JP2021535765A - 適応型ｖｆａ心臓療法 - Google Patents

適応型ｖｆａ心臓療法 Download PDF

Info

Publication number
JP2021535765A
JP2021535765A JP2020570161A JP2020570161A JP2021535765A JP 2021535765 A JP2021535765 A JP 2021535765A JP 2020570161 A JP2020570161 A JP 2020570161A JP 2020570161 A JP2020570161 A JP 2020570161A JP 2021535765 A JP2021535765 A JP 2021535765A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
heart
pacing
therapy
patient
electrode
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
JP2020570161A
Other languages
English (en)
Other versions
JPWO2020044312A5 (ja
Inventor
ゴーシュ，スバム
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Medtronic Inc
Original Assignee
Medtronic Inc
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Medtronic Inc filed Critical Medtronic Inc
Publication of JP2021535765A publication Critical patent/JP2021535765A/ja
Publication of JPWO2020044312A5 publication Critical patent/JPWO2020044312A5/ja
Pending legal-status Critical Current

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
    • A61N1/368—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions
    • A61N1/3684—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions for stimulating the heart at multiple sites of the ventricle or the atrium
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
    • A61N1/36585—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by two or more physical parameters
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/103—Detecting, measuring or recording devices for testing the shape, pattern, colour, size or movement of the body or parts thereof, for diagnostic purposes
    • A61B5/11—Measuring movement of the entire body or parts thereof, e.g. head or hand tremor, mobility of a limb
    • A61B5/1102—Ballistocardiography
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
    • A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
    • A61B5/346—Analysis of electrocardiograms
    • A61B5/349—Detecting specific parameters of the electrocardiograph cycle
    • A61B5/366—Detecting abnormal QRS complex, e.g. widening
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
    • A61B5/6846—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be brought in contact with an internal body part, i.e. invasive
    • A61B5/6867—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be brought in contact with an internal body part, i.e. invasive specially adapted to be attached or implanted in a specific body part
    • A61B5/6869—Heart
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/02—Details
    • A61N1/04—Electrodes
    • A61N1/05—Electrodes for implantation or insertion into the body, e.g. heart electrode
    • A61N1/056—Transvascular endocardial electrode systems
    • A61N1/057—Anchoring means; Means for fixing the head inside the heart
    • A61N1/0573—Anchoring means; Means for fixing the head inside the heart chacterised by means penetrating the heart tissue, e.g. helix needle or hook
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/02—Details
    • A61N1/04—Electrodes
    • A61N1/05—Electrodes for implantation or insertion into the body, e.g. heart electrode
    • A61N1/0587—Epicardial electrode systems; Endocardial electrodes piercing the pericardium
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
    • A61N1/36514—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by a physiological quantity other than heart potential, e.g. blood pressure
    • A61N1/36578—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by a physiological quantity other than heart potential, e.g. blood pressure controlled by mechanical motion of the heart wall, e.g. measured by an accelerometer or microphone
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
    • A61N1/368—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions
    • A61N1/3682—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions with a variable atrioventricular delay
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/372—Arrangements in connection with the implantation of stimulators
    • A61N1/37205—Microstimulators, e.g. implantable through a cannula
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/372—Arrangements in connection with the implantation of stimulators
    • A61N1/375—Constructional arrangements, e.g. casings
    • A61N1/3756—Casings with electrodes thereon, e.g. leadless stimulators
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/25—Bioelectric electrodes therefor
    • A61B5/279—Bioelectric electrodes therefor specially adapted for particular uses
    • A61B5/28—Bioelectric electrodes therefor specially adapted for particular uses for electrocardiography [ECG]
    • A61B5/282—Holders for multiple electrodes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/3621—Heart stimulators for treating or preventing abnormally high heart rate
    • A61N1/3622—Heart stimulators for treating or preventing abnormally high heart rate comprising two or more electrodes co-operating with different heart regions
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
    • A61N1/368—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/372—Arrangements in connection with the implantation of stimulators
    • A61N1/375—Constructional arrangements, e.g. casings
    • A61N1/37518—Anchoring of the implants, e.g. fixation

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Physiology (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Dentistry (AREA)
  • Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Electrotherapy Devices (AREA)

Abstract

ＶｆＡ心臓療法は、埋め込み可能な医療用デバイスまたはシステムを使用する。埋め込み可能な医療用デバイスは、患者の心臓の左心室心筋に、右心房から右心房内膜および中心線維体を通って埋め込まれた組織貫通電極を含む。デバイスは、右心房電極、右心房運動検出器、またはその両方を含み得る。デバイスは、患者の心臓内に完全に埋め込まれても、または１つ以上のリードを使用して、患者の心臓に電極を埋め込まれてもよい。別の医療用デバイスを使用して、心臓療法のためのいくつかの機能を提供し得る。埋め込み可能な医療用デバイスまたは別の医療用デバイスを使用して、心臓の電気的不均一性情報などの生理学的反応情報を測定し得る。生理学的反応情報は、適応ペーシング療法を較正および送達するために使用され得る。【選択図】図１６

Description

本出願は、参照により組み込まれる、２０１８年８月３１日に出願された米国仮出願番号第６２／７２５，７６３号の利益を主張する。
本技術は、概して、心臓療法のための医療用埋め込み可能なデバイス、システム、および方法に関する。
心臓伝導系には、洞房（ＳＡ）結節、房室（ＡＶ）結節、ヒス束、索枝、およびプルキンエ線維が含まれる。心拍はＳＡ結節で開始され、心臓の自然な「ペースメーカ」と説明される場合がある。ＳＡ結節から生じる電気インパルスにより、心房心筋が収縮する。電気インパルス、または電気パルスもしくは信号は、ＡＶ結節を介して心室に伝導され、心室が収縮し始める前に心房が収縮を停止できるように本質的に伝導を遅らせ、それによって適切なＡＶ同期を提供する。電気インパルスは、ＡＶ結節からヒス束、索枝、およびプルキンエ線維を介して心室心筋に伝導される。
ＡＶ結節の伝導不良、またはＳＡ結節機能の不良などの伝導系異常のある患者は、ペースメーカなどの埋め込み可能な医療用デバイス（ＩＭＤ）を受容し、より正常な心拍リズムとＡＶ同期を回復し得る。心臓ペースメーカ、埋め込み可能な除細動器（ＩＣＤ）、または心臓再同期療法（ＣＲＴ）デバイスなどの、一部のタイプのＩＭＤは、心臓内または心臓に隣接して位置決めされている、埋め込み可能な心内膜、心外膜、または冠状静脈の１つ以上のリード上の電極を介して患者の心臓に療法用電気刺激を提供する。療法用電気刺激は、ペーシング、電気的除細動、または除細動のためのパルスまたはショックの形で心臓に送達され得る。場合によっては、ＩＭＤは心臓の内因性脱分極を感知し、その感知に基づいて心臓への療法用刺激の送達を制御し得る。
心臓への療法用電気刺激の送達は、患者に発生する可能性のある心室同期不全などの心臓状態に対処するのに役立つ可能性がある。心室同期不全は、同期の欠如、または心臓の右心室と左心室の収縮のタイミングの違いとして説明される場合がある。収縮のタイミングに大きな違いがあると、心臓の効率が低下する可能性がある。ＩＭＤによって心臓に送達されるＣＲＴは、心臓の心室の電気機械的活動を再同期させることによって心拍出量を高める可能性がある。ＣＲＴは、右心房、右心室、および左心室をペーシングするときに「トリプルチャンバペーシング」を含み得る。
心不整脈は、心臓ペーシングに加えて、心臓を心変換または除細動するための電気ショック療法を、例えばＩＣＤから送達することによって療法されてもよく、これは、頻脈または細動の発症を検出するために、患者の心拍リズムを感知し、不整脈検出スキームに従ってリズムを分類し得る。検出される不整脈には、心室性頻脈（ＶＴ）、高速心室性頻脈（ＦＶＴ）、心室細動（ＶＦ）、心房性頻脈（ＡＴ）、および心房細動（ＡＴ）を含み得る。抗頻脈ペーシング（ＡＴＰ）を使用して、心室性頻脈（ＶＴ）を療法し、多くの単形性の速いリズムを実質的に終わらせることができる。
右心房に配置され得る経静脈心房リード搬送電極と、右心房を介して右心室に配置され得る経静脈心室リード搬送電極と、を含むデュアルチャンバ医療用デバイスが利用可能である。デュアルチャンバ医療用デバイス自体は、一般に皮下ポケットに埋め込まれ、経静脈リードは皮下ポケットにトンネルされる。デュアルチャンバ医療用デバイスは、心房電気信号と心室電気信号を感知し、正常な心拍リズムとＡＶ同期を促進するために必要に応じて心房ペーシングと心室ペーシングの両方を提供できる。一部のデュアルチャンバ医療用デバイスは、心房性不整脈と心室性不整脈の両方を療法できる。
リードレスペースメーカなどの心臓内医療用デバイスは、完全に患者の心臓内に埋め込むために導入または提案されており、経静脈リードの必要性を排除している。リードレスペースメーカは、療法用電気信号を送達するため、および／または心臓の内因性脱分極を感知するために、その外側筐体上に１つ以上の電極を含み得る。心臓内医療用デバイスは、患者の心臓のシングルチャンバ内で、感知およびペーシングなどの心臓療法機能を提供し得る。シングルチャンバ心臓内デバイスは、心房性または心室性不整脈または細動のいずれかを療法することもできる。一部のリードレスペースメーカは心臓内になく、心臓の外側に位置決めされてもよく、いくつかの例では、固定機構を介して心臓の壁に固定される場合がある。
一部の患者では、シングルチャンバデバイスが患者のニーズに適切に対処し得る。しかしながら、シングルチャンバの感知と療法のみが可能なシングルチャンバデバイスは、すべての患者、例えば、ある種のＡＶ同期不全または頻脈を伴う患者の心臓伝導性疾患または異常に完全に対処できない場合がある。場合によってはＩＣＤ機能に加えて、デュアルチャンバ感知および／またはペーシング機能を使用して、より正常な心拍リズムを回復し得る。
本開示の技法は、一般に、適応性心室から心房（ＶｆＡ）心臓療法のための埋め込み可能な医療用デバイス、システム、および方法に関し、シングルチャンバまたはマルチチャンバペーシング（例えば、デュアルまたはトリプルチャンバペーシング）、房室同期ペーシング、非同期ペーシング、起動ペーシング、心臓再同期ペーシング、または頻脈関連療法を含む。ＶｆＡデバイスは、右心房から左心室心筋に延在する電極を備えたＲＡに埋め込まれ得る。生理学的反応の測定を行うことができ、ＶｆＡデバイスは、測定された生理学的反応情報に基づいて心臓療法を送達するように構成され得る。特に、ＶｆＡデバイスは、例えば、最適な房室（ＡＶ）ペーシング遅延を伴うペーシング療法を判定および送達することによって、異なる心拍数に基づいてペーシング療法を適応させるように構成され得る。有利には、１つ以上の実施形態では、本開示の技法を使用して、患者の心臓の右心室の監視された電気的活動を使用せずに、より最適なペーシング療法を較正または送達し得る。
一態様では、本開示は、埋め込み可能な医療用デバイスを提供する。埋め込み可能な医療用デバイスは、複数の電極を含む。複数の電極は、患者の心臓の右心房に心臓療法を送達するか、またはその電気的活動を感知するために右心房内に位置決め可能な右心房電極と、患者の心臓の左心室に心臓療法を送達するか、またはその電気的活動を感知するために右心房内膜および中心線維体を通して埋め込み可能な組織貫通電極と、を含む。埋め込み可能な医療用デバイスはまた、患者の心臓に心臓療法を送達するために複数の電極に動作可能に結合された療法送達回路を含む。埋め込み可能な医療用デバイスは、患者の心臓の電気的活動を感知するために複数の電極に動作可能に結合された感知回路を含む。埋め込み可能な医療用デバイスはまた、療法送達回路および感知回路に動作可能に結合された処理回路を有するコントローラを含む。コントローラは、測定された生理学的反応情報に基づいて、複数の心拍数および複数のＡＶ遅延に対するペーシング療法を較正することと、組織貫通電極および右心房電極の一方または両方を使用して、較正されたペーシング療法を送達することと、を行うように構成される。
別の態様では、本開示は、埋め込み可能な医療用デバイスを提供する。埋め込み可能な医療用デバイスは、患者の心臓の右心房の機械的活動を感知するために右心房内に位置決め可能な運動検出器を含む。埋め込み可能な医療用デバイスはまた、患者の心臓の左心室に心臓療法を送達するか、またはその電気的活動を感知するために、右心房内膜および中心線維体を通して埋め込み可能な組織貫通電極を含む。埋め込み可能な医療用デバイスは、患者の心臓に心臓療法を送達するために、組織貫通電極に動作可能に結合された療法送達回路を含む。埋め込み可能な医療用デバイスはまた、患者の心臓の活動を感知するために、運動検出器に動作可能に結合された感知回路を含む。埋め込み可能な医療用デバイスは、療法送達回路および感知回路に動作可能に結合された処理回路を有するコントローラを含む。コントローラは、測定された生理学的反応情報に基づいて複数の心拍数に対するペーシング療法を較正することと、運動検出器および組織貫通電極を使用してペーシング療法を送達することと、を行うように構成される。
さらに別の態様では、本開示はシステムを提供する。このシステムは、生理学的反応情報を測定するように構成された第１の医療用デバイスを含む。このシステムはまた、第１の医療用デバイスとは別の第２の医療用デバイスを含む。第２の医療用デバイスは、患者の心臓の左心室に心臓療法を送達するか、または電気的活動を感知するために、右心房内膜および中心線維体を通して埋め込み可能な組織貫通電極を含む。第２の医療用デバイスはまた、組織貫通電極に動作可能に結合された処理回路を有するコントローラを含む。コントローラは、第１の医療用デバイスによって測定された生理学的反応情報に基づいて複数の心拍数における各心拍数の最適なＡＶ遅延を判定することと、組織貫通電極を有するペーシング療法の送達に使用する最適なＡＶ遅延に基づいて各心拍数の修正パラメータを記憶することと、を行うように構成される。
さらに別の実施形態では、本開示は、ペーシング療法のための方法を提供する。この方法は、患者の心拍数を測定することを含む。この方法はまた、患者のＡＶ遅延を測定することを含む。この方法は、心拍数および較正データに基づいて修正パラメータを判定することを含む。較正データは、複数の心拍数において測定された生理学的反応情報に基づいて生成される。この方法はまた、患者の心臓の左心室の左心室心筋の基底および／または中隔野に右心房内膜および中心線維体を通って埋め込まれた組織貫通電極を使用して、修正パラメータおよび測定されたＡＶ遅延に基づいてペーシング療法を送達することを含む。
本開示の１つ以上の態様の詳細は、添付の図面および以下の説明に記載されている。本開示に記載される技法の他の特徴、目的、および利点は、本明細書および図面から、ならびに特許請求の範囲から明らかになるであろう。
患者の心臓に埋め込まれた心臓内医療用デバイスと、例えば図１６〜図１８の例示的な方法で使用するために患者の心臓の外側に位置決めされた別の医療用デバイスと、を含む、例示的な心臓療法システムの概念図である。 例えば、図１６〜図１８の例示的な方法で使用するために、患者の心臓に埋め込まれた電極を備えたリードを含む医療用デバイスを含む例示的な心臓療法システムの概念図である。 例えば、図１６〜図１８の例示的な方法で使用するために、患者の心臓に埋め込まれた電極を備えたリードを含む医療用デバイスを含む例示的な心臓療法システムの概念図である。 例えば、図１６〜図１８の例示的な方法で使用するために、患者の心臓に埋め込まれた電極を備えたリードを含む医療用デバイスを含む例示的な心臓療法システムの概念図である。 図１の心臓内医療用デバイスおよび患者の心臓の解剖学的構造の拡大概念図である。 例えば、図１〜図４の例示的なシステムおよびデバイスで使用するための様々な電極埋め込み箇所を示す、左心室の標準的な１７セグメントビューにおける患者の心臓のマップの概念図である。 例えば、図１〜図４の例示的なシステムおよびデバイスと共に使用するためのリング電極として実装された遠位の筐体ベースの電極を含む、遠位固定および電極アセンブリを有する心臓内医療用デバイスの斜視図である。 例えば、本明細書に記載の機能および療法を提供するために、図１〜図４の医療用デバイスの筐体内に封入され得る例示的な回路のブロック図である。 例えば、図１〜図４の例示的なシステムおよびデバイスと共に使用するための別の例示的な心臓内医療用デバイスの斜視図である。 例えば、図１〜図４の例示的なシステムおよびデバイスと共に使用するための心房運動検出器を使用して心房活動を検出する例示的な方法のフローチャートである。 例えば、図１〜図４の例示的なシステムおよびデバイスと共に使用するための生理学的反応情報を表すために心音を検出する例示的な方法のフローチャートである。 例えば、図１〜図４の例示的なシステムおよびデバイスと共に使用するための生理学的反応情報を表すための生体インピーダンスを検出する例示的な方法のフローチャートである。 例えば、図１〜図４の例示的なシステムおよびデバイスと共に使用するための、電極装置、表示装置、および演算装置を含む例示的なシステムの図である。 例えば、図１〜図４の例示的なシステムおよびデバイスと共に使用するための胴体表面電位を測定するための例示的な外部電極装置の図である。 例えば、図１〜図４の例示的なシステムおよびデバイスと共に使用するための胴体表面電位を測定するための例示的な外部電極装置の図である。 例えば、図１〜図４および図１３〜図１５の例示的なシステムおよびデバイスと共に使用するための心臓療法のための例示的な方法の概念図である。 例えば、図１〜図４および図１３〜図１５の例示的なシステムおよびデバイスと共に使用するためのペーシング療法を較正するための例示的な方法の概念図である。 例えば、図１〜図４および図１３〜図１５の例示的なシステムおよびデバイスと共に使用するためのペーシング療法を送達するための例示的な方法の概念図である。
本開示の技法は、一般に、適応性心室から心房（ＶｆＡ）心臓療法のための埋め込み可能な医療用デバイス、システム、および方法に関し、シングルチャンバまたはマルチチャンバペーシング（例えば、デュアルまたはトリプルチャンバペーシング）、房室同期ペーシング、非同期ペーシング、起動ペーシング、心臓再同期ペーシング、または頻脈関連療法を含む。本明細書では、ペースメーカまたはＩＣＤなどの埋め込み可能な医療用デバイスについて言及しているが、その方法およびプロセスは、患者の心臓に関する任意の医療用デバイス、システム、または方法と共に使用され得る。様々な他の用途が、本開示の利益を有する当業者に明らかになるであろう。
経静脈リードのない埋め込み可能な医療用デバイス（例えば、リードレスデバイス）を提供することは有益であろう。シングルまたはマルチチャンバペーシング（例えば、デュアルまたはトリプルチャンバペーシング）、房室同期ペーシング、非同期ペーシング、起動ペーシング、心臓再同期ペーシング、または頻脈関連療法などの様々な心臓療法のために使用できる埋め込み可能な医療用デバイスを提供することも有益であり得る。さらに、別の医療用デバイスと通信することができるシステムを提供することは、例えば、起動ペーシングを提供するために、または頻脈の特定の場合にショック療法を提供するために有益であり得る。なおさらに、心臓内デバイスのみを使用して、または１つ以上のリードもしくは別の医療用デバイス（例えば、ＥＣＧベルト）と組み合わせて適応ペーシング療法を提供するように埋め込み可能な医療用デバイスを構成することが有益であり得る。
本開示は、組織貫通電極と、任意選択的に右心房電極および／または右心房運動検出器と、を含む、埋め込み可能な医療用デバイスを提供する。埋め込み可能な医療用デバイスは、右心房から左心室心筋に埋め込まれるＶｆＡデバイスであってもよい。埋め込み可能な医療用デバイスは、例えば、少なくとも測定された心拍数に基づいてペーシング遅延を適応させる適応心臓療法において使用され得る。生理学的反応の測定が行われてもよく、ＶｆＡデバイスは、生理学的反応情報に基づいて心臓療法を送達するように構成され得る。特に、ＶｆＡデバイスは、例えば、最適な房室（ＡＶ）ペーシング遅延を伴うペーシング療法を判定および送達することによって、異なる心拍数に基づいてペーシング療法を適応させるように構成され得る。有利には、１つ以上の実施形態では、本開示の技法を使用して、患者の心臓の右心室の監視された電気的活動を使用せずにペーシング療法を較正または送達し得る。
組織貫通電極は、右心房のコッホ領域の三角形から右心房内膜および中心線維体を介して、患者の心臓の左心室心筋の基底および／または中隔野に埋め込まれ得る。リードレス埋め込み可能な医療用デバイスでは、組織貫通電極は、デバイスの筐体の遠位端領域からリードレスに延在し得、右心房電極は、筐体にリードレスで結合され得る（例えば、筐体の一部または外部に位置決めする）。右心房運動検出器は、埋め込み可能な医療用デバイス内にあってもよい。リード付き埋め込み可能な医療用デバイスでは、１つ以上の電極を埋め込み可能なリードを使用して筐体に結合され得る。デバイスが埋め込まれるとき、電極は、患者の心臓の１つ以上の心房および／または心室の電気的活動を感知するために使用され得る。運動検出器は、患者の心臓の１つ以上の心房および／または心室の機械的活動を感知するために使用され得る。特に、右心房および左心室の活動が監視され得、任意選択的に、右心室の活動が監視され得る。電極は、心房細動のシングルチャンバペーシング、徐脈の房室同期ペーシング、非同期ペーシング、起動ペーシング、心室同期不全の心臓再同期ペーシング、抗頻脈ペーシング、またはショック療法などの心臓療法を送達するために使用され得る。ショック療法は、埋め込み可能な医療用デバイスによって開始され得る。同じく埋め込まれ得る血管外ＩＣＤなどの別の医療用デバイスは、埋め込み可能な医療用デバイスと動作可能に通信してもよく、デバイスによって送達される信号パルス（例えば、起動、信号伝達、または特有の電気パルス）などの起動に反応して電気ショックを送達し得る。
図１〜図４は、例えば、少なくとも測定された心拍数に基づいてペーシング療法を較正および送達するために、例えば、図１６〜図１８に示される方法とともに使用されるように構成されて得る様々な心臓療法システムの例を示す。本開示は、リードレスおよびリード付きの埋め込み可能な医療用デバイスを説明するが、まず、シングルチャンバまたはデュアルチャンバ療法のために構成され、患者の心臓８に埋め込み可能な心臓内医療用デバイス１０を含む心臓療法システム２の概念図を示す図１を参照されたい。いくつかの実施形態では、デバイス１０は、シングルチャンバペーシング用に構成してもよく、例えば、シングルチャンバペーシングとマルチチャンバペーシング（例えば、デュアルまたはトリプルチャンバペーシング）との間で切り替わることができる。本明細書で使用される場合、「心臓内」は、例えば、心臓療法を提供するために、患者の心臓内に完全に埋め込まれるように構成されたデバイスを指す。デバイス１０は、埋め込み対象領域４の患者の心臓８の右心房（ＲＡ）に埋め込みされて示されている。デバイス１０は、埋め込み対象領域４内の心房心内膜に対してデバイスの遠位端を固定する１つ以上の固定部材２０を含み得る。埋め込み対象領域４は、ヒス束５と冠状静脈洞３との間に位置してもよく、また三尖弁６に隣接してもよい。デバイス１０は、一般的には、右心房に配置されながら、一方または両方の心室（例えば、状況に応じて、右心室、左心室、または両方の心室）を感知または療法を提供し得る心房からの心室（ＶｆＡ）デバイスとして説明され得る。特に、デバイス１０は、右心房のコッホ領域の三角形から右心房内膜、および中心線維体を通って患者の心臓の左心室心筋の基底および／または中隔野に埋め込まれ得る組織貫通電極を含み得る。
デバイス１０は、リードレス埋め込み可能な医療用デバイスとして説明され得る。本明細書で使用される場合、「リードレス」は、患者の心臓８から延在するリードがないデバイスを指す。言い換えれば、リードレスデバイスは、患者の心臓の外側から患者の心臓の内側に延在しないリードを有し得る。いくつかのリードレスデバイスは、静脈を通して導入され得るが、一旦埋め込まれると、デバイスは、いかなる経静脈リードを有しないか、または含まなくてもよく、経静脈リードを使用せずに心臓療法を提供するように構成され得る。さらに、特に、リードレスＶｆＡデバイスは、デバイスの筐体が心房に位置決めされている場合、心室の電極に動作可能に接続するのにリードを使用しない。追加的に、リードレス電極は、電極と筐体との間にリード線を使用せずに、医療用デバイスの筐体に結合され得る。
デバイス１０は、デバイス１０の遠位端領域から延在する直線シャフトを画定するか、または有するダーツ電極アセンブリ１２を含み得る。ダーツ電極アセンブリ１２は、心室の心内膜または心外膜の表面を完全に貫通することなく、心房心筋および中心線維体を通って心室心筋１４内に、または心室中隔に沿って配置する、または少なくとも配置するように構成され得る。ダーツ電極アセンブリ１２は、心室信号を感知し、心室パルスを送達するために（例えば、左心室を脱分極して左心室の収縮を開始するために）電極が心室心筋内に位置決めされ得るように、シャフトの遠位端領域に電極を担持するか、または含むことができる。いくつかの例では、シャフトの遠位端領域の電極は、ペーシングおよび感知のための双極電極対で使用するために提供されるカソード電極である。図示の埋め込み領域４は、ダーツ電極アセンブリ１２の１つ以上の電極を心室心筋に位置決めすることを可能にし得るが、本明細書に開示される態様を有するデバイスは、マルチチャンバペーシング、マルチチャンバセンシングを備えたシングルチャンバペーシング、シングルチャンバペーシング、および／またはセンシング、または必要に応じて他の臨床療法およびアプリケーション用に、他の位置に埋め込まれ得ることが認識される（例えば、デュアルまたはトリプルチャンバペーシング）。
デバイス１０は、本明細書では単一のダーツ電極アセンブリを含むものとして説明されているが、心室の心内膜または心外膜の表面を完全に貫通することなく、心室心筋１４内、または心室中隔に沿ってデバイス１０は、心房心筋および中心線維体を介して配置されたか、または配置されるように構成された複数のダーツ電極アセンブリを含み得ることを理解されたい。追加的に、各ダーツ電極アセンブリは、シャフトの遠位端領域に、または他の領域（例えば、近位または中央領域）に沿って、複数の電極を担持するか、または含むことができる。
心臓療法システム２はまた、患者の心臓８の外側（例えば、皮下）に位置決めされてもよく、それに心臓療法を送達するために患者の心臓８に動作可能に結合され得る別の医療用デバイス５０（図１に図式的に示される）を含み得る。一例では、別の医療用デバイス５０は、血管外ＩＣＤであってもよい。いくつかの実施形態では、血管外ＩＣＤは、除細動電極を含むか、またはそれを担持する除細動リードを含み得る。療法ベクトルは、除細動リード上の除細動電極とＩＣＤの筐体電極の間に存在し得る。さらに、ＩＣＤの１つ以上の電極はまた、患者の心臓８に関連する電気信号を感知するために使用され得る。ＩＣＤは、１つ以上の除細動または電気的除細動ショックを含むショック療法を送達するように構成され得る。例えば、不整脈が感知された場合、ＩＣＤは電気リード線を介してパルスを送信し、心臓に衝撃を与えて正常なリズムに戻すことができる。いくつかの例では、ＩＣＤは、心臓内に電気リード線を配置するか、または心臓に直接電気リード線を接続することなく、ショック療法を送達し得る（皮下ＩＣＤ）。本明細書に記載のシステム２とともに使用できる血管外皮下ＩＣＤの例は、２０１６年３月８日に発行された米国特許第９，２７８，２２９号（Ｒｅｉｎｋｅなど）に記載され得、これは参照によりその全体が本明細書に組み込まれる。
ショック療法（例えば、除細動リードの除細動電極によって提供される除細動ショック）の場合、別の医療用デバイス５０（例えば、血管外ＩＣＤ）は、療法送達回路を使用して、最先端の電圧、傾斜、送達されるエネルギー、パルス位相などを含む多くの波形特性のうちの任意のものを有する除細動ショックを発生させる制御回路を含み得る。療法送達回路は、例えば、単相、二相、または多相の波形を発生させ得る。追加的に、療法送達回路は、異なる量のエネルギーを有する除細動波形を発生させ得る。例えば、療法送達回路は、皮下除細動のために合計で約６０〜８０ジュール（Ｊ）のエネルギーを送達する除細動波形を発生させ得る。
別の医療用デバイス５０は、感知回路をさらに含み得る。感知回路は、電極の１つ以上の組み合わせを介して感知された電気信号を取得し、得られた信号を処理するように構成され得る。感知回路の構成要素は、アナログ構成要素、デジタル構成要素、またはそれらの組み合わせを含み得る。感知回路は、例えば、１つ以上の感知増幅器、フィルタ、整流器、閾値検出器、アナログ−デジタル変換器（ＡＤＣ）などを含み得る。感知回路は、感知された信号をデジタル形式に変換し、処理および／または分析のためにデジタル信号を制御回路に提供し得る。例えば、感知回路は、感知電極からの信号を増幅し、増幅された信号をＡＤＣによってマルチビットデジタル信号に変換し、次いで、デジタル信号を制御回路に提供し得る。１つ以上の実施形態では、感知回路はまた、処理された信号を閾値と比較して、心房または心室の脱分極（例えば、Ｐ波またはＲ波）の存在を検出し、心房の脱分極（例えば、Ｐ波）、または心室の脱分極（例えば、Ｒ波）の存在を制御回路に示し得る。
デバイス１０および別の医療用デバイス５０は、協力して、患者の心臓８に心臓療法を提供し得る。例えば、デバイス１０および別の医療用デバイス５０は、頻脈を検出し、頻脈を監視し、および／または頻脈関連療法を提供するために使用され得る。例えば、デバイス１０は、別の医療用デバイス５０と無線で通信して、別の医療用デバイス５０を使用してショック療法を起動し得る。本明細書で使用される場合、「無線で」は、デバイス１０と別の医療用デバイス５０との間の、金属導体を使用しない動作可能な結合または接続を指す。一例では、無線通信は、患者の組織を通って伝導し、別の医療用デバイス５０によって検出可能である、デバイス１０によって提供される特有の、信号を送る、または起動する電気パルスを使用し得る。別の例では、無線通信は、デバイス１０の通信インターフェース（例えば、アンテナ）を使用して、患者の組織を通って伝播し、例えば、別の医療用デバイス５０の通信インターフェース（例えば、アンテナ）を使用して検出可能な電磁放射を提供し得る。
図２を参照すると、リード付き医療用デバイス４０８は、リードの遠位端領域に結合され、患者の心臓８の内部に埋め込まれた組織貫通電極アセンブリ１２を有する１本または単一の埋め込み可能なリード４１０を含む。リード付き医療用デバイス４０８の筐体４２０は、患者の心臓８の外側に埋め込まれて位置決めされてもよく、例えば、少なくとも測定された心拍数に基づいて、ペーシング療法を較正および／またはペーシング療法を送達するように構成される。リード４１０は、右心房電極を含み得、デバイス４０８は、デュアルチャネル対応デバイスとして動作し得る（例えば、右心房および左心室の両方におけるペーシングおよび／または感知）。いくつかの実施形態では、リード４１０は、右心房電極を含まなくてもよい。言い換えれば、リード付き医療用デバイス４０８は、非同期、起動、または他のタイプの単一チャネルペーシングに使用され得る単一チャネルデバイスであってもよい。リード部４１０を使用するリード付き医療用デバイス４０８は、例えば、図１に関して説明したのと同じまたは同様の方法で、組織貫通電極アセンブリ１２が埋め込まれるときに、活動を感知し得るか、または左心室（ＬＶ）にペーシングを送達し得る。
図３を参照すると、リード付き医療用デバイス４１８は、デバイス４１８が２つの埋め込み可能なリード４１０、４１２を含むことを除いて、図２のリード付き医療用デバイス４０８と同様である。特に、埋め込み可能なリード４１２は、リード４１２の遠位端領域に結合された電極（例えば、右心房電極）を含んでいてもよく、リード４１０とは異なる位置に埋め込まれ得る。いくつかの実施形態では、リード４１２は、右心房の異なる領域に埋め込まれる。いくつかの実施形態では、各リード４１０、４１２は、デュアルチャネルデバイス４１８の１つのチャネルに寄与し得る。例えば、リード４１０は、例えば、図１に関して説明したのと同じまたは同様の方法で、組織貫通電極アセンブリ１２の組織貫通電極が埋め込まれるときに、活動を感知するか、または左心室（ＬＶ）にペーシングを送達してもよく、リード４１２は、活動を感知するか、右心房（ＲＡ）にペーシングを送達し得る。
図４を参照すると、リード付き医療用デバイス４２８は、デバイス４２８が３つの埋め込み可能なリード４１０、４１２、４１４を含むことを除いて、図３のリード付き医療用デバイス４１８と同様である。特に、埋め込み可能なリード４１４は、リード４１４の遠位端領域に結合された電極（例えば、右心室電極）を含み得、リード４１０、４１２とは異なる位置に埋め込まれ得る。いくつかの実施形態では、リード４１４は、右心室の領域に埋め込まれる。いくつかの実施形態では、各リード４１０、４１２、４１４は、１つのチャネルをマルチチャネルデバイス４２８に寄与し得る。例えば、リード４１０は、組織貫通電極アセンブリ１２が、例えば、図１に関して説明したのと同じまたは同様の方法で埋め込まれるときに、活動を感知するか、または左心室（ＬＶ）にペーシングを送達してもよく、リード４１２は、ペーシングを右心房（ＲＡ）に送達する活動を感知してもよく、リード４１４は、活動を感知するか、またはペーシングを右心室（ＲＶ）に送達し得る。
いくつかの実施形態では、ＲＶをペーシングするためのリード４１４上のＲＶ電極とＬＶをペーシングするためのリード４１０上のＬＶ電極との間のペーシング遅延（例えば、ＲＶ−ＬＶペーシング遅延、またはより一般的には、ＶＶペーシング遅延）を、例えば、電極装置（ＥＣＧベルトなど）などの別の医療用デバイスを使用して較正または最適化され得る。ＶＶ遅延を較正または最適化するために、様々な方法が使用され得る。いくつかの実施形態では、医療用デバイス４２８を使用して、複数の異なるＶＶ遅延でペーシングを試験し得る。例えば、ＲＶは、約８０ミリ秒、６０ミリ秒、４０ミリ秒、および２０ミリ秒（ｍｓ）だけＬＶに先行してペーシングされてもよく、ＬＶは、約８０ミリ秒、６０ミリ秒、４０ミリ秒、および２０ミリ秒だけＲＶに先行してペーシングされてもよく、同時にＲＶ−ＬＶペーシング（例えば、約０ミリ秒のＶＶペーシング遅延）され得る。次に、医療用デバイス４２８は、例えば、ペーシングに使用される場合、電極装置を使用して測定された最小の電気的同期不全に対応するＶＶペーシング遅延を選択するように自動的に構成され得る。異なるＶＶペーシング遅延での試験ペーシングは、医療用デバイス４２８によって設定された公称ＡＶ遅延などの特定のＡＶ遅延を使用して、または患者の特性に基づいて所定の最適ＡＶ遅延で実施され得る。
図５は、図１の心臓内医療用デバイス１０および患者の心臓８の解剖学的構造の拡大概念図である。特に、デバイス１０は、例えば、少なくとも測定された心拍数に基づいて、ペーシング療法および／またはペーシング療法を送達するように構成される。心臓内デバイス１０は、筐体３０を含み得る。筐体３０は、図８と併せて一般的に説明される感知回路、療法送達回路、制御回路、メモリ、遠隔測定回路、他の任意選択的なセンサ、および電源など、デバイス１０の内部構成要素が存在する密閉された内部空洞を画定し得る。筐体３０は、チタンもしくはチタン合金、ステンレス鋼、ＭＰ３５Ｎ（非磁性ニッケルーコバルトークロム−モリブデン合金）、白金合金、または他の生体適合性金属もしくは金属合金を含む導電性材料から形成され得る。他の例では、筐体３０は、セラミック、ガラス、サファイア、シリコーン、ポリウレタン、エポキシ、アセチルコポリマープラスチック、ポリエーテルエーテルケトン（ＰＥＥＫ）、液晶ポリマー、または他の生体適合性ポリマーを含む非導電性材料から形成され得る。
少なくとも１つの実施形態では、筐体３０は、カテーテル送達を容易にするために、略円筒形の遠位端領域３２と近位端領域３４との間に延在するものとして説明され得る。他の実施形態では、筐体３０は、本明細書に記載の機能および有用性を実施するために、角柱状または任意の他の形状であってもよい。筐体３０は、デバイス１０の埋め込み中に送達ツールと係合するために、例えば、近位端領域３４に送達ツールインターフェース部材２６を含み得る。
筐体３０の全部または一部は、心臓療法中、例えば、感知および／またはペーシングにおいて電極として機能され得る。示される例では、筐体ベースの電極２４は、筐体３０の近位部分（例えば、遠位端領域３２よりも近位端領域３４に近い）を取り囲むように示されている。筐体３０が、チタン合金または上述の他の例のような導電性材料から形成されている場合、筐体３０の一部は、近位の筐体ベースの電極２４を画定するために露出した導電性材料の１つ以上の離散的な領域を残して、パリレン、ポリウレタン、シリコーン、エポキシ、または他の生体適合性ポリマーのコーティングのような非導電性材料によって電気的に絶縁され得る。筐体３０が、セラミック、ガラスまたはポリマー材料のような非導電性材料から形成されている場合、チタン、白金、ステンレス鋼、またはそれらの合金のような導電性コーティングまたは層が、筐体３０の１つ以上の離散的な領域に塗布されて、近位の筐体ベースの電極２４を形成し得る。他の例では、近位の筐体ベースの電極２４は、筐体３０に装着されるかまたは組み立てられるリング電極などの構成要素であってもよい。近位の筐体ベースの電極２４は、例えば、導電性筐体３０または筐体３０が非導電性材料である場合の導電体を介して、デバイス１０の内部回路に電気的に結合され得る。
示される例では、近位の筐体ベースの電極２４は、筐体遠位端領域３２よりも筐体近位端領域３４の近くに位置し、したがって、「近位の筐体ベースの電極」２４と称される。しかしながら、他の例では、筐体ベースの電極２４は、筐体３０に沿った他の位置、例えば、示された位置に対してより遠位に位置し得る。
遠位端領域３２において、デバイス１０は、遠位固定および電極アセンブリ３６を含み得、これは、１つ以上の固定部材２０および等しいまたは等しくない長さの１つ以上のダーツ電極アセンブリ１２を含み得る。一例では、単一のダーツ電極アセンブリ１２は、筐体遠位端領域３２から離れる方向に遠位に延在するシャフト４０と、シャフト４０の自由な遠位端領域またはその近くの先端電極４２などの１つ以上の電極要素とを、含む。先端電極４２は、尖った先端部、または尖ったもしくはベベルを有する針状の先端部を使用することなく、組織層へと貫通するための比較的狭い先端直径（例えば、約１ミリメートル（ｍｍ）未満）を有する円錐状または半球状の遠位先端部を有し得る。
ダーツ電極アセンブリ１２のシャフト４０は、通常は真っ直ぐな部材であってもよく、剛性であってもよい。他の実施形態では、シャフト４０は、比較的剛性であるが、それでも横方向に制限された柔軟性を有すると説明され得る。さらに、シャフト４０は、心臓の運動を伴ういくらかの横方向の屈曲を可能にするために非剛性であってもよい。しかしながら、弛緩状態では、外力を受けていないとき、シャフト４０は、少なくともシャフト４０の高さ４７だけ筐体遠位端領域３２から離間された先端電極４２を保持するように示されるように真っ直ぐな位置を維持し得る。言い換えれば、ダーツ電極アセンブリ１２は、弾力性があると説明され得る。
ダーツ電極アセンブリ１２は、１つ以上の組織層を貫通して、先端電極４２を所望の組織層、例えば、心室心筋内に位置決めするように構成され得る。このように、シャフト４０の高さ４７、すなわち長さは、予想されるペーシング部位の深さに対応してもよく、シャフト４０は、埋め込み領域４に押し付けられたときに横方向または半径方向に曲がることに抵抗するために、その長手方向軸に沿って比較的高い圧縮強度を有し得る。第２のダーツ電極アセンブリ１２が採用される場合、その長さは、予想されるペーシング部位の深さに等しくなくてもよく、組織にペーシングエネルギーを送達するための公平な電極として機能するように構成され得る。長手方向の軸方向の力は、例えば、筐体３０の近位端３４に長手方向の押し付け力を加えて、ダーツ電極アセンブリ１２を埋め込み対象領域内の組織内に前進させることによって、先端電極４２に対して加えられ得る。シャフト４０は、例えば組織運動で一時的な屈曲を可能にするために横方向または半径方向の力を受けたときに横方向または半径方向に縦方向に非圧縮および／または弾性的に変形可能であると説明され得るが、横方向の力が減少したときに、通常の真っ直ぐな位置に戻ることができる。シャフト４０がいかなる外力にも露出されていない場合、またはその長手方向の中心軸に沿った力のみに露出されている場合、シャフト４０は、示されるように真っ直ぐな直線位置を保持し得る。
１つ以上の固定部材２０は、通常は湾曲した位置を有する１つ以上の「タイン」として説明され得る。タインは、送達ツール内の遠位に延在した位置に保持され得る。タインの遠位先端は、送達ツールから解放されると、通常の湾曲した位置（示されている）に近位方向に弾性的に湾曲する前に、限られた深さまで心臓組織を貫通し得る。さらに、固定部材２０は、例えば、２０１７年６月１３日に発行された米国特許第９，６７５，５７９号（Ｇｒｕｂａｃら）、および２０１５年９月１日に発行された米国特許第９，１１９，９５９号（Ｒｙｓら）に記載された１つ以上の態様を含んでいてもよく、これらはそれぞれ、参照によりその全体が本明細書に組み込まれる。
いくつかの例では、遠位固定および電極アセンブリ３６は、遠位の筐体ベースの電極２２を含む。マルチチャンバペーシング（例えば、デュアルまたはトリプルチャンバペーシング）および感知のためのペースメーカとしてデバイス１０を使用する場合、先端電極４２は、戻りアノード電極として機能する近位の筐体ベースの電極２４と対になっているカソード電極として使用され得る。代替的に、遠位の筐体ベースの電極２２は、心室信号を感知し、心室ペーシングパルスを送達するために、先端電極４２と対になっている戻りアノード電極として機能し得る。他の例では、遠位の筐体ベースの電極２２は、心房信号を感知し、埋め込み対象領域４の心房心筋にペーシングパルスを送達するためのカソード電極であってもよい。遠位の筐体ベースの電極２２が心房カソード電極として機能する場合、近位の筐体ベースの電極２４は、心室ペーシングおよび感知のために先端電極４２と対になっている戻りアノードとして、および心房ペーシングおよび感知のために遠位の筐体ベースの電極２２と対になっている戻りアノードとして機能し得る。
この図に示されているように、いくつかのペーシングアプリケーションにおける埋め込み対象領域４は、心房内膜１８に沿っており、一般に、ＡＶ結節１５およびヒス束５よりも下方にある。ダーツ電極アセンブリ１２は、埋め込み対象領域４の心房内膜１８を貫通し、中心線維体１６を貫通し、心室内膜表面１７を穿孔することなく心室心筋１４内に侵入するためのシャフト４０の高さ４７、または長さを少なくとも部分的に画定し得る。ダーツ電極アセンブリ１２の高さ４７、または長さが埋め込み対象領域４内に完全に前進させられると、先端電極４２は心室心筋１４内に静止してもよく、遠位の筐体ベースの電極２２は心房内膜１８と親密に接触するか、または近接して位置決めされ得る。ダーツ電極アセンブリ１２は、様々な例において、約３ｍｍ〜約８ｍｍの先端電極４２およびシャフト４０の合計高さ４７または長さを有し得る。シャフト４０の直径は、約２ｍｍ未満であってもよく、約１ｍｍ以下、または約０．６ｍｍ以下であってもよい。
デバイス１０は、筐体３０内に音響または運動検出器１１を含み得る。音響または運動検出器１１は、１つ以上の制御回路８０（図８）、感知回路８６（図８）、または療法送達回路８４（図８）に動作可能に結合され得る。いくつかの実施形態では、音響または運動検出器１１は、図１０〜図１２に示されるように、方法６００、６５０、または８００とともに使用され得る。音響または運動検出器１１は、心房の機械的活動（例えば、心房収縮）および／または心室の機械的活動（例えば、心室収縮）などの機械的活動を監視するために使用され得る。いくつかの実施形態では、音響または運動検出器１１を使用して、右心房の機械的活動を検出し得る。音響または運動検出器１１の非限定的な例は、加速度計またはマイクロフォンを含む。いくつかの実施形態では、音響または運動検出器１１によって検出された機械的活動を使用して、デバイス１０の１つ以上の電極によって検出された電気的活動を補足または置き換えることができる。例えば、音響または運動検出器１１は、近位の筐体ベースの電極２４に加えて、またはその代替として使用され得る。
音響または運動検出器１１はまた、速度反応検出のために、または速度反応ＩＭＤを提供するために使用され得る。レート反応に関連する様々な技法は、１９９２年１０月１３日に発行された「Ｏｐｔｉｍｉｚａｔｉｏｎ ｆｏｒ ｒａｔｅ ｒｅｓｐｏｎｓｉｖｅ ｃａｒｄｉａｃ ｐａｃｅｍａｋｅｒ」と題された米国特許第５，１５４，１７０号（Ｂｅｎｎｅｔｔら）、および１９９６年１０月８日に発行され、「Ｍｅｔｈｏｄ ａｎｄ ａｐｐａｒａｔｕｓ ｆｏｒ ｒａｔｅ−ｒｅｓｐｏｎｓｉｖｅ ｃａｒｄｉａｃ ｐａｃｉｎｇ」と題された米国特許第５，５６２，７１１号（Ｙｅｒｉｃｈら）に記載されており、これらはそれぞれ、参照によりその全体が本明細書に組み込まれる。
様々な実施形態において、音響または運動センサ１１は、ＨＳセンサとして使用されてもよく、マイクロフォンまたは１軸、２軸、または３軸加速度計として実装され得る。一実施形態では、音響センサは、埋め込み可能な医療用デバイス筐体内に装着され、心音に関連する機械的運動に反応する圧電結晶として実装される。圧電結晶は、専用のＨＳセンサにすることも、複数の機能に使用することもできる。示される例示的な実施形態では、音響センサは、ＩＭＤ筐体の知覚可能な振動の形で患者警告信号を発生させるためにも使用される圧電結晶として具体化される。警報状態を検出すると、制御回路８０は、圧電結晶を活性化することによって、患者警報制御回路に警報信号を発生させることができる。
制御回路を使用して、圧電結晶を「リスニングモード」で使用してＨＳ感知回路によってＨＳ信号を感知するか、または「出力モード」で使用して患者アラートを発生させるかを制御し得る。患者アラートの発生中、ＨＳ検知回路は制御回路によってＨＳセンサから一時的に切り離され得る。
本開示の技法を用いて実装するために適応させられ得るの音響センサの他の実施形態の例は、米国特許第４，５４６，７７７号（Ｇｒｏｃｈら）、米国特許第６，８６９，４０４号（Ｓｃｈｕｌｈａｕｓｅｒら）、米国特許第５，５５４，１７７号（Ｋｉｅｖａｌら）、および米国特許第７，０３５，６８４号（Ｌｅｅら）に一般的に記載されており、これらはそれぞれ、参照によりその全体が本明細書に組み込まれる。
様々なタイプの音響センサが使用され得る。音響センサは、前述のように発生させられた１つ以上の心音に反応し、それによって時間および振幅が心音に相関する電気アナログ信号を生成する任意の埋め込み可能なまたは外部センサであってもよい。次に、アナログ信号が処理され得、これには、ＨＳ感知モジュールまたは制御回路８０によって導出されるような、振幅または相対時間間隔などのＨＳパラメータを取得するために、ＨＳ感知モジュールによって、デジタル変換を含み得る。音響センサおよびＨＳセンシングモジュールは、ＣＲＴまたは最適化された他の心臓療法を提供することができるＩＭＤに組み込まれ得るか、またはＩＭＤもしくは本明細書に記載されているようなペースパラメータ最適化手順の間に使用される外部プログラマもしくはコンピュータと有線もしくは無線通信を有する別個のデバイスに実装され得る。
図６は、患者の心臓の二次元（２Ｄ）心室マップ３００（例えば、トップダウンビュー）であり、標準の１７セグメントビューにおける左心室３２０および右心室３２２を示している。マップ３００は、人間の心臓の異なる領域に対応する複数の領域３２６を含む。図示のように、領域３２６は、数値的に１〜１７とラベル付けされている（これは、例えば、人間の心臓の標準的な１７セグメントモデルに対応し、人間の心臓の左心室の１７セグメントに対応するなど）。マップ３００の領域３２６は、基底前領域１、基底前中隔領域２、基底下中隔領域３、基底下領域４、基底下外側領域５、基底前外側領域６、中央前領域７、中央前中隔領域８、中央中隔領域９、中央下領域１０、中央下外側領域１１、中央前外側領域１２、頂端前領域１３、頂端中隔領域１４、頂端下領域１５、頂端外側領域１６、および頂端領域１７を含み得る。右心室３２２の下中隔および前中隔領域、ならびに右索枝ブロック（ＲＢＢ）および左索枝ブロック（ＬＢＢ）も示されている。
いくつかの実施形態では、本開示の組織貫通電極のいずれかを、患者の心臓の左心室心筋の基底領域および／または中隔野に埋め込まれ得る。特に、組織貫通電極は、右心房のコッホ領域の三角形から、右心房内膜および中心線維体を介して埋め込まれ得る。
一旦埋め込まれると、組織貫通電極は、左心室心筋の基底および／または中隔野などの埋め込み対象領域４（図１〜図５）に位置決めされ得る。マップ３００を参照すると、基底領域は、基底前部領域１、基底前中隔領域２、基底下中隔領域３、基底下領域４、中央前領域７、中央前中隔領域８、中央中隔領域９、および中下領域１０のうちの１つ以上を含む。マップ３００を参照すると、中隔野は、基底前中隔領域２、基底前中隔領域３、中央前中隔領域８、中央下中隔領域９、および頂端中隔領域１４のうちの１つ以上を含む。
いくつかの実施形態では、組織貫通電極は、埋め込まれたときに左心室心筋の基底中隔野に位置決めされ得る。基底中隔野は、基底前中隔領域２、基底下中隔領域３、中央前中隔領域８、および中央下中隔領域９のうちの１つ以上を含み得る。
いくつかの実施形態では、組織貫通電極は、埋め込まれたときに、左心室心筋の高い下／後基底中隔野に位置決めされ得る。左心室心筋の高い下／後基底中隔野は、基底下中隔領域３、および中央中隔領域９のうちの１つ以上の一部を含み得る（例えば、基底下中隔領域のみ、中央中隔領域のみ、または基底下中隔領域と中隔下領域の両方）。例えば、高い下／後基底中隔野は、一般に破線の境界として示される領域３２４を含み得る。示されているように、破線の境界は、高い下／後基底中隔野が位置している場所の概算を表しており、特定の用途に応じて、いくらか異なる形状またはサイズを採ることがある。
図７は、例えば、少なくとも測定された心拍数に基づいて、ペーシング療法を較正し、および／またはペーシング療法を送達することが可能なデバイス１０の三次元透視図である。示されるように、遠位固定および電極アセンブリ３６は、リング電極として実装された遠位の筐体ベースの電極２２を含む。遠位の筐体ベースの電極２２は、固定部材２０の固定部材タイン２０ａ、２０ｂ、および２０ｃが心房組織と係合するときに、心房組織と密接に接触するか、または動作的に近接して位置決めされ得る。タイン２０ａ、２０ｂ、および２０ｃは、弾性的に変形可能であってもよく、デバイス１０の埋め込み部位への送達中に遠位に延在され得る。例えば、タイン２０ａ、２０ｂ、および２０ｃは、デバイス１０が送達ツールから前進させられるときに心房心内膜表面を貫通し、送達ツール内にもはや拘束されなくなったときにそれらの通常の湾曲位置（示されるように）に屈曲し戻り得る。タイン２０ａ、２０ｂ、および２０ｃがそれらの通常の位置に戻るように湾曲すると、固定部材２０は、遠位固定部材および電極アセンブリ３６を心房心内膜表面に向かって引っ張り得る。遠位固定部材および電極アセンブリ３６が心房内膜に向かって引っ張られるにつれ、先端電極４２が、心房心筋および中心線維体を通って心室心筋に前進させられ得る。これで、遠位の筐体ベースの電極２２は、心房内膜表面に対して位置決めされ得る。
遠位の筐体ベースの電極２２は、チタン、白金、イリジウム、またはそれらの合金などの導電性材料で形成されたリングを含み得る。遠位の筐体ベースの電極２２は、単一の連続リング電極であってもよい。他の例では、リングの一部は、リング電極の導電性表面積を減少させるために、電気絶縁コーティング、例えば、パリレン、ポリウレタン、シリコーン、エポキシ、または他の絶縁コーティングでコーティングされ得る。例えば、リングの１つ以上のセクターをコーティングして、遠位の筐体ベースの電極２２の２つまたは複数の導電性の露出した表面領域を分離し得る。遠位の筐体ベースの電極２２の電気的に導電性の表面積を減少させることは、例えば、電気的に導電性のリングの一部を絶縁コーティングで覆うことによって、遠位の筐体ベースの２２の電気的インピーダンスを増加させ、それによって、心筋、例えば心房心筋組織を捕捉するペーシングパルスの間に送達される電流を減少させ得る。より低い電流ドレインは、デバイス１０の電源、例えば、１つ以上の充電式または非充電式電池を節約し得る。
上記のように、遠位の筐体ベースの電極２２は、戻りアノードとしての近位の筐体ベースの電極２４と組み合わせて、埋め込み部位の心房組織にペーシングパルスを送達するための心房カソード電極として構成され得る。電極２２および２４を使用して、心房Ｐ波を感知して、心房ペーシングパルス（感知されたＰ波がない状態で送達される）を制御してもよく、また、先端電極４２をカソードとして、および近位の筐体ベースの電極２４を戻りアノードとして使用して送達される心房同期型心室ペーシングパルスを制御し得る。他の例では、遠位の筐体ベースの電極２２は、心室ペーシングおよび感知のためのカソード先端電極４２と併せて、戻りアノードとして使用され得る。
図８は、一実施例に従ったデバイス１０を使用して、または本明細書に記載された他の任意の医療用デバイス（例えば、図２のデバイス４０８、図３のデバイス４１８、図４のデバイス４２８、または図９のデバイス７１０）の筐体内に、少なくとも測定された心拍数に基づいて、ペーシング療法を較正する機能および／またはペーシング療法を送達する機能を提供するために、筐体３０（図７）内に封入され得る回路のブロック図である。別の医療用デバイス５０（図１〜図４）は、同様の方法で構成され得るいくつかまたはすべての同じ構成要素を含み得る。筐体３０内に封入された電子回路は、心房および心室の電気心臓信号を協調的に監視し、心臓療法が必要な時期を判定し、および／またはプログラムされた療法モードおよびパルス制御パラメータに従って患者の心臓に電気パルスを送達するソフトウェア、ファームウェア、およびハードウェアを含み得る。電子回路は、制御回路８０（例えば、処理回路を含む）、メモリ８２、療法送達回路８４、感知回路８６、および／または遠隔測定回路８８を含み得る。いくつかの例では、デバイス１０は、ペーシング療法／またはペーシングレートの制御の必要性を判定する際に使用するための、患者活動センサなどの、患者の生理学的機能、状態、または状態に相関する信号を生成するための１つ以上のセンサ９０を含む。例えば、１つのセンサ９０は、運動を測定するための慣性測定ユニット（例えば、加速度計）を含み得る。
電源９８は、必要に応じて、構成要素８０、８２、８４、８６、８８、９０のそれぞれを含むデバイス１０の回路に電力を供給し得る。電源９８は、１つ以上の充電式または非充電式電池などの１つ以上のエネルギー貯蔵デバイスを含み得る。電源９８と各構成要素８０、８２、８４、８６、８８、９０との間の接続（図示せず）は、当業者に示されている一般的なブロック図から理解できる。例えば、電源９８は、ペーシングパルスを送達するための制御回路８０の制御下で適切なタイミングで放電される療法送達回路８４に含まれる保持コンデンサを充電するために使用される電力を提供するために、（例えば、ＤＤＩ（Ｒ）のようなデュアルチャンバペーシングモードに従って）療法送達回路８４に含まれる１つ以上の充電回路に結合され得る。電源９８はまた、感知増幅器、アナログ−デジタル変換器、スイッチング回路など、センサ９０、遠隔測定回路８８、およびメモリ８２などの感知回路８６の構成要素に結合されて、様々な回路に電力を供給し得る。
示される機能ブロックは、デバイス１０に含まれる機能を表し、本明細書の医療用デバイス１０に起因する機能を生成し得るアナログおよび／またはデジタル回路を実装する任意の個別および／または集積電子回路構成要素を含み得る。様々な構成要素は、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、電子回路、プロセッサ（共有、専用、またはグループ）、および１つ以上のソフトウェアまたはファームウェアプログラムを実行するメモリ、組み合わせ論理回路などの処理回路、ステートマシン、または他の好適な構成要素、または説明されている機能を提供する構成要素の組み合わせを含み得る。本明細書に開示される機能を実装するために採用されるソフトウェア、ハードウェア、および／またはファームウェアの特定の形態は、主に、医療用デバイスで採用される特定のシステムアーキテクチャ、および医療用デバイスで採用される特定の検出および療法提供方法によって判定される。
メモリ８２は、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）、読み取り専用メモリ（ＲＯＭ）、不揮発性ＲＡＭ（ＮＶＲＡＭ）、電気的に消去可能なプログラマブルＲＯＭ（ＥＥＰＲＯＭ）、フラッシュメモリ、または任意の他のメモリデバイスなどの、任意の揮発性、非揮発性、磁気的、または電気的非一時的なコンピュータ可読記憶媒体を含み得る。さらに、メモリ８２は、１つ以上の処理回路によって実行されると、制御回路８０および／または他の処理回路に、ペーシング療法を較正し、および／または較正されたペーシング療法（例えば、シングルチャンバまたはマルチチャンバペーシング）、またはデバイス１０に帰属する他の心臓療法機能（例えば、療法を感知または送達する）を実施させる命令を記憶する非一時的のコンピュータ可読媒体を含み得る。命令を記憶する非一時的なコンピュータ可読媒体は、上記の媒体のいずれかを含み得る。
制御回路８０は、例えば、データバスを介して、心臓電気信号を感知し、感知された心臓事象、例えば、Ｐ波およびＲ波、またはその欠如に反応して心臓電気刺激療法の送達を制御するための療法送達回路８４および感知回路８６と通信し得る。先端電極４２、遠位の筐体ベースの電極２２、および近位の筐体ベースの電極２４は、電気刺激パルスを患者の心臓および感知回路８６に送達するために、および心臓電気信号を感知するために、療法送達回路８４に電気的に結合され得る。
感知回路８６は、心房（Ａ）感知チャネル８７および心室（Ｖ）感知チャネル８９を含み得る。遠位の筐体ベースの電極２２および近位の筐体ベースの電極２４は、心房信号、例えば、心房心筋の脱分極に付随するＰ波を感知するために、心房感知チャネル８７に結合され得る。２つ以上の選択可能な遠位の筐体ベースの電極を含む例では、感知回路８６は、利用可能な遠位の筐体ベースの電極の１つ以上を心房感知チャネル８７に含まれる心臓事象検出回路に選択的に結合するためのスイッチング回路を含み得る。スイッチング回路は、スイッチアレイ、スイッチマトリックス、マルチプレクサ、または感知回路８６の構成要素を選択された電極に選択的に結合するのに好適な任意の他のタイプのスイッチングデバイスを含み得る。先端電極４２および近位の筐体ベースの電極２４は、心室信号、例えば、心室心筋の脱分極に付随するＲ波を感知するために、心室感知チャネル８９に結合され得る。
心房感知チャネル８７および心室感知チャネル８９のそれぞれは、それぞれの感知チャネルによって受信された心臓電気信号から、それぞれＰ波およびＲ波を検出するための心臓事象検出回路を含み得る。チャネル８７および８９のそれぞれに含まれる心臓事象検出回路は、心臓電気事象を検出するための信号品質を改善するために、選択された電極から受信した心臓電気信号を増幅、フィルタリング、デジタル化、および整流するように構成され得る。各チャネル８７および８９内の心臓事象検出回路は、１つ以上のセンス増幅器、フィルタ、整流器、閾値検出器、比較器、アナログ−デジタル変換器（ＡＤＣ）、タイマ、または他のアナログまたはデジタル構成要素を含み得る。心臓事象感知閾値、例えば、Ｐ波感知閾値およびＲ波感知閾値は、例えば、タイミング間隔および制御回路８０によって判定され、メモリ８２に記憶され、および／または制御回路８０および／または感知回路８６のハードウェア、ファームウェア、および／またはソフトウェアによって制御される感知閾値に基づいて、制御回路８０の制御下で、それぞれの感知チャネル８７および８９によって自動的に調整され得る。
感知閾値交差に基づいて心臓の電気的事象を検出すると、感知回路８６は、制御回路８０に渡される感知された事象信号を生成し得る。例えば、心房感知チャネル８７は、Ｐ波感知閾値交差に反応して、Ｐ波感知事象信号を生成し得る。心室感知チャネル８９は、Ｒ波感知閾値交差に反応して、Ｒ波感知事象信号を生成し得る。感知された事象信号は、心臓ペーシングパルスをスケジューリングするために使用される基本的な時間間隔を制御するペーシングエスケープ間隔タイマを設定するために、制御回路８０によって使用され得る。感知された事象信号は、特定のプログラムされたペーシングモードに応じて、ペーシングパルスを起動または禁止し得る。例えば、心房感知チャネル８７から受信されたＰ波感知事象信号は、制御回路８０に、スケジュールされた心房ペーシングパルスを抑制させ、プログラムされた房室（ＡＶ）ペーシング間隔で心室ペーシングパルスをスケジュールし得る。ＡＶペーシング間隔が切れる前にＲ波が感知された場合、心室ペーシングパルスが抑制される可能性がある。制御回路８０が心室感知チャネル８９からＲ波感知事象信号を受信する前にＡＶペーシング間隔が満了すると、制御回路８０は、療法送達回路８４を使用して、感知されたＰ波に同期したスケジュールされた心室ペーシングパルスを送達し得る。
いくつかの例では、デバイス１０は、とりわけ、徐脈ペーシング、心臓再同期療法、ショック後ペーシング、および／または頻脈関連療法（ＡＴＰなど）を含む様々なペーシング療法を送達するように構成され得る。例えば、デバイス１０は、非洞性頻脈を検出し、ＡＴＰを送達するように構成され得る。制御回路８０は、心臓事象時間間隔、例えば、心房感知チャネル８７から受信された連続するＰ波感知事象信号間のＰーＰ間隔、心室感知チャネル８９から受信された連続Ｒ波感知事象信号間のＲーＲ間隔、およびＰ波感知事象信号とＲ波感知事象信号の間で受信されたＰーＲおよび／またはＲーＰ間隔を判定し得る。これらの間隔は、非洞性頻脈を検出するための頻脈検出間隔と比較し得る。頻脈は、検出されている頻脈検出間隔の閾値数に基づいて、所与の心腔内で検出され得る。
療法送達回路８４は、心房ペーシング回路８３および心室ペーシング回路８５を含み得る。各ペーシング回路８３，８５は、充電回路、１つ以上の低電圧保持コンデンサのような１つ以上の電荷蓄積デバイス、出力コンデンサ、および／または、各ペーシング回路８３，８５に結合されたペーシング電極ベクトルにペーシングパルスを送達するために、保持コンデンサ（複数可）が出力コンデンサを横切って充放電されるタイミングを制御するスイッチング回路を含み得る。先端電極４２および近位の筐体ベースの電極２４は、例えば、制御回路８０によって設定されたＡＶまたはＶＶペーシング間隔の満了時に、心房同期心室ペーシングおよび基本的なより低い心室ペーシングレートを提供するために、心室ペーシングパルスを送達するための双極カソードおよびア結節対として心室ペーシング回路８５に結合され得る。
心房ペーシング回路８３は、遠位の筐体ベースの電極２２および近位の筐体ベースの電極２４に結合されて、心房ペーシングパルスを送達し得る。制御回路８０は、プログラムされたより低いペーシングレートに従って１つ以上の心房ペーシング間隔を設定するか、またはレート反応センサが示すペーシングレートに従って設定される一時的なより低いレートを設定し得る。心房ペーシング回路は、Ｐ波感知事象信号が心房感知チャネル８７から受信される前に心房ペーシング間隔が満了した場合に、心房ペーシングパルスを送達するように制御され得る。制御回路８０は、送達された心房ペーシングパルスに反応してＡＶペーシング間隔を開始して、同期された複数のチャンバペーシング（例えば、デュアルまたはトリプルチャンバペーシング）を提供する。
心房または心室ペーシング回路８３、８５の保持コンデンサのプログラムされたペーシング電圧振幅への充電およびプログラムされたペーシングパルス幅に対するコンデンサの放電は、制御回路８０から受信した制御信号に従って、療法送達回路８４によって実施され得る。例えば、制御回路８０に含まれるペースタイミング回路は、様々なシングルチャンバまたはマルチチャンバペーシング（例えば、デュアルまたはトリプルチャンバペーシング）モードまたは抗頻脈ペーシングシーケンスに関連付けられた基本的なペーシング時間間隔を制御するために、制御回路８０のマイクロプロセッサによって設定されたプログラム可能なデジタルカウンタを含み得る。制御回路８０のマイクロプロセッサはまた、心臓ペーシングパルスの振幅、パルス幅、極性、または他の特性を設定することができ、これは、メモリ８２に記憶されたプログラム値に基づき得る。
デバイス１０は、療法送達回路８４によって送達される電気刺激療法の必要性を判定および／または制御する際に使用するために、患者からの信号を感知するための他のセンサ９０を含み得る。いくつかの例では、心拍出量の増加の必要性を示すセンサは、加速度計などの患者活動センサを含み得る。患者活動センサによって示されるような活動の増加による患者の代謝要求の増加は、センサが示すペーシング速度を判定する際に使用するために、制御回路８０によって判定され得る。制御回路８０は、患者活動センサ（例えば、測定された心拍数）に基づいてペーシング療法を較正および／または送達するために使用され得る。
心臓事象を感知し、ペーシング療法の送達を制御するために制御回路８０によって利用される制御パラメータは、通信インターフェースとしても説明され得る遠隔測定回路８８を介してメモリ８２にプログラムされ得る。遠隔測定回路８８は、無線周波数通信または他の通信プロトコルを使用して、プログラマまたはホームモニタなどの外部デバイスと通信するためのトランシーバおよびアンテナを含む。制御回路８０は、遠隔測定回路８８を使用して、外部デバイスからダウンリンク遠隔測定値を受信し、外部デバイスにアップリンク遠隔測定値を送信し得る。場合によっては、遠隔測定回路８８を使用して、患者に埋め込まれた別の医療用デバイスとの間で通信信号を送受信し得る。
図９は、別の例による、例えば、シングルまたはマルチチャンバ心臓療法（例えば、デュアルまたはトリプルチャンバ心臓療法）のために、例えば、少なくとも測定された心拍数に基づいて、ペーシング療法を較正および／またはペーシング療法を提供するように構成され得る、別のリードレス心臓内医療用デバイス７１０の三次元斜視図である。デバイス７１０は、筐体遠位端領域７３２から筐体近位端領域７３４まで延在する、円筒形の外側壁として示される外側壁７３５を有する筐体７３０を含み得る。筐体７３０は、心房および心室の心臓電気信号感知および心房および心室のペーシングを含む、シングルまたはマルチチャンバの心臓療法を実施するように構成された電子回路を封入し得る。送達ツールインターフェース部材７２６は、筐体近位端領域７３４に示されている。
遠位固定および電極アセンブリ７３６は、筐体遠位端領域７３２に結合され得る。遠位固定および電極アセンブリ７３６は、筐体遠位端領域７３２に結合された電気的に絶縁性の遠位部材７７２を含み得る。組織貫通電極アセンブリ７１２は、筐体遠位端領域７３２から離れる方向に延在し、複数の非組織貫通電極７２２は、絶縁性遠位部材７７２に直接結合し得る。組織貫通電極アセンブリ７１２は、筐体遠位端領域７３２から離れる方向に長手方向に延在し、筐体７３０の長手方向中心軸７３１と同軸であってもよい。
遠位組織貫通電極アセンブリ７１２は、電気的に絶縁されたシャフト７４０および先端電極７４２（例えば、組織貫通電極）を含み得る。いくつかの例では、組織貫通電極アセンブリ７１２は、らせんシャフト７４０および遠位カソード先端電極７４２を含む能動固定部材である。らせんシャフト７４０は、シャフト遠位端領域７４３からシャフト近位端領域７４１まで延在してもよく、絶縁性遠位部材７７２に直接結合し得る。らせんシャフト７４０は、シャフト長に沿った心臓組織の感知または刺激を回避するために、電気絶縁材料、例えば、パリレンまたは本明細書に列挙された他の例でコーティングされ得る。先端電極７４２は、シャフト遠位端領域７４３にあり、先端電極７４２が心室組織に前進するときに、近位の筐体ベースの電極７２４を戻りアノードとして使用して、心室ペーシングパルスを送達し、心室電気信号を感知するためのカソード電極として機能し得る。近位の筐体ベースの電極７２４は、筐体７３０に外接するリング電極であってもよく、長手方向側壁７３５の非絶縁部分によって画定され得る。電極として機能しない筐体７３０の他の部分は、図７に関連して上記のように電気絶縁材料でコーティングし得る。
ＬＶ心筋に貫通する２つ以上の組織貫通電極（例えば、任意のタイプの）を使用することは、より局所的なペーシング捕捉に使用されてもよく、心房組織の捕捉に影響を与える心室ペーシングスパイクを軽減し得る。いくつかの実施形態では、複数の組織貫通電極は、２つ以上のダーツ型電極アセンブリ（例えば、図７の電極アセンブリ１２）、らせん型電極（例えば、電極アセンブリ７１２）を含み得る。複数の組織の貫通電極の非限定的な例は、２つのダーツ電極アセンブリ、それを通って（例えば、中心を通って）延在するダーツ電極アセンブリを備えたヘリックス電極、または二重に絡み合ったヘリックスを含み得る。複数の組織貫通電極を双極または多極ペーシングに使用することもできる。
いくつかの実施形態では、ＬＶ心筋に貫通する１つ以上の組織貫通電極（例えば、任意のタイプの）は、多極組織貫通電極であってもよい。多極組織貫通電極は、１つ以上の電気的に活性で電気的に分離された要素を含み得、これは、１つ以上の組織貫通電極からの双極または多極ペーシングを可能にし得る。
複数の非組織貫通電極７２２は、組織貫通電極アセンブリ７１２の周辺にある、絶縁性遠位部材７７２の周辺に沿って提供され得る。絶縁性遠位部材７７２は、デバイス７１０の遠位に面する表面７３８と、筐体の長手方向側壁７３５に隣接するデバイス７１０に外接する円周面７３９とを画定し得る。非組織貫通電極７２２は、チタン、白金、イリジウム、またはそれらの合金などの導電性材料で形成し得る。図示の実施形態では、６つの非組織貫通電極７２２は、絶縁性遠位部材７７２の外周に沿って等距離で半径方向に離間されているが、２つ以上の非組織貫通電極７２２を提供し得る。
非組織貫通電極７２２は、非組織貫通電極７２２と嵌合するようなサイズおよび形状の絶縁部材７７２内のそれぞれの凹部７７４内に各々保持される別個の構成要素であってもよい。他の例では、非組織貫通電極７２２は各々、絶縁性遠位部材７７２内または上に装着された単一部材の非絶縁性の露出部分であってもよい。電極として機能しない単一部材の介在部分は、絶縁性遠位部材７７２によって絶縁されてもよく、または周囲環境に露出される場合、電気絶縁コーティング、例えば、パリレン、ポリウレタン、シリコーン、エポキシ、または他の絶縁コーティングでコーティングされ得る。
組織貫通電極アセンブリ７１２が心臓組織内に前進させられるとき、少なくとも１つの非組織貫通電極７２２は、パルスを送達するため、および／または患者の心臓によって生成される心臓の電気信号を感知するために、心臓組織表面に対して、密接に接触して、または動作的に近接して位置決めされ得る。例えば、非組織貫通電極７２２は、遠位先端電極７４２が心室組織、例えば心室心筋および／または心室伝導系の一部と直接接触して位置決めされるまで、組織貫通電極アセンブリ７１２が心房組織内で、および中心線維体を通して前進させられるとき、心房内のペーシングおよびセンシングのために、右心房内心房組織と接触して位置決めされ得る。
非組織貫通電極７２２は、筐体７３０によって囲まれた療法送達回路８４および感知回路８６（図８を参照）に結合されて、心房ペーシングパルスを送達し、心房電気信号、例えば、戻りアノードとしての近位の筐体ベースの電極７２４と組み合わせたＰ波を感知するためのカソード電極として集合的に機能し得る。感知回路８６に含まれるスイッチング回路は、制御回路８０の制御下で作動されて、１つ以上の非組織貫通電極を心房感知チャネル８７に結合し得る。遠位の非組織貫通電極７２２は、互いに電気的に絶縁されてもよく、その結果、電極７２２の個々の１つは、心房カソード電極としての電極７２２が単独でまたは２つ以上の組み合わせで機能するように療法送達回路８４に含まれる回路を切り替えることによって個々に選択され得る。療法送達回路８４に含まれるスイッチング回路は、制御回路８０の制御下で活性化されて、１つ以上の非組織貫通電極７２２を心房ペーシング回路８３に結合し得る。２つ以上の非組織貫通電極７２２は、多点心房カソード電極として動作するように一度に選択され得る。
心房ペーシングおよび／または心房感知のために選択された特定の非組織貫通電極７２２は、心房捕捉閾値試験、電極インピーダンス、心臓電気信号におけるＰ波信号強度、または他の要因に基づいて選択され得る。例えば、電源９８からの最小限の電流ドレインを使用して信頼性の高い心房ペーシングを達成するために、低いペーシング捕捉閾値振幅および比較的高い電極インピーダンスの最適な組み合わせを提供するカソード電極として機能する２つ以上の個々の非組織貫通電極７２２の単一の１つまたは任意の組み合わせを選択し得る。
場合によっては、組織貫通電極アセンブリ７１２が筐体７３０を埋め込み部位に固定するとき、遠位に面する表面７３８は、心房心内膜表面に均一に接触し得る。その場合、すべての電極７２２を一緒に選択して、心房カソードを形成し得る。代替的に、電極７２２の他のすべての１つを一緒に選択して、遠位に面する表面７３８に沿って依然として均一に分布している、より高い電気インピーダンスを有する多点心房カソードを形成し得る。代替的に、絶縁性遠位部材７７２の片側に沿った１つ以上の電極７２２のサブセットを選択して、電極７２２のペーシングされている心房組織に対する相対位置に起因する最低のペーシング捕捉閾値を達成する所望の部位にペーシングを提供し得る。
他の例では、遠位に面する表面７３８は、組織貫通電極アセンブリ７１２が心臓組織に入る位置および配向に応じて、隣接する心内膜表面に対してある角度で配向され得る。この状況では、１つ以上の非組織貫通電極７２２は、心内膜表面から離れる方向に角度を付け得る他の非組織貫通電極７２２よりも隣接する心内膜組織とより密接に接触して位置決めされ得る。絶縁性遠位部材７７２の周辺に沿って複数の非組織貫通電極を設けることにより、心臓表面、例えば右心房内膜表面に対する組織貫通電極アセンブリ７１２および筐体遠位端領域７３２の角度は、実質的に平行である必要はない。解剖学的および位置の違いにより、遠位に面する表面７３８が心内膜表面に対して角度を付けられるかまたは斜めになる可能性があるが、絶縁性遠位部材７７２の周辺に沿って分布する複数の非組織貫通電極７２２は、１つ以上の電極７２２の少なくともサブセットを使用して、許容可能なペーシング閾値および信頼できる心臓事象感知を促進するための、より多くの電極７２２および隣接する心臓組織の間が良好に接触する可能性を高める。絶縁性遠位部材７７２の全周に沿って円周方向に接触または固定する必要がない場合がある。
非組織貫通電極７２２は各々、遠位に面する表面７３８に沿って延在する第１の部分７２２ａと、円周面７３９に沿って延在する第２の部分７２２ｂと、を含むことが示されている。第１の部分７２２ａおよび第２の部分７２２ｂは、活性電極表面が、遠位向き面７３８および円周面７３９を結合する絶縁性遠位部材７７２の周縁７７６の周りを包むように、連続的な露出面であってもよい。非組織貫通電極７２２は、遠位対面面７３８に沿った１つ以上の電極７２２、周方向面７３９に沿った１つ以上の電極、遠位対面面７３８と周方向面７３９の両方に沿って各々延在する１つ以上の電極、またはそれらの任意の組み合わせを含み得る。非組織貫通電極７２２の各々の露出面は、それぞれの遠位に面する表面７３８および／または円周面と同一平面であってもよい。他の例では、非組織貫通電極７２２の各々は、絶縁性遠位部材７７２から突出する隆起した表面を有し得る。しかしながら、電極７２２の任意の隆起した表面は、滑らかなまたは丸みを帯びた、組織を貫通しない表面を画定し得る。
遠位固定および電極アセンブリ７３６は、筐体７３０の遠位端領域を密封することができ、電極７２２が装着される基礎を提供し得る。電極７２２は、筐体ベースの電極と称され得る。電極７２２は、筐体７３０から離れる方向に延在するらせんシャフト７４０の遠位先端にある遠位先端電極７４２のように、筐体７３０から離れる方向にアクティブ電極部分を延在するシャフトまたは他の延長部に担持されなくてもよい。絶縁性遠位部材の遠位に面する表面および／または円周面に結合される、本明細書に提示される非組織貫通電極の他の例には、遠位の筐体ベースのリング電極２２（図７）、アセンブリ３６（図７）の周りに円周方向に延在する遠位の筐体ベースのリング電極、ボタン電極、他の筐体ベースの電極、および他の円周方向のリング電極が含まれる。遠位の絶縁部材に直接結合された、中央の組織貫通電極の周辺にある任意の非組織貫通電極は、隣接する心臓組織にペーシングパルスを送達するためのカソード電極として、個別に、集合的に、または任意の組み合わせで機能するように提供され得る。遠位リング電極２２および／または円周リング電極などのリング電極が設けられる場合、リング電極の一部は、コーティングによって電気的に絶縁されて、遠位に面する表面および／または絶縁性遠位部材の円周面に沿って複数の分散された非組織貫通電極を設けてもよい。
非組織貫通電極７２２および上記の他の例は、遠位固定および電極アセンブリ７３６に沿って提供される組織貫通電極よりも信頼性が高く効果的な心房ペーシングおよび感知を提供することが期待される。心房室の壁は、心室室の壁に比べて比較的薄い。組織貫通心房カソード電極は、心房組織内で深くまで延在しすぎて、心室組織の不注意な持続的または断続的な捕捉につながる可能性がある。組織貫通心房カソード電極は、心室組織に物理的に近接している組織貫通心房カソード電極を介して受信される心臓電気信号においてより大きな信号強度を有する心室信号のために、心房信号の感知を妨害する可能性がある。組織貫通電極アセンブリ７１２は、デバイス７１０の埋め込み位置を安定させて、非組織貫通電極７２２が確実に心房でペーシングおよび感知している間、先端電極７４２が脳室組織を感知してペーシングしているという合理的な確実性を提供するように、脳室組織にしっかりと固定され得る。デバイス７１０が埋め込み対象領域４に埋め込みされるとき、例えば、図１に示されるように、心室中隔、非組織貫通電極７２２が右心房でペーシングおよび感知している間、先端電極７４２が、左心室のペーシングのために左心室組織に到達し得る。組織貫通電極アセンブリ７１２は、左心室組織に到達するために、遠位に面する表面７３８から長さが約４〜約８ｍｍの範囲にあってもよい。場合によっては、デバイス７１０は、心房ペーシング回路８３から、埋め込み対象領域４の非組織貫通電極７２２を介して心房ペーシングパルスを送達して両心房（右心房および左心房）の捕捉を達成することによって、そして、心室ペーシング回路８５から、先端電極７４２を介して、埋め込み対象領域４から心室組織に前進させられた心室ペーシングパルスを送達して両心室（右心室および左心室）の捕捉を達成することによって、４腔ペーシングを達成し得る。
図１０は、例えば、生理学的反応情報を表すために使用し得る、図５の音響または運動検出器１１を使用して、心房活動を検出する例示的な方法６００を示している。特に、方法６００は、患者の心臓に埋め込まれたＩＭＤによって実施され得る運動信号（例えば、運動検出器１１によって提供される）の分析に基づいて心房収縮を検出することを含み得る。いくつかの実施形態では、運動信号は、患者の心臓の右心室などの心室内に埋め込まれたＩＭＤによって提供され得る。方法６００は、心室活性化事象６３０の識別時に心房収縮検出遅延期間を開始することを含み得る。方法６００は、心房収縮遅延期間６３２の満了時に心房収縮検出ウィンドウを開始することを含み得る。方法６００は、心房収縮検出ウィンドウ内の運動信号を分析することを含み得る。
方法６００は、心房収縮検出ウィンドウ内で運動信号をフィルタリングし、フィルタリングされた信号を整流し、心房収縮検出ウィンドウ内でフィルタリングされ整流されたモーション信号６３４の微分信号を発生させることを含み得る。方法６００は、心房収縮検出ウィンドウ内の微分信号の振幅が閾値６３６を超えるかどうかを判定することを含み得る。心房収縮検出ウィンドウ内の微分信号の振幅が閾値（６３６のはい）を超えると判定することに反応して、方法６００は、心房収縮６３８の検出に進むことができる。そうでなければ（６３６のいいえ）、方法６００は、微分信号６３４のフィルタリング、整流、および発生に戻ることができる。運動信号を提供する運動検出器を使用するための様々な技法は、２０１６年７月２６日に発行された「Ａｔｒｉａｌ ｃｏｎｔｒａｃｔｉｏｎ ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ ｂｙ ａ ｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ ｌｅａｄｌｅｓｓ ｐａｃｉｎｇ ｄｅｖｉｃｅ ｆｏｒ ａｔｒｉｏ−ｓｙｎｃｈｒｏｎｏｕｓ ｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ ｐａｃｉｎｇ」と題された米国特許第９，３９９，１４０号（Ｃｈｏら）に記載されており、参照によりその全体が本明細書に組み込まれる。
図１１に関して説明されるように、心音（ＨＳ）が検出され、生理学的反応情報を表すために使用され得る。本明細書に記載の、Ｓ１からＳ４心音の１つ以上の振幅および／または相対時間間隔は、血行力学的利益を達成するための心臓ペーシングおよび／または神経刺激を含むＣＲＴまたは他の心臓療法に対する患者の血行力学的反応を最適化するのに有用であり得る。第１の心音Ｓ１は、心室収縮の開始に対応する。心室収縮は、活動電位が房室結節（ＡＶ結節）を通って伝導し、心室心筋を急速に脱分極したときに始まる。この事象は、ＥＣＧのＱＲＳ群によって区別される。心室が収縮すると、心室の圧力が上昇し始め、心室圧が心房圧を超えると、心室と心房の間の僧帽弁と三尖弁が突然閉じる。このバルブの閉鎖により、Ｓ１が発生させられる場合がある。Ｓ１の持続時間は、一般に約１５０ミリ秒であり、周波数は、約２０〜２５０Ｈｚである。Ｓ１の振幅は、ＬＶ収縮性の代理測定を提供し得る。したがって、Ｓ１振幅の増加は、ＬＶ収縮性の改善と正の相関があってもよい。ＱＲＳの開始からＳ１まで測定された駆出前期間のような他の測定値も、心筋収縮性指数の代理として使用され得る。
心室同期不全による僧帽弁と三尖弁の閉鎖の分離は、Ｓ１信号の別々のＭ１およびＴ１ピークとして観察できる。Ｍ１（僧帽弁閉鎖音）とＴ１（三尖弁閉鎖音）の併合は、心室同期の改善の指標として使用できる。
一般に、左室圧（ＬＶＰ）は、ＥＣＧのＱＲＳ群と僧帽弁の閉鎖に続いて劇的に上昇し、大動脈弁と肺動脈弁が開いて大動脈と肺動脈に血液を排出するまで、心室収縮中に上昇し続ける。心室収縮は、典型的に、駆出期の間、心室、大動脈、および肺動脈の血圧を上昇させ続ける。収縮が減少すると、大動脈弁と肺動脈弁が閉じるまで血圧が低下する。
第２の心音Ｓ２は、心室収縮期の終わりと心室拡張期の始まりの近くで、大動脈弁と肺動脈弁を閉じることによって発生させられる場合がある。したがって、Ｓ２は大動脈および肺動脈の拡張期血圧と相関している可能性がある。Ｓ２の持続時間は、一般に約１２０ミリ秒であり、周波数は、２５〜３５０Ｈｚ程度である。Ｓ１とＳ２との間の時間間隔、つまりＳ１−Ｓ２時間間隔は、心室の等容性収縮（駆出前）および心周期の駆出段階に対応する収縮期時間間隔（ＳＴＩ）を表し得る。このＳ１−Ｓ２時間間隔は、１回拍出量の代理測定を提供し得る。さらに、駆出前期間（Ｑ−Ｓ１）とＳ１−Ｓ２時間の比率は、心筋収縮性の指標として使用され得る。
第３の心音Ｓ３は、心室の早期の受動的な拡張期充満に関連しており、第４の心音Ｓ４は、心房収縮による心室の遅い能動的な充満に関連している可能性がある。聴診器を使用する通常の患者では、３番目の音は一般に聞こえにくく、第４の音は通常の患者では一般に聞こえない。聴診器を使用した検査中に第３と第４の心音が存在する場合は、病的状態を示している可能性がある。Ｓ３およびＳ４心音は、心臓の拡張機能に関連しているため、ペースパラメータの最適化に使用できる。一般に、これらの音は、最適なペースパラメータが識別されると最小化または消失する。当業者に既知であるように、心臓ペースパラメータの最適化に有用であってもよいＳ１からＳ４の心音およびそのタイミングの他の態様。
図１１は、一実施形態による、心音を使用してペース制御パラメータを最適化するための方法のフローチャート８００である。本開示の方法は、フローチャート８００に示される１つ以上のブロックを含み得る。心音を使用して心臓療法を最適化する他の例は、２０１７年５月９日に付与された「Ｓｙｓｔｅｍ ａｎｄ ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ ｐａｃｉｎｇ ｐａｒａｍｅｔｅｒ ｏｐｔｉｍｉｚａｔｉｏｎ ｕｓｉｎｇ ｈｅａｒｔ ｓｏｕｎｄｓ」と題された米国特許第９，６４３，０１３４号に一般的に記載されており、参照によりその全体が本明細書に組み込まれる。
ペースパラメータ最適化方法は、ブロック８０２で開始され得る。最適化プロセスは、外部プログラマを介して受信したユーザコマンドに反応して開始され得る。最初のＩＭＤ埋め込み時、オフィスのフォローアップ訪問中、またはリモートの患者モニタリングセッション中に、ユーザは外部プログラマまたはネットワークコンピューターを使用してＨＳベースの最適化手順を開始できる。追加的に、または代替的に、フローチャート８００によって示されるプロセスは、定期的に、または感知されたＨＳ信号を含み得る、感知された生理学的信号に基づく療法送達または療法調整の必要性の感知に反応して開始される自動化されたプロセスであってもよい。
ブロック８０４で、最適化されるペース制御パラメータが選択される。制御パラメータは、ＡＶ間隔またはＶＶ間隔などのタイミング関連パラメータであってもよい。ペーシングベクトルは、最適化のためにブロック８０４で選択され得る別の制御パラメータである。例えば、冠状静脈洞リードなどの多極リードが使用される場合、所与の心腔内のペーシングのために複数の双極または単極ペーシングベクトルが選択され得る。特定のペーシングベクトルに関連するペーシング部位は、ペーシング療法の血行力学的利益に重大な影響を与える可能性がある。したがって、ペーシングベクトルは、本明細書に記載の方法を使用して最適化し得る１つのペース制御パラメータである。
ペーシングシーケンスは、ブロック８０４で選択された試験パラメータの初期パラメータ設定を使用して、ブロック８０６で開始される。一実施形態では、ＡＶ間隔は最適化されており、心室ペーシングは、初期のＡＶ間隔設定で送達される。ＡＶ伝導が手つかず状態である、すなわちＡＶブロックがない患者の内因性ＡＶ間隔を最初に測定することにより、ブロック８０６で初期のＡＶ間隔設定を選択できることが理解される。初期のＡＶ間隔は、デフォルトのペーシング間隔、最後にプログラムされたＡＶ間隔、または試験される最小または最大のＡＶ間隔でよい。代替的に、最適化のためにＶＶ間隔が選択された場合、固有の心室間伝導時間を最初に測定し、ペーシングされたＶＶ間隔を、内因性ＶＶ伝導時間より長く、短く、またはほぼ等しいＶＶ間隔から繰り返し調整され得る。
選択した試験パラメータを少なくとも２つの異なる設定に調整するための反復プロセスが実施される。パラメータは、任意の所望の順序、例えば、増加、減少、ランダムなどで異なる設定に調整され得る。例えば、ＡＶ間隔の調整中に、初期のＡＶ間隔は、測定された内因性ＡＶ伝導時間よりちょうど長いか、またはほぼ等しいように設定され得、その後、最小のＡＶ間隔試験設定まで反復的に減少され得る。各ペースパラメータ設定を使用するペーシング中に、ＨＳ信号はブロック８０８で取得される。反復プロセスは、ブロック８１０で判定されるように、すべての試験パラメータ設定が適用され、各設定についてＨＳ信号が記録されるまで、ブロック８１２で次の試験パラメータ設定に進む。
ＨＳ信号は、個々の心臓サイクルから取得されたＨＳパラメータ測定値のアンサンブル平均化または平均化を可能にするために、複数の心臓サイクルについて取得され得る。増幅、フィルタリング、整流、ノイズキャンセル技法、または他の信号処理ステップを使用して、ＨＳ信号の信号対ノイズ比を改善することができ、これらのステップは、心音の一部またはすべてが含まれ得る取得される心音ごとに異なる可能性があることが理解される。
ブロック８１４での各試験パラメータ設定について記録されたＨＳ信号から、少なくとも１つのＨＳパラメータ測定値が判定される。ＩＭＤプロセッサまたは外部プロセッサ（例えば、プログラマに含まれる）、または両方の組み合わせは、本明細書に記載のＨＳ信号分析を実施し得る。一実施形態では、Ｓ１およびＳ２が記録され、ＨＳパラメータは、ブロック８１４でＳ１およびＳ２信号を使用して測定される。例えば、Ｓ１の振幅、Ｖ−Ｓ２間隔（Ｖ事象はＶペースまたは検出されたＲ波の場合がある）、およびＳ１−Ｓ２間隔が測定される。Ｓ３および／またはＳ４の存在は、関連するパラメータを判定するために、追加的に注目されてもよく、またはこれらの信号の測定が行われ得る。ＨＳ信号パラメータは、少なくとも２つの異なる試験パラメータ設定、例えば、少なくとも２つの異なるＡＶ間隔、２つ以上の異なるＶＶ間隔、または２つ以上の異なるペーシングベクトルに対して判定される。
ブロック８１８で、ペースパラメータ試験設定の関数としてブロック８１０で判定された各ＨＳパラメータの傾向が判定される。一実施形態では、Ｖ−Ｓ２間隔、Ｓ１振幅、およびＳ１−Ｓ２間隔の各々の傾向が判定される。他の実施形態は、Ｓ１信号中のＭ１およびＴ１音の分離を判定することを含み得る。変化したペース制御パラメータに関するＨＳパラメータの傾向に基づいて、最適なペースパラメータ設定は、ブロック８２０でプロセッサによって自動的に識別され得る。追加的に、または代替的に、ＨＳ傾向は、プログラマなどの外部デバイス上のブロック８２２またはリモートネットワーク化されたコンピュータで報告および表示される。
試験されるペースパラメータが、例えば、多極電極がＬＶに沿った四極リードのような心室に沿って位置決めされる場合のペーシング部位またはペーシングベクトルである場合、ペーシング部位またはペーシングベクトルは、心室収縮力のためのＨＳベースのサロゲートを最大化することに基づいて選択され得る。一実施形態では、Ｓ１の振幅は、心室収縮性の代理として使用され、最大Ｓ１に関連するペーシング部位またはベクトルは、最適なペーシングベクトル設定としてブロック８２０で識別される。
ブロック８１８での各ＨＳパラメータの傾向を判定することは、Ｖ−Ｓ２間隔傾向が、例えば、実質的に平坦な傾向から減少する傾向への突然の勾配変化を示すかどうかを判定することを含み得る。Ｖ−Ｓ２間隔の傾向の突然の変化に関連するＡＶ間隔は、最適なＡＶ間隔設定として識別される場合がある。最適なＡＶ間隔は、他のＨＳ傾向、例えば、最大Ｓ１振幅、および／または最大Ｓ１−Ｓ２間隔に基づいてさらに識別され得る。
いくつかの実施形態では、自動的に識別された最適なペースパラメータ設定もまた、ブロック８２４でＩＭＤに自動的にプログラムされ得る。他の実施形態では、臨床医またはユーザは、報告されたＨＳデータおよび推奨されるペースパラメータ設定を検討し、推奨される設定を受け入れるか、またはＨＳデータに基づいて別の設定を選択し得る。
ＨＳ感知モジュールまたは回路は、制御回路８０（図８）に動作可能に結合されてもよく、これらの心音の１つ以上を感知するためにＨＳセンサからアナログ信号を受信するように構成されることができる。例えば、ＨＳ感知モジュールは、心音の周波数、持続時間、およびタイミングに基づいて特定の心音を特に感知するように構成された１つ以上の「チャネル」を含み得る。例えば、ＥＣＧ／ＥＧＭ感知回路は、心音を感知するためにＨＳ感知モジュールによって使用されるＨＳ感知ウィンドウを設定するために、制御回路８０によって使用され得る。ＨＳ感知モジュールは、心音信号の信号対雑音比を最適化するための１つ以上の感知増幅器、フィルタ、および整流器を含み得る。必要に応じて信号品質を改善するために、Ｓ１からＳ４の各音を感知するために、個別の固有の増幅およびフィルタリング特性を提供し得る。
生体インピーダンス、または心臓内インピーダンスが測定され得、生理学的反応情報を表すために使用され得る。例えば、本明細書に記載のＩＭＤのいずれも、電流を注入し、電極ベクトル構成の電極（例えば、選択された電極）間の電圧を測定することによって、心臓内インピーダンス信号を測定し得る。例えば、ＩＭＤは、第１の電極（例えば、ＲＶ電極）と三尖弁に近接するＲＶに位置している電極との間に電流（例えば、非ペーシング閾値電流）を注入し、第１の電極と第２の電極との間の電圧を測定することによって、インピーダンス信号を測定し得る。使用できる別のベクトルは、ＬＶ電極からＲＶ電極までである。他のベクトルペア構成が刺激と測定に使用される可能性があることを認識であろう。インピーダンスは、対象の組織または心腔を包含する電極の任意のセット間で測定され得る。したがって、電流を注入して電圧を測定し、同じ２つの電極のインピーダンスを計算するか（双極構成）、電流を注入して２つの別々の電極ペア（例えば、電流注入用に１ペア、電圧検出用に１ペア）、したがって、四極構成で電圧を測定できる。四極電極構成の場合、電流注入電極と電圧検出電極は互いに一直線になり（または密接に平行になり）、電圧検出電極は電流検出フィールド内にあってもよい。例えば、ＳＶＣコイル電極とＲＶ先端電極との間に１つの注入電流がある場合、電圧感知は、ＲＶコイル電極とＲＶリング電極との間にある可能性がある。そのような実施形態では、ＶｆＡリードは、ＬＶ心臓療法または感知のために使用され得る。インピーダンスベクトルは、心房または心室などの特定の解剖学的関心領域を包含するように構成し得る。
本明細書に記載の例示的な方法および／またはデバイスは、１つ以上の電極ベクトル構成を監視し得る。さらに、複数のインピーダンスベクトルを同時におよび／または他のものに対して定期的に測定し得る。少なくとも１つの実施形態では、例示的な方法および／またはデバイスは、インピーダンス波形を使用して、ＣＲＴを最適化するための選択データを取得し得る（例えば、適用可能な基準点を見つけるため、そのような波形からの測定値の抽出を可能にするためなど）。
本明細書で使用される場合、「インピーダンス信号」という用語は、生のインピーダンス信号に限定されない。生のインピーダンス信号を処理、正規化、および／またはフィルタリングして（例えば、アーチファクト、ノイズ、静的、電磁干渉（ＥＭＩ）、および／または外部信号を除去するために）インピーダンス信号を提供し得ることを意味する必要がある。さらに、「インピーダンス信号」という用語は、インピーダンス信号の実数部および虚数部、インピーダンスに基づくコンダクタンス信号（すなわち、インピーダンスの逆数または逆数）などを含み得、その様々な数学的派生物を含み得る。 「インピーダンス信号」は、コンダクタンス信号、すなわちインピーダンス信号の逆数である信号を含むと理解され得る。
本明細書に記載の方法および／またはデバイスの１つ以上の実施形態では、様々な患者の生理学的パラメータ（例えば、心臓内インピーダンス、心音、Ｒ−Ｒ間隔などの心周期間隔など）を監視して、ＣＲＴ（例えば、ＡＶおよび／またはＶＶ遅延を設定すること、例えば、インピーダンス一次微分ｄＺ／ｄｔを使用しておよび／または測定することによって心臓収縮力を最適化すること、ペーシング部位を選択すること、ペーシングベクトルを選択すること、リードを配置すること、または電気的および機械的観点（例えば、電気的捕捉は機械的捕捉を意味しない場合があり、心音とインピーダンスから機械的情報を見ることで、電気的刺激が心臓を捕捉するかどうかを評価するのに役立つ場合がある）の両方からペーシング捕捉を評価すること、ペーシングのための効果的な電極ベクトル構成を選択すること、など）を最適化するための選択データの取得に使用し得る。例えば、２つ以上の電極間の心臓内インピーダンス信号は、そのような最適化を提供する際に使用するために監視され得る。
図１２は、デバイスパラメータオプションの１つ（例えば、最適なパラメータであってもよい潜在的なＡＶ遅延など、ＣＲＴを最適化するために使用され得る選択可能なデバイスパラメータの１つ）の選択データを取得するための方法８５０の一例を示す。心音を使用して心臓療法を最適化する他の例は、２０１７年７月１８日に付与された「Ｃａｒｄｉａｃ ｒｅｓｙｎｃｈｒｏｎｉｚａｔｉｏｎ ｔｈｅｒａｐｙ ｏｐｔｉｍｉｚａｔｉｏｎ ｂａｓｅｄ ｏｎ ｉｎｔｒａｃａｒｄｉａｃ ｉｍｐｅｄａｎｃｅ ａｎｄ ｈｅａｒｔ ｓｏｕｎｄｓ」と題された米国特許第９，７０７，３９９号に一般的に記載されており、これは参照によりその全体が本明細書に組み込まれる。
示されているように、ペーシング治療は、複数のデバイスオプション（ブロック８５２）のうちの１つを使用して送達される（例えば、複数のデバイスパラメータオプションは、例えば、内在性ＡＶ遅延のパーセンテージ、例えば、内在性ＡＶ遅延の４０％、内在性ＡＶ遅延の５０％、内在性ＡＶ遅延の６０％、内在性ＡＶ遅延の７０％、内在性ＡＶ遅延の８０％などのようなＡＶ遅延が選択、決定、および／または計算され得る）。ペーシングに使用されるデバイスパラメータオプション（ブロック８５２）の場合、選択データは、複数の電極ベクトル構成のそれぞれで取得される（例えば、心臓内インピーダンスは、複数の心周期にわたって監視され、選択データは、そのようなインピーダンス信号を使用して抽出される）。判定ブロック８５４によって示されるように、選択データがすべての所望の電極ベクトル構成から取得されていない場合、選択データを取得するループ（例えば、ブロック８５８、８６０、８６２、および８６４によって示されるループ）が繰り返される。選択データがすべての所望の電極ベクトル構成から取得された場合、別の異なるデバイスパラメータオプションを使用して療法を送達し（ブロック８５６）、図１２の方法８５０が選択されるまで繰り返される（例えば、異なるデバイスパラメータオプションに対して）。データは、すべての異なるデバイスパラメータオプションについて取得されています（例えば、異なるデバイスパラメータオプションの各々について、複数の電極ベクトル構成のそれぞれで収集される選択データ）。
所望の電極ベクトル構成（例えば、ブロック８５８、８６０、８６２、および８６４）の各々について選択データを取得する繰り返しループに示されるように、複数の電極ベクトル構成のうちの１つが、選択データの取得に使用するために選択される（ブロック８５８）。選択された電極ベクトル構成について、少なくとも１つの心周期の収縮期部分の少なくとも一部に関連する時間基準点、および／または少なくとも１つの心周期の拡張期部分の少なくとも一部に関連する時間基準点が取得される（ブロック８６０）（例えば、心音の使用、インピーダンス信号の最小および最大の分析、ＲーＲ間隔などの生理学的パラメータに基づくアルゴリズムの適用など）。例えば、心周期の収縮期および／または拡張期部分に関連する側頭基準点を取得することができ、心周期の収縮期および／または拡張期部分内の１つ以上の画定されたセグメントに関連する側頭基準点を取得し得る。または、心周期の収縮期および／または拡張期部分の１つ以上の点および／または部分内の、またはそれらに関連する一時的な基準点を取得し得る。またさらに、例えば、心周期の収縮期部分のみまたは拡張期部分のみに関連する側頭基準点、収縮期部分のみまたは拡張期部分のみに関連する１つ以上の画定されたセグメントに関連する側頭基準点を取得し得る。心周期を取得することができ、および／または心周期の収縮期部分のみまたは拡張期部分のみの１つ以上の点および／または部分内の、またはそれらに関連する時間基準点を取得し得る。言い換えれば、心周期の収縮期部分と拡張期部分の両方に関連するか、または心周期のそのような部分の１つだけに関連する基準点を取得し得る。さらに、例えば、そのような基準点は、本明細書に記載の分析で使用するために心臓内インピーダンスが測定され得るとき、またはその間に測定ウィンドウおよび／または期間（例えば、間隔、点など）を代表、または示すことができる。
ほぼ同じ時間枠で（例えば、取得された基準点とほぼ同時に）、心臓内インピーダンス信号が、選択された電極ベクトル構成で取得される（ブロック８６２）。取得された基準点および取得された心臓内インピーダンス信号を用いて、インピーダンス信号からの測定値は、時間基準点（ブロック８６４）に基づいて抽出される（例えば、基準点間で画定された測定ウィンドウにおけるインピーダンス信号の積分、インピーダンスの最大勾配基準点間で画された測定ウィンドウ内の信号、基準点間の時間、基準点での最大インピーダンスなど）。そのような測定値の１つ以上は、そのような測定値の所望の値に匹敵してもよく、測定値が、デバイスパラメータオプションが療法を最適化するための効果的なデバイスパラメータであってもよいことを示し得るかどうかの判定を可能にする（例えば、スコアリングアルゴリズムを使用して、デバイスパラメータオプションが、そのような複数の測定値が特定の基準または閾値を満たしているかどうかに基づいて最適なパラメータである可能性があるかどうかを判定し得る）。
（例えば、図１２に記載されるように得られた）デバイスパラメータオプションの各々の測定データは、少なくとも１つの心周期について判定される。１つ以上の実施形態では、そのような測定データは、複数の心周期について取得される。測定データが取得される心周期は、任意の好適な心周期であってもよい。１つ以上の実施形態では、測定データが取得される間に選択された心周期は、呼吸周期に基づく。少なくとも１つの実施形態では、測定データは、呼吸周期の終わり（例えば、呼気の終わりの近く）に発生する心周期の間に取得される。
図１３は、電極装置１１０、表示装置１３０、および演算装置１４０を含む例示的なシステム１００を示している。示されるように、電極装置１１０は、患者１２０の胸部または胴体の周りに巻かれたバンド内に組み込まれるか、または含まれる複数の電極を含む。電極装置１１０は、分析、評価などのために、各電極からの電気信号を演算装置１４０に提供するために、演算装置１４０に操作的に結合されている（例えば、１つまたは有線の電気的接続を通して、無線でなど）。例示的な電極装置は、「Ｂｉｏｅｌｅｃｔｒｉｃ Ｓｅｎｓｏｒ Ｄｅｖｉｃｅ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄｓ」と題する米国特許第９，３２０，４４６号に記載されていてもよく、２０１６年４月２６日に発行され、その全体が参照により本明細書に組み込まれる。さらに、例示的な電極装置１１０は、図１４および図１５を参照してより詳細に説明される。
本明細書には記載されていないが、例示的なシステム１００は、画像化装置をさらに含み得る。画像化装置は、非侵襲的な方法で患者の少なくとも一部を画像化する、または画像を提供するように構成された任意のタイプの画像化装置であってもよい。例えば、画像化装置は、造影剤などの非侵襲的ツールを除いて、患者の画像を提供するために患者内に位置し得るいかなる構成要素または部品も使用してはならない。本明細書に記載される例示的なシステム、方法、およびインターフェースは、画像化装置をさらに使用して、ユーザ（例えば、医師）に非侵襲的な支援を提供し、ＶｆＡペーシング療法を較正および／または送達し、デバイスを位置させ、および位置決めしてＶｆＡ心臓ペーシング療法を送達し、および／または心房ペーシング療法からの心室の評価に関連して、心房ペーシング療法のために患者の心臓に近接したペーシング電極またはペーシングベクトルを位置付ける、または選択し得ることが理解されたい。
例えば、例示的なシステム、方法、およびインターフェースは、患者の体内で、リードレスデバイス、電極、リードレス電極、無線電極、カテーテルなどを含むリードをナビゲートするために使用され得る画像ガイドナビゲーションを提供する一方で、心房から心室（ＶｆＡ）ペース設定が最適であるかどうかを判定すること、または選択された位置情報（例えば、左心室の特定の位置付けを対象とする電極の位置情報）などの１つ以上の選択されたパラメータが最適であるかどうかを判定することを含む非侵襲的な心臓療法評価を提供することも可能である。画像化装置および／または電極装置を使用する例示的なシステムおよび方法は、２０１３年６月１２日に出願された、「Ｉｍｐｌａｎｔａｂｌｅ Ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ Ｌｏｃａｔｉｏｎ Ｓｅｌｅｃｔｉｏｎ」と題する米国特許公開第２０１４／０３７１８３２号、２０１３年６月１２日に出願された、「Ｉｍｐｌａｎｔａｂｌｅ Ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ Ｌｏｃａｔｉｏｎ Ｓｅｌｅｃｔｉｏｎ」と題する米国特許公開第２０１４／０３７１８３３号、２０１４年３月２７日に出願された「Ｓｙｓｔｅｍｓ，Ｍｅｔｈｏｄｓ，ａｎｄ Ｉｎｔｅｒｆａｃｅｓ ｆｏｒ Ｉｄｅｎｔｉｆｙｉｎｇ Ｅｆｆｅｃｔｉｖｅ Ｅｌｅｃｔｒｏｄｅｓ」と題する米国特許公開第２０１４／０３２３８９２号、２０１４年３月２７日に出願された「Ｓｙｓｔｅｍｓ，Ｍｅｔｈｏｄｓ，ａｎｄ Ｉｎｔｅｒｆａｃｅｓ ｆｏｒ Ｉｄｅｎｔｉｆｙｉｎｇ Ｏｐｔｉｃａｌ Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ Ｖｅｃｔｏｒｓ」と題する、米国特許公開第２０１４／０３２３８８２号に記載されており、これらのそれぞれは、参照によりその全体が本明細書に組み込まれる。
例示的な画像化装置は、Ｘ線画像および／または他の任意の代替的な画像化診断法を捕捉するように構成され得る。例えば、画像化装置は、アイソセントリック蛍光透視法、バイプレーン蛍光透視法、超音波、演算断層撮影（ＣＴ）、マルチスライス演算断層撮影（ＭＳＣＴ）、磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）、高周波超音波（ＨＩＦＵ）、光コヒーレンストモグラフィー（ＯＣＴ）、血管内超音波（ＩＶＵＳ）、二次元（２Ｄ）超音波、三次元（３Ｄ）超音波、四次元（４Ｄ）超音波、術中ＣＴ、術中ＭＲＩなどを使用して、画像または画像データを捕捉するように構成され得る。さらに、画像化装置は、ビデオフレームデータを提供するために複数の連続した画像を（例えば、連続的に）捕捉するように構成され得ることを理解されたい。言い換えれば、画像化装置を使用して経時的に撮影された複数の画像は、ビデオフレームまたは動画のデータを提供し得る。追加的に、画像は、二次元、三次元、または四次元で取得および表示することもできる。より高度な形態では、心臓または身体の他の領域の四次元表面レンダリングは、地図またはＭＲＩ、ＣＴ、または心エコー検査診断法によって捕捉された術前画像データからの心臓データまたは他の軟組織データを組み込むことによっても達成され得る。ＣＴと組み合わせた陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）、またはＣＴと組み合わせた単一光子放出コンピュータ断層撮影（ＳＰＥＣＴ）などのハイブリッド診断法からの画像データセットはまた、解剖学的データに重畳された機能的な画像データを提供し、例えば、心臓または他の関心領域内の近位の標的位置（例えば、左心室内の位置、左心室空洞の高後基底および／または中隔野内の選択された位置を含む）を使用して治療装置をナビゲートすることができる。
本明細書に記載の例示的なシステムおよび方法と併せて使用され得るシステムおよび／または画像化装置は、２００５年１月１３日に公開されたＥｖｒｏｎらに対する米国特許出願第２００５／０００８２１０号、２００６年４月６日に公開されたＺａｒｋｈらに対する米国特許公開第２００６／００７４２８５号、２０１１年５月１２日に公開されたＺａｒｋｈらに対する米国特許公開第２０１１／０１１２３９８号、２０１３年５月９日に公開されたＢｒａｄａらに対する米国特許出願第２０１３／０１１６７３９号、２００５年１２月２７日に発行されたＥｖｒｏｎらに対する米国特許第６，９８０，６７５号、２００７年１０月２３日に発行されたＯｋｅｒｌｕｎｄらに対する米国特許第７，２８６，８６６号、２０１１年１２月１１日に発行されたＲｅｄｄｙらに対する米国特許第７，３０８，２９７号、２０１１年１２月１１日に発行されたＢｕｒｒｅｌｌらに対する米国特許第７，３０８，２９９号、２００８年１月２２日に発行されたＥｖｒｏｎらに対する米国特許第７，３２１，６７７号、２００８年３月１８日に発行されたＯｋｅｒｌｕｎｄらに対する米国特許第７，３４６，３８１号、２００８年１１月１８日に発行されたＢｕｒｒｅｌｌらに対する米国特許第７，４５４，２４８号、２００９年３月３日に発行されたＶａｓｓらに対する米国特許第７，４９９，７４３号、２００９年７月２１日に発行されたＯｋｅｒｌｕｎｄらに対する米国特許第７，５６５，１９０号、２００９年９月８日に発行されたＺａｒｋｈらに対する米国特許第７，５８７，０７４号、２００９年１０月６日に発行されたＨｕｎｔｅｒらに対する米国特許第７，５９９，７３０号、２００９年１１月３日に発行されたＶａｓｓらに対する米国特許第７，６１３，５００号、２０１０年６月２２日に発行されたＺａｒｋｈらに対する米国特許第７，７４２，６２９号、２０１０年６月２９日に発行されたＯｋｅｒｌｕｎｄらに対する米国特許第７，７４７，０４７号、２０１０年８月１７日に発行されたＥｖｒｏｎらに対する米国特許第７，７７８，６８５号、２０１０年８月１７日に発行されたＶａｓｓらに対する米国特許第７，７７８，６８６号、２０１０年１０月１２日に発行されたＯｋｅｒｌｕｎｄらに対する米国特許第７，８１３，７８５号、２０１１年８月９日に発行されたＶａｓｓらに対する米国特許第７，９９６，０６３号、２０１１年１１月１５日に発行されたＨｕｎｔｅｒらに対する米国特許第８，０６０，１８５号、および２０１３年３月１９日に発行されたＶｅｒａｒｄらに対する米国特許第８，４０１，６１６号、に記載されており、これらの各々は参照によりその全体が本明細書に組み込まれる。
表示装置１３０および演算装置１４０は、例えば、電気信号（例えば、心電図データ）、機械的心臓機能および電気的心臓機能の１つ以上を代表する心臓情報（例えば、機械的心臓機能のみ、電気的心臓機能のみ、または機械的心臓機能と電気的心臓機能の両方）などのデータを表示および分析するように構成され得る。心臓情報は、例えば、電極装置１１０を使用して収集、監視、または収集された電気信号を使用して発生させられる、電気的不均一性情報または電気的同期不全情報、代替電気活性化情報またはデータなどを含み得る。少なくとも１つの実施形態では、演算装置１４０は、サーバ、パーソナルコンピュータ、またはタブレットコンピュータであってもよい。演算装置１４０は、入力装置１４２からの入力を受信し、出力を表示装置１３０に送信するように構成され得る。さらに、演算装置１４０は、処理プログラムまたはルーチン、および／または１つ以上の他のタイプのデータ、例えば、少なくとも心拍数に基づいて、ペーシング療法を較正および／または送達するため、ペーシングデバイスの配置を目標とする際にユーザを非侵襲的に支援するように構成されたグラフィカルユーザインターフェースを駆動するため、および／またはその位置（例えば、ペーシングに使用される埋め込み可能な電極の位置、特定のペーシングベクトルによって送達されるペーシング療法の位置など）におけるペーシング療法を評価するためにアクセスすることを可能にするデータ記憶装置を含み得る。
演算装置１４０は、入力装置１４２および表示装置１３０に動作可能に結合されて、例えば、入力装置１４２および表示装置１３０の各々との間でデータを送信し得る。例えば、演算装置１４０は、例えば、アナログ電気接続、デジタル電気接続、無線接続、バスベースの接続、ネットワークベースの接続、インターネットを使用して、入力装置１４２、および表示装置１３０の各々に電気的に結合され得る。本明細書でさらに説明するように、ユーザは、入力装置１４２に入力を提供して、表示装置１３０に表示される、心臓療法に関連している１つ以上のグラフィック描写を操作または修正し、１つ以上の情報を表示および／または選択し得る。
図示のように、入力装置１４２はキーボードであるが、入力装置１４２は、本明細書に記載の機能、方法、および／または論理を実施するために演算装置１４０に入力を提供し得る任意の装置を含み得ることを理解されたい。例えば、入力装置１４２は、マウス、トラックボール、タッチスクリーン（例えば、容量性タッチスクリーン、抵抗性タッチスクリーン、マルチタッチタッチスクリーンなど）などを含み得る。同様に、表示装置１３０は、少なくとも測定された心拍数、ＶｆＡペーシング療法を提供するために位置決めまたは配置されるリードレスペーシングデバイスのグラフィカルな描写、１つ以上の電極の位置のグラフィカルな描写、人間の胴体のグラフィカルな描写、患者の胴体の画像またはグラフィカルな描写、移植された電極および／またはリードなどのグラフィカルな描写または実際の画像などに基づいて、ユーザに情報を表示することができる任意の装置、例えば、心臓情報、テキストによる指示、電気的活性化情報のグラフィカルな描写、人間の心臓の解剖学のグラフィカルな描写、患者の心臓の画像またはグラフィカルな描写、ペーシング治療を較正および／または送達するために使用されるリードレスペーシングデバイスのグラフィカルな描写などを含むグラフィカルなユーザインターフェース１３２を含むことができる。さらに、表示装置１３０は、液晶ディスプレイ、有機発光ダイオードスクリーン、タッチスクリーン、陰極線管ディスプレイなどを含み得る。
演算装置１４０によって記憶および／または実行される処理プログラムまたはルーチンは、計算数学、行列数学、分散判定（例えば、標準偏差、分散、範囲、四分位間範囲、平均絶対差、平均絶対偏差など）、フィルタリングアルゴリズム、最大値判定、最小値判定、閾値判定、移動窓アルゴリズム、分解アルゴリズム、圧縮アルゴリズム（例えば、データ圧縮アルゴリズム）、較正アルゴリズム、画像構築アルゴリズム、信号処理アルゴリズム（例えば、各種フィルタリングアルゴリズム、フーリエ変換、高速フーリエ変換など）、標準化アルゴリズム、比較アルゴリズム、ベクトル数学、または本明細書に記載された１つ以上の例示的な方法および／またはプロセスを実装するために必要な他の処理のためのプログラムまたはルーチンを含み得る。演算装置１４０によって記憶および／または使用されるデータは、例えば、電極装置１１０からの電気信号／波形データ、分散信号、ウィンドウ化された分散信号、様々な信号の一部または部分、電極装置１１０からの電気的活性化時間、グラフィック（例えば、グラフィカル要素、アイコン、ボタン、ウィンドウ、ダイアログ、プルダウンメニュー、グラフィックエリア、グラフィック領域、３Ｄグラフィックなど）、グラフィカルユーザインターフェース、本明細書に開示に従って採用される１つ以上の処理プログラムまたはルーチンからの結果（例えば、電気信号、心臓情報など）、または本明細書に記載される１つ以上のプロセスまたは方法を遂行するために必要とされる可能性のある他のデータを含み得る。
１つ以上の実施形態では、例示的なシステム、方法、およびインターフェースは、例えば、処理能力、データ記憶装置（例えば、揮発性または不揮発性メモリおよび／または記憶素子）、入力デバイス、および出力デバイスを含むコンピュータなどのプログラム可能なコンピュータ上で実行される１つ以上のコンピュータプログラムを使用して実装され得る。本明細書に記載のプログラムコードおよび／または論理を入力データに適用して、本明細書に記載の機能を実施し、所望の出力情報を発生させてもよい。出力情報は、本明細書に記載されているように、または既知の方法で適用されるように、１つ以上の他のデバイスおよび／または方法への入力として適用され得る。
本明細書に記載のシステム、方法、および／またはインターフェースを実装するために使用される１つ以上のプログラムは、任意のプログラム可能な言語、例えば、コンピュータシステムとの通信に好適な高レベルの手続き型および／またはオブジェクト指向プログラミング言語を使用して提供され得る。任意のそのようなプログラムは、例えば、本明細書に記載された手順を実施するために好適なデバイスが読み取られたときに、コンピュータシステムを構成し動作させるためのコンピュータシステム（例えば、処理装置を含む）上で実行される汎用または特殊目的のプログラムによって読み取られる任意の好適なデバイス、例えば、記憶媒体に記憶され得る。言い換えれば、少なくとも１つの実施形態では、例示的なシステム、方法、および／またはインターフェースは、コンピュータプログラムで構成されたコンピュータ可読記憶媒体を使用して実装されてもよく、ここで、そのように構成された記憶媒体は、本明細書に記載された機能を実施するために、具体的かつ事前定義された方法でコンピュータを動作させる。さらに、少なくとも１つの実施形態では、例示的なシステム、方法、および／またはインターフェースは、実行のためのコードを含み、プロセッサによって実行されると、本明細書に記載された方法、プロセス、および／または機能性のような操作を実施するために操作可能である、１つ以上の非一過性の媒体にエンコードされた論理（例えば、オブジェクトコード）によって実装されていると説明され得る。
演算装置１４０は、例えば、任意の固定またはモバイルコンピュータシステム（例えば、コントローラ、マイクロコントローラ、パーソナルコンピュータ、ミニコンピュータ、タブレットコンピュータなど）であってもよく、一般に、処理回路を含むものとして説明され得る。演算装置１４０の正確な構成は限定的ではなく、本質的に、好適なコンピューティング機能および制御機能（例えば、グラフィックス処理など）を提供し得る任意のデバイスが使用され得る。本明細書に記載されているように、デジタルファイルは、本明細書に記載されているコンピューティング装置１４０によって読み取り可能および／または書き込み可能なデジタルビット（例えば、２進法、３進法などで符号化された）を含む任意の媒体（例えば、揮発性または不揮発性メモリ、ＣＤ−ＲＯＭ、パンチカード、ディスクまたはテープなどの磁気記録可能な媒体など）であってもよい。また、本明細書に記載されているように、ユーザ読み取り可能な形式のファイルは、ユーザによって読み取り可能および／または理解可能な任意の媒体（例えば、紙、ディスプレイなど）上に提示可能なデータ（例えば、ＡＳＣＩＩテキスト、２進数、１６進数、１０進数、グラフィックなど）の任意の表現であってもよい。
上記を考慮して、本開示による１つ以上の実施形態に記載される機能は、当業者に知られている任意の方法で実装され得ることが容易に明らかであろう。このように、本明細書に記載されたプロセスを実装するために使用されるコンピュータ言語、コンピュータシステム、または他のソフトウェア／ハードウェアは、本明細書に記載されたシステム、プロセスまたはプログラム（例えば、そのようなシステム、プロセスまたはプログラムによって提供される機能性）の範囲を制限するものではないものとする。
患者の心臓の電気的活性化時間は、患者の心臓の状態を評価するため、および／または心室（ＶｆＡ）心臓療法からの心室を患者に較正、送達、または評価するために有用である可能性がある。図１３〜図１５に示されるように、電極装置１１０を使用して、患者の心臓の１つ以上の領域の代理電気的活性化情報またはデータを監視または判定し得る。例示的な電極装置１１０は、患者１２０の体表面電位、より具体的には、患者１２０の胴体表面電位を測定するように構成され得る。
図１４に示されるように、例示的な電極装置１１０は、電極１１２、ストラップ１１３、およびインターフェース／増幅器回路１１６のセットまたはアレイを含み得る。少なくとも１つの実施形態では、電極のセットの一部が使用され得、その部分は、患者の心臓上の特定の位置に対応する。電極１１２は、ストラップ１１３に取り付けられ、または結合され得、ストラップ１１３は、電極１１２が患者の心臓を取り囲むように、患者１２０の胴体の周りに巻き付けられるように構成され得る。さらに示されるように、電極１１２は、患者１２０の胴体の後外側、側方、後外側、前外側、および前方の位置を含む、患者１２０の周囲の周りに位置決めされ得る。
さらに、電極１１２は、有線接続１１８を介してインターフェース／増幅器回路１１６に電気的に接続され得る。インターフェース／増幅器回路１１６は、電極１１２からの信号を増幅し、信号を演算装置１４０に提供するように構成され得る。他の例示的なシステムは、無線接続を使用して、電極１１２によって感知された信号をインターフェース／増幅器回路１１６に送信し、次に、例えば、データのチャネルとして演算装置１４０に送信し得る。例えば、インターフェース／増幅器回路１１６は、例えば、アナログ電気接続、デジタル電気接続、無線接続、バスベース接続、ネットワークベース接続、インターネットベースの接続などを使用して、演算装置１４０および表示装置１３０の各々に電気的に結合され得る。
図１４の例では、電極装置１１０はストラップ１１３を含むが、他の例では、電極１１２の間隔および配置を助けるために、様々な機構、例えば、テープまたは接着剤のいずれかが用いられ得る。いくつかの例では、ストラップ１１３は、弾性バンド、テープのストリップ、または布を含み得る。他の例では、電極１１２は、患者１２０の胴体に個々に配置し得る。さらに、他の例では、電極１１２（例えば、アレイに配置される）は、パッチ、ベスト、および／または電極１１２を患者１２０の胴体に固定する他の方法の一部であっても、またはその中に位置し得る。
電極１１２は、患者１２０の心臓を取り囲み、信号が患者１２０の胴体を通って伝播した後、心臓の脱分極および再分極に関連する電気信号を記録または監視するように構成され得る。電極１１２の各々は、心臓信号を反映する胴体表面電位を感知するために単極構成で使用され得る。インターフェース／増幅器回路１１６はまた、単極感知のために各電極１１２と組み合わせて使用され得る戻り電極または無関心電極（図示せず）に結合され得る。いくつかの例では、患者の胴体の周りに空間的に分布した約１２〜約５０の電極１１２があってもよい。他の構成は、より多くのまたはより少ない電極１１２を有し得る。
演算装置１４０は、電極１１２によって感知され、インターフェース／増幅器回路１１６によって増幅／調整された電気的活動（例えば、胴体表面電位信号）を記録および分析し得る。コンピューティング装置１４０は、電極１１２からの信号を分析して、本明細書にさらに記載されるように、前方電極信号および後方電極信号としての心臓電気活性化時間、および代替心臓電気活性化時間、例えば、患者の心臓の１つ以上の領域の実際の、または局所的な電気活性化時間の代表を提供するように構成され得る。コンピューティング装置１４０は、較正、送達、および／またはＶｆＡペーシング療法を評価するための使用のために、例えば、本明細書でさらに記載されるように、患者の心臓の１つ以上の前部中隔野の実際の、または局所的な、電気的活性化時間を代表する、前部中隔電極信号および代替心臓電気的活性化時間として提供するために、電極１１２からの信号を分析するように構成され得る。さらに、患者の胴体体の左前部表面位置で測定される電気信号は、患者の心臓の左前部左心室領域の電気信号の代表的なものであってもよく、患者の胴体体の左側部表面位置で測定される電気信号は、患者の心臓の左側部左心室領域の電気信号の代表的なものであってもよく、または代理的なものであってもよい。患者の胴体体の左後側表面位置で測定される電気信号は、患者の心臓の後側左心室領域の電気信号の代表的なものであってもよく、患者の胴体の後側表面位置で測定される電気信号は、患者の心臓の後側左心室領域の電気信号の代表的なものであってもよく、または代理的なものであってもよい。１つ以上の実施形態では、活性化時間の測定は、心臓脱分極の発症（例えば、ＱＲＳ複合体の発症）と、例えば、ピーク値、最小値、最小勾配、最大勾配、ゼロ交差、閾値交差などの適切な基準点との間の時間の期間を測定することによって実施することができる。
追加的に、演算装置１４０は、電極装置１１０を使用して得られた代理電気的活性化時間を示すグラフィカルユーザインターフェースを提供するように構成され得る。例示的なシステム、方法、および／またはインターフェースは、電極装置１１０を使用して収集された電気情報を非侵襲的に使用して、患者の心臓状態を評価し、および／または患者に送達される、または送達されるＶｆＡペーシング療法を較正、送達、または評価し得る。
図１５は、患者１２０の心臓を取り囲むように構成された複数の電極１１２を含み、信号が患者１２０の胴体を伝搬した後、心臓の脱分極および再分極に関連する電気信号を記録するか、またはモニターするように構成された別の例示的な電極装置１１０を図示している。電極装置１１０は、複数の電極１１２が取り付けられてもよく、または電極１１２が結合され得るベスト１１４を含み得る。少なくとも１つの実施形態では、電極１１２の複数またはアレイを使用して、例えば、代理電気活性化時間などの電気情報を収集し得る。
図１４の電極装置１１０と同様に、図１３の電極装置１１０は、有線接続１１８を介して電極１１２の各々に電気的に結合され、電極１１２から計算装置１４０へ信号を送信するように構成されたインターフェース／増幅器回路１１６を含み得る。図示のように、電極１１２は、例えば、患者１２０の胴体の前面、側面、後外側、前外側、および後面を含む、患者１２０の胴体全体に分散され得る。
ベスト１１４は、電極１１２が布に取り付けられた布で形成し得る。ベスト１１４は、患者１２０の胴体上の電極１１２の位置および間隔を維持するように構成され得る。さらに、ベスト１１４は、患者１２０の胴体の表面上の電極１１２の位置を判定するのを助けるためにマークされ得る。１つ以上の実施形態では、ベスト１１４は、患者の前部胴体に近接して位置決め可能な約１７個以上の前部電極、および患者の前部胴体に近接して位置決め可能な約３９個以上の後部電極を含み得る。いくつかの例では、患者１２０の胴体の周りに約２５個の電極１１２から約２５６個の電極１１２が分布していてもよいが、他の構成は多かれ少なかれ電極１１２を有してもよい。
本明細書に記載されるように、電極装置１１０は、患者の心臓の異なる領域を表す電気情報（例えば、電気信号）を測定するように構成され得る。例えば、患者の心臓の異なる領域の活性化時間は、患者の心臓の異なる領域に対応する表面領域に近接した表面電極を使用して測定された表面心電図（ＥＣＧ）活性化時間から概算し得る。少なくとも１つの例では、患者の心臓の前中隔野の活性化時間は、患者の心臓の前中隔野に対応する表面領域に近接する表面電極を使用して測定された表面ＥＣＧ活性化時間から概算し得る。すなわち、電極のセット全体ではなく、電極のセット１１２の一部を使用して、電極のセットの部分が対応する患者の心臓の特定の位置に対応する活性化時間を発生させ得る。
例示的なシステム、方法、およびインターフェースは、患者の心臓の健康または状態の評価、および／または電極装置１１０の使用による心室から心房（ＶｆＡ）ペーシング療法などの心臓療法の評価（例えば、埋め込み中または埋め込み後に患者に現在提供されている心臓療法）において、ユーザに非侵襲的な支援を提供するために使用され得る。さらに、例示的なシステム、方法、およびインターフェースを使用して、ＶｆＡペーシング療法などの心臓療法の構成または較正において、（例えば、測定された心拍数に基づいて）患者に提供される、または提供されることにおいてユーザを支援し得る。
ＶｆＡペーシングは、心臓の心室の同期した均一な活性化を提供するものとして説明できる。一例として、心不全につながる可能性のある心房室（ＡＶ）ブロックまたは長期のＡＶタイミングを持ち、それ以外の場合は無傷の（例えば、正常な）ＱＲＳを有する患者は、ＶｆＡペーシング療法の恩恵を受けることができる。さらに、例として、ＶｆＡペーシングは、内因性心室伝導障害のある心不全患者に有益な活性化を提供する可能性がある。さらに、ＶｆＡペーシングを適切に配置することで、そのような患者に心室の最適な活性化を提供できる。さらに、左脚ブロック（ＬＢＢＢ）を有する心不全患者のための左室（ＬＶ）再同期化は、ＶｆＡペーシングが、リードレスデバイスまたはリードを心内膜血溜まりに露出させることなく、左室心内膜へのより容易なアクセスを可能にすることを見いだすかもしれない。同時に、その例では、これは、伝導系の一部を使用してＬＢＢＢを修正し、患者を効果的に再同期させるのに役立つ。
電気的活動は、図１３〜図１５の電極１１２などの複数の外部電極を使用して監視し得る。電気的活動は、ＶｆＡペーシング療法中またはＶｆＡペーシング療法がない場合に複数の電極によって監視し得る。監視された電気的活動は、患者へのＶｆＡペーシング療法を評価するために使用することができる。説明されているＥＣＧベルトを使用して監視される電気的活動は、心臓に対するＶｆＡペーシング療法の少なくとも１つのペーシング設定を評価するために使用できる。例として、ペーシング設定は、電極位置、ペーシング極性、ペーシング出力、ペーシングパルス幅、心房（Ａ）タイミングに対してＶｆＡペーシングが送達されるタイミング、ペーシングレートなどを含むがこれらに限定されない、任意の１つのパラメータまたはパラメータの組み合わせでもよい。さらに、一例として、リードレスデバイスまたはペーシングリードの位置は、左心室腔の高後基底および／または中隔（ＨＰＢＳ）領域内で、またはそれに近接して、右心房を介してアクセスされる左心室内の位置を含み得る。さらに、ＨＰＢＳ領域のペーシング、またはそれに近接したペーシングは、選択的（例えば、ＨＰＢＳの特定の領域の刺激を単独で含む）または非選択的（例えば、ＨＰＢＳおよび他の心房および／または心室中隔領域の位置での複合ペーシング）であり得る。
さらに、心室活性化の体表面等時性マップは、ＶｆＡペーシング療法中またはＶｆＡペーシング療法の非存在下で監視された電気的活動を使用して構築することができる。監視された電気的活動および／または心室活性化のマップは、電気的不均一性情報（ＥＨＩ）を発生させるために使用することができる。電気的不均一性情報には、電気的不均一性の測定基準の判定を含めることができる。電気的不均一性の測定基準には、患者の胴体の左側にある電極の活性化時間の標準偏差（ＳＤＡＴ）の測定基準、および／または患者の胴体の左側の電極の平均左心室活性化時間（ＬＶＡＴ）の測定基準を含めることができる。ＬＶＡＴの測定基準は、左心室により近位にある前面および後面の両方の電極から判定し得る。電気的不均一性情報の測定基準には、患者の胴体の右側にある電極の平均右心室活性化時間（ＲＶＡＴ）の測定基準を含めることができる。ＲＶＡＴの測定基準は、右心室により近い前面と後面の両方の電極から判定できる。電気的不均一性の測定基準は、患者の胴体の両側からの複数の電極信号から取られた平均総活性化時間（ｍＴＡＴ）の測定基準を含むことができ、または患者の胴体の右側または左側に位置する複数の電極上の活性化時間の範囲もしくは分散を反映した他の測定基準（例えば、標準偏差、四分位間偏差、最新の活性化時間と最も早い活性化時間との間の差）、または患者の胴体の右側および左側の両方を組み合わせたものを含み得る。電気的不均一性情報の測定基準には、心臓の前中隔部分に近接した胴体上の電極の前中隔活性化時間（ＡＳＡＴ）の測定基準を含めることができる。
電気的不均一性情報（ＥＨＩ）は、１つ以上のＶｆＡペーシング設定でのＶｆＡペーシング療法の送達中に発生させられてもよい。電気的不均一性情報は、電気的不均一性の測定基準を使用して発生させることができる。一例として、電気的不均一性の測定基準には、ＳＤＡＴ、ＬＶＡＴ、ＲＶＡＴ、ｍＴＡＴ、およびＡＳＡＴの１つ以上を含めることができる。少なくとも１つの実施形態では、ＡＳＡＴのみが判定され、さらに使用され、および／またはＡＳＡＴは、他の値よりも重く重み付けされ得る。
ＶｆＡペーシング療法に関連する１つ以上のペーシング設定を評価してもよい。ペーシング設定は、複数のペーシングパラメータを含むことができる。複数のペーシングパラメータは、患者の心臓の状態が改善した場合、ＶｆＡペーシング療法が左心室の望ましい部分（例えば、高い後部基底および／または中隔領域）を効果的に捕捉している場合、および／または測定基準である場合に最適である可能性がある電気的不均一性の割合は、ベースラインのリズムまたは療法と比較して、特定の閾値だけ改善される。少なくとも１つの実施形態では、ペーシング設定が最適であるかどうかの判定は、ＶｆＡペーシング中（およびいくつかの実施形態では、ネイティブ伝導中、またはＶｆＡペーシングの非存在下で）の電気的活性から発生させられる電気的不均一性の少なくとも１つの測定基準に基づくことができる。少なくとも１つの測定基準には、ＳＤＡＴ、ＬＶＡＴ、ＲＶＡＴ、ｍＴＡＴ、およびＡＳＡＴの１つ以上を含めることができる。
さらに、複数のペーシングパラメータは、電気的不均一性のメトリックが特定の閾値よりも大きいか、またはそれ以下である場合、および／または左心室を励起するためのペーシング療法の位置が、心臓の筋繊維の励起の特定のパターンを引き起こす場合、最適なものとなり得る。さらに、電気的不均一性の測定基準が左索枝ブロック（ＬＢＢＢ）の矯正を示す場合、および／または電気的不均一性の測定基準がプルキンエシステムの完全な関与を示す場合など、複数のペーシングパラメータが最適であってもよい。一例として、閾値（例えば、閾値３０ミリ秒）以下のＡＳＡＴおよび閾値（例えば、３０ミリ秒の閾値）以下のＬＶＡＴの電気的不均一性の測定基準は、ＬＢＢＢの補正、したがって、ペース設定が最適である。一例として、閾値以下（例えば、閾値３０ミリ秒）のＲＶＡＴ、閾値以下（例えば、閾値３０ミリ秒）のＡＳＡＴ、および閾値（例えば、３０ミリ秒の閾値）以下のＬＶＡＴは、プルキンエシステムが完全に機能していることを示している可能性があるため、ペース設定が最適な場合がある。
ペーシング設定は、ペーシング設定が許容可能であること、有益であること、患者の本来の心臓伝導系の完全な関与を示すこと、心室伝導障害（例えば、左脚ブロック）の修正を示すことなどを使用して、ＶｆＡペーシング療法に反応して最適であることを判定することができる。ペーシング設定は、ペーシング電極の位置（深さ、角度、スクリューベースの固定機構のための回転量などの１つ以上を含む）、電圧、パルス幅、強度、ペーシング極性、ペーシングベクトル、ペーシング波形、心房内事象またはペーシングされた心房内事象に相対的に、または内因性Ｈｉｓ束電位に相対的に送達されるペーシングのタイミング、および／またはペーシング位置などのうちの１つ以上を含むことができる。ペーシングベクトルは、例えば、先端電極から缶電極、先端電極からリング電極などのように、ＶｆＡペーシング療法を送達するために使用される任意の２以上のペーシング電極を含むことができる。ペーシング位置は、リード、リードレスデバイス、および／またはＶｆＡを送達するように構成された任意のデバイスまたは装置を使用して位置決めされた１つ以上のペーシング電極のいずれかの位置を参照することができる。
ＶｆＡペーシング療法のペース設定を調整してもよい。少なくとも１つの実施形態では、ペーシング設定は、ペーシング設定が最適でないことに反応して調整してもよい。少なくとも１つの実施形態では、ペーシング設定は、ペーシング設定が最適範囲内にあることに反応して調整され得るが、ペーシング設定が、ＶｆＡペーシング療法にとってより有益であり、より有用であり、より機能的である、最適範囲内の位置にあることができるかどうかを判定するために、ペーシング設定を調整することができる。ペーシング設定を調整して、電気的不均一性の最適な測定基準を見つけることができる。
１つ以上の実施形態では、ペーシング設定が最適であるかどうかの判定は、ＥＣＧベルトを使用する電気的不均一性の特定の測定基準に基づくことができる。少なくとも１つの例では、ペーシング設定は、電気的不均一性の測定基準が特定の測定基準値またはそれに近接するまで、電気的不均一性の測定基準の変化と相関する間隔で調整することができる。例えば、ペース設定を調整すると、電気的不均一性の測定基準が電気的不均一性の特定の閾値測定基準に近づく可能性があり、測定基準が特定の閾値に近づくと、ペース設定の調整速度を遅くすることができる。別の言い方をすれば、電気的異質性のメトリックが特定の閾値メトリックからさらに離れているので、ペース設定をより迅速に調整することができ、電気的異質性のメトリックが特定の閾値メトリックに近づくと、電気的異質性のメトリックが特定の閾値メトリックになるまで、ペース設定をよりゆっくりと調整することができる。
本明細書に記載のデバイス、システム、および方法とともに使用され得る、患者の組織からの電気的活動を監視するために複数の外部電極を有する電極装置を利用するための様々な技法が、２０１８年３月２３日に提出した「心房ペーシング療法からの心室の評価」と題された、米国特許出願番号第１５／９３４，５１７号に開示されており、参照によりその全体が本明細書に組み込まれる。
図１６は、心臓療法５００の方法の一例の概念図を示す。方法５００は、ペーシング療法５０２を較正することを含み得る。特に、ペーシング療法は、測定された生理学的反応情報に基づいて較正され得る。
測定される生理学的反応情報の非限定的な例としては、電気的不均一性情報（ＥＨＩ）、表面心電図の形態および脱分極期間（ＱＲＳ）群の持続時間に基づく再同期化のマーカ、心臓運動および心機能の機械的構成要素を測定する外部画像診断法によって定量化される心臓の非同期性、およびデバイス内蔵加速度計によって測定される心臓の機械的活動が挙げられる。
ＥＨＩは、機械的心臓機能および電気的心臓機能のうちの１つ以上を代表してもよい（例えば、機械的心臓機能のみ、電気的心臓機能のみ、または機械的心臓機能および電気的心臓機能の両方）。いくつかの実施形態では、ＥＨＩは、活性化時間の標準偏差（ＳＤＡＴ）の測定基準を含む。機械的心臓機能は、患者の生理学的反応を表す情報を含み得る。
ＥＨＩは、任意の好適なデバイスによって提供される。いくつかの実施形態では、患者の組織からの電気的活動を監視するための複数の外部電極を有する電極装置を使用して、ＥＣＧベルトまたはベストなどのＥＨＩを提供し得る。
ペーシング療法は、複数の心拍数、複数のＡＶ遅延、またはその両方について較正し得る。言い換えれば、ペーシング療法は、測定された心拍数が変化したとき、および／または測定されたＡＶ遅延が変化したときにペーシング療法が変化するように、患者の様々な心拍数および／または患者の様々なＡＶ遅延に適応するように較正され得る。
方法５００は、ＶｆＡデバイス５０４を用いてペーシング療法を提供することを含み得る。特に、ＶｆＡデバイスは、組織貫通電極および右心房電極の一方または両方を含み得る。ペーシング療法は、組織貫通電極と右心房電極の一方または両方を使用するＶｆＡデバイスによって提供される。いくつかの実施形態では、ペーシング療法を送達する場合、右心房電極は、患者の心臓の右心房に心臓療法を送達するか、またはその電気的活動を感知するために、右心房内に位置決めされる。いくつかの実施形態では、ペーシング療法を実施する場合、組織貫通電極は、右心房内膜および中心線維体を介して埋め込まれ、患者の心臓の左心室に心臓療法を送達するか、または電気的活動を感知する。
本明細書で使用される場合、「心臓療法」という用語は、患者の心臓に関連する療法を指す。例えば、心臓療法は、ペーシング療法またはショック療法を含み得る。
いくつかの実施形態では、方法５００は、患者の心臓の右心室の監視された電気的活動を使用せずに、ペーシング療法を較正または送達し得る。
図１７は、ペーシング療法５０２を較正する方法の一例の概念図である（図１６を参照）。方法５０２は、複数の心拍数において患者の心拍数を観察することを含み得る。いくつかの実施形態では、方法５０２は、複数の心拍数５１０においてペーシングを送達することを含み得る。例えば、埋め込まれたＶｆＡデバイスは、複数の心拍数を誘発するための心房ペーシングに使用され得る。いくつかの実施形態では、方法５０２は、複数の心拍数５１２を誘発するように患者の活動を誘導することを含み得る。例えば、患者は仰臥位の自転車を使用するように指示され得る。
患者の心臓の電気的および／または機械的活動を監視し得る５１４。電気的または機械的活動は、生理学的反応情報を測定または判定するために使用し得る。特に、右心房および左心室の電気的または機械的活動は、例えば、ペーシングが複数の心拍数５１０で送達されている間、または患者が複数の心拍数５１２を誘発するために活動を通じて誘導されている間に、複数の心拍数において測定され得る。
ＥＣＧベルトまたはベストなどの別の医療用デバイスを使用して、患者の心臓の少なくともいくつかの電気的または機械的活動を監視し得る。追加的に、または代替的に、ＶｆＡデバイスを使用して、右心房の電気的または機械的活動、ならびに左心室の電気的活動を監視し得る。例えば、ＶｆＡデバイスの運動検出器は、患者の心臓の右心房の機械的活動を感知するために、右心房内に位置決めされ得る。いくつかの実施形態では、生理学的情報は、ＶｆＡデバイスによって測定され得、別の医療用デバイスは使用されなくてもよい。右心房の運動検出器は、右心房電極の代替として、またはそれに加えて使用し得る。
生理学的反応情報は、例えば、患者の心臓の監視された電気的および／または電気的活動に基づいて、複数の心拍数５１６における各心拍数においての複数のＡＶペーシング遅延を使用して測定され得る。言い換えれば、生理学的反応情報は、複数の心拍数においての複数のＡＶペーシング遅延について測定または取り込まれ得る。いくつかの実施形態では、患者の心拍数を設定することができ、次に、複数のＡＶペーシング遅延を各心拍数において試験してもよい。各ＡＶペーシング遅延で、生理学的反応を測定してもよい。次に、患者の心拍数を別の心拍数へ（例えば、安静時から心拍数の上昇へ）変更してもよい。
本明細書で使用されるように、用語「ＡＶペーシング遅延」または「ＡＶペーシング間隔」は、心房活性化（ＡｓまたはＡｐ）と心室ペーシング（Ｖｐ）の送達タイミングとの間の決定された遅延を意味し、ここで、心房活性化は、内因性心房活性化（Ａｓ）、または心房感覚、またはペーシングされた心房活性化（Ａｐ）を含み得る。例えば、心房洞結節機能障害または変時性機能不全の患者には、ペーシングされた心房活性化（Ａｐ）を使用するペーシング療法が提供される場合がある。いくつかの実施形態では、ペーシング療法は、心室ペース（Ｖｐ）と、心房感覚（Ａｓ）または心房ペース（Ａｐ）のいずれかを使用する。
本明細書で使用される場合、「ＡＶ遅延」または「ＡＶ間隔」という用語は、心房活性化（ＡｓまたはＡｐ）と心室活性化（ＶｓまたはＶｐ）との間の時間間隔を指す。「測定されたＡＶ遅延」または「測定されたＡＶ間隔」は、心房活性化（ＡｓまたはＡｐ）と内因性心室活性化（Ｖｓ）との間の測定を指す。心房活性化は、内因性心房活性化（Ａｓ）、または心房感覚、またはペーシングされた心房活性化（Ａｐ）を含み得る。いくつかの実施形態では、測定されたＡＶ遅延は、ＡｓからＶｓまで測定される内因性ＡＶ遅延を含み得る。いくつかの実施形態では、測定されたＡＶ遅延は、ＡｐからＶｓまでの測定を含み得る。
生理学的反応情報５１８に基づいて、複数のＡＶペーシング遅延から各心拍数に対して最適なＡＶペーシング遅延を選択してもよい。言い換えれば、複数のＡＶ遅延が１つの心拍数において試験される場合、少なくとも測定された生理学的反応情報を使用して、試験された複数のＡＶペーシング遅延から最適なＡＶペーシング遅延を判定および選択してもよい。
最適なＡＶペーシング遅延は、患者の心臓の最大の再同期を提供し得るＡＶペーシング遅延に対応し得る。最大再同期は、例えば、試験された各ＡＶペーシング遅延でのＳＤＡＴ測定から測定された最低のＳＤＡＴに関連し得る。最大再同期の他の非限定的な例には、表面ＥＣＧまたはデバイスＥＧＭベクトル（例えば、ＱＲＳ領域またはＱＲＳ持続時間）からの電気的同期不全のマーカに基づく測定、外部画像診断法（例えば、心エコー検査、磁気共鳴画像法、演算断層撮影法など）、またはデバイスと統合されたセンサ（例えば、心臓音センサ、バイオインピーダンスセンサ、加速度計など）によって測定された機械的同期不全を含む。
ＡＶ遅延は、複数の心拍数５２０で測定され得る。言い換えれば、ＡＶ遅延は、複数の心拍数の各心拍数において測定され得る。場合によっては、患者のＡＶ遅延が心拍数によって変化する可能性があるため、測定されたＡＶ遅延は患者の心拍数に関連付けられる。したがって、いくつかの実施形態では、患者の心拍数を測定することにより、例えば、単一のＡＶ遅延測定と比較して、心房活性化と心室活性化との間の患者の伝導遅延のより洗練された画像が可能になり得る。
修正パラメータは、最適なＡＶペーシング遅延５２２に基づいて、各心拍数において測定されたＡＶ遅延ごとに判定され得る。言い換えれば、複数の心拍数の各心拍数において、最適なＡＶペーシング遅延が選択され５１８、ＡＶ遅延が測定され５２０、測定されたＡＶ遅延に適用される修正パラメータは、少なくとも最適なＡＶペーシング遅延に基づいて判定され得る。
修正パラメータは、測定されたＡＶ遅延に反応して最適なＡＶペーシング遅延を提供する任意の好適な修正パラメータであってもよい。特に、修正パラメータは、心拍数に関連付けられ得、対応する測定された心拍数において測定されたＡＶ遅延に適用され得る。いくつかの実施形態では、修正パラメータは、測定されたＡＶ遅延に適用され得るオフセットである。例えば、オフセットは、修正パラメータに到達するために、測定されたＡＶ遅延に加算または減算され得る。オフセット修正パラメータの非限定的な例には、正または負（＋／−）のいずれか、約０、１０、２０、３０、４０、５０、６０、７０、および８０ミリ秒、ならびにこれらいずれかの間の任意の好適な範囲が含まれる。いくつかの実施形態では、修正パラメータは、測定されたＡＶ遅延に適用され得るパーセンテージである。例えば、パーセンテージは、修正パラメータに到達するために、測定されたＡＶ遅延と乗算されるか、または分割さえされ得る。パーセンテージ修正パラメータの非限定的な例には、約２０、３０、４０、５０、６０、７０、８０、９０、および１００パーセント（％）、ならびにこれらのいずれかの間の任意の好適な範囲が含まれる。例えば、測定されたＡＶ遅延が約２００ミリ秒で、変更率パラメータが７０％の場合、変更率を適用して計算された最適なＡＶペーシング遅延は２００ミリ秒ｘ ７０／１００＝４０ミリ秒になる。
各心拍数の修正パラメータは、較正データ５２４として記憶され得る。例えば、ＶｆＡデバイスは、各心拍数の修正パラメータを表すデータを記憶するためのメモリを含み得る。いくつかの実施形態では、較正データは、修正パラメータを含むデータ構造を参照し得る。較正データは、複数の修正パラメータ、複数のＡＶ遅延、および複数の心拍数を含み得る。例えば、較正データは、心拍数を修正パラメータに関連付けるテーブル（例えば、ルックアップテーブル）を含み得る。特に、この表は、心拍数を修正パラメータおよびＡＶ遅延に関連付けることができる。
いくつかの実施形態では、表を使用して、測定されたＡＶ遅延に適切な修正パラメータを適用し得る。例えば、心拍数はＶｆＡデバイスで測定され得る。心拍数に関連する修正パラメータを取得するために、較正データにアクセスし得る。取得された修正パラメータは、測定されたＡＶ遅延に適用され得る。
心拍数に関連するＡＶ遅延は、較正中に測定されたＡＶ遅延を表す場合があり、これも取得し得る。いくつかの実施形態では、測定されたＡＶ遅延は、心拍数に関連するＡＶ遅延に対してチェックされ得る。測定されたＡＶ遅延が検索されたＡＶ遅延と一致しない場合、較正データのＡＶ遅延は、測定されたＡＶ遅延に基づいて更新され得る。
図１８は、埋め込まれたときにＶｆＡデバイス５０４（図１６を参照）を用いてペーシング療法を提供する方法の一例の概念図である。心拍数は５３０で測定され得る。例えば、ＶｆＡデバイスは、少なくとも１つの電極を使用して心拍数を測定するために使用され得る。ＡＶ遅延は５３２で測定し得る。例えば、ＶｆＡデバイスは、心房センサ（例えば、右心房電極）および心室センサ（例えば、組織貫通電極）を利用して、内因性またはペーシングされ得るＡＶ遅延を測定し得る。
心拍数５３４に基づいて、較正データから修正パラメータを取得し得る。言い換えれば、修正パラメータは、測定された心拍数および較正データに基づいて判定され得る。
いくつかの実施形態では、ＶｆＡデバイスは、較正データを記憶するメモリを含み得る。図１７に関して説明したように、較正データは、複数の心拍数において測定された生理学的反応情報に基づいて生成された可能性がある。較正データは、心拍数を修正パラメータおよび任意選択的なＡＶ遅延に関連付けるルックアップテーブルが含み得る。
最適なＡＶペーシング遅延は、修正パラメータおよび測定されたＡＶ遅延５３６に基づいて判定され得る。特に、ＶｆＡデバイスは、ＡＶ遅延を測定し、測定されたＡＶ遅延に修正パラメータを適用し得る。修正パラメータは、例えば、測定されたＡＶ遅延に加算または減算されたオフセット、または測定されたＡＶ遅延に乗算または分割されたパーセンテージであってもよい。
ペーシング療法は、最適なＡＶペーシング遅延５３８に基づいて提供され得る。最適なＡＶペーシング遅延５３８の非限定的な例には、約６０、７０、８０、９０、１００、１１０、１２０、１３０、１４０、１５０、１６０、１７０、１８０、１９０、２００、２１０、２２０、２３０、２４０、２５０、２６０ミリ秒、ならびにこれらのいずれかの好適な範囲が含まれる。いくつかの実施形態では、患者の心臓の左心室の左心室心筋の基底および／または中隔野に右心房内膜および中心線維体を通して埋め込まれた組織貫通電極を使用して、ペーシング療法を送達し得る。
外来での使用中に、較正データのＡＶ遅延が更新され得る５４０。測定されたＡＶ遅延５３２は、測定された心拍数に関連する較正データに記憶されたＡＶ遅延と置き換えられるか、または比較され得る。例えば、較正データのＡＶ遅延は、デバイスが、ある心拍数で以前に測定されたＡＶ遅延とは異なる、ある心拍数での測定されたＡＶ遅延の変化を、ある閾値（例えば、約２０ミリ秒以上）を超えて検出したときに、置き換えられ得るか、または更新され得る。
例示的な実施形態
本開示は、限定はされないが、開示の様々な態様の理解は、以下に提供される特定の例示的な実施形態の考察を通じて得られるであろう。例示的な実施形態の様々な修正、ならびに本開示の追加の実施形態が、本明細書で明らかになるであろう。
実施形態Ａ１では、埋め込み可能な医療用デバイスであって、
複数の電極であって、
患者の心臓の右心房に心臓療法を送達するか、またはその電気的活動を感知するために右心房内に位置決め可能な右心房電極と、
患者の心臓の左心室に心臓療法を送達するか、またはその電気的活動を感知するために、右心房内膜および中心線維体を通して埋め込み可能な組織貫通電極と、を備える、複数の電極と、
患者の心臓に心臓療法を送達するために、複数の電極に動作可能に結合された療法送達回路と、
患者の心臓の電気的活動を感知するために、複数の電極に動作可能に結合された感知回路と、
療法送達回路および感知回路に動作可能に結合された処理回路を含むコントローラであって、コントローラが、
測定された生理学的反応情報に基づいて、複数の心拍数および複数のＡＶ遅延に対するペーシング療法を較正することと、
組織貫通電極および右心房電極の一方または両方を使用して、較正されたペーシング療法を送達することと、を行うように構成されている、コントローラと、を備える、デバイス。
実施形態Ａ２では、デバイスは、実施形態Ａ１に記載のデバイスを含み、コントローラが、患者の組織からの電気的活動を監視するために複数の外部電極を備える電極装置を使用してペーシング療法を較正するようにさらに構成される。
実施形態Ａ３では、デバイスは、実施形態Ａ２に記載のデバイスを含み、測定された生理学的反応情報が、電極装置からの監視された電気的活動から生成された電気的不均一性情報（ＥＨＩ）を含み、ＥＨＩが、機械的心臓機能および電気的心臓機能の一方または両方を表す。
実施形態Ａ４では、デバイスは、実施形態Ａ３に記載のデバイスを含み、ＥＨＩは、起動時間の標準偏差（ＳＤＡＴ）の測定基準を含む。
実施形態Ａ５では、デバイスは、実施形態Ａ１〜Ａ４のいずれかに記載のデバイスを含み、測定された生理学的反応情報が、表面心電図形態および脱分極（ＱＲＳ）群の持続時間に基づく再同期のマーカ、心臓の運動および心臓機能の機械的構成要素を測定する外部画像診断法によって定量化された心臓同期不全、ならびにデバイス統合加速度計によって測定された心臓の機械的活動のうちの１つ以上を含む。
実施形態Ａ６では、デバイスは、実施例Ａ１〜Ａ５のいずれかに記載のデバイスを含み、ペーシング療法を較正するため、またはペーシング療法を送達するために、コントローラが、測定された心拍数において測定されたＡＶ遅延に適用されるオフセットを判定するようにさらに構成されている。
実施形態Ａ７では、デバイスは、実施形態Ａ１〜Ａ６のいずれかに記載のデバイスを含み、ペーシング療法を較正するため、またはペーシング療法を送達するために、コントローラが、測定された心拍数において測定されたＡＶ遅延に適用されるパーセンテージを判定するようにさらに構成されている。
実施形態Ａ８では、デバイスは、実施形態Ａ１〜Ａ７のいずれかに記載のデバイスを含み、コントローラが、患者の心臓の右心室の監視された電気的活動を使用せずに、ペーシング療法を較正するか、またはペーシング療法を送達するようにさらに構成されている。
実施形態Ａ９では、デバイスは、実施形態Ａ１〜Ａ８のいずれかに記載のデバイスを含み、組織貫通電極が、患者の心臓の左心室の左心室心筋の基底および／または中隔野に心臓療法を提供するか、またはそこにおける電気的活動を感知するために、右心房のコッホ領域の三角形から右心房内膜および中心線維体を通って埋め込み可能である。
実施形態Ａ１０において、デバイスは、実施形態Ａ１〜Ａ９に記載のデバイスを含み、ペーシング療法を較正するために、コントローラが、
複数の心拍数において、右心房および左心室の電気的または機械的活動を監視することと、
複数の心拍数における各心拍数に対する複数のＡＶペーシング遅延における生理学的反応情報を測定することと、
測定された生理学的反応情報に基づいて、各心拍数に対する複数のＡＶペーシング遅延から最適なＡＶペーシング遅延を選択することと、
複数の心拍数における各心拍数において測定されたＡＶ遅延を測定することと、
対応する最適なＡＶペーシング遅延に基づいて、各心拍数における測定されたＡＶ遅延に対する修正パラメータを判定することと、
ペーシング療法の送達に使用するために、各心拍数における修正パラメータを記憶することと、を行うようにさらに構成されている。
実施形態Ａ１１では、デバイスは、実施形態Ａ１０に記載のデバイスを含み、ペーシング療法を較正するために、コントローラが、右心房および左心室の電気的または機械的活動を監視しながら、複数の心拍数においてペーシングを送達するようにさらに構成されている。
実施形態Ａ１２では、デバイスは、実施形態Ａ１〜Ａ１１のいずれかに記載のデバイスを含み、ペーシング療法を送達するために、コントローラが、
測定された心拍数に基づいて修正パラメータを取得することと、
修正パラメータと測定されたＡＶ遅延に基づいてペーシング療法を送達することと、を行うようにさらに構成されている。
実施形態Ｂ１では、埋め込み可能な医療用デバイスは、
患者の心臓の右心房の機械的活動を感知するために右心房内に位置決め可能な運動検出器と、
患者の心臓の左心室に心臓療法を送達するか、またはその電気的活動を感知するために、右心房内膜および中心線維体を通して埋め込み可能な組織貫通電極と、
患者の心臓に心臓療法を送達するために組織貫通電極に動作可能に結合された療法送達回路と、
患者の心臓の活動を感知するために運動検出器に動作可能に結合された感知回路と、
療法送達回路および感知回路に動作可能に結合された処理回路を備えるコントローラであって、コントローラが、
測定された生理学的反応情報に基づいて、複数の心拍数に対するペーシング療法を較正することと、
運動検出器および組織貫通電極を使用してペーシング療法を送達することと、を行わせるように構成された、コントローラと、を備える。
実施形態Ｃ１では、システムは、
生理学的反応情報を測定するように構成された第１の医療用デバイスと、
第１の医療用デバイスとは別の第２の医療用デバイスであって、第２の医療用デバイスが、
患者の心臓の左心室に心臓療法を送達するか、またはその電気的活動を感知するために、右心房内膜および中心線維体を通して埋め込み可能な組織貫通電極と、
組織貫通電極に動作可能に結合された処理回路を備えるコントローラであって、コントローラが、
第１の医療用デバイスによって測定された生理学的反応情報に基づいて、複数の心拍数における各心拍数の最適なＡＶ遅延を判定することと、
組織貫通電極を有するペーシング療法の送達に使用する最適なＡＶ遅延に基づいて、各心拍数の修正パラメータを記憶することと、を行うように構成された、コントローラと、を備える、第２の医療用デバイスと、を備える。
実施形態Ｃ２では、システムは、実施形態Ｃ１に記載のシステムを含み、第１の医療デバイスは、患者の組織からの電気活動を監視するための複数の外部電極を備える電極装置を備え、生理反応情報は、電極装置からの監視された電気活動から生成された電気的不均一性情報（ＥＨＩ）を含む。
実施形態Ｃ３では、システムは、実施形態Ｃ２に記載のシステムを含み、ＥＨＩは、起動時間の標準偏差（ＳＤＡＴ）の測定基準を含む。
実施形態Ｃ４では、システムは、実施形態Ｃ１〜Ｃ３のいずれかに記載のシステムを含み、測定された生理学的反応情報は、
心電図（ＥＣＧ）形態に基づく再同期と、
表面ＥＣＧおよびデバイス測定電気記録図（ＥＧＭ）のうちの１つ以上に基づく、脱分極（ＱＲＳ）群の面積および持続時間と、
心臓の運動と心臓機能の機械的構成要素を測定する外部画像診断法によって定量化された心臓同期不全と、
デバイス統合加速度計、心音センサ、および生体インピーダンスセンサのうちの１つ以上によって測定された心臓の機械的活動と、のうちの１つ以上のマーカを含む。
実施形態Ｃ５では、システムは、実施形態Ｃ１〜Ｃ４のいずれかに記載のシステムを含み、コントローラが、測定された心拍数において測定されたＡＶ遅延に適用されるオフセットを判定するようにさらに構成されている。
実施形態Ｃ６では、システムは、実施形態Ｃ１〜Ｃ５のいずれかに記載のシステムを含み、コントローラが、測定された心拍数において測定されたＡＶ遅延に適用されるパーセンテージを判定するようにさらに構成されている。
実施形態Ｃ７では、システムは、実施形態Ｃ１〜Ｃ６のいずれかに記載のシステムを含み、コントローラが、患者の心臓の右心室の監視された電気的活動を使用せずに、最適なＡＶ遅延を判定するように構成されている。
実施形態Ｃ８では、システムは、実施形態Ｃ１〜Ｃ７のいずれかに記載のシステムを含み、組織貫通電極が、患者の心臓の左心室の左心室心筋の基底および／または中隔野に心臓療法を提供するか、またはそこにおける電気的活動を感知するために、右心房のコッホ領域の三角形から右心房内膜および中心線維体を通って埋め込み可能である。
実施形態Ｃ９では、システムは、実施形態Ｃ１〜Ｃ８のいずれかに記載のシステムを含み、最適なＡＶ遅延を判定するために、コントローラが、
複数の心拍数において、右心房および左心室の電気的または機械的活動を監視することと、
複数の心拍数における各心拍数に対する複数のＡＶペーシング遅延における生理学的反応情報を測定することと、
測定された生理学的反応情報に基づいて、各心拍数に対する複数のＡＶペーシング遅延から最適なＡＶペーシング遅延を選択することと、を行うようにさらに構成されている。
実施形態Ｃ１０では、システムは、実施形態Ｃ１〜Ｃ９のいずれかに記載のシステムを含み、コントローラが、
複数の心拍数における各心拍数においてＡＶ遅延を測定することと、
対応する最適なＡＶペーシング遅延に基づいて、各心拍数における測定されたＡＶ遅延に対する修正パラメータを判定することと、を行うようにさらに構成されている。
実施形態Ｃ１１では、システムは、実施形態Ｃ１０に記載のシステムを含み、コントローラは、右心房および左心室の電気的または機械的活動を監視しながら、複数の心拍数においてペーシングを送達するようにさらに構成されている。
実施形態Ｄ１では、方法は２５を含む。ペーシング療法のための方法であって、
患者の心拍数を測定することと、
患者のＡＶ遅延を測定することと、
心拍数および較正データに基づいて修正パラメータを判定することであって、較正データが、複数の心拍数における測定された生理学的反応情報に基づいて生成される、判定することと、
患者の心臓の左心室の左心室心筋の基底および／または中隔野に右心房内膜および中心線維体を通って埋め込まれた組織貫通電極を使用して、修正パラメータおよび測定されたＡＶ遅延に基づいてペーシング療法を送達することと、を含む。
実施形態Ｄ２では、方法は、実施形態Ｄ１に記載の方法を含み、修正パラメータを判定することが、
複数の心拍数において、右心房および左心室の電気的または機械的活動を監視することと、
複数の心拍数における各心拍数に対する複数のＡＶペーシング遅延における生理学的反応情報を測定することと、
測定された生理学的反応情報に基づいて、各心拍数に対する複数のＡＶペーシング遅延から最適なＡＶペーシング遅延を選択することと、を含む。
実施形態Ｄ３において、方法は、実施形態Ｄ１またはＤ２のいずれかに記載の方法を含み、修正パラメータを判定することは、
複数の心拍数における各心拍数においてＡＶ遅延を測定することと、
対応する最適なＡＶペーシング遅延に基づいて、各心拍数における測定されたＡＶ遅延に対する修正パラメータを判定することと、含む。
実施形態Ｄ４では、方法は、実施形態Ｄ１〜Ｄ３に記載の方法を含み、組織貫通電極を有するペーシング療法の送達に使用するために、各心拍数において修正パラメータを記憶することをさらに含む。
実施形態Ｄ５では、方法は、実施形態Ｄ１〜Ｄ４のいずれかに記載の方法を含み、修正パラメータを判定することは、右心房および左心室の電気的または機械的活動を監視しながら、複数の心拍数においてペーシングを送達することを含む。
したがって、適応型ＶＦＡ ＣＡＲＩＡＣ療法の様々な実施形態が開示されている。本明細書で開示される様々な態様は、説明および添付の図面に具体的に提示される組み合わせとは異なる組み合わせで組み合わせることができる。本明細書に記載のプロセスまたは方法のいずれかの特定の行為または事象は、実施例に応じて異なる順序で行われてもよく、追加、併合、または完全に省略され得る（例えば、全ての記載された行為または事象は、本技法を遂行するために必要ではない場合がある）ことも理解されたい。さらに、本開示の特定の態様は、明確にするために単一のモジュールまたはユニットによって行われるものとして説明されているが、本開示の技法は、例えば、医療用デバイスに関連するユニットまたはモジュールの組み合わせによって行われ得る。
１つ以上の例では、説明される技法は、ハードウェア、ソフトウェア、ファームウェア、またはそれらの任意の組み合わせで実装されることができる。ソフトウェアで実装される場合、機能は、コンピュータ可読媒体上に１つ以上の命令またはコードとして記憶され、ハードウェアベースの処理ユニットによって実行されることができる。コンピュータ可読媒体は、データ記憶媒体（例えば、ＲＡＭ、ＲＯＭ、ＥＥＰＲＯＭ、フラッシュメモリ、または命令もしくはデータ構造の形態で所望のプログラムコードを記憶するために使用されることができ、かつコンピュータによってアクセスされることができる任意の他の媒体）などの、有形媒体に対応する非一時的コンピュータ可読媒体を含むことができる。
命令は、１つ以上のデジタルシグナルプロセッサ（ＤＳＰ）、汎用マイクロプロセッサ、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、フィールドプログラマブル論理アレイ（ＦＰＧＡ）、または他の同等の集積もしくは離散論理回路などの、１つ以上のプロセッサによって実行されることができる。したがって、本明細書に使用される「プロセッサ」という用語は、上記の構造のいずれか、または説明された技法の実装に好適な任意の他の物理的構造を指すことができる。また、本技法は、１つ以上の回路または論理要素で完全に実装され得る。
本明細書で引用されるすべての参考文献および刊行物は、組み込まれる任意の態様が本開示と直接矛盾する場合を除いて、すべての目的のためにその全体が参照により本明細書に明示的に組み込まれる。
本明細書で使用されるすべての科学的および技術的用語は、特に明記しない限り、当技術分野で一般的に使用される意味を有する。本明細書で提供される定義は、本明細書で頻繁に使用される特定の用語の理解を容易にするためのものであり、本開示の範囲を限定することを意味するものではない。
特に明記しない限り、明細書および特許請求の範囲で使用される特徴のサイズ、量、および物理的特性を表すすべての数値は、「正確に」または「約」という用語のいずれかによって修正されると理解され得る。したがって、反対に示されない限り、前述の明細書および添付の特許請求の範囲に記載の数値パラメータは、本明細書に開示される教示を利用して当業者によって得られることが求められる所望の特性に応じて、または例えば、典型的な範囲の実験誤差内において変化し得る近似値である。
エンドポイントによる数値範囲の列挙には、その範囲内に含まれるすべての数値（例えば、１〜５には１、１．５、２、２．７５、３、３．８０、４、および５が含まれる）と、その範囲内の任意の範囲が含まれる。本明細書において、「最大（ｕｐ ｔｏ）」または「以下（ｎｏ ｇｒｅａｔｅｒ ｔｈａｎ）」の数（例えば、最大５０）という用語は、その数（例えば、５０）を含み、「以上（ｎｏ ｌｅｓｓ ｔｈａｎ）」の数（例えば、５位以上）という用語は、その数（例えば、５）を含む。
「結合された」または「接続された」という用語は、直接的（互いに直接接触している）または間接的（２つの要素の間に１つ以上の要素を有し、２つの要素を取り付けている）のいずれかで互いに取り付けられている要素を指す。いずれかの用語は、結合または接続が、構成要素が少なくともいくつかの機能を遂行するために相互作用するように構成されていることを説明するために交換可能に使用され得る「操作可能なように（ｏｐｅｒａｔｉｖｅｌｙ）」および「操作可能に（ｏｐｅｒａｂｌｙ）」によって修正され得る（例えば、第１の医療用デバイスは、データの形で情報を送信するか、またはそこからデータを受信するために、別の医療用デバイスに操作可能なように結合され得る）。
「上」、「下」、「側」、および「端」などの配向に関する用語は、構成要素の相対位置を説明するために使用され、企図される実施形態の配向を制限することを意味するものではない。例えば、「上」および「下」を有すると記載された実施形態は、内容が明確に別段の指示をしない限り、様々な方向に回転されたその実施形態も包含する。
「一実施形態」、「実施形態」、「特定の実施形態」、または「いくつかの実施形態」などへの言及は、実施形態に関連して説明される特定の特徴、構成、組成物、または特性が、本開示の少なくとも１つの実施形態に含まれることを意味する。したがって、全体を通して様々な場所でのそのような句の出現は、必ずしも本開示の同じ実施形態を指しているわけではない。さらに、特定の特徴、構造、組成物、または特性は、１つ以上の実施形態において任意の好適な方法で組み合わせることができる。
本明細書および添付の特許請求の範囲で使用される場合、単数形「ａ」、「ａｎ」および「ｔｈｅ」は、内容が明確に別段の指示をしない限り、複数の指示対象を有する実施形態を包含する。本明細書および添付の特許請求の範囲で使用される場合、「または」という用語は、内容が明確に別段の指示をしない限り、「および／または」を含むその意味で一般に採用される。
本明細書で使用される場合、「有する（ｈａｖｅ）」、「有している（ｈａｖｉｎｇ）」、「含む（ｉｎｃｌｕｄｅ）」、「含んでいる（ｉｎｃｌｕｄｉｎｇ）」、「備える（ｃｏｍｐｒｉｓｅ）」、「備えている（ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ）」などは、それらの制限のない意味で使用され、一般に「含むが、これらに限定されない」を意味する。「本質的にからなる」、「からなる」などは、「備えている」などに含まれることが理解されよう。
「および／または」という用語は、リストされた要素の１つまたはすべて、もしくはリストされた要素のうちの少なくとも２つの組み合わせを意味する。
「少なくとも１つ」、「少なくとも１つを含む」、および「１つ以上の」という句の後にリストが続く句は、リスト内の項目のいずれか１つ、およびリスト内の２つ以上の項目の任意の組み合わせを指す。

Claims (16)

  1. 埋め込み可能な医療用デバイスであって、
    複数の電極であって、
    患者の心臓の右心房に心臓療法を送達するか、またはその電気的活動を感知するために、前記右心房内に位置決め可能な右心房電極と、
    患者の心臓の左心室に心臓療法を送達するか、またはその電気的活動を感知するために、右心房内膜(right atrial endocardium)および中心線維体(central fibrous body)を通して埋め込み可能な組織貫通電極と、を備える、複数の電極と、
    前記患者の心臓に心臓療法を送達するために、前記複数の電極に動作可能に結合された療法送達回路と、
    前記患者の心臓の電気的活動を感知するために、前記複数の電極に動作可能に結合された感知回路と、
    前記療法送達回路および前記感知回路に動作可能に結合された処理回路を含むコントローラであって、前記コントローラが、
    測定された生理学的反応情報に基づいて、複数の心拍数および複数のＡＶ遅延に対するペーシング療法を較正することと、
    前記組織貫通電極および前記右心房電極の一方または両方を使用して、前記較正されたペーシング療法を送達することと、を行うように構成されている、コントローラと、を備える、デバイス。
  2. 前記コントローラが、前記患者の組織からの電気的活動を監視するために複数の外部電極を備える電極装置を使用して前記ペーシング療法を較正するようにさらに構成されている、請求項１に記載のデバイス。
  3. 前記測定された生理学的反応情報が、前記電極装置からの前記監視された電気的活動から生成された電気的不均一性情報（ＥＨＩ: electrical heterogeneity information）を含み、前記ＥＨＩが、機械的心臓機能および電気的心臓機能の一方または両方を表す、請求項２に記載のデバイス。
  4. 前記ＥＨＩが、起動時間の標準偏差（ＳＤＡＴ）の測定基準を含む、請求項３に記載のデバイス。
  5. 前記測定された生理学的反応情報が、表面心電図形態および脱分極（ＱＲＳ）群の持続時間に基づく再同期のマーカ、心臓の運動および心臓機能の機械的構成要素を測定する外部画像診断法によって定量化された心臓同期不全、ならびにデバイス統合加速度計によって測定された前記心臓の機械的活動のうちの１つ以上を含む、請求項１〜４のいずれかに記載のデバイス。
  6. 前記ペーシング療法を較正するため、または前記ペーシング療法を送達するために、前記コントローラが、測定された心拍数において測定されたＡＶ遅延に適用されるオフセットを判定するようにさらに構成されている、請求項１〜５のいずれかに記載のデバイス。
  7. 前記ペーシング療法を較正するため、または前記ペーシング療法を送達するために、前記コントローラが、測定された心拍数において測定されたＡＶ遅延に適用されるパーセンテージを判定するようにさらに構成されている、請求項１〜６のいずれかに記載のデバイス。
  8. 前記コントローラが、前記患者の心臓の前記右心室の監視された電気的活動を使用せずに、前記ペーシング療法を較正するか、またはペーシング療法を送達するようにさらに構成されている、請求項１〜７のいずれかに記載のデバイス。
  9. 前記組織貫通電極が、前記患者の心臓の前記左心室の左心室心筋の基底および／または中隔野に心臓療法を提供するか、またはそこにおける電気的活動を感知するために、前記右心房のコッホ領域の三角形(triangle of Koch region)から前記右心房内膜および中心線維体を通って埋め込み可能である、請求項１〜８のいずれかに記載のデバイス。
  10. 前記ペーシング療法を較正するために、前記コントローラが、
    前記複数の心拍数において、前記右心房および前記左心室の電気的または機械的活動を監視することと、
    前記複数の心拍数における各心拍数に対する複数のＡＶペーシング遅延における生理学的反応情報を測定することと、
    前記測定された生理学的反応情報に基づいて、各心拍数に対する前記複数のＡＶペーシング遅延から最適なＡＶペーシング遅延を選択することと、
    前記複数の心拍数における各心拍数において測定されたＡＶ遅延を測定することと、
    対応する最適なＡＶペーシング遅延に基づいて、各心拍数における前記測定されたＡＶ遅延に対する修正パラメータを判定することと、
    前記ペーシング療法の送達に使用するために、各心拍数における前記修正パラメータを記憶することと、を行うようにさらに構成されている、請求項１〜９のいずれかに記載のデバイス。
  11. 前記ペーシング療法を較正するために、前記コントローラが、前記右心房および前記左心室の電気的または機械的活動を監視しながら、前記複数の心拍数においてペーシングを送達するようにさらに構成されている、請求項１０に記載のデバイス。
  12. 前記ペーシング療法を送達するために、前記コントローラが、
    測定された心拍数に基づいて修正パラメータを取得することと、
    前記修正パラメータと測定されたＡＶ遅延に基づいてペーシング療法を送達することと、を行うようにさらに構成されている、請求項１〜１１のいずれかに記載のデバイス。
  13. 埋め込み可能な医療用デバイスであって、
    患者の心臓の右心房の機械的活動を感知するために前記右心房内に位置決め可能な運動検出器と、
    患者の心臓の左心室に心臓療法を送達するか、またはその電気的活動を感知するために、右心房内膜および中心線維体を通して埋め込み可能な組織貫通電極と、
    前記患者の心臓に心臓療法を送達するために前記組織貫通電極に動作可能に結合された療法送達回路と、
    前記患者の心臓の活動を感知するために前記運動検出器に動作可能に結合された感知回路と、
    前記療法送達回路および感知回路に動作可能に結合された処理回路を備えるコントローラであって、前記コントローラが、
    測定された生理学的反応情報に基づいて、複数の心拍数に対するペーシング療法を較正することと、
    前記運動検出器および前記組織貫通電極を使用して前記ペーシング療法を送達することと、を行わせるように構成された、コントローラと、を備える、デバイス。
  14. システムであって、
    生理学的反応情報を測定するように構成された第１の医療用デバイスと、
    前記第１の医療用デバイスとは別の第２の医療用デバイスであって、前記第２の医療用デバイスが、
    患者の心臓の左心室に心臓療法を送達するか、またはその電気的活動を感知するために、右心房内膜および中心線維体を通して埋め込み可能な組織貫通電極と、
    前記組織貫通電極に動作可能に結合された処理回路を備えるコントローラであって、前記コントローラが、
    前記第１の医療用デバイスによって測定された生理学的反応情報に基づいて、複数の心拍数における各心拍数の最適なＡＶ遅延を判定することと、
    前記組織貫通電極を有するペーシング療法の送達に使用する前記最適なＡＶ遅延に基づいて、各心拍数の修正パラメータを記憶することと、を行うように構成された、コントローラと、を備える、第２の医療用デバイスと、を備える、システム。
  15. 前記測定された生理学的反応情報が、
    心電図（ＥＣＧ）形態に基づく再同期と、
    表面ＥＣＧおよびデバイス測定電気記録図（ＥＧＭ）のうちの１つ以上に基づく、脱分極（ＱＲＳ）群の面積および持続時間と、
    心臓の運動と心臓機能の機械的構成要素を測定する外部画像診断法によって定量化された心臓同期不全と、
    デバイス統合加速度計、心音センサ、および生体インピーダンスセンサのうちの１つ以上によって測定された前記心臓の機械的活動と、のうちの１つ以上のマーカを含む、請求項１４に記載のシステム。
  16. ペーシングのための方法であって、
    患者の心拍数を測定することと、
    前記患者のＡＶ遅延を測定することと、
    前記心拍数および較正データに基づいて修正パラメータを判定することであって、前記較正データが、複数の心拍数における測定された生理学的反応情報に基づいて生成される、判定することと、
    前記患者の心臓の左心室の左心室心筋の基底(basal)および／または中隔野(septal region)に右心房内膜(endocardium)および中心線維体を通って埋め込まれた組織貫通電極を使用して、前記修正パラメータおよび前記測定されたＡＶ遅延に基づいてペーシングを送達することと、を含む、方法。
JP2020570161A 2018-08-31 2019-08-30 適応型ｖｆａ心臓療法 Pending JP2021535765A (ja)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US201862725763P 2018-08-31 2018-08-31
US62/725,763 2018-08-31
PCT/IB2019/057352 WO2020044312A1 (en) 2018-08-31 2019-08-30 Adaptive vfa cardiac therapy

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JP2021535765A true JP2021535765A (ja) 2021-12-23
JPWO2020044312A5 JPWO2020044312A5 (ja) 2022-09-05

Family

ID=68165639

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2020570161A Pending JP2021535765A (ja) 2018-08-31 2019-08-30 適応型ｖｆａ心臓療法

Country Status (5)

Country Link
US (1) US20200069949A1 (ja)
EP (1) EP3843828B1 (ja)
JP (1) JP2021535765A (ja)
CN (1) CN112601577A (ja)
WO (1) WO2020044312A1 (ja)

Families Citing this family (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US11951313B2 (en) 2018-11-17 2024-04-09 Medtronic, Inc. VFA delivery systems and methods
US11497431B2 (en) 2019-10-09 2022-11-15 Medtronic, Inc. Systems and methods for configuring cardiac therapy
US20210298658A1 (en) * 2020-03-30 2021-09-30 Medtronic, Inc. Pacing efficacy determination using a representative morphology of external cardiac signals
US11911168B2 (en) * 2020-04-03 2024-02-27 Medtronic, Inc. Cardiac conduction system therapy benefit determination
US20210308458A1 (en) * 2020-04-03 2021-10-07 Medtronic, Inc. Cardiac conduction system engagement
WO2021217135A1 (en) * 2020-04-24 2021-10-28 The General Hospital Corporation System and method for electromagnetic interference mitigation for portable mri systems
US12023503B2 (en) 2020-07-30 2024-07-02 Medtronic, Inc. ECG belt systems to interoperate with IMDs
US11813464B2 (en) 2020-07-31 2023-11-14 Medtronic, Inc. Cardiac conduction system evaluation
US20220133178A1 (en) * 2020-10-29 2022-05-05 Cardiac Pacemakers, Inc. Fibrous cover layer for medical devices
WO2023230147A1 (en) * 2022-05-25 2023-11-30 Medtronic, Inc. Tachyarrhythmia detection using vfa devices
US20230381523A1 (en) * 2022-05-25 2023-11-30 Medtronic, Inc. Single channel sensing using vfa device

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH06190061A (ja) * 1992-09-28 1994-07-12 Siemens Elema Ab ペースメーカー用電極装置
JP2005523087A (ja) * 2002-04-22 2005-08-04 メドトロニック・インコーポレーテッド 埋め込み可能医療デバイスシステム
US20160045744A1 (en) * 2014-08-15 2016-02-18 Medtronic, Inc. Systems and methods for evaluating cardiac therapy

Family Cites Families (40)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4546777A (en) 1981-03-06 1985-10-15 Siemens Gammasonics, Inc. Heart sound detector and synchronization for diagnostics
US5154170A (en) 1990-08-14 1992-10-13 Medtronic, Inc. Optimization for rate responsive cardiac pacemaker
US5562711A (en) 1994-11-30 1996-10-08 Medtronic, Inc. Method and apparatus for rate-responsive cardiac pacing
US5554177A (en) 1995-03-27 1996-09-10 Medtronic, Inc. Method and apparatus to optimize pacing based on intensity of acoustic signal
JP2004513673A (ja) 2000-05-09 2004-05-13 ペイエオン・インコーポレーテツド 動脈の三次元的再構成のシステムと方法
EP1341443B1 (en) 2000-10-18 2010-12-29 Paieon Inc. System for positioning a device in a tubular organ
US6980675B2 (en) 2000-10-18 2005-12-27 Paieon, Inc. Method for processing images of coronary arteries
US7286866B2 (en) 2001-11-05 2007-10-23 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Method, system and computer product for cardiac interventional procedure planning
US7346381B2 (en) 2002-11-01 2008-03-18 Ge Medical Systems Global Technology Company Llc Method and apparatus for medical intervention procedure planning
US7499743B2 (en) 2002-03-15 2009-03-03 General Electric Company Method and system for registration of 3D images within an interventional system
US7778686B2 (en) 2002-06-04 2010-08-17 General Electric Company Method and apparatus for medical intervention procedure planning and location and navigation of an intervention tool
US7599730B2 (en) 2002-11-19 2009-10-06 Medtronic Navigation, Inc. Navigation system for cardiac therapies
US7697972B2 (en) 2002-11-19 2010-04-13 Medtronic Navigation, Inc. Navigation system for cardiac therapies
US7035684B2 (en) 2003-02-26 2006-04-25 Medtronic, Inc. Method and apparatus for monitoring heart function in a subcutaneously implanted device
US6869404B2 (en) 2003-02-26 2005-03-22 Medtronic, Inc. Apparatus and method for chronically monitoring heart sounds for deriving estimated blood pressure
US7747047B2 (en) 2003-05-07 2010-06-29 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Cardiac CT system and method for planning left atrial appendage isolation
US7565190B2 (en) 2003-05-09 2009-07-21 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Cardiac CT system and method for planning atrial fibrillation intervention
US7813785B2 (en) 2003-07-01 2010-10-12 General Electric Company Cardiac imaging system and method for planning minimally invasive direct coronary artery bypass surgery
US7587074B2 (en) 2003-07-21 2009-09-08 Paieon Inc. Method and system for identifying optimal image within a series of images that depict a moving organ
JP5129480B2 (ja) 2003-09-25 2013-01-30 パイエオン インコーポレイテッド 管状臓器の３次元再構成を行うシステム及び血管撮像装置の作動方法
US7308299B2 (en) 2003-10-22 2007-12-11 General Electric Company Method, apparatus and product for acquiring cardiac images
US7308297B2 (en) 2003-11-05 2007-12-11 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Cardiac imaging system and method for quantification of desynchrony of ventricles for biventricular pacing
US7454248B2 (en) 2004-01-30 2008-11-18 Ge Medical Systems Global Technology, Llc Method, apparatus and product for acquiring cardiac images
US20060074285A1 (en) 2004-09-24 2006-04-06 Paieon Inc. Apparatus and method for fusion and in-operating-room presentation of volumetric data and 3-D angiographic data
US9604063B2 (en) * 2006-10-30 2017-03-28 Medtronic, Inc. Method, apparatus and system to identify optimal pacing parameters using sensor data
US8731642B2 (en) 2009-11-08 2014-05-20 Paieon Inc. Apparatus and method for locating a device tip within a volume
US20130123872A1 (en) * 2011-11-03 2013-05-16 Pacesetter, Inc. Leadless implantable medical device with dual chamber sensing functionality
US8861830B2 (en) 2011-11-07 2014-10-14 Paieon Inc. Method and system for detecting and analyzing heart mechanics
US20140107723A1 (en) * 2012-10-16 2014-04-17 Pacesetter, Inc. Single-chamber leadless intra-cardiac medical device with dual-chamber functionality
GB2513167B (en) 2013-04-18 2016-03-02 Otsuka Pharma Co Ltd Tetrahydrocannabivarin for use in the treatment of nausea and vomiting
US10064567B2 (en) 2013-04-30 2018-09-04 Medtronic, Inc. Systems, methods, and interfaces for identifying optimal electrical vectors
US9924884B2 (en) 2013-04-30 2018-03-27 Medtronic, Inc. Systems, methods, and interfaces for identifying effective electrodes
US10251555B2 (en) 2013-06-12 2019-04-09 Medtronic, Inc. Implantable electrode location selection
US9877789B2 (en) 2013-06-12 2018-01-30 Medtronic, Inc. Implantable electrode location selection
US9119959B2 (en) 2013-07-31 2015-09-01 Medtronic, Inc. Tine fixation components for implantable medical devices
US9320446B2 (en) 2013-12-09 2016-04-26 Medtronic, Inc. Bioelectric sensor device and methods
US9387330B2 (en) 2014-01-17 2016-07-12 Medtronic, Inc. Cardiac resynchronization therapy optimization based on intracardiac impedance and heart sounds
US9399140B2 (en) 2014-07-25 2016-07-26 Medtronic, Inc. Atrial contraction detection by a ventricular leadless pacing device for atrio-synchronous ventricular pacing
US9278229B1 (en) 2015-01-23 2016-03-08 Medtronic, Inc. Anti-tachyarrhythmia shock detection
US9643134B1 (en) 2016-07-12 2017-05-09 Mazzei Injector Company, Llc Proportionate automated blending system for aqueous mixtures

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH06190061A (ja) * 1992-09-28 1994-07-12 Siemens Elema Ab ペースメーカー用電極装置
JP2005523087A (ja) * 2002-04-22 2005-08-04 メドトロニック・インコーポレーテッド 埋め込み可能医療デバイスシステム
US20160045744A1 (en) * 2014-08-15 2016-02-18 Medtronic, Inc. Systems and methods for evaluating cardiac therapy

Also Published As

Publication number Publication date
CN112601577A (zh) 2021-04-02
EP3843828B1 (en) 2024-06-19
US20200069949A1 (en) 2020-03-05
EP3843828A1 (en) 2021-07-07
WO2020044312A1 (en) 2020-03-05

Similar Documents

Publication Publication Date Title
EP3843828B1 (en) Adaptive vfa cardiac therapy
US20240299755A1 (en) Implantable medical device delivery for cardiac therapy
EP3897816B1 (en) Delivery systems for left ventricular pacing
US11813462B2 (en) Supplementation of cardiac conduction system pacing therapy
US20230293893A1 (en) Vfa cardiac resynchronization therapy using accelerometer
US20210308458A1 (en) Cardiac conduction system engagement
JP2022501085A (ja) 心房からの心室心臓治療における捕捉
US20240238597A1 (en) Vfa delivery systems and methods
EP4126205A1 (en) Cardiac conduction system therapy benefit determination
JP2022527756A (ja) 心臓伝導系の捕捉
US20220168576A1 (en) Evaluation and adjustment of left bundle branch (lbb) pacing therapy
EP3897815B1 (en) Implantable medical device delivery for cardiac therapy
WO2022026162A1 (en) Patient screening and ecg belt for brady therapy tuning
EP4255557A1 (en) Evaluation and adjustment of left bundle branch (lbb) pacing therapy

Legal Events

Date Code Title Description
A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20220826

A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20220826

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20230728

A977 Report on retrieval

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007

Effective date: 20230731

A02 Decision of refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02

Effective date: 20240301