JP4237058B2

JP4237058B2 - 両心室融合ペーシングのためのシステムおよび方法

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Publication number: JP4237058B2
Application number: JP2003539766A
Authority: JP
Inventors: ヒル，マイケル，アール・エス
Original assignee: メドトロニック・インコーポレーテッド
Priority date: 2001-10-26
Filing date: 2002-10-01
Publication date: 2009-03-11
Anticipated expiration: 2022-10-01
Also published as: EP1446191B1; US20030083700A1; JP2005507720A; DE60223836T2; CA2463888A1; DE60223836D1; US6871096B2; EP1446191A1; WO2003037427A1

Description

本発明は、心不全患者の心機能を改善する両心室心臓ペーシングシステムに関する。本システムは、心臓の右心室および左心室でペーシングおよび検知を行い、特に、右心室および左心室の一方で、内因性検知Ａ−ＲＶｓ遅延またはＡ−ＬＶｓ遅延からそれぞれ決定されるＡ−ＲＶｐ遅延およびＡ−ＬＶｐ遅延として特徴づけられる先行する心房検知パルスまたは心房ペーシングパルスからタイミングをとったＡＶ遅延後にペーシングを行うことにより、送出される左心室ペーシングパルスと右心室の内因性脱分極との融合を行う。

多重プログラミング可能なＶＤＤ、ＤＤＤおよびＤＤＤＲペーシングモードで動作する二腔ペーシングシステムが、房室同期ペーシングをオンデマンドで供給するために、埋め込み可能な二腔ペースメーカおよびある種の埋め込み可能なカーディオバータ／ディフィブリレータ（ＩＣＤ）に広く採用されている。ＤＤＤペースメーカ埋め込み可能パルス発生器（ＩＰＧ）は、右心房（ＲＡ）における心房脱分極すなわちＰ波を検出し心房検知事象（Ａ−ＥＶＥＮＴ）信号を生成するための心房検知増幅器と、右心室（ＲＶ）における心室脱分極すなわちＲ波を検出し心室検知事象（Ｖ−ＥＶＥＮＴ）信号を生成するための心室検知増幅器と、心房および心室ペーシング（Ａ−ＰＡＣＥおよびＶ−ＰＡＣＥ）パルスをそれぞれ供給する心房および心室ペーシングパルス発生器と、ペーシングおよび検知の機能を制御するオペレーティングシステムとを含む。心房が所定の時間間隔（心房補充間隔）内に自発的に拍動することができない場合、ペースメーカは、適当なリード線システムを通じてＲＡにＡ−ＰＡＣＥパルスを供給する。ＩＰＧは、ＡＶ遅延の間にＲ波に応答して不応期外のＶ−ＥＶＥＮＴが発生されなければ、先行するＡ−ＥＶＥＮＴまたはＡ−ＰＡＣＥパルスの発生からタイミングがとられるＡＶ遅延のタイムアウト時に、適当なリード線システムを通じてＲＶにＶ−ＰＡＣＥパルスを供給する。このようなＡＶ同期ＤＤＤペースメーカは、患者の自然な洞調律をトラッキングし、広範囲の心拍数にわたって心房収縮の血行力学的寄与を保持する能力を有する。

ＡＶ同期ＤＤＤペースメーカは、心房がプログラムされた下方レート限界（ＬＲＬ）とプログラムされた上方レート限界（ＵＲＬ）の間の正常洞調律で機能する時、ＶＤＤモードで動作すること、または動作するようにプログラムされることが可能である。したがって、心房は、ＶＤＤペーシングモードではペーシングされない。

レート適応ＤＤＤＲおよびＶＤＤＲペーシングモードは、上記のように機能するが、さらに、１つまたは複数の生理的センサによって生成され心拍出量の要求に関係する生理的信号すなわちレート制御パラメータ（ＲＣＰ）に応じて、プログラム可能なＬＲＬとＵＲＬとの間のペーシング補充間隔のレート調節を行う。内因性心房心拍数が適切にＵＲＬとプログラムされた下方レートとの間にある場合には、内因性心房心拍数に依拠するのが好ましい。内因性心房レートが不適切に高い時に、心房レートとセンサ導出ペーシングレートの間の関係に基づいてトラッキングモードと非トラッキングモード（およびさまざまな移行モード）のと間の切替を行うさまざまな「モード切替」方式が提案されている。その例として、同一譲受人に譲渡された米国特許第５，１４４，９４９号（全体として参照により本明細書に援用される）が挙げられる。

ＶＤＤ、ＤＤＤおよびＤＤＤＲペーシングモードが当初非常に有効であると認識されていた心臓病患者としては、その心臓において、Ｐ波として検出可能な心房脱分極を発生する洞房（ＳＡ）結節は完全であるが、欠陥のあるＡ−Ｖ伝導すなわちＡＶブロックを患っており、心室が心房と同期して脱分極することができない患者であった。ＲＶは、ＡＶ遅延のタイムアウト後に心房と同期してＤＤＤペーシングモードでペーシングされ、一般に、運動不足の患者の心拍出量を回復するのに適当である。洞不全症候群（ＳＳＳ）の活動的な患者の内因性心房レートは、ある時は適切であり、ある時は速くなりすぎ、またある時は遅くなりすぎることがある。ＳＳＳ患者の場合、ＤＤＤＲペーシングモードにより、患者の代謝要求を示すＲＣＰに応答するアルゴリズムによって決定される生理的レートで心房および心室をペーシングすることで、ある程度状態が軽減される。

電気的およびメカニカルなＡ−Ｖ同期の喪失により、一連の非同期的な心房および心室脱分極が独立のレートで生じることがある。その結果、周期的に、心室脱分極の直後に心房脱分極が生じる。これが起こると、左心房（ＬＡ）が、閉じた僧帽弁に抗して収縮する結果、心房圧の増大により肺血管系からの静脈還流が妨げられ、肺静脈循環へ血液が逆流することさえ起こる可能性がある。その結果、肺静脈循環内の容積および圧力が上昇する。肺動脈圧の上昇は、肺鬱血および呼吸困難につながる可能性がある。肺血管系の膨張は、末梢血管拡張および低血圧に関連する場合がある。さらに、それに付随する心房膨張は、心房のナトリウム排泄増加性因子の産生増大に関連し、心房性不整脈および場合によっては心房壁の破裂の可能性が高くなる。最後に、心房内の血液の乱流および停滞は、血栓形成と、その後の動脈塞栓のリスクを高める。したがって、メカニカルなＡＶ同期の維持は非常に重要である。これについてさらに詳細には、同一譲受人に譲渡された米国特許第５，６２６，６２３号（全体として参照により本明細書に援用される）に記載されている。

ＤＤＤおよびＤＤＤＲペーシングシステムは当初、上記のＡ−Ｖ伝導欠陥を呈する患者の心臓を処置するために提供されたが、ＨＯＣＭ（閉塞性肥大型心筋症）を患っている患者に対する二腔ＤＤＤまたはＤＤＤＲ心臓ペーシング処置の価値が文献で認識されてきている。例えば、Kenneth M. McDonald等著「Permanent Pacing As Treatment For Hypertrophic Cardiomyopathy」（American Journal of Cardiology, Vol.68, pp.108-110, July 1991）を参照されたい。ＨＯＣＭは、左心室流出路（ＬＶＯＴ）狭窄が特徴であり、これが左心室収縮末期圧を大幅に上昇させる。ＬＶＯＴ狭窄は、収縮期、すなわち心臓駆出時にＬＶから出る血流を妨げる心室中隔の肥厚によって引き起こされる。

調査が示すところでは、ＨＯＣＭを患っている患者には特定のＤＤＤペーシングモードが有効な場合がある。このモードでは、Ｖ−ＰＡＣＥが、ＲＡで検知される先行するＡ−ＥＶＥＮＴまたはＲＡに送出される先行するＡ−ＰＡＣＥとのＡＶ同期のタイミングを厳密に合わせられて、ＲＶ心尖または中隔壁に送出される。自発的な房室伝導が心室を活性化する前にＲＶ心尖をペーシングすることが、心室中隔活性化パターンを変えると理解されている。ＲＶがまず収縮させられるので、これがＲＶの方へ中隔を引っ張ることにより、ＬＶＯＴ閉塞を軽減する。

ＨＯＣＭ患者のＡＶ同期ペーシングのための従来の技法（例えば、米国特許第５，３４０，３６１号に開示されているもの）では、ペーシングＡＶ遅延を周期的に評価する必要性が認識されている。患者の内因性ＡＶ遅延は一般に心拍数とともに、すなわち安静時と運動時で変化するであろう。さらに、ベータ遮断薬等による同時薬物処置もまた、内因性ＡＶ遅延を変化させ、ＡＶ遅延の評価の更新を必要とすることがある。このように、最適化されたペーシングＡＶ遅延の正確な決定を周期的に行うことの重要性が意義を持つ。完全な心室捕捉を保証するためにペーシングＡＶ遅延があまり短すぎる値に調整される場合、心室充満への心房寄与が損なわれるかもしれない。しかし、ペーシングＡＶ遅延があまりに大きい値に調整される場合、心室捕捉が損なわれ、心室ペーシングのないエピソードが現れるか、または心室ペーシングがＬＶＯＴ閉塞の最適な軽減に寄与しない可能性がある。したがって、この治療では、連続的または周期的にペーシングＡＶ遅延を調整して、ＨＯＣＭ治療のために最適化できることが重要である。同一譲受人に譲渡された米国特許第５，５３４，５０６号、第５，６２６，６２０号、第５，６２６，６２３号、第５，７１６，３８３号、および第５，７４９，９０６号は、ＨＯＣＭを呈する心臓をペーシングするためのペーシングＡＶ遅延を最適化する方法を開示している。

また、心腔の徐脈および頻脈の両方に関与する種々の伝導障害には、単心腔内もしくはその周りまたは左右の心腔内に位置する複数のペーシング／検知電極部位において、ペーシング／検知電極部位の少なくとも１つで検知された脱分極と同期して印加されるペーシングパルスが有効となり得ることが提案されている。特に拡張型心筋症（ＤＣＭ）および鬱血性心不全（ＣＨＦ）を患っている患者においては、左右の腔の同期が回復すると、心房および左心室の心拍出量が大幅に改善され得ると考えられる。

ＣＨＦは一般的に、心臓が、代謝需要を満たすために十分な血液を送出すること、すなわち、十分な心拍出量を末梢組織に供給することができないこととして定義される。ＣＨＦは、左心室機能不全（ＬＶＤ）として現れることが多いが、ＨＯＣＭ、異なる伝導欠陥、心筋症等のさまざまな起源を有する可能性がある。心臓内を通る自然の電気的活性化系は、図１に示すように、洞房（ＳＡ）結節から出発し、続いてバッハマン束および心房レベルの結節間路の心房伝導経路を通った後、房室（ＡＶ）結節、ヒス束(Common Bundle of His)、右脚および左脚、そしてプルキンエ線維網を経て遠位心筋末端に最終的に分散されるという、順次的事象を含む。

図１は、正常心拍数での正常な電気的活性化シーケンスにおける心臓１０のＲＡ、ＬＡ、ＲＶおよびＬＶを通る心臓脱分極波の伝達を示している。図中、伝導時間は秒単位で示されている。正常な場合、心周期は、右心房壁のＳＡ結節における脱分極インパルスの発生から始まる。そのインパルスは、バッハマン束および心房レベルの結節間路の心房伝導経路を通って左心房中隔に伝わる。ＲＡ脱分極波は、約４０ミリ秒以内にＡＶ結節および心房中隔に到達し、約７０ミリ秒以内にＲＡおよびＬＡの最遠壁に到達し、その電気的活性化の結果として心房は収縮を完了する。ＲＡおよびＬＡ脱分極波の集合体は、外部ＥＣＧ電極間で検知し表示すると、ＰＱＲＳＴ群のＰ波として現れる。ＲＡもしくはＬＡの上またはその付近にそれぞれ位置する一対の単極または双極ペーシング／検知電極の間を流れる心房脱分極波の成分は、検知Ｐ波とも呼ばれる。外部ＥＣＧ電極または埋め込まれた心房ペーシング／検知電極の位置および間隔は多少の影響を有するが、正常なＰ波幅は、当該電極に結合した高インピーダンス検知増幅器で測定した幅で８０ミリ秒を超えない。ＲＡもしくはＬＡ内またはその付近に位置する接近した間隔の双極ペーシング／検知電極間で検知される正常な近方場Ｐ波の幅は、高インピーダンス検知増幅器で測定した場合に６０ミリ秒以下である。

ＡＶ結節に到達した脱分極インパルスは、約１２０ミリ秒の遅延の後に、心室中隔のヒス束を下行して分散する。脱分極波は、約２０ミリ秒後に心尖領域に到達してから、残りの４０ミリ秒間でプルキンエ線維網を上行して伝わる。ＲＶおよびＬＶ脱分極波の集合体と、脱分極した心筋の再分極に伴う後続のＴ波とは、外部ＥＣＧ電極間で検知し表示した場合、ＰＱＲＳＴ心周期群のＱＲＳＴ部分と呼ばれる。ＲＶもしくはＬＶの上またはその付近に位置する双極または単極ペーシング／検知電極対の間を流れるＱＲＳ心室脱分極波の振幅がある閾振幅を超える場合、それは検知Ｒ波として検出される。外部ＥＣＧ電極または埋め込まれた心室ペーシング／検知電極の位置および間隔は多少の影響を有するが、正常なＲ波幅は、高インピーダンス検知増幅器で測定した幅で８０ミリ秒を超えない。ＲＶもしくはＬＶ内またはその付近に位置する接近した間隔の双極ペーシング／検知電極間で検知される正常な近方場Ｒ波の幅は、高インピーダンス検知増幅器で測定した場合に６０ミリ秒以下である。順次活性化の典型的な正常伝導範囲は、Durrer等による「Total Excitation of the Isolated Human Heart」と題するCIRCULATION誌（Vol.XLI, pp.899-912, June 1970）の論文にも記載されている。

この正常な電気的活性化シーケンスは、進行したＣＨＦを患っており心房内伝導欠陥（ＩＡＣＤ）および／または心室間伝導欠陥（ＩＶＣＤ）を呈する患者では非常に乱れる。一般的なタイプの心房内伝導欠陥として、心房内ブロック（ＩＡＢ）として知られるものがある。これは、心房活性化がＲＡからＬＡに達する際に遅延する状態である。左脚ブロック（ＬＢＢＢ）および右脚ブロック（ＲＢＢＢ）では、活性化信号がそれぞれ右脚または左脚を正常に伝導しない。したがって、脚ブロックの患者では、ＲＶおよびＬＶの活性化が緩徐になり、ＱＲＳは、活性化が伝導経路を通り抜ける時間の増大に起因して広がるように見える。これらの伝導欠陥は、ヒス束、右脚および左脚に沿った、またはより遠位のプルキンエ末端における伝導障害によるＲＶとＬＶの間の大きい非同期を呈する。通常の心室内ピーク間非同期は、８０〜２００ミリ秒以上の範囲にわたることがある。ＲＢＢＢおよびＬＢＢＢ患者において、ＱＲＳ群は、表面ＥＣＧで測定した場合に１２０ミリ秒〜２５０ミリ秒へと、正常な範囲をはるかに超えて広がる。この増大したＱＲＳ幅は、右心室および左心室の脱分極および収縮の同期の欠如を示す。

ＤＣＭを呈するＣＨＦ心臓（ＣＨＦ／ＤＣＭ心臓）のＡＶ同期ペーシングおよびＢＢＢ状態のＩＶＣＤによる心室同期の欠如には、ＨＯＣＭ患者のために最適と判断される通常長時間のＡＶ遅延が必ずしも有効でない。多くの場合、ＣＨＦ／ＤＣＭ心臓は、ＬＢＢＢパターンまたはＩＶＣＤとともに１８０ミリ秒〜２６０ミリ秒の内因性Ａ−Ｖ（あるいはＰ−Ｑともいう）伝導間隔または遅延と、１２０ミリ秒を超えて広がったＱＲＳ群を呈し、また、第１度ＡＶブロック（ＡＶＢ）を含むＡ−Ｖ伝導欠陥も呈する。やがて、第１度ＡＶブロックは、第２度ＡＶブロックまたは第３度ＡＶブロックに変質することがある。ＬＢＢＢ、ＩＶＣＤ、またはＲＶペーシングされた誘発応答のいずれかによって引き起こされる広がったＱＲＳ群（＞１２０ミリ秒）は、ＬＶ電気的活性化における大きい遅延、したがってＬＶメカニカル活性化における大きい遅延を表す。

最適なＡＶ遅延タイミングは、ＬＶ収縮の開始が、拡張後期のＬＡ寄与（左心房キック）の完了直後に起こる場合に得られる。この時、ＬＶ充満（前負荷）は最大であり、ＬＶ伸展とＬＶ収縮の間のフランク−スターリング関係が最大になる。この結果、最大のＬＶ１回拍出量駆出が得られるため、最大の心係数／心拍出量が実現される。この厳密なＡ−Ｖ順次タイミングを実現するには、ＡＶ遅延を十分に最適化しなければならない。

心房寄与の完了とＬＶ収縮の開始との間の遅延は、「収縮前」僧帽弁逆流につながることがあり、その結果、有効ＬＶ充満の損失、したがってＬＶ１回拍出量の損失および心拍出量の低下が生じる。さらに、あまりに長いＡＶ遅延があると、拡張期経僧帽弁流入パターンで観測される適切なＬＶＦＴに利用可能な拡張期時間が短縮するため、僧帽弁流入関係の経僧帽弁流入急速充満期（Ｅ波）と活性充満期（Ａ波）の融合を生じる。しかし、短い最適化されたＡＶ遅延の場合、Ｅ波とＡ波の脱融合が最大化され、所与の心拍数において最大のＬＶＦＴが実現されて、心拍出量の増大に寄与する。

したがって、一方の上または下心腔で自然に発生する心臓脱分極は、ＬＶＤおよびＣＨＦを呈する疾患のある心臓の心腔内に、または他方の上もしくは下心腔に、適時に伝導しない。このような場合、左右の心腔が互いに最適に同期して収縮せず、心拍出量は伝導欠陥を被る。さらに、ＬＡまたはＬＶの自発的な脱分極がこれらの左心腔の異所性中心で起こり、自然な活性化シーケンスが著しく乱れる。このような場合、左右の心腔の収縮がそれらから血液を駆出するように十分に同期しないため、心拍出量が低下する。同一譲受人に譲渡された米国特許第６，１２９，７４４号に記載されているように、ＣＨＦを示す心臓は、ＬＶＤの有無にかかわらず、ＬＶからの駆出分画が低下することにより１回拍出量が低下し、肺水腫を促進して患者の運動能力を制限する。さらに、ＲＡとＬＡの間の重大な伝導障害が左心房の粗動または細動を引き起こすことがある。

心不全状態を緩和し単心腔または左右、上下の心腔の同期的な脱分極および収縮を回復させるためのペーシング治療を供給するいくつかの提案がなされている。それらは、詳細には、前掲の米国特許第６，１２９，７４４号、ならびに同一譲受人に譲渡された米国特許第５，４０３，３５６号、第５，７９７，９７０号および第５，９０２，３２４号ならびに米国特許第５，７２０，７６８号および第５，７９２，２０３号に記載されている。米国特許第３，９３７，２２６号、第４，０８８，１４０号、第４，５４８，２０３号、第４，４５８，６７７号、第４，３３２，２５９号に示されている提案は、米国特許第４，９２８，６８８号および第５，６７４，２５９号に要約されている。左右両方の心腔に位置するペーシング／検知電極で検知を行うことの利点は、上記米国特許第４，９２８，６８８号および第５，６７４，２５９号、ならびに米国特許第４，３５４，４９７号、第５，１７４，２８９号、第５，２６７，５６０号、第５，５１４，１６１号、および第５，５８４，８６７号に記載されている。

以下のような医学文献にも、両心房および／または両心室ペーシングのいくつかの手法が開示されている：Daubert等著「Permanent Dual Atrium Pacing in Major Intra-atrial Conduction Blocks: A Four Years Experience」, PACE (Vol.16, Part II, NASPE Abstract 141, p.885, April 1993)；Daubert等著「Permanent Left Ventricular Pacing With Transvenous Leads Inserted Into The Coronary Veins」, PACE(Vol.21, Part II, pp.239-245, Jan. 1998)；Cazeau等著「Four Chamber Pacing in Dilated Cardiomyopathy」, PACE (Vol.17, Part II, pp.1974-1979, November 1994)；およびDaubert等著「Renewal of Permanent Left Atrial Pacing via the Coronary Sinus」, PACE (Vol.15, Part II, NASPE Abstract 255, p.572, April 1992)。

通常、文献および特許に記載されている両心室ペーシングシステムは、プログラム可能なＶ−Ｖペーシング遅延によってＲＶおよびＬＶを同時または別個にペーシングする。この遅延は、ＲＶ−ＬＶペーシング遅延またはＬＶ−ＲＶペーシング遅延のいずれかである。通常、従来技術では、ＡＶ遅延がタイムアウトし、第１のＶ−ＰＡＣＥがＲＶおよびＬＶの一方に送出され、Ｖ−Ｖペーシング遅延がタイムアウトし、第２のＶ−ＰＡＣＥがＲＶおよびＬＶの他方に送出される。あるいは、Ａ−ＲＶ遅延およびＡ−ＬＶ遅延が、心房ペーシングまたは心房検知事象で開始され、それらがタイムアウトした時に、ＲＶ−ＰＡＣＥおよびＬＶ−ＰＡＣＥパルスが所定のシーケンスでＲＶおよびＬＶに送出される。これらの遅延はすべて通常、プログラム可能とされる。

前掲の米国特許第５，９０２，３２４号には、ＲＡおよびＬＡの一方もしくは両方内またはその付近と、ＲＶおよびＬＶの両方内またはその付近とに位置するペーシング／検知電極を通じて三心腔または四心腔ペーシングを供給するＡＶ同期ペーシングシステムが開示されている。ＲＡ−ＰＡＣＥまたはＬＡ−ＰＡＣＥおよび検知ＡＶ（ＳＡＶ）遅延の選択された一方または両方に追従するように規定された１つまたは２つのペーシングＡＶ（ＰＡＶ）遅延が、ＲＡ−ＥＶＥＮＴまたはＬＡ−ＥＶＥＮＴの一方からタイミングがとられる。優勢なＡＶ遅延またはＶ−Ａ補充間隔のタイムアウト中にそれぞれＲＶまたはＬＶペーシング／検知電極で検出される不応期外ＲＶ−ＥＶＥＮＴまたはＬＶ−ＥＶＥＮＴが、伝導時間ウィンドウ（ＣＤＷ）タイマを開始させる。ＣＤＷがタイムアウトする間にＬＶ−ＥＶＥＮＴまたはＲＶ−ＥＶＥＮＴがその部位で検出されない場合、ＬＶ−ＰＡＣＥまたはＲＶ−ＰＡＣＥがＣＤＷのタイムアウト時にＬＶまたはＲＶペーシング／検知電極の他方に送出される。ＣＤＷはゼロに設定することが可能であり、それにより、ＲＶ−ＰＡＣＥおよびＬＶ−ＰＡＣＥパルスが、優勢なＡＶ遅延のタイムアウト時にＲＶおよびＬＶに同時に送出される。

このような心臓の最近の研究成果によれば、それぞれのＣＨＦ／ＤＣＭ心臓は、ある最適な短いＡＶ遅延を有し、その遅延で、最高心拍出量を発生し、心エコーを用いて測定した場合に最も生理的な血行力学を提供する。Auricchio A, Stellbrink C等著「Effect of pacing chamber and atrioventricular delay on acute systolic function of paced patients with congestive heart failure」（CIRCULATION 1999, June 15; 99 (23):2993-3001）を参照されたい。

心室捕捉および適切な左心室充満を保証するため、通常、両心室ペーシングには６０ミリ秒〜１４０ミリ秒の範囲の短いＡＶ遅延が推奨される。比較的短いＡＶ遅延は、異なるＡＶ遅延で心臓血行力学的性能を検査することによって最適に決定される。

これらの三腔または四腔ペーシングシステムによって提供されるペーシング療法は、異常に広い、内在的に示されるＱＲＳ群（これは、上記のように、脚ブロックを伴うＣＨＦを呈するほとんどの心臓の属性である）の短縮を達成することを意図している。しかし、ＣＨＦを呈する心臓には、異常に広いＱＲＳ群を示さないものもあり、上記のように両心室ペーシングが適用される場合に、心拍出量は必ずしも改善しない。実際、両心室ペーシングは、結果として誘発されるＱＲＳ群を過度に広げることがある。

さらに、比較的短いＡＶ遅延は、心室が心房からの血液で充満する前に心室の収縮を誘発することがある。
［発明の概要］
本発明者は、ＣＨＦを呈する特定の心臓において、ＬＶの誘発脱分極がＲＶの内因性脱分極と融合して行われるように、ＬＶ−ＰＡＣＥパルスをタイミングをとって送出することによって、心拍出量が向上することを見いだした。先行する内因性または誘発心房脱分極波面の完全なＡ−Ｖ伝導によりＲＶがまず脱分極するが、ＬＶのＡ−Ｖ伝導脱分極が過度に遅延しているような心臓において、融合脱分極は心拍出量を向上させる。ＬＶの融合脱分極は、時間的にＲＶの内因性脱分極の後であるが、時間的にＬＶの内因性脱分極の前になるように、ＬＶ−ＰＡＣＥパルスをタイミングをとって送出することによって達成される。有利には、ＲＶ−ＰＡＣＥパルスは、ＲＶ−ＥＶＥＮＴの際にＲＶ−ＰＡＣＥの阻止により送出されず、それにより波面の自然伝播および中隔の脱分極を可能にする一方で、ＬＶ−ＰＡＣＥパルスが、ＲＶ脱分極と融合して早期に送出される。

本発明は、好ましくは、少なくとも１つの心房心腔におけるペーシングおよび／または検知と、ＲＶおよびＬＶの両方におけるペーシングおよび検知とが可能なＤＤＤ／ＤＤＤＲまたはＶＤＤ／ＶＤＤＲペーシングシステムとして実施される。好ましい動作モードにおいて、心房ペーシング（Ａ−ＰＡＣＥ）または検知事象（Ａ−ＥＶＥＮＴ）、好ましくはＡ−ＥＶＥＮＴと、ＲＶ−ＰＡＣＥの送出との間のＡ−ＲＶｐ遅延が、測定された内因性Ａ−ＲＶｓ伝導時間より確実に長くなるように確定される。その場合には通常、ＲＶ−ＰＡＣＥを送出することができる前に不応期外ＲＶ−ＥＶＥＮＴが発生しＡ−ＲＶｐを終了させる。Ａ−ＰＡＣＥまたはＡ−ＥＶＥＮＴとＬＶ−ＰＡＣＥの送出との間のＡ−ＬＶｐ遅延が、測定された内因性Ａ−ＬＶｓ伝導時間よりΔ値だけ確実に短くなるように確定されることによって、ＲＶが自発的に脱分極している間にＬＶ−ＰＡＣＥパルスが送出される。好ましくは、Ａ−ＬＶｐ遅延は、内因性Ａ−ＲＶｓ遅延より常に長くなるように制約される。この形式の融合ペーシングは、有利に、左心房から左心室への血液の充満時間を最長にし、左右の心室からの血液の協調的ポンピングを提供することによって、心機能が最適化される。

Ａ−ＬＶｐ遅延は、好ましくは、Δ値だけ減分された内因性Ａ−ＬＶｓ遅延の測定値の関数として周期的に導出される。内因性Ａ−ＲＶｓ遅延もまた測定され、導出されたＡ−ＬＶｐ遅延と比較される。導出されたＡ−ＬＶｐ遅延が内因性Ａ−ＲＶｓ遅延と実質的に等しいか、またはそれより短くなった場合、Ａ−ＲＶｐ遅延がＡ−ＬＶｐ遅延より短くなるように減分される。そして、ＲＶおよびＬＶの両心室ペーシングが、内因性ＲＶおよびＬＶ脱分極と緊密にタイミングを合わせた状態で確定する。このバックアップ両心室ペーシングは、有利に、依然としてＡ−ＲＶｐおよびＡ−ＬＶｐ遅延を最大化しながら、最適な心機能を提供する。

上記のアルゴリズムは、特に、右心室の脱分極に続いて不適切な遅延の後で左心室活性化を行う場合に適用される。上記のアルゴリズムは、この関係が逆である状況（例えば、ＲＢＢＢ）にも使用可能であることが理解されよう。

以上の発明の概要は、単に、本発明が従来技術に示される問題を克服する方法の一部を指摘し、本発明を従来技術から区別するためにここに提示されているのであって、いかなる形でも、本特許出願に最初に記載され最終的に特許を受ける特許請求の範囲の解釈に対する限定として作用することを意図していない。

本発明の以上およびその他の利点および特徴は、以下に記載される本発明の好ましい実施形態の詳細な説明を、図面とともに考慮することによって、より容易に理解されるであろう。図面において、複数の図を通じて同じ参照番号は同じ構成を示す。

以下の詳細な説明では、本発明を実施するための例示的実施形態に言及する。本発明の範囲から逸脱することなく他の実施形態も利用可能であることは理解されよう。例えば、本発明は、心房ペーシング事象および／または心房検知事象と同期したＬＶおよびＲＶの脱分極および収縮の同期を回復させるために、図４〜図７によるデマンドモード、心房トラッキングモード、およびトリガペーシングモードで動作するＡＶ順次両心室ペーシングシステムとの関連で、図２および図３に詳細に開示される。本発明のこの実施形態は、上下の心腔の同期ならびに左右の心房および／または心室の脱分極の同期を回復させるためのＡＶ同期動作モードを有する三腔ペーシングシステムとして動作するようにプログラム可能である。本システムは、ＤＤＤ／ＤＤＤＲおよびＶＤＤ／ＶＤＤＲ両心室ペーシングシステムの１つの機能を備えることが可能であるが、好ましくはＶＤＤ動作モードで動作し、その場合、内因性心房事象がＡ−ＬＶｐおよびＡ−ＲＶｐ遅延のタイミングを支配する。もちろん、本発明は、本明細書に記載される好ましい実施形態の一部の特徴を取り除いた、より簡単な三腔ＶＤＤペーシングシステムにおいて実施されてもよい。

本発明は、特に、種々の形態の心不全、心室機能不全または徐脈を患っている患者を処置するために利用可能であることを理解すべきである。本発明のペーシングシステムは、診断された頻脈性不整脈を処置するための段階的治療を供給するために、特定の高レートペーシングおよびカーディオバージョンショック治療を含む抗頻脈性不整脈システムに組み込むことも可能である。

本発明の一態様によれば、図１の脱分極シーケンスと、ＲＶおよびＬＶの最適タイミングの脱分極に関係する適切な心拍出量に寄与するＲＶ、中隔、およびＬＶの間の同期とを回復させる方法および装置が提供される。この回復は、各心腔に対するペーシング／検知電極の特定の埋め込み部位を考慮して、最適タイミングの心臓ペーシングパルスをＬＶに、および必要に応じてＲＶに供給することを通じて行われる。

図２は、本発明を実施可能な、ペースメーカ（ＩＰＧ）１４ならびに関連するリード線１６、３２および５２を備える埋め込み式三腔心臓ペースメーカの概略図である。ペースメーカ（ＩＰＧ）１４は、患者の身体の皮膚と肋骨の間に皮下に埋め込まれる。３本の心内膜リード線１６、３２および５２は、ＩＰＧ１４をそれぞれＲＡ、ＲＶおよびＬＶと接続する。各リード線は、少なくとも１つの電気導体およびペーシング／検知電極を有し、リモート不関筐体電極２０が、ＩＰＧ１４のハウジングの外表面の一部として形成される。以下でさらに説明するように、ペーシング／検知電極およびリモート不関筐体電極２０（ＩＮＤ＿ＣＡＮ電極）は、ペーシング機能および検知機能、特に遠方場信号、例えば遠方場Ｒ波（Far Field R-wave Signal:ＦＦＲＳ）を検知するために、いくつかの単極および双極ペーシング／検知電極の組合せを提供するように選択的に使用することができる。左右の心腔内またはその周りにおける図示の位置もまた単なる例示である。さらに、図示のリード線およびペーシング／検知電極の代わりに、ＲＡ、ＬＡ、ＲＶおよびＬＶの上もしくは中またはそれらに関連する電極部位に設置されるように適応した他のリード線およびペーシング／検知電極を使用してもよい。

図示の双極心内膜ＲＡリード線１６は、静脈を通って心臓１０のＲＡ腔に入り、ＲＡリード線１６の遠位端は取付け機構１７によってＲＡ壁に取り付けられる。双極心内膜ＲＡリード線１６は、ＩＰＧコネクタブロック１２の双極穴にはめ込まれるインラインコネクタ１３を備えて形成され、リード線本体１５内の１対の電気的に絶縁された導体に結合し、遠位先端ＲＡペーシング／検知電極１９および近位リングＲＡペーシング／検知電極２１と接続される。心房ペーシングパルスの送出および心房検知事象の検知は、遠位先端ＲＡペーシング／検知電極１９と近位リングＲＡペーシング／検知電極２１の間で行われ、近位リングＲＡペーシング／検知電極２１が不関電極（ＩＮＤ＿ＲＡ）として機能する。別法として、図示の双極心内膜ＲＡリード線１６の代わりに、単極心内膜ＲＡリード線をＩＮＤ＿ＣＡＮ電極２０とともに使用することも可能である。あるいは、単極ペーシングおよび／または検知のために、遠位先端ＲＡペーシング／検知電極１９および近位リングＲＡペーシング／検知電極２１の一方をＩＮＤ＿ＣＡＮ電極２０とともに使用することも可能である。

双極心内膜ＲＶリード線３２は、静脈および心臓１０のＲＡ腔を通ってＲＶに入り、そこでその遠位リングおよび先端ＲＶペーシング／検知電極３８および４０が従来の遠位取付け機構４１によって心尖の適所に固定される。ＲＶリード線３２は、ＩＰＧコネクタブロック１２の双極穴にはめ込まれるインラインコネクタ３４を備えて形成され、リード線本体３６内の１対の電気的に絶縁された導体に結合し、遠位先端ＲＶペーシング／検知電極４０および近位リングＲＶペーシング／検知電極３８と接続され、近位リングＲＶペーシング／検知電極３８が不関電極（ＩＮＤ＿ＲＶ）として機能する。別法として、図示の双極心内膜ＲＶリード線３２の代わりに、単極心内膜ＲＶリード線をＩＮＤ＿ＣＡＮ電極２０とともに使用することも可能である。あるいは、単極ペーシングおよび／または検知のために、遠位先端ＲＶペーシング／検知電極４０および近位リングＲＶペーシング／検知電極３８の一方をＩＮＤ＿ＣＡＮ電極２０とともに使用することも可能である。

この例示的実施形態では、双極心内膜冠状静脈洞（ＣＳ）リード線５２が静脈および心臓１０のＲＡ腔を通って冠状静脈洞に入り、分岐血管を下行して、近位および遠位ＬＶＣＳペーシング／検知電極４８および５０をＬＶ腔のそばに延ばす。このようなＣＳリード線の遠位端は、上大静脈、右心房、冠状静脈洞口、冠状静脈洞を通り、冠状静脈洞から下行する冠状静脈、例えば側静脈または後側静脈に入る。

四腔すなわち４チャネル実施形態では、ＬＶＣＳリード線５２は、ＣＳリード線本体に沿って位置付けられる近位ＬＡＣＳペーシング／検知電極２８および３０を有し、ＬＡに隣接する大直径のＣＳに位置することも可能である。通常、ＬＶＣＳリード線およびＬＡＣＳリード線は固定機構を使用せず、代わりに、これらの血管内にぴったりと閉じ込められることにより、ペーシング／検知電極（複数可）を所望の部位に維持する。ＬＶＣＳリード線５２は、ＩＰＧコネクタブロック１２の穴にはめ込まれる近位端コネクタ５４に結合した多導体リード線本体５６により形成される。大静脈ＧＶから分岐下降する静脈に深く遠位ＬＶＣＳペーシング／検知電極５０を差し込むために、小直径のリード線本体５６が選択される。

この場合、ＣＳリード線本体５６は、４本の電気的に絶縁されたリード線導体を収納し、これらのリード線導体は、より近位のＬＡＣＳペーシング／検知電極（複数可）から近位に延び、デュアル双極コネクタ５４に終端する。ＬＶＣＳリード線本体は、ＬＡＣＳペーシング／検知電極２８および３０とＬＶＣＳペーシング／検知電極４８および５０との間では、より小さい。ＬＶＣＳリード線５２は、ＬＡおよびＬＶのそれぞれでペーシングおよび検知を行うために、ＩＮＤ＿ＣＡＮ電極２０またはリング電極２１および３８のそれぞれと対になる単一のＬＡＣＳペーシング／検知電極２８および／または単一のＬＶＣＳペーシング／検知電極５０を有することが可能であることが理解されよう。

これに関して、図３は、ペーシング技術分野で既知の両心室ＤＤＤＲ型のプログラム可能なモードおよびパラメータを有するＩＰＧ回路３００に結合した、双極ＲＡリード線１６、双極ＲＶリード線３２、および双極ＬＶＣＳリード線５２を示している。ＬＡＣＳペーシング／検知電極２８および３０はない。ＩＰＧ回路３００は、概してマイクロコンピュータ回路３０２およびペーシング回路３２０に分割された機能ブロック図として示されている。ペーシング回路３２０は、デジタルコントローラ／タイマ回路３３０、出力増幅器回路３４０、検知増幅器回路３６０、ＲＦテレメトリ送受信器３３２、活動センサ回路３２２、ならびに後述するいくつかの他の回路およびコンポーネントを含む。

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

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

外部プログラマとの間のデータ伝送は、テレメトリアンテナ３３４および関連するＲＦ送受信器３３２によって遂行される。これは、受信されるダウンリンクテレメトリを復調すること、およびアップリンクテレメトリを送信することの両方の役割を果たす。ペーシング技術分野で既知のように、アップリンクテレメトリ機能は通常、格納されているデジタル情報（例えば、動作モードおよびパラメータ、ＥＧＭヒストグラム、ならびに他の事象）と、心房および／または心室の電気的活動のリアルタイムＥＧＭ、ならびに心房および心室において検知およびペーシングされた脱分極の発生を示すマーカーチャネルパルスを送信する能力を含む。

マイクロコンピュータ３０２は、マイクロプロセッサ３０４ならびに関連するシステムクロック３０８およびオンプロセッサＲＡＭおよびＲＯＭチップ（それぞれ３１０および３１２）を含む。さらに、マイクロコンピュータ回路３０２は、追加的なメモリ容量を提供するための別個のＲＡＭ／ＲＯＭチップ３１４を含む。マイクロプロセッサ３０４は通常、低消費電力モードで動作し、割込み駆動型である。マイクロプロセッサ３０４は、規定された割込み事象に応答して呼び起こされる。そのような事象としては、特に、デジタルタイマ／コントローラ回路３３０によって発生されるＡ−ＴＲＩＧ信号、ＲＶ−ＴＲＩＧ信号、ＬＶ−ＴＲＩＧ信号、ならびに検知増幅器回路３６０によって発生されるＡ−ＥＶＥＮＴ信号、ＲＶ−ＥＶＥＮＴ信号、およびＬＶ−ＥＶＥＮＴ信号が含まれてもよい。デジタルコントローラ／タイマ回路３３０によってタイムアウトされる間隔および遅延の特定の値は、マイクロコンピュータ回路３０２によってデータおよび制御バス３０６経由で、プログラム入力されたパラメータ値および動作モードを用いて制御される。さらに、レート応答ペースメーカとして動作するようにプログラムされている場合、マイクロプロセッサが活動センサデータを分析して基本的なＡ−Ａ、Ｖ−ＡまたはＶ−Ｖ補充間隔を更新することができるように、例えば周期ごとまたは２秒ごとのようなタイミングをとった割込みを提供してもよい。さらに、マイクロプロセッサ３０４は、活動センサデータから、可変のＡＶ遅延および両心室Ｖ−Ｖペーシング遅延を規定するように作用してもよい。

本発明の一実施形態では、マイクロプロセッサ３０４は、従来の方法でＲＡＭ／ＲＯＭユニット３１４に格納された命令をフェッチし実行するように適応したカスタムマイクロプロセッサである。しかし、他の実施態様も、本発明を実施するために好適であり得ると考えられる。例えば、既製品の商用マイクロプロセッサもしくはマイクロコントローラ、またはカスタム特定用途向け回路、ハードワイヤード論理回路、もしくはステートマシン型回路が、マイクロプロセッサ３０４の機能を実行してもよい。

デジタルコントローラ／タイマ回路３３０は、マイクロコンピュータ３０２の一般的制御下で動作してペーシング回路３２０内のタイミング等の機能を制御し、タイミング回路および関連する論理回路のセットを含む。その機能のうち、本発明に関連するいくつかの機能が図示されている。図示のタイミング回路は、ＵＲＩ／ＬＲＩタイマ３６４、Ｖ−Ｖ遅延タイマ３６６、経過したＶ−ＥＶＥＮＴからＶ−ＥＶＥＮＴまでの間隔もしくはＶ−ＥＶＥＮＴからＡ−ＥＶＥＮＴまでの間隔またはＶ−Ｖ伝導間隔のタイミングをとる内因性間隔タイマ３６８、Ａ−Ａ、Ｖ−Ａ、および／またはＶ−Ｖペーシング補充間隔のタイミングをとる補充間隔タイマ３７０、先行するＡ−ＥＶＥＮＴまたはＡ−ＴＲＩＧからのＡ−ＬＶｐ遅延およびＡ−ＲＶｐ遅延のタイミングをとるＡＶ遅延間隔タイマ３７２、心室後(post-ventricular)期間のタイミングをとる心室後タイマ３７４、および日時クロック３７６を含む。

本発明において、ＡＶ遅延間隔タイマ３７２には、先行するＡ−ＰＡＣＥまたはＡ−ＥＶＥＮＴからの開始をタイムアウトさせるために、図７で決定されるような適当なＡ−ＲＶｐ遅延およびＡ−ＬＶｐ遅延がロードされる。Ｖ−Ｖ遅延タイマ３６６は、図７で決定されるようなＡ−ＲＶｐ遅延とＡ−ＬＶｐ遅延の間の差を表す等価なＶ−Ｖ遅延をタイムアウトするために使用可能であることに留意すべきである。その場合、Ａ−ＲＶｐ遅延と、より長いＡ−ＬＶｐ遅延の間の差は、図７のステップの完了後に決定される。間隔タイマ３７２は、Ａ−ＲＶｐ遅延をタイムアウトするが、通常は、そのタイミングに割り込むＲＶ−ＥＶＥＮＴのためにＲＶ−ＴＲＩＧを発生せず、その後、Ｖ−Ｖ遅延タイマ３６６がその差をタイムアウトし、ＬＶ−ＴＲＩＧ信号を発生する。

事象後タイマ３７４は、ＲＶ−ＥＶＥＮＴもしくはＬＶ−ＥＶＥＮＴまたはＲＶ−ＴＲＩＧもしくはＬＶ−ＴＲＩＧの後の心室後期間およびＡ−ＥＶＥＮＴまたはＡ−ＴＲＩＧの後の心房後期間をタイムアウトする。事象後期間の持続期間は、マイクロコンピュータ３０２に格納されたプログラム可能なパラメータとして選択されてもよい。心室後期間は、ＰＶＡＲＰ、心房後心室ブランキング期間（ＰＡＶＢＰ）、心室ブランキング期間（ＶＢＰ）、および心室不応期（ＶＲＰ）を含む。心房後期間は、心房不応期（ＡＲＰ）（この間は、ＡＶ遅延をリセットするためにＡ−ＥＶＥＮＴが無視される）、および心房ブランキング期間（ＡＢＰ）（この間は、心房検知が使用不能にされる）を含む。

心房後期間およびＡＶ遅延は、Ａ−ＥＶＥＮＴまたはＡ−ＴＲＩＧの最初または最後と実質的に同時に開始されることが可能であり、または後者の場合、Ａ−ＴＲＩＧの後のＡ−ＰＡＣＥの最初または最後に開始されることが可能であることに留意すべきである。同様に、心室後期間およびＶ−Ａ補充間隔は、Ｖ−ＥＶＥＮＴまたはＶ−ＴＲＩＧの最初または最後と実質的に同時に開始されることが可能であり、または後者の場合、Ｖ−ＴＲＩＧの後のＶ−ＰＡＣＥの最初または最後に開始されることが可能である。

マイクロプロセッサ３０４は、任意選択で、ＲＣＰ（複数可）に応答して確定されるセンサに基づく補充間隔とともに、および／または内因性心房レートとともに変動するＡＶ遅延、心室後期間、および心房後期間の計算も行う。

出力増幅器回路３４０は、ＲＡペーシングパルス発生器（および、ＬＡペーシングが供給される場合にはＬＡペーシングパルス発生器）、ＲＶペーシングパルス発生器、およびＬＶペーシングパルス発生器、あるいは心房および心室ペーシングを供給する市販の心臓ペースメーカで現在使用されている相当品を含む。ＲＶ−ＰＡＣＥまたはＬＶ−ＰＡＣＥパルスの発生をトリガするため、デジタルコントローラ／タイマ回路３３０は、ＡＶ遅延間隔タイマ３７２（またはＶ−Ｖ遅延タイマ３６６）によって提供されるＡ−ＲＶｐ遅延のタイムアウト時にＲＶ−ＴＲＩＧ信号を、およびＡ−ＬＶｐ遅延のタイムアウト時にＬＶ−ＴＲＩＧを発生する。同様に、デジタルコントローラ／タイマ回路３３０は、補充間隔タイマ３７０によってタイミングをとったＶ−Ａ補充間隔の最後にＲＡ−ＰＡＣＥパルスの出力をトリガするＲＡ−ＴＲＩＧ信号（または、ＬＡ−ＰＡＣＥパルスが供給される場合には、ＬＡ−ＰＡＣＥパルスの出力をトリガするＬＡ−ＴＲＩＧ信号）を生成する。

出力増幅器回路３４０は、リード線導体およびＩＮＤ＿ＣＡＮ電極２０のうちから選択されたペーシング電極対をＲＡペーシングパルス発生器（およびＬＡペーシングパルス発生器（提供される場合））、ＲＶペーシングパルス発生器およびＬＶペーシングパルス発生器に結合するスイッチング回路を含む。ペーシング／検知電極対選択・制御回路３５０が、ＲＡ、ＬＡ、ＲＶおよびＬＶペーシングを遂行するために、出力増幅器回路３４０内の心房および心室出力増幅器に結合すべきリード線導体および関連するペーシング電極対を選択する。

検知増幅器回路３６０は、心房および心室のペーシングおよび検知のための市販の心臓ペースメーカで現在使用されているものに相当する検知増幅器を含む。前掲の同一譲受人に譲渡された米国特許第５，９０２，３２４号に記載されているように、従来技術においては、心臓脱分極の通過によって検知電極対の間に生ずる電圧差信号を増幅するために、非常に高いインピーダンスのＰ波およびＲ波検知増幅器を使用するのが一般的である。高インピーダンス検知増幅器は、高い利得を用いて低振幅信号を増幅し、パスバンドフィルタ、時間領域フィルタリングおよび振幅閾値比較に基づいて背景電気ノイズからＰ波またはＲ波を区別する。デジタルコントローラ／タイマ回路３３０は、心房および心室検知増幅器３６０の感度設定を制御する。

検知増幅器は、検知増幅器の飽和を避けるために、ペーシングシステムの任意のペーシング電極にペーシングパルスを送出する前、その期間中、およびその後のブランキング期間中に、検知電極から切断される。検知増幅器回路３６０は、ＡＢＰ、ＰＶＡＢＰおよびＶＢＰの期間中に、ＲＡ検知増幅器（およびＬＡ検知増幅器（提供される場合））、ＲＶ検知増幅器およびＬＶ検知増幅器の入力からリード線導体およびＩＮＤ＿ＣＡＮ電極２０の選択された対を切断するブランキング回路を含む。また、検知増幅器回路３６０は、選択された検知電極リード線導体およびＩＮＤ＿ＣＡＮ電極２０をＲＡ検知増幅器（およびＬＡ検知増幅器（提供される場合））、ＲＶ検知増幅器およびＬＶ検知増幅器に結合するスイッチング回路も含む。ここでも、検知電極選択・制御回路３５０が、所望の単極および双極検知ベクトルに沿ってＲＡ、ＬＡ、ＲＶおよびＬＶ検知を遂行するために、出力増幅器回路３４０および検知増幅器回路３６０内の心房および心室検知増幅器に結合すべき導体および関連する検知電極対を選択する。

ＲＡ検知増幅器によって検知されるＲＡ−ＳＥＮＳＥ信号における右心房脱分極、すなわちＰ波の結果として、デジタルコントローラ／タイマ回路３３０へ通信されるＲＡ−ＥＶＥＮＴ信号が発生する。同様に、ＬＡ検知増幅器が提供される場合には、ＬＡ検知増幅器によって検知されるＬＡ−ＳＥＮＳＥ信号における左心房脱分極、すなわちＰ波の結果として、デジタルコントローラ／タイマ回路３３０へ通信されるＬＡ−ＥＶＥＮＴ信号が発生する。心室検知増幅器によって検知されるＲＶ−ＳＥＮＳＥ信号における心室脱分極、すなわちＲ波の結果として、デジタルコントローラ／タイマ回路３３０へ通信されるＲＶ−ＥＶＥＮＴ信号が発生する。同様に、心室検知増幅器によって検知されるＬＶ−ＳＥＮＳＥ信号における心室脱分極、すなわちＲ波の結果として、デジタルコントローラ／タイマ回路３３０へ通信されるＬＶ−ＥＶＥＮＴ信号が発生する。ＲＶ−ＥＶＥＮＴ信号、ＬＶ−ＥＶＥＮＴ信号、およびＲＡ−ＥＶＥＮＴ信号、ＬＡ−ＳＥＮＳＥ信号は、不応期または不応期外のいずれでもよく、真のＲ波またはＰ波ではなく電気ノイズ信号または異常伝導脱分極波によって誤ってトリガされることもある。

図４〜図７の説明を簡単にするため、以下で「Ａ−ＥＶＥＮＴ（心房事象）」および「Ａ−ＰＡＣＥ（心房ペーシング）」とは、供給またはオンにプログラムされるＬＡペーシングまたは検知がない場合には、それぞれＲＡ−ＥＶＥＮＴ（右心房事象）およびＲＡ−ＰＡＣＥ（右心房ペーシング）を指し、さもなければ、それぞれＲＡ−ＥＶＥＮＴ（右心房事象）またはＬＡ−ＥＶＥＮＴ（左心房事象）およびＲＡ−ＰＡＣＥ（右心房ペーシング）またはＬＡ−ＰＡＣＥ（左心房ペーシング）のプログラムされた方を指すものと仮定する。

ＩＰＧ回路３００の可能な動作モードが、図４〜図７のフローチャートに示され、以下で説明される。本発明の特定の動作モードは、同じく以下で説明される可能な動作モードのプログラムされた、または固定結線されたサブセットである。図４は、各ペーシング周期中のＩＰＧ回路３００の全体的動作を示しており、さらに、ステップＳ１０４（図５に示す）およびＳ１０６（図６に示す）でタイムアウトされるＡ−ＲＶｐおよびＡ−ＬＶｐ遅延（図７に示す）を導出するために周期的に実行されるステップＳ１００を含む。

便宜上、図４〜図７のアルゴリズムは、時間的に先行する右心室の脱分極と融合して左心室を最適にペーシングするためにＡ−ＲＶｐおよびＡ−ＬＶｐ遅延を決定するという状況で以下説明される。アルゴリズムの動作の一例として、右心室は、好ましくは、内因性Ａ−ＲＶｓ遅延の後に自発的に脱分極する。以下に記載されるように、アルゴリズムは、時間的に先行する左心室の脱分極と融合して右心室を最適にペーシングするためにＡ−ＲＶｐおよびＡ−ＬＶｐ遅延を決定する場合にも使用可能であり、その場合、左心室は、好ましくは、内因性Ａ−ＬＶｓ遅延の後に自発的に脱分極する。

ステップＳ１０４およびＳ１０６が終了した時には、少なくともＬＶ−ＰＡＣＥが送出されていると期待され、ステップＳ１０８で、補充間隔（例えば、Ｖ−Ａ補充間隔）ならびに心室後ブランキング期間および不応期のタイムアウトが開始される。ブランキング期間後、ＲＶおよびＬＶ検知増幅器ならびに心房検知増幅器が使用可能にされ、補充間隔のタイムアウト中に、Ｒ波およびＰ波を検出し、ステップＳ１１０でＲＶ−ＥＶＥＮＴおよびＬＶ−ＥＶＥＮＴを、ならびにステップＳ１１２でＡ−ＥＶＥＮＴを宣言する。補充間隔のタイムアウトは、ステップＳ１１０での不応期外ＲＶ−ＥＶＥＮＴおよびＬＶ−ＥＶＥＮＴのいずれかの宣言時に終了し再開する。補充間隔のタイムアウトは、ステップＳ１１２でのＡ−ＥＶＥＮＴの宣言時に終了し、それにより、図７を参照して後述するようにステップＳ１００で決定されるべき最適なＡ−ＲＶｐ遅延およびＡ−ＬＶｐ遅延を決定するステップを除いては、ステップＳ１０４でＡ−ＲＶｐ遅延が再開し、ステップＳ１０６でＡ−ＬＶｐ遅延が再開する。補充間隔は、ＶＤＤおよびＤＤＤペーシングモードでは、プログラムされた値として固定されてもよく、または、ＶＤＤＲおよびＤＤＤＲペーシングモードでは、ＲＣＰアルゴリズムに応じて、プログラムされたＬＰＬとＵＲＬの間で変動してもよい。

ステップＳ１１４における判定で、Ｖ−Ａ補充間隔がタイムアウトしていない場合、ステップＳ１１６で、ＲＡ−ＰＡＣＥおよびＬＡ−ＰＡＣＥパルスの一方（または両方）を含むＡ−ＰＡＣＥが送出される。実際には、Ｖ−Ａ補充間隔は、心房機能が完全であり正常な洞調律をしている患者の内因性心拍数より大きくなるようにプログラムされることが期待される。あるいは、ペーシングシステムは、Ｐ波の検知をなくし、ＶＤＤ／ＶＤＤＲペーシングシステムとして提供されることも可能である。このような場合、ステップＳ１１４およびＳ１１６は実行されない。

したがって、ステップＳ１１２で、ＲＡ−ＥＶＥＮＴおよびＬＡ−ＥＶＥＮＴの一方を含む内因性Ａ−ＥＶＥＮＴが宣言される可能性が高くなる。ステップＳ１１８は、任意選択で迂回され、あるいは、ＲＣＰアルゴリズムまたは測定された現在の内因性Ａ−Ａ間隔に応じて、Ａ−ＲＶｐ遅延およびＡ−ＬＶｐ遅延の一方または両方を調整するために実施される。その後、ステップＳ１２０で、心房後ブランキング期間および不応期がタイムアウトされ、図７を参照して後述するように最適なＡ−ＲＶｐ遅延およびＡ−ＬＶｐ遅延を決定するステップＳ１００が実行されなければ、ステップＳ１０４（図５）でＡ−ＲＶｐ遅延が再開し、ステップＳ１０６（図６）でＡ−ＬＶｐ遅延が再開する。ステップＳ１００は、プログラムされた時刻に周期的に実施されることが期待される。その時刻は、例えば、夜間に患者が安静にしていることが期待され心拍数および活動基準が満たされる時、Ａ−ＬＶｐ遅延のタイムアウト中にＬＶ−ＥＶＥＮＴが宣言された時、または患者活動レベルがある閾値を超えていることをＲＣＰが示唆している時である。

図５において、ステップＳ２０２でＡ−ＲＶｐ遅延が開始され、ステップＳ２０４でタイムアウトされる。前述のように、Ａ−ＲＶｐ遅延は通常、心房からＲＶ検知電極の位置までの脱分極波面の内因性Ａ−ＲＶｓ伝導時間を超えるように設定されるので、ステップＳ２０６でのＲＶ−ＰＡＣＥの送出は通常阻止される。しかし、後でさらに説明するように、ステップＳ１００でＡ−ＲＶｐ遅延が短縮される条件があり、その場合にはＲＶ−ＰＡＣＥが送出される可能性が高くなる。ステップＳ２０８で不応期外ＲＶ−ＥＶＥＮＴが宣言された場合、アルゴリズムはステップＳ１０８に進む。ただし、ステップＳ２１０で、ある任意選択の機能がＯＮにプログラムされていると判定された場合、ステップＳ２１２でＡ−ＲＶｐ遅延を減分する。

図６において、ステップＳ３０２でＡ−ＬＶｐ遅延が開始され、ステップＳ３０４でタイムアウトされる。前述のように、Ａ−ＬＶｐ遅延は通常、心房からＬＶ検知電極の位置までの脱分極波面の内因性Ａ−ＬＶｓ伝導時間より短くなるように設定されるので、ステップＳ３０６でＬＶ−ＰＡＣＥは通常送出される。しかし、後でさらに説明するように、ステップＳ１００でＬＶ−ＥＶＥＮＴが宣言されＡ−ＬＶｐ遅延が短縮される条件があり、その場合にはＬＶ−ＰＡＣＥが送出される可能性が高くなる。この場合に、ステップＳ３０８で不応期外ＬＶ−ＥＶＥＮＴが宣言された場合、アルゴリズムはステップＳ１０８に進む。ただし、ステップＳ３１０で、ある任意選択の機能がＯＮにプログラムされていると判定された場合、ステップＳ３１２でＡ−ＬＶｐ遅延を減分する。

ステップＳ２１２におけるＡ−ＲＶｐ遅延に対する調整、およびステップＳ３１２におけるＡ−ＬＶｐ遅延に対する調整は、それらの調整が、最大充満時間を維持し、図４〜図７のアルゴリズムによるＲＶ−ＰＡＣＥおよび／またはＬＶ−ＰＡＣＥの送出により起こるＲＶおよびＬＶ収縮の改善された同調を維持する場合に、ＯＮにプログラムすることができる。測定されたＡ−Ａ間隔によって示される内因性補充間隔の変化、ＲＣＰによって示される患者の生理的要求の変化、または伝導遅延もしくは活性化調整を示唆する血圧もしくは他のセンサ信号に応じて、Ａ−ＲＶｐ遅延および／またはＡ−ＬＶｐ遅延の調整を他の事象がトリガすることができると考えられる。

図７にさらに詳細に示す調整ステップＳ１００は、その開始基準がステップＳ４００で満たされる時に開始される。ステップＳ１０２およびＳ１０４は、次のＡ−ＥＶＥＮＴの宣言またはいくつかのＡ−ＥＶＥＮＴがカウントされるまで中止される。ステップＳ４０４で、Ａ−ＲＶｓタイマおよびＡ−ＬＶｓタイマが開始され、それにより、ステップＳ４０６およびＳ４０８での内因性Ａ−ＲＶｓ遅延の測定ならびにステップＳ４１０およびＳ４１２での内因性Ａ−ＬＶｓ遅延の測定が行われる。その後、ステップＳ４１４で、内因性Ａ−ＲＶｓ遅延と内因性Ａ−ＬＶｓ遅延を比較し、ステップＳ４１６で、内因性Ａ−ＲＶｓ遅延が内因性Ａ−ＬＶｓ遅延を超えることを保証する。ステップＳ４１６は、左心室活性化が右心室活性化に比べて遅延される場合（例えば、ＬＢＢＢ）に満たされることが期待される。

ステップＳ４１８で、公式Ａ−ＬＶｐ＝Ａ−ＬＶｓ−Δｍｓによって、現在測定されている内因性Ａ−ＬＶｓ遅延を反映するように、Ａ−ＬＶｐ遅延を調整する。ここでΔｍｓは、プログラムされた値（例えば、１０ミリ秒）、または測定された内因性Ａ−ＬＶｓ伝導遅延もしくはＡ−ＬＶｓ／測定された内因性Ａ−Ａ周期長の適応値（例えば、百分率、例えば１０％）である。

次に、ステップＳ４２０で、調整されたＡ−ＬＶｐ遅延をＡ−ＲＶｓ遅延と比較し、調整されたＡ−ＬＶｐ遅延が内因性Ａ−ＲＶｓ遅延より大きいことを保証する。その条件が満たされる場合、ステップＳ４２２で、公式Ａ−ＲＶｐ＝Ａ−ＲＶｓ＋Δｍｓによって、Ａ−ＲＶｐ遅延を、測定された内因性Ａ−ＲＶｓ遅延より長くなるように設定することができる。ここでΔｍｓは、プログラムされた値（例えば、１０ミリ秒）、または測定された内因性Ａ−ＬＶｓ伝導遅延もしくはＡ−ＬＶｓ／測定された内因性Ａ−Ａ周期長の適応値（例えば、百分率、例えば１０％）であり、あるいは０にプログラムされる。

ステップＳ４２２の実行後、ＲＶはペーシングされず、ＬＶは、ＲＶの内因性脱分極と融合してペーシングされる。
ステップＳ４２０の条件が満たされない場合、両心室ペーシングに転換する必要がある。その場合、ＲＶ−ＰＡＣＥがまず送出された後、ＬＶ−ＰＡＣＥが送出される。ステップＳ４２４で、公式Ａ−ＲＶｐ＝Ａ−ＲＶｓ−Δｍｓによって、現在測定されている内因性Ａ−ＲＶｓ遅延を反映するように、Ａ−ＲＶｐ遅延を調整する。ここでΔｍｓは、プログラムされた値（例えば、１０ミリ秒）、または測定された内因性Ａ−ＬＶｓ伝導遅延もしくはＡ−ＬＶｓ／測定された内因性Ａ−Ａ周期長の適応値（例えば、百分率、例えば１０％）である。

次に、更新後の決定されたＡ−ＲＶｐおよびＡ−ＬＶｐ遅延は、ステップＳ４００の開始基準が再び満たされてＡ−ＲＶｐおよびＡ−ＬＶｐ遅延が再び決定されるまで、図４のペーシング動作モードで使用するためにＲＡＭメモリに格納される。

上記のアルゴリズムは、特に、右心室の脱分極に続いて不適切な遅延の後で左心室活性化を行う場合、例えばＬＢＢＢを呈する心臓、に適用される。上記のアルゴリズムは、この関係が逆である状況、例えばＲＢＢＢを呈する心臓、にも使用可能であることが理解されよう。その場合、上記のアルゴリズムの各ステップは、左心室に関係する動作の代わりに右心室に関係する動作を使用することによって実行することができる。

したがって、本発明は、心臓の右心室および左心室の少なくとも一方（Ｖ１と表してもよい）に心室ペーシングパルスを送出する心臓ペーシングシステムおよび方法を含むことが理解されよう。心室ペーシングパルスの送出は、先行する心房事象の後、時間的に、右心室および左心室の他方（Ｖ２と表してもよい）の脱分極の後に行われる。前述の例では、Ｖ１は左心室ＬＶであり、Ｖ２は右心室ＲＶである。しかし、Ｖ１が右心室Ｖ２であってもよく、Ｖ１が左心室であってもよい。したがって、図４〜図７のアルゴリズムの各ステップは、ＬＶをＶ１で、およびＲＶをＶ２で置き換えて表現することも可能である。

したがって、心室ペーシングパルス（Ｖ１ｐ）を心室Ｖ１に送出するタイミングをとるための、心房事象（Ａ）からの心室房室遅延（Ａ−Ｖ１ｐ）は次のように確定される：（１）心室Ｖ１の心室脱分極を心室検知（Ｖ１ｓ）事象として検知する；（２）心房事象とＶ１ｓ事象の間の内因性房室遅延を内因性Ａ−Ｖ１ｓ遅延として測定する；（３）心室Ｖ２の心室脱分極を心室検知（Ｖ２ｓ）事象として検知する；（４）心房事象とＶ２ｓ事象の間の内因性房室遅延を内因性Ａ−Ｖ２ｓ遅延として測定する；（５）内因性Ａ−Ｖ１ｓ遅延より短く、内因性Ａ−Ｖ２ｓ遅延より長い房室Ａ−Ｖ１ｐ遅延を決定する。Ａ−Ｖ１ｐ遅延は各心房事象からタイミングがとられ、Ａ−Ｖ１ｐ遅延のタイムアウト時に心室ペーシングパルスＶ１ｐを心室Ｖ１に送出することにより、心室Ｖ２の内因性脱分極との心室Ｖ１の融合ペーシングを行う。

本明細書で参照されるすべての特許および刊行物は、全体として参照により本明細書に援用される。
好ましい実施形態のペーシングシステムの上記の構成、機能および動作のいくつかは、本発明を実施するために必要ではなく、単に例示的実施形態を完全にするためにのみ説明に含まれていることが理解されよう。また、ＡＶ同期三腔または四腔ペースメーカの典型的動作にとって副次的な他の構成、機能および動作であって、開示されていないもの、および本発明の実施に必要でないものもあり得ることが理解されよう。

さらに、言うまでもなく、前掲の特許に具体的に記載されている構成、機能および動作は、本発明とともに実施されることも可能であるが、その実施にとって本質的ではない。したがって、添付の特許請求項の範囲内において、本発明は、本発明の精神および範囲から実際には逸脱することなく、具体的に記載されている以外の形でも実施され得ることが理解されるべきである。

正常な電気的活性化シーケンスにおいて心臓を通る心臓脱分極波の伝達を示す図である。本発明が好ましく実施される３チャネル心房・両心室ペーシングシステムを示す概略図である。心房同期、左心室または両心室の各ペーシングモードで選択的に機能する３個のペーシングチャネルを提供する、図２のシステムで使用されるＩＰＧ回路部および関連するリード線の一実施形態の簡略ブロック図である。本発明の一実施形態による両心室ペーシングを供給する図３のＩＰＧ回路部の好ましいＶＤＤまたはＤＤＤ動作モードを示す包括的フローチャートである。ＲＶ−ＥＶＥＮＴがＡ−ＲＶｐ遅延を終了させない場合にＡ−ＲＶｐ遅延のタイムアウト後にＲＶ−ＰＡＣＥパルスを送出する、図４のステップＳ１０４内の各ステップを示すフローチャートである。ＬＶ−ＥＶＥＮＴがＡ−ＬＶｐ遅延を終了させない場合にＡ−ＬＶｐ遅延のタイムアウト後にＬＶ−ＰＡＣＥパルスを送出する、図４のステップＳ１０６内の各ステップを示すフローチャートである。測定されたＡ−ＬＶｓ遅延の関数としてＡ−ＲＶｐ遅延およびＡ−ＬＶｐ遅延を周期的に導出する、図４のステップＳ１００内の各ステップを示すフローチャートである。

Claims

先行する心房事象、即ちＡ事象以降で、かつ時間的に右心室の脱分極の後に同時にタイミングをとった心室ペーシングパルスを心臓の左心室部位に送出する複数部位心臓ペーシングシステムであって、
左心室の心室脱分極を、左心室検知事象、即ちＬＶｓ事象として検知する左心室検知手段と、
心房事象と前記ＬＶｓ事象の間の内因性心房左心室遅延を、内因性Ａ−ＬＶｓ遅延として測定する手段と、
右心室の心室脱分極を、右心室検知事象、即ちＲＶｓ事象として検知する右心室検知手段と、
心房事象と前記ＲＶｓ事象の間の内因性心房右心室遅延を、内因性Ａ−ＲＶｓ遅延として測定する手段と、
前記内因性Ａ−ＬＶｓ遅延より短く、前記内因性Ａ−ＲＶｓ遅延より長い左心室Ａ−ＬＶｐ遅延を決定する手段と、
前記心房事象から前記Ａ−ＬＶｐ遅延をタイムアウトさせる手段と、
右心室の内因性脱分極との左心室の融合ペーシングを行うために、前記Ａ−ＬＶｐ遅延のタイムアウト時に左心室に左心室ペーシングパルスを送出する手段と、
を備える複数部位心臓ペーシングシステム。
前記決定する手段は、プログラム可能なファクタによって、前記内因性Ａ−ＬＶｓ遅延より短くなるように前記Ａ−ＬＶｐ遅延を設定する手段を備える請求項１に記載の複数部位心臓ペーシングシステム。
前記決定する手段は、前記決定されたＡ−ＬＶｐ遅延を前記内因性Ａ−ＲＶｓ遅延と比較し、前記決定されたＡ−ＬＶｐ遅延が前記内因性Ａ−ＲＶｓ遅延より短い場合、前記内因性Ａ−ＲＶｓ遅延および前記決定されたＡ−ＬＶｐ遅延より短い右心室Ａ−ＲＶｐ遅延を決定する手段を含み、該システムは、
右心室および左心室の両心室ペーシングを行うために、前記心房事象から前記Ａ−ＲＶｐ遅延をタイムアウトさせ、前記Ａ−ＲＶｐ遅延のタイムアウト時に右心室に右心室ペーシングパルスを送出する手段、
をさらに備える請求項２に記載の複数部位心臓ペーシングシステム。
前記決定する手段は、前記決定されたＡ−ＬＶｐ遅延を前記内因性Ａ−ＲＶｓ遅延と比較し、前記決定されたＡ−ＬＶｐ遅延が前記内因性Ａ−ＲＶｓ遅延より長い場合、前記内因性Ａ−ＲＶｓ遅延より長い右心室Ａ−ＲＶｐ遅延を決定する手段をさらに備える請求項２に記載の複数部位心臓ペーシングシステム。
前記決定する手段は、前記決定されたＡ−ＬＶｐ遅延を前記内因性Ａ−ＲＶｓ遅延と比較し、前記決定されたＡ−ＬＶｐ遅延が前記内因性Ａ−ＲＶｓ遅延より短い場合、前記内因性Ａ−ＲＶｓ遅延および前記決定されたＡ−ＬＶｐ遅延より短い右心室Ａ−ＲＶｐ遅延を決定する手段を含み、該システムは、
右心室および左心室の両心室ペーシングを行うために、前記心房事象から前記Ａ−ＲＶｐ遅延をタイムアウトさせ、前記Ａ−ＲＶｐ遅延のタイムアウト時に右心室に右心室ペーシングパルスを送出する手段、
をさらに備える請求項４に記載の複数部位心臓ペーシングシステム。
前記決定する手段は、前記決定されたＡ−ＬＶｐ遅延を前記内因性Ａ−ＲＶｓ遅延と比較し、前記決定されたＡ−ＬＶｐ遅延が前記内因性Ａ−ＲＶｓ遅延より短い場合、前記内因性Ａ−ＲＶｓ遅延および前記決定されたＡ−ＬＶｐ遅延より短い右心室Ａ−ＲＶｐ遅延を決定する手段を含み、該システムは、
右心室および左心室の両心室ペーシングを行うために、前記心房事象から前記Ａ−ＲＶｐ遅延をタイムアウトさせ、前記Ａ−ＲＶｐ遅延のタイムアウト時に右心室に右心室ペーシングパルスを送出する手段、
をさらに備える請求項１に記載の複数部位心臓ペーシングシステム。
心拍出量に対する患者の生理的需要を示すレート制御パラメータを監視する手段と、
前記監視されたレート制御パラメータを反映するように前記決定されたＡ−ＬＶｐ遅延を調整する手段と、
をさらに備える請求項１に記載の複数部位心臓ペーシングシステム。
前記調整する手段は、
前記監視されたレート制御パラメータが心拍出量に対する需要の増大を示す時に前記Ａ−ＬＶｐ遅延を減少させ、前記監視されたレート制御パラメータが心拍出量に対する需要の減少を示す時に前記Ａ−ＬＶｐ遅延を増大させる手段、
をさらに備える請求項７に記載の複数部位心臓ペーシングシステム。
患者の心臓の内因性心房レートを監視する手段と、
前記監視された心房レートを反映するように前記決定されたＡ−ＬＶｐを調整する手段と、
をさらに備える請求項１に記載の複数部位心臓ペーシングシステム。
前記調整する手段は、
前記監視された心房レートが短くなった時に前記Ａ−ＬＶｐ遅延を減少させる手段と、
前記監視された心房レートが長くなった時に前記Ａ−ＬＶｐ遅延を増大させる手段と、をさらに備える請求項９に記載の複数部位心臓ペーシングシステム。
前記Ａ−ＬＶｐ遅延のタイムアウト中に内因性ＬＶｓ事象を検知する手段と、
検知された内因性ＬＶｓ事象に応答して前記Ａ−ＬＶｐ遅延を減少させる手段と、
をさらに備える請求項１に記載の複数部位心臓ペーシングシステム。
前記Ａ−ＲＶｐ遅延のタイムアウト中に内因性ＲＶｓ事象を検知する手段と、
検知された内因性ＲＶｓ事象に応答して前記Ａ−ＲＶｐ遅延を減少させる手段と、
をさらに備える請請求項１に記載の複数部位心臓ペーシングシステム。
先行する心房事象以降で、かつ時間的に右心室および左心室の他方Ｖ２の脱分極の後にタイミングをとった心室ペーシングパルスを心臓の右心室および左心室の少なくとも一方Ｖ１に送出する心臓ペーシングシステムであって、
心房事象、Ａ事象からの房室遅延、Ａ−Ｖ１ｐを確定する手段であって、それによって、心室Ｖ１への心室ペーシングパルスＶ１ｐをタイミングをとって送出することが、
心室Ｖ１の心室脱分極を、心室検知事象、Ｖ１ｓ事象として検知すること、
心房事象と前記Ｖ１ｓ事象の間の内因性房室遅延を内因性Ａ−Ｖ１ｓ遅延として測定すること、
心室Ｖ２の心室脱分極を、心室検知事象、Ｖ２ｓ事象として検知すること、
心房事象と前記Ｖ２ｓ事象の間の内因性房室遅延を内因性Ａ−Ｖ２ｓ遅延として測定すること、
前記内因性Ａ−Ｖ１ｓ遅延より短く、前記内因性Ａ−Ｖ２ｓ遅延より長い房室Ａ−Ｖ１ｐ遅延を決定すること、
によって行われる、Ａ−Ｖ１ｐを確定する手段と、
各心房事象から前記Ａ−Ｖ１ｐ遅延をタイムアウトさせる手段と、
心室Ｖ２の内因性脱分極との心室Ｖ１の融合ペーシングを行うために、前記Ａ−Ｖ１ｐ遅延のタイムアウト時に心室Ｖ１に心室ペーシングパルスＶ１ｐを送出する手段と、
を備える心臓ペーシングシステム。
心室Ｖ１は右心室であり、心室Ｖ２は左心室である請求項１３に記載の心臓ペーシングシステム。
心室Ｖ１は左心室であり、心室Ｖ２は右心室である請求項１３に記載の心臓ペーシングシステム。