JP4301959B2 - 埋め込み可能医療デバイスシステム - Google Patents

Description

本発明は、心臓ペースメーカに関し、特に、１つまたは複数の心室をペーシングする心臓ペースメーカに関する。

マルチプログラム可能なＶＤＤ、ＶＤＤＲ、ＤＤＤおよびＤＤＤＲペーシングモードなどの房室同期２腔ペーシングモードは、房室同期ペーシングを供給するための埋め込み可能ペースメーカにおいて広く採用されてきた。こうしたペーシングモードで動作するペースメーカは、心房脱分極を検出し、心房脱分極に応答して心房検知事象信号を生成する心房検知増幅器を含むことができる。いくつかのペースメーカでは、心房事象を検知する同じ電極は、心房が自発的に活性化することができない時に、心房ペーシングパルスをも送出することができる。

心房事象（検知されるか、ペーシングされるかのいずれでもよい）に続き、かつ、房室遅延の終了に続いて、ペースメーカは、１つまたは複数の心室に心室ペーシングパルスを供給する。いくつかのペースメーカでは、心室が自発的に活性化する時には、心室ペーシングパルスの送出が禁止される。ＤＤＤおよびＤＤＤＲモードペーサの中には、検知され、ペーシングされた心房事象に対して別個の房室遅延を使用するものもある。

房室遅延は、房室同期性および血行力学性能にとって重要である。一般に、房室同期ペースメーカは、患者の生来の洞調律に追従し、広い範囲の心拍数にわたって心房収縮についての血行力学の寄与を保存する能力を有する。機械的な房室同期の重要性は、その全体が参照により本明細書に援用される、同一譲受人に譲渡された米国特許第５，６２６，６２３号に非常に詳細に記載される。

従来技術のペースメーカにおいて、房室遅延は、一定間隔である必要はないが、種々の因子に応じて長かったり、短かったりする可能性がある。いくつかの従来技術のデバイスは、たとえば、心臓の右心室および／または左心室から得られる圧力データを用いて、房室遅延を調整するようにする。特に、従来技術のデバイスは、右心室で測定される推定された肺動脈拡張（ｅＰＡＤ）圧の関数として、または、心臓収縮性の関数として、または、測定される心拍出量の関数として、房室遅延を調整してきた。従来技術の他のデバイスは、房室遅延を調整し、心室圧力に対して得られる効果を観察してきた。これらの技法および／またはデバイスの例を、以下の表１に列挙される発行済み米国特許において見出すことができる。

上記表１に列挙する全ての特許は、それぞれ、その全てが参照により本明細書に援用される。本発明の概要、好ましい実施形態の詳細な説明、および添付の特許請求の範囲を読めば、当業者は容易に理解すると思われるため、表１の特許に開示される多くのデバイスおよび方法は、本発明の技法を用いることによって、有利に変更されてもよい。
［発明の概要］
本発明は一定の目的を有する。すなわち、本発明の種々の実施形態は、検知された因子に応答して房室遅延を調整することに関して従来技術に存在する１つまたは複数の問題に対する解決策を提供する。これらの問題は、たとえば、等容性心室収縮が、心室充填の終わりと一致するようにさせるように房室遅延を調整することができないことを含む。

本発明の一目的は、機械的な房室同期性を向上させる房室遅延を選択することによる血行力学性能の促進である。特に、等容性心室収縮が、心室充填が完了するとすぐに起こるようにさせることが本発明の目的である。等容性心室収縮が、心室が充填される前に開始する時、または、充填の完了と等容性収縮の間に遅延が存在する場合、心拍出量が減る場合がある。等容性収縮が即座に充填に続くと、患者の心拍出量が改善され、心臓の血行力学性能が最適に近くなる。

したがって、本発明の一利点は、血行力学性能を改善させることである。本発明は、心室の充填が完了するとすぐに等容性心室収縮が起こるように房室遅延を調整することによって、血行力学性能を改善させる。

本発明の別の目的は、問題となる量を直接反映するインジケータを使用することである。特に、等容性収縮の開始は心室圧力の急な上昇に反映される。この上昇は、圧力曲線および／または圧力曲線の導関数を監視することによって検出されることができる。房室弁の閉鎖は、弁を通る血流によって反映される。すなわち、弁を通る血流が止まると、弁は閉じる。本発明は、有利には、同期化されるメカニズムの、導出されたインジケータではなく直接のインジケータを考える。

本発明のさらなる目的は、心拍数が変わる時に、向上した血行力学性能が維持されるように、心拍数の変化に応答して調整可能である房室遅延を供給することである。本発明の一実施形態において、２つ以上の心拍数において、心室ペースと僧帽弁閉鎖の間の間隔の測定が行われてもよい。埋め込み可能デバイスは、異なる心拍数において、異なる充填時間を可能にするために、房室遅延を調整することができる。

したがって、本発明は、変わる条件に適用する点で有利である。特に、本発明は、有利には、変わる条件下で血行力学性能を維持し、また、自動で維持する。
概して、本発明は、従来技術の欠陥に対処し、目的および利点を実現する特徴を含む。特に、本発明は、左心室からの圧力データなどの圧力データを収集するセンサを含んでよい。圧力データを用いて、心室ペースなどの心出現と心室等容性収縮の開始との間の時間間隔を測定するようにしてもよい。本発明はまた、心出現と心室充填の完了との間の１つまたは複数の時間間隔の測定値を記憶するメモリを含んでもよい。さらに、本発明は、等容性収縮の開始を心室充填の完了と同期させるために房室遅延を選択するプロセッサを含んでよい。プロセッサはさらに、患者の心拍数の関数として房室遅延を調整してもよい。

本発明の種々の実施形態は、先の問題の少なくとも１つを解決するという目的を有する。

好ましい実施形態の以下の詳細な説明において、説明の一部をなす添付図面が参照され、添付図面において、本発明が実施されることができる特定の実施形態が、例示として示される。他の実施形態が利用されてもよく、本発明の範囲から逸脱せずに、構造上のまた論理的な変更が行われてもよいことが理解されるべきである。したがって、以下の詳細な説明は、限定的な意味で受け取られるべきでなく、本発明の範囲は、添付の特許請求の範囲によって規定される。

図１は、本発明の埋め込み可能医療デバイス（「ＩＭＤ」）１０の一実施形態の簡略図である。図１に示すＩＭＤ１０は、密封格納部１４のコネクタモジュール１２に取り付けられたペーシングおよび検知リード線１６および１８の少なくとも１本を備え、人または哺乳類の心臓８の近くに埋め込まれたペースメーカである。ペーシングおよび検知リード線１６および１８は、心臓８の脱分極および再分極に伴う電気信号を検知し、さらに、リード線の遠位端の近傍にある心臓組織の脱分極を引き起こすようにペーシングパルスを供給する。リード線１６および１８は、当技術分野でよく知られているように、ペースメーカ上に配設された単極または２極電極を有することができる。ＩＭＤ１０の例は、Bennett他に対する米国特許第５，１５８，０７８号、Shelton他に対する米国特許第５，３１２，４５３号、Olsonに対する米国特許第５，１４４，９４９号（それぞれ、その全体が参照により本明細書に援用される）に開示される埋め込み可能心臓ペースメーカを含む。

図２は、人または哺乳類の心臓８の中およびその近くに位置するＩＭＤ１０のコネクタモジュール１２および密封格納部１４を示す。心房および心室ペーシングリード線１６および１８は、コネクタモジュール１２から、心臓８の右心房および右心室にそれぞれ延びる。心房ペーシングリード線１６の遠位端に配設される心房電極２０および２１は右心房内に位置する。心室ペーシングリード線１８の遠位端に配設される心室電極２８および２９は右心室内に位置する。

リード線１６および１８は、右心房または右心室の活動を検知し、また、刺激を送出してもよい。リード線１６および１８はまた、右心房または右心室に刺激を送出してもよい。或る患者では、心臓８の右心室の刺激は、ＩＭＤ１０がリード線１６を介して心房活動を検知した後、または、ＩＭＤ１０が、リード線１６を介して右心房にペーシングパルスを送出した後に起こる。心房検知またはペースと心室刺激の間の時間間隔は房室遅延と呼ばれる。以下でより詳細に説明されるように、ＩＭＤ１０は、心臓８の血行力学効率を改善するために房室遅延を調整してもよい。

図３は、ＩＭＤ１０がマイクロプロセッサベースのアーキテクチャを有する、本発明の一実施形態によるＩＭＤ１０の構成部品を示すブロック図である。ＩＭＤ１０は、好ましくは、格納部１４の内部に位置するハイブリッド回路に接合した圧電加速度計である、活動センサすなわち加速度計１１を含むものとして示されている（図１および図２に示す）。活動センサ１１は（必ずではないが）通常、患者の代謝要件に関連する測定されるパラメータに応じて変動するセンサ出力を供給する。都合上、図３のＩＭＤ１０は、リード線１８のみがＩＭＤに接続された状態で示される。しかし、図３には明示的には示さない同様な回路部品および接続部がリード線１６に適用されることが理解される（図１および図２に示す）。

図３のＩＭＤ１０は、最も好ましくは、外部プログラミングユニット（図示せず）によってプログラム可能である。１つのこうしたプログラマは、市販されているMedtronic Ｍｏｄｅｌ９７９０プログラマであり、Medtronic Ｍｏｄｅｌ９７９０プログラマは、マイクロプロセッサベースであり、通常、無線周波数（ＲＦ）符号化信号をＩＭＤ１０に送信またはテレメトリ送信するプログラミングヘッドを通して、ＩＭＤ１０に一連の符号化信号を供給する。こうしたテレメトリシステムは、その全体が参照により本明細書に援用される、Wyborny他に対する米国特許第５，３１２，４５３号に記載される。Wyborny他の米国特許第５，３１２，４５３号に開示されるプログラミング方法(methodology)は、例示の目的のみのために本明細書で特定される。当技術分野で知られている複数の適当なプログラミングおよびテレメトリ方式のうちの任意のものが、所望の情報がペースメーカに対して送受信される限りにおいて使用されてもよい。以下で述べるように、ＩＭＤ１０が房室遅延を調整するのに用いられる可能性があるデータが、テレメトリを介してＩＭＤ１０に供給されてもよい。

図３に示すように、リード線１８は、入力コンデンサ５２を通ってＩＭＤ１０のノード５０に結合される。活動センサすなわち加速度計１１は、最も好ましくは、ＩＭＤ１０の密封格納部１４の内部に位置するハイブリッド回路に取り付けられる。活動センサ１１によって供給される出力信号は、入力／出力回路５４に結合される。入力／出力回路５４は、心臓８とインタフェースするアナログ回路、活動センサ１１、アンテナ５６および刺激パルスを心臓８に印加する回路を含む。心臓８のレートは、マイクロコンピュータ回路５８内に記憶されたソフトウェアで実施するアルゴリズムによって制御される。

マイクロコンピュータ回路５８は、好ましくは、オンボード回路６０およびオフボード回路６２を備える。回路５８は、その全体が参照により本明細書に援用される、Shelton他に対する米国特許第５，３１２，４５３号に開示されるマイクロコンピュータ回路に対応してもよい。オンボード回路６０は、好ましくは、マイクロプロセッサ６４、システムクロック回路６６、およびオンボードＲＡＭ６８およびＲＯＭ７０を含む。オフボード回路６２は、好ましくは、ＲＡＭ／ＲＯＭユニットを備える。オンボード回路６０およびオフボード回路６２はそれぞれ、データ通信バス７２によってデジタル制御器／タイマ回路７４に結合される。マイクロコンピュータ回路５８は、標準ＲＡＭ／ＲＯＭ部品によって増大した専用集積回路デバイスを備えてもよい。

図３に示す電気部品は、当技術分野における一般的な手法に従って、適切な埋め込み可能電池電源７６によって駆動される。明確にするために、ＩＭＤ１０の種々の部品に対する電池電力の結合部が図に示されていない。

アンテナ５６は、入力／出力回路５４に接続されて、ＲＦ送信機および受信機テレメトリユニット７８を通してアップリンク／ダウンリンクテレメトリを可能にするようにする。例を挙げると、テレメトリユニット７８は、その全体が参照により本明細書に援用される、Thompson他に発行された米国特許第４，５６６，０６３号に開示されるユニット、または、Wyborny他に対する先に参照した米国特許第５，３１２，４５３号に開示されるユニットに対応してもよい。一般に、選択される特定のプログラミングおよびテレメトリ方式が心臓レート応答パラメータの入力および記憶を可能にすることが好ましい。本明細書で提示されるアンテナ５６、入力／出力回路５４、およびテレメトリユニット７８の特定の実施形態は、例示の目的のためだけに示されており、本発明の範囲を制限することを意図していない。

図３を参照し続けると、Ｖ_ＲＥＦおよびバイアス回路８２は、最も好ましくは、入力／出力回路５４に含まれるアナログ回路用の安定した電圧基準およびバイアス電流を生成する。アナログ−デジタル変換器（ＡＤＣ）およびマルチプレクサユニット８４は、アナルグ信号をデジタル化し、「リアルタイム」テレメトリ心臓内信号および電池の製品寿命（ＥＯＬ）交換機能を提供する電圧を供給する。ＩＭＤ１０のタイミングを制御する動作コマンドは、マイクロプロセッサ６４からデータバス７２を介してデジタル制御器／タイマ回路７４に結合され、デジタル制御器／タイマ回路７４において、デジタルタイマおよびカウンタは、ＩＭＤ１０の全体の補充間隔ならびに入力／出力回路５４内に配設された周辺部品の動作を制御するための、種々の不応の、ブランキング用の、および他のタイミング窓を確立する。

デジタル制御器／タイマ回路７４は、好ましくは、検知増幅器８８、ピーク検知およびしきい値測定ユニット９０、および比較器／しきい値検出器（ＣＯＭＰ）９２を含む検知回路部品に結合する。回路７４は、さらに好ましくは、リード線１８によって検知された、増幅され処理された信号を受信する電位図（ＥＧＭ）増幅器９４に結合される。検知増幅器８８は、検知された電気心臓信号を増幅し、増幅された信号をピーク検知およびしきい値測定回路部品９０に供給し、ピーク検知およびしきい値測定回路部品９０は、次に、複数導体信号経路６７上のピーク検知された電圧および測定された検知増幅器しきい値電圧の示度を、デジタル制御器／タイマ回路７４に供給する。増幅された検知増幅器信号はまた、比較器／しきい値検出器９２に供給される。例を挙げると、検知増幅器８８は、その全体が参照により本明細書に援用される、Steinに対する米国特許第４，３７９，４５９号に開示される増幅器に対応してもよい。

ＩＭＤ１０が、心臓アナログ電位図を表すものを送信するように外部プログラマによって問い掛けられると、ＥＧＭ増幅器９４によって供給される電位図信号が使用される。たとえば、その全体が参照により本明細書に援用される、Thompson他に対する米国特許第４，５５６，０６３号を参照されたい。出力パルス発生器９６は、（ａ）補充間隔がタイムアウトするか、（ｂ）外部で送信されたペーシングコマンドが受信されるか、（ｃ）ペーシング技術においてよく知られている他の記憶されたコマンドに応答して、のいずれかがあるたびに、デジタル制御器／タイマ回路７４によって供給されるペーシングトリガ信号に応答して、結合コンデンサ９８を通して患者の心臓８に増幅されたペーシング刺激を供給する。例を挙げると、出力増幅器９６は一般に、その全体が参照により本明細書に援用される、Thompsonに対する米国特許第４，４７６，８６８号に開示される出力増幅器に対応してもよい。

本明細書で特定される、検知増幅器８８、出力パルス発生器９６、およびＥＧＭ増幅器９４の特定の実施形態は、例示の目的のみのために提示され、本発明の範囲に関して制限的であることを意図しない。こうした回路の特定の実施形態は、回路が、刺激パルスを生成する手段を提供し、心臓８の生来のまたは刺激された収縮を示す信号を供給することが可能である限り、本発明のいくつかの実施形態を実施することに対して重要ではない場合がある。

本発明のいくつかの好ましい実施形態において、ＩＭＤ１０は、限定はしないが、ＤＤＤ、ＤＤＩ、ＶＶＩ、ＶＯＯ、およびＶＶＴモードを含む、種々の非レート応答モードで動作してもよい。本発明の他の好ましい実施形態において、ＩＭＤ１０は、限定はしないが、ＤＤＤＲ、ＤＤＩＲ、ＶＶＩＲ、ＶＯＯＲ、およびＶＶＴＲモードを含む、種々のレート応答モードで動作してもよい。本発明の実施形態の中には、非レート応答モードとレート応答モードの両方で動作可能であるものがある。さらに、本発明の種々の実施形態において、ＩＭＤ１０は、生成される１つまたは複数の選択されたセンサ出力に応答して、心臓８に刺激パルスを送出するレートを変えるよう動作するように、プログラム的に構成されてもよい。本明細書で明示的に述べていない多くのペースメーカの特徴および機能は、本発明の範囲内に留まったままでＩＭＤ１０内に組み込まれる。

本発明は、単一センサまたは２センサペースメーカに範囲を限定せず、活動センサまたは圧力センサのみを備えるＩＭＤに限定しない。同様に、本発明は、単腔ペースメーカ、ペースメーカ用の単腔リード線、あるいは、ペースメーカ用の単一センサまたは２センサリード線に範囲を限定もしない。このため、本発明の種々の実施形態は、たとえば、１本または複数本のリード線と共に、または、複数腔ペースメーカを用いて実施されてもよい。本発明の少なくともいくつかの実施形態は、単腔、２腔、３腔、または４腔ペースメーカあるいは他のタイプのＩＭＤの状況で同様にうまく適用されてもよい。たとえば、その全体が参照により本明細書に援用され、その中で米国特許の全てが参照されている、Thompson他に対する米国特許第５，８００，４６５号を参照されたい。

ＩＭＤ１０はまた、多くの市販の埋め込み可能ＰＣＤの任意のものに対応するペ−スメーカ／カーディオバータ／ディフィブリレータ（「ＰＣＤ」）であってよい。本発明の種々の実施形態は、Olson他に対する米国特許第５，５４５，１８６号、Keimelに対する米国特許第５，３５４，３１６号、Bardyに対する米国特許第５，３１４，４３０号、Plessに対する米国特許第５，１３１，３８８号、Baker他に対する米国特許第４，８２１，７２３号（それぞれ、その全体が参照により本明細書に援用される）に記載されるＰＣＤなどのＰＣＤと共に実施されてもよい。

図４および図５は、ＩＭＤ１０がＰＣＤである、本発明のＩＭＤ１０および対応するリード線セットの一実施形態を示す。図４において、心室リード線は、Bardyに対する米国特許第５，０９９，８３８号および第５，３１４，４３０号に開示されるリード線の形態をとり、管状絶縁シースによって互いから分離された３つの同心らせん状導体を保持する細長い絶縁リード線本体１を含む。リード線１の遠位端には、リング電極２、絶縁電極ヘッド４内に伸縮自在に搭載された拡張可能らせん電極３、および細長いコイル電極５が位置する。電極のそれぞれは、リード線本体１内のらせん状導体の１本に結合される。電極２および３は、心臓ペーシングおよび心室脱分極の検知に使用される。リード線の近位端には、それぞれがらせん状導体の１本に結合する、３つの電気コネクタを保持する分岐コネクタ６がある。ディフィブリレーション電極５である、細長いコイル電極５は、プラチナ、プラチナ合金、または、埋め込み可能ディフィブリレーション電極に使用可能であることが知られている他の材料から作製される場合があり、長さが約５ｃｍである場合がある。

図４に示す心房／ＳＶＣリード線は、心室リード線の構造に対応する、管状絶縁シースによって互いから分離された３つの同心らせん状導体を保持する細長い絶縁リード線本体７を含む。リード線のＪの形状をした遠位端には、リング電極９、絶縁電極ヘッド１５内に伸縮自在に搭載された拡張可能らせん電極１３が位置する。電極のそれぞれは、リード線本体７内のらせん状導体の１本に結合される。電極１３および９は、心房ペーシングおよび心房脱分極の検知に使用される。細長いコイル電極１９は、電極９に近接して設けられ、リード線本体７内の第３導体に結合される。電極１９は好ましくは、長さが１０ｃｍ以上で、ＳＶＣから三尖弁の方に延びるように構成される。本発明の一実施形態において、右心房／ＳＶＣ電極の約５ｃｍは、右心房内に位置し、残りの５ｃｍはＳＶＣ内に位置する。リード線の近位端には、それぞれがらせん状導体の１本に結合する３つの電気コネクタを保持する分岐コネクタ１７がある。

いくつかのモードにおいて、ＩＭＤ１０は、電極１３および９を介して検知されるかまたはペーシングされる心房活動に続いて、また、房室遅延に続いて、電極２および３を用いて右心室をペーシングする場合がある。以下でより詳細に述べるように、ＩＭＤ１０は、心臓８の血行力学効率を改善するために、房室遅延を調整する場合がある。

図４に示す冠状動脈洞リード線は、先に引用したBradyに対する米国特許第５，０９９，８３８号に開示される冠状動脈洞リード線の形態をとり、細長いらせん状ディフィブリレーション電極２１に結合する１本のらせん状導体を保持する細長い絶縁リード線本体４１を含む。図４において破線の外形で示す電極２１は、心臓の冠状動脈洞および大静脈内に位置する。リード線の近位端には、らせん状導体に結合する電気コネクタを保持するコネクタプラグ２３がある。細長いらせん状ディフィブリレーション電極４１は長さが約５ｃｍであってよい。

ＩＭＤ１０は、リード線１、７、および４１、ならびに、コネクタモジュール１２内に挿入されたリード線コネクタ組み立て品２３、１７、および６と組み合わされて、図４に示される。任意選択で、ＩＭＤ１０のハウジング１４の外に面する部分の絶縁は、いくつかの単極心臓ペ−スメーカで使用されるのと同様に、パリレンなどのプラスチックコーティングまたはシリコンゴムを用いて設けられてもよい。しかし、外に面する部分は、絶縁されないままにされるか、または、絶縁部分と非絶縁部分の間で何らかの他の分割を使用してもよい。ハウジング１４の非絶縁部分は、心房か心室のいずれかを除細動するために皮下ディフィブリレーション電極として働く。その全体が参照により本明細書に援用される、Min他に対する米国特許第５，６９０，６８６号に示される構成などの、図４に示されるもの以外のリード線構成が、本発明と共に実施されてもよい。

図５は、本発明のＩＭＤ１０の一実施形態の機能略図である。本発明は、カーディオバータ、および、抗頻脈ペーシング治療を提供しないディフィブリレータを含む、広い範囲のデバイス実施態様で実施されることができると考えられるため、この図は、本発明の種々の実施形態が組み込まれる可能性があるタイプのデバイスの例示として、また、制限するものではないと考えられるべきである。

ＩＭＤ１０は電極システムを備える。図４の電極構成が使用される場合、示される電極に対する対応は以下の通りである。図５の電極２５は、ＩＭＤ１０のハウジングの非絶縁部分を含む。電極２５、１５、２１、および５は、高電圧出力回路２７に結合され、高電圧出力回路２７は、制御バス３１を介してＣＶ／ＤＥＦＩＢ（カーディオバージョン／ディフィブリレーション）制御ロジック７９によって制御される高電圧スイッチを含む。回路２７内に配設されるスイッチは、ディフィブリレーションパルスの送出中に、どの電極が使用されるか、および、どの電極が、（コンデンサ３３および３５を含む）コンデンサバンクの正および負の端子に結合されるかを判断する。

電極２および３は、患者の心室上またはその中に位置し、Ｒ波増幅器（ＡＭＰ）３７に結合され、Ｒ波増幅器３７は好ましくは、測定されたＲ波振幅の関数として調整可能な検知しきい値を供給する自動利得制御式増幅器の形態をとる。電極２と３の間で検知された信号が現在の検知しきい値を超える時はいつでも、Ｒ ＯＵＴライン３９上に信号が生成される。

電極９および１３は、患者の心房上またはその中に位置し、Ｐ波増幅器（ＡＭＰ）４３に結合され、Ｐ波増幅器４３はまた、好ましくは、測定されたＰ波振幅の関数として調整可能な検知しきい値を供給する自動利得制御式増幅器の形態をとる。電極９と１３の間で検知された信号が現在の検知しきい値を超える時はいつでも、Ｐ ＯＵＴライン４５上に信号が生成される。Ｒ波増幅器３７およびＰ波増幅器４３の一般的な動作は、その全体が参照により本明細書に援用される、Keimel他に対する米国特許第５，１１７，８２４号に開示される動作に対応してもよい。

スイッチマトリクス４７は、デジタル信号解析で用いるために利用可能な電極のうちのどれが広帯域（０．５〜２００Ｈｚ）増幅器（ＡＭＰ）４９に結合されるかを選択するのに用いられる。電極の選択は、ＡＤＤＲ／データバス５３を介してマイクロプロセッサ（μＰ）５１によって制御され、その選択は、所望されるように変えられてもよい。バンドパス増幅器４９への結合のために選択された電極からの信号は、マルチプレクサ（ＭＵＸ）５５に供給され、その後、ダイレクトメモリアクセス（ＤＭＡ）回路６１の制御下でランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）５９に記憶するために、Ａ／Ｄ変換器５７によってマルチビットデジタル信号に変換される。マイクロプロセッサ５１は、デジタル信号解析技法を使用して、ランダムアクセスメモリ５９に記憶されるデジタル化信号を特徴付け、当技術分野で知られている多くの信号処理方法の任意のものを使用して患者の心調律を認識し分類する。

回路部品の残りは、心臓ペーシング、カーディオバージョン、およびディフィブリレーション治療を供給するのに専用であり、本発明のために、当業者に知られている回路部品に対応してもよい。ペーシング、カーディオバージョン、およびディフィブリレーション機能を達成するための以下の例示的な装置が開示される。ペーサタイミング／制御回路６３は好ましくは、ＤＤＤ、ＶＶＩ、ＤＶＩ、ＶＤＤ、ＡＡＩ、ＤＤＩ、および当技術分野ではよく知られている単腔および２腔ペーシングの他のモードに伴う基本時間間隔を制御するプログラム可能デジタルカウンタを含む。ペーサタイミング／制御回路６３はまた、好ましくは、当技術分野で知られている任意の抗頻脈性不整脈ペーシング治療を使用して、心房と心室の両方において抗頻脈性不整脈ペーシングに伴う補充間隔を制御する。さらに、回路部品６３は、検知されたかペ−シングされた心房事象をペーシングされた心室事象から分離する房室遅延を制御してもよい。

ペーサタイミング／制御回路６３で規定される間隔は、心房および心室ペーシング補充間隔、Ｐ波およびＲ波の検知がその間は補充間隔のタイミングを再始動するのに有効でない不応期、およびペーシングパルスのパルス幅を含む。これらの間隔の継続期間は、メモリ５９内の記憶されたデータに応じて、マイクロプロセッサ５１によって確定され、アドレス（ＡＤＤＲ）／データバス５３を介してペーサタイミング／制御回路６３に伝達される。ペーサタイミング／制御回路６３はまた、マイクロプロセッサ５１の制御下で心臓ペーシングパルスの振幅を確定する。

ペーシングの間に、ペーサタイミング／制御回路６３内の補充間隔カウンタは、ライン３９および４５上の信号によって指示される、Ｒ波およびＰ波の検知で、また、選択されたペーシングモードに従って、電極９、１３、２および３に結合するペーサ出力回路（Ａペース、Ｖペース）６５および６７によるペーシングパルスのタイムアウトトリガの生成で、リセットされる。補充間隔カウンタはまた、ペーシングパルスの生成でリセットされ、したがって、抗頻脈性不整脈ペーシングを含む、心臓ペーシング機能の基本タイミングを制御する。補充間隔タイマによって規定される間隔の継続期間は、アドレス／データバス５３を介してマイクロプロセッサ５１によって確定される。Ｒ波およびＰ波の検知によってリセットされた時の補充間隔カウンタに存在するカウント値を用いて、Ｒ−Ｒ間隔、Ｐ−Ｐ間隔、Ｐ−Ｒ間隔、およびＲ−Ｐ間隔の継続期間が測定されてもよく、その測定値は、メモリ５９に記憶され、その測定値を用いて、頻脈性不整脈の存在が検出される。

マイクロプロセッサ５１は、最も好ましくは、割り込み駆動型デバイスとして動作し、Ｐ波およびＲ波の検知の発生に対応して、また、心臓ペーシングパルスの生成に対応して、ペーサタイミング／制御回路６３からの割り込みに応答する。これらの割り込みは、アドレス／データバス５３を介して供給される。マイクロプロセッサ５１によって行われるべき任意の必要な数学的計算、および、ペーサタイミング／制御回路６３によって制御される値または間隔の任意の更新はこうした割り込みに続いて起こる。

本発明において使用される、心房または心室頻脈性不整脈の検出は、当技術分野で知られている頻脈性不整脈検出アルゴリズムに対応してもよい。たとえば、心房または心室頻脈性不整脈の存在は、持続する一連の短いＲ−ＲまたはＰ−Ｐ間隔（すなわち、途切れのない一連の短いＲ−ＲまたはＰ−Ｐ間隔）の頻脈性不整脈を示す平均レートを検出することによって確認されてもよい。検出された高いレートの開始のレート、高いレートの安定性、および、当技術分野で知られている多くの他の因子もまた、この時に測定されてもよい。こうした因子を測定する適切な心室頻脈性不整脈検出方法は、Vollmannに発行された米国特許第４，７２６，３８０号、Pless他に発行された米国特許第４，８８０，００５号、Haluska他に発行された米国特許第４，８３０，００６号（それぞれ、その全体が参照により本明細書に援用される）に記載される。さらなる頻脈認識方法のセットは、Olson等による論文「Onset and Stability for Ventricular Tachyarrhythmia Detection in an Implantable Pacer-Cardioverter-Defibrillator」（Computers in Cardiology, Oct. 7-10, 1986, IEEE Computer Society Press, pp. 167-170にて公表）（その全体が参照により本明細書に援用される）に開示される。心房フィブリレーション検出方法は、Adams他による公告ＰＣＴ出願第ＵＳ９２／０２８２９号、国際公開第ＷＯ／９２／８１９８号、および、Arzbaecher等による論文「Automatic Tachycardia Recognition」（PACE, May-June, 1984, pp. 541-547にて公表）（両者はその全体が参照により本明細書に援用される）に開示される。

心房または心室頻脈性不整脈が検出され、抗頻脈性不整脈ペーシング療法が所望される場合、抗頻脈性不整脈ペーシング治療の生成を制御するための適切なタイミング間隔が、マイクロプロセッサ５１からペーサタイミング／制御回路６３にロードされて、ペーサタイミング／制御回路６３内の補充間隔カウンタの動作を制御し、Ｒ波およびＰ波の検出が、その間は補充間隔のカウンタを再始動するのに有効でない不応期を規定するようにする。

別法として、Berkovits他に発行された米国特許第４，５７７，６３３号、Pless他に発行された米国特許第４，８８０，００５号、Vollmann他に発行された米国特許第４，７２６，３８０号、Holley他に発行された米国特許第４，５８７，９７０号（これら全ては、その全体を参照により本明細書に援用される）に記載される、抗頻脈性不整脈ペーシングパルスのタイミングおよび生成を制御する回路部品が同様に使用されてもよい。

カーディオバージョンまたはディフィブリレーションパルスの生成が必要とされる場合、マイクロプロセッサ５１は、補充間隔カウンタを使用して、こうしたカーディオバージョンまたはディフィブリレーションパルスならびに関連する不応期のタイミングを制御してもよい。カーディオバージョンパルスを必要とする心房または心室の細動または頻脈性不整脈の検出に応答して、マイクロプロセッサ５１は、カーディオバージョン／ディフィブリレーション制御回路７９を作動させ、カーディオバージョン／ディフィブリレーション制御回路７９は、高電圧充電制御ライン７１の制御下で、充電回路６９を介して高電圧コンデンサ３３および３５の充電を開始する。高電圧コンデンサ上の電圧は、ＶＣＡＰライン７３を介して監視され、マルチプレクサ（ＭＵＸ）５５を通過し、マイクロプロセッサ５１によって設定された所定値に達することに応答して、充電を終了させるために、Ｃａｐ Ｆｕｌｌ（Ｃ．Ｆ．）ライン７７上に論理信号を生成する。その後、ディフィブリレーションまたはカーディオバージョンパルスの送出のタイミングがペーサタイミング／制御回路６３によって制御される。細動または頻脈治療の送出に続いて、マイクロプロセッサ５１は、デバイスを心臓ペーシングモードに戻し、ペーシングあるいは心房または心室脱分極の検知の発生による次の連続する割り込みを待つ。

心室カーディオバージョンおよびディフィブリレーションパルスの送出および同期化のための、また、それらに関連するタイミング機能を制御するための適切なシステムのいくつかの実施形態は、Keimelに対する米国特許第５，１８８，１０５号、Adams他に対する米国特許第５，２６９，２９８号、Mirowski他に対する米国特許第４，３１６，４７２号（それぞれ、その全体が参照により本明細書に援用される）に開示される。しかし、任意の知られているカーディオバージョンまたはディフィブリレーションパルス制御回路が本発明の種々の実施形態と共に使用可能であると思われる。たとえば、Zipesに対する米国特許第４，３８４，５８５号、Pless他に対する米国特許第４，９４９，７１９号、Engle他に対する米国特許第４，３７５，８１７号（これら全ては、その全体が参照により本明細書に援用される）に開示される回路部品などの、カーディオバージョンおよびディフィブリレーションパルスのタイミングおよび生成を制御する回路部品が同様に使用されてもよい。

引き続き図５を参照すると、カーディオバージョンまたはディフィブリレーションパルスの送出は、制御バス３１を介した制御回路７９の制御下で、出力回路２７によって達成される。出力回路２７は、単相か、２相のいずれのパルスが送出されるか、電極の極性、および、パルス送出時にどの電極が関係するかを判断する。出力回路２７はまた、パルス送出中に電極が結合されるかどうかを制御する高電圧スイッチを含む。別法として、パルス送出中に結合されることを意図される電極は、デバイスハウジングの外か中のいずれかで、単に互いに永久的に結合されてもよく、現行の埋め込み可能ディフィブリレータの場合と同様に、極性は、同様にプリセットされてもよい。複数電極システムに対する２相パルス療法を送出する出力回路部品の例は、先に引用したMehraに発行された特許およびKallokに対する米国特許第４，７２７，８７７号（その全体が参照により本明細書に援用される）に見出されることができる。

単相パルスの送出を制御するのに用いられてよい回路部品の例は、Keimelに対する米国特許第５，１６３，４２７号（その全体が参照により本明細書に援用される）に開示される。Mehra他に対する米国特許第４，９５３，５５１号、または、Winstromに対する米国特許第４，８００，８８３号（両者は、その全体が参照により本明細書に援用される）に開示されるのと同じ出力制御回路部品は、同様に、２相パルスを送出するために、本発明の種々の実施形態と共に使用されてもよい。

別法として、ＩＭＤ１０は、Obel他に対する米国特許第５，１９９，４２８号、Carpentier他に対する米国特許第５，２０７，２１８号、または、Schwartzに対する米国特許第５，３３０，５０７号に開示されるような埋め込み可能神経刺激器または筋肉刺激器、あるいは、Bennet他に発行された米国特許第５，３３１，９６６号（これら全ては、それぞれ、その全体が参照により本明細書に援用される）に開示されるような埋め込み可能監視デバイスであってよい。本発明は、電気リード線と共に用いられる任意の形態の埋め込み可能電気デバイスに対して幅広い用途を見出すと思われる。

図６は、本発明の実施形態を例示するシステム１００を示し、圧力測定を用いて、房室遅延が調整される。人間または哺乳類に埋め込み可能であってよいシステム１００は、心臓ペースメーカ１０２を含む。ペースメーカ１０２は、１つまたは複数のペーシングモードを用いて心臓８の１つまたは複数の腔（図６では示さず）をペーシングすることができる。ペースメーカ１０２は、たとえば、図２に示すような心臓８の右側を検知しペーシングするデバイス、または、図４に示すように、心臓８の左右の側を検知しペーシングするペースメーカ／カーディオバータ／ディフィブリレータであってよい。しかし、本発明は、図２および図４に示す例示的なペースメーカに限定されない。

ペースメーカ１０２は、上述した埋め込み可能医療デバイス１０の多くの形態のうちの１つであるか、または、外部ペースメーカであってよい。心房電極１０８は、上述した電極９、１３、２０、または２１のいずれかに対応し、心室電極１１０は、上述した電極２、３、２８、２９のいずれかに対応し、ディフィブリレーションコイル電極１１４は、上述した細長いコイル電極５に対応してもよい。しかし、本発明は、図１〜図５に示す例示的なデバイスおよびシステムに限定されない。

システム１００は、電極１０８および１１０を介して検知される信号を観察することによって、および／または、電極１０８および１１０を介して送出されたペースを監視することによって、連続して患者の心拍数を監視してもよい。ペースメーカ１０２はさらに、ディフィブリレーションコイル電極１１４を含むリード線１１２に結合されてもよい。別法として、ディフィブリレーションコイル電極１１４は、リード線１０４または１０６に結合してもよい。図４は、たとえば、心室リード線１に結合するディフィブリレーションコイル５を示す。

本発明は、患者の心臓８内部の血液の圧力の関数として、ペーシングパルスのタイミングを制御する技法を含む。システム１００は、リード線１２０によって圧力センサ１１８に結合する圧力モニター１１６を含む。圧力センサ１１８は、心臓８の内部の絶対圧に応答し、たとえば、静電容量式か、または、圧電式絶対圧力センサであってよい。センサ１１８は、圧力信号自体を生成するか、リード線１２０を通して伝導される圧力信号を変調してもよい。圧力信号は、圧力センサ１１８が配設される部位における流体圧の関数である。本発明の一実施形態において、圧力センサ１１８は、心臓８の左心室に配設される。圧力モニター１１６は、以下で詳細に述べるように、圧力信号を受信し、監視し、解析する。圧力モニター１１６の例は、ミネアポリス州ミネソタのMedtronic、Inc.で製造され、市販されているＣｈｒｏｎｉｃｌｅ（登録商標） Ｉｍｐｌａｎｔａｂｌｅ Ｈｅｍｏｄｙｎａｍｉｃ Ｍｏｎｉｔｏｒである。

ペースメーカ１０２および圧力モニター１１６はプロセッサ１２２に結合される。プロセッサ１２２はメモリ１２４に連結される。プロセッサ１２２は、ペースメーカ１０２および圧力モニター１１６から論理的に分離されているものとして示されるが、実際には、プロセッサ１２２は、圧力モニター１１６の内部か、または、ペースメーカ１０２の内部に収容されてもよい。プロセッサ１２２は、たとえば、図５に示す埋め込み式医療デバイス１０の実施形態において、マイクロプロセッサ５１および／またはペーサタイミング／制御回路６３内に含まれてもよい。別法として、プロセッサ１２２は、圧力モニター１１６およびペースメーカ１０２の両方から分離してもよい。さらに、圧力モニター１１６、ペースメーカ１０２、および、プロセッサ１２２は、単一の埋め込み可能デバイスとして実現されてもよい。

ペースメーカ１０２、圧力モニター１１６、および／または、プロセッサ１２２によって収集されるデータは、遠隔伝送(distribution)リンク１２６またはＲＦテレメトリ１２８などの入力／出力デバイスを介して取り出されてもよい。さらに、ペースメーカ１０２、圧力モニター１１６、および／または、プロセッサ１２２は、入力／出力デバイス１２６、１２８を介してデータまたはプログラミング命令などの情報を受信してもよい。遠隔伝送リンク１２６は、たとえば、電話回線上で、または、インターネット上で、情報をアップロードするかまたはダウンロードするチャネルを提供してもよい。ＲＦテレメトリ１２８は、専用チャネル上で情報を伝達することができる。通常、ＲＦテレメトリ１２８を介して情報がアップロードされるか、または、ダウンロードされると、患者は、医師のオフィスを訪問するように要求される。

図７は、本発明の例示的な適用を示す人の心臓８の図である。心房電極１０８は、右心房１３０内に配設される。心室リード線１１０は右心室１３２に配設される。リード線１２０は右心室１３２内に下降し、心室中隔１３４を貫通する。したがって、圧力センサ１１８は、左心室１３６に配設され、左心室１３６の内部の圧力に応答する。リード線１０４、１０６、および１２０は、右心房１３０から上大静脈１３８を通って延びる。リード線１０４、１０６、および１２０はさらに、循環系を通って延び、最後に循環系を出て、埋め込み式圧力モニター１１６またはペースメーカ１０２（図７では示さず）に結合する。

図７に示すリード、センサ、および電極の位置は、例示のためであり、本発明は、図示した用途に限定されない。たとえば、心室電極１１０および圧力センサ１１８は、単一リード線上に含まれてもよい。圧力センサ１１８は、図示するように中隔１３４を通って左心室１３６に配設されるが、心室電極１１０は、中隔１３４に近接して右心室１３２に配設されるであろう。別の変形形態では、圧力リード線１２０は、右心房１３０または右心室１３２を通って下降しないが、心臓８の外に配設され、左心室壁１４０を貫通し、それによって、圧力センサ１１８を左心室内に配設する。

さらに、本発明は、電極が右心房１３０および右心室１３２に配設される用途に限定されないが、心臓８の３つまたは４つの腔に検知電極、および／または、ペーシング電極を配設する用途などの任意の数の用途に適用されてもよい。さらに、本発明は、圧力センサ１１８を右心室１３２に配設して実施されてもよいが、左心室１３６の圧力は一般により役立つ。本発明は、これらの変形形態の全てを包含する。

心周期の間、心臓８は、充填するため弛緩し空にするため収縮する。心房および心室拡張期の間、受動的な充填が起こる。受動的充填の間、酸素不足の血液が、上大静脈１３８および下大静脈１４２を介して右心房１３０に入る。酸素不足の血液はまた、三尖弁または右房室弁１４４を通って右心室１３２に入る。同時に、酸素の十分な血液は、肺静脈１４８を介して左心房１４６に入り、同様に、僧帽弁または左房室弁１５０を通って左心室１３６に入る。

心房脱分極によって、心房１３０、１４６が収縮し、血液が、心房１３０、１４６から心室１３２、１３６に押しやられる。心房収縮による心室充填は、「能動充填」と呼ばれる。能動充填の間中、三尖弁１４４および僧帽弁１５０は開いたままである。能動充填が完了すると、三尖弁１４４および僧帽弁１５０が閉じる。

心室収縮期が、心室１３２、１３６の収縮に伴って始まる。収縮が始まるため、三尖弁１４４および僧帽弁１５０は閉じ、肺動脈弁１５２および大動脈弁１５４も閉じる。弁１４４、１５０、１５２、１５４が閉じるため、血液は心室１３２、１３６に出入りすることができず、収縮は等容性である。

左心室１３６において、大動脈弁１５４は、左心室１３６の圧力が大動脈１５６の圧力を超えるまで閉じたままである。この時点で、大動脈弁１５４は、押し広げられて、血液は大動脈１５６内に噴出する。同様に、肺動脈弁１５２は、右心室１３２の圧力が肺動脈１５８の圧力を超えるまで閉じたままであり、この時点で、肺動脈弁１５２は、押し広げられて、血液は肺動脈１５８内に噴出する。心室１３２、１３６が弛緩するため、肺動脈弁１５２および大動脈弁１５４は閉じ、心室１３２、１３６は、等容性弛緩の期間を受ける。心室１３２、１３６の圧力が、心房１３０、１４６の圧力以下に下がると、房室弁１４４、１５０が開き、受動充填が新たに始まる。

ペースメーカ補助心臓において、心房および／または心室収縮のタイミングは、ペースメーカ１０２によって制御されてよい。たとえば、或る患者において、ペースメーカ１０２は、電極１０８を介して内因性心房活動を検知し、房室遅延に続いて電極１１０を介して心室ペーシングパルスを送出する場合がある。別の患者において、ペースメーカ１０２は、電極１０８を介して心房ペーシングパルスを、房室遅延に続いて電極１１０を介して心室ペーシングパルスを送出する場合がある。房室遅延は、ペーシングを送出するためにペースメーカ１０２によって適用されるパラメータである。本発明は概して、ペースおよび／またはペースメーカ１０２によって行われる測定および／または圧力モニター１１６によって行われる測定に応答して房室遅延パラメータを変更する技法を対象とする。特に、本発明は、心室等容性収縮の開始を心室充填の完了と同期させ、それによって、心臓８の血行力学効率を改善させるために、房室遅延パラメータを変更する技法を対象とする。

ペースメーカ１０２が、右心室１３２などの心室にペーシングパルスを送出すると、右心室１３２が電気的に作動する。しかし、右心室１３２は、電気的に作動してすぐには心室収縮を始めない。電気的作動と等容性収縮の開始の間に、「電気−機械的遅延」と呼ぶ時間間隔が存在する。

理想的には、等容性収縮は、受動充填段階に続く能動充填が完了するとすぐに始まるべきである。等容性収縮が、充填が完了する前に始まる場合、心室は、心室が充満する前に収縮を始める。能動充填の打ち切りが生じ、それによって、心臓の一回拍出量が減る。等容性収縮が、充填が完了した後に長い時間が経って始まる場合、心室は、収縮が始まるのを待つ。心室が待っている間に、血液は、房室弁を通して心房内に漏れて(seep)戻る場合がある。漏れによって、逆行流体流および心室内の血液の減少が生じ、一回拍出量の低下がもたらされる。その結果、等容性収縮が、能動充填が完了するとすぐに始まると、心臓は最も効率よく動作する。等容性収縮が速くまたは遅く始まると、心臓の血行力学効率が低下する。

房室遅延を調整することによって、ペースメーカ１０２によって送出されたペーシングパルスは、タイミングを合わされて、能動充填が完了するとすぐに等容性収縮が引き起こされる可能性がある。こうした方法で、本発明は、心臓の血行力学効率を改善し、上述したように、早期または遅延収縮による心拍出量の減少を回避する。

図８は、心電図（ＥＣＧ）信号１７０および対応する左心室圧１７２を示すタイミング図である。ＥＣＧ１７０は、たとえば、外部心電計上の電極によって検知されてもよい。左心室圧１７２は、図７に示すのと同様に、左心室１３６に配設された圧力センサ１１８を介して検知されてもよい。図８はまた、ｄＰ／ｄｔで表される、時間に関する左心室圧１７２の導関数１７４を示す。導関数ｄＰ／ｄｔ１７４は、圧力モニター１１６またはプロセッサ１２２によって計算されてもよい。図８はさらに、大動脈圧１７６を示す。大動脈圧１７６は、参考のために示されるが、本明細書で述べるどの機器によっても直接には測定されない。

図８はさらに、僧帽弁１５０を通る左心室１３６内への血液の流れを表すフローパターン１７８を示す。フローパターン１７８は、２つの全く異なる波を示す。Ｅ波１８０は、受動充填の間の左心室１３６への血流を表し、Ａ波１８２は、能動充填の間の左心室１３６への血流を表す。フローパターン１７８は、エコー／ドップラー検知などの技法を用いて検知されてもよい。

一般に、エコー／ドップラー検知技法は、心臓８の内部を観察し、僧帽弁１５０を突き止めるために、超音波の使用を伴う。僧帽弁１５０が突き止められると、僧帽弁１５０を通る血流を観察することができる。特に、パルス波エコー／ドップラー技法を使用して、血流の開始、流れの速度および方向、弁の直径、および、流れが停止する時を観測することができる。本発明にとって、流れが停止する時が重要である。それは、流れの停止が僧帽弁１５０の閉鎖を示すからである。

フローパターンは、ＥＣＧ信号１７０などの別の信号に関して測定されてもよい。ＥＣＧは、電極１０８および１１０とは独立に検知されてもよい。換言すれば、エコー／ドップラーセンサなどのフローパターンセンサは、ＥＣＧ信号１７０を検知する専用電極を含んでもよい。したがって、エコー／ドップラーセンサなどのフローパターンセンサは、ペーシングパルス１８８ａが投与される時刻１８６ａと僧帽弁閉鎖の時刻１９０ａの間の時間間隔１８４ａを測定する。心室ペース１８６ａと僧帽弁閉鎖１９０ａとの間の時間を表す、この間隔１８４ａは、ＰＡＣＥ＿ＣＬＯＳＵＲＥ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬ１８４ａと示されてもよい。

ＰＡＣＥ＿ＣＬＯＳＵＲＥ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬ１８４ａの測定は、患者によるオフィスの訪問を伴ってもよい。フローパターンセンサを僧帽弁１５０に近接して設置することに伴う実際の問題などの実際に考慮すべき問題があるため、フローパターンセンサを患者に埋め込むことが望ましくない場合がある。代わりに、医療要員が、患者の体の外からフローパターンセンサを操作することがより実際的である場合がある。以下で述べるように、１回のオフィスの訪問の間に、ＰＡＣＥ＿ＣＬＯＳＵＲＥ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬ１８４ａの数回の測定が行われてもよい。特に、ＰＡＣＥ＿ＣＬＯＳＵＲＥ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬ１８４ａは、心拍数の関数として変動する場合があり、ＰＡＣＥ＿ＣＬＯＳＵＲＥ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬ１８４ａは、いくつかの異なる心拍数で測定されてもよい。

ＰＡＣＥ＿ＣＬＯＳＵＲＥ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬ１８４ａが、心拍数の関数として変動する場合があるため、埋め込み可能システム１００は、ＰＡＣＥ＿ＣＬＯＳＵＲＥ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬ１８４ａの値を心拍数の関数として選択するようにプログラムされてもよい。特に、システム１００は、患者の心拍数を測定し、測定された心拍数に対応するＰＡＣＥ＿ＣＬＯＳＵＲＥ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬ１８４ａについての値を選択してもよい。ＰＡＣＥ＿ＣＬＯＳＵＲＥ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬ１８４ａを心拍数に関連付ける技法は、以下でより詳細に述べられるであろう。

ＰＡＣＥ＿ＣＬＯＳＵＲＥ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬ１８４ａが測定されている間に、患者は心室ペースを受ける。これらの心室ペースは、たとえば、患者に取り付けられた心電計によって検出されてもよい。さらに、心室ペースは、知られている房室遅延によって、検知された心房事象に続く。この「ベースライン」房室遅延は、ペースメーカ１０２にプログラムされる。通常のベースライン房室遅延は、たとえば、心房事象の検知後の１５０ミリ秒である。同様のベースライン房室遅延は、全ての心拍数で、ＰＡＣＥ＿ＣＬＯＳＵＲＥ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬ１８４ａの全ての測定について用いられてよい。

図８は、ベースライン房室遅延１９２ａを示す。ベースライン房室遅延１９２ａは、検知された心房事象１９６ａの時刻１９４ａと心室ペーシングパルス１８８ａの時刻１８６ａとの間の間隔を表す。ベースライン房室遅延１９２ａは、システム１００によって調節される。特に、システム１００は、ベースライン房室遅延１９２ａより短いかまたは長い房室遅延を与えてもよい。

図８に示すように、心房事象は検知されたＰ波１９６ａである。ベースライン房室遅延１９２ａはまた、心房ペース（図示せず）と心室ペースの間の時間間隔を表してもよい。ベースライン房室遅延１９２ａは、心房事象が検知される時の１つの継続時間である場合があり、心房事象がペーシングされる時の１つの異なる継続時間である場合がある。通常、ペーシングされた心房事象に続く房室遅延は、検知された心房事象に続く房室遅延より約３０ミリ秒長い。本発明は、ペーシングされた心房事象に続く房室遅延ならびに検知された心房事象に続く房室遅延に適用されてもよい。

埋め込み式システム１００は、ＰＡＣＥ＿ＣＯＮＴＲＡＣＴＩＯＮ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬと示されてよい時間間隔１９８ａを測定する場合がある。ＰＡＣＥ＿ＣＯＮＴＲＡＣＴＩＯＮ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬ１９８ａは、心室ペース１８８ａの時刻１８６ａと等容性収縮２００ａの開始との間の間隔を表す。左心室圧曲線１７２に関し、等容性収縮の始まりは、曲線の急な上昇２０２ａによって示される。この急な上昇は、ｄＰ／ｄｔ曲線１７４を参照し、ゼロ交差２０４ａを検出することによって検知されてもよい。

埋め込み式システム１００が、ＰＡＣＥ＿ＣＯＮＴＲＡＣＴＩＯＮ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬ１９８ａを測定する時で、システム１００が、ＰＡＣＥ＿ＣＬＯＳＵＲＥ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬ１８４ａの値を得る時、システム１００は、ＤＥＬＴＡ２０６を計算することができる。ＤＥＬＴＡ２０６は、ＰＡＣＥ＿ＣＯＮＴＲＡＣＴＩＯＮ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬ１９８ａとＰＡＣＥ＿ＣＬＯＳＵＲＥ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬ１８４ａの時間差である。ＰＡＣＥ＿ＣＬＯＳＵＲＥ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬ１８４ａがＰＡＣＥ＿ＣＯＮＴＲＡＣＴＩＯＮ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬ１９８ａから減算されると、ＤＥＬＴＡ２０６は正でなければならない。ＤＥＬＴＡ２０６が正である時（図８においてそうであるが）、左心室１３６は、収縮が始まるように、短い時間間隔の間待機する。この待機している間隔は、正のＤＥＬＴＡ２０６に等しい。この間隔の間に、圧力下の血液は、左心室１３６から漏れ出て僧帽弁１５０を通って左心房１４６に入る。房室遅延１９２ａを短くすることによって、ＤＥＬＴＡ２０６は、ゼロにさせられることができ、それによって、能動充填が完了するとすぐに等容性収縮が開始し、その結果、心臓８の血行力学効率が向上する。

ベースライン房室遅延１９２ａは、ＤＥＬＴＡ２０６が通常負にならないように選択される。ベースライン房室遅延１９２ａが短か過ぎると、左心室１３６は、充填が完了する前に等容性収縮を始め、Ａ波１８２の打ち切りおよび心拍出量の低下をもたらす。短いベースライン房室遅延は、エコー／ドップラーセンサなどのフローパターンセンサを用いてデータが収集される時に留意されるであろう。特に、Ａ波１８２は、自然に終了したようには見えず、僧帽弁１５０の早期閉鎖のために、打ち切られたように見えるであろう。１５０ミリ秒などのかなり長いベースライン房室遅延の選択が、多くの場合に、Ａ波１８２の打ち切りを防止するであろう。

埋め込み式システム１００は、エコー／ドップラーなどのフローパターンセンサによって行われた測定の関数としてＤＥＬＴＡ２０６を計算する。埋め込み式システム１００は、ｄＰ／ｄｔ曲線１７４を参照することによって、僧帽弁１５０が開く時刻２０８ａを検出してもよい。僧帽弁１５０が開くと、ｄＰ／ｄｔは最小２１０である。このピークは、負のピークｄＰ／ｄｔまたは−ｄＰ／ｄｔ最大と呼ばれる場合がある。換言すれば、僧帽弁１５０が開くことによって、受動充填のプロセスが始まり、それが、左心室圧曲線１７２の変曲点２１２を引き起こす。しかし、埋め込み式システム１００は通常、僧帽弁１５０の閉鎖の時刻を正確に検出することができない。したがって、埋め込み式システム１００は、ＰＡＣＥ＿ＣＬＯＳＵＲＥ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬ１８４ａを正確に測定することができない場合がある。

図９は、ＥＣＧ信号１７０、対応する左心室圧１７２、ｄＰ／ｄｔ１７４、およびフローパターン１７８を示すタイミング図である。図９において、埋め込み式システム１００は、心房事象、すなわち、Ｐ波１９６ｂの検知に続いてペーシングパルス１８８ｂを送出した。システム１００は、図８に示すベースライン房室遅延１９２ａより短い継続期間を有する調整された房室遅延１９２ｂを適用する。特に、調整された房室遅延１９２ｂは、ベースライン房室遅延１９２ａよりＤＥＬＴＡ２０６時間間隔だけ短い。そのため、ペーシングパルス１８８ｂは、図８で、ペーシングパルス１８８ａがＰ波１９６ａに続くより接近して図９においてＰ波１９６ｂに続く。

図９のＰＡＣＥ＿ＣＯＮＴＲＡＣＴＩＯＮ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬ１９８ｂは、図８のＰＡＣＥ＿ＣＯＮＴＲＡＣＴＩＯＮ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬ１９８ａと同じ継続期間である。しかし、調整された房室遅延１９２ｂはベースライン房室遅延１９２ａより短いため、等容性収縮は、心房事象１９６ｂ後のより早い時期に開始する。等容性収縮は、左心室圧曲線１７２の急な上昇２０２ｂおよびｄＰ／ｄｔ曲線１７４のゼロ交差２０４ｂによって示される。等容性収縮の開始２００ｂは、僧帽弁閉鎖１９０ｂの時刻と一致する。これは、等容性収縮が、心室充填が完了するとすぐに開始すること、および、心臓８が、良好な血行力学効率でポンピングすることを示す、好ましい結果である。

図９の僧帽弁閉鎖の時刻１９０ｂは、僧帽弁の開放２０８ａ、２０８ｂか、心房事象１９６ａ、１９６ｂのいずれかの時刻について測定されると、図８の僧帽弁閉鎖の時刻１９０ａと同じである。換言すれば、房室遅延１９２ａ、１９２ｂの継続期間を変えることは、心室充填の継続期間に影響を与えない。結果として、ペーシングパルス１８８ｂの投与の時刻１８６ｂと僧帽弁閉鎖の時刻１９０ｂとの間の、図９の間隔１８４ｂの継続期間は、図８のＰＡＣＥ＿ＣＬＯＳＵＲＥ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬ１８４ａより長い。

ＰＡＣＥ＿ＣＬＯＳＵＲＥ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬ１８４ａと違って、間隔１８４ｂは、エコー／ドップラーなどの技法を用いて測定される間隔ではない。代わりに、間隔１８４ｂは、測定ではなく結果を表す。特に、間隔１８４ｂは、調整された房室遅延１９２ｂから生じる新しいＰＡＣＥ＿ＣＬＯＳＵＲＥ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬを表す。調整された房室遅延１９２ｂは、ベースライン房室遅延１９２ａより短いため、得られるＰＡＣＥ＿ＣＬＯＳＵＲＥ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬ１８４ｂは、ＰＡＣＥ＿ＣＬＯＳＵＲＥ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬ１８４ａより長い。

換言すれば、より短い房室遅延１９２ｂを適用することによって、埋め込み可能システム１００は、ＰＡＣＥ＿ＣＯＮＴＲＡＣＴＩＯＮ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬ１９８ｂが、ＰＡＣＥ＿ＣＬＯＳＵＲＥ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬ１８４と等しくなるようにさせた。したがって、図９において、ＤＥＬＴＡはゼロであり、図には現れない。

図１０は、ＰＡＣＥ＿ＣＬＯＳＵＲＥ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬと心拍数の関係を見出す技法を示す。技法は、エコー／ドップラーなどのフローパターンセンサを用いて行われてもよい。僧帽弁１５０を突き止めること（２２０）に続いて、センサは、僧帽弁１５０を通る流れを観察し（２２２）、観察の過程で、心電計を用いて心室ペーシングパルスを検知する（２２４）。ベースライン房室遅延は、心室ペーシングパルスより前に起こる。センサは、僧帽弁閉鎖を示す、僧帽弁１５０を流れる血流が停止する時刻（２２６）を観測する。ペーシングパルスと僧帽弁閉鎖の間の時間は、患者の現在の心拍数についてのＰＡＣＥ＿ＣＬＯＳＵＲＥ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬである（２２８）。センサは、たとえば、ペーシングパルスの間の間隔を測定することによって、心拍数を計算してもよい。

特定の心拍数についてのＰＡＣＥ＿ＣＬＯＳＵＲＥ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬが記録される（２３０）。患者の心拍数はその後変わる場合があり（２３２）、プロセスが繰り返される。こうした方法で、いくつかの心拍数について、ＰＡＣＥ＿ＣＬＯＳＵＲＥ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬのいくつかの値が測定され記録されてもよい。患者の心拍数は、たとえば、ペースメーカ１０２に指示して、異なるレートでペースを送出するようにさせることによって、または、患者が運動するようにさせることによって、変わる場合がある（２３２）。

いくつかの心拍数についてのＰＡＣＥ＿ＣＬＯＳＵＲＥ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬの値は、多くの方法の中のどんな方法で編成されてもよい。データは、たとえば、ルックアップテーブルに蓄積されるか、または、データから、心拍数の関数としてＰＡＣＥ＿ＣＬＯＳＵＲＥ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬを定義する式が導出されてもよい。

図１０に示す技法は、磁気または光のテープまたはディスクあるいはリードオンリメモリなどのコンピュータ読み取り可能媒体に保持される命令として具体化されてもよい。媒体は、プロセッサが、図１０に示す技法を実行するようにさせる命令を含んでもよい。いくつかの実施形態において、こうした命令は、たとえば、入力／出力デバイス１２６、１２８を介してプログラマから埋め込み可能デバイスへダウンロードされてもよい。

図１１は、心拍数、電気的測定値、圧力測定値の関数として房室遅延を調整する技法を示す。最初に、埋め込み可能システム１００は、ベースライン房室遅延を用いてペーシングする（２４０）。ベースライン房室遅延は、ＰＡＣＥ＿ＣＬＯＳＵＲＥ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬの測定値が蓄積された時に用いられたのと同じベースライン房室遅延である。心房検知または心房ペースなどの心房事象に続き、かつ、房室遅延に続いて、ペースメーカ１０２は、心室ペースを送出する（２４２）。

埋め込み可能システム１００は、圧力センサ１１８を介して受信した圧力データを解析することによって、等容性収縮の開始時刻を観測する（２４４）。特に、プロセッサ１２２は、左心室圧曲線１７２の上昇を観察することによって、または、ｄＰ／ｄｔ曲線１７４の正の上昇を始めるゼロ交差を観察することによって、等容性収縮の開始を監視してもよい。プロセッサ１２２は、心室ペースの送出（２４２）と等容性収縮の開始（２４４）の間の時間間隔を測定してもよい。この間隔は、ＰＡＣＥ＿ＣＯＮＴＲＡＣＴＩＯＮ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬである（２４６）。

先に注目したように、埋め込み可能システム１００は、連続して、患者の心拍数を監視してもよい。プロセッサ１２２は、患者の心拍数に対応するＰＡＣＥ＿ＣＬＯＳＵＲＥ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬの値を選択してもよい（２４８）。本発明の一実施態様において、ＰＡＣＥ＿ＣＬＯＳＵＲＥ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬの値は、メモリ１２４のルックアップテーブルに記憶されてもよく、プロセッサ１２２は、ルックアップテーブルからＰＡＣＥ＿ＣＬＯＳＵＲＥ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬの適切な値を選択する。プロセッサ１２２は、心拍数の関数としてＰＡＣＥ＿ＣＬＯＳＵＲＥ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬを定義する式を適用するなどの他の技法を用いて、ＰＡＣＥ＿ＣＬＯＳＵＲＥ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬの適切な値を選択してもよい。

ＰＡＣＥ＿ＣＯＮＴＲＡＣＴＩＯＮ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬを測定し（２４６）、ＰＡＣＥ＿ＣＬＯＳＵＲＥ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬを選択した（２４８）後、プロセッサ１２２は、ＤＥＬＴＡを得るために、１つの間隔から他の間隔を減算する（２５０）。プロセッサ１２２はＤＥＬＴＡをゼロと比較する（２５２）。ＤＥＬＴＡがゼロに等しい時、ベースライン房室遅延に対する調整は必要とされない（２５４）。それは、能動充填が完了するとすぐに等容性収縮が開始するからである。

ＤＥＬＴＡがゼロ未満である時、等容性収縮は、充填が完了する前に開始する。そのため、プロセッサ１２２は、ベースライン房室遅延よりＤＥＬＴＡの絶対値だけ長い、調整された房室遅延を適用する（２５６）。ＤＥＬＴＡがゼロより大きい時、充填が完了するが、等容性収縮はすぐには開始しない。そのため、プロセッサ１２２は、ベースライン房室遅延よりＤＥＬＴＡの絶対値だけ短い、調整された房室遅延を適用する（２５８）。

本発明は、この技法の変形形態を包含する。たとえば、プロセッサ１２２は、ＰＡＣＥ＿ＣＯＮＴＲＡＣＴＩＯＮ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬを測定する前にＰＡＣＥ＿ＣＬＯＳＵＲＥ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬの値を選択してもよい。プロセッサ１２２はまた、ＰＡＣＥ＿ＣＬＯＳＵＲＥ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬからＰＡＣＥ＿ＣＯＮＴＲＡＣＴＩＯＮ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬを減算することによって、ＤＥＬＴＡを計算してもよい。その場合、房室遅延は、ゼロを超えてはならない。

図１１に示す技法が繰り返される。患者の心臓病専門医は、たとえば、プロセッサ１２２をプログラムして、毎日設定された時刻にか、図３に示す活動センサ１１によって検出された活動に応答してか、心拍数の変化に応答してかで、房室が評価されるようにする。評価が行われると、システム１００は、技法を適用するために、一時的にベースライン房室遅延に戻ってもよい（２４０）。

図１１に示す技法は、磁気または光のテープまたはディスク、あるいはリードオンリメモリなどのコンピュータ読み取り可能媒体に保持される命令として具体化されてもよい。媒体は、プロセッサが、図１１に示す技法を実行するようにさせる命令を含んでもよい。

命令を実行するプロセッサは、図６におけるプロセッサ１２２であり得る。
本発明は、多くの点で有利である場合がある。心室等容性収縮の開始を心室充填の完了と同期させることによって、本発明は、血行力学性能を高める。特に、本発明は、心室等容性収縮の開始が心室充填の完了と非同期である時に起こる場合がある一回拍出量および心拍出量の低下を減らす。結果として、心臓の血行力学性能が最適に近くなる可能性がある。さらに、本発明は、患者の心拍数が変化する時に最適に近い血行力学性能が維持されるように、心拍数の変化に応答して調整可能である。

先行する特定の実施形態は、本発明の方法を例示する。したがって、当業者に知られているか、または、本明細書で開示された他の方策が、本発明または添付の特許請求の範囲から逸脱することなく使用されてもよいことが理解されるべきである。たとえば、本発明は、患者の体の外にあるフローパターンセンサによって行われるＰＡＣＥ＿ＣＬＯＳＵＲＥ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬの測定に限定されない。心室ペースと房室弁の閉鎖の時刻の間の間隔を正確に測定することができるセンサを埋め込むことが可能であってもよい。こうした場合、ＰＡＣＥ＿ＣＬＯＳＵＲＥ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬは、ルックアップテーブルから得られるか、または、式から計算されるのではなく、任意の心拍数において直接測定されてもよい。

さらに、本発明は、心室ペースに関して測定された間隔に限定されない。間隔は、別の心出現に関して測定されてもよいが、多くの患者について、心室ペースは、最良の基準点を表す。

間隔は、たとえば、心房ペースに関して測定されてもよい。その場合、ＰＡＣＥ＿ＣＬＯＳＵＲＥ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬおよびＰＡＣＥ＿ＣＯＮＴＲＡＣＴＩＯＮ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬは、心室ペースではなく心房ペースに関して測定される。他の点で、上述した技法は同じである。特に、ＤＥＬＴＡが計算され、房室遅延がＤＥＬＴＡによって調整される。しかし、比較すると、少数の患者は、心房および心室ペーシングの両方を受けるため、基準として心房ペースを用いることは、こうした患者には利用できない。

本発明はまた、Ｐ波などの検知された心房事象に関して測定される間隔を包含する。その場合、ＰＡＣＥ＿ＣＬＯＳＵＲＥ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬおよびＰＡＣＥ＿ＣＯＮＴＲＡＣＴＩＯＮ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬは、ＰＷＡＶＥ＿ＣＬＯＳＵＲＥ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬおよびＰＷＡＶＥ＿ＣＯＮＴＲＡＣＴＩＯＮ＿ＩＮＴＥＲＶＡＬによって取って代わってもよい。しかし、他の点で、上述した技法は同じである。しかし、検知基準としてＰ波を用いることに伴う実際の困難が存在する。ペースメーカおよびフローパターンセンサは、たとえば、異なる部位でＰ波を検知し、異なるしきい値検出パラメータを適用してもよい。その結果、ペースメーカおよびフローパターンセンサは、Ｐ波を同時に検知しない可能性がある。さらに、フローパターンセンサが心電計を用いる時、Ｐ波は検出するのが困難である場合がある。対照的に、心室ペースは、ペースメーカおよびフローパターンセンサの両方に対して「明るい線」、誤解されない容易に検出可能な基準点を示す。

本発明はまた、マイクロプロセッサなどのプログラム可能プロセッサが、上述した技法を実行するようにさせる命令を含むコンピュータ読み取り可能媒体の任意の媒体をその範囲内に含む。こうしたコンピュータ読み取り可能媒体は、限定はしないが、磁気および光記憶媒体、および、プロセッサがアクセス可能な消去可能でプログラム可能なリードオンリメモリまたはフラッシュメモリなどのリードオンリメモリを含む。媒体は、たとえば、プログラマ内に、すなわち、埋め込み式プロセッサがアクセス可能なリードオンリメモリ内に含まれてもよい。

これらのまた他の実施形態は、添付の特許請求の範囲内にある。特許請求の範囲において、手段プラス機能条項は、詳述した機能を果たすものとして本明細書で述べた詳述した構造、および、構造的に同等なものだけでなく等価な構造もまた包含することが意図される。したがって、くぎは、木製部品同士をくっつけるのに円筒表面を使用するが、ネジは、螺旋表面を使用する点で、くぎとネジは構造的に同等のものではない場合があるが、木製部品を固定する環境において、くぎとネジは等価な構造である。

患者の胸部にある埋め込み可能医療デバイスの略図である。 心臓内および心臓の近くにある、図１の埋め込み可能医療デバイスの図である。 埋め込み可能医療デバイスの構成部品を示すブロック図である。 心臓内および心臓の近くにある、別の埋め込み可能医療デバイス、ペースメーカ／カーディオバータ／ディフィブリレータを示す図である。 埋め込み可能医療デバイスの一実施形態の機能略図である。 圧力モニターおよび心臓ペースメーカを含むシステムの図である。 ペーシングおよび検知電極が右心房および右心室にあり、圧力センサが左心室に配設されている、人の心臓の図である。 心電図信号、対応する左心室圧力信号、左心室圧力信号の導関数、および僧帽弁フローパターンを含む、望ましくない房室遅延を示すタイミング図である。 心電図信号、対応する左心室圧力信号、左心室圧力信号の導関数、および僧帽弁フローパターンを含む、望ましい房室遅延を示すタイミング図である。 心拍数と、心室ペースと僧帽弁閉鎖の間の間隔との関係を確定する技法を示すフロー図である。 心拍数、電気的測定値、および圧力測定値の関数として房室遅延を調整する技法を示すフロー図である。

Claims (39)

1. 埋め込み可能医療デバイスシステムであって、
   心房事象に続く房室遅延で心室をペーシングするペースメ−カと、
   心臓の等容性収縮の開始を監視する圧力モニターと、
   プロセッサであって、
   心房検知、心房ペース、および心室ペースのうちの１つである第１の心出現と房室弁閉鎖の間の時間を表す第１間隔を選択し、
   複数の前記第１の心出現の後の第２の心出現と等容性収縮の開始の間の時間の関数として第２間隔を測定し、
   前記第１間隔と前記第２間隔の差を計算し、
   前記計算された差の関数として前記房室遅延を調整する前記プロセッサと、
   を備え、
   前記第２の心出現が、心房検知、心房ペース、および心室ペースのうちの１つである、
   埋め込み可能医療デバイスシステム。
2. 前記プロセッサは、測定された心拍数の関数として前記第１間隔を選択する請求項１に記載の埋め込み可能医療デバイスシステム。
3. 前記第１間隔は、心室ペースと僧帽弁閉鎖の間の時間を表す請求項１に記載の埋め込み可能医療デバイスシステム。
4. 前記第２間隔を測定することは、心臓の左心室の圧力を測定することを含む請求項１に記載の埋め込み可能医療デバイスシステム。
5. 前記第２間隔を測定することは、心臓の左心室の圧力の導関数におけるゼロ交差を検出することを含む請求項１に記載の埋め込み可能医療デバイスシステム。
6. 心臓の左心室に配設された圧力センサをさらに備え、該圧力センサは前記圧力モニターに結合される請求項１に記載の埋め込み可能医療デバイスシステム。
7. 近位端および遠位端を有するリード線をさらに備え、前記圧力センサは、前記リード線の前記遠位端に配設され、該遠位端は、心臓の心室中隔を貫通する請求項６に記載の埋め込み可能医療デバイスシステム。
8. 前記ペースメーカに結合する心房電極をさらに備え、該心房電極は心房に配設される請求項１に記載の埋め込み可能医療デバイスシステム。
9. 前記心房事象は、検知された心房活動である請求項１に記載の埋め込み可能医療デバイスシステム。
10. 前記心房事象は、心房ペーシングパルスである請求項１に記載の埋め込み可能医療デバイスシステム。
11. 心拍数の関数として前記第１間隔の値のルックアップテーブルを記憶するメモリをさらに備え、前記プロセッサは、測定された心拍数の関数として、前記ルックアップテーブルから前記第１間隔の値を選択する請求項１に記載の埋め込み可能医療デバイスシステム。
12. 前記第１間隔を心拍数の関数として定義する式を記憶するメモリをさらに備え、前記プロセッサは、前記式を測定される心拍数に適用することによって前記第１間隔の値を計算する請求項１に記載の埋め込み可能医療デバイスシステム。
13. 前記ペースメーカ、前記圧力モニター、および前記プロセッサは、単一の埋め込み可能
    デバイスに含まれる請求項１に記載の埋め込み可能医療デバイスシステム。
14. 前記ペースメーカに結合する心室電極をさらに備え、該心室電極は心室に近接して配設される請求項１に記載の埋め込み可能医療デバイスシステム。
15. 前記心室電極は、心臓の右心室に配設される請求項１４に記載の埋め込み可能医療デバイスシステム。
16. 前記プロセッサは、前記第１間隔と前記第２間隔との差をとることによって前記計算される差を計算する請求項１に記載の埋め込み可能医療デバイスシステム。
17. プロセッサが、
    心房検知、心房ペース、および心室ペースのうちの１つである第１の心出現と房室弁閉鎖の間の時間を表す第１間隔を選択し、
    複数の前記第１の心出現の後の第２の心出現と等容性収縮の開始の間の時間の関数として第２間隔を測定し、
    前記第１間隔と前記第２間隔の差を計算し、
    前記計算された差の関数として前記房室遅延を調整するようにさせる命令を含み、
    前記第２の心出現が、心房検知、心房ペース、および心室ペースのうちの１つである、コンピュータ読み取り可能媒体。
18. 前記命令はさらに、前記プロセッサが心拍数を測定するようにさせ、前記第１間隔の値を選択することは、前記測定された心拍数の関数として前記第１間隔の値を選択することを含む請求項１７に記載のコンピュータ読み取り可能媒体。
19. 前記第１間隔は、心室ペースと僧帽弁閉鎖の間の時間を表す請求項１７に記載のコンピュータ読み取り可能媒体。
20. 前記第２間隔を測定することは、心臓の左心室の圧力を測定することを含む請求項１７に記載のコンピュータ読み取り可能媒体。
21. 前記第２間隔を測定することは、心臓の左心室の圧力の導関数におけるゼロ交差を検出することを含む請求項１７に記載のコンピュータ読み取り可能媒体。
22. 前記第１間隔の値を選択することは、測定された心拍数の関数としてルックアップテーブルから前記第１間隔の値を選択することを含む請求項１７に記載のコンピュータ読み取り可能媒体。
23. 前記計算される差を計算することは、前記第１間隔と前記第２間隔の差をとることを含む請求項１７に記載のコンピュータ読み取り可能媒体。
24. プロセッサが、
    第１心室ペースと房室弁閉鎖の間の時間を表す第１間隔の値を選択し、
    複数の前記第１の心室ペースの後の第２の心室ペースと等容性収縮の開始の間の時間の関数として第２間隔を測定し、
    前記第１間隔と前記第２間隔の差を計算し、
    前記差の関数として房室遅延を調整するようにさせる命令を含むコンピュータ読み取り可能媒体。
25. 前記命令はさらに、前記プロセッサに心拍数を測定するようにさせ、前記第１間隔の値を選択することは、前記測定された心拍数の関数として前記第１間隔の値を選択することを含む請求項２４に記載のコンピュータ読み取り可能媒体。
26. 前記第２間隔を測定することは、心臓の左心室の圧力を測定することを含む請求項２４に記載のコンピュータ読み取り可能媒体。
27. 埋め込み可能医療デバイスシステムであって、
    心房事象に続く房室遅延で心室をペーシングする手段と、
    心臓の等容性収縮の開始を監視する手段と、
    心房検知、心房ペース、および心室ペースのうちの１つである第１の心出現と房室弁閉鎖の間の時間を表す第１間隔の値を選択する手段と、
    複数の前記第１の心出現の後の第２の心出現と等容性収縮の開始の間の時間の関数として第２間隔を測定する手段と、
    前記第１間隔と前記第２間隔の差を計算する手段と、
    前記差の関数として前記房室遅延を調整する手段と、
    を備え、
    前記第２の心出現が、心房検知、心房ペース、および心室ペースのうちの１つである、
    埋め込み可能医療デバイスシステム。
28. 測定された心拍数の関数として前記第１間隔を選択する手段をさらに備える請求項２７に記載の埋め込み可能医療デバイスシステム。
29. 心臓の左心室の圧力を測定する手段をさらに備える請求項２７に記載の埋め込み可能医療デバイスシステム。
30. 心房活動を検知する手段をさらに備える請求項２７に記載の埋め込み可能医療デバイスシステム。
31. 心房をペーシングする手段をさらに備える請求項２７に記載の埋め込み可能医療デバイスシステム。
32. 心室をペーシングする手段をさらに備える請求項２７に記載の埋め込み可能医療デバイスシステム。
33. 心拍数の関数として前記第１間隔の値のルックアップテーブルを記憶する手段をさらに備える請求項２７に記載の埋め込み可能医療デバイスシステム。
34. 埋め込み可能医療デバイスであって、
    心室にペースを印加するパルス発生器と、
    該パルス発生器を制御して、心房事象に続く房室遅延で前記ペースのそれぞれを送出する制御器と、
    を備え、
    前記房室遅延は、第１心室ペースと房室弁閉鎖の間の時間を表す第１の値と、複数の当該第１の心室ペースの後の第２心室ペースと等容性収縮の開始の間の時間の関数としての第２の値との差の関数である埋め込み可能医療デバイス。
35. 等容性収縮の前記開始を監視する圧力モニターをさらに備える請求項３４に記載の埋め込み可能医療デバイス。
36. 前記圧力モニターに結合した圧力センサをさらに備える請求項３５に記載の埋め込み可能医療デバイス。
37. 前記圧力センサは、心臓の左心室に配設される請求項３６に記載の埋め込み可能医療デバイス。
38. 前記第１の値は、測定された心拍数の関数である請求項３４に記載の埋め込み可能医療デバイス。
39. 前記心房事象は、検知された心房活動である請求項３４に記載の埋め込み可能医療デバイス。

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