JP2020534099A - 複数の作動モードを備えた移植式医療用装置 - Google Patents

Abstract

高電力モード及び低電力モードを有するレシーバを備えた移植式医療用装置（ＩＭＤ）。高電力モードでは、当該レシーバは外部装置からの通信を受け取り、受け取った通信をコントローラに渡すことが可能であり、低電力モードにおいて、前記レシーバは、外部装置から通信を受け取ること及び受けた通信をコントローラに渡すことはできない。ある場合には、ＩＭＤは、コントローラに出力を提供する生理学的センサを備えてもよく、かつ、コントローラは、生理学的センサの出力の少なくとも一部に基づいて、レシーバが高電力モードであるか又は低電力モードであるかを制御することが可能である。

Description

本発明は概して移植式医療用装置に関し、より詳細には、作動についての複数の電力モード若しくはレベルを、又は省電力状態の必要性を有する、移植式医療用装置に関する。

移植式医療用装置は、様々な機能を実施するために、例えば１以上の状態のモニタリング及び患者への治療の提供のうち少なくともいずれか一方を行うために、一般に使用される。例えば、移植式医療用装置は患者に神経刺激治療を提供する場合がある。別の例において、移植式医療用装置は、１以上の状態、例えば圧力、加速度、心臓事象などを単にモニタリングしてもよく、また検出された状態又は事象を別の装置に、例えば別の移植式医療用装置又は外部プログラマなどに、伝達し得る。

ある場合には、移植式医療用装置は、患者にペーシング及び細動除去のうち少なくともいずれか一方の治療を提供するように構成可能である。そのような移植式医療用装置は、心臓が患者の身体に十分量の血液を送達する能力の低下をもたらし得る様々な心臓病に罹患している患者を、治療することが可能である。ある場合には、心臓病は、急速、不規則、及び非効率のうち少なくともいずれかの心収縮を引き起こす可能性がある。これらの状態のうち一部についての緩和を支援するために、各種装置（例えばペースメーカ、除細動器など）が患者の体内に移植されることが多い。そのように提供されたとき、そのような装置は、より正常、効率的、及び安全のうち少なくともいずれかのかたちで心臓が働くのを支援するために、患者の心臓にモニタリングを行い、かつ電気刺激療法のような治療を提供することが可能である。状態によっては、患者は、患者の心臓についてのモニタリング及び治療の提供のうち少なくともいずれか一方を行うために協働する、複数の移植装置を有する場合もある。

ある場合には、移植式医療用装置（ＩＭＤ：Ｉｍｐｌａｎｔａｂｌｅ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｄｅｖｉｃｅ）は別のＩＭＤからコマンド又は他の情報を受け取ってもよい。しかしながら、通信リンクを継続的に維持するのに必要なエネルギーが原因で、ＩＭＤの局所動力源は耐用期間が短くなる場合がある。ＩＭＤが通信リンクは必要ないと判断したときに通信リンクを選択的に低電力モードに設定し、それによりＩＭＤの稼働寿命を潜在的に長くすることのできるＩＭＤは、望ましいであろう。

本発明は、概して移植式医療用装置に関し、より詳細には２以上の電力モード又はレベルで通信リンクを作動させることができる移植式医療用装置に関する。リードレス型心臓ペースメーカが実例の移植式医療用装置として使用されるが、本発明は、任意の適切な移植式医療用装置、例えば神経刺激装置、治療を提供しないものを含む診断用装置、及びその他の所望される適切な移植式医療用装置のうち少なくともいずれかに適用可能であることは理解されよう。

ある場合には、本発明は、高電力モード及び低電力モードを有するレシーバを備え得るリードレス型心臓ペースメーカ（ＬＣＰ）のような移植式医療用装置（ＩＭＤ）に関する。一例において、高電力モードではレシーバは外部装置からの通信を受け取り、かつ受け取った通信をコントローラに渡すことができる。低電力モードでは、レシーバはその最大電力レベル未満で作動する。加えて、ある場合には、ＬＣＰはコントローラに出力を提供する生理学的センサをさらに備えてもよい。コントローラは、生理学的センサの出力の少なくとも一部に基づいてレシーバが高電力モードであるか低電力モードであるかを制御するように、構成可能である。

上記の実施形態のいずれかの代替として、又は追加として、低電力モードにおいて、前記レシーバは、外部装置からの通信を受け取ること及び受け取った通信をコントローラに渡すことはできず、かつ、移植式医療用装置は、レシーバが低電力モードであるときに外部装置とは独立に作動するように構成可能である。

上記の実施形態のいずれかの代替として、又は追加として、外部装置からの通信は信号からなることが可能であり、かつ、コントローラは、少なくとも一部には信号に基づいてレシーバが高電力モードであるか低電力モードであるかを制御するように構成可能である。

上記の実施形態のいずれかの代替として、又は追加として、移植式医療用装置は、レシーバが高電力モードであるときに外部装置からコマンドを受け取るように構成可能であり、かつ、コントローラは、コマンドの少なくとも一部に基づいてレシーバが高電力モードであるか低電力モードであるかを制御するようにさらに構成可能である。

上記の実施形態のいずれかの代替として、又は追加として、コントローラは、生理学的センサの出力に基づいて生理学的パラメータ値を同定するように構成可能であり、かつ同定された生理学的パラメータ値を少なくとも一部に条件とした１以上のルールに基づいて、レシーバが高電力モードであるか低電力モードであるかを制御することが可能であり、かつ、移植式医療用装置は、高電力モードから低電力モードに切り替えるときにヒステリシス関数を使用するように構成可能である。

上記の実施形態のいずれかの代替として、又は追加として、同定される生理学的パラメータ値は心拍数の値であることができ、１以上のルールは、心拍数の値が心拍数の閾値を上回る場合には、レシーバが高電力モードに設定されることになっており、かつ心拍数の値が心拍数の閾値未満場合には、レシーバが低電力モードに設定されることになっていること、又は、心拍数の値が心拍数の閾値を上回る場合には、レシーバが低電力モードに設定されることになっており、かつ心拍数の値が心拍数の閾値未満場合には、レシーバが高電力モードに設定されることになっていること、を指定することが可能である。

上記の実施形態のいずれかの代替として、又は追加として、同定される生理学的パラメータ値は心拍数の値であることができ、１以上のルールは、心拍数の値が心拍数の閾値を上回る場合には、レシーバが第１の比率で低い電力レベルから高い電力レベルに断続的に設定される高電力モードに当該レシーバが設定されることになっていることと、心拍数の値が心拍数の閾値未満である場合には、レシーバが第２の比率で低い電力レベルから高い電力レベルに断続的に設定される低電力モードに当該レシーバが設定されることになっていることとを指定することが可能であり、第１の比率は第２の比率より大きい。

上記の実施形態のいずれかの代替として、又は追加として、同定される生理学的パラメータ値は心拍数の値であることができ、１以上のルールは、心拍数の値が心拍数の閾値を上回る場合には、レシーバが低い電力レベルよりも多く高い電力レベルに設定される高電力モードに当該レシーバが設定されることになっていることと、心拍数の値が心拍数の閾値未満場合には、レシーバが、当該レシーバが高い電力レベルよりも多く低い電力レベルに設定される低電力モードに設定されることになっていることとを指定することが可能である。

上記の実施形態のいずれかの代替として、又は追加として、同定される生理学的パラメータ値は、心拍数の値、ｐＨ値、カリウム濃度、グルコース濃度、アンモニウム濃度、温度値、呼吸速度、ＥＣＧ波形の値、加速度計の値、患者の姿勢、時刻のうちの１つであり得る。

上記の実施形態のいずれかの代替として、又は追加として、移植式医療用装置はリードレス型心臓ペースメーカ（ＬＣＰ）であり得る。
本発明の別の例では、リードレス型心臓ペースメーカ（ＬＣＰ）は、ハウジング、患者の１以上の生理学的パラメータを感知するための１以上の生理学的センサ、２以上の電極であってそのうち少なくとも２つが患者の心臓にペーシングパルスを送達するためのものである電極、並びにハウジング内に配置されて低電力モード及び高電力モードで作動するように構成されたレシーバ、を備えることが可能であり、高電力モードでは、前記レシーバは外部装置から抗不整頻拍ペーシング（ＡＴＰ）コマンドを受け取ることが可能であり、かつ低電力モードでは、前記レシーバは外部装置からＡＴＰコマンドを受け取ることができない。ＬＣＰは、１以上の生理学的センサ、２以上の電極、及びレシーバに作動可能に接続された演算回路を、さらに備えることができる。演算回路は、１以上の生理学的センサによって感知された１以上の生理学的パラメータの少なくとも一部に基づいて測定された患者の心拍数の少なくとも一部に基づいて、レシーバを低電力モードと高電力モードとの間で切り替えるように構成可能である。演算回路はさらに、レシーバが高電力モードであるときに外部装置から抗不整頻拍ペーシング（ＡＴＰ）コマンドを受け取っているレシーバに応答して、電極のうち２以上によってＡＴＰ治療を提供することもできる。

上記の実施形態のいずれかの代替として、又は追加として、演算回路は、心拍数がＡＴＰの心拍数の閾値を超えた場合には、レシーバを高電力モードに設定するように構成可能であるとともに、心拍数がＡＴＰの心拍数の閾値を超えないときはレシーバを低電力モードに設定するように構成可能である。

上記の実施形態のいずれかの代替として、又は追加として、演算回路は、心拍数が心拍数の閾値を超えた場合には、レシーバを高電力モードに切り替え、かつ、高電力モードでは、レシーバを低い電力レベルよりも多く高い電力レベルに設定するように構成されるとともに、また心拍数が心拍数の閾値を超えない場合には、レシーバを低電力モードに切り替え、かつ、低電力モードでは、レシーバを高い電力レベルよりも多く低い電力レベルに設定するように構成可能である。

上記の実施形態のいずれかの代替として、又は追加として、１以上の生理学的センサは電極のうち２以上を具備することが可能である。
上記の実施形態のいずれかの代替として、又は追加として、１以上の生理学的センサは１以上の心臓電気センサからなることが可能であり、かつ１以上の生理学的パラメータは、１以上の心臓電気センサによって生じた１以上の電気信号からなる。

上記の実施形態のいずれかの代替として、又は追加として、１以上の生理学的センサは機械センサからなることが可能であり、かつ１以上の生理学的パラメータは、機械センサによって生じた１以上の機械的信号からなる。

本発明の別の例においては、リードレス型心臓ペースメーカ（ＬＣＰ）であって、ハウジングと、患者の１以上の生理学的パラメータを感知するための１以上の生理学的センサと、患者の心臓にペーシングパルスを送達するための２以上の電極と、電力レベルを調整可能なレシーバと、１以上の生理学的センサ、２以上の電極、及びレシーバに作動可能に接続された電子機器とを備えているペースメーカが提供され得る。電子機器は、生理学的センサのうち１以上によって感知された生理学的パラメータのうち１以上の少なくとも一部に基づいて、レシーバを低い電力レベルと高い電力レベルとの間で調整するように構成可能であり、高い電力レベルでは、前記レシーバは外部装置からコマンド及び他の情報のうち少なくともいずれか一方を受信することが可能であり、かつ低い電力レベルでは、前記レシーバは外部装置からコマンド及び他の情報のうち少なくともいずれか一方を受信すること及びレシーバが低い電力レベルであるときに外部装置とは独立にＬＣＰを作動させることはできない。

上記の実施形態のいずれかの代替として、又は追加として、ＬＣＰは、少なくともレシーバが高い電力レベルにあるときに外部装置と協働して作動するように構成可能である。
上記の実施形態のいずれかの代替として、又は追加として、ＬＣＰは、レシーバが高い電力レベルにあるときに外部装置から受信されたコマンドに従って作動するように構成可能である。

上記の実施形態のいずれかの代替として、又は追加として、コマンドはＡＴＰ誘発コマンドであり得る。
本発明は、添付図面に関する以降の説明を考慮することでより十分に理解され得る。

本発明の実施例による解説的なＬＣＰの略ブロック図。 図１のＬＣＰと併せて使用可能な別の解説的な医療用装置の略ブロック図。 相互に連絡している複数のＬＣＰ及び他の装置のうち少なくともいずれかを備えている典型的な医療システムの概略図。 ＬＣＰ及び別の医療用装置を備えている別の解説的なシステムの概略図。 解説的な移植式ＬＣＰの側面図。 図５ＡのＬＣＰと通信することができる解説的な移植式除細動器（ＩＣＤ）の側面図。 患者に移植された図５ＡのＬＣＰ及び図５ＢのＩＣＤの例を示す図。 図１〜図６に示された解説的な医療用装置及び医療用装置システムのうち少なくともいずれか一方のような医療用装置又は医療用装置システムにより実行可能な解説的な方法を示すフローチャート。 ＬＣＰの解説的な作動について示すタイミング図。 ＬＣＰの解説的な作動について示すタイミング図。 ＬＣＰの解説的な作動について示すタイミング図。 ＬＣＰの解説的な作動について示すタイミング図。 図１〜図６に示された解説的な医療用装置及び医療用装置システムのうち少なくともいずれか一方のような医療用装置又は医療用装置システムにより実行可能な解説的な方法を示すフローチャート。 図１〜図６に示された解説的な医療用装置及び医療用装置システムのうち少なくともいずれか一方のような医療用装置又は医療用装置システムにより実行可能な別の解説的な方法を示すフローチャート。 図１〜図６に示された解説的な医療用装置及び医療用装置システムのうち少なくともいずれか一方のような医療用装置又は医療用装置システムにより実行可能な別の解説的な方法を示すフローチャート。

本発明には様々な改変形態及び代替形態が可能であるが、その具体像は図中に例として示されており、かつ詳細に説明されることになる。しかし当然のことながら、意図されるのは本発明内容を、説明される特定の実施形態に限定することではない。むしろ、意図されるのは、本発明の趣旨及び範囲の内にある全ての改変形態、等価物、及び代替形態を対象とすることである。

以降の定義された用語については、特許請求の範囲又は本明細書中の他所において異なる定義が与えられないかぎり、これらの定義が適用されるものとする。
全ての数値は本明細書中においては明示的に表示されるか否かにかかわらず用語「約」によって修飾されるものと見なされる。用語「約」は一般に、当業者がその挙げられた値と等価である（すなわち、同じ機能又は結果を有している）と考えるであろうある範囲の数を指す。多くの場合、用語「約」は最も近い有効数字に丸められる数を含み得る。

端点による数値範囲の記述には、その範囲内の全ての数が含まれる（例えば、１〜５は、１，１．５，２，２．７５，３，３．８０，４，及び５を含んでいる）。
本明細書及び添付の特許請求の範囲において使用されるように、単数形「１つの（ａ）」、「１つの（ａｎ）」及び「その（ｔｈｅ）」は、内容がそうでないことを明らかに示していないかぎり、複数の指示物を含む。本明細書及び添付の特許請求の範囲において使用されるように、用語「又は、若しくは（ｏｒ）」は一般に、内容がそうでないことを明らかに示していないかぎり、「及び／又は（ａｎｄ／ｏｒ）」を含んでいる意味で使用される。

なお、本明細書中における「実施形態」、「いくつかの実施形態」、「他の実施形態」などへの言及は、その記載される実施形態が１以上の特定の機構、構造、及び特性のうち少なくともいずれかを備え得ることを示す。しかしながら、そのように述べることは、全ての実施形態がその特定の機構、構造、及び特性のうち少なくともいずれかを備えることを必ずしも意味しない。加えて、特定の機構、構造、及び特性のうち少なくともいずれかが１つの実施形態に関して記載される場合、当然ながら、そのような機構、構造、及び特性のうち少なくともいずれかは、そうでないことが明白に述べられないかぎり、明示的に記載されるか否かにかかわらず他の実施形態に関しても使用可能である。

以降の説明は図面を参照して読まれるべきであり、図面において異なる図中の同様の構造物には同じ番号が付けられている。図面（必ずしも一定の縮尺ではない）は解説的な実施形態を示しており、本発明の範囲を限定するようには意図されていない。

図１は、患者に移植可能であり、かつ心臓に適切な治療を提供するために、例えばデマンド型ペーシング治療（例えば徐脈について）、抗不整頻拍ペーシング（ＡＴＰ）治療、ショック後ペーシング治療、心臓再同期療法（ＣＲＴ）及び同様のもののうち少なくともいずれかを提供するために作動することができる、解説的な心臓ペースメーカ（例えばリードレス型心臓ペースメーカ（ＬＣＰ）１００）を示している。ＬＣＰが実例の移植式心臓ペースメーカとして使用されるが、本発明は、任意の適切な移植式医療用装置（ＩＭＤ）、例えば神経刺激装置、治療を提供しないものを含む診断用装置、及び望みどおりの任意の他の適切な移植式医療用装置のうち少なくともいずれかに適用可能であることが、認識されるべきである。

図１に見られるように、解説的なＬＣＰ１００は、全ての構成要素がハウジング１２０の内部に、又は該ハウジング上に直接、収容される小型装置であり得る。上述のように、ある場合において、ＬＣＰ１００はＩＭＤの一例であるとみなすことが可能である。図１に示される例において、ＬＣＰ１００は、任意選択で電極構成１１４、生理学的センサ配置１１８、エネルギー貯蔵モジュール１１２、処理モジュール、電気的感知モジュール１０６、機械的感知モジュール１０８、パルス発生器モジュール１０４及び通信モジュール１０２を備えることができる。通信モジュール１０２はレシーバ及びトランスミッタのうち少なくともいずれか一方を備えることが可能であり、かつ異なる電力モード又は電力レベルを有することが可能である。ある場合には、処理モジュール１１０は、１以上のルールを実行することができるルールエンジン１１１を備えることができる。ある場合には、１以上のルールは、以下にさらに詳述されるように、通信モジュール１０２のレシーバが低電力モード又は高電力モードである時を指定することが可能である。ある場合には、１以上のルールは、ペーシングパルス、ペーシングパルスの振幅、及びペーシングパルス幅のうち少なくともいずれかについてどれだけの伝送電力が生成され得るかを指定することが可能である。いくつかの実例では、ルールエンジン１１１は、ＬＣＰ１００の作動を指示すること及びＬＣＰ１００の耐用寿命を増強することが可能なその他のルールを備えて構成されてもよい。想定されるのは、ＬＣＰ１００が、用途に応じて、図１に示されるものより多数又は少数のモジュールを備え得るということである。

電気的感知モジュール１０６は患者の１以上の生理学的パラメータを感知するように構成可能である。いくつかの例において、生理学的パラメータには心臓の心臓電気活動が含まれ得る。例えば、電気的感知モジュール１０６はセンサ１１８に接続可能であり、かつ電気的感知モジュール１０６はセンサ１１８を介して患者の生理学的パラメータを感知するように構成可能である。いくつかの例において、電気的感知モジュール１０６は電極１１４／１１４’に接続可能であり、かつ電気的感知モジュール１０６は電極１１４／１１４’を介して、心臓の電気信号を含む患者の生理学的パラメータのうち１以上を感知するように構成可能である。この場合、電極１１４／１１４’はセンサである。

いくつかの例において、機械的感知モジュール１０８は、提供される場合、患者の１以上の生理学的パラメータを感知するように構成可能である。例えば、ある実施形態では、機械的感知モジュール１０８は、１以上のセンサ、例えば加速度計、圧力センサ、心音センサ、血中酸素センサ、化学センサ（例えばｐＨ）、温度センサ、流量センサ、及び任意の他の適切なセンサであって患者の１以上の機械的／化学的な生理学的パラメータ（例えば心臓の動き、心音など）を検出するように構成されるもの、のうち少なくともいずれかを備えることができる。機械的感知モジュール１０８は生理学的パラメータを受信及び計測してもよい。電気的感知モジュール１０６及び機械的感知モジュール１０８はいずれも処理モジュール１１０に接続可能であり、該処理モジュールは感知されたパラメータを表す信号を提供してもよい。図１に関して個別の感知モジュールとして説明してきたが、ある場合には、望ましければ電気的感知モジュール１０６及び機械的感知モジュール１０８は組み合わされて単一の感知モジュールとされてもよい。

様々な実施形態によれば、生理学的パラメータは、患者の状態及び患者の心臓の状態のうち少なくともいずれか一方を示すことができる。例えば、ある場合には、生理学的パラメータには、ｐＨレベル、カリウム濃度、グルコース濃度、アンモニウム濃度、心電図（ＥＣＧ）の波形、温度（例えば血液温度、身体組織温度など）、心臓電気信号などが含まれ得る。加えて、いくつかの例において、心臓の電気信号は、ＬＣＰ１００が移植される心腔からの局所情報を表すことができる。例えば、ＬＣＰ１００が心臓の心室（例えばＲＶ、ＬＶ）の中に移植される場合、電極１１４／１１４’及びセンサ１１８のうち少なくともいずれかを通じてＬＣＰ１００によって感知される心臓電気信号は、心室の電気信号を表すことができる。ある場合には、ＬＣＰ１００は、他の心腔からの心臓電気信号（例えばファーフィールド）、例えば心房からのＰ波を、検出するように構成されてもよい。

電極１１４／１１４’は、ハウジング１２０に対して固定可能であり、かつＬＣＰ１００を取り囲んでいる組織及び血液のうち少なくともいずれか一方に接触する可能性がある。ある場合には、センサの種類に応じて、センサ１１８はハウジングの内部にあってもよいし、ＬＣＰ１００を取り囲んでいる組織及び血液のうち少なくともいずれか一方に接触してもよい。ある場合には、電極１１４は一般にＬＣＰ１００の両端に配置され得る。いくつかの例において、電極１１４／１１４’及びセンサ１１８は、モジュール１０２、１０４、１０６、１０８、及び１１０のうち１以上と電気的に通信し得る。電極１１４／１１４’及びセンサ１１８のうち少なくともいずれかは、ハウジング１２０によって支持され得る。いくつかの例において、電極１１４／１１４’及びセンサ１１８のうち少なくともいずれかは短い接続ワイヤによってハウジング１２０に接続されて、電極１１４／１１４’及びセンサ１１８のうち少なくともいずれかがハウジング１２０に対して直接固定されてはいないがハウジングに接続された尾部の上に位置するようになっていてもよい。ＬＣＰ１００が１以上の電極１１４’を備えている例において、電極１１４’は、ある場合にはＬＣＰ１００の側面に配置されてもよく、このことは、ＬＣＰ１００が生理学的パラメータを感知すること、電気刺激を送達すること、及び外部の医療用装置と通信することのうち少なくともいずれかを行うことができる電極の数を増やすことができる。電極１１４／１１４’及びセンサ１１８のうち少なくともいずれかは、１以上の生体的適合性の導電性材料、例えば様々な金属又は合金であって人体内部への移植にとって安全であることが知られているものなどから、作製可能である。いくつかの実例において、ＬＣＰ１００に接続される電極１１４／１１４’及びセンサ１１８のうち少なくともいずれかは、電極１１４／１１４’及びセンサ１１８のうち少なくともいずれかを、隣接する電極／センサ、ハウジング１２０、及びＬＣＰ１００の他の部分のうち少なくともいずれかから電気的に絶縁する、絶縁性部分を有することが可能である。

処理モジュール１１０は、ＬＣＰ１００の作動を制御するように構成された電子機器を備えることができる。例えば、処理モジュール１１０は、電気的感知モジュール１０６及び機械的感知モジュール１０８のうち少なくともいずれか一方から電気信号を受け取るように構成可能である。受け取った信号に基づき、処理モジュール１１０は、例えば患者の心拍数、心臓の活動時の異常などのような生理学的パラメータ値を、同定又は測定することが可能である。測定された状態に基づいて、処理モジュール１１０は、測定された状態を治療する１以上の治療法に従ってペーシングパルスを生成及び送達するように、パルス発生器モジュール１０４を制御することが可能である。処理モジュール１１０はさらに、通信モジュール１０２のレシーバからの通信及び情報のうち少なくともいずれか一方を受け取ることができる。いくつかの例において、処理モジュール１１０は、そのような受け取った通信（例えばＡＴＰコマンドのようなコマンド、感知されたパラメータ又は測定された状態、及びその他の情報のうち少なくともいずれか）を、患者の現在の状態を測定するのを支援すること、現在の状態からみて異常が生じているかどうかを判断すること、及び通信に応答して特定の措置を講じることのうち少なくともいずれかのために、使用することが可能である。加えて処理モジュール１１０は、他の装置との間で情報を送受信するように通信モジュール１０２を制御することもできる。

いくつかの例において、処理モジュール１１０は、超大規模集積回路（ＶＬＳＩ）チップ及び特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）のような予めプログラムされたチップを備えてもよい。そのような実施形態では、チップは、ＬＣＰ１００の作動を制御するために制御論理で予めプログラムされてもよい。ある場合には、予めプログラムされたチップが、所望の機能を実施する状態機械を実装してもよい。予めプログラムされたチップの使用によって、処理モジュール１１０は、他のプログラム可能な回路（例えば汎用のプログラム可能マイクロプロセッサ）より少ない電力を使用する一方でなおも基本機能を維持できることにより、ＬＣＰ１００のバッテリ寿命を長くする可能性がある。他の例では、処理モジュール１１０はプログラム可能マイクロプロセッサを備えることができる。そのようなプログラム可能マイクロプロセッサは、移植後でもユーザがＬＣＰ１００の制御論理を修正するのを可能とすることにより、予めプログラムされたＡＳＩＣを使用する場合よりも大きなＬＣＰ１００の融通性を可能にすることができる。いくつかの例において、処理モジュール１１０はメモリをさらに備えてもよく、かつ処理モジュール１１０は、該メモリに情報を格納し、また該メモリから情報を読み出すことが可能である。他の例では、ＬＣＰ１００は、処理モジュール１１０と通信している別個のメモリ（図示せず）を備えて、処理モジュール１１０がその別個のメモリについて情報の読み出し及び書き込みを行うことができるようになっていてもよい。

エネルギー貯蔵モジュール１１２は、ＬＣＰ１００にその作動用の電力を供給することが可能である。ＬＣＰ１００は移植式装置であるので、ＬＣＰ１００へのアクセスは移植後には制限される可能性がある。従って、治療の期間、例えば数日、数週間、数か月、数年間又は数十年間などにわたって治療を提供するのに十分なバッテリ容量を有することが望ましい。いくつかの事例では、エネルギー貯蔵モジュール１１２は、ＬＣＰ１００の使用可能寿命を長くする助けとなり得る充電式バッテリであり得る。他の例では、エネルギー貯蔵モジュール１１２は、望ましければ何らかの他の種類の動力源であってもよい。ある場合には、エネルギー貯蔵モジュール１１２は一次（非充電式）バッテリ（例えばＦｅＳ_２）であり得る。ある場合には、エネルギー貯蔵モジュール１１２はそもそもバッテリでなくてもよく、むしろスーパーキャパシタ又はその他の電荷貯蔵装置であってもよい。さらに他の例において、エネルギー貯蔵モジュール１１２は、望ましければ何らかの他の種類の動力源、例えば燃料電池、原子力電池などであってもよい。

図１に示される実施例において、パルス発生器モジュール１０４は電極１１４／１１４’に電気的に接続可能である。ある場合には、センサ１１８が電気刺激機能も有していてもよく、かつ望ましい場合にはパルス発生器モジュール１０４に電気的に接続されてもよい。換言すれば、電極１１４／１１４’のうち１以上は、例えば心臓電気信号を感知するための、センサ１１８の電極として機能してもよい。ある場合には、ＬＣＰ１００は、パルス発生器モジュール１０４がペーシングパルスを提供するときに電極１１４／１１４’のうち１以上をパルス発生器モジュール１０４に接続する制御可能なスイッチを有することが可能であり、かつ、パルス発生器モジュール１０４がペーシングパルスを提供していないときは電極１１４／１１４’のうち１以上を電気的感知モジュール１０６に接続することが可能である。

パルス発生器モジュール１０４は電気刺激信号を生成するように構成可能である。例えば、パルス発生器モジュール１０４は、ＬＣＰ１００の内部のエネルギー貯蔵モジュール１１２に格納されたエネルギーを使用することにより電気的なペーシングパルスを生成及び送達し、かつ生成されたペーシングパルスを電極１１４、１１４’及びセンサ１１８のうち少なくともいずれかによって送達することが可能である。代替として、又は追加として、パルス発生器１０４は１以上のキャパシタを備えてもよく、かつパルス発生器１０４は１以上のキャパシタを、エネルギー貯蔵モジュール１１２からエネルギーを取り出すことにより充電してもよい。パルス発生器１０４はその後、生成されたペーシングパルスを電極１１４、１１４’及びセンサ１１８のうち少なくともいずれかを介して送達するために、１以上のキャパシタのエネルギーを使用することが可能である。少なくともいくつかの例において、ＬＣＰ１００のパルス発生器１０４は、電気刺激療法を提供するためにパルス発生器１０４が電極１１４／１１４’及び／又はセンサ１１８（及び／又はその他の電極）のうちいずれを使用するかを選択するために、電極１１４、１１４’及び／又はセンサ１１８のうち１以上をパルス発生器１０４に選択的に接続するための切替回路を備えることができる。パルス発生器モジュール１０４は、２以上の異なるエネルギーレベルでペーシングパルスを送達するように構成可能である。これは、ペーシングパルスの振幅、パルス幅、パルス波形及び任意の他の適切な特性のうち少なくともいずれかを制御することにより達成可能である。

様々な実施形態によれば、センサ１１８は、患者の１以上の生理学的パラメータを感知し、かつ電気的感知モジュール１０６及び機械的感知モジュール１０８のうち少なくともいずれか一方に信号を送るように、構成可能である。例えば、生理学的パラメータには心臓電気信号が含まれてもよく、かつセンサ１１８は電気的感知モジュール１０６に応答信号を送ってもよい。いくつかの例において、センサ１１８のうち１以上は加速度計であることができ、かつ生理学的パラメータには、代替として、又は追加として、心臓の動き及び心音のうち少なくともいずれか一方が含まれてもよく、かつセンサ１１８は対応する信号を機械的感知モジュール１０８に送ってもよい。感知された信号に基づいて、感知モジュール１０６及び１０８のうち少なくともいずれか一方は、１以上の生理学的パラメータ、例えば心拍数、ｐＨレベル、カリウム濃度、グルコース濃度、アンモニウム濃度、温度（例えば血液温度、身体組織温度など）、ＥＣＧ波形、呼吸速度、時刻、患者の姿勢、患者の活動レベル、及び任意の他の適切な生理学的パラメータのうち少なくともいずれかを、判定又は計測することが可能である。１以上の生理学的パラメータはその後、処理モジュール１１０に渡されてもよい。

ある実施形態では、通信モジュール１０２は、リモートセンサのような他の装置、神経刺激装置のような他の医療用装置、治療法を提供しないものを含む診断用装置、及び、ＬＣＰ１００の外部に位置付けられる任意の他の適切な移植式医療用装置のうち少なくともいずれかと、通信するように構成可能である。そのような装置は、患者の身体の外部又は内部のいずれに位置していてもよい。位置とは関係なく、外部装置（すなわちＬＣＰ１００の外部にあるが必ずしも患者の身体の外部にあるわけではないもの）は、１以上の所望の機能を遂行するために通信モジュール１０２を介してＬＣＰ１００と通信することが可能である。例えば、ＬＣＰ１００は、感知された電気信号、データ、命令、メッセージ、Ｒ波検出マーカーなどのような情報を、通信モジュール１０２を通じて外部の医療用装置（例えばＳＩＣＤ及びプログラマのうち少なくともいずれか）に伝達することが可能である。外部の医療用装置は、様々な機能、例えば不整脈の発生を判定すること、電気刺激療法を提供すること、受信したデータを格納すること、及び任意の他の適切な機能を実施することのうち少なくともいずれかを行なうために、伝達された信号、データ、命令、メッセージ、Ｒ波検出マーカーなどを使用することが可能である。ＬＣＰ１００は、通信モジュール１０２のレシーバを通じて外部の医療用装置からの信号、データ、コマンドすなわち命令、及びメッセージのうち少なくともいずれかのような情報を追加的に受信してもよく、かつＬＣＰ１００は、受信した信号、データ、コマンドすなわち命令、及びメッセージのうち少なくともいずれかを、様々な機能のために使用すること、例えば不整脈の発生を判定すること、電気刺激療法を提供すること、受信したデータを格納すること、及び任意の他の適切な機能を実施することのうち少なくともいずれかを行なうために使用することが可能である。通信モジュール１０２は、外部装置と通信するための１以上の方法を使用するように構成可能である。例えば、通信モジュール１０２は、高周波（ＲＦ）信号、誘導接続、光学信号、音響信号、導通通信信号、及び任意の他の通信に適した信号のうち少なくともいずれかによって通信可能である。様々な実施形態によれば、通信モジュール１０２の少なくともレシーバは、２以上のモード又は２以上の電力レベルで作動するように構成可能である。ある場合には、通信モジュール１０２のレシーバは、第１の電力モード又はレベルでは、外部装置からの通信を受けること及び受けた通信を処理モジュール１１０（例えばコントローラ）に渡すことが可能であるとともに、第２の電力モード又はレベルでは、外部装置からの通信を受けること及び受けた通信を処理モジュール１１０（例えばコントローラ）へ渡すことはできない、ということが可能である。ある場合には、通信モジュール１０２のレシーバは、当初は低電力モード又はレベルであることができ、かつ有効な通信信号又はコマンドを受信したときに高電力モード又はレベルに変化する。ある場合には、レシーバが、第１の電力モード（例えば高電力モード）から第２のモード（例えば低電力モード）に交替するときに、動的ヒステリシスすなわち遅延を有する可能性がある。更に、ある実施形態では、処理モジュール１１０は、感知された生理学的パラメータ、例えば心拍数、ｐＨレベル、カリウム濃度、グルコース濃度、アンモニウム濃度、温度（例えば血液温度、身体組織温度など）、ＥＣＧ波形、呼吸速度、時刻、患者の姿勢、患者の活動レベル、並びに電気的感知モジュール１０６及び機械的感知モジュール１０８のうち少なくともいずれか一方により感知又は測定された任意の他の適切な生理学的パラメータを、通信モジュール１０２の電力モードを設定するために使用することが可能である。ある場合には、処理モジュール１１０は、１以上の予め設定されたルールを実行することができるルールエンジン１１１を備えている。ある場合には、１以上の予め設定されたルールは、通信モジュール１０２のレシーバがいつ低電力モード又は高電力モードに設定されるかを指定することが可能である。例えば、ある場合には、予め設定されたルールは、感知された患者の内因性心拍数が心拍数の閾値以下である場合には、通信モジュール１０２のレシーバは低電力モードに設定されることになっていることと、感知された患者の内因性心拍数が心拍数の閾値を上回る場合には、通信モジュール１０２のレシーバが高電力モードに設定されることになっていることとを指定することが可能である。ある場合には、処理モジュール１１０は電気的感知モジュール１０６及び機械的感知モジュール１０８のうち少なくともいずれか一方（又はその他のモジュール）から生理学的パラメータを受け取り、かつ患者の内因性心拍数を同定することが可能である。処理モジュール１１０のルールエンジン１１１はその後、内因性心拍数が心拍数の閾値より下であるか上であるかを判定することが可能である。内因性心拍数が心拍数の閾値以下であるとき、ルールエンジン１１１は通信モジュール１０２のレシーバを低電力モードに設定することができるが、低電力モードでは通信モジュール１０２は外部装置からの通信を受け取ること又は受け取った通信を処理モジュール１１０（例えばコントローラ）に渡すことができない。同様に、内因性心拍数が心拍数の閾値を上回るとき、ルールエンジン１１１は通信モジュール１０２のレシーバを高電力モードに設定することができるが、高電力モードでは通信モジュール１０２は外部装置からの通信を受け取ること及び受け取った通信を処理モジュール１１０（例えばコントローラ）に渡すことができる。ある場合には、低電力モードにおいて、通信モジュール１０２のレシーバは、その最大電力レベルの０％〜９０％、その最大電力レベルの５％〜７５％、最大電力レベルの８０％未満、最大電力レベルの６０％未満、最大電力レベルの５０％未満、最大電力レベルの３０％未満、最大電力レベルの２０％未満、最大電力レベルの１０％未満、又は任意の他の適切なレベルを、消費することが可能である。心拍数の閾値は、限界値のような固定された心拍数であってもよいし、例えば患者の活動レベルに依存する、動的な心拍数であってもよい。この構成では、ＬＣＰ１００に動力を供給するために使用されるエネルギー（例えばエネルギー貯蔵モジュール１１２からの動力）が節約されてＬＣＰ１００の稼働寿命を潜在的に延長することが可能である。ある場合には、内因性心拍数が心拍数の閾値を超え得る。この場合、観察される内因性心拍数は、心室頻拍の際に観察されるリズムのような、速いが規則的なリズムであり得る。心拍数の閾値に到達しているか閾値を超過しているかのうち少なくともいずれかである内因性心拍数に応答して、処理モジュール１１０は、通信モジュール１０２のレシーバが外部装置と通信することができるように通信モジュール１０２のレシーバを高電力モードに設定するように、構成可能である。いくつかの実施形態では、通信モジュール１０２のレシーバは、高電力モードであるときにその最大電力レベルで作動することが可能である。この場合、仮に通信モジュール１０２のレシーバが外部装置から通信信号を受け取る場合、通信モジュール１０２のレシーバは、受け取った通信を処理モジュール１１０に渡すように構成可能である。ある場合には、通信は、ＬＣＰ１００にＡＴＰ治療、ショック後ペーシング治療、心臓再同期療法（ＣＲＴ）など又はその他の適切な治療を提供するように命じる、外部装置からのコマンドを含み得る。コマンド（例えばＡＴＰ誘発コマンド）の受信に応答して、処理モジュール１１０は受け取ったコマンドを実行する（例えばＡＴＰ治療を提供する）ことができる。内因性心拍数が心拍数の閾値未満であるとき、処理モジュール１１０は、通信モジュール１０２のレシーバが外部装置からのいかなる通信も無視するように通信モジュール１０２のレシーバを低電力モードに設定するように、構成可能である。ある場合には、処理モジュール１１０は、通信モジュール１０２のレシーバを低電力モードに戻す前に一定期間待機するように構成された、動的ヒステリシスすなわち遅延を有することが可能である。例えば、内因性心拍数が心拍数の閾値より上から心拍数の閾値より下に移行するとき、処理モジュール１１０は、レシーバを低電力モードに戻す前に５秒待機することが可能である。ある場合には、これにより、患者の心拍数が心拍数の閾値未満にとどまりそうであると判定するのに十分な時間を見込むことが可能となる。他の例では、動的ヒステリシスすなわち遅延は、１０秒、３０秒、１分、５分、１０分、３０分、１時間、５時間、１０時間、２４時間などであり得る。ある場合には、処理モジュール１１０は、患者の内因性心拍数が治療閾値を上回る場合かどうかを同定するように構成されてもよく、治療閾値は上記に議論された心拍数の閾値と同じであっても異なっていてもよい。異なっている（例えば、治療閾値が、通信に使用される心拍数の閾値より大きい）場合、処理モジュール１１０は、内因性心拍数が心拍数の閾値を上回る場合には、外部装置からＡＴＰコマンドを受け取ることが可能であるが、実際にパルス発生器モジュール１０４を介して患者にＡＴＰ治療を提供する前に内因性心拍数が治療閾値を上回っていることを確認するために待機することが可能である。

別の例において、ある場合には、予め設定されたルールは、通信モジュール１０２のレシーバは外部装置から通信が受け取られるまで低電力モードに設定されることになっているように、指定することが可能である。低電力モードでは、通信モジュール１０２は外部装置から通信を受け取ることが可能であるが、しかしながらレシーバは、その最大電力レベルの０％〜９０％、その最大電力レベルの５％〜７５％、最大電力レベルの８０％未満、最大電力レベルの６０％未満、最大電力レベルの５０％未満、最大電力レベルの３０％未満、最大電力レベルの２０％未満、最大電力レベルの１０％未満、又は任意の他の適切なレベルを消費することが可能である。通信が受け取られたとき、処理モジュール１１０のルールエンジン１１１は次に、その通信が外部装置からの有効なテレメトリコマンドかどうかを判定することが可能である。ルールエンジン１１１がその通信は有効であると判定した場合、処理モジュール１１０は通信モジュール１０２のレシーバを高電力モードに設定するように構成可能である。いくつかの実施形態では、通信モジュール１０２のレシーバは、高電力モードであるときにその最大電力レベルで作動することが可能である。この場合、高電力モードであるときに、通信モジュール１０２のレシーバはテレメトリコマンドを処理モジュール１１０に渡すように構成可能である。ある場合には、テレメトリコマンドは、ＡＴＰ治療、ショック後ペーシング治療、心臓再同期療法（ＣＲＴ）など、又はその他の適切な治療を提供するコマンドであり得る。コマンド（例えばＡＴＰ誘発コマンド）の受け取りに応じて、処理モジュール１１０は受け取ったコマンドを実行する（例えばＡＴＰ治療を提供する）ことができる。コマンドが実行済みになったとき、処理モジュール１１０は、通信モジュール１０２のレシーバを低電力モードに戻すように構成可能である。ある場合には、処理モジュール１１０は、コマンドが実行された後であり通信モジュール１０２のレシーバを低電力モードに戻す前に一定期間待機するように構成された、動的ヒステリシスすなわち遅延を有することが可能である。例えば、処理モジュール１１０がコマンドを実行するとき、処理モジュール１１０は、レシーバを低電力モードに戻す前に５秒間待機してもよい。ある場合には、これにより、患者の心拍数が心拍数の閾値未満にとどまりそうであると判定するのに十分な時間を見込むことが可能となる。他の例では、動的ヒステリシスすなわち遅延は、１０秒、３０秒、１分、５分、１０分、３０分、１時間、５時間、１０時間、２４時間などであり得る。

ある場合には、患者の内因性心拍数が上記に議論された心拍数の閾値を上回っていることを外部装置が感知したという理由で、外部装置がテレメトリコマンドを送信し得る。ある場合には、ひとたび処理モジュール１１０がコマンドを受け取ったら、処理モジュール１１０は、実際にパルス発生器モジュール１０４を介して患者にＡＴＰ治療を提供する前に、内因性心拍数が治療閾値を上回っていることを確認するために待機することが可能である。上記に議論されるように、治療閾値は心拍数の閾値と同じであってもよいし、異なっていてもよい（例えば、治療閾値は通信に使用される心拍数の閾値より大きい）。いくつかの場合において、患者の内因性心拍数が心拍数の閾値以下である場合には、一定の低い電力レベルに留まっていないときや、患者の内因性心拍数が心拍数の閾値を上回っているときに一定の高い電力レベルに留まっていないときには、低電力モード及び高電力モードのうち少なくともいずれか一方が、低い電力レベルと高い電力レベルとの間で切り替わることが可能であって、この場合に低電力モードは、高い電力レベルよりも多くの時間、低い電力レベルであることができる、ということが想定される。例えば、通信モジュール１０２のレシーバは、動作周期において低い電力レベルと高い電力レベルとの間で切り替わることが可能であって、この場合に動作周期は低電力モードよりも高電力モードにおいて、より高い（より長く高い電力レベルにある）。ある場合には、通信モジュール１０２のレシーバは、低電力モードにおいて高い電力レベルと低い電力レベルとの間で切り替わることが可能であるが、高電力モードであるときは高い電力レベルのままであり得る。低い電力レベルでは、通信モジュール１０２のレシーバは外部装置と通信することが不可能であることができ、高い電力レベルでは、当該レシーバは外部装置と通信することが可能であり得る。これらは単なる一部の例にすぎない。ここでは内因性心拍数が例示の生理学的パラメータとして使用されるが、任意の適切な生理学的パラメータ又は生理学的パラメータの組み合わせも使用可能であることが想定される。

これは、処理モジュール１１０がどのようにして通信モジュール１０２のレシーバを低電力モード又はレベルと高電力モード又はレベルとの間で調整することができるかについての単なる一例である。他の実施形態では、低電力モード又はレベルと高電力モード又はレベルとの間の変動が異なっていてもよい。この実施例は、処理モジュール１１０及び通信モジュール１０２のレシーバがどのようにしてバッテリ寿命を長く保つのを支援するようにカスタマイズされ得るか、もって、どのようにしてＬＣＰ１００の有効寿命を長く保つのを支援するようにカスタマイズされ得るかを概説するために使用される。ある場合には、処理モジュール１１０のルールエンジン１１１は、ペーシングパルス、ペーシングパルスの振幅、及びペーシングパルス幅のうち少なくともいずれかのためにどれだけの伝送電力が生成され得るかを決定する１以上のルールを備えて構成可能である。いくつかの実例では、ルールエンジン１１１は、ＬＣＰ１００の作動について決定し、かつＬＣＰ１００の耐用寿命を長くすることのできる、他のルールを備えて構成されてもよい。

ＬＣＰ１００を患者の体内に移植するために、術者（例えば医師、臨床医など）は、患者の心臓の心臓組織にＬＣＰ１００を固着させる場合がある。固着を容易にするために、ＬＣＰ１００は１以上のアンカー１１６を備えることができる。アンカー１１６は、数多くの固着機構又は係留機構のうちいずれか１つを備え得る。例えば、アンカー１１６は、１以上のピン、Ｕ字形留め具、ねじ山、ねじ、螺旋状部、尖叉、及び同様なもののうち少なくともいずれかを備えることができる。いくつかの例において、図示されてはいないが、アンカー１１６はその外表面上に、アンカー１１６の長さの少なくとも一部に沿って走行するねじ山を備えてもよい。ねじ山は、心臓組織内部にアンカー１１６を固着させるのを支援するように、心臓組織とアンカーとの間に摩擦を提供することが可能である。他の例では、アンカー１１６はその他の構造物、例えば周囲の心臓組織との係合を容易にするための逆棘、スパイクなどを備えてもよい。

図２は、別の又は第２の医療用装置（ＭＤ）２００の例を示しており、同装置は心臓の異常の検出及び治療のうち少なくともいずれか一方を行うためにＬＣＰ１００（図１）と併せて使用可能である。ある場合には、ＭＤ２００は、ＩＭＤ及びＬＣＰのうち少なくともいずれか一方の例とみなされてもよい。図示された例において、ＭＤ２００は、通信モジュール２０２、パルス発生器モジュール２０４、電気的感知モジュール２０６、機械的感知モジュール２０８、処理モジュール２１０、及びエネルギー貯蔵モジュール２１８を備え得る。これらのモジュールの各々は、ＬＣＰ１００のモジュール１０２、１０４、１０６、１０８、及び１１０に同等であり得る。加えて、エネルギー貯蔵モジュール２１８はＬＣＰ１００のエネルギー貯蔵モジュール１１２に同等であり得る。しかしながらいくつかの例では、ＭＤ２００はハウジング２２０の内部により大きな容積を有することが可能である。そのような例において、ＭＤ２００は、より大きなエネルギー貯蔵モジュール２１８、及びＬＣＰ１００の処理モジュール１１０よりも複雑な作業を扱うことができるより大きな処理モジュール２１０、のうち少なくともいずれか一方を備えることができる。

ＭＤ２００が図１に示されたような別のリードレス型装置であってもよいことが想定される一方、いくつかの実例では、ＭＤ２００はリード２１２のようなリードを備えてもよい。リード２１２には、電極２１４とハウジング２２０の内部にある１以上のモジュールとの間で電気信号を導通する電線が含まれ得る。ある場合には、リード２１２は、ＭＤ２００のハウジング２２０に接続され、かつ該ハウジングから離れて延出し得る。いくつかの例において、リード２１２は患者の心臓の上に、内部に、又は隣接して移植される。リード２１２は、リード２１２の上の様々な位置に、及びある場合にはハウジング２２０から様々な距離に、配置された１以上の電極２１４を含むことが可能である。リード２１２によっては単一の電極２１４しか備えていない場合がある一方、その他のリード２１２は複数の電極２１４を備えていてもよい。一般に、電極２１４は、リード２１２が患者体内に移植されたときに該電極２１４のうち１以上が所望の機能を実施するように配置されるように、リード２１２に配置される。ある場合には、電極２１４のうち１以上が患者の心臓組織と接触してもよい。ある場合には、電極２１４のうち１以上が、皮下並びに胸骨下かつ患者の心臓の外側のうち少なくともいずれか一方に配置されてもよい。ある場合には、電極２１４は、内因により生成された電気信号をリード２１２に、例えば内因性の心臓電気活動を示す信号を、導通してもよい。リード２１２は次に、受け取った電気信号をＭＤ２００のモジュール２０２、２０４、２０６、及び２０８のうち１以上に導通することが可能である。ある場合には、ＭＤ２００は電気刺激信号を生成してもよく、かつリード２１２は、生成された電気刺激信号を電極２１４に導通してもよい。次いで電極２１４は電気信号を導通し、かつ該信号を患者の心臓に（直接的又は間接的に）送達することが可能である。

機械的感知モジュール２０８は、機械的感知モジュール１０８と同様に、１以上のセンサ、例えば加速度計、音響センサ、血圧センサ、心音センサ、血中酸素センサ、温度センサ、並びに、心臓及び患者のうち少なくともいずれかの１以上の機械的／化学的パラメータを計測するように構成されたその他のセンサ、のうち少なくともいずれかを内蔵するか、又は該センサに電気的に接続されることが可能である。いくつかの例において、センサのうち１以上はリード２１２の上に位置していてもよいが、これは必須ではない。いくつかの例において、センサのうち１以上はハウジング２２０の中に位置していてもよい。

必須ではないが、いくつかの例において、ＭＤ２００は移植式医療用装置であり得る。そのような例において、ＭＤ２００のハウジング２２０は、例えば患者の胸壁を越えた領域内に移植される場合がある。ハウジング２２０は概して、人体への移植用に安全である数多くの既知材料のうちいずれかを含むことが可能であり、かつ、移植された時に、ＭＤ２００の様々な構成要素を気密的に密閉して患者の身体の体液及び組織から遮断することが可能である。

ある場合には、ＭＤ２００は移植式心臓ペースメーカ（ＬＣＰ）であり得る。この例では、ＭＤ２００は、患者の心臓の上又は内部に移植される１以上のリード、例えばリード２１２を有することが可能である。１以上のリード２１２は、心臓組織及び患者の心臓の血液のうち少なくともいずれかと接触している１以上の電極２１４を備えることができる。ＭＤ２００は、内因により生成された心臓の電気信号を感知し、かつ、例えば感知した信号の分析に基づいて１以上の不整脈を判定するように、構成可能である。ＭＤ２００は、心臓内部に移植されたリード２１２を介して、ＣＲＴ、ＡＴＰ治療、徐脈治療、及び他の種類の治療のうち少なくともいずれかを提供するように構成可能である。いくつかの例において、ＭＤ２００はさらに、細動除去治療を提供するように構成されてもよい。

いくつかの実例では、ＭＤ２００は植込み型除細動器（ＩＣＤ）であり得る。そのような例において、ＭＤ２００は、患者の心臓内部に移植される１以上のリードを備え得る。ＭＤ２００はさらに、心臓電気信号を感知し、感知した信号に基づいて不整頻拍の発生を判定するように構成可能であり、かつ不整頻拍の発生の判定に応答して細動除去治療を提供するように構成可能である。他の例では、ＭＤ２００は皮下植込み型除細動器（Ｓ‐ＩＣＤ）であってもよい。ＭＤ２００がＳ‐ＩＣＤである例では、リード２１２のうちの１つは皮下に移植されたリードであり得る。ＭＤ２００がＳ‐ＩＣＤである、少なくともいくつかの例において、ＭＤ２００は、皮下に移植される単一のリードのみを備えていてもよいが、これは必須ではない。いくつかの実例では、リードは、皮下及び胸腔の外側に設置される１以上の電極を有することが可能である。他の例では、リードは、胸腔の内側、例えば胸骨のちょうど内側だが心臓の外側に設置される１以上の電極を有することが可能である。

ある実施例では、ＭＤ２００が不整頻拍の発生を判定したとき、ＭＤ２００は、そのような発生を１以上の他の移植式装置（例えば図１のＬＣＰ１００）に通信するために通信モジュール２０２及びリード２１２を使用することが可能である。一例では、１以上の他の移植式装置は、１以上の電力モード又はレベルで作動するように構成されていてもよい。この場合、他の移植式装置は、ＭＤ２００からの通信を第１の電力モード又はレベル（例えば、高電力及び最大電力のうち少なくともいずれかのモード又はレベル）では受け取ることが可能であって、かつＭＤ２００からの通信を第２の電力モード又はレベル（例えば、低電力及び非最大電力のうち少なくともいずれかのモード又はレベル）では受け取ることが不可能であり得る。後者の場合、他の移植式装置は、ＭＤ２００とは比較的独立に作動することが可能である。

いくつかの例において、ＭＤ２００は移植式医療用装置ではなくてもよい。むしろ、ＭＤ２００は患者の身体外部の装置であってもよく、かつ患者の身体の上に設置される皮膚電極を備えていてもよい。そのような例では、ＭＤ２００は、体表の電気信号（例えば心臓によって生成される心臓電気信号又は患者の体内に移植された装置によって生成されて身体を通して皮膚に導通された電気信号）を感知することが可能であり得る。そのような例では、ＭＤ２００は、様々な種類の電気刺激療法、例えば細動除去治療などを提供するように構成可能である。

図３は、医療用装置システム、並びに複数の医療用装置３０２、３０４、３０６、及び３１０のうち少なくともいずれかが通信に用いることができる通信経路の例を示す。図示された例において、医療用装置システム３００は、ＬＣＰ３０２及び３０４、外部の医療用装置３０６、並びにその他のセンサ／装置３１０を備えることができる。ＬＣＰ３０２及び３０４は、ＬＣＰ１００に関して先述した装置のうちいずれかであり得る。外部装置３０６は、ＭＤ２００に関して先述した装置のうちいずれかであり得る。その他のセンサ／装置３１０についても、ＭＤ２００に関して先述した装置のうちいずれかであり得る。いくつかの実例では、その他のセンサ／装置３１０には、加速度計、音響センサ、血圧センサなどのようなセンサが含まれ得る。ある場合には、その他のセンサ／装置３１０には、システム３００の１以上の装置をプログラミングするために使用可能な外部プログラマ装置が含まれ得る。

システム３００の様々な装置は通信経路３０８を介して通信することが可能である。例えば、ＬＣＰ３０２及び３０４のうち少なくともいずれか一方は内因性の心臓電気信号を感知することが可能であり、かつそのような信号を、通信経路３０８を介してシステム３００の１以上の他の装置３０２／３０４、３０６、及び３１０に伝えることができる。一例において、装置３０２／３０４のうち１以上はそのような信号を受け取り、かつ受け取った信号に基づいて、不整脈の発生を判定することが可能である。ある場合には、１以上の装置３０２／３０４は、システム３００の１以上の他の装置３０６及び３１０にそのような判定を伝えることができる。ある場合には、システム３００の装置３０２／３０４、３０６、及び３１０のうち１以上が、伝えられた不整脈の判定に基づいて、例えば患者の心臓に適切な電気刺激を送達することにより、措置を講じてもよい。

加えて、かつ／又は代替として、ある場合には、外部装置３０６及びその他のセンサ／装置３１０のうち少なくともいずれかは内因性の心臓電気信号を感知することが可能であり、かつそのような信号を、通信経路３０８を介してシステム３００の１以上の他の装置３０２／３０４、３０６、及び３１０に伝えることができる。一例において、装置３０６／３１０のうち１以上は、そのような信号を受け取り、かつ受け取った信号に基づいて不整脈の発生を判定することが可能である。ある場合には、１以上の装置３０６／３１０は、そのような判定をシステム３００のＬＣＰ３０２及び３０４に伝えることができる。

ある場合には、ＬＣＰ１００に関して上述されたように、ＬＣＰ３０２及び３０４は２以上のモード又は２以上の電力レベルで作動するように構成されてもよい。ある場合には、ＬＣＰ３０２及び３０４は、第１の電力モード又はレベル（例えば、高電力及び最大電力のうち少なくともいずれかのモード又はレベル）では通信経路３０８を介して１以上の装置３０６／３１０からの通信又はコマンド（例えばＡＴＰ誘発コマンド）を受け取ることが可能であり、かつ第２の電力モード又はレベル（例えば、低電力及び非最大電力のうち少なくともいずれかのモード又はレベル）では１以上の装置３０６／３１０からの通信又はコマンド（例えばＡＴＰ誘発コマンド）を受け取ることが不可能であり得る。後者の場合、ＬＣＰ３０２及び３０４は、１以上の装置３０６／３１０とは比較的独立に作動することが可能である。更に、ある実施形態では、ＬＣＰ３０２及び３０４は、ＬＣＰ３０２及び３０４を１以上のルールに基づいた電力モード又はレベルに設定するために、感知した生理学的パラメータ、例えばｐＨレベル、カリウム濃度、グルコース濃度、アンモニウム濃度、心電図（ＥＣＧ）波形、温度（例えば血液温度、身体組織温度など）、心臓電気信号などを使用することが可能である。例えば、患者の心拍数の値は感知された生理学的パラメータから同定されてもよく、かつ１以上のルールは、心拍数の値が心拍数の閾値を上回る場合には、ＬＣＰ３０２及び３０４のうち少なくともいずれか一方は高電力モード又はレベルに設定可能であり、心拍数の値が心拍数の閾値未満であるときにＬＣＰ３０２及び３０４のうち少なくともいずれか一方は低電力モード又はレベルに設定可能であることを、指定することが可能である。別の例では、患者の心拍数の値は感知された生理学的パラメータから同定されてもよく、かつ１以上のルールは、心拍数の値が心拍数の閾値を上回る場合には、ＬＣＰ３０２及び３０４のうち少なくともいずれか一方は、心拍数の値が心拍数の閾値未満である場合よりも高頻度で一定期間にわたって低電力モード又はレベルから高電力モード又はレベルに断続的に設定可能であることを、指定することが可能である。別の例では、患者の心拍数の値は感知された生理学的パラメータから同定されてもよく、かつ１以上のルールは、心拍数の値が心拍数の閾値を上回る場合には、ＬＣＰ３０２及び３０４のうち少なくともいずれか一方は、低電力モードよりも長い期間にわたり高電力モード又はレベルに設定可能であることを、指定することが可能である。加えて、１以上のルールは、心拍数の値が心拍数の閾値未満であるときに、ＬＣＰ３０２及び３０４のうち少なくともいずれか一方は、高電力モードよりも長い期間にわたり低電力モード又はレベルに設定可能であることを、指定することが可能である。

通信経路３０８は、ＲＦ信号、誘導接続、光学信号、音響信号、又は通信に適している任意の他の信号を使用して通信することが可能であることが想定される。加えて、少なくともいくつかの例において、通信経路３０８は複数種類の信号を含むことができる。例えば、その他のセンサ／装置３１０は、第１の種類の信号（例えばＲＦ通信）を使用して外部装置３０６と通信できるが、ＬＣＰ３０２／３０４とは第２の種類の信号（例えば導通通信）を使用して通信してもよい。さらに、いくつかの例において、装置間の通信は限定的であってもよい。例えば、上述のように、いくつかの例において、ＬＣＰ３０２／３０４はその他のセンサ／装置３１０を通してのみ外部装置３０６と通信可能であるが、この場合ＬＣＰ３０２／３０４はその他のセンサ／装置３１０に信号を送信し、その他のセンサ／装置３１０は受信した信号を外部装置３０６に中継する。

ある場合には、通信経路３０８は導通通信を備え得る。従って、システム３００の装置は、そのような導通通信を可能にする構成要素を有することが可能である。例えば、システム３００の装置は、導通通信信号（例えば電流及び電圧パルスのうち少なくともいずれか）を、伝送装置の１以上の電極を介して患者の体内に伝送するように構成可能であり、かつ導通通信信号（例えばパルス）を、受信装置の１以上の電極を介して受け取ることができる。患者の身体は、導通通信信号（例えばパルス）を、システム３００において伝送装置の１以上の電極から受信装置の電極に「導通する」ことができる。そのような例では、送達される導通通信信号（例えばパルス）は、ペーシング又はその他の治療法の信号とは異なり得る。例えば、システム３００の装置は、捕捉閾値未満の振幅／パルス幅で電気通信パルスを心臓に送達することが可能である。ある場合には、送達される電気通信パルスの振幅／パルス幅は心臓の捕捉閾値を上回る可能性があるが、所望の場合には、心臓のブランキング・ピリオド（例えば不応期）の間に送達されること、及びペーシングパルスに組み込まれるか又はペーシングパルス上で変調されることのうち少なくともいずれかが可能である。

送達される電気通信パルスは、通信される情報をコード化するために任意の適切な方法で変調可能である。ある場合には、通信パルスはパルス幅が変調されてもよいし振幅が変調されてもよい。代替として、又は追加として、パルス間の時間が所望の情報をコード化するために変調されてもよい。ある場合には、導通通信パルスは、電圧パルス、電流パルス、二相電圧パルス、二相電流パルス、又は所望されるような任意の他の適切な電気パルスであり得る。代替として、又は追加として、通信経路３０８は、望ましいように、高周波（ＲＦ）通信、誘導通信、光通信、音波通信及び任意の他の適切な通信のうち少なくともいずれかを備えることができる。

図４は解説的な医療用装置システムを示す。図４では、ＬＣＰ４０２が心臓４１０の左心室の内部に固着されて示されており、かつパルス発生器４０６が、１以上の電極４０８ａ〜４０８ｃを有しているリード４１２に接続されて示される。ある場合には、パルス発生器４０６は皮下植込み型除細動器（Ｓ‐ＩＣＤ）の一部であることができ、かつ１以上の電極４０８ａ〜４０８ｃは皮下に配置され得る。ある場合には、１以上の電極４０８ａ〜４０８ｃが、胸腔の内側であるが心臓の外側、例えば胸骨のちょうど内側に、設置されてもよい。

ある場合には、ＬＣＰ４０２が皮下植込み型除細動器（Ｓ‐ＩＣＤ）と通信してもよい。ある場合には、リード４１２及びパルス発生器４０６のうち少なくともいずれか一方が、例えば心音を示す振動を感知するように構成されることが可能な、加速度計４１４を備えていてもよい。

ある場合には、ＬＣＰ４０２は、所望されるとおりに、心臓の右心室、右心房、左心室又は左心房の中にあり得る。ある場合には、２以上のＬＣＰ４０２が移植されてもよい。例えば、１つのＬＣＰが右心室に移植され、もう１つが右心房に移植されてもよい。別の例において、１つのＬＣＰが右心室に移植され、もう１つが左心室に移植されてもよい。さらに別の例において、１つのＬＣＰが心臓の心腔の各々に移植されてもよい。

図５Ａは、解説的な移植式リードレス型心臓ペースメーカ（ＬＣＰ）５１０の側面図である。ＬＣＰ５１０は形態及び機能において上述のＬＣＰ１００と同等であり得る。ＬＣＰ５１０は、上述のＬＣＰ１００に関して上述されたモジュール及び構造的特徴のうち少なくともいずれかを備えることができる。ＬＣＰ５１０は、基端部５１４及び先端部５１６を有するシェルすなわちハウジング５１２を備えることができる。解説的なＬＣＰ５１０は、ハウジング５１２に対して固定されてハウジング５１２の先端部５１６に隣接して配置された第１の電極５２０と、ハウジング５１２に対して固定されてハウジング５１２の基端部５１４に隣接して配置された第２の電極５２２とを備えている。ある場合には、ハウジング５１２は導電性材料を含んでもよく、かつその長さの一部に沿って絶縁されてもよい。基端部５１４に沿った区域は、第２の電極５２２を画成するために絶縁されていなく得る。電極５２０、５２２は、電気療法及び感知能力のうち少なくともいずれか一方を提供するために、感知電極及びペーシング電極のうち少なくともいずれか一方であり得る。第１の電極５２０は、心臓の心臓組織に当てて配置されることも可能であるし、その他の方法で心臓の心臓組織と接触することもできる一方、第２の電極５２２は第１の電極５２０から距離をおいて配置可能である。第１及び／又は第２の電極５２０、５２２は、ハウジング５１２の外側の環境に（例えば血液及び組織のうち少なくともいずれか一方に）曝される可能性がある。

ある場合には、ＬＣＰ５１０は、ペーシング／感知電極５２０、５２２を制御するために電極５２０、５２２に電気信号を提供するために、ハウジング５１２の内側にパルス発生器（例えば電気回路）及び動力源（例えばバッテリ）を備えることができる。明確に図示されてはいないが、ＬＣＰ５１０はさらに、形態及び機能について上述のモジュール１０２、１０６、１０８、１１０と同様の、レシーバ、電気的感知モジュール、機械的感知モジュール、及び処理モジュールのうち少なくともいずれかと、関連する回路とを備えることができる。様々なモジュール及び電気回路を、ハウジング５１２の内部に配置することが可能である。パルス発生器と電極５２０、５２２との間の電気的接続により、心臓組織への電気刺激を可能にすること、及び生理学的状態を感知することのうち少なくともいずれか一方を行うことができる。

ある場合には、レシーバが２以上のモード又は２以上の電力レベルで作動することが可能である。ある場合には、レシーバが、第１の電力モード又はレベル（例えば、高電力及び最大電力のうち少なくともいずれか一方のモード又はレベル）においては別の装置（例えば図２のＭＤ２００）からの通信及びコマンドのうち少なくともいずれか一方を受け取ることが可能であることができ、かつ第２の電力モード又はレベル（例えば、低電力及び非最大電力のうち少なくともいずれか一方のモード又はレベル）においては別の装置からの通信及びコマンドのうち少なくともいずれか一方を受け取ることが不可能であり得る。後者の場合、ＬＣＰ５１０は相対的に独立して作動することが可能である。この構成では、ＬＣＰ５１０に動力を供給するために使用されるエネルギー（例えば動力源からの動力）が節約されてＬＣＰ５１０の稼働寿命を潜在的に延長することが可能である。更に、ある実施形態では、ＬＣＰ５１０は、感知された生理学的パラメータのうち１以上に依存する１以上のルールに基づいてレシーバを電力モード又はレベルに設定するために、生理学的パラメータを感知するため電極５２０、５２２を使用することが可能である。例えば、患者の内因性心拍数の値は感知された生理学的パラメータから同定可能であり、かつ１以上のルールは、心拍数の値が心拍数の閾値を上回る場合には、レシーバが高電力モード又はレベルに設定されることになり、心拍数の値が心拍数の閾値未満場合には、レシーバが低電力モード又はレベルに設定されることになることを指定することが可能である。別の例では、患者の心拍数の値は感知された生理学的パラメータから同定可能であり、かつ１以上のルールは、心拍数の値が心拍数の閾値を上回る場合には、レシーバが、心拍数の値が心拍数の閾値未満である場合よりも高頻度で一定期間にわたって低電力モード又はレベルから高電力モード又はレベルに断続的に設定されるようになっていることを指定することが可能である。別の例では、患者の心拍数の値は感知された生理学的パラメータから同定可能であり、かつ１以上のルールは、心拍数の値が心拍数の閾値を上回る場合には、レシーバが低電力モードよりも長い期間にわたり高電力モード又はレベルに設定されるようになっていることを、指定することが可能である。加えて、１以上のルールは、心拍数の値が心拍数の閾値未満場合には、レシーバが高電力モードよりも長い期間にわたり低電力モード又はレベルに設定されるようになっていることを、指定することが可能である。ここでは内因性心拍数が例示の生理学的パラメータとして使用されるが、任意の適切な生理学的パラメータ又は生理学的パラメータの組み合わせを、レシーバの電力モードを制御するために１以上のルールにより使用可能であることが想定される。

図示された例において、ＬＣＰ５１０はハウジング５１２の先端部５１６に近接した固定機構５２４を備えている。固定機構５２４は、ＬＣＰ５１０を心臓の壁部に取り付けるか、又はその他の方法でＬＣＰ５１０を患者の解剖学的構造に固定するように、構成される。いくつかの実例では、固定機構５２４は、ＬＣＰ５１０を組織壁に取り付けるために心臓の心臓組織の中に固定される１以上又は複数のフック又は尖叉５２６を備えることができる。他の実例では、固定機構５２４は、心臓の心腔内で小柱に絡みつくように構成された１以上又は複数の受動型尖叉、及びＬＣＰ５１０を心臓に固定するために組織壁の中にねじ込まれるように構成された螺旋形の固着アンカー、のうち少なくともいずれか一方を備えることができる。これらは単なる例にすぎない。

ＬＣＰ５１０はさらに、ハウジング５１２の基端部５１４に近接したドッキング部材５３０を備えることができる。ドッキング部材５３０は、ＬＣＰ５１０の送達及び回収のうち少なくともいずれか一方を容易にするように構成可能である。例えば、ドッキング部材５３０は、ハウジング５１２の長手方向軸に沿ってハウジング５１２の基端部５１４から伸びることができる。ドッキング部材５３０は、ヘッド部分５３２、及びハウジング５１２とヘッド部分５３２との間に伸びるネック部分５３４を備えることができる。ヘッド部分５３２は、ネック部分５３４に比べて肥大した部分であり得る。例えば、ヘッド部分５３２は、ＬＣＰ５１０の長手方向軸からのネック部分５３４の径方向の寸法よりも大きい、ＬＣＰ５１０の長手方向軸からの径方向の寸法を有することが可能である。ある場合には、ドッキング部材５３０は、ヘッド部分５３２から伸びているか又はヘッド部分５３２の内側に埋め込まれた、つなぎ綱型保持構造物５３６をさらに備えることができる。つなぎ綱型保持構造物５３６は、つなぎ綱又はその他の固定機構を通して受け入れるように構成された開口部５３８を画成してもよい。保持構造物５３６は概ね「Ｕ字型の」構成を有するように図示されるが、保持構造物５３６は、つなぎ綱が確実かつ解除可能に開口部５３８を通して渡される（例えば、輪になされる）ように、開口部５３８の周囲に閉じた外周を提供する任意の形状をとることができる。ある場合には、保持構造物５３６は、ヘッド部分５３２を通り、ネック部分５３４に沿い、かつハウジング５１２の基端部５１４まで、又は基端部５１４の中まで、延びてもよい。ドッキング部材５３０は、心臓内の部位へのＬＣＰ５１０の送達、及び心臓内の部位からのＬＣＰ５１０の回収のうち少なくともいずれか一方を容易にするように構成可能である。これは一例のドッキング部材５３０について説明しているが、提供される場合にはドッキング部材５３０は任意の適切な構成を有することが可能であることが想定される。

ある場合には、ＬＣＰ５１０は、ハウジング５１２に接続されるか又はハウジング５１２の内部に形成された１以上の圧力センサ５４０を備えて、該圧力センサが心臓内の血圧を計測するためにハウジング５１２の外側の環境に曝されるようになっていてもよい。例えば、ＬＣＰ５１０が左心室に設置される場合、圧力センサ５４０は左心室内の圧力を計測することが可能である。ＬＣＰ５１０が心臓の別の部分（例えば心房のうちの１つ又は右心室）に設置される場合、圧力センサは心臓のその部分の内部の圧力を計測することが可能である。圧力センサ５４０には、ＭＥＭＳ装置、例えば圧力ダイアフラム及び該ダイアフラム上のピエゾ抵抗素子を備えたＭＥＭＳ装置、圧電センサ、静電容量型マイクロマシン超音波トランスデューサ（ｃＭＵＴ）、コンデンサ、マイクロマノメータ、又は心臓の圧力を計測するようになされた任意の他の適切なセンサが挙げられる。圧力センサ５４０は、本明細書中に記述された機械的感知モジュールの一部であってもよい。想定されるのは、圧力センサ５４０から得られた圧力計測値を、心臓周期に対する圧力曲線を生成するために使用できるということである。圧力の読み取り値は、以下に一層詳細に説明されるように、１以上の心臓周期について圧力‐インピーダンスループを生成するために、インピーダンス計測値（例えば電極５２０と５２２との間のインピーダンス）と組み合わせて取得されるとよい。インピーダンスは心腔容積の代わりとなり得るものであり、よって圧力‐インピーダンスループは心臓についての圧‐容積ループを表すことができる。

いくつかの実施形態では、ＬＣＰ５１０は、電極５２０、５２２の間のインピーダンスを計測するように構成可能である。より概略的には、インピーダンスは、上述の追加の電極１１４’のような他の電極対の間で計測されてもよい。ある場合には、インピーダンスは、２つの間隔を空けて配置されたＬＣＰの間で、例えば心臓の同じ心腔（例えばＬＶ）の内部に移植された２つのＬＣＰの間、又は心臓の異なる心腔（例えばＲＶ及びＬＶ）に移植された２つのＬＣＰの間で計測されてもよい。ＬＣＰ５１０の処理モジュール及び外部の支援装置のうち少なくともいずれかは、電極５２０、５２２（又は他の電極）の間で得られた心臓内インピーダンス計測値から、心臓容積の大きさを導き出すことができる。第１に、血液の比抵抗及び心臓の心臓組織の比抵抗における差異により、インピーダンス計測値は、心臓周期の間に、ＬＣＰを取り囲む血液の体積（したがって心腔の容積）が変化するにつれて変化し得る。ある場合には、心臓容積の大きさは、実際の大きさではなく相対的な大きさであってもよい。ある場合には、心臓内インピーダンスは、ＬＣＰの移植時に実施されることもある較正プロセスを介して、心臓容積の実際の大きさに関連づけられてもよい。較正プロセスの際、実際の心臓容積は蛍光透視法などを使用して測定可能であり、かつ計測されたインピーダンスをその実際の心臓容積に関連付けることができる。

ある場合には、ＬＣＰ５１０には、２つの電極５２０、５２２（又はその他の電極対）の間のインピーダンスを測定するために、第１の電極５２０と第２の電極５２２との間に電流が流れるようにするための第１の電極５２０及び第２の電極５２２に作動可能に接続されたエネルギー送達回路が提供されてもよい。エネルギー送達回路はさらに、第１及び第２の電極５２０、５２２のうち少なくともいずれか一方を介してペーシングパルスを送達するようにも構成可能である、ということが想定される。ＬＣＰ５１０は、第１の電極５２０と第２の電極５２２との間で受け取られた電気信号を検出するための、第１の電極５２０及び第２の電極５２２に作動可能に接続された検出回路をさらに備えることができる。いくつかの実例では、検出回路は、第１の電極５２０と第２の電極５２２との間で受け取られた心臓信号を検出するように構成可能である。

エネルギー送達回路が第１の電極５２０と第２の電極５２２との間に電流を送達したとき、検出回路は、インピーダンスを測定するために第１の電極５２０と第２の電極５２２との間の（又は、図示されていないが、第１の電極５２０及び第２の電極５２２とは別個の第３及び第４の電極の間の）、結果として生じる電圧を計測することが可能である。エネルギー送達回路が第１の電極５２０と第２の電極５２２との間に電圧を送達したとき、検出回路は、インピーダンスを測定するために第１の電極５２０と第２の電極５２２との間の（又は第１の電極５２０及び第２の電極５２２とは別個の第３及び第４の電極の間の）、結果として生じる電流を計測することが可能である。

図５Ｂは、解説的な移植式心臓装置（ＩＣＤ）５５０の側面図である。様々な実施形態において、ＩＣＤ５５０は、徐脈ペーシング、抗不整頻拍ペーシング、心臓再同期療法、又は細動除去のうち少なくとも１つの形態の出力治療を提供するように構成された、上述のＭＤ２００の一例であり得る。そのような例において、ＩＣＤ５５０は、内部に演算回路が配置されたハウジング５５２を備えることができる。加えて、上述のリード２１２と同様の１以上のリード５５４及び５５６が演算回路に接続されて、かつハウジング５５２から離れて延出していてもよい。

ある実施形態では、リード５５４は、先端部５５８に１以上の生理学的パラメータを感知するようになされた感知電極５６６を備えることができる。ある場合には、感知電極５６６は、チップ電極５６８Ａ、電極５６８Ａから基端側に離れるように間を空けて配置された電極５６８Ｂ、並びに電極５６８Ａ及び５６８Ｂから基端側に離れるように間を空けて配置された電極５６８Ｃを、備えることができる。いくつかの例において、リード５５４はさらに細動除去コイル５７０Ａを備えてもよく、かつ感知電極５６６は、細動除去コイル５７０Ａから先端側に離れるように間を空けて配置可能である。様々な実施形態において、ＩＣＤ５５０はさらにリード５５６を備えることができる。いくつかの例において、リード５５６はさらに、先端部５６２に細動除去コイル５７０Ｂを備えることができる。図５Ｂに図示されるように、電極５７０Ａ、５７０Ｂはコイル電極である。しかしながら、他の種類の電極、例えば複数の相互に接続したリング電極も、使用可能である。いくつかの例において、リード５５４は、リード５５４をハウジング５５２に取り付けて電極５６８Ａ〜５６８Ｃ及び５７０ＡをＩＣＤ５５０の内部回路（すなわち演算回路）に接続するように構成された基端側コネクタ５７２を備えている、基端部５６０を有することが可能である。更に、リード５５６は、リード５５６をハウジング５５２に取り付けて電極５７０ＢをＩＣＤ５５０の演算回路に接続するように構成された基端側コネクタ５７４を備えている、基端部５６４を有することが可能である。ある実施形態では、リード５５４、５５６はさらに、基端部５６０、５６４から先端部５５８、５６２に伸びる中空内部を備えることができる。この中空内部により、移植の際のスタイレット（図示せず）の導入が可能となり、このことにより、リード５５４、５５６を、静脈挿入地点を通して移植部位に導くことが可能となる。

ＩＣＤ５５０は、心臓治療システムで使用するようになされてもよい。ＩＣＤ５５０のハウジング５５２は気密的に密閉されることが可能である。ハウジング５５２の内部の演算回路は、様々な素子、例えばバッテリ、並びに１以上の低出力及び高出力の回路を、備えることができる。低出力の回路は、感知されたデータのフィルタリング、増幅、及びデジタル化を含めた、心臓信号の感知のために使用可能である。低出力の回路はさらに、ペーシング出力のようなある種の心臓治療の出力、加えてアナンシエータ、例えばビーパ若しくはブザー、非移植式のプログラマ又は通信機とともに使用するためのＲＦ通信、導通通信若しくは誘導通信（又は代替として、赤外線通信、音波通信及びセルラ通信のうち少なくともいずれか）のためのテレメトリ回路、のために使用可能である。演算回路はさらに、典型的にはコントローラ又はプロセッサを備え得る制御モジュールを介して互いに接続されることになるメモリ及び論理回路を具備することもできる。高出力の回路、例えば高出力キャパシタ、充電器、及び高出力スイッチを有するＨブリッジのような出力回路が、例えば細動除去治療を提供するために、設けられてもよい。その他の回路及びアクチュエータ、例えば、様々な目的で患者の体位又は体温の変化を検出するための加速度計又はサーミスタや、治療用物質、例えば薬物、インスリン又はインスリン代替品などを送達するための出力アクチュエータが、備えられてもよい。

本明細書中で使用されるように、コイル電極５７０Ａ、５７０Ｂは、螺旋形の巻線素子、フィラメント、又は撚り線であり得る。コイル５７０Ａ、５７０Ｂを形成しているフィラメントは、所望のとおりに、略円形であるか又は概ね扁平な（例えば、長方形の）断面形状を有することが可能である。しかしながら、他の断面形状が使用されてもよい。コイル電極５７０Ａ、５７０Ｂはクローズドピッチを有することができる、又は換言すれば、隣接した巻線は互いに接触し得る。代替として、コイル電極５７０Ａ、５７０Ｂは、隣接した巻線が互いに距離を置いて配置されるようにオープンピッチを有してもよい。ピッチは一定であってもよいし、コイル電極５７０Ａ、５７０Ｂの長さに沿って変化してもよい。ピッチの変化は、徐々に狭くなるピッチの変化であってもよいし、急激又は段階的なピッチの変化であってもよい。

ある場合には、コイル電極５７０Ａ、５７０Ｂは、概して幅より大きい長さを有することが可能である。円形、楕円形又は扁平のコイル電極５７０Ａ、５７０Ｂが使用され得る。ある場合には、コイル電極５７０Ａ、５７０Ｂは１〜１０センチメートルの範囲の長さを有することが可能である。一例では、コイル電極５７０Ａ、５７０Ｂは６又は８センチメートルの長さを有することが可能である。別の例では、リード５５４、５５６は２個の４センチメートルの電極コイル５７０Ａ、５７０Ｂを有することが可能である。ある場合には、電極コイル５７０Ａ、５７０Ｂ及びリード５５４、５５６は、外形について１．３３３〜３．３３３ミリメートル（４〜１０フレンチ）の範囲であってもよいし、又はそれより大きくても小さくてもよい。コイル電極ではなく、連続した表面を有する円筒状電極が使用されてもよい。

ある場合には、電極コイル５７０Ａ、５７０Ｂ及びリード５５４、５５６はコーティングされてもよい。例えば、薄い透過性膜が、組織の内方成長を阻害又は促進するために、ショック用コイル又はその他の電極、及びリード５５４、５５６の他の部分のうち少なくともいずれかを覆って配置されてもよい。コーティング、例えば、限定するものではないが延伸ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）が、摘出を容易にすること及び組織の内方成長を低減することのうち少なくともいずれか一方のために、コイル及びリードのうち少なくともいずれかに適用されてもよい。いくつかの実施形態では、コイル、リング、又は分割電極のいずれであれ電極のうち１以上は、例えば電気的性能を改善するために、静電容量性の高いコーティング、例えば、限定するものではないがイリジウム酸化物（ＩｒＯｘ）、窒化チタン（ＴｉＮ）、又その他の使用可能な「フラクタル」コーティングを備えている。ステロイド及び抗微生物剤のコーティングも同様に提供可能である。

本明細書中に開示された装置／システムの様々な構成要素は、金属、合金、ポリマー、金属‐ポリマー複合材料、セラミックス、これらの組み合わせなど、又はその他の適切な材料を含み得る。適切な金属及び合金のいくつかの例には、ステンレス鋼、例えば３０４Ｖ、３０４Ｌ、及び３１６ＬＶステンレス鋼；軟鋼；ニッケル‐チタン合金、例えば線形弾性及び超弾性のうち少なくともいずれかのニチノール；他のニッケル合金、例えばニッケル‐クロム‐モリブデン合金（例えば、ＩＮＣＯＮＥＬ（登録商標）６２５のようなＵＮＳ：Ｎ０６６２５、ＨＡＳＴＥＬＬＯＹ（登録商標）Ｃ‐２２ＲのようなＵＮＳ：Ｎ０６０２２、ＨＡＳＴＥＬＬＯＹ（登録商標）Ｃ２７６（登録商標）のようなＵＮＳ：Ｎ１０２７６、その他のＨＡＳＴＥＬＬＯＹ（登録商標）合金など）、ニッケル銅合金（例えばＵＮＳ：Ｎ０４４００、例えばＭＯＮＥＬ（登録商標）４００、ＮＩＣＫＥＬＶＡＣ（登録商標）４００、ＮＩＣＯＲＲＯＳ（登録商標）４００など）、ニッケル‐コバルト‐クロム‐モリブデン合金（例えばＵＮＳ：Ｒ３００３５、例えばＭＰ３５‐Ｎ（登録商標）など）、ニッケル‐モリブデン合金（例えばＵＮＳ：Ｎ１０６６５、例えばＨＡＳＴＥＬＬＯＹ（登録商標）ＡＬＬＯＹ Ｂ２（登録商標））、他のニッケル‐クロム合金、他のニッケル‐モリブデン合金、他のニッケル‐コバルト合金、他のニッケル鉄合金、他のニッケル銅合金、他のニッケル‐タングステン若しくはタングステン合金など；コバルト‐クロム合金；コバルト‐クロム‐モリブデン合金（例えばＵＮＳ：Ｒ３０００３、例えばＥＬＧＩＬＯＹ（登録商標）、ｐＨＹＮＯＸ（登録商標）など）；白金エンリッチドステンレス鋼；チタン；これらの組み合わせ；並びに同種のもの；又は任意の他の適切な材料が含まれる。

上記に議論されたリードに使用される適切なポリマーのいくつかの例には、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）、エチレンテトラフルオロエチレン（ＥＴＦＥ）、フッ素化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）、ポリオキシメチレン（ＰＯＭ、例えばデュポン社から入手可能なＤＥＬＲＩＮ（登録商標））、ポリエーテルブロックエステル、ポリウレタン（例えばポリウレタン８５Ａ）、ポリプロピレン（ＰＰ）、ポリ塩化ビニル（ＰＶＣ）、ポリエーテル‐エステル（例えば、ディーエスエムエンジニアリングプラスチックス社から入手可能なＡＲＮＩＴＥＬ（登録商標））、エーテル系若しくはエステル系コポリマー（例えば、ブチレン／ポリ（アルキレンエーテル）フタラート及び他のポリエステルエラストマーのうち少なくともいずれか、例えばデュポン社から入手可能なＨＹＴＲＥＬ（登録商標））、ポリアミド（例えば、バイエル社から入手可能なＤＵＲＥＴＨＡＮ（登録商標）若しくはエルフ・アトケム社から入手可能なＣＲＩＳＴＡＭＩＤ（登録商標））、弾性ポリアミド、ブロックポリアミド／エーテル、ポリエーテルブロックアミド（ＰＥＢＡ、例えば商品名ＰＥＢＡＸ（登録商標）として入手可能なもの）、エチレン酢酸ビニルコポリマー（ＥＶＡ）、シリコーン、ポリエチレン（ＰＥ）、Ｍａｒｌｅｘ（登録商標）高密度ポリエチレン、Ｍａｒｌｅｘ低密度ポリエチレン、線形低密度ポリエチレン（例えばＲＥＸＥＬＬ（登録商標））、ポリエステル、ポリブチレンテレフタラート（ＰＢＴ）、ポリエチレンテレフタラート（ＰＥＴ）、ポリトリメチレンテレフタラート、ポリエチレンナフタラート（ＰＥＮ）、ポリエーテルエーテルケトン（ＰＥＥＫ）、ポリイミド（ＰＩ）、ポリエーテルイミド（ＰＥＩ）、ポリフェニレンスルフィド（ＰＰＳ）、ポリフェニレンオキシド（ＰＰＯ）、ポリパラフェニレンテレフタルアミド（例えばＫＥＶＬＡＲ（登録商標））、ポリスルホン、ナイロン、ナイロン‐１２（例えば、エムス・アメリカン・グリロン社から入手可能なＧＲＩＬＡＭＩＤ（登録商標））、ペルフルオロ（プロピルビニルエーテル）（ＰＦＡ）、エチレンビニルアルコール、ポリオレフィン、ポリスチレン、エポキシ、ポリ塩化ビニリデン（ＰＶｄＣ）、ポリ（スチレン‐ｂ‐イソブチレン‐ｂ‐スチレン）（例えば、ＳＩＢＳ及びＳＩＢＳ Ａのうち少なくともいずれか）、ポリカーボネート、アイオノマー、生体適合性ポリマー、その他の適切な材料、又はこれらの混合物、組み合わせ、コポリマー、ポリマー／金属複合材料などが含まれる。

少なくともいくつかの実施形態では、付属装置及びその関連する構成要素の一部分又は全体が、放射線不透過性材料をドープされるか、同材料で作製されるか、又は他の方法で同材料を含んでいることが可能である。放射線不透過性材料は、医療手技中に蛍光透視装置のスクリーン上に、又は別の画像化技術において、比較的鮮明な画像を生じることが可能な材料であることが、了解される。この比較的鮮明な画像は、付属装置及びその関連する構成要素のユーザがその位置を決定するのを支援する。放射線不透過性材料のいくつかの例には、限定するものではないが、金、白金、パラジウム、タンタル、タングステン合金、放射線不透過性フィラーが装荷されたポリマー材料などが挙げられる。加えて、他の放射線不透過性マーカーのバンド及びコイルのうち少なくともいずれかが、同じ結果を達成するために付属装置及びその関連する構成要素の設計に組み込まれることも可能である。

図６は、患者６００におけるＬＣＰ５００及びＩＣＤ５５０の解説的な配置を示しており、患者については胸骨６０２及び心臓６０４を含むある一定の解剖学的特徴が略述される。いくつかの例において、ＬＣＰ５００は心臓６０４の右心室（ＲＶ）に位置付けられてもよい。他の例では、ＬＣＰ５００は、心臓６０４の別の心腔、例えば左心室（ＬＶ）に位置付けられてもよい。ＩＣＤ５５０は、リード５５４、５５６及びハウジング５５２を備え、ハウジング５５２がほぼ左腋窩に置かれる状態に設置済みである。図中、縫合スリーブが６０６で示され、かつリード５５４、５５６を例えば患者６００の皮下筋膜に固定するために使用される。ハウジング５５２は、所望のとおりに、例えば前腋窩線、腋窩中線、後腋窩線に、設置されてもよいし、又はさらにより背側に、背部で鋸筋の前面と広背筋の後面との間に設置されてもよい。ある場合には、右側の腋窩、胸部又は左若しくは右の鎖骨下への配置が、代わりに使用されてもよい。

様々な実施形態によれば、ＬＣＰ５００のレシーバは２以上のモード又は２以上の電力レベルで作動するように構成可能である。ある場合には、ＬＣＰ５００は、第１の電力モード又はレベルではＩＣＤ５５０と通信可能であり、かつ第２の電力モード又はレベルではＩＣＤ５５０と通信できない、ということが可能である。ある実施形態では、ＬＣＰ５００は、１以上のルールに基づいてＬＣＰ５００を電力モード又はレベルに設置するために、電極５２０及び５２２のうち少なくともいずれか（並びに／又は、他の電極及びセンサのうち少なくともいずれか）によって感知された生理学的パラメータを使用することが可能である。例えば、ある場合には、ルールは、心臓６０４の内因性心拍数が心拍数の閾値以下である場合にはＬＣＰ５００のレシーバは低電力モード又はレベルで作動することになっており、かつ、心臓６０４の内因性心拍数が心拍数の閾値を上回る場合にはＬＣＰ５００のレシーバは高電力モード又はレベルで作動することになっている、ということを指定することが可能である。代替として、又は追加として、ある場合には、ルールは、心拍数の値が心拍数の閾値を上回る場合には、第１の比率で低い電力レベルから高い電力レベルにＬＣＰ５００が断続的に設定されることになっており、かつ、心拍数の値が心拍数の値以下である場合には、第２の比率で低い電力モードから高い電力レベルにＬＣＰ５００が断続的に設定されることになっている、ということを指定することが可能である。ある場合には、１以上のルールは、ペーシングパルス、ペーシングパルスの振幅、及びペーシングパルスの幅のうち少なくともいずれかのためにどれだけの伝送電力が生成され得るかを指定することが可能である。いくつかの実例では、ＬＣＰ５００は、ＬＣＰ５００の作動について指示してＬＣＰ５００の耐用寿命を長くすることができる他のルールを備えて構成されてもよい。

図７は、２以上の電力モードで作動するように構成されたＩＭＤの作動の一例の方法７００を示す。方法７００は、ＩＭＤが出力信号を受信するステップ７０２で始まる。いくつかの例において、出力信号は、患者の状態及び患者の心臓の状態のうち少なくともいずれかを示す１以上の生理学的パラメータを表していてもよい。例えば、ある場合には、出力信号は、ｐＨレベル、心電図（ＥＣＧ）波形、心拍数、心腔圧、加速度、回転、温度（例えば血液温度、身体組織温度など）、心臓電気信号などのような生理学的パラメータを表すことができる。いくつかの例において、心臓電気信号は、ＩＭＤが移植される心腔からの局所情報を表すことができる。ある場合には、ＩＭＤは、他の心腔からの心臓電気信号（例えばファーフィールド）、例えば心房からのＰ波を検出するように構成可能である。ステップ７０４において、ＩＭＤは出力信号をルールに適用することが可能である。ある場合には、出力信号は１つのルールに適用されてもよい。ある場合には、出力信号が多数のルールに適用されてもよく、かつ該ルールは、ある１以上のルールの結果が別の１以上のルールの結果に基づいて無視される場合もある、重要性の序列を有することが可能である。

ステップ７０６において、ＩＭＤのレシーバは、出力信号に対するルールの適用に基づいてある一定の電力モードに設定され得る。例えば、感知又は測定された生理学的パラメータが許容範囲内及び閾値未満のうち少なくともいずれかである場合、レシーバは低電力モードに設定可能であり、かつ生理学的パラメータが許容範囲外及び閾値超過のうち少なくともいずれかである場合、レシーバは高電力モードに設定可能である。ＩＭＤはその後、ステップ７０２に戻ることができる。

図８Ａ〜図１０は、ＩＭＤ（例えばＬＣＰ）の解説的な作動について示すタイミング図である。図８Ａ〜図１０は、生理学的パラメータを示す出力信号８００、生理学的パラメータの閾値８０２、第１の低い電力レベル８０４、第２の高い電力レベル８０６についての記録を示している。様々な実施形態によれば、ＬＣＰは、出力信号８００をモニタリングし、１以上のルールの適用に基づいてレシーバを低電力モード又は高電力モードに設定することが可能である。

特に図８Ａを参照すると、予め設定されたルールは、出力信号８００が生理学的パラメータの閾値８０２であるか又はそれ以下の場合には、レシーバが低電力モードで作動することになっており、かつ出力信号８００が生理学的パラメータの閾値８０２を上回る場合には、レシーバが高電力モードで作動することになっている、ということを指定することが可能である。本明細書中に明示されるように、ある場合には、出力信号８００は、１以上の感知又は測定された生理学的パラメータ、例えば心拍数、心腔圧、ｐＨレベル、心電図（ＥＣＧ）波形、温度（例えば血液温度、身体組織温度など）、心臓電気信号などを表わすことができる。いくつかの例では、心臓の電気信号は、ＬＣＰが移植される心腔からの局所情報を表すことができる。ある場合には、ＬＣＰは、他の心腔からの心臓電気信号（例えばファーフィールド）、例えば心房からのＰ波を検出するように構成可能である。

図８Ａに示されるように、出力信号８００は当初は生理学的パラメータの閾値８０２を下回っている。この間は、解説のようなルールに従い、レシーバは低電力モードに設定される。低電力モードでは、当該レシーバは図のように第１の低い電力レベル８０４で電力を消費することが可能である。図８Ａの例について引き続き述べると、Ａの時点で出力信号８００は生理学的パラメータの閾値８０２を上回る。解説のようなルールに従い、レシーバは高電力モードに設定される。高電力モードでは、当該レシーバは図のように第２の高い電力レベル８０６で電力を消費することが可能である。レシーバは、出力信号８００が低下してＢの時点で生理学的パラメータの閾値８０２より下に戻るまでは高電力モードのままであることができ、Ｂの時点でレシーバは低電力モードに戻される。図示された例では、生理学的パラメータの閾値８０２は固定された閾値である。しかしながら、ある場合には、生理学的パラメータの閾値８０２は、所望のとおりに、可変的でプログラム可能な閾値であっても、別の感知若しくは測定された生理学的パラメータに基づいていてもよく、かつ／又は、任意の他の適切な閾値であってもよい。

同様に図８Ａによって表わされる別の実施形態では、予め設定されたルールは、ＬＣＰが外部装置から有効なテレメトリコマンドを受け取ったときに低電力モードである場合に、レシーバは低電力モードから高電力モードに移行することになっていることを、指定することが可能である。ある場合には、外部装置は、出力信号８００が生理学的パラメータの閾値８０２を超えたときにテレメトリコマンドを送信することが可能である。ある場合には、コマンドは、ＡＴＰ治療、ショック後ペーシング治療、心臓再同期療法（ＣＲＴ）など、又はその他の適切な治療を提供するためのコマンドであり得る。低電力モードにおいて、レシーバは外部装置からの通信を受け取ることが可能であってもよいが、しかしながらレシーバは、その最大電力レベルの０％〜９０％、その最大電力レベルの５％〜７５％、最大電力レベルの８０％未満、最大電力レベルの６０％未満、最大電力レベルの５０％未満、最大電力レベルの３０％未満、最大電力レベルの２０％未満、最大電力レベルの１０％未満、又は任意の他の適切なレベルを消費することが可能である。

図８Ａに示されるように、出力信号８００は当初は生理学的パラメータの閾値８０２より下にある。この間、ＬＣＰはまだ外部装置からテレメトリコマンドを受け取っていない。解説のようなルールに従い、レシーバは低電力モードに置かれている。低電力モードでは、当該レシーバは図のように第１の低い電力レベル８０４で電力を消費することが可能である。図８Ａの例について引き続き述べると、Ａの時点で出力信号８００は生理学的パラメータの閾値８０２を超え、外部装置から通信が送られる。ある場合には、ＬＣＰは通信が有効なテレメトリコマンドかどうかを判定してもよい。通信が有効であれば、解説のようなルールに従い、レシーバは高電力モードに設定される。高電力モードでは、当該レシーバは図のように第２の高い電力レベル８０６で電力を消費することが可能である。ひとたびＬＣＰがコマンドを実行し、かつ出力信号８００が低下してＢの時点で生理学的パラメータの閾値８０２より下に戻れば、レシーバは低電力モードに戻されることが可能である。図示された例では、生理学的パラメータの閾値８０２は固定された閾値である。

ここで図８Ｂに示された例を参照する。図８Ｂに示された例は、本例ではＬＣＰがレシーバを低電力モードに戻す前に５秒間待機するように構成された動的ヒステリシスすなわち遅延を有し得ることを除いて、図８Ａに示されたものと同じである。例えば、図８Ｂに示されるように、内因性心拍数が生理学的パラメータの閾値８０２より上から生理学的パラメータの閾値８０２未満にＢの時点で移行したとき、レシーバは、Ｃの時点でレシーバを低電力モードに戻す前に５秒間、高電力モードのままである。ある場合には、これにより、患者の生理学的パラメータが生理学的パラメータの閾値８０２未満にとどまりそうであると判定するのに十分な時間を見込むことが可能となる。他の例では、動的ヒステリシスすなわち遅延は、１０秒、３０秒、１分、５分、１０分、３０分、１時間、５時間、１０時間、２４時間などであり得る。

ここで図９に示された例を参照する。図９に示された例は、レシーバが低電力モード場合には、レシーバが第１の比率及び動作周期のうち少なくともいずれかで第１の低い電力レベル８０４と第２の高い電力レベル８０６との間で断続的に切り替わり、かつレシーバが高電力モード場合には、レシーバが第２の比率及び動作周期のうち少なくともいずれかで第１の低い電力レベル８０４と第２の高い電力レベル８０６との間で断続的に切り替わり、第２の比率及び動作周期のうち少なくともいずれかは、第１の比率及び動作周期のうち少なくともいずれかよりも高い（すなわち、第２の高い電力レベル８０６においてより多くの時間を費やす）ということを除いて、図８に示されたものと同じである。これにより、レシーバが低電力モードである間にレシーバが通信を受け取ることが可能になり、単に高電力モードである場合よりも余地が少ないということになる。

ここで図１０を参照すると、同図は異なるルールの作動を示している。図１０では、ルールは、第１の出力信号８００が第１の生理学的パラメータの閾値８０２以下であるか、「又は」第２の出力信号１０００が第２の生理学的パラメータの閾値１００２以下の場合には、レシーバが低電力モードで作動することになっているとともに、第１の出力信号８００が第１の生理学的パラメータの閾値８０２を上回り、「かつ」、第２の出力信号１０００が第２の生理学的パラメータの閾値１００２を上回る場合には、レシーバが高電力モードで作動することになっている、ということを指定している。

図１１は、２以上の電力モード又は２以上の電力レベルで作動するように構成されたＬＣＰの作動についての例示の方法１１００を示す。ある場合には、ルールベースエンジンは、患者の内因性心拍数が心拍数の閾値以下である場合には、ＬＣＰのレシーバを低電力モード又はレベルで作動させるために使用可能であり、かつ、内因性心拍数が心拍数の閾値を上回る場合には、ＬＣＰのレシーバを高電力モード又はレベルで作動させるために使用可能である。方法１１００は、ＬＣＰが患者の１以上の生理学的パラメータを感知するステップ１１０２で始まる。ステップ１１０４において、ＬＣＰは１以上の感知された生理学的パラメータから患者の内因性心拍数を同定する。ステップ１１０６において、ＬＣＰは内因性心拍数が心拍数の閾値を上回っているかどうかを判定することが可能である。内因性心拍数が心拍数の閾値を上回っていない場合、ステップ１１０８において、ＬＣＰはそのレシーバを低電力モード又はレベルで作動させることができる。ある場合には、低電力モード又はレベルにおいて、ＬＣＰのレシーバは、その最大電力レベルの０％〜９０％、その最大電力レベルの５％〜７５％、最大電力レベルの８０％未満、最大電力レベルの６０％未満、最大電力レベルの５０％未満、最大電力レベルの３０％未満、最大電力レベルの２０％未満、最大電力レベルの１０％未満、又は任意の他の適切なレベルを消費することが可能である。心拍数の閾値は、限界値のような固定された心拍数であってもよいし、患者の活動レベルに依存する動的な心拍数であってもよい。この構成では、ＬＣＰに動力を供給するために使用されるエネルギーが節約され、かつ潜在的にはＬＣＰの稼働寿命を延長することが可能である。内因性心拍数が心拍数の閾値を上回る場合、ステップ１１１０において、ＬＣＰはそのレシーバを高電力モード又はレベルで作動させることができる。ある場合には、高電力モード又はレベルにおいて、ＬＣＰはその最大電力レベルで作動することが可能である。高電力モード若しくはレベル、又は低電力モード若しくはレベルである間、ステップ１１１２において、ＬＣＰは通信信号（例えばペーシング治療を提供するコマンド）が外部装置から受信されたかどうかを判定することが可能である。通信信号が外部装置から受信されていない場合、ＬＣＰはステップ１１０２に戻ることができる。しかしながら、通信信号が外部装置から受信された場合、ステップ１１１４において、ＬＣＰは内因性心拍数が治療閾値を上回っているかどうかを判定することが可能である。いくつかの例において、心拍数の閾値及び治療閾値は同じであってもよい。しかしながら、他の例では、心拍数の閾値及び治療閾値は異なっていてもよい。ＬＣＰが内因性心拍数は治療閾値を上回っていないと判定した場合、ＬＣＰはステップ１１０２に戻ることができる。しかしながら、ＬＣＰが内因性心拍数は治療閾値を上回っていると判定した場合、ステップ１１１６において、ＬＣＰは患者にデマンド型ペーシング治療（例えばＡＴＰ治療）を提供することが可能である。

図１２は、２以上の電力モード又は２以上の電力レベルで作動するように構成されたＬＣＰの作動についての別の例示の方法１２００を示す。ある場合には、ルールベースエンジンは、ＬＣＰのレシーバが、内因性心拍数が心拍数の閾値を上回る場合には、内因性心拍数の値が心拍数の閾値未満である場合よりも高頻度で一定期間にわたって低電力モード又はレベルから高電力モード又はレベルに断続的に設定されるようにするために、使用されることができる。方法１２００は、ＬＣＰが患者の１以上の生理学的パラメータを感知するステップ１２０２で始まる。ステップ１２０４において、ＬＣＰは１以上の感知された生理学的パラメータから内因性心拍数を同定することが可能である。ステップ１２０６において、ＬＣＰは内因性心拍数が心拍数の閾値を上回っているかどうかを判定することが可能である。内因性心拍数が心拍数の閾値を上回る場合、ステップ１２０８において、ＬＣＰは、ＬＣＰのレシーバが第１の比率の頻度で低い電力レベルから高い電力レベルに設定される第１の比率の作動モードで作動することが可能である。内因性心拍数が心拍数の閾値を上回らない場合、ステップ１２１０において、ＬＣＰは、ＬＣＰのレシーバが第２の比率の頻度で低い電力レベルから高い電力レベルに設定される第２の比率の作動モードで作動することが可能であり、第２の比率の頻度は第１の比率の頻度より低い。ＬＣＰのレシーバが低い電力レベルである期間中、ＬＣＰのレシーバは外部装置と通信することが不可能であることができ、かつＬＣＰのレシーバが高い電力レベルである期間中、ＬＣＰのレシーバは外部装置と通信することが可能であり得る。ある場合には、第１の比率の作動モードにおいて、ＬＣＰのレシーバは、その最大電力レベルの０％〜９０％、その最大電力レベルの５％〜７５％、最大電力レベルの８０％未満、最大電力レベルの６０％未満、最大電力レベルの５０％未満、最大電力レベルの３０％未満、最大電力レベルの２０％未満、最大電力レベルの１０％未満、又は任意の他の適切なレベルを消費することが可能である。

ステップ１２１２において、ＬＣＰが高電力モード又はレベルにある場合、ＬＣＰは、通信信号（例えばペーシング治療を提供するコマンド）が外部装置から受け取られているかどうかを判定することが可能である。通信信号が外部装置から受け取られていない場合、ＬＣＰはステップ１２０２に戻ることができる。しかしながら、通信信号が外部装置から受け取られた場合、ステップ１２１４において、ＬＣＰは内因性心拍数が治療閾値を上回っているかどうかを判定することが可能である。いくつかの例において、心拍数の閾値及び治療閾値は同じであってもよい。しかしながら、他の例では、心拍数の閾値及び治療閾値は異なっていてもよい。ＬＣＰが内因性心拍数は治療閾値を上回っていないと判定した場合、ＬＣＰはステップ１２０２に戻ることができる。しかしながら、ＬＣＰが内因性心拍数は治療閾値を上回っていると判定した場合、ステップ１２１６において、ＬＣＰは患者にデマンド型ペーシング治療（例えばＡＴＰ治療）を提供することが可能である。

図１３は、２以上の電力モード又は２以上の電力レベルで作動するように構成されたＬＣＰの作動についての別例の方法１３００を示す。ある場合には、ルールベースエンジンは、ＬＣＰのレシーバが、内因性心拍数の値が心拍数の閾値を上回る場合には、内因性心拍数の値が心拍数の閾値未満である場合よりも、低電力モード又はレベルの時間より長い時間にわたって高電力モード又はレベルに設定されるようにするために、使用可能である。方法１３００は、ＬＣＰが患者の１以上の生理学的パラメータを感知するステップ１３０２で始まる。ステップ１３０４において、ＬＣＰは、感知された生理学的パラメータのうち１以上から内因性心拍数を同定することが可能である。ステップ１３０６において、ＬＣＰは内因性心拍数が心拍数の閾値を上回っているかどうかを判定することが可能である。内因性心拍数が心拍数の閾値を上回っている場合、ステップ１３０８において、ＬＣＰはそのレシーバを、内因性心拍数が心拍数の閾値を上回らない場合よりも長い期間にわたって低電力モード又はレベルよりも高い電力モード又はレベルで作動させることができる。内因性心拍数が心拍数の閾値未満である場合、かつステップ１３１０において、ＬＣＰはそのレシーバを、高電力モード又はレベルよりも長い期間にわたって低電力モード又はレベルで作動させることができる。ＬＣＰが低電力モード又はレベルである期間中、ＬＣＰは外部装置と通信することが不可能であり得る。ＬＣＰが高電力モード又はレベルである期間中、ＬＣＰは外部装置と通信することが可能であり得る。ある場合には、ＬＣＰがそのレシーバを高電力モード又はレベルよりも長い期間にわたって低電力モード又はレベルで作動させるとき、ＬＣＰのレシーバは、その最大電力レベルの０％〜９０％、その最大電力レベルの５％〜７５％、最大電力レベルの８０％未満、最大電力レベルの６０％未満、最大電力レベルの５０％未満、最大電力レベルの３０％未満、最大電力レベルの２０％未満、最大電力レベルの１０％未満、又は任意の他の適切なレベルを消費することが可能である。

ステップ１３１２において、ＬＣＰが高電力モード又はレベルである場合、ＬＣＰは通信信号（例えばペーシング治療を提供するコマンド）が外部装置から受け取られているかどうかを判定することが可能である。通信信号が外部装置から受け取られていない場合、ＬＣＰはステップ１３０２に戻ることができる。しかしながら、通信信号が外部装置から受け取られた場合、ステップ１３１４において、ＬＣＰは内因性心拍数が治療閾値を上回るかどうかを判定することが可能である。いくつかの例において、心拍数の閾値及び治療閾値は同じであってもよい。しかしながら、他の例では、心拍数の閾値及び治療閾値は異なっていてもよい。ＬＣＰが内因性心拍数は治療閾値を上回っていないと判定した場合、ＬＣＰはステップ１３０２に戻ることができる。しかしながら、ＬＣＰが内因性心拍数は治療閾値を上回っていると判定した場合、ステップ１３１６において、ＬＣＰは患者にデマンド型ペーシング治療（例えばＡＴＰ治療）を提供することが可能である。

本明細書中に記載された方法の実施例は、少なくとも一部には機械又はコンピュータに実装されることが可能である。いくつかの例は、上記の実施例に記載されるような方法を実施するための電子装置を構成するように作動する命令を備えてコード化されたコンピュータ可読媒体又は機械可読媒体を備えることができる。そのような方法の実装には、マイクロコード、アセンブリ言語コード、高水準言語コードなどのようなコードが含まれることが可能である。そのようなコードは、様々な方法を実施するためのコンピュータ読取り可能な命令を含むことができる。コードは、コンピュータプログラムプロダクトの一部を形成してもよい。さらに、一例において、コードは、例えば実行中又はその他の時点で、１以上の揮発性で非一時的な、又は不揮発性の有形のコンピュータ可読媒体に、有形に格納することが可能である。これらの有形コンピュータ可読媒体の例には、限定するものではないが、ハードディスク、着脱式の磁気又は光ディスク、磁気カセット、メモリカード又はスティック、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）、読取り専用メモリ（ＲＯＭ）などが挙げられる。

上記の説明は、概説であって限定的ではないように意図される。例えば、上記の実施例（又はその１以上の態様）は、互いに組み合わせて使用可能である。さらに、上記の「説明」において、様々な特徴が本発明を簡素化するために１つに集められている場合がある。これは、特許請求の範囲に無いが開示される特徴が任意の請求項にとって必須であることを意図していると解釈されるべきでない。むしろ、発明の主題は特定の開示された実施形態の全ての特徴に満たない中に存在し得る。よって、特許請求の範囲はここに実施例又は実施形態として「説明」に組み込まれ、各請求項はそのままで個別の実施形態として有効であり、かつ、そのような実施形態は様々な組み合わせ又は順列で互いに組み合わされることが可能であることが想定される。本発明の範囲は、添付の特許請求の範囲に、そのような特許請求の範囲について与えられる全ての範囲の等価物を併せて参照して、決定されるべきである。

Claims (15)

1. 移植式医療用装置であって、
   コントローラを具備し、
   高電力モード及び低電力モードを有しているレシーバを具備し、
   高電力モードでは、前記レシーバは、外部装置から通信を受け取ることが可能であるとともに受け取った通信を前記コントローラに渡すことが可能であり、
   低電力モードでは、前記レシーバは、当該レシーバの最大電力レベル未満で作動するものであり、
   前記コントローラに出力を提供する生理学的センサを具備し、
   前記コントローラは、前記生理学的センサの出力の少なくとも一部に基づいて前記レシーバが高電力モードであるか低電力モードであるかを制御するように構成される、移植式医療用装置。
2. 低電力モードにおいて、前記レシーバは、前記外部装置からの通信を受け取ること及び受け取った通信を前記コントローラに渡すことはできず、かつ、移植式医療用装置は、前記レシーバが低電力モードであるときに前記外部装置とは独立に作動するように構成される、請求項１に記載の移植式医療用装置。
3. 前記外部装置からの通信はコマンドからなり、かつ、前記コントローラは、前記コマンドの少なくとも一部に基づいて前記レシーバが高電力モードであるか低電力モードであるかを制御するようにさらに構成される、請求項１に記載の移植式医療用装置。
4. 移植式医療用装置は、前記レシーバが高電力モードであるときに前記外部装置からコマンドを受け取るように構成されており、かつ、移植式医療用装置は、高電力モードから低電力モードに切り替えるときにヒステリシス関数を使用するように構成される、請求項１に記載の移植式医療用装置。
5. 前記コントローラは、
   前記生理学的センサの出力に基づいて生理学的パラメータ値を同定するように構成されるとともに、
   同定された生理学的パラメータ値を少なくとも一部に条件とした１以上のルールに基づいて、前記レシーバが高電力モードであるか低電力モードであるかを制御するように構成される、請求項１に記載の移植式医療用装置。
6. 同定される生理学的パラメータ値は心拍数の値であり、前記１以上のルールは、心拍数の値が心拍数の閾値を上回る場合には、前記レシーバが高電力モードに設定されることになっていることと、心拍数の値が心拍数の閾値未満である場合には、前記レシーバが低電力モードに設定されることになっていることとを指定する、請求項５に記載の移植式医療用装置。
7. 同定される生理学的パラメータ値は心拍数の値であり、前記１以上のルールは、心拍数の値が心拍数の閾値を上回る場合には、前記レシーバが第１の比率で低い電力レベルから高い電力レベルに断続的に設定される高電力モードに当該レシーバが設定されることになっていることと、心拍数の値が心拍数の閾値未満である場合には、前記レシーバが第２の比率で低い電力レベルから高い電力レベルに断続的に設定される低電力モードに当該レシーバが設定されることになっていることとを指定し、第１の比率は第２の比率より大きい、請求項５に記載の移植式医療用装置。
8. 同定される生理学的パラメータ値は心拍数の値であり、前記１以上のルールは、心拍数の値が心拍数の閾値を上回る場合には、前記レシーバが低い電力レベルよりも多く高い電力レベルに設定される高電力モードに当該レシーバが設定されることになっていることと、心拍数の値が心拍数の閾値未満である場合には、前記レシーバが高い電力レベルよりも多く低い電力レベルに設定される低電力モードに当該レシーバが設定されることになっていることとを指定する、請求項５に記載の移植式医療用装置。
9. 同定される生理学的パラメータ値は、心拍数の値、ｐＨ値、温度値、ＥＣＧ波形の値、加速度計の値、患者の姿勢のうちの１つである、請求項５に記載の移植式医療用装置。
10. 移植式医療用装置はリードレス型心臓ペースメーカである、請求項１に記載の移植式医療用装置。
11. リードレス型心臓ペースメーカであって、
    ハウジングを具備し、
    患者の１以上の生理学的パラメータを感知するための１以上の生理学的センサを具備し、
    ２以上の電極を具備し、前記電極のうち少なくとも２つが患者の心臓にペーシングパルスを送達するためのものであり、
    前記ハウジング内に配置されて低電力モード及び高電力モードで作動するように構成されたレシーバを具備し、
    高電力モードでは、前記レシーバは外部装置からＡＴＰコマンドを受け取ることが可能であり、
    低電力モードでは、前記レシーバは外部装置からＡＴＰコマンドを受け取ることが不可能であり、
    前記１以上の生理学的センサと、前記２以上の電極と、前記レシーバとに作動可能に接続された演算回路を具備し、前記演算回路は、
    前記１以上の生理学的センサによって感知された１以上の生理学的パラメータの少なくとも一部に基づいて測定された患者の心拍数の少なくとも一部に基づいて、前記レシーバを低電力モードと高電力モードとの間で切り替えるように構成されるとともに、
    前記レシーバが高電力モードであるときに前記外部装置からＡＴＰコマンドを受け取っているレシーバに応答して、前記電極のうち２以上によって抗不整頻拍ペーシング（ＡＴＰ）治療を提供するように構成される、リードレス型心臓ペースメーカ。
12. 前記演算回路は、
    心拍数がＡＴＰの心拍数の閾値を超えた場合には、前記レシーバを高電力モードに設定するように構成されるとともに、
    心拍数がＡＴＰの心拍数の閾値を超えない場合には、前記レシーバを低電力モードに設定するように構成される、請求項１１に記載のリードレス型心臓ペースメーカ。
13. 前記演算回路は、
    心拍数が心拍数の閾値を超えた場合には、前記レシーバを高電力モードに切り替え、かつ、高電力モードでは、前記レシーバを低い電力レベルよりも多く高い電力レベルに設定するように構成されるとともに、
    心拍数が心拍数の閾値を超えない場合には、前記レシーバを低電力モードに切り替え、かつ、低電力モードでは、レシーバを高い電力レベルよりも多く低い電力レベルに設定するように構成される、請求項１１に記載のリードレス型心臓ペースメーカ。
14. 前記１以上の生理学的センサが前記電極のうち２以上を具備している、請求項１１に記載のリードレス型心臓ペースメーカ。
15. １以上の生理学的センサは機械センサからなり、かつ１以上の生理学的パラメータは、機械センサによって生じた１以上の機械的信号からなる、請求項１１に記載のリードレス型心臓ペースメーカ。