔を開始するステップと、
   ＰＲクロスチェック内でＲ波が検出された場合、Ｐ波を無視するステップと、
   Ｒ波が検出された時点で、ＰＶＡＲＰ間隔を起動させるステップと、を含むシステム。
8. 前記体内ＰＶＡＲＰは逆行性Ｐ波を消去してペースメーカー起因頻拍（ＰＭＴ）を起こさないようにするために用いられる請求項７の順序付け方法。
9. Ｐ波が感知されてない場合、ＶＡ間隔がＡＶ間隔時間により延長され、心室ペーシングパルスが発せられる、請求項７の順序付け方法。

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