JP5128707B2

JP5128707B2 - 内因性伝導の追跡による動的心臓再同期療法

Info

Publication number: JP5128707B2
Application number: JP2011530169A
Authority: JP
Inventors: マスカラ、バルン; ディン、ジャン
Original assignee: カーディアックペースメイカーズ，インコーポレイテッド
Priority date: 2008-10-06
Filing date: 2009-09-30
Publication date: 2013-01-23
Anticipated expiration: 2029-09-30
Also published as: EP2349467B1; EP2349467A2; US20100087889A1; US20130085539A1; JP2012504465A; US8321014B2; WO2010042364A2; US8725257B2; WO2010042364A3

Description

本発明は、一般に、心臓ペーシング治療に関し、より具体的には、心臓再同期を実現するためにペーシングパルスを供給するタイミングを動的に決定する方法およびシステムに関する。

健康な心臓は規則的な同期収縮を生じる。心臓の律動収縮は、通常、右心房の上にある一群の特異性細胞である洞房（ＳＡ）結節によって引き起こされる。ＳＡ結節は、典型的に毎分６０〜１００の心拍を起こす心臓の正常なペースメーカーである。ＳＡ結節が心臓を正常にペーシングしているとき、心臓は正常洞調律にあると言われる。

心調律が不規則であるかあるいは心拍が非常に遅いか非常に速いとき、心不整脈が発現する。不整脈発作中、心臓のポンプ作用が損なわれる可能性があり、抹消組織への血流量が不十分である可能性がある。心不整脈は、心筋梗塞、感染症、収縮を調整する電気的刺激を発生または同期させる心臓の能力の低下による組織の損傷などの多数の病因を有する。心調律が非常に低いとき除脈性不整脈が発現する。この状態は、たとえば、ＳＡ結節の機能障害、発症する洞不全症候群、または心房と心室の間の電気的刺激の伝播遅延または妨害によって生じる可能性がある。除脈性不整脈が生成する心拍は、十分な血液循環を維持するためには遅すぎる。心拍が速すぎるときは頻拍性不整脈が発現する。頻拍性不整脈は、心房または心室のいずれかにその端を発する可能性がある。心房で発現する頻拍性不整脈は、たとえば、心房細動および心房粗動を含む。これらの状態はいずれも心房の速い収縮を特徴とする。心房の速い収縮は、血行力学的に非効率であることに加えて、心拍数に悪影響を及ぼす可能性もある。

心室筋の電気的活動が正常洞調律よりも速い心拍で行われるとき、心室頻拍が発現する。心室頻拍は、急速に悪化して心室細動となる可能性がある。心室細動は、心室組織内のきわめて急速な協調性のない電気的活動を意味する状態である。心室組織の急速な異常興奮は、同期収縮を阻み血液を身体に効率的に供給する心臓の能力を損ない、心臓が数分以内に洞律動に戻らなければ致死的状態である。

植込み心調律管理（ＣＲＭ）システムは、重篤な不整脈患者の有効な治療法として採用されている。ＣＲＭシステムは、頻拍性不整脈を終わらせるために比較的高いエネルギーの電気ショックを心臓に与え、かつ／あるいは比較的低いエネルギーの電気パルスを１つまたは複数の心腔に供給することによって作動し、血行力学的に十分な心拍で心腔を収縮させる。

また、ペーシング治療は、心不全を患う患者の心拍出量を改善するために採用されている。心不全は、心室内および／または心室内伝導障害、たとえば、心室同期不全およびポンプ作用の低下につながる脚ブロックに関係していることが多い。心不全を治療するために、ＣＲＭシステムは、心房および／または心室のより協調性の高い収縮を引き起こすタイミングの取れたペーシングパルスを供給する。ペーシングパルスは、ポンプ効率と心拍出量の最適な改善を実現するために特定の間隔で心腔に提供される。心臓再同期ペーシングは、指定された房室遅延後に両心室をペーシングすることを含んでいてもよい。心室ペーシングは、同時に提供されてもよく、プログラム可能なオフセットだけ隔てられて提供されてもよい。

心臓機能の最適な改善を実現するために、様々な再同期ペーシング遅延の適切な仕様が必要である。上記の理由と、本明細書によって当業者に明らかになるであろう下記の理由とから、当技術分野では心臓再同期治療のタイミング間隔を決定する方法およびシステムを提供する必要性がある。本発明は、これらおよび他の必要性を満たすとともに先行技術の改善を図るものである。

本発明の実施形態は、心臓機能の改善を実現する再同期ペーシング遅延を用いて心臓をペーシングするシステムおよび方法を対象とする。本発明の一実施形態は、心臓ペーシング装置を作動させる方法に関わる。早期興奮ペーシング間隔は、心房事象と少なくとも１つの心室の心室脱分極との間の内因性房室間隔に基づいて最適なＡＶ遅延を計算し、心房事象と心室の心室脱分極の早期興奮との間の心房興奮から心室早期興奮までの間隔（ＡＶ_EA）を決定することによって初期化される。心室の早期興奮ペーシング間隔は、計算された最適なＡＶ遅延からＡＶ_EAを差し引くことによって計算される。早期興奮は、心室の早期興奮を検知することに対応して開始される。心室は、早期興奮ペーシング間隔の終了に対してペーシングされる。

一部の実施において、ＡＶ_EAは、心房事象と心室脱分極Ｑ^＊の開始との間の間隔に基づいて決定される。一部の実施において、ＡＶ_EAは、心房事象とヒス束脱分極との間の間隔に基づいて決定される。

早期興奮ペーシング間隔は、右心室または左心室の早期興奮を検知することに対応して開始されてもよい。早期興奮ペーシング間隔の終了に対してペーシングされる心室は、右心室、左心室、または右心室および左心室の両方であってもよい。右心室および左心室がペーシングされる場合、心室ペーシングは両心室に同時に提供されてもよい。あるいは、右心室および左心室のペーシングは、心室間遅延だけ隔てられてもよい。

本発明の実施形態は、複数の心腔に電気的に結合された電極と、心臓電気信号を検知しペーシングパルスを電極を介して提供するように構成された植込み型パルス発生器とを含む心調律管理装置を対象とする。検知回路に結合された測定回路は、１つまたは複数の心拍間隔を測定するように構成される。間隔は、心房事象と少なくとも１つの心室の心室脱分極との間の房室間隔（ＡＶＩ）と、心房事象と心室の心室脱分極の早期興奮との間の心房事象から心室早期興奮までの間隔（ＡＶ_EA）とを含む。最適化回路は、測定された房室間隔に基づいて最適なＡＶ遅延を計算し、計算された最適なＡＶＤから測定されたＡＶ_EAを差し引くことによって心室の早期興奮ペーシング間隔を計算する。ペーシング間隔コントローラが、心室の早期興奮を検知することに対応して早期興奮を開始する。ペーシング治療回路が、早期興奮ペーシング間隔の終了に対して心室にペーシングパルスを供給する。

たとえば、一実施において、心房興奮から心室早期興奮までの間隔は、心房事象と心室脱分極Ｑ^＊の開始との間に間隔を備える。一実施形態において、心房興奮から心室早期興奮までの間隔は、心房事象とヒス束脱分極との間に間隔を備える。

本発明のさらに別の実施形態は、心臓ペーシング装置を作動させる方法を対象とする。第１の心周期の心房（Ａ−Ａ）間隔および内因性房室間隔（ＡＶＩ）が測定される。同期された心室腔のペーシング補充収縮間隔は、測定されたＡ−Ａ間隔および測定されたＡＶＩに基づいて計算される。ペーシング補充収縮間隔は、第１の心周期の内因性拍動心室脱分極（intrinsic ventricular rate chamber depolarization）を検知することに対応して開始される。第１の心周期のすぐ後に続く第２の心周期の間、同期された心室腔は、ペーシング補充収縮間隔の終了に対してペーシングされる。各後続の心周期に対して、ペーシング補充収縮間隔は、少なくとも直前の心周期から測定されたＡ−Ａ間隔に基づいて再計算される。

一部の実施によると、拍動心室は右心室であり、同期心室は左心室である。あるいは、拍動心室が左心室であってもよく、同期心室が右心室であってもよい。
一実施において、ペーシング補充収縮間隔は、第１の心周期の内因性房室間隔と最適化され同期された心房心室腔遅延との差に基づく。一実施において、ペーシング補充収縮間隔は、第１の心周期の内因性房室間隔と第１の心周期のＡ−Ａ間隔から最適化され同期された心房心室腔遅延を差し引いた間隔との差を備える。

本発明の別の実施形態は、心調律管理装置に関わる。心調律管理装置の測定回路は、心房事象と、心房事象と心室脱分極との間の房室間隔（ＡＶＩ）との間の間隔を測定する。最適化回路は、第１の心周期の間に測定されたＡ−Ａ間隔と測定されたＡＶＩとに基づいて同期された心室腔のペーシング補充収縮間隔を計算する。ペーシング間隔コントローラは、第１の心周期の内因性拍動心室脱分極を検知することに対応してペーシング補充収縮間隔を開始する。ペーシング治療回路は、第１の心周期のすぐ後に続く第２の心周期の間のペーシング補充収縮間隔の終了に対して同期された心室腔にペーシングを提供する。最適化回路は、少なくとも直前の心周期から測定されたＡ−Ａ間隔に基づいて各後続の心周期のペーシング補充収縮間隔を再計算するように構成される。

たとえば、一部の実施において、ペーシング補充収縮間隔は、第１の心周期の内因性房室間隔と最適化され同期された心房心室腔遅延との差に基づいていてもよい。一部の実施において、ペーシング補充収縮間隔は、第１の心周期の内因性房室間隔と、第１の心周期のＡ−Ａ間隔から最適化され同期された心房心室腔遅延を差し引いた間隔との差を備える。

本発明の上記の要旨は、本発明の各実施形態またはあらゆる実施を説明するものではない。優位性および実現可能性は、本発明のより完全な理解と相まって、添付図面を併用して以下の詳細な説明および特許請求の範囲を参照することにより認識され明らかになる。

本発明は様々な変更形態および代替形態が可能であるが、その詳細は例として図面に示されており、以下で詳しく説明される。しかし、本発明は、本発明を説明する特定の実施形態に限定されるものではないことを理解されたい。逆に、本発明は、添付の特許請求の範囲によって定められる本発明の範囲に含まれるすべての変更形態、等化物、および代替形態を網羅するものである。

静的ペーシング遅延を使用することで生じる準最適なペーシングを示すタイミング図である。本発明の実施形態に従って心室ペーシングが心室脱分極の早期興奮によってトリガーされる心周期を有するタイミング図である。本発明の実施形態に従って心室早期興奮に基づくペーシング処理を示す流れ図である。本発明の実施形態に従って同期された心室腔のペーシングを示すタイミング図である。本発明の実施形態に従って直前の心周期で発現する内因性ＲＶ脱分極によって引き起こされるＬＶペーシングの最適化されたペーシング遅延を使用するペーシング処理を示す流れ図である。本発明の実施形態に従ってペーシング治療を提供するために使用される可能性のある治療装置の実施形態を示す。本発明の実施形態に従ってヒス束脱分極を検知するために配置されたヒス電極を有するヒスリードを含むペーシング治療を提供する治療装置の実施形態を示す。本発明の実施形態に従ってペーシング治療を提供するために使用される可能性のあるシステムの様々な構成要素を示すブロック図である。

図で示される実施形態の以下の説明では、本発明が実施される可能性のある様々な実施形態の一部を形成しかつ実例として示される添付図面が参照される。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することなく構造的および機能的な変更がなされてもよいことを理解されたい。

本発明によるシステム、装置、および方法は、本明細書において以下で説明される１つまたは複数の特徴、構造物、方法、またはこれらの組合せを含んでいてもよい。たとえば、装置またはシステムは、以下に説明する好都合な特徴および／または処理の１つまたは複数を含むように実施されてもよい。このような装置またはシステムは、本明細書に記載される特徴のすべてを含む必要はないが、有用な構造物および／または機能を提供する選択された特徴を含むように実施されてもよい。このような装置またはシステムは、様々な治療機能または診断機能を提供するために実施されてもよい。

心臓内の機械的収縮は、心臓組織を移動する電気的脱分極波によってトリガーされる。健康な心臓では、各心周期の脱分極波は、洞房結節で始まり、ＡＶ結節、ヒス束、左右の索枝およびプルキンエ線維を移動して心室の収縮を引き起こす。高齢化、疾病、心筋梗塞、および／またはその他の悪化によって、脱分極波面の伝導に関与する経路および／または組織が悪化する可能性がある。

ペースメーカーは、患者の代謝要求を満たすのに十分な心拍数で心腔が同期して収縮するように心臓に電気ペーシングパルスを提供する。ペーシング治療は、心周期の間に様々な事象間のタイミング間隔の実施に関わる。タイミング間隔は、心腔収縮速度および／または心腔収縮間の同期性を制御するために使用される可能性がある。たとえば、内因性心拍数が非常に低い患者の場合、ペーシングは、患者の代謝要求を満たす血流を供給するのに十分な心拍数で心臓を収縮させるのに役立つ。心不全（ＨＦ）を患う患者の場合、心臓ペーシングは、心腔の収縮が心機能を改善するタイムシーケンスで行われるように使用される可能性がある。

ペースメーカーは、典型的に、心筋と電気的に接触するように配置され、心臓脱分極信号を検知しかつ／または心臓ペーシングパルスを心周期の間にタイムシーケンスで供給するように構成された心臓内電極を含む。たとえば、心周期の間に、ペーシング補充収縮間隔（ペーシング遅延）は、右または左心房事象と右または左心室ペーシングとの間（ＡＶＤ）、ならびに／あるいは一方の心腔内の心室事象と他方の心腔内の心室事象との間（ＩＶＤ）で確立されてもよい。両心房検知および／またはペーシング機能を有する用途において、ペーシング遅延は、一方の心腔内の心房事象と他方の心腔内の心房事象との間（ＩＡＤ）で確立されてもよい。心臓のポンプ作用を強化するためにペーシング遅延の１つまたは複数が所定値に調整されてもよい。たとえば、心臓再同期ペーシングにおいて、ＡＶＤおよび／またはＩＶＤおよび／またはＩＡＤの設定は、血行力学機能に顕著な影響を有しうる。これらのペーシング補充収縮間隔は、左右の心腔脱分極間の融合を促進し、かつ／または心室前負荷を高めるために設定されてもよい。

ＡＶＤおよび／またはＩＶＤなどの最適ペーシング間隔の決定には、患者が休息しているか指定された心拍数にある間の内因性伝導データの測定が関わる場合がある。最適なペーシング補充収縮間隔を決定する１つの手法が、共同所有された米国特許第７，１２３，９６０号明細書に記載されており、その全体が参照によって本明細書に組み込まれる。

時間の経過とともに、事前に計算された最適なペーシング遅延は、病気の経過、心筋梗塞、および／または心臓反応を変える他の要因を含む、患者の容態の変化によって準最適となる可能性がある。たとえ再最適化が実施されるにしても、ペーシングは、再最適化過程の期間中に準最適化ペーシング遅延を用いて行われる可能性がある。本発明の実施形態は、心拍ごとに最適な心臓再同期ペーシングを維持するためのアプローチを対象とする。

本発明の実施形態は、ＲＶ内の１つまたは複数の部位、ＬＶ内の１つまたは複数の部位、またはＲＶおよびＬＶの両方のペーシング遅延の開始を対象とし、ペーシング遅延はＡＶ結節から心室に伝導される早期内因性興奮によってトリガーされる。早期興奮は、Ｑ^＊で示されるＱＲＳ波の初期の偏差（initial deflection）の検出を含む様々なアプローチ、および／またはヒス束に最も近い位置で検知される信号の早期興奮の兆候を検出することによって検出される可能性がある。

多くのＨＦ患者は、著しく遅延された左心室収縮によって心室同期不全をもたらすＬＢＢＢとの正常なＡＶ伝導を有する。これらの患者の心機能は、左心室（ＬＶ）ペーシングされた波面とＡＶ結節からの内因性伝導との間の融合を実現するために、１つまたは複数の心室部位における一貫したペーシングによって改善されうる。一部のＨＦ患者において、ＲＶの早期興奮によってトリガーされる１つのＲＶ部位または複数のＲＶ部位で一貫性のあるＲＶペーシングを提供することが好都合である。ペーシング部位に対するペーシング遅延は、内因性脱分極を有する複数のＲＶ部位からの脱分極波面を融合するように同期が取られてもよい。複数の波面の融合を実現するためのペーシングは、より強力でかつ／またはより協調のとれた心収縮を発生させる。

本発明の一部の実施形態は、たとえば、ＱＲＳにおけるＱ^＊の検出またはヒス束検知によって早期興奮信号に対して同期が取られたペーシング遅延を有する、ＬＶおよび／またはＲＶペーシングを対象とする。本発明の一部の実施形態は、ＲＶの事前の内因性脱分極のタイミングに基づくペーシング遅延を用いてトリガーされるＬＶペーシングを対象とする。本明細書に記載されるアプローチは、静的ペーシング遅延または周期的に最適化されるペーシング遅延を使用することにより生じる準最適ペーシングの期間を回避するために、ＬＶおよび／またはＲＶペーシング遅延の心拍ごとの調整を提供する。

図１は、静的ペーシング遅延、たとえば、静的ＡＶＤ_Optの使用により生じる準最適ペーシングを示す。図１は、心房検知／ペーシングチャネル１０１、心室検知チャネル１０２、および心室ペーシングチャネル１０３を示す。図示された３つの心周期、心周期１、心周期２、心周期３は、各々が内因性のまたはペーシングされた心房事象Ａ１、Ａ２、Ａ３で始まる。各ペーシングサイクルでは、ＡＶペーシング遅延ＡＶＤ_Optが心房事象Ａ１、Ａ２、Ａ３に応答して開始される。ペーシングパルスＶ_p1、Ｖ_p2、Ｖ_p3は、各サイクルに対するＡＶＤ_Optの終了に対して一方または両方の心室に供給される。ペーシングパルスＶ_p1、Ｖ_p2、Ｖ_p3は、一方の心室に供給されてもよく、両方の心室に供給されてもよい。２心室ペーシングが提供される場合、左右の心室ペーシングは同時であってもよく、心室間遅延だけ隔てられていてもよい。

図１は、ＡＶＤ_Optが時間とともに準最適になる状況を示す。一部の実施形態において、ＡＶＤ_Optは、一方または両方の心室が常にペーシングされるように十分に短く設定される。心周期の間に融合ペーシングを実現するために、心室ペーシングパルスが心室脱分極の早期興奮から特定の時点で供給されなければならない。心周期１は、最適化直後に生じる心周期を表わす。心周期１の間に、ＡＶＤ_Optの値は、内因性脱分極と心室ペーシングによって引き起こされる脱分極との間に融合を生じさせる早期興奮信号Ｖ_EA1と心室ペーシングＶ_p1との間の時間間隔ｔ₁を生成する。時間の経過とともに、ＡＶＤ_OptとＶ_EAの相対的なタイミングは、シフトして、Ｖ_EAと心周期の心室ペーシングとの間隔を長くあるいは短くしてもよい。図１に示されるように、Ｖ_EA2およびＶ_EA3のシフトは、ｔ₂およびｔ₃がｔ₁よりも長くなるようにする。心周期２および３における早期興奮Ｖ_EA2、Ｖ_EA3と心室ペーシングＶ_p2、Ｖ_p3との間の時間間隔の変化は、融合ペーシングが除外されるほど大きくなりうる。心周期２および３において、時間間隔ｔ₂およびｔ₃は融合を生成するには長すぎるので、ペーシングは準最適である。

本発明の実施形態は、検知される早期興奮とペーシングパルスの供給との間で実質的に一定の時間間隔を維持するように構成される方法およびシステムを対象とする。早期興奮とペーシングとの間の実質的に一定の時間間隔は、内因性脱分極波面とペーシングされた脱分極波面との間の融合を促進するように最適化される。図２は、心室ペーシングが心室脱分極の早期興奮によってトリガーされる心周期を示すタイミング図を示す。心室の早期興奮は、Ｑ^＊を検知することによって、かつ／または、たとえば、ヒス束における興奮を検知することによって検出されてもよい。図２は、内因性のまたはペーシングされた心房事象Ａ₁、Ａ₂、Ａ₃で始まる３つの心周期、即ち、心周期１、心周期２、心周期３に対する心室ペーシングを示す。心室ペーシングパルスＶ_p1、Ｖ_p2、Ｖ_p3は、心房事象Ａ₁、Ａ₂、Ａ₃と独立に供給され、心室早期興奮Ｖ_EA1、Ｖ_EA2、Ｖ_EA3を検知することに対応してトリガーされる。トリガーされた心室ペーシングは、各心周期に対して心拍ごとに、早期興奮Ｖ_EA1、Ｖ_EA2、Ｖ_EA3と心室ペーシングＶ_p1、Ｖ_p2、Ｖ_p3との間に実質的に一定の間隔２００をもたらす。

心周期に使用される間隔Ｖ_EA→Ｖ_p２００は、一貫した融合ペーシングを促進する値に調整されうる。前述のように、一部の実施形態において、早期興奮Ｖ_EAの検出は、心室脱分極Ｑ^＊の初期の偏差が検知されるときに行われる。これらの実施形態において、Ｖ_EA→Ｖ_p２００間隔は、Ｑ^＊と心室ペーシングとの間の時間間隔である。他の実施形態において、Ｖ_EA→Ｖ_p２００間隔は、ヒス束において検知された興奮と心室ペーシングとの間の時間間隔である。いずれのアプローチにおいても、最適なＶ_EA→Ｖ_p間隔は内因性伝導遅延に基づいて決定されてよい。一例において、最適なＶ_EA→Ｖ_p間隔は次式によって記述される。

Ｖ_EA→Ｖ_p＝ＡＶＤ_Opt−ＡＶ_EA
式中、ＡＶＤ_Optは一定の最適ＡＶ遅延であり、ＡＶ_EAは内因性心房事象またはペーシングされた心房事象Ａと心室早期興奮Ｖ_EAとの間の間隔である。

ペーシング間隔Ｖ_EA→Ｖ_pの計算に使用されるＡＶＤ_OptおよびＡＶ_EAは、初期化段階で決定されてもよい。２心室ペーシングが採用される場合、Ｖ_EA→Ｖ_p間隔は、ＬＶおよびＲＶペーシングで異なっていてもよく、たとえば、左心室ペーシングに対してＶ_EA→Ｖ_pLであり、かつ右心室ペーシングに対してＶ_EA→Ｖ_pRであってもよく、ここで、Ｖ_EA→Ｖ_pL≠Ｖ_EA→Ｖ_pRである。安全機能として、所定のＡＶ遅延まで検知された内活性がない場合、ＲＶ、ＬＶ、または両心室に対するバックアップ刺激が提供されうる。さらに、ペースメーカー症候群の症状を和らげることができる心房事象から心室ペーシングまでの最小間隔があってもよい。

図３は、心室早期興奮に基づくペーシング処理を例示する流れ図である。処理は、心房事象Ａ、心室早期興奮Ｖ_EA、およびＡＶＤ_Optの間で測定された伝導遅延（ＡＶ_EA）に基づく計算Ｖ_EA→Ｖ_pを含む。一部の実施形態において、ＡＶＤ_Optは、測定された内因性ＡＶ間隔（ＡＶＩ）、たとえば、ＡＶＩ_Rで示される右心室ＡＶＩの一部として計算される。一部の実施形態において、ＡＶＤ_Optは右ＡＶＩ（ＡＶＩ_R）と内因性左ＡＶＩ（ＡＶＩ_L）の一次結合として計算される。

初期化段階３０５の間、様々な伝導間隔、たとえば、ＡＶ_EA、ＱＲＳ幅、ＡＶＩ_L、ＡＶＩ_Rが測定される（３１０）。ＡＶＤ_Optは、測定された伝導間隔、および／または経験的に測定された係数の１つまたは複数に基づいて決定される（３２０）。ＡＶＤ_Optの計算に使用されるＡＶ_EA間隔および／または伝導間隔の測定された伝導遅延は、伝導間隔の単一測定値を用いて決定されてもよく、あるいは複数の測定された間隔の組合せを用いて決定されてもよい。早期興奮ペーシング遅延Ｖ_EA→Ｖ_pは、ＡＶ_EAおよびＡＶＤ_Optに基づいて計算される（３３０）。

ペーシングは、Ｖ_EA→Ｖ_p遅延間隔を用いて提供される（３３５）。心室の早期興奮は、ＱＲＳ波、または、たとえば、ヒス束で検知された興奮の初期の偏差に基づいて決定されてもよい。

Ｑ^＊検出は、心室電位図と事前に決められたテンプレートとの比較に基づいていてもよい。一方法において、多数の初期電位図波形を平均化することによってＱ^＊テンプレートが決められる。この後、Ｑ^＊は平均波形から決められる。初期電位図波形の平均化は、Ｒ波のピークにおいて同様の形態を有するＱＲＳ波の数Ｍを整列させることによって実施されうる。たとえば、Ｍは約２０〜約５０の数であってもよい。平均化のために選択されるＱＲＳ波は、装置によって、あるいは目視検査によって識別されてもよい。平均化された波形からＱ^＊を決定する様々な方法が実施されてもよい。

たとえば、平均波形の絶対導関数が計算されてもよく、結果が最大導関数によって正規化されてもよい。一実施形態に従ったアルゴリズムは、この後、最大ピークを検索することによって平均波形のＲ波の位置を示すことになる。

Ｑ^＊を識別する別の方法は、Ｒ波に先立って正規化された導関数の平坦なセグメントを検索するステップに関わる。検索は、Ｒ波の位置から左に（すなわち、Ｒ波よりも前に）離れる固定長ウィンドウ内のデータ点の平均値および標準偏差（ＳＴＤ）を計算することによって実施されてもよい。正規化された導関数の最も平坦なセグメントに関係するデータは、ウィンドウ内のすべてのデータにわたって最小標準偏差を有する。ウィンドウ長は、約２０〜約１００ｍｓの値にプログラムされうる。このとき、アルゴリズムは、閾値を平坦なセグメントの平均値＋ＳＴＤとして設定してもよい。アルゴリズムは、この後、平坦なセグメントから始まり、正規化された導関数の各データ点を調べ、これを閾値と比較することになる。Ｑ^＊点は、第１の点として決められ、この後には値が閾値を下回るＭ個の連続したデータ点しかない。典型的に、Ｍはいずれ約２ｍｓ〜約５ｍｓにわたる数となるように設定される。一実施形態において、Ｍ値は４ｍｓに等しくなるように設定されている。この後、Ｑ^＊の位置は最初の平均化された波形で識別される。

Ｑ^＊テンプレートは、Ｑ^＊点の前の時間Ｔ₁とＱ^＊点に続く時間Ｔ₂の間で広がる最初の平均化された波形からデータのセグメントとして決められる。Ｔ₁およびＴ₂は、約１０〜約１００ｍｓの範囲に入るようにプログラムされうる。

テンプレートを決めた後、後続の心臓信号はテンプレートと比較される。Ｑ^＊点の検索は、以前の心拍（内因性）のＲ波の約２００ｍｓ後、あるいは、以前の（刺激を受けた）心拍のペーシングパルスの３００ｍｓ後に開始してもよい。電位図における各入力データ点およびウィンドウ内のすべての過去のデータ点（長さ＝Ｔ₁＋Ｔ₂）は、Ｑ^＊を識別するためのテンプレートと相互相関が取られる。Ｑ^＊検出に関するさらなる詳細は、共同所有された米国特許第６，７６８，９２３号明細書に記載されており、これは参照によって本明細書に組み込まれる。

ヒス束の興奮は、各心周期において心房事象に続くヒス信号検知ウィンドウの間にヒス脱分極を検知することによって実施されてもよい。ヒス信号検知ウィンドウの開始および／または持続時間は、プログラム可能であってもよい。一実施形態において、ヒス束興奮はヒス信号のピークを検出することによって示される。

心室の早期興奮を検知すると（３４０）、早期興奮ペーシング間隔Ｖ_EA→Ｖ_pが開始される（３５０）。一方または両方の心室に対する心室ペーシングは、Ｖ_EA→Ｖ_pの終了に対して提供される（３６０）。

ＡＶＤ_Optは、心房事象Ａと右心室興奮（ＡＶＩ_R）との間の測定された伝導遅延、ならびに／あるいは心房事象と左心室興奮（ＡＶＩ_L）との間の伝導遅延、ならびに／あるいは他の伝導遅延、たとえば、左右の心室興奮間の伝導遅延に基づいて初期化段階の間に計算されてもよい。

一部の実施形態において、特定患者のＡＶＤ_Optは、ＡＶＩ_Rの一部として推定されてもよく、この場合、採用される一部は患者の内因性ＱＲＳ波形の幅に基づいている。この手法を採用するとき、ＡＶＤ_Optは以下のように計算されてもよい。

ＡＶＤ_Opt＝Ｎ₁ＡＶＩ＋Ｋ_narrow（狭いＱＲＳ波を有する患者の場合）
ＡＶＤ_Opt＝Ｎ₂ＡＶＩ＋Ｋ_wide（広いＱＲＳ波を有する患者の場合）
式中、０＜Ｎ₁、Ｎ₂＜１、およびＮ₂≦Ｎ₁であり、Ｋ_narrowおよびＫ_wideは経験的に決定された定数であってもよい。

たとえば、Ｎ₁の値は約０．６〜約０．８の範囲にあってもよく、Ｎ₂の値は約０．４〜約０．６の範囲にあってもよい。狭いＱＲＳ波は約１５０ｍｓを下回る幅を有する群であり、広いＱＲＳ波は１５０ｍｓを上回る幅を有する群である。

一部の実施形態において、特定患者のＡＶＤ_Optは、指定された係数Ｋ_nに関して近似伝導遅延から推定されてもよい。
ＡＶＤ_Opt＝Ｋ₁ＡＶ_L＋Ｋ₂ＡＶ_R＋Ｋ₃
後でシステムにプログラムするために、あるいは臨床医が使用するために、指定係数Ｋ_nまたはＮ_nの導出は、心臓機能を反映する別のパラメータ（たとえば、最大値ｄＰ／ｄｔ）の同時測定によって決定されるようなペーシングパラメータの最適値に対して測定された伝導パラメータの具体的な値に関係する臨床人口データを得ることに関わる。指定係数が回帰係数であるような、ペーシングパラメータを設定する式において使用される指定係数の値を導くために線形回帰分析が実施されてもよい。

前述のように、本明細書に記載されるようなＡＶＤ_Optおよび／またはＡＶ_EAを決定する手法は、様々な方法で実施されてもよい。一実施において、Ｖ_EA→Ｖ_pペーシング間隔を決定するシステムは外部プログラマを含む。ある実施形態例において、内因性心拍の間に植込み型心臓再同期装置の検知チャネルによって発生される電位図信号から測定される１つまたは複数の内因性伝導パラメータは、無線テレメトリリンクを介して外部プログラマに伝送される。心房事象からＶ_EAまでの間隔、ＡＶ_R、ＡＶ_L、および／またはＱＲＳ幅などの測定された伝導データは、指定された心拍数の間に得られた値の平均を表わしていてもよい。この後、外部プログラマは、計算されたＡＶＤ_Optおよび測定されたＡＶ_EAに基づいて最適なＶ_EA→Ｖ_pを計算する。自動化システムにおいて、この後、外部プログラマは、計算されたＶ_EA→Ｖ_p間隔を用いて植込み型装置を自動的にプログラムするが、半自動化システムにおいて、外部プログラマは、計算されたＶ_EA→Ｖ_p間隔を提案の形で臨床医に示す。

別の自動化応用において、自動化システムは、伝導データを収集し、ＡＶ_EAを測定し、ＡＶＤ_Optを計算した後、それに応じてＶ_EA→Ｖ_pを計算する植込み型装置のみで構成されてもよい。

手動システムとも呼ばれる別の実施形態において、外部プログラマは、収集された内因性伝導データを臨床医に示し、この後、臨床医は、たとえば、印刷された参照テーブルおよび手順を用いることによって内因性伝導データから計算されたパラメータを用いて植込み型装置をプログラムする。特別の定めがない限り、本明細書を通じてペーシングパラメータを計算または設定するシステムへの言及は、前述の自動化、半自動化、または手動システムのいずれかを含むものと解釈されるべきである。

本発明の一部の実施形態は、内因性拍動心室（右心室）脱分極によって開始されるペーシング遅延を用いる同期心室（左心室）のペーシング処理を対象とする。典型的に、ＡＶ結節伝導は、漸進的であり、心拍内で著しく変化しない。この仮定に基づいて、この実施形態で採用される手法は、心拍間隔Ｖｐ_L〜Ｖｓ_Rfを実質的に一定となるように維持することができる。

図４は、本発明の実施形態に従って同期された心室のペーシングを示すタイミング図である。タイミング図は、心房事象Ａ₀によって開始される初期心周期と、これに続いて心房事象Ａ₁、Ａ₂、Ａ₃によって開始される３つの心臓ペーシングサイクル、即ち、心周期１、心周期２、心周期３とを示す。心周期１の間、ＬＶペーシングＶｐ₁は、前の心周期の右心室検知Ｖｓ₀によって開始されるペーシング補充収縮間隔ＲＶ₀−ＬＶ₁に続いて供給される。心周期２の間、ＬＶペーシングＶｐ₂は、ペーシング補充収縮間隔ＲＶ₁−ＬＶ₂に続いて供給される。心周期３の間、ＬＶペーシングＶｐ₃は、ペーシング補充収縮間隔ＲＶ₂−ＬＶ₃に続いて供給される。

内因性ＲＶ脱分極からのペーシング補充収縮間隔ＲＶ_n-1−ＬＶ_nの開始は、次の心拍の間にＬＶの融合ペーシングを強化する。ペーシング遅延ＲＶ_n-1−ＬＶ_nは、心拍ごとに、あるいは心周期長の変化を有する一定の心拍数内で変化してもよい。内因性ＲＶ脱分極に応答してＲＶ_n-1−ＬＶ_nペーシング遅延が開始すると、ＬＶペースのタイミングが心拍ごとに変化することとなる。ＬＶペースタイミングのこれらの心拍ごとの変化は、各心周期におけるＶｐ_n〜Ｖｓ_n間隔４５１、４５２、４５３が比較的一定に留まり、融合ペーシングが保たれるように、ＲＶ脱分極のタイミングの段階的な変化を補償する。

図５は、直前の心周期で発生する内因性ＲＶ脱分極によって開始されるＬＶペース（ＲＶ_n-1−ＬＶ_n）の最適化されたペーシング遅延を用いてペーシング処理を示す流れ図である。初期化段階の間に、ペーシング遅延ＲＶ_n-1−ＬＶ_nは、内因性ＲＶ脱分極とＬＶペーシングされた脱分極との間の最適協調を実現するために測定された間隔に基づいて最初に最適化されてもよい。この実施形態において、ＲＶ_n-1−ＬＶ_n間隔は、１つまたは複数の心周期から測定された心房間隔（Ａ−Ａ）データと内因性ＲＶ房室間隔（ＡＶＩ_R）とを用いて最初に最適化される。第１の心周期のペーシングされたまたは内因性の心房脱分極と直後の心周期のペーシングされたまたは内因性の心房脱分極との間のＡ−Ａ間隔、ならびにＡＶＩ_Rが、１つまたは複数の心周期に対して測定される（５１０）。ＬＶペーシング補充収縮間隔が、測定されたＡ−Ａ間隔と測定されたＡＶＩ_Rとに基づいて計算される（５２０）。一実施形態において、ＬＶペーシング補充収縮間隔ＲＶ_n-1−ＬＶ_nは以下のように計算されてもよい。

ＲＶ_n-1−ＬＶ_n＝（Ａ−Ａ）_n-1−（ＡＶＩ_Rn-1−ＡＶＤ_Opt）
式中、ＡＶＤ_Optは前述のように計算することができる。
ペーシング補充収縮間隔ＲＶ_n-1−ＬＶ_nは、第１の心周期の内因性ＲＶ脱分極を検知することに対して開始される（５３０）。次の心周期で、ＬＶはＲＶ_n-1−ＬＶ_n間隔の終了に対してペーシングされる（５４０）。ＡＶＩ_Rn-1−ＡＶＤ_Optは、初期化の間に決定され周期的に再決定されうる定数である。ＲＶ_n-1−ＬＶ_n間隔は、Ａ−Ａ間隔の少なくとも部分的な変化によって心拍ごとに変化してもよい。

図６Ａは、本発明の実施形態に従ってペーシング治療を提供するために使用される可能性のある治療装置６００の実施形態を示す。治療装置６００は、心内誘導システム６１０に電気的および物理的に結合されたパルス発生器６０５を含む。心内誘導システム６１０の部分は、患者の心臓に挿入される。

心内誘導システム６１０は、心臓の電気的心臓活動を検知して心臓に電気的な刺激を与えるように構成された１つまたは複数の電極を含む。さらに、心臓電極および／または他のセンサは、患者の経胸腔インピーダンスを検知し、かつ／または心腔圧力または温度など、他の生理学的パラメータを検知するために使用されてもよい。

パルス発生器６０５のハウジング６０１の部分は、オプションとして、１つまたは複数の缶電極または不関電極としての機能を果たしてもよい。ハウジング６０１は、１つまたは複数のリードとハウジング６０１との間で着脱交換を容易にするように構成される場合のヘッダー６８９を組み込むものとして示される。

リードシステム６１０は、患者の心臓から電気信号を検知しかつ／またはペーシングパルスを心臓に供給する１つまたは複数の心腔の中、表面、または周囲に設置された１つまたは複数の心臓ペーシング／検知電極６５１〜６５６を含む。図６Ａに示されるような心臓内検知／ペーシング電極６５１〜６５６は、左心室、右心室、左心房、および／または右心房など、１つまたは複数の心腔を検知および／またはペーシングするために使用されてもよい。リードシステム６１０は、心臓に除細動／電気的除細動ショックを与えるための１つまたは複数の除細動電極６４１、６４２を含んでいてもよい。

パルス発生器６０５は、心臓電気信号を検知する心臓電極６５１〜６５６とともに使用されるフィルター、アンプ、ディジタイザ、および／またはその他の信号処理回路などの回路を含む。検知された心臓信号からは、Ｒ波、ＱＲＳ特徴、および／またはＱ^＊の偏差を含む、様々な信号特徴が抽出および／または測定される可能性がある。パルス発生器６０５の内部に配置されるペーシングコントローラ回路は、様々な内因性伝導間隔、および内因性右および／または左房室間隔、Ａ−Ａ間隔、Ｖ−Ｖ間隔、ＱＲＳ幅、心房間および／または心室間伝導遅延などの他の心拍間隔を測定できる回路を内蔵していてもよい。

一部の実施形態において、ペーシングコントローラ回路は、先にさらに詳しく説明されたようなＡＶＤ_Opt、Ｑ^＊−Ｖ_p、および／またはＲＶ_n-1−ＬＶ_nなどの最適なペーシング遅延を決定するために内因性伝導データを測定し使用するように構成される。一部の実施形態において、パルス発生器６０５は、ペーシング遅延の決定に関して検知または導出された情報を患者外部装置（図示せず）に転送する。植込み型装置から検知または導出された情報のダウンロードに続いて、最適なペーシングタイミング遅延の決定が患者外部装置によってなされてもよく、あるいは分析専門家によってなされてもよい。この後、ペーシング遅延は、治療装置６００に転送されて心臓に供給されるペーシングパルスのタイミングを制御するために使用される。

たとえば、外部プログラマまたは高度患者管理（ＡＰＭ）システムなど、パルス発生器６０５と患者外部装置との間の通信を容易にするために、ハウジング６０１内部に通信回路が配置される。通信回路は、さらに、１つまたは複数の植え込み、体外、皮膚、または皮下、生理学的または非生理学的センサ、患者入力装置、および／または情報システムとの一方向または双方向通信を容易にする可能性がある。

リードシステム６１０およびパルス発生器６０５は、患者の血行力学的要求および／または活動に関係する情報を得るために使用されうる経胸腔インピーダンスセンサおよび／または加速度計などの１つまたは複数のセンサを内蔵していてもよい。これらのセンサからの情報は、ペーシング速度を患者の活動レベルおよび／または血行力学的要求に適合させるために使用されてもよい。

図６Ｂは、ヒス束脱分極を検知するように配置されたヒス電極６５０を有するヒスリードが付加された図６Ａの場合と同様に、パルス発生器６０５およびリードシステムを含む治療装置６００の実施形態を示す。ヒスリードは、さらに、ヒス束興奮の２極検知を行なうヒスリング電極６４９を内蔵していてもよい。植込みの間に、ヒス束は、ヒス電極６４９、６５０の配置を容易にするために組織インピーダンス測定値によって探されてもよい。

図７は、本発明の実施形態に従ってペーシング治療を提供するために使用される可能性のあるシステムの様々な構成要素を示すブロック図である。示された構成要素、機能、および構成は、このようなシステムに内蔵される可能性のある様々な特徴および特徴の組合せについて理解を与えることを目的とする。比較的高度な設計から比較的簡単な設計に及ぶ多様な装置構成が検討されていることが理解される。したがって、具体的な構成は、図７に示される一部の構成要素を除いて他の構成要素を含んでいてもよい。一定の実施形態において、機能ブロックの配置は、示された配置と異なってもよい。

図７に示されるシステムは、心腔の検知された早期興奮に基づくペーシングパルスのタイミング供給の機能を備える。一部の構成において、ＬＶペーシング遅延は、前の心周期の内因性ＲＶ脱分極によって同期が取られてもよい。一部の実施形態において、内因性伝導を測定しかつ／またはペーシング遅延を最適化するための機能が、植込み型装置に内蔵される。他の実施形態において、この機能は患者外部プログラマに内蔵されてもよい。さらに他の実施形態において、この機能は患者植込み型装置と患者外部装置とに分配されてもよい。

図７に示される治療システム７００は、心臓電極７２５を介して加えられるペーシング刺激を発生するためにペーシング治療回路７３０を制御するように構成された治療制御プロセッサ７４０を含む。また、治療制御プロセッサ７４０は、頻拍性不整脈を治療する除細動／電気的除細動回路７３５によって生成される高エネルギーショックを制御してもよい。

心臓信号は心臓電極７２５を用いて検知される。検知された心臓信号は検知回路７２０によって受け取られ、検知回路７２０は、心臓信号を増幅し、フィルター処理し、かつ／またはディジタル化する回路を含む。検知された心臓信号は、オプションとして、ノイズ低減回路（図示せず）によって処理されてもよく、ノイズ低減回路は、信号が制御プロセッサ７４０に送られる前にノイズを低減しかつ／または信号の信号対ノイズ比（ＳＮＲ）を高めてもよい。

回路７２０は、Ｒ波、Ａ波、ＱＲＳ波、Ｑ^＊動揺、ヒス束興奮、および／または他の心臓信号特徴など、様々な心臓信号特徴を検出するように構成されてもよい。また、回路７２０は、内因性房室間隔（左および／または右）、ＱＲＳ幅、Ａ−Ａ間隔、Ｖ−Ｖ間隔、および／または他の心拍間隔を含む、内因性伝導間隔およびその他の心拍間隔を測定するように構成されてもよい。回路７２０からの情報は、治療制御プロセッサ７４０に入力される。最適化回路７７５は、回路７２０からの伝導情報を使用して最適なペーシング遅延を計算する。ペーシング間隔コントローラ７６５は、特定の心臓事象、たとえば、Ｑ^＊および／またはヒス束興奮に応答して開始される最適なペーシング遅延の同期を取る。

治療制御プロセッサ７４０は、検知された心臓信号および／または心臓頻拍性不整脈を検出するための他のセンサ入力の解析を調整する信号プロセッサなどの不整脈検出回路を含んでいてもよい。不整脈発作の存在と重症度を検出して検証するために、心拍数ベースおよび／または形態学的識別アルゴリズムが制御プロセッサ７４０によって実施されてもよい。不整脈が検出される場合に、治療制御プロセッサ７４０は、不整脈を終了または軽減するために、除細動／電気的除細動回路７３５による抗頻拍性不整脈ペーシング治療（ＡＴＰ）、電気的除細動、および／または除細動など、適切な治療の提供を調整してもよい。

通信回路７５０は、制御プロセッサ７４０に結合される。通信回路７５０は、患者外部装置７５５および患者植込み型装置など、装置間の通信を可能にする。一構成において、通信回路７５０および患者外部装置７５５では、患者外部装置７５５と通信回路７５０との間で信号およびデータを授受するために、当技術分野で周知のように、ワイヤー・ループ・アンテナおよび無線周波数テレメトリリンクを使用する。このようにして、植込み中および植込み後に、患者外部装置７５５から制御プロセッサ７４０にプログラミングコマンドおよびデータが転送されてもよい。医師は、患者外部プログラマを使用して、治療制御プロセッサ７４０によって使用される様々なパラメータを設定または修正することができる。たとえば、医師は、治療制御プロセッサ７４０のモニタリング、検出、ペーシング、および除細動の各機能に影響を与えるパラメータを設定または変更してもよい。

一定の実施形態において、制御プロセッサ７４０は、ペーシングタイミングを決定するための情報を患者外部装置７５５に送る。この情報は、たとえば、心臓電気信号、一定の特徴または点のタイミングを示すマーカー、信号の測定された特性または特徴、および／または他の情報を含んでいてもよい。患者外部装置７５５は、ペーシングタイミング間隔を決定するために送られた情報を使用してもよく、分析専門家によるペーシング遅延の決定を容易にするために情報を書式設定して表示してもよい。

本発明の実施形態に従って早期興奮に基づいてペーシングパルス供給のタイミングを取る過程は、植込み型装置によって実施されてもよく、プログラマまたは高度患者管理システムなどの患者外部装置によって実施されてもよく、あるいは最適値を計算するために印刷された索表を使用するなどして手動で実施可能な手順によって実施されてもよく、かつ／またはこれらの手法の任意の組合せによって実施されてもよい。

一実施形態において、患者外部プログラマ７５５はテレメトリリンクを介して制御プロセッサ７４０と通信し、未加工の電位図データ、特定の検知された事象に対応するマーカー、および／または検知された事象または植込み型装置によって計算された特徴幅の間の間隔の測定値のいずれかを受け取る。この後、外部プログラマ７５５はペーシングタイミング間隔の最適な設定値を計算してもよく、ペーシングタイミング間隔の最適設定値は、即刻の再プログラミングのために制御プロセッサ７４０に送られるか、あるいは外部プログラマを操作する臨床医に提言として示される。

別の実施形態において、外部プログラマ７５５は、データ、マーカー、および／または測定値を、アルゴリズムに従って制御プロセッサ７４０をプログラムする分析専門家に示してもよい。さらにさらなる実施形態において、ペーシングタイミングの決定は、完全自動であってもよく、植込み型治療装置によって実施されてもよい。

以上説明した好ましい実施形態に対しては、本発明の範囲から逸脱することなく種々の変更および追加が可能である。即ち、本発明の範囲は、前述した特定の実施形態によって制限されるべきではなく、特許請求の範囲およびその均等物のみによって定められるべきである。
以下に、上記各実施形態から把握できる技術思想を記載する。
（付記１）
心臓ペーシング装置を作動させる方法であって、
心房事象と少なくとも１つの心室の心室脱分極との間の内因性房室間隔に基づいて最適なＡＶ遅延を計算すること、
心房興奮から心室早期興奮までの間隔（ＡＶ _EA ）を決定すること、
前記計算された最適なＡＶ遅延から前記ＡＶ _EA を差し引くことによって、前記心室の早期興奮ペーシング間隔を計算すること、
心周期の間に前記心室の早期興奮を検知すること、
前記早期興奮を検知することに応答して、前記心周期の早期興奮ペーシング間隔を開始すること、
前記早期興奮ペーシング間隔の終了に対して、前記心周期の間に前記少なくとも１つの心室をペーシングすること、
を備える方法。
（付記２）
前記ＡＶ _EA を決定することは、前記心房事象と心室脱分極Ｑ ^＊の開始との間の間隔を決定することを含む、付記１に記載の方法。
（付記３）
前記ＡＶ _EA を決定することは、
前記ヒス束の脱分極を検知すること、
前記心房事象と前記ヒス束の脱分極との間の間隔を決定すること、
を含む、付記１に記載の方法。
（付記４）
前記少なくとも１つの心室は右心室を含む、付記１に記載の方法。
（付記５）
前記少なくとも１つの心室は左心室を含む、付記１に記載の方法。
（付記６）
前記少なくとも１つの心室は右心室と左心室とを含む、付記１に記載の方法。
（付記７）
前記心室の早期興奮を検知することに応答して前記早期興奮ペーシング間隔を開始することは、右心室または左心室の早期興奮を検知することに応答して前記早期興奮ペーシング間隔を開始することを含み、
前記早期興奮ペーシング間隔の終了に対し前記心室をペーシングすることは、前記早期興奮ペーシング間隔の終了に対し前記右心室および左心室をペーシングすることを含む、付記１に記載の方法。
（付記８）
前記右心室および左心室をペーシングすることは、右心室および左心室ペーシングを実質的に同時に行うことを含む、付記７に記載の方法。
（付記９）
前記右心室および左心室をペーシングすることは、心室間遅延によって隔てられた右心室および左心室ペーシングを順番に行うことを含む、付記７に記載の方法。
（付記１０）
心調律管理装置であって、
複数の心腔に電気的に結合された電極と、
前記電極を介して心臓電気信号を検知し、心臓事象に関連する心臓信号特徴を検出するように構成された検知回路と、
前記検知回路に結合され、１つまたは複数の心拍間隔を測定するように構成された測定回路であって、前記１つまたは複数の心拍間隔が、心房事象と少なくとも１つの心室の心室脱分極との間の房室間隔（ＡＶＩ）と、心房事象と前記心室の心室脱分極の早期興奮との間の心房興奮から心室早期興奮までの間隔（ＡＶ _EA ）とを含む、前記測定回路と、
前記測定された房室間隔に基づいて最適なＡＶ遅延を計算し、前記計算された最適なＡＶＤから前記測定されたＡＶ _EA を差し引くことによって、前記心室の早期興奮ペーシング間隔を計算するように構成された最適化回路と、
前記心室の早期興奮を検知することに応答して、前記早期興奮ペーシング間隔を開始するように構成されたペーシング間隔コントローラと、
前記早期興奮ペーシング間隔の終了に対して、前記心室をペーシングするように構成されたペーシング治療回路と、
を備える心調律管理装置。
（付記１１）
前記心室の早期興奮の間隔は、前記心房事象と心室脱分極Ｑ ^＊の開始との間の間隔を含む、付記１０に記載の心調律管理装置。
（付記１２）
前記心室の早期興奮の間隔は、前記心房事象とヒス束脱分極との間の間隔を含む、付記１０に記載の心調律管理装置。
（付記１３）
心臓ペーシング装置を作動させる方法であって、
第１の心周期の心房（Ａ−Ａ）間隔および内因性房室間隔（ＡＶＩ）を測定すること、
前記測定されたＡ−Ａ間隔と前記測定されたＡＶＩとに基づいて、同期された心室腔のペーシング補充収縮期間を計算すること、
前記第１の心周期の内因性拍動心室脱分極を検知することに応答して、前記ペーシング補充収縮期間を開始すること、
前記第１の心周期の直後に続く第２の心周期の間に、前記ペーシング補充収縮期間の終了に対して同期された心室腔をペーシングすること、
各後続の心周期に対して、直前の心周期から測定されたＡ−Ａ間隔に少なくとも基づいて前記ペーシング補充収縮期間を再計算すること、
を備える方法。
（付記１４）
前記拍動心室は右心室であり、前記同期心室は左心室である、付記１３に記載の方法。
（付記１５）
前記拍動心室は左心室であり、前記同期心室は右心室である、付記１３に記載の方法。
（付記１６）
前記ペーシング補充収縮間隔は、前記第１の心周期の内因性房室間隔と最適化され同期された心房心室腔遅延との間の差に基づく、付記１３に記載の方法。
（付記１７）
前記ペーシング補充収縮間隔は、前記第１の心周期の内因性房室間隔と、前記第１の心周期のＡ−Ａ間隔から最適化され同期された心房心室腔遅延を差し引いた間隔との差よりなる、付記１３に記載の方法。
（付記１８）
心調律管理装置であって、
複数の心腔に電気的に結合された電極と、
前記電極を介して心臓電気信号を検知し、心臓事象に関連する心臓信号特徴を検出するように構成された検知回路と、
前記検知回路に結合され、１つまたは複数の心拍間隔を測定するように構成された測定回路であって、前記１つまたは複数の心拍間隔が、心房事象と、心房事象と心室脱分極の間の房室間隔（ＡＶＩ）との間の間隔を含む、前記測定回路と、
第１の心周期の間に測定されたＡ−Ａ間隔と前記第１の心周期の間に測定されたＡＶＩとに基づいて、同期された心室腔のペーシング補充収縮間隔を計算するように構成された最適化回路と、
前記第１の心周期の内因性拍動心室脱分極を検知することに応答して、ペーシング補充収縮間隔を開始するように構成されたペーシング間隔コントローラと、
前記第１の心周期の直後に続く第２の心周期の間に前記ペーシング補充収縮間隔の終了に対して同期された心室腔をペーシングするように構成されたペーシング治療回路であって、前記最適化回路は、直前の心周期から測定されたＡ−Ａ間隔に少なくとも基づいて各後続の心周期の前記ペーシング補充収縮間隔を再計算するように構成されている、前記ペーシング治療回路と、
を備える心調律管理装置。
（付記１９）
前記ペーシング補充収縮間隔は、前記第１の心周期の内因性房室間隔と最適化され同期された心房心室腔遅延との間の差に基づく、付記１８に記載の心調律管理装置。
（付記２０）
前記ペーシング補充収縮間隔は、前記第１の心周期の内因性房室間隔と、前記第１の心周期のＡ−Ａ間隔から最適化され同期された心房心室腔遅延を差し引いた間隔との差に基づく、付記１８に記載の心調律管理装置。

Claims

心調律管理装置（６００，７００）であって、
複数の心腔に電気的に結合された電極（６４１，６４２，６５１〜６５６，７２５）と、
前記電極を介して心臓電気信号を検知し、心臓事象に関連する心臓信号特徴を検出するように構成された検知回路（７２０）と、
前記検知回路に結合され、１つまたは複数の心拍間隔を測定するように構成された測定回路であって、前記１つまたは複数の心拍間隔が、心房事象と少なくとも１つの心室の心室脱分極との間の房室間隔（ＡＶＩ）と、心房事象と前記心室の心室脱分極の早期興奮との間の心房興奮から心室早期興奮までの間隔（ＡＶ_EA）とを含む、前記測定回路（７２０）と、
前記測定された房室間隔に基づいて最適なＡＶ遅延を計算し、前記計算された最適なＡＶ遅延から前記測定されたＡＶ_EAを差し引くことによって、前記心室の早期興奮ペーシング間隔を計算するように構成された最適化回路（７７５）と、
前記心室の早期興奮を検知することに応答して、前記早期興奮ペーシング間隔を開始するように構成されたペーシング間隔コントローラ（７６５）と、
前記早期興奮ペーシング間隔の終了に対して、前記心室をペーシングするように構成されたペーシング治療回路（７３０）と、
を備える心調律管理装置。
前記心室の早期興奮の間隔は、前記心房事象と心室脱分極Ｑ^＊の開始との間の間隔を含む、請求項１に記載の心調律管理装置。
前記心室の早期興奮の間隔は、前記心房事象とヒス束脱分極との間の間隔を含む、請求項１に記載の心調律管理装置。
前記少なくとも１つの心室が、右心室を含むか、あるいは左心室を含むか、または右心室と左心室との双方を含む、請求項１乃至３のいずれか一項に記載の心調律管理装置。
前記最適化回路は、右心室または左心室の早期興奮を検知することに応答して、前記早期興奮ペーシング間隔を計算するように構成されており、
前記ペーシング治療回路は、前記早期興奮ペーシング間隔の終了に対して、前記右心室および左心室をペーシングするように構成されている、請求項１に記載の心調律管理装置。
前記ペーシング治療回路は、前記右心室および左心室のペーシングを実質的に同時に行うように構成されているか、または
前記ペーシング治療回路は、心室間遅延による間隔で前記右心室および左心室のペーシングを順番に行うように構成されている、請求項５に記載の心調律管理装置。