JP2007529276A - エネルギー効率のよい、心房ベースの両心室融合ペーシングのための装置及び方法 - Google Patents

Abstract

本発明は、心室内伝導遅延又は伝導遮断を患う患者について血行力学的効率を上げることを可能にする。本発明は、新規な形態の心臓再同期治療（ＣＲＴ）を送出することによって、こうした伝導遅延又は伝導ブロック（たとえば、左脚ブロック「ＬＢＢＢ」又は右脚ブロック「ＲＢＢＢ」)を効率的に克服する。特に、単一心室早期興奮ペーシング刺激は、心房事象（たとえば、内因性脱分極又は誘発性脱分極）からトリガされる。トリガ用事象は、右心房（ＲＡ）又は左心房（ＬＡ）から出てもよい。単一心室早期興奮ペーシング刺激は、他の心室の内因性脱分極の前に送出され、よってＣＲＴ送出中における心室内の電気機械的な同期性を増進する。

Description

本発明は、心臓再同期ペーシングシステムに関する。特に、本発明は、心室早期興奮を介して、単一心室ペーシング中にＡＶ間隔を自動的に調整して、融合ベース心臓再同期治療（ＣＲＴ）を効率的に送出する装置及び方法に関する。本発明は、左脚ブロック又は右脚ブロック（それぞれ、ＬＢＢＢ、ＲＢＢＢ）等の心臓伝導欠陥を補償するように構成されることができる。

Hillに対する、先に参照した特許出願において、Hillは、うっ血性心不全（ＣＨＦ）から生じる症状(symptom)を示す一定の患者において、左心室（ＬＶ）の誘発性脱分極が右心室（ＲＶ）の内因性脱分極と融合して行われるように、ＬＶペーシングパルスの送出のタイミングをとることによって、心拍出量が高められることを開示している。融合脱分極は、ＲＶが、先行する内因性の、又は、誘発性の心房脱分極波面の完全な(intact)房室（ＡＶ）伝導によって最初に脱分極するが、ＬＶのＡＶ伝導した脱分極は過度に遅延するような心臓において一回拍出量を高める。ＲＶの内因性脱分極に続くがＬＶの内因性脱分極に先行するように、ＬＶペース（ＬＶｐ）パルスの送出のタイミングをとることによって、ＬＶの融合脱分極が得られる。特に、ＲＶペース（ＲＶｐ）パルスは、ＲＶ脱分極の検知（ＲＶｓ）時にＲＶｐ事象が抑止されるため、送出されず、波面の自然な伝播及び心室内隔壁の脱分極を可能にし、一方、ＬＶｐパルスは、ＲＶ脱分極と融合して送出される。

しかし、様々の患者について多くの因子（たとえば、適切な信号処理に必要とされる時間、患者の伝導遅延又は伝導遮断（conduction blockage）の混同、多様な電極の配置等）が存在するために、述べたシステムは、ＣＲＴを必ずしも効率的に送出しない可能性がある。

したがって、現状ではＣＲＴ治療の利益を受けることがない、種々の心臓伝導異常を患う患者に対して、効率的に、且つ、長期継続的にＣＲＴを送出する必要性が、当該技術分野に存在する。

心不全及び心室内伝導遅延（たとえば、ＬＢＢＢ、ＲＢＢＢ）を患う一部の患者の場合、ＣＲＴの送出は、伝導遅延した心室を早期興奮させることによる、単一心室ペーシング刺激によって行われてもよい。こうした刺激は、他の遅延の無い心室の内因性脱分極に対して適切にタイミングがとられなければならない。この現象は、ペーシング刺激による心室の活性化が、内因性伝導による心室の活性化と融合する、又は、合体する(merge)ため、本明細書では、新しい効率的な形態の「融合ペーシング」と呼ばれる。心室ペーシング刺激が適切にタイミングをとられると、所望の心室再同期が、ペーシングエネルギーが最小の状態で生じ、それによって、埋め込み可能パルス発生器（たとえば、埋め込み可能カーディオバータ−ディフィブリレータ、ペースメーカ等)の動作寿命が延びる。さらに、場合によっては、本明細書のシステム及び方法は、内因性活性化の一部分を利用するため、より効率的な、又は、より生理的な形態のＣＲＴ送出を達成することができ、これは完全に誘発性の（すなわち、ペーシングされた）形態のＣＲＴより優れている可能性がある。

こうしたシステムにおける難問は、単一心室ペーシング刺激を送出するための適切な瞬間を決定することであり、特に、その理由は、こうしたタイミングが、患者の生理的状態（たとえば、運動、投薬等）に依存するタイミングによって変わると予想することができるためである。上記に加えて、本発明者等は、少なくとも１つの先行する心臓事象の評価に基づいて適切に心室ペーシング刺激のタイミングをとる新規な手段を発見した。本発明者等は、左脚ブロック（ＬＢＢＢ）又は右脚ブロック（ＲＢＢＢ）等の心室内伝導遅延を患う一部の心不全の患者について、ＣＲＴの効率的な送出を達成することができることを発見した。本発明によれば、単一心室ペーシング刺激のトリガ操作(triggering)は、少なくとも１つの先行する心房事象（ペーシングされたか、又は、検知された；本明細書では「Ａ_ｐ／ｓ」として表す）から計時され、且つ、少なくとも１つの先行するＡ_ｐ／ｓから決定されたＡＶ間隔の終了時に発生し、心室事象の検知（Ｖｓ）をもたらす。トリガ事象Ａ_ｐ／ｓは、右心房（ＲＡ）又は左心房（ＬＡ）から出ることができ、単一心室ペーシング刺激は、心室内機械的同期性が生じるように、１つの心室を早期興奮させるように、タイミングがとられる。機械的同期性は、２つの心室脱分極波面（すなわち、一方は、ペーシングされた波面、他方は、内因的に伝導した波面）の融合から生じる。

本発明によれば、単一心室ペーシング刺激の送出は、融合ＡＶ（すなわち、本明細書では、早期興奮間隔（「ＰＥＩ」）と呼ばれる）の終了によって起こる。この関係を表現する１つの方法は、ＰＥＩを、１つ又は複数の直前の心周期からの、１つ又は複数の内因性ＡＶ間隔（ＡＶ_ｎ−１、又はＡＶ_ｎ−１、ＡＶ_ｎ−２、ＡＶ_ｎ−３等）に基づくものと定義する。そのため、本発明のこの「形態」では、ＰＥＩは、ＰＥＩ＝ＡＶ_ｎ−１−Ｖ_ｐｅｉと表現することができ、ここで、ＡＶ間隔は、Ａ事象（Ａ_ｐ／ｓ）から（先行する心周期についての）、結果として得られる心室の内因性脱分極までの間隔を表し、ＰＥＩの値は、心室融合を行うのに必要とされる早期興奮の所望の量（ｍｓで表現される）に等しい。（その時の心周期「ｎ」について）ＬＢＢＢ伝導状況を有する患者の場合、上記公式は、Ａ−ＬＶｐ_ｎ＝Ａ−ＲＶ_ｎ−１−ＬＶ_ｐｅｉと表現することができ、ＲＢＢＢ伝導状況を患う患者の場合、公式は、Ａ−ＲＶｐ_ｎ＝Ａ−ＬＶ_ｎ−１−ＲＶ_ｐｅｉに帰着する。

上述したように、単一心室ペーシング刺激のタイミングは、本発明に従って治療を送出する時に、重要なパラメータである。ＲＶ又はＬＶの検知された脱分極に対する、単一の、直前の心房事象（Ａ_ｐ／ｓ）を利用して、ＰＥＩを設定するとともに、ペーシング刺激を送出するためのタイミング（すなわち、Ａ−ＲＶ_ｎ−１又はＡ−ＬＶ_ｎ−１）を導出することができるが、単一の先行する検知ＡＶ間隔又は先行するＰＥＩではなく、複数の先行する検知ＡＶ間隔又は先行するＰＥＩを利用することができる（たとえば、時間的に導出された値、ミーン(mean)値、平均値、中央値等のような数学的に計算された値)。同様に、直近の値がさらなる重みを受けるような、上記の時間重み付けされた値を採用することができる。別法として、ＰＥＩは、心拍数（ＨＲ）、ＨＲを活動センサ入力と組み合わせる導出された値、Ｐ波−Ｐ波タイミング、Ｒ波−Ｒ波タイミング等に基づくことができる。ここでも、これらの値は、直近の、又は、より直近の事象が有利になるように時間重み付けされてもよい。もちろん、ＡＶ間隔タイミングの変動性、傾斜、又はトレンドを説明し、それによって、ＡＶ特性を予測することになる他の予測アルゴリズムを使用することができる。

本発明の別の実施形態では、ＨＲ、活動センサ信号入力、及び／又は、離散的な生理的心臓タイミング間隔に関連付けるルックアップテーブル(ＬＵＴ：look-up-table)として任意選択で構成されるデータセットは、適切なＰＥＩを設定するのに使用することができる。ＨＲの数学的な導出が、ＰＥＩを設定するのに使用される場合、データセット又はＬＵＴは、少なくとも２つのデータセット又はＬＵＴを含むことができ、１つは、安定した、又は、比較的安定したＨＲ用、別のものは、生理的ＰＥＩをより正確に反映するための、種々の変化レートのＨＲ用である。より一般的に、１つ又は複数の生理的パラメータ（たとえば、ＲＶのみのペーシング用、ＬＶのみのペーシング用、検知された心房事象用、ペーシングされた心房事象用のＰＥＩ、又は、少なくとも部分的に、ＨＲの関数として導出されたＰＥＩを含む）に関連する複数のＬＵＴが利用されてもよい。後者の実施形態では、本発明は、発作性伝導遮断エピソード、又は、いわゆる、伝導交代(conduction alternans)（たとえば、心臓伝導は、一部の心周期については、ＬＢＢＢを模倣し、他の心周期については、ＲＢＢＢを模倣するように見える）に適合するように迅速に再構成されることができる。上記の改良点のうちの１つにおいて、早期興奮心室刺激のタイミングを計算するのに使用される、Ａ−ＲＶ間隔又はＡ−ＬＶ間隔或いは一連の間隔は、Ａ事象が、検知された内因性心房脱分極（Ａｓ）事象であったか、心房ペーシング事象（Ａｐ）であったかに応じて、一対の間隔に分割されることができる。

他の態様の中でもとりわけ、本発明は、単一心室早期興奮融合ペーシング治療を行うエネルギー効率のよい方法を提供する。これまで、従来技術では、融合ペーシング刺激は、反対の心腔(chamber)において検知された事象によってトリガされたため、こうした早期興奮が可能ではなかった。ＬＶに送出される融合ペーシングの場合、ペーシング刺激は、ＬＶの一部分と電気接続するように配設された少なくとも１つの電極（たとえば、冠状静脈洞（ＣＳ）、大静脈、及び大静脈の分枝の一部分に、又は、心外膜的に配置された電極）を介して供給される。こうした電極配置からの誘発性脱分極は、（通常の内因性心臓興奮に対して）心室壁の反対側から心筋を興奮させるため、最適性能を達成するために、同じ周期について、内因性センス（ＲＶｓ）が発生する前に、ＬＶが興奮する必要がある。一態様では、本発明は、簡単な電気医療リード線の対によって採用されることができる二腔(dual chamber)（心房と心室）ＣＲＴ送出を可能にする。第１のリード線は、心房腔に動作可能に結合し、第２のリード線は、ＬＶ等の、緩徐的(slow)又は晩発的に脱分極する心室腔に動作可能に結合する。本発明のこの形態では、心室腔とつながって配設されたリード線は、内因性心室脱分極の「遠方場」検知に使用することができる。任意選択で、第３のリード線は、反対の心室腔又は同じ心腔の他の部分における内因性活性化を検知するのに使用されてもよい。

本発明の方法を実施する時、心房リード線用の種々のロケーション(location)を首尾よく使用することができる。たとえば、ＲＡとの電気接続（たとえば、心房腔をペーシングし、検知する）は、心外膜ロケーション又は心内膜ロケーション及び任意の適切な検知ベクトルを利用することができる。同様に、心室の内因性脱分極は、任意の知られている検知ベクトル（たとえば、先端−リング、コイル−筐体、コイル−コイル等）を利用することができる。心内膜ロケーションは、ＲＡ心耳（appendage）の共通ＲＡペーシング部位を含んでもよいが、ＲＡ中隔又は他のロケーションが受け入れられる。とりわけ、ＣＳ、ＣＳの骨(os)に遠位の部分、並びに、心房内中隔壁等のロケーションを含む、ＬＡに動作可能に結合した電極が、同様に使用されてもよい。ＲＶリード線とＬＶリード線が心筋に結合するロケーションは、各心腔内で変わる可能性があり、脚ブロックが起こる心腔内で心室内同期性を達成するために、患者がＲＢＢＢを有するかＬＢＢＢを有するかに応じて、この治療が実施される方法に影響を及ぼすことになる。ＬＢＢＢの場合、有効な(operative)ペーシング間隔（たとえば、Ａ−ＬＶｐ間隔）に必要とされるタイミングを決定するために、ＲＶに動作可能に結合したリード線は、内因性脱分極を検知するのに使用される。このリード線は、種々の心内膜ロケーション又は心外膜ロケーションで使用されてもよく、２つ以上の電気リード線及び／又は、２対以上のペース／センス電極が、単一心腔に動作可能に結合してもよい。心内膜ロケーションに関して、ＲＶ先端、ＲＶ流出路（ＲＶＯＴ）、ＲＶ中隔、ＲＶ自由壁等は、本発明による利益を提供することになる。ＲＢＢＢの場合、有効なペーシングタイミングを決定するのに使用される内因性脱分極を検知するために、リード線が、ＬＶの心外膜又は心内膜に、又は、その近くに動作可能に配置されることができる。

本開示のために、ＬＢＢＢを有する患者についての一実施態様が、示され、述べられることになるが、この例示的な説明は、たとえば、とりわけＲＢＢＢ又は非特定の脚ブロックの実施態様を実施することができることに、いずれの点でも制限しない。たとえば、ＲＢＢＢ状況は、検知電極をＬＶに、早期興奮ペーシング電極をＲＶ（たとえば、ＲＶの心尖、ＲＶＯＴ、自由壁等)に動作可能に結合させることで、単に、ＬＶ伝導パターンを監視することによって、適応されることができる。採用される多くのペース／センス電極に加えて、先端−リング、コイル−筐体、コイル−コイル等を含む、電極間の種々の単極検知ベクトル又は双極ベクトルが実施されてもよい。

心室ペーシング刺激のタイミングの観点から、（ペーシングされた、又は、内因性の心房脱分極からの）少なくとも１つの先行するＡ_ｐ／ｓ−ＲＶｓ間隔の測定値は、心室融合を生成する適切な単腔ペーシング間隔（たとえば、Ａ_ｐ／ｓ−ＬＶｐ間隔）を決定するための開始点を提供する。さらに、このアルゴリズムは、複数のＡ−ＲＶｓ間隔が測定され、後続のＡ_ｐ／ｓ−ＬＶｐを計算又は予測するのに使用されるように、拡張することができる。先に述べたように、前のＡ−ＲＶｓの時間重み付けされた値は、任意選択で、その時の拍動について、使用できる(operational) Ａ_ｐ／ｓ−ＬＶｐ値を最終的に得る(finalize)ために採用されてもよい。本発明による融合ペーシング治療の送出中に、ＬＶｐ事象とＲＶｓ事象の実際のタイミングが監視されて、実際の有効なＰＥＩが、所望の、又は、プログラムされたＬＶ_ｐｅｉに等しい（又は、十分に近い）ことを確認することができる。

さらに、１つ又は複数の機械式センサ、音響式センサ、及び／又は、活動センサが、心臓に結合され、送出された治療から所望の量の両心室同期性が得られることを確認するのに使用されてもよい。この目的のための、一部の代表的な機械式センサは、流体圧センサ又は加速度センサ等を含む。機械式センサは、心臓（たとえば、ＬＶ横自由壁、ＲＶ中隔壁、心外膜ＲＶロケーション等）に動作可能に結合する。こうしたセンサからの出力信号を使用して、特に、急速に変化するＨＲ等のエピソード中に、融合ペーシング刺激のタイミングを変更してもよい。

本発明の治療送出の態様に加えて、限られた数の治療送出指針又はセキュリティオプションを使用して、早期興奮融合ペーシング治療が、変更される、始動される、又は、中止されるべきかどうかを判定してもよい。たとえば、ＡＶ伝導を中断させる一過性の伝導異常が検出される場合、二腔ペーシングモダリティ又は三腔ペーシングモダリティへのペーシングモダリティの切り換えを実施することができる。早期興奮間隔が、著しく短縮したため、ペーシング刺激が、心室不応期の間に起こる場合（それによって、捕捉の喪失が引き起こされるか、又は、不整脈を誘導する可能性がある）、融合ペーシングを止めることができるか、又は、有効なペーシング間隔を（たとえば、他の心室のＡ−Ｖｓ間隔にほぼ等しい量まで）延ばすことができる。複数のセンサのうちの１つのセンサが、心室非同期性の増加又は治療に対する血行力学的反応の低下を示す場合、心房ベース融合ペーシング治療を、変更することができるか、又は、止めることができる。１つのこうした変更は、これらのセンサからの出力に基づいて早期興奮の量を調整することであり得る。さらに、時折、正常洞調律の任意の変化又は心室同期性の改善（たとえば、望ましい、いわゆる、「リバースリモデリング(reverse remodeling)」）に適応することができるように、心臓活動を監視しながら、心房ベース融合ペーシング治療を一時中止することができる。心室の同期性と伝導が著しく改善するか、又は、ＣＲＴの一時中止が血行力学の改善をもたらす場合、ＣＲＴから、ＡＡＩ、ＡＤＩ、ＡＡＩ／Ｒ、ＡＤＩ／Ｒ等のような心房ベースペーシングモードへのペーシングモードの切り換えが実施されてもよく、それによって、患者についての著しく効率的で、且つ、生理的なペーシング療法が提供される。その後、伝導異常が、心室非同期性を、その結果として、血行力学的低下(hemodynamic compromise)又は心不全若しくは心代償不全(heart failure decompensation)を引き起こす場合、別のペーシングモード切り換えを実施して、本発明による心房ベース融合ペーシングモードを再開することができる。

本発明の先の、また、他の態様及び特徴は、図面に関連して考えられると、本発明の実施形態の以下の詳細な説明からより容易に明らかになるであろう。図面において、同じ参照符号は、いくつかの図を通して同じ構造を示す。

以下の詳細な説明において、本発明による、エネルギー効率のよい、単一ペーシング刺激の、心室早期興奮ペーシングモードを実行するための、例示の実施形態に言及する。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もよいことが理解される。たとえば、本発明は、本明細書において、心房トラッキングモード、デマンドモード、及び／又は、トリガ式ペーシングモードで動作する、両心室検知を用いる、内因的に生じるのをベースとするか、又は、ＡＶ順次の（誘発性の）一心室ペーシングシステムの文脈で詳細に開示される。本発明は、特に、慢性か、急性か、又は発作性の心室伝導ブロック（たとえば、心室内ＬＢＢＢ、ＲＢＢＢ）のいずれかを或る程度有する患者について、心房ペーシングされた事象か、心房検知された事象のいずれかに基づいて電気機械的な心室同期性を回復するための効率的なペーシングモダリティを提供する。本発明による心臓ペーシング装置は、上部心腔（upper heart chamber）と下部心腔（lower heart chamber）の同期並びに右心房及び左心房及び／又は心室腔の脱分極同期性を回復するためのＡＶ同期動作モードを有する二腔ペーシングシステム又は三腔ペーシングシステムとして任意選択で動作するようにプログラムされる。本発明によるシステムは、一心周期当たり1回の心室刺激によって、心臓再同期治療（ＣＲＴ）を効率的に提供する。一実施形態では、本発明のペーシングシステムは、Ｖ２ＤＤ又はＶ２ＤＤ／Ｒ動作モードで動作し、その動作モードでは、内因性心房事象が、Ａ−Ｖ２ｐ早期興奮間隔のタイミングを支配する。先の新規なペーシングコードは、よく知られているＮＡＳＰＥペーシングコードから導出され、ＮＡＳＰＥペーシングコードでは、「Ｖ２」は、ペーシング刺激が、（比較的より早期に脱分極する心室、すなわち、「Ｖ１」の活性化の前に）比較的晩発的に脱分極する心室に送出されることを示すことが意図される。

本発明は、完全なＡＶ結節伝導を有するが、依然として、種々の形態の心不全、心室機能不全、及び／又は、心室伝導異常を患う患者に対して、改良された血行力学的性能を提供する。本発明によるペーシングシステムはまた、レート応答機構(feature)及び抗頻脈性不整脈ペーシング等を含むことができる。さらに、本発明によるシステムは、カーディオバージョン及び／又はディフィブリレーション治療送出を含んでもよい。

本発明の一態様によれば、図１の正常脱分極−再分極心周期シーケンスを模倣し、ＲＶとＬＶの同期した電気機械的性能に関連する十分な心拍出量に寄与する、ＲＶ、隔壁、及びＬＶ間の心臓の心室内、及び／又は、心室間同期性を回復する方法及び装置が提供される。本発明の先の、また、他の利点は、晩発的に脱分極する心室（Ｖ２）に対する心臓ペーシング刺激の送出によって実現され、心臓ペーシング刺激の送出は、他の心室（Ｖ１）の脱分極の検知より前に起こるようにタイミングがとられる。こうしたタイミングの結果として、Ｖ１とＶ２の電気機械的性能が、合体して「融合事象」になるように、Ｖ２が、実質的に(essentially)、「早期興奮」する。早期興奮の量は、個々に選択可能であるか、又は、自動的に決定されてもよい。時間的な(temporal)早期興奮の量は、いくつかの因子に基づいて変わる可能性がある心臓興奮の内因性伝播（intrinsic propagation）にリンクされることができる。たとえば、ＡＶ結節を通るか、又は、ヒス−プルキンエ線維を通る生理的伝導遅延、（電極から医療デバイスの閾値検知回路要素(circuitry)により)心臓内事象を検知するための電気伝導遅延、ペーシング治療送出回路要素の電気伝導遅延、ペースの送出及び続いて起こる機械的収縮に関連する電気機械的遅延、伝導路を一時的に抑制する虚血エピソード、心筋梗塞（複数可）ゾーンは、全て、心臓伝導に有害な影響を及ぼす可能性がある。患者の伝導状況(status)が、徐々に変わる、且つ／又は、心拍数、自律的緊張(autonomic tone)、及び代謝状況等の他の因子に基づいて変わる可能性があるため、本発明は、動的に制御可能な単腔再同期ペーシングモダリティを提供する。たとえば、いくつかの因子のうちの１つ又は複数に基づいて、早期興奮最適化ルーチン（又は、サブルーチン）は、所望の量の単腔融合ベースペーシングがそれに続いて起こるようにトリガされることができる。複数の因子のうちの一部は、（ｉ）プリセットされた数の心周期の終了、（ｉｉ）プリセットされる時間制限、（ｉｉｉ）ペーシングされた心室（Ｖ２）の捕捉の喪失、及び／又は、（ｉｖ）生理的反応トリガ（たとえば、全身の、又は、心臓内の圧力変動、心拍可動域(excursion)、代謝需要の増加、心臓壁加速度の減少、心臓内電位図の形態又はタイミング等)を含む。本発明は、Ｖ２腔に動作可能に結合したペース／センス電極対の特定の埋め込み部位を容易に補償することができる心臓ペーシングシステムを提供する。三腔の実施形態で実施されると、本発明によるペーシングシステムは、伝導欠陥が、非ペーシング心室（Ｖ１）内に現れる場合、真の三腔両心室ペーシングモード（ＣＲＴ送出が有る状態又は無い状態）か、専用二腔ペーシングモード（たとえば、ＤＤＤ／Ｒ又はＶＶＩ等）のいずれかに、迅速にモード切り換えを行うことができる。

図２は、本発明を実施可能な、ペースメーカＩＰＧ１４並びに関連するリード線１６、３２及び５２を備える埋め込み式三腔心臓ペースメーカの略図である。ペースメーカＩＰＧ１４は、患者の身体の皮膚と肋骨との間に皮下的に埋め込まれる。３本の心内膜リード線１６、３２、５２は、ＩＰＧ１４をそれぞれＲＡ、ＲＶ及びＬＶに動作可能に結合する。各リード線は、少なくとも１つの電気導体及びペース／センス電極を有し、リモート不関筐体電極２０が、ＩＰＧ１４のハウジングの外側表面の一部として形成される。以下でさらに述べるように、ペース／センス電極及びリモート不関筐体電極２０（ＩＮＤ＿ＣＡＮ電極）は、ペーシング機能及び検知機能のため、特に遠方場信号（たとえば遠方場Ｒ波）を検知するために、いくつかの単極ペース／センス電極及び双極ペース／センス電極の組合せを提供するように選択的に使用することができる。左右の心腔内又はその周りにおける図示の位置もまた単なる例示である。さらに、図示のリード線及びペース／センス電極の代わりに、ＲＡ、ＬＡ、ＲＶ及びＬＶの表面上若しくは中又はそれらに関連する電極部位に設置されるようになっている他のリード線及びペース／センス電極を使用してもよい。同様に、先に述べたように、早期興奮の程度を変えて、複数の部位でペーシングするために、複数の電極及び／又はリード線が、比較的「晩発的に」脱分極する心室に動作可能に接続して配置されてもよい。さらに、機械式センサ及び／又は代謝センサは、図示するリード線のうちの１つ又は複数のリード線と無関係に、又は、連結して配置されることができる。複数のペーシング電極が動作可能に配置される場合、全てのこうした電極についてのＰＥＩは、個々に計算されてもよい。すなわち、それぞれの離散的なペーシングロケーションについて、少し異なる量の早期興奮が実施されてもよく、そのため、当該早期興奮は、（たとえば、梗塞又は虚血等による）伝導異常について調節されることができる。

図示の双極心内膜ＲＡリード線１６は、静脈を通って心臓１０のＲＡ腔に入り、ＲＡリード線１６の遠位端は取付け機構１７によってＲＡ壁に取り付けられる。双極心内膜ＲＡリード線１６は、ＩＰＧコネクタブロック１２の双極穴にはめ込まれるインラインコネクタ１３を備えるように形成され、リード線本体１５内の１対の電気的に絶縁された導体に結合し、遠位先端ＲＡペース／センス電極１９及び近位リングＲＡペース／センス電極２１に接続される。心房ペースパルスの送出及び心房センス事象の検知は、遠位先端ＲＡペース／センス電極１９と近位リングＲＡペース／センス電極２１との間で行われ、近位リングＲＡペース／センス電極２１が不関電極（ＩＮＤ＿ＲＡ）として機能する。別法として、単極心内膜ＲＡリード線が、図示の双極心内膜ＲＡリード線１６と置き換えられ、ＩＮＤ＿ＣＡＮ電極２０とともに使用されることができる。或いは、単極ペーシング及び／又は検知のために、遠位先端ＲＡペース／センス電極１９及び近位リングＲＡペース／センス電極２１の一方をＩＮＤ＿ＣＡＮ電極２０とともに使用することができる。

双極心内膜ＲＶリード線３２は、静脈及び心臓１０のＲＡ腔を通ってＲＶに入り、そこでその遠位リングペース／センス電極３８及び遠位先端ＲＶペース／センス電極４０が従来の遠位取付け機構４１によって心尖の適所に固定される。ＲＶリード線３２は、ＩＰＧコネクタブロック１２の双極穴にはめ込まれるインラインコネクタ３４を備えるように形成され、リード線本体３６内の１対の電気的に絶縁された導体に結合し、遠位先端ＲＶペース／センス電極４０及び近位リングＲＶペース／センス電極３８に接続され、近位リングＲＶペース／センス電極３８が不関電極（ＩＮＤ＿ＲＶ）として機能する。別法として、単極心内膜ＲＶリード線が、図示の双極心内膜ＲＶリード線３２と置き換えられ、ＩＮＤ＿ＣＡＮ電極２０とともに使用されることができる。或いは、単極ペーシング及び／又は検知のために、遠位先端ＲＶペース／センス電極４０及び近位リングＲＶペース／センス電極３８の一方をＩＮＤ＿ＣＡＮ電極２０とともに使用することができる。

さらに図２を参照すると、双極心内膜冠状静脈洞（ＣＳ）リード線５２が静脈及び心臓１０のＲＡ腔を通って冠状静脈洞に入り、大心臓静脈の分岐血管を下行して、近位ＬＶ ＣＳペース／センス電極４８及び遠位ＬＶ ＣＳペース／センス電極５０をＬＶ腔に沿って延ばす。このようなＣＳリード線の遠位端は、上大静脈、右心房、冠状静脈洞口、冠状静脈洞を通り、側静脈又は後外側（posteriolateral）静脈等の、冠状静脈洞から下行する冠状静脈に入る。

四腔すなわち４チャネルの実施形態では、ＬＶ ＣＳリード線５２は、ＣＳリード線本体に沿って配置される近位ＬＡ ＣＳペース／センス電極２８及び３０を搭載し、ＬＡに隣接する大径のＣＳに位置する。通常、ＬＶ ＣＳリード線及びＬＡ ＣＳリード線は固定機構を使用せず、代わりに、これらの血管内にぴったりと閉じ込められることにより、１つ又は複数のペース／センス電極を所望の部位に維持する。ＬＶ ＣＳリード線５２は、ＩＰＧコネクタブロック１２の穴にはめ込まれる近位端コネクタ５４に結合する複数導体リード線本体５６により形成される。大静脈ＧＶから分岐下行する静脈に遠位ＬＶ ＣＳペース／センス電極５０を深く差し込むために、小径のリード線本体５６が選択される。

この場合、ＣＳリード線本体５６は、４つの電気的に絶縁されたリード線導体を収納することになり、これらのリード線導体は、より近位のＬＡ ＣＳペース／センス電極（複数可）から近位に延び、デュアル双極コネクタ５４において終端する。ＬＶ ＣＳリード線本体は、ＬＡ ＣＳペース／センス電極２８及び３０と、ＬＶ ＣＳペース／センス電極４８及び５０との間では、より小さいことになる。ＬＶ ＣＳリード線５２は、ＬＡ及びＬＶでそれぞれペーシング及び検知を行うために、ＩＮＤ＿ＣＡＮ電極２０又はリング電極２１及び３８のそれぞれと対になる単一のＬＡ ＣＳペース／センス電極２８及び／又は単一のＬＶ ＣＳペース／センス電極５０を搭載することができることが理解されるであろう。

これに関して、図３は、ペーシングの技術分野で知られている両心室ＤＤＤＲ型のプログラム可能なモード及びパラメータを有するＩＰＧ回路３００に結合した、双極ＲＡリード線１６、双極ＲＶリード線３２、及び双極ＬＶ ＣＳリード線５２を示すが、ＬＡ ＣＳペース／センス電極２８及び３０は示されていない。さらに、心筋の一部分に動作可能に結合し、センサ信号処理回路４３に電気的に結合する少なくとも１つの生理的センサ４１が示される。次に、センサ信号処理回路４３は、間接的に、タイミング回路３３０に結合し、バス３０６を介してマイクロコンピュータ回路要素３０２に結合する。ＩＰＧ回路３００は、概してマイクロコンピュータ回路３０２及びペーシング回路３２０に分割された機能ブロック図に示されている。ペーシング回路３２０は、デジタルコントローラ／タイマ回路３３０、出力増幅器回路３４０、センス増幅器回路３６０、ＲＦテレメトリ送受信器３２２、活動センサ回路３２２、並びに後述するいくつかの他の回路及びコンポーネントを含む。

水晶発振器回路(crystal oscillator circuit)３３８がペーシング回路３２０の基本タイミングクロックを提供する一方、バッテリ３１８が電源を供給する。パワーオンリセット回路３３６が、初期動作条件を規定するバッテリへの回路の初期接続に応じ、同様に、低バッテリ状態の検出に応答してデバイスの動作状態をリセットする。基準モード回路３２６がペーシング回路３２０内のアナログ回路のための安定な電圧基準及び電流を生成する一方、アナログ−デジタル変換器ＡＤＣ及びマルチプレクサ回路３２８が、アナログ信号及び電圧をデジタル化して、センス増幅器３６０からの心臓信号のリアルタイムテレメトリを提供し、ＲＦ送受信器回路３３２によりアップリンク送信が行われる。電圧基準及びバイアス回路３２６、ＡＤＣ及びマルチプレクサ３２８、パワーオンリセット回路３３６、並びに水晶発振器回路３３８は、現在市販されている埋め込み可能な心臓ペースメーカで現在使用されているものに相当してもよい。

ＩＰＧがレート応答モードにプログラムされている場合、１つ又は複数の生理的センサにより出力される信号は、生理的補充間隔を導出するためのレート制御パラメータ（ＲＣＰ）として使用される。たとえば、補充間隔は、図示の例示的ＩＰＧ回路３００内の患者活動センサ（ＰＡＳ）回路３２２で生成される患者の活動レベルに比例するように調整される。患者活動センサ３１６は、ＩＰＧハウジングに結合し、当該技術分野でよく知られているように圧電結晶トランスデューサの形態をとってもよく、その出力信号が処理されてＲＣＰとして使用される。センサ３１６は、検知される身体活動に応答して電気信号を生成し、電気信号は、活動回路３２２によって処理され、デジタルコントローラ／タイマ回路３３０に供給される。活動回路３３２及び関連するセンサ３１６は、米国特許第５，０５２，３８８号及び第４，４２８，３７８号に開示されている回路要素に相当するものでもよい。同様に、本発明は、酸素化センサ、圧力センサ、ｐＨセンサ及び呼吸センサ等の代替的なタイプのセンサと共に実施されてもよく、これらのセンサはすべて、レート応答ペーシング能力を提供する際に使用するためのものとしてよく知られている。別法として、ＱＴ時間をレート指示パラメータとして使用してもよい。その場合、追加のセンサは不要である。同様に、本発明は、非レート応答ペースメーカにおいて実施されてもよい。

外部プログラマとの間のデータ伝送は、テレメトリアンテナ３３４及び関連するＲＦ送受信器３３２によって遂行される。これは、受信されるダウンリンクテレメトリを復調すること、及びアップリンクテレメトリを送信することの両方の役割を果たす。ペーシングの技術分野でよく知られているように、アップリンクテレメトリ能力は通常、格納されているデジタル情報、たとえば、動作モードとパラメータ、ＥＧＭヒストグラム、及び他の事象、並びに、心房及び／又は心室の電気的活動のリアルタイムＥＧＭ、及び心房と心室において検知及びペーシングされた脱分極の発生を示すマーカーチャネルパルス（Maker Channel pulse）を送信することができることを含む。

マイクロコンピュータ３０２は、マイクロプロセッサ３０４及び関連するシステムクロック３０８並びにオンプロセッサＲＡＭチップ３１０及びＲＯＭチップ３１２を含む。さらに、マイクロコンピュータ回路３０２は、追加的なメモリ容量を提供するための別個のＲＡＭ／ＲＯＭチップ３１４を含む。マイクロプロセッサ３０４は通常、低消費電力モードで動作し、割込み駆動型である。マイクロプロセッサ３０４は、規定された割込み事象に応答して呼び起こされる。そのような事象としては、特に、デジタルタイマ／コントローラ回路３３０のタイマによって生成されるＡ−ＴＲＩＧ信号、ＲＶ−ＴＲＩＧ信号、ＬＶ−ＴＲＩＧ信号、並びにセンス増幅器回路３６０によって生成されるＡ−ＥＶＥＮＴ信号、ＲＶ−ＥＶＥＮＴ信号、及びＬＶ−ＥＶＥＮＴ信号が含まれてもよい。デジタルコントローラ／タイマ回路３３０によってタイムアウトされる間隔及び遅延の特定の値は、マイクロコンピュータ回路３０２によってデータ及び制御バス３０６経由で、プログラム入力されたパラメータ値及び動作モードを用いて制御される。さらに、レート応答ペースメーカとして動作するようにプログラムされている場合、マイクロプロセッサが活動センサデータを分析して、適用可能である場合、基本的なＡ−Ａ、Ｖ−Ａ又はＶ−Ｖ補充間隔を更新することができるように、時間的な割り込み、たとえば、周期ごと又は２秒ごとの割込みを供給してもよい。さらに、マイクロプロセッサ３０４は、活動センサデータ、代謝センサ（複数可）、及び／又は、機械式センサ（複数可）によって、可変のＡＶ遅延及び単一心室早期興奮ペーシング遅延間隔（Ａ−Ｖ２ｐ）を規定する役割を果たしてもよい。

本発明の一実施形態では、マイクロプロセッサ３０４は、従来の方法でＲＡＭ／ＲＯＭユニット３１４に格納された命令をフェッチし実行するようになっているカスタムマイクロプロセッサである。しかし、他の実施態様が、本発明を実施するのに適する場合があると考えられる。たとえば、既製品で市販のマイクロプロセッサ若しくはマイクロコントローラ、又はカスタム特定用途向け回路、ハードワイヤード論理回路、若しくは状態機械型回路が、マイクロプロセッサ３０４の機能を実行してもよい。

デジタルコントローラ／タイマ回路３３０は、マイクロコンピュータ３０２の全体の制御下で動作してペーシング回路３２０内のタイミング機能及び他の機能を制御し、タイミング回路及び関連する論理回路のセットを含む。それらの回路のうち、本発明に関連するいくつかの回路が図示されている。図示のタイミング回路は、ＵＲＩ／ＬＲＩタイマ３６４、Ｖ−Ｖ遅延タイマ３６６、経過したＶ−ＥＶＥＮＴからＶ−ＥＶＥＮＴまでの間隔若しくはＶ−ＥＶＥＮＴからＡ−ＥＶＥＮＴまでの間隔又はＶ−Ｖ伝導間隔を計時する内因性間隔タイマ３６８、Ａ−Ａ、Ｖ−Ａ、及び／又はＶ−Ｖペーシング補充間隔を計時する補充間隔タイマ３７０、先行するＡ−ＥＶＥＮＴ又はＡ−ＴＲＩＧからのＡ−ＬＶｐ遅延（又は、Ａ−ＲＶｐ遅延）を計時するＡＶ遅延間隔タイマ３７２、心室後の期間を計時する心室後タイマ３７４、及び日時クロック３７６を含む。

本発明によれば、ＡＶ遅延間隔タイマ３７２には、先行するＡ−ＰＡＣＥ又はＡ−ＥＶＥＮＴから開始してタイムアウトする、Ｖ２腔についての適切な遅延間隔（すなわち、図４と図５に示すフローチャートで決定されるＡ−ＲＶｐ遅延又はＡ−ＬＶｐ遅延）がロードされる。間隔タイマ３７２は、ＰＥＩを計時し、１つ又は複数の先行する心周期に基づいており（又は、所与の患者について経験的に導出されるデータセットによっており）、本発明による早期興奮融合ベースのペーシング治療送出中における、Ｖ２に対してペースを送出する前の、他の心室（すなわち、Ｖ１）の脱分極の検知に依存しない。

事象後タイマ３７４は、ＲＶ−ＥＶＥＮＴ若しくはＬＶ−ＥＶＥＮＴ又はＲＶ−ＴＲＩＧ若しくはＬＶ−ＴＲＩＧに続く心室後期間及びＡ−ＥＶＥＮＴ若しくはＡ−ＴＲＩＧに続く心房後期間をタイムアウトする。事象後期間の持続期間は、マイクロコンピュータ３０２に格納されたプログラム可能なパラメータとして選択されてもよい。心室後期間は、ＰＶＡＲＰ、心房後心室ブランキング期間（ＰＡＶＢＰ）、心室ブランキング期間（ＶＢＰ）、及び心室不応期（ＶＲＰ）を含む。心房後期間は、心房不応期（ＡＲＰ）（この間は、ＡＶ遅延をリセットするためにＡ−ＥＶＥＮＴが無視される）、及び心房ブランキング期間（ＡＢＰ）（この間は、心房検知が使用不能にされる）を含む。心房後期間及びＡＶ遅延の始まりは、Ａ−ＥＶＥＮＴ又はＡ−ＴＲＩＧのそれぞれの始まり又は終わりと実質的に同時に開始されることができ、又は後者の場合、Ａ−ＴＲＩＧに続くＡ−ＰＡＣＥの終了時に開始されることができることに留意すべきである。同様に、心室後期間及びＶ−Ａ補充間隔の始まりは、Ｖ−ＥＶＥＮＴ又はＶ−ＴＲＩＧの始まり又は終わりと実質的に同時に開始されることができ、又は後者の場合、Ｖ−ＴＲＩＧに続くＶ−ＰＡＣＥの終了時に開始されることができる。マイクロプロセッサ３０４は、任意選択で、ＲＣＰ（複数可）に応答して確定されるセンサに基づく補充間隔とともに、且つ／又は内因性心房レートとともに変動するＡＶ遅延、心室後期間、及び心房後期間の計算も行う。

出力増幅器回路３４０は、ＲＡペースパルス発生器（及び、ＬＡペーシングが供給される場合にはＬＡペースパルス発生器）、ＲＶペースパルス発生器、及びＬＶペースパルス発生器、又は心房ペーシング及び心室ペーシングを供給する市販の心臓ペースメーカで現在使用されているものに相当するものを含む。ＲＶ−ＰＡＣＥパルス又はＬＶ−ＰＡＣＥパルスの生成をトリガするため、デジタルコントローラ／タイマ回路３３０は、ＡＶ遅延間隔タイマ３７２（又はＶ−Ｖ遅延タイマ３６６）によって提供される、（ＲＶ早期興奮の場合）Ａ−ＲＶｐ遅延のタイムアウト時にＲＶ−ＴＲＩＧ信号を、又は、（ＬＶ早期興奮の場合）Ａ−ＬＶｐ遅延のタイムアウト時にＬＶ−ＴＲＩＧを生成する。同様に、デジタルコントローラ／タイマ回路３３０は、補充間隔タイマ３７０によって計時されたＶ−Ａ補充間隔の終わりにＲＡ−ＰＡＣＥパルスの出力をトリガするＲＡ−ＴＲＩＧ信号（又は、ＬＡ−ＰＡＣＥパルスが供給される場合には、ＬＡ−ＰＡＣＥパルスの出力をトリガするＬＡ−ＴＲＩＧ信号）を生成する。

出力増幅器回路３４０は、リード線導体及びＩＮＤ＿ＣＡＮ電極２０のうちから選択されたペース電極対をＲＡペースパルス発生器（及び、設けられている場合、ＬＡペースパルス発生器）、ＲＶペースパルス発生器、及びＬＶペースパルス発生器に結合するスイッチング回路を含む。ペース／センス電極対の選択及び制御回路３５０が、ＲＡ、ＬＡ、ＲＶ及びＬＶペーシングを遂行するために、出力増幅器回路３４０内の心房出力増幅器及び心室出力増幅器に結合すべきリード線導体及び関連するペース電極対を選択する。

センス増幅器回路３６０は、心房及び心室のペーシング及び検知のための現代の心臓ペースメーカで現在使用されているものに相当するセンス増幅器を含む。先に参照した同一譲受人に譲渡された第’３２４号特許に述べるように、従来技術では、心臓脱分極波面の通過によってセンス電極対の間に生じる電圧差信号を増幅するために、非常に高いインピーダンスのＰ波センス増幅器及びＲ波センス増幅器を使用するのが一般的であった。高インピーダンスセンス増幅器は、高い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及び振幅閾値比較によって、背景電気ノイズからＰ波又はＲ波を区別する。デジタルコントローラ／タイマ回路３３０は、心房及び心室センス増幅器３６０の感度設定を制御する。

センス増幅器は、センス増幅器の飽和を避けるために、ペーシングシステムの任意のペース電極にペースパルスを送出する前、その期間中、及びその後のブランキング期間中に、センス電極から切り離される。センス増幅器回路３６０は、ＡＢＰ、ＰＶＡＢＰ及びＶＢＰの期間中に、ＲＡセンス増幅器（及び、設けられている場合、ＬＡセンス増幅器）、ＲＶセンス増幅器、及びＬＶセンス増幅器の入力からリード線導体及びＩＮＤ＿ＣＡＮ電極２０の選択された対を切り離すブランキング回路を含む。同様に、センス増幅器回路３６０は、選択されたセンス電極リード線導体及びＩＮＤ＿ＣＡＮ電極２０をＲＡセンス増幅器（及び、設けられている場合、ＬＡ検知増幅器）、ＲＶセンス増幅器、及びＬＶセンス増幅器に結合するスイッチング回路も含む。ここでも、センス電極の選択及び制御回路３５０が、所望の単極検知ベクトル及び双極検知ベクトルに沿ってＲＡ、ＬＡ、ＲＶ及びＬＶ検知を遂行するために、出力増幅器回路３４０及びセンス増幅器回路３６０内の心房センス増幅器及び心室センス増幅器に結合すべき導体及び関連するセンス電極対を選択する。

ＲＡセンス増幅器によって検知されるＲＡ−ＳＥＮＳＥ信号における右心房脱分極、すなわちＰ波によって、デジタルコントローラ／タイマ回路３３０へ伝達されるＲＡ−ＥＶＥＮＴ信号が発生する。同様に、ＬＡセンス増幅器が設けられる場合、ＬＡセンス増幅器によって検知されるＬＡ−ＳＥＮＳＥ信号における左心房脱分極、すなわちＰ波によって、デジタルコントローラ／タイマ回路３３０へ伝達されるＬＡ−ＥＶＥＮＴ信号が発生する。ＲＶ−ＳＥＮＳＥ信号における心室脱分極、すなわちＲ波は、心室センス増幅器によって検知され、その結果デジタルコントローラ／タイマ回路３３０へ伝達されるＲＶ−ＥＶＥＮＴ信号が発生する。同様に、ＬＶ−ＳＥＮＳＥ信号における心室脱分極、すなわちＲ波は、心室センス増幅器によって検知され、その結果デジタルコントローラ／タイマ回路３３０へ伝達されるＬＶ−ＥＶＥＮＴ信号が発生する。ＲＶ−ＥＶＥＮＴ信号、ＬＶ−ＥＶＥＮＴ信号、及びＲＡ−ＥＶＥＮＴ信号、ＬＡ−ＳＥＮＳＥ信号は、不応期であってもよく、又は不応期外（non-refractory）であってもよく、真のＲ波又はＰ波ではなく電気ノイズ信号又は異常伝導脱分極波によって誤ってトリガされる可能性がある。

図４〜図６の説明を簡単にするため、「Ａ−ＥＶＥＮＴ」及び「Ａ−ＰＡＣＥ」に対する以下での言及は、右心房活動を意味することになることが仮定される。左心房が監視される（又は、刺激される）場合、ＬＡが言及されているものと理解すべきである。

本発明によるＩＰＧ回路３００の動作モードの一部は、フローチャート（図４〜図６）に示され、以下で説明される。本発明の特定の動作モードは、同じく以下で述べる可能な動作モードのプログラムされた、又は実配線された（hard-wired）サブセットである。便宜のために、図４〜図６のアルゴリズムは、ＰＥＩ遅延を決定し、Ａ−Ｖ２ｐ間隔を計算して、Ｖ２腔を最適にペーシングし、Ｖ１腔の対応する内因性脱分極との電気機械的融合を生成する文脈で述べられる。早期興奮式の電気機械的融合が、内因的に活性化されたＶ１腔とＶ２腔の早期興奮誘発性反応との間で起こるように、Ｖ１腔が内因的に脱分極する。以下で述べるように、心室同期性を生じるＡ−Ｖ２ｐ間隔をもたらす最適なＰＥＩ遅延を決定するためのアルゴリズムを使用することができる（すなわち、単一心室ペーシング刺激によるＣＲＴ送出）。もちろん、本発明による方法は、任意の適切なコンピュータ読み取り可能媒体上に実行可能な命令として記憶されることを意図されるが、命令は、手作業で実施されてもよい。

図４は、本発明の一実施形態を示し、ＩＰＧ回路３００は、ＬＶとＲＶとの間の内因性心室遅延を決定するために周期的に実施されるステップＳ４０２で始まる方法４００を含む。ステップ４０２にて、最初に脱分極する心室がＶ１と表示され、２番目に脱分極する心室がＶ２と表示され、対応する最も短いＡ−Ｖ間隔が「Ａ−Ｖ１」遅延間隔として記憶される。ステップ４０４にて、Ａ−Ｖ１遅延間隔は、ＰＥＩによって減分されて、Ｖ２腔にペーシング刺激を送出するためのＡ−Ｖ２ｐ間隔が生成される。ＰＥＩの大きさは、内部回路要素の処理遅延、検知電極のロケーション、ペーシング電極のロケーション、心拍数、（たとえば、虚血、心筋梗塞、ＬＢＢＢ、ＲＢＢＢ等による）動的生理的伝導状況を含むいくつかの因子に依存する。しかし、約２０〜４０ミリ秒（ｍｓ）のＰＥＩが、Ｖ２腔に対して適した早期興奮を与えることが多く、両方の心室の電気機械的融合がもたらされることを、本発明者等は見出した。しかし、ＰＥＩについての適度な範囲は、約１ｍｓ〜約１００ｍｓ（又は１００ｍｓ以上）にわたる。もちろん、Ａ−Ｖ１遅延を減分するための反復サブルーチンを使用することができ、且つ／又は、Ａ−Ｖ１遅延の減少の大きさについての有望な値の範囲を狭めるのを補助するのに、臨床的手技(clinical procedure)を利用することができる。本発明のこの部分によれば、一連の減分は、（血行力学的反応又は収縮反応が安定になるために必要である）一連の少なくともいくつかの心周期にわたって実施される。血行力学的反応は、外部センサ又は内部センサ（たとえば、表面ＥＣＧ、心臓内ＥＧＭ、内部圧力センサ又は心内膜圧力センサ、心外膜加速度計、動脈流量センサ等）によって測定することができる。Ａ−Ｖ１遅延の適切な減分を確認するために、ドプラー心エコー検査又は超音波技法が使用されてもよい。

別の態様では、データセットが、測定されたＡ−Ｖ１（及び／又はＡ−Ｖ２）遅延間隔に相当する心拍数の範囲について生成される。データは、ペーシングされた、又は、内因性の心拍数データ（それぞれ、ｐｐｍ及びｂｐｍ）を含んでもよい。本発明のこの態様では、本発明の単一心室早期興奮ペーシングの連続送出についての、心拍数可動域内での指針となる(guiding)因子又は制御因子として、データセットを使用することができる。本発明のこの態様の一形態では、内部生理的センサデータは、ＰＥＩ（Ａ−Ｖ２）についての適切な設定を決定する時の指針となる因子として使用されてもよい。

さらに別の態様では、Ａ−Ｖ２遅延間隔の適切な値の第１のデータセットは、誘発性反応に基づき（すなわち、Ａ−ＥＶＥＮＴはぺーシング事象である）、Ａ−Ｖ２遅延間隔の適切な値の第２のデータセットは、内因性反応に基づく（すなわち、Ａ−ＥＶＥＮＴは自然な心房脱分極である）。

減分するステップ４０４に続いて、Ａ−Ｖ２ｐ（ペーシング）遅延間隔が設定され、ステップ４０６にて、早期興奮ペーシング治療が、Ａ−Ｖ１ｐ間隔の終了時に、Ｖ２腔に送出される。

本発明の現在示す実施形態では、早期興奮ペーシング治療の送出は、プリセットされた数の心周期が起こるまで、プリセットされた期間が終了するまで、Ｖ２腔において、捕捉の喪失が起こるまで、又は、生理的反応トリガ事象が起こるまで続く。生理的反応トリガは、以下で述べられるであろう。他の３つの状況に関して、ステップ４０２に戻り、生理的Ａ−Ｖ１間隔を（再）決定し、作動時の(operating)ＰＥＩ（Ａ−Ｖ２ｐ）を導出する前に、（他の因子の中でもとりわけ）患者の生理的状況が与えられると、心周期の数又は期間が、臨床的に適切な任意の値に設定されてもよい。Ｖ２腔における捕捉の喪失が検出される場合、Ｖ２ｐ（ペーシング）刺激が、あまりに晩発的に（たとえば、Ｖ２腔の不応期中に）送出されていること、又は、Ｖ２ペーシング電極が、故障したか、又は、外れていることを示している可能性がある。図４に示すプロセス４００は、全ての先の状況下で、ステップ４０２〜４０６が、事象（ｉ）〜（ｉｉｉ）に続いて実施されるべきであることを反映しているが、もちろん、早期興奮ペーシング治療を中止することもできる、又は、別のペーシングモダリティ（たとえば、ＡＡＩ、ＡＤＩ、ＡＡＩ／Ｒ、ＡＤＩ／Ｒ、二腔ＤＤＤ又はＤＤＤ／Ｒ等）への、モード切り換えを実施することもできる。

生理的反応トリガ事象（複数可）に関し、並びに、任意選択で、Ｖ２腔の捕捉の喪失が、Ｖ２ペーシング刺激の不適切なタイミングによって起こる条件（ｉｉｉ）に関して、ステップ４１０にて、適切なＡ−Ｖ２ｐ間隔を決定するための反復閉ループプロセスが実施される。ステップ４１０にて、Ａ−Ｖ２ｐ間隔は、以前の作動時の値から直接操作され、一方、１つ又は複数の生理的反応が、監視され、且つ／又は、測定され、記憶される。内因性Ａ−Ｖ１間隔を減分して作動時のＡ−Ｖ２ｐ間隔を生成することに関するステップ４０４について先に述べたように、いくつかのセンサが使用されてもよい。生理的反応データ（及び、データ収集中に使用される対応するＰＥＩ）を記憶した後、ステップ４１２にて、データが比較され、次に、最も有利な生理的反応に相当するＰＥＩが、作動時のＰＥＩとしてプログラムされる。その後、プロセスは、ステップ４０６に戻るように進み、Ｖ２腔は、生理的に導出されたＰＥＩの終了時に、早期興奮ペーシング治療を受け取る。もちろん、先のステップの中で、ステップ４０２、４０４、４０６が実施されてもよく、（Ａ−Ｖ１間隔からＰＥＩを導出する）ステップ４０２は、たまに（たとえば、心拍数可動域内の、９心周期おきに）実施されるだけである。本発明のこの形態では、Ａ−Ｖ１又はＰＥＩ自体の減分の大きさは、１つ又は複数の以前の作動時のＰＥＩ値（及び、直近のＰＥＩがさらなる統計的な重み付けを受ける、いくつかの以前の作動時のＰＥＩ値）に基づくことができる。上記に加えて、又は、上記の代わりに、上述したルックアップテーブル（ＬＵＴ）又は他のデータを蓄積したもの(compilation)を利用して、ＰＥＩ値の導出に指針が与えられるか、又は、導出が制御されてもよい（図５を参照してより詳細に述べられる）。

ここで、図５を考えると、本発明による方法の別の実施形態がプロセス５００として示される。プロセス５００を始めるにあたって、ステップ５０２、５０４、５０６、５０８は、たった今述べたプロセス４００（図４）の対応するステップに密接に相当する。しかし、ステップ５１０において（ステップ５０８の条件（ｉｖ）が断言される場合）、所与の患者についての生理的反応及び対応するＰＥＩ値のデータセット（又はＬＵＴ）がアクセスされる。ステップ５１２にて、ＰＥＩは、患者についての、その時の生理的反応トリガに対応する値にプログラムされる。その後、ステップ５０６にて、新しくプログラムされたＰＥＩの終了時に、早期興奮ペーシングが続いて起こる。代表的な生理的反応トリガは、上方又は下方の心拍数可動域、（加速度計、圧力、ＥＧＭ、又は他の生理的データ信号に基づいた）心室同期性の欠如の検知等を含む。

図６では、早期興奮単一心室ペーシング治療の送出を周期的に中止して、異なる形態の早期興奮治療へのペーシングモードの切り換え、早期興奮治療の中止、又は、正常洞調律が（長期継続的に(chronically))継続することを可能にすることを実施するプロセス６００が示される。プロセス６００は、内因性Ａ−Ｖ１間隔を決定するステップ４０２、５０２（又は、それぞれ、プロセス４００及び５００）の一部として実施することができ、又は、独立して実施することができる。いずれの場合も、プロセス６００は、患者の容体の改善（又は悪化(decline))を知らせるのを補助するように設計される。前者の場合、心筋のいわゆる「リバースリモデリング」が起こり、結果として、心室同期性の回復並びに血行力学及び自律的緊張の改善がもたらされる場合、早期興奮治療送出は、一時的に、又は、永続的に打ち切られてもよい。最良のシナリオでは、患者は、（ペーシング回路要素を、ＯＤＯ監視のみの「ペーシングモダリティ」にプログラムして）ペーシング治療送出から完全に解放されてもよい。患者が、変時的に機能不全(chronotropically incompetent)でないと仮定すると、日常生活のすべての活動について、正常洞調律が永続的に現れる。さらに、プロセス６００を使用して、伝導状況の変化があるかを探してもよい（たとえば、Ｖ２がＬＶからＲＶに変わる、又は、Ａ−Ｖ１伝導タイミングが変わる、等）。プロセス６００によれば、ステップ６０２にて、早期興奮治療の送出が中止され、少なくとも１心周期について、内因性の正常洞調律が現れるのが可能になる。ステップ６０４にて、ＬＶとＲＶの脱分極（複数可）が監視される（また、任意選択で、メモリに記憶される）。ステップ６０６にて、脱分極タイミングが比較され、決定ステップ６０８にて、脱分極タイミングの比較に基づいて、３つの結論が求められる。ＲＶ脱分極が、ＬＶ脱分極より前に起こる場合、ステップ６１０が実施され、ＬＶはＶ２腔を含み、Ａ−ＬＶｐ早期興奮が始動される（プロセス４００若しくは５００又はその類似物に従う）。しかし、ＬＶ脱分極が、ＲＶ脱分極より前に起こる場合、ステップ６１２が実施され、ＲＶはＶ２腔を含み、Ａ−ＲＶｐ早期興奮が始動される（プロセス４００若しくは５００又はその類似物に従う）。最後に、ＲＶ脱分極が、ＬＶ脱分極と実質的に同時に起こる場合、ステップ６１４が実施される。ステップ６１４にて、正常洞調律を継続することが可能になるか、又は、早期興奮でないペーシング治療が始動される。こうした治療の一部の例は、ＡＡＩ、ＡＡＩ／Ｒ、ＡＤＩ、ＡＤＩ／Ｒ、二腔ＤＤＤ、ＤＤＤ／Ｒ、及び両心室ペーシング等を含む。

上述した主題に加えて、又は、上述した主題の代わりに（特に、図５と図６に関して）、Ｖ１脱分極（複数可）が監視される間に、１心周期又は複数の心周期について、融合ペーシングを一時中止することができる。同様に、Ｖ２ペーシング治療送出が、Ｖ１腔の検知された（内因性の）脱分極によってトリガされる、一形態のＣＲＴ送出を実施することができる。後者の技法によって、ＣＲＴ送出の血行力学的利益の一部を依然として維持しつつ、内因性Ａ−Ｖ１のタイミングを収集することが可能になる。さらに、心室内伝導時間（ＩＶＣＴ）が測定され、本発明による適切なタイミングを計算するのを補助するのに使用されることができる。ＩＶＣＴは、（比較的早期の）ペーシング刺激のＶ１腔への送出と、Ｖ２腔が脱分極するまでの伝導時間の検知との間で測定することができる（また、その逆）。さらに、Ｖ１腔内に配設される電極は、専用でなくとも、主に、内因性心室活動を検知するだけであるため、上記電極は、非常に短いブランキング期間をプログラムされ、したがって、Ｖ２腔からのいわゆる「遠方場」Ｒ波を測定するのに使用されることができる。

示した実施形態のペーシングシステムの上述した構造、機能、及び動作のいくつかは、本発明を実施するのに必要ではなく、単に、１つ又は複数の例示的な実施形態を完全にするために説明に含まれるにすぎないことが理解されるべきである。開示されておらず、また本発明の実施にとって必要ではない、埋め込み可能パルス発生器の典型的な動作に付属する他の構造、機能、及び動作が存在してもよいことも理解されるであろう。

さらに、先に参照した特許に記載される、具体的に述べられる構造、機能、及び動作は、本発明と共に実施することができるが、それらは、本発明の実施にとって必須ではないことが理解されるであろう。したがって、添付の特許請求の範囲内で、本発明の精神及び範囲から実際に逸脱することなく、本発明が、具体的に述べる以外の他の方法で実施されてもよいことが理解される。

脱分極波が正常内因性電気活性化シーケンスで心臓を通して伝播される正常な心臓伝導系の伝達の図である。 本発明の実施するための３チャネルの心房及び両心室ペーシングシステムを示す略図である。 本発明による、エネルギー効率のよい、単一ペーシング刺激、心室早期興奮ペーシングモードで選択的に機能する、３つの検知チャネル及び対応するペーシングチャネルを提供するための、図２のシステムで使用されるＩＰＧ回路要素と関連するリード線の一実施形態の簡略化したブロック図である。 本発明による、エネルギー効率のよい単一ペーシング刺激による心室早期興奮ペーシングモードの一実施形態を示す図である。 本発明による、エネルギー効率のよい単一ペーシング刺激による心室早期興奮ペーシングモードの一実施形態を示す図である。 患者の心臓伝導状況を決定するために、早期興奮単一心室ペーシング治療の送出を周期的に中止し、状況に基づいてステップを実行するプロセスを示す図である。

Claims (51)

1. 比較的晩発的に活性化される(late activated)心室腔と、比較的より急速で、内因的に(intrinsically)伝導する心室腔との間の機械的同期性(synchrony)を増進する(promote)ための、前記比較的晩発的に活性化される心室腔への単一心室早期興奮(pre-excitation)ペーシングパルスの送出を含む、非同期性心室対に対する両心室(bi-ventricular)融合ペーシング治療の送出方法であって、
   先行する少なくとも１心周期について、最初に脱分極する(first-to-depolarize)心室（Ｖ１）腔について内因性房室遅延間隔を測定するステップ、及び
   後続の心周期中に、２番目に脱分極する心室（Ｖ２）腔に少なくとも１つの心室早期興奮ペーシングパルスを送出するステップを含み、該少なくとも１つの心室早期興奮ペーシングパルスは、Ｖ２ペーシング間隔の終了時に送出され、該Ｖ２ペーシング間隔は、前記Ｖ１腔の前記内因性房室遅延間隔より時間的に短い、両心室融合ペーシング治療の送出方法。
2. 前記内因性房室（ＡＶ）遅延間隔を測定するステップは、
   平均ＡＶ遅延間隔を計算すること、
   重み付き平均ＡＶ遅延を計算すること、
   先行する内因性ＡＶ遅延間隔を測定すること、
   心拍数に関連付けてＡＶ遅延間隔を調べること、
   活動センサ入力に関連付けてＡＶ遅延間隔を調べること、
   毎分呼吸値(minute respiration value)に関連付けてＡＶ遅延間隔を調べること、
   流体圧信号に関連付けてＡＶ遅延間隔を調べること、及び
   加速度信号に関連付けてＡＶ遅延間隔を調べることのうちの少なくとも１つをさらに含む、請求項１に記載の両心室融合ペーシング治療の送出方法。
3. 前記最初に脱分極する心室腔（Ｖ１）は右心室を含む、請求項１に記載の両心室融合ペーシング治療の送出方法。
4. 前記少なくとも１つの心室早期興奮ペーシングパルスは、左心室腔に結合されるようになっている少なくとも１つの電極によって送出される、請求項１に記載の両心室融合ペーシング治療の送出方法。
5. 前記左心室腔は、
   冠状静脈洞、
   大静脈の一部分、
   前記大静脈から分岐する血管の一部分
   のうちの１つの一部分を含む、請求項４に記載の両心室融合ペーシング治療の送出方法。
6. 前記少なくとも１つの心室早期興奮ペーシングパルスは、先端ペーシング電極とリングペーシング電極との間、電極の対の間、コイル電極と筐体(can)ベース電極との間、コイル電極の対の間、心外膜電極と第２の電極との間、又は、皮下電極と該第２の電極との間で送出される、請求項１に記載の両心室融合ペーシング治療の送出方法。
7. 前記測定するステップは、
   先端ペーシング電極とリングペーシング電極、
   電極の対、
   コイル電極と筐体ベース電極、
   コイル電極の対、
   心外膜電極と第２の電極、
   皮下電極と前記第２の電極
   のうちの少なくとも１つの間で起こる、請求項１に記載の両心室融合ペーシング治療の送出方法。
8. 前記電極（複数可）のうちの少なくとも１つの電極は、前記左心室の前方部分に結合するようになっている、請求項７に記載の両心室融合ペーシング治療の送出方法。
9. 前記少なくとも１つの心室早期興奮ペーシングパルスは、前記Ｖ２腔に心外膜的に結合するようになっている少なくとも１つの電極によって送出される、請求項1に記載の両心室融合ペーシング治療の送出方法。
10. 前記後続の心周期は直後の(immediately subsequent)心周期を含む、請求項1に記載の両心室融合ペーシング治療の送出方法。
11. 前記先行する少なくとも１心周期は、直前の心周期を含む、請求項1に記載の両心室融合ペーシング治療の送出方法。
12. 前記先行する少なくとも１心周期は、連続する直前の少なくとも３心周期を含む、請求項1に記載の両心室融合ペーシング治療の送出方法。
13. 前記連続する直前の少なくとも３心周期のうちの直近の(most recent)心周期は、他の前記心周期より数学的により重く重み付けされる、請求項１２に記載の両心室融合ペーシング治療の送出方法。
14. 前記融合ベース心臓ペーシング療法の送出中に、患者の生理的心臓パラメータを監視することをさらに含む、請求項１に記載の両心室融合ペーシング治療の送出方法。
15. 前記生理的パラメータを閾値と比較すること、及び、
    前記比較の結果に基づいて、
    ａ．前記融合ベース心臓ペーシング療法の送出を中止すること、
    ｂ．両心室ペーシング療法を拍動ごとに適用すること、
    ｃ．前記Ｖ２間隔を減分すること
    のうちの１つを実施することをさらに含む、請求項１４に記載の両心室融合ペーシング治療の送出方法。
16. 前記早期興奮の間隔は、複数の離散間隔のうちの１つの離散間隔を含み、該複数の間隔は出力信号に関連付けられ、該出力信号は生理的パラメータに関連付けられ、前記方法は、
    前記出力信号を監視すること、及び
    前記離散間隔の終了時に少なくとも１つの心室早期興奮ペーシングパルスを送出することをさらに含む、請求項１１に記載の両心室融合ペーシング治療の送出方法。
17. 前記出力信号は、心拍数出力信号、心臓圧出力信号、毎分換気量出力信号、活動センサ出力信号、加速度出力信号のうちの少なくとも１つを含む、請求項１６に記載の両心室融合ペーシング治療の送出方法。
18. 前記複数の離散間隔は、データセットとして記憶され、該データセットの前記離散間隔のそれぞれは、前記出力信号の大きさに相当する、請求項１７に記載の両心室融合ペーシング治療の送出方法。
19. 内因的に最初に脱分極する心室腔と内因的に２番目に脱分極する心室腔との間の機械的同期性を増進するために、非同期性心室対のうちの一方の心室に対して両心室融合ペーシング治療を送出する装置であって、
    先行する少なくとも１心周期について、最初に脱分極する心室（Ｖ１）腔について内因性房室遅延間隔を測定する手段と、
    後続の心周期中に、２番目に脱分極する心室（Ｖ２）腔に少なくとも１つの心室早期興奮ペーシングパルスを送出する手段を備え、該少なくとも１つの心室早期興奮ペーシングパルスは、Ｖ２ペーシング間隔の終了時に送出され、該Ｖ２ペーシング間隔は、前記Ｖ１腔の前記内因性房室遅延間隔より時間的に短い、両心室融合ペーシング治療を送出する装置。
20. 前記内因性房室（ＡＶ）遅延間隔を測定する手段は、以下の
    平均ＡＶ遅延間隔を計算する手段と、
    重み付き平均ＡＶ遅延を計算する手段と、
    先行する内因性ＡＶ遅延間隔を測定する手段と、
    心拍数に関連付けてＡＶ遅延間隔を調べる手段と、
    活動センサ入力に関連付けてＡＶ遅延間隔を調べる手段と、
    毎分呼吸値に関連付けてＡＶ遅延間隔を調べる手段と、
    流体圧信号に関連付けてＡＶ遅延間隔を調べる手段と、
    加速度信号に関連付けてＡＶ遅延間隔を調べる手段と
    のうちの少なくとも１つをさらに備える、請求項１９に記載の両心室融合ペーシング治療を送出する装置。
21. 前記Ｖ１腔は右心室を含む、請求項１９に記載の両心室融合ペーシング治療を送出する装置。
22. 前記少なくとも１つの心室早期興奮ペーシングパルスは、左心室腔に結合されるようになっている少なくとも１つの電極によって送出され、該左心室腔は前記Ｖ２腔を含む、請求項１９に記載の両心室融合ペーシング治療を送出する装置。
23. 前記左心室腔は、
    冠状静脈洞、
    大静脈の一部分、
    前記大静脈から分岐する血管の一部分
    のうちの１つの一部分を含む、請求項２２に記載の両心室融合ペーシング治療を送出する装置。
24. 前記少なくとも１つの心室早期興奮ペーシングパルスは、
    先端ペーシング電極とリングペーシング電極との間、電極の対の間、コイル電極と筐体ベース電極との間、コイル電極の対の間、心外膜電極と第２の電極との間、又は、皮下電極と該第２の電極との間で送出される、請求項１９に記載の両心室融合ペーシング治療を送出する装置。
25. 前記測定する手段は、
    先端ペーシング電極とリングペーシング電極、
    電極の対、
    コイル電極と筐体ベース電極、
    コイル電極の対、
    心外膜電極と第２の電極、
    皮下電極と前記第２の電極
    のうちの少なくとも１つを備える、請求項１９に記載の両心室融合ペーシング治療を送出する装置。
26. 前記電極（複数可）のうちの少なくとも１つの電極は、前記左心室の前方部分に結合するようになっている、請求項２５に記載の両心室融合ペーシング治療を送出する装置。
27. 前記少なくとも１つの心室早期興奮ペーシングパルスは、前記２番目に脱分極する心室腔に心外膜的に結合するようになっている少なくとも１つの電極によって送出される、請求項１９に記載の両心室融合ペーシング治療を送出する装置。
28. 前記後続の心周期は直後の心周期を含む、請求項１９に記載の両心室融合ペーシング治療を送出する装置。
29. 前記先行する少なくとも１心周期は、直前の心周期を含む、請求項１９に記載の両心室融合ペーシング治療を送出する装置。
30. 前記先行する少なくとも１心周期は、連続する直前の少なくとも３心周期を含む、請求項１９に記載の両心室融合ペーシング治療を送出する装置。
31. 前記連続する直前の少なくとも３心周期のうちの直近の心周期は、他の前記心周期より数学的により重く重み付けされる、請求項３０に記載の両心室融合ペーシング治療を送出する装置。
32. 前記融合ベース心臓ペーシング療法の送出中に、患者の生理的心臓パラメータを監視する手段をさらに備える、請求項１９に記載の両心室融合ペーシング治療を送出する装置。
33. 前記生理的パラメータを閾値と比較する手段と、
    ａ．前記融合ベース心臓ペーシング療法の送出を中止する手段、
    ｂ．両心室ペーシング療法を拍動ごとに適用する手段、
    ｃ．前記Ｖ２ペーシング間隔を減分する手段、のうちの少なくとも１つとをさらに備える、請求項３２に記載の両心室融合ペーシング治療を送出する装置。
34. 前記早期興奮の間隔は、複数の離散間隔のうちの１つの離散間隔を含み、該複数の間隔は心拍数に関連付けられ、前記装置は、
    患者の前記心拍数を監視する手段と、
    前記離散間隔の終了時に少なくとも１つの心室早期興奮ペーシングパルスを送出する手段とをさらに備える、請求項２９に記載の両心室融合ペーシング治療を送出する装置。
35. 前記心拍数は、或る範囲の心拍数を含む、請求項３４に記載の両心室融合ペーシング治療を送出する装置。
36. 前記複数の離散間隔は、データセットとして記憶され、前記離散間隔のそれぞれは、或る範囲の心拍数に相当する、請求項３５に記載の両心室融合ペーシング治療を送出する装置。
37. 内因的に最初に脱分極する心室腔と内因的に２番目に脱分極する心室腔との間の機械的同期性を増進するために、非同期性心室対のうちの一方の心室に対して両心室融合ペーシング治療を送出する命令を記憶するコンピュータ読み取り可能媒体と、
    先行する少なくとも１心周期について、最初に脱分極する心室（Ｖ１）腔について内因性房室遅延間隔を測定する命令と、
    後続の心周期中に、２番目に脱分極する心室（Ｖ２）腔に少なくとも１つの心室早期興奮ペーシングパルスを送出する命令とを含み、該少なくとも１つの心室早期興奮ペーシングパルスは、Ｖ２ペーシング間隔の終了時に送出され、該Ｖ２ペーシング間隔は、前記Ｖ１腔の前記内因性房室遅延間隔より時間的に短い、コンピュータ読み取り可能媒体。
38. 前記内因性房室（ＡＶ）遅延間隔を測定する命令は、以下の
    平均ＡＶ遅延間隔を計算する命令と、
    重み付き平均ＡＶ遅延を計算する命令と、
    先行する内因性ＡＶ遅延間隔を測定する命令と、
    心拍数に関連付けてＡＶ遅延間隔を調べる命令と、
    活動センサ入力に関連付けてＡＶ遅延間隔を調べる命令と、
    毎分呼吸値に関連付けてＡＶ遅延間隔を調べる命令と、
    流体圧信号に関連付けてＡＶ遅延間隔を調べる命令と、
    加速度信号に関連付けてＡＶ遅延間隔を調べる命令と
    のうちの少なくとも１つをさらに含む、請求項３７に記載のコンピュータ読み取り可能媒体。
39. 前記Ｖ１腔は右心室を含む、請求項３７に記載のコンピュータ読み取り可能媒体。
40. 前記少なくとも１つの心室早期興奮ペーシングパルスは、左心室腔に結合されるようになっている少なくとも１つの電極によって送出される、請求項３７に記載のコンピュータ読み取り可能媒体。
41. 前記左心室腔は、
    冠状静脈洞、
    大静脈の一部分、
    前記大静脈から分岐する血管の一部分
    のうちの１つの一部分を含む、請求項４０に記載のコンピュータ読み取り可能媒体。
42. 前記少なくとも１つの心室早期興奮ペーシングパルスは、
    先端ペーシング電極とリングペーシング電極との間、電極の対の間、コイル電極と筐体ベース電極との間、コイル電極の対の間、心外膜電極と第２の電極との間、又は、皮下電極と該第２の電極との間で送出される、請求項３７に記載のコンピュータ読み取り可能媒体。
43. 前記測定する命令は、
    先端ペーシング電極とリングペーシング電極、
    電極の対、
    コイル電極と筐体ベース電極、
    コイル電極の対、
    心外膜電極と第２の電極、
    皮下電極と前記第２の電極
    のうちの少なくとも１つを含む、請求項３７に記載のコンピュータ読み取り可能媒体。
44. 前記電極（複数可）のうちの少なくとも１つの電極は、前記左心室の前方部分に結合するようになっている、請求項４３に記載のコンピュータ読み取り可能媒体。
45. 前記少なくとも１つの心室早期興奮ペーシングパルスは、前記Ｖ２腔に心外膜的に結合するようになっている少なくとも１つの電極によって送出される、請求項３７に記載のコンピュータ読み取り可能媒体。
46. 前記後続の心周期は直後の心周期を含む、請求項３７に記載のコンピュータ読み取り可能媒体。
47. 前記先行する少なくとも１心周期は、直前の心周期を含む、請求項３７に記載のコンピュータ読み取り可能媒体。
48. 前記先行する少なくとも１心周期は、連続する直前の少なくとも３心周期を含む、請求項３７に記載のコンピュータ読み取り可能媒体。
49. 前記連続する直前の少なくとも３心周期のうちの直近の心周期は、他の前記心周期より数学的により重く重み付けされる、請求項４８に記載のコンピュータ読み取り可能媒体。
50. 前記融合ベース心臓ペーシング療法の送出中に、患者の生理的心臓パラメータを監視する命令をさらに含む、請求項３７に記載のコンピュータ読み取り可能媒体。
51. 前記生理的パラメータを閾値と比較する命令と、
    ａ．前記融合ベース心臓ペーシング療法の送出を中止する命令、
    ｂ．両心室ペーシング療法を拍動ごとに適用する命令、
    ｃ．前記Ｖ２ペーシング間隔を減分する命令、のうちの少なくとも１つとをさらに含む、請求項５０に記載のコンピュータ読み取り可能媒体。

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