JP5601892B2 - 自発的な房室伝導に適した刺激モードに対する患者の耐性を分析する装置および方法 - Google Patents

Description

この発明は、１９９０年６月２０日付けＥＣ理事会指令第９０／３８５／ＥＥＣ号により定義される「能動植込み型医療機器」であって、患者の心臓の鼓動を継続して監視し、且つ装置がリズム障害を検出した場合、電気刺激、再同期、電気的除細動および／または除細動パルスを患者の心臓に必要に応じて付加する心臓ペースメーカー、細動除去器および／または電気除細動機などの植込み型心臓補助装置を含む能動植込み型医療機器に関し、より詳細には、心房および心室の双方において刺激および検出を行う回路を具備する装置を対象とする。

心臓補助装置として知られている能動植込み型医療装置の動作の基本モードはＡＡＩモードであり、あるいはより正確には「擬似ＡＡＩモード」であり、シングルチャンバ心房ペーシング（狭義のＡＡＩモード）と心室活動の監視とを伴っている。このモードは、房室伝導が正常である限り、すなわち各心房事象（例えば、自発的な活動に相当する心房検出、刺激に対応する心房ペーシング）に続いて関連付けされた心室検出が後続している限り、通常は維持される。

しかし、心房事象−自発的心房脱分極（Ｐ波の検出）であるとまたは刺激された心房脱分極（Ａパルスの付加）であるとにかかわらず−の後に装置がデュアルチャンバモードにおいて動作するとき、装置は同時に心室活動を監視し、「房室遅延」（通称ＡＶＤ）と呼ばれる遅延の測定を開始する。ＡＶＤの終端において、自発的心室活動（Ｒ波）が検出されない場合、装置は心室刺激（Ｖパルスの適用）を始動させる。

近年の臨床試験は、デュアルチャンバペースメーカを有する患者の間では心不全の発生または心房細動を防止するために、右室ペーシングをできるだけ避けることが推奨されるべきことを示している。これは、永久的心室ペーシングの使用を必要とする永久伝導障害にかかっていない患者の真性ＡＶ伝導を保持するためになされる。

この点において、近年の心臓補助装置は新しい刺激モードを実装し、この新しい刺激モードは、自発的な心室伝導を強調して、長いＡＶＤを伴った操作を可能とする。この長いＡＶＤは、電位的な自発性心室伝導が生じ得る時間を増すこともあるが、その代わり、長いＡＶＤの症状が維持されるというリスクを容認することにもなる。

幾つかのペースメーカ、例えば欧州特許第０４８８９０４号明細書およびその対応米国特許第５，３１８，５９４号明細書（エエルア メディカル、現在はソーリン ＣＲＭ）に記載されている種類のペースメーカは、伝導障害を有しない患者を刺激するためにＤＤＤモードにおいて使用されるＡＶＤヒステリシス・アルゴリズムを備えている。これらの装置は、２つのモード、ＤＤＤモードまたはＡＡＩモード（ＡＡＩモードとはＡＶ遅延を延長させることによって修正されたＤＤＤモードである）において動作することができ、ＤＤＤからＡＡＩへのおよびそれとは逆の自動モード切換（ＣＡＭ）を提供する「ＤＤＤ−ＣＡＭ」と呼ばれるモードを備えている。ＡＶＤ値は固定されていないが、心拍数が安静時心拍数近傍である場合に使用される最大値と心拍数が最大値近傍である場合に使用される最小値との間を直線的に変化する。このＡＶＤの適応の詳細については、例えば欧州特許出願公開第１０５９０９９号Ａ明細書およびその対応米国特許第６，６２２，０３９号明細書（エエルア メディカル、現在はソーリン ＣＲＭ）に記載されている。ＡＶＤヒステリシス・アルゴリズムについての基本概念は、特定の基準の下でのＡＶＤ値を電位の自発的リズムの発生に適した値にまで拡大することである。すなわち、ＡＶＤは不必要な心室ペーシングを避けるために延長されうるし、また自発的リズムが検出されない場合は次第に減少され、従来のＤＤＤ刺激の通常の値に回帰されうる。

この技術は一部の患者における自然伝導を保持するが、特に洞機能不全の患者など他の患者においては、有用性が限定的であることが分かった。ヒステリシスの上下限が自発的リズムの検出を困難にするからである。

この限界を克服するために、「ＡＡＩｓａｆｅＲ」と呼ばれる新しいペーシング・モードが最近の装置において開発された。その基本的原理は、欧州特許第１３４６７５０号明細書およびその対応米国特許第７，１６４，９４６号明細書（エエルア メディカル、現在はソーリン ＣＲＭ）において説明される。ＡＡＩｓａｆｅＲモードにおいては、装置はＡＡＩモードで動作し、且つ心室脱分極の一時的な障害を引き起こす房室ブロック（ＡＶＢ）の発生を検出するために心室活動を常に監視する。この場合多くの条件が満たされるので 、装置は、この一時的なＡＶＢ状態に応じて最適化された動作パラメータを伴ったＤＤＤモードへ自動的に切換わる。これに対して、マルチサイト装置においては、「ＡＡＩＳａｆｅＲＲ」と称する両室刺激モード（「ＢｉＶ」モードとも称する）への切換が行われる。ＡＶＢ状態が消滅ししたがって房室伝導が回復した後、他の条件のいくつかが満たされると、装置は自動的にＡＡＩモードに回帰する。ＡＡＩｓａｆｅＲ（またはＡＡＩＳａｆｅＲＲ）モードも、第１種のＡＶブロックすなわちＡＶＢ１、換言すると、長過ぎるＡＶＤの存在の検出に関係する切換要件を有する：すなわち、装置が例えば連続６サイクルを超える長過ぎるＡＶＤ（通常３５０−４５０ｍｓより長い）を検出すると、装置はＤＤＤモードへ切換わり、マルチサイト装置においては同様に両室モードへ切換わる。

ＡＡＩｓａｆｅＲ（またはＡＡＩＳａｆｅＲＲ）モードは非常に効率的に自然伝導を保持し、そして、臨床試験の結果は残存的心室ペーシングのパーセンテージが０に近いことを示している。これまで様々な改良がなされており、例えば、早期心室収縮の発生を除去したり（欧州特許第１４７０８３６号明細書およびその対応米国特許第７，０７６，２９７号明細書を参照（エエルア メディカル、現在はソーリン ＣＲＭ））、および／または発作性ＡＶブロックの発生を除去したり（欧州特許出願公開第１５５０４８０号Ａ明細書および対応米国特許第７，３６６，５６６号明細書を参照（エエルア メディカル、現在はソーリン ＣＲＭ））する改良であり、こうした改良を、安全ウィンドウ中に発生する不確実な性質の心室事象の存在下において行い（欧州特許出願公開第１７３１１９５号Ａ明細書およびその対応米国特許出願公開第２００７／０１３５８４９号明細書を参照（エエルア メディカル、現在はソーリン ＣＲＭ））、あるいは、心室頻拍の存在下において行う（欧州特許出願公開第１７３１１９４号Ａ明細書およびその対応米国特許出願公開第２００７／０１３５８５０号明細書を参照（エエルア メディカル、現在はソーリン ＣＲＭ）ものであった。

ＡＡＩｓａｆｅＲ（またはＡＡＩＳａｆｅＲＲ）ペーシングモードの特性の１つは、プログラム可能な非常に長いＡＶＤを可能にすることである。しかしこのような遅延は、患者によって多少耐用され得、すなわち特定の条件下（例えば、安静時）において耐用され得、他の条件下（例えば、運動時）においては耐用性がより低くなる。徐拍・頻拍性不整脈を患って抗不整脈薬を服用している患者において、ＡＡＩモードにおける長過ぎるＡＶＤに関連した症状の発現が目立って報告された。

一部の患者において、あまりに頻繁に右心室を刺激するリスクと、長過ぎるＡＶＤの使用によって症状が進行するリスクとの均衡をとらなければならない。特定の基準が存在しないとき、このリスクは、例えば患者の駆出率の関数として評価され、また再診来院において報告された症状に基づくものであると思われるが、いずれにしても患者の即時的状況に基づくものでは決してない。

さらに、長過ぎるＡＶＤ時間に関連するこれらの問題点は、一過性のものであって、例えば患者の特定の活動期間のみ、または心房ペーシングの期間中であって自発的なＰ波の後ではない期間についてのみ起こるうるものであるかもしれない。このような場合において、これらの一過性の現象を克服するために短いＡＶＤを永続的にプログラムすることは有害であろう。

したがって、本発明の目的は、患者の自然伝導に適したペーシングモード（ＡＶＤヒステリシス型の装置またはＡＡＩＳａｆｅＲＲ型（またはＡＡＩＳａｆｅＲＲ型）の装置を含む）を具備し、ＡＶＢ１の場合において長いＡＶＤと考えられるものに関する上記の問題点および限界を克服する心臓補助装置を提供することである。

概して、本発明は血行動態センサ、典型的には、長いＡＶＤに対する患者の耐性を監視し、且つ評価する心内膜加速度（ＥＡ）センサ（しかしこれに限定されるものではない）の使用に関するものであり、これによって真性伝導が許容されるか否かを判断し、そしてこの評価の結果に基づいてＤＤＤモード（またはマルチサイト装置の場合はＢｉＶモード）へ切換える基準を変更する。これは、患者によって耐用される限り自発的な心室伝導を維持する可能性を最大化し一方で長いＡＶＤの症状を許容するリスクを最小化するためになされる。

より具体的には、心臓力学の文脈において、完全な心房収縮を生じさせその結果心房に含まれる血液を心室内に流れ込ませ、また心房収縮が完了したら直ちに心室収縮を生じさせることができるよう、ＡＶＤは十分長くなければならない。しかし、心室収縮はあまり長い時間を経た後に生じるべきではない。なぜならば長過ぎるＡＶＤは心房／心室システムを解離するおそれがあり、また逆行性伝導による不整脈を引き起こす、すなわち心臓サイクルの血行動態効果を減少させるリスクを伴うからである。実際のところ、心房収縮が心室充満を完了させるに当たって、充満の終了と心室排出の開始との間の遅延は、血行動態の観点から言えば、「失われた」時間である。加えて、ＡＶＤのいかなる延長期間も心室拡張（排出後心室充満）に影響を与え、この心室充満の終端を遅延させ、この遅延した終端は次の心房収縮と重複する。したがって、ＡＶＤを各々の患者によりよく適合させることによって、心室排出の開始（心室の刺激によって生じる）が心房による心室の充満の直後に起こるようにすることは重要である。

血行動態センサは、患者の運動の有無を検出し且つ代謝要求を計るため例えば労作や活動の検出レベルに従い刺激の心拍数を適用するよう使用される活動センサ（例えば加速度計）および代謝センサ（例えば分時換気センサ）とは区別される。

心内膜加速度センサまたは生体インピーダンスセンサなどの血行動態センサは、上記の活動センサおよび／または代謝センサとして患者の労作を監視することができるのみならず、特定の事象（例えば心室性不整脈）や、薬や、場合によってはＡＶＤの変更といったものに対する患者の血行動態的耐性の表示もなすことができる。

米国特許第５，５４９，６５０号明細書（Ｂｏｒｎｚｉｎ，ｅｔ ａｌ．／Ｐａｃｅｓｅｔｔｅｒ，Ｉｎｃ．）は、ＡＶＤ値を適合させるように設計された血行動態センサを具備するペースメーカを記載する。同明細書に記載の技術は、患者の反応に従ってＡＶＤ値を最適化するよう変更を行うことのみを目的とする。これに対して本発明の目的は、血行動態センサを使用することで、長いＡＶＤ値を制御するのみならず、ＤＤＤ（またはＢｉＶ）モードへの切換の制御をも行うことである。この制御は、長いＡＶＤ値が（血行動態の観点から）患者によって十分に耐用されない場合には、ＤＤＤ（またはＢｉＶ）モードへのより迅速な切換えによってなされ、または逆に、長いＡＶＤが十分に耐用される場合には、伝導を維持するようＤＤＤ（またはＢｉＶ）モードへの切換えを抑制することによってなされる。同様にマルチサイト装置においては、本発明は両室モードへの切換えを管理する。

本発明の一態様は、心臓刺激、再同期および／または徐細動のための能動植込み型医療装置に関し、前記装置は、自発的な心房事象および心室事象を検出する手段と、心室ペーシング刺激パルスおよび心房ペーシング刺激パルスを付加する手段と、房室遅延の後に検出された自発的な心室脱分極が存在しない場合において、心室センシングおよび心室ペーシングによってＤＤＤモードおよび／または両室モードで前記装置を作動させる手段と、モード切換手段であって、所定の基準に基づき、ＤＤＤ（またはＢｉＶ）モードと自発的房室伝導を強調するペーシングモードとの間で装置の切換をなし、そして逆にＤＤＤ（またはＢｉｖ）モードからペーシングモードへと戻る切換をなす条件付き制御を行うモード切換手段とを備える。

好適には、本発明の装置は、拍出量信号を有する血行動態センサと、前記拍出量出力信号から自発的房室伝導に対する患者の耐性を表示する血行動態指標を得る手段と、前記血行動態指標に基づいて前記装置の前記ＤＤＤ（またはＢｉＶ）モードへの前記切換を抑制または強制する手段とを備える。

前記ＤＤＤ（またはＢｉＶ）モードに対する前記自発的な房室伝導に適した前記ペーシングモードは、好適には、心室センシングを有するＡＡＩモードと、ＡＶＤのヒステリシスを有するＤＤＤ（またはＢｉＶ）モードとのうちいずれか一方である。

本発明の有利な実施形態によれば、装置は、房室ブロックの発生を判定する診断手段と、前記装置の前記ＤＤＤ（またはＢｉＶ）モードへの前記切換を抑制または強制する手段と、診断手段であって前記診断手段により検出された房室ブロックが存在しない場合に限り選択的に作動する診断手段と抑制手段とを必要に応じて備える。

他の実施形態においては、装置は、心房ペーシングと連続的な自発的心室脱分極との間の間隔ＡＲの現行値を評価する手段と、前記間隔ＡＲの現行値を第１の閾値と比較する手段と、前記装置の前記ＤＤＤ（またはＢｉＶ）モードへの前記条件付き切換を抑制または強制する手段とを備え、前記評価手段、比較手段、抑制手段は、間隔ＡＲの現行値が前記第１の閾値を上回る場合に限り選択的に作動する。この場合、前記第１の閾値は心拍数に基づく可変閾値であり、また前記装置は、現時点の心拍数が増加した際に前記第１の閾値を動的に低減させる手段をさらに備える。

本発明の他の実施形態は、患者の労作時の状態を検出する手段をさらに備えた装置であり、ＤＤＤ（またはＢｉＶ）モードへの強制切換に応じて、前記装置の前記ＤＤＤ（またはＢｉＶ）への前記切換を抑制または強制する手段は、デュアルチャンバモードへの切換を強制し、前記装置が患者の労作時の状態を検出するまで自発的な房室伝導に適したペーシングモードへの回帰を抑制する。

好適な実施形態においては、前記装置の前記ＤＤＤ（またはＢｉＶ）モードへの前記切換を抑制または強制する手段は、前記血行動態指標の現行値を基準血行動態指標と比較するよう動作し、前記指標の現行値が基準血行動態指標を下回ったときに前記装置を前記ＤＤＤ（またはＢｉＶ）モードへ強制切換する。この場合、前記基準血行動態指標の値は心拍数に基づく可変値である。前記装置は現時点の心拍数が増加したときに前記基準血行動態指標を動的に増加させる手段をさらに備える。より好適には、この特定の値は、最小限度と最大限度との間で制御可能に変動する。前記装置は前記最小限度と最大限度とを動的に更新する手段をさらに備える。

本発明の他の実施形態において、装置は、永久房室ブロックの発生を判定する診断手段と、前記診断手段によって検出された房室ブロック存在下において前記基準血行動態指標を心拍数に依存しない値に強制設定する。好適には、前記血行動態センサは、心内膜加速度センサ、心外膜加速度センサ、心筋壁運動センサ、心臓内圧力センサ、心臓内生体インピーダンスセンサ、酸素飽和度を測定する光学センサ、超音波によって体積変化を測定するセンサのうちいずれか一つである。心筋の循環収縮によって生じる運動を表示する信号を付加する血行動態心内膜加速度センサの場合、装置は、心室収縮に関連する最大心内膜加速度に対応する要素を信号において認識し且つ分離する手段と、前記要素の振幅に基づいた前記血行動態指標を得る手段とを備える。他の実装において、装置は心室収縮に関連するそれぞれ二つの最大心内膜加速度に対応する少なくとも二つの要素を前記センサにより付加された信号において認識し且つ分離する手段と、前記二つの要素を区別する時間間隔から前記血行動態指標を得る手段とをさらに備える。

本発明の文脈において、「デュアルチャンバ」モードとの表現は、心房センシングおよび心房刺激ならびに心室センシングおよび心室刺激を提供するペーシング・モードを意味するものとされており、したがって従来のデュアルチャンバ心臓補助においてはＤＤＤモード、そしてマルチサイト心臓補助装置においてはＢｉＶモードの動作を概して含むと理解されなければならない。

本発明のその他の構成、利点および特徴は、添付の図面に基づき記載された下記の本発明の好ましい実施形態の詳細な説明を参照した当業者に明らかにされ、ここで同一の参照符号は同一の構成要素を示している。

患者の典型的な心電図（ＥＣＧ）と、これに対応する心内膜加速度（ＥＡ）信号であって発作性ＡＶＢ１の患者の一連の連続的な心拍周期中に収集したＥＡ信号とを示す二つの一連のタイミング図である。 指標ＥＡの基準値と心拍数との比例関係を示す。 それを上回った時に装置が血行動態的耐性の評価を行うＡＲ間隔の閾値と心拍数との比例関係を示す。 本発明に基づくＡＡＩｓａｆｅＲ型のペースメーカの動作を示したフローチャートである。 本発明に従って血行動態的耐性を監視するアルゴリズムのフローチャートである。 本発明に従って血行動態の監視に使用される基準値認知アルゴリズムのフローチャートである。 患者の典型的ＥＣＧと、これに対応するＥＡ信号であって恒久的ＡＶＢ１の患者の場合における一連の連続的な心拍周期中に収集したＥＡ信号とを示す二つの一連のタイミング図である。

図１乃至６を参照して、本発明の実装例を説明する。

本発明のソフトウェア関連の側面に関して、本発明の機能およびプロセスは、心内膜リードおよび／または患者の病状を監視する様々なセンサを通じて供給される信号を得るための手段を具備する周知の植込み型パルス発生器、例えばペースメーカまたは細動除去器／電気除細動機、のソフトウェアの適切なプログラミングによって実装することができる。

一実施形態において、本発明はフランス国クラマールのソーリン ＣＲＭ社（Ｓｏｒｉｎ ＣＲＭ）が発売するリプライ・アンド・パラディム（Ｒｅｐｌｙ ａｎｄ Ｐａｒａｄｙｍ）ブランドの装置、および他の製造業者のこれと同等の商業用および／または独占所有権のある装置などの商業用植込み装置に適用される。これらの装置は、植込み電極や様々なセンサにより集められた電気信号を取得し、フォーマットし、処理し、および植込み電極にペーシング（刺激）パルスを付加することを目的とする回路を含む、プログラム可能なマイクロプロセッサを備えている。本願明細書に記載のとおり、内部メモリに保存されて作動する幾つかのソフトウェア（すなわちソフトウェア制御モジュール）を、遠隔測定によってこれらの装置にアップロードして、本発明の所望の特徴と機能を実装することも可能である。これらの装置に本発明の特徴を実装することは、技術分野における通常の技術を有する者によって容易に実施し得ると考えられているため、本文書においては詳述しない。

本発明は、自然伝導を保持するアルゴリズム（例えばＡＡＩｓａｆｅＲ型のアルゴリズムまたはＤＤＤ−ＣＡＭ型のヒステリシスを有するアルゴリズム）と、患者の活動期間（例えば運動または労作）を患者の安静期間から区別する１つまたはそれ以上の物理センサ（例えば加速度計Ｇ）および／または生理センサ（例えば分時換気ＭＶ）とを具備するペースメーカまたは細動除去器等の装置に特に適用される。

一実施形態において、本発明の装置は血圧の増加と相関する収縮能の変化を推定するための血行動態センサをさらに含む。血行動態センサは、例えば欧州特許第０５１５３１９号明細書（対応米国特許第５，３０４，２０８号明細書）、欧州特許第０５８２１６２号明細書（対応米国特許第５，４５４，８３８号明細書）または欧州特許第０６５５２６０号明細書（対応米国特許第５，４９６，３５１号明細書）にて説明されているように、最大心内膜加速度（ＰＥＡ）型の心内膜加速度センサであってもよい（これら３つの特許は、ソーリン バイオメディカル カーディオ ＳｐＡ社に譲渡されている）。欧州特許第０５１５３１９号明細書（対応米国特許第５，３０４，２０８号明細書）は、心室の頂点に植込まれた、遠位刺激電極を備えた心内膜リードを使用して心内膜加速度（ＥＡ）信号を集める方法を説明し、また心内膜加速度を測定するマイクロ加速度計をも説明する。欧州特許第０６５５２６０号明細書（対応米国特許第５，６９３，０７５号明細書）は、健康な心臓の各サイクルにおいて認識できる二つの主要な雑音に対応する心内膜加速度（ＥＡ）の二つの最大値を得るために、測定された心内膜加速度（ＥＡ）信号を処理する方法を説明する。

より具体的には、第一最大心内膜加速度（「ＰＥＡ１」）は、等容性心室収縮（心収縮）の始期における僧帽弁と三尖弁の閉鎖に対応する。前記第一最大ＰＥＡ１の変動は、心室内の圧力変化に密接に関連しており、それゆえＰＥＡ１は、心筋収縮を表示するパラメータである。第一最大ＰＥＡ１の振幅は、より正確に言うと、左心室内の正の最大血圧変化率ｄＰ／ｄｔと相関している。

第二最大心内膜加速度（「ＰＥＡ２」）は、等容性心室拡張期における大動脈弁と肺動脈弁の閉鎖に対応する。この第二最大ＰＥＡ２は、大動脈中で流れる大量の血液の急激な減速によって生じるものであり、それゆえＰＥＡ２は、心臓拡張始期の末梢血圧を表示するパラメータである。

あるいは、前記血行動態センサは、例えば欧州特許第１１１６４９７号明細書（対応米国特許第６，６０４，００２号明細書）または欧州特許第１１３８３４６号明細書（対応米国特許第６，７２５，０９１号明細書）（両特許は、エエルア メディカル、現在はソーリン ＣＲＭとして知られている会社を名義人とする）において開示された生体インピーダンス（ＢｉｏＺ）測定用センサ等の心臓内インピーダンスセンサであってもよい。具体的には、欧州特許第１１１６４９７号明細書（対応米国特許第６，６０４，００２号明細書）は、拡張期容積と収縮期容積を評価し、それによって心拍出量の表示およびそれゆえ駆出率の表示を得るために生体インピーダンス信号の動的測定を実行する方法を説明する。この文書は、特に弁内外の生体インピーダンス（心臓の同一の側に位置する心房心室間のインピーダンス）を三極配置によって測定する技術を説明する。この技術では、心房の部位と心室の部位との間に電流パルスを注入し、心房の部位と心室の部位との間の電位差を回収するが、ここでこれらの部位のいずれか一つは前記注入と前記回収とをともに行う部位であり、いずれか一つは注入専用の部位であり、またいずれか一つは回収専用の部位である。注入電流は少量なので、心臓細胞を刺激するには不十分である。

欧州特許第１１３８３４６号明細書（対応米国特許第６，７２５，０９１号明細書）は、他の種類の生体インピーダンス測定、すなわち経中隔生体インピーダンス、つまり心臓の一方の側に位置する部位と心臓の他方の側に位置する部位との間のインピーダンスの測定について説明する。この技術も、駆出率を表示する信号の取得に寄与するが、当該信号は弁内外生体インピーダンスよりも弱くまた中隔組織のインピーダンスによる影響も受ける。

心内膜加速度センサを記載する実施例の下記の説明において、上記の教示は他の種類の加速度センサ、例えば心外膜センサや心筋壁運動のセンサ、あるいは心臓内の生体インピーダンスセンサや圧力センサなどの心筋の血行動態の挙動を表示する信号を付加する他のあらゆる種類のセンサ一般、にも適用可能であると理解されるべきである。これらのセンサは、長いＡＶＤに対する患者の血行動態的耐性を評価するが、ＡＶＤ値が十分に耐用されない場合には、ＡＶＤ値を調整するだけでなく、ＤＤＤモードにすぐに切換えるように設計されており、また逆に、房室遅延が血行動態的に耐用される場合には、真性伝導を保持し、ＤＤＤモードへの切換えを防止または遅延させるように設計されている。

長いＡＶＤは、電位ＡＶＢ１の特徴をなす状況である。具体的には、第１度ＡＶブロックすなわちＡＶＢ１は、存在はするが遅延した伝導に対応する。これは以下と区別される：（ｉ）ＰＲ（またはＡＲ）間隔が徐々に延長し、その結果、Ｐ波の一部はもはや伝導されなくなる不完全な伝導を特徴とする第２度房室ブロック（ＡＶＢ２）；（ｉｉ）完全にブロックされた（刺激性または自発性の）心房波、すなわち心室脱分極が後続しない心房事象、によって示される完全ＡＶブロックまたは第三度ＡＶＤ（ＡＶＢ３）、そして、（ｉｉｉ）２つの心室事象を分ける間隔が一定期間、例えば３秒よりも長い場合、または心室休止が房室伝導障害に起因するものではない場合の心室休止。

ＡＶＢ１は、発作性または永久性のいずれかであり得る。発作性ＡＶＢ１は断続的であり、睡眠またはストレスの状態において典型的に発生し、そして労作終了時または起床時に自然に消滅する。対照的に永久性または準ＡＶＢは、十分に考慮すべき慢性疾患を示す。

発作性ＡＢＶ１の場合における本発明の実装
図１を参照すると、上方のタイミング図は、各心拍周期について、刺激性の心房波Ａ、そして後続する自発性の心室脱分極波Ｒを含む心内膜心電図（ＥＣＧ）を示す。第１の周期において、刺激Ａと検出Ｒ間の遅延ＡＲ１は、後の周期における遅延ＡＲ２より短く、真性伝導ＡＶ遅延の増加を示す。下方のタイミング図は血行動態信号、典型的には上方の図のＥＣＧ信号と対応する心内膜加速度（ＥＡ）信号を示す。ここに示した例では、選ばれた典型的なパラメータは、ＱＲＳ群の時点におけるＥＡ信号の振幅ＥＡ１、ＥＡ２…、すなわち、等容性心室収縮の段階の始期における第一の主要な雑音に対応する第一最大心内膜加速度（ＰＥＡ１）である。第一最大値（ＰＥＡ１）の振幅の変動が心室内の圧力変化に密接に関連していることは公知であり、それゆえ心筋収縮性を表示するパラメータである。破線は、良好な血行動態的耐性（例えばＥＡ１＞ＥＡ_ｒｅｆ）と不良な血行動態的耐性（例えばＥＡ２＜ＥＡ_ｒｅｆ）を区別するための基準振幅（ＥＡ_ｒｅｆ）を示す。

したがって、遅延ＡＲ１の場合、振幅ＥＡ１が基準値よりも大きいということは、遅延ＡＲ１が耐用されていることを示しており、それゆえ装置の特別な動作やモードの変更を必要としない。対照的に、ＡＲ１より長い遅延であるＡＲ２の場合、対応する振幅ＥＡ２は基準値ＥＡ_ｒｅｆよりも小さい。これは遅延ＡＲ２が耐用されていないことを示しており、それゆえＡＶＢ１に関連した症状を防ぐため心室ペーシングを必要とする。

本発明の原理は、ＡＶＤと信号のピーク振幅（例えば、ＥＡおよび／または、第二最大値の振幅、第一最大値と第二最大値との間隔等といったその他の関連するパラメータ）との間の相関関係を、長いＡＶＤに対する患者の血行動態的耐性の指数またはマーカとして使用することである。

この指数またはマーカをＩｎｄｉｃｅ＿ＥＡとする。基準血行動態指標は、ＡＶＤの正常値について安静時及び運動時における血行動態指標の平均値を求めることによって規定され、換言すればＡＶＢ１（すなわち、閾値を下回るＡＶＤの値であり、以下、この閾値をＭａｘＡＲｈｅｍｏと呼ぶ）が、そのＭａｘＡＲｈｅｍｏを上回ったときに血行動態耐性が評価される）が存在しない場合における血行動態指標の平均値を求めることによって規定される。このようにして判定された血行動態指標値基準値は、患者の活動に依存する変数、例えば安静時の値と労作時の値との間の線形変動である。この基準値が定まり、そして長いＡＶＤが経験されたとき（遅延ＡＲはＭａｘＡＲｈｅｍｏの閾値より高い）、装置は現行指標を基準指標と比較する。便宜上、「指標」という言葉は、「血行動態指標」のことを指すために交換可能に使用される。

現行指標が基準指標未満の場合、装置は、血行動態的耐性が存在せずかつ患者がＡＶＢ１を経験しているまたはその恐れがある、と見なす。この場合、十分な血行動態状況を回復するため心室に刺激を与えることが必要である。その後、装置は、ＤＤＤモードに切換える（ＡＡＩｓａｆｅＲまたは同等の装置の場合）か、またはＡＶＤを短縮する（ＡＶＤヒステリシス装置の場合）。本発明の以下の説明においては、ＤＤＤモードへの切換えは、マルチサイト装置の場合においてＢｉＶモードへの切換えも意味すると理解されなければならない。装置は所定の期間中、および／または労作時の状態の終端までＤＤＤモードを維持し、その後ＡＡＩモードに切換わる（またはヒステリシス装置の場合、ＡＶＤを再び延長する）。そうでなければ、装置は真性伝導が患者によって耐用されていると見なし、装置にＡＡＩモードを維持することを強制する（またはヒステリシス装置の場合、ＡＶＤの短縮を妨げる。）

装置を血行動態指標に基づいて操作する手順は、図２乃至５を参照して、以下より詳細に説明する。

図２ａは、基準値ＥＡ_ｒｅｆと、Ｉｎｄｉｃｅ＿ＥＡ＿ｒｅｆ＿ｅｎｃｏｕｒｓと、心拍数Ｆ_ｃとの関係を示す。血行動態指数の選択については、基準値が固定され、信号ＥＡの第一最大値（ＰＥＡ１）の振幅が選択され、したがって、労作のレベルに基づき閾値ＥＡ_ｒｅｆを修正することが望ましい。心拍数が増加するときにＥＡ信号の第一最大値の振幅が増加するにつれて、閾値ＥＡ_ｒｅｆを適合させることは論理的である。

図２ａに示すように、この指標ＥＡ_ｒｅｆは、基準値Ｆ_ｂａｓｅ近くの心拍数に対応する最小値（Ｉｎｄｉｃｅ＿ＥＡ＿ｒｅｆ＿ｒｅｐｏｓと称する）と、心拍数が最大心拍数Ｆ_ｍａｘに近い場合に用いられる最大値（Ｉｎｄｉｃｅ＿ＥＡ＿ｒｅｆ＿ｅｘｅｒと称する）との間を直線的に変化する。これら二つの極端の間において、心拍数Ｆ_ｃの各々の瞬間心拍数値Ｆは、Ｉｎｄｉｃｅ＿ＥＡ＿ｒｅｆ＿ｅｎｃｏｕｒｓと称する基準指標の瞬間値に対応する。ここで注意すべきことは、直線関係は単純さのため選択されたということであるが、この関係は直線関係に限られるものではなく、他の指標または他の種類の血行動態センサも他の関数関係や非線形関係に対応しうる。

図２ｂは、ＡＲ間隔の閾値と瞬間心拍数Ｆ_ｃとの関係を示し、前記閾値を上回った時に血行動態的耐性の分析が行われる。この閾値（ＭａｘＡＲｈｅｍｏと称する）は、遅延限界値ＡＲであり、その値を上回ったときに装置は患者がＡＶＢ１を示しているかあるいはＡＶＢ１の恐れがあると見なす。したがって、遅延限界値ＡＲを上回った時は、長いＡＲ遅延に対する血行動態耐性を分析することが必要となる。簡略化された実装において、この値は、例えば、約４００乃至４５０ｍｓの範囲のある値で固定され得る。しかし、この固定された値が安静条件に十分に適合されていたとしても、労作時には不十分であるかもしれない：心拍数が増加するときに生理的ＰＲ間隔は短くなるので、３００ｍｓは安静状態において許容されうるかもしれないが、労作状態においては長過ぎる。

図２ｂに示されるように、装置は遅延限界値ＭａｘＡＲｈｅｍｏを、瞬間心拍数Ｆ_ｃが基準値Ｆ_ｂａｓｅに近い場合に用いられる最大値（ＭａｘＡＲｈｅｍｏ＿ｍａｘと称する）と、瞬間心拍数Ｆ_ｃが最大心拍数Ｆ_ｍａｘに近い場合に用いられる最小値（ＭａｘＡＲｈｅｍｏ＿ｍｉｎと称する）の間で、好ましくは一次関数にそうよう、変化させる。その中間点では、これらの心拍数それぞれが、遅延限界値ＭａｘＡＲｈｅｍｏの瞬間値に対応し、その遅延限界値を上回るとＡＶＢ１の血行動態的耐性が評価される。

図３は、ＡＡＩｓａｆｅＲ型の動作モードを具備する装置内で本発明の実装を示すチャートである。この実装は、ＡＶＤのヒステリシスの適合のアルゴリズムを使用した装置にも準用される。

装置はＡＡＩモード（ブロック１０）において動作する。ルーティンは、伝導状態を分析するために進行中の心室周期の完了を待つ（ブロック１２）。ルーティンは、疑わしいＡＶＢ１、ＡＢＶ２またはＡＶＢ３の基準（あるいは他の基準）が満たされているかどうか、評価する（ブロック１４）。例えば、これらの基準としては以下のものが挙げられる：
（ａ）第一度ＡＶＢすなわちＡＶＢ１（存在はするが遅延した伝導）：心室検出が後続する心房事象の数が、一定の心拍周期数、例えば連続する６回の心拍周期）を超過し、例えば（自発性の心房事象の場合）３５０ｍｓまたは（刺激性の心房事象の場合）４５０ｍｓ以上の期間の後に発生する；
（ｂ）第二度ＡＶＢすなわちＡＶＢ２（伝導が不完全で、ＰＲ間隔またはＡＲ間隔が徐々に長期化し、その結果Ｐ波の一部がもはや伝導されなくなる）：心室検出が後続していない心房事象の数が、モニタウィンドウの期間にわたって心房事象の所定回数を超えて一定の回数上回る場合：例えば装置が、３回の連続しないブロックされたＰ波を、最後の１２心拍周期中で検出するとき；そして、
ｃ）完全房室ブロック、第三度房室ブロック、すなわちＡＶＢ３（刺激性のまたは自発性の、完全にブロックされた、すなわち心室脱分極が後続していない心房波）：例えば、検出されあるいは刺激された連続した２つの心房波が３秒より長い時間にわたりブロックされ心室検出がない場合（心室休止の状態）。

これらの基準（または他の基準）のいずれかが検証された場合、アルゴリズムは、ＡＡＩｓａｆｅＲ動作モードに従って装置をＤＤＤモードに切換える（ブロック１６）。

しかし、ＡＶＢ１、ＡＶＢ２およびＡＶＢ３の検出基準がいずれも満たされていない場合、アルゴリズムは最後のＮ回のＡＲ遅延の長さを評価する（ブロック１８）。好適な実施形態によれば、この評価は、Ｎ回のＡＲ遅延における最大値を求めた時の平均値の算出に相当し、または本実施例のような場合には、ＭａｘＡＲｈｅｍｏ閾値の瞬間値の、超過したＮ回の連続したＡＲ遅延に基づく基準の設定に相当することがある。なお、前記ＭａｘＡＲｈｅｍｏ閾値は従来型のＡＶＢ１試験の閾値（例えば３５０または４５０ｍｓ）を常に下回るように選択される。

この基準が満たされた場合、患者は、従来の基準下ではＡＶＢ１を経験していないが、本発明の試験においてはＡＶＢ１を経験しているということになる。本発明によれば、アルゴリズムは血行動態的耐性の監視を始動することによって、患者のＡＶＢ１に対する耐性を評価する（ブロック２０のこと。図４を参照しつつ詳細に説明される）。これは血行動態的耐性の監視段階の間に起こり、アルゴリズムは、血行動態的耐性の分析の結果に基づき、装置にＡＡＩモードの維持を強制するか、あるいはＤＤＤモードへの切換えを強制する。

しかし、ブロック１８において評価される基準が満たされていない場合、患者はＡＶＢ１を経験しておらず、よって特段の行動を何ら必要とせず、アルゴリズムは次の心拍周期を分析するためブロック１２に戻る。

図４は、ＡＶＢ１の状態において且つＭａｘＡＲｈｅｍｏ閾値を上回るＡＲ遅延の存在下において、図３のブロック２０に対応して、血行動態的耐性の追跡調査がどのようになされるかを詳細に説明したフローチャートである

まず（ブロック２２）、アルゴリズムは、血行動態センサから測定されたＩｎｄｉｃｅ＿ＥＡの指標の現行値（Ｉｎｄｉｃｅ＿ＥＡ＿ｅｎｃｏｕｒｓと称する）と、瞬間基準値Ｉｎｄｉｃｅ＿ＥＡ＿ｒｅｆ＿ｅｎｃｏｕｒｓとを比較する。現行の指標が基準値以上である場合、ＡＶＢ１は耐応されると見なされる。ＤＤＤモードへ切換える必要はなく、アルゴリズムは図３のブロック１２に戻る（ブロック２４）

そうでない場合、アルゴリズムはＤＤＤモードに切換わり（ブロック２６）、ここで、例えば信号の生理学的変動に相当する十分なマージンを維持するヒステリシスが発生しうる。

ブロック２８において、カウンタはリセットされ、それにより予め設定された周期数の間ＤＤＤモードを維持する。カウンタは、例えば１００回の心拍周期を数えるようにプログラム可能である。

ブロック３０において、アルゴリズムはＤＤＤモードで費やした時間に相当するデータを更新するために次の心室波形まで待つ。ブロック３２において、カウンタは前述の所定値（例えば１００回の心拍周期）と比較される。この値に達しない場合、装置はＤＤＤモードを維持し、カウンタは一単位増加し（ブロック３４）、そしてアルゴリズムはブロック３０に戻る。

そうでない場合、アルゴリズムは、装置の活動センサを使用して、患者が安静段階にあるのかまたは運動段階にあるのかを調べる（ブロック３６）。患者が安静状態ではない場合、装置は患者の安静段階を検出するまで、ＤＤＤモードに保持される（ブロック３０に戻る）。実際、洞機能不全の患者において労作はＡＶＢ１を誘発させる主要因の一つであり、したがって、この段階において、耐性を最適化する労作の期間全体にわたってＤＤＤモードを維持することが望ましい。

そうでない場合、安静状態がブロック３６で診断されると、アルゴリズムは装置を再びＡＡＩモードに切り換え（ブロック３８）、次の周期を待っている図３のブロック１２に戻る（ブロック４０）。

図５は、血行動態センサの基準値を更新するためのフローチャートを示す。一実施形態では、この更新は上記の手順と並行して動作し、ＡＶＢ１の検出の不存在下において、装置がＡＡＩモードであるときに実行される。別の実施形態では、基準値のための更新手順は別のアルゴリズムによって独立して動作し、そして、更新された基準値は図３および４における手順を実行しているアルゴリズムに対し提供される。

図２ａを参照して上記で説明したように、基準指標ＥＡ_ｒｅｆは最小値Ｉｎｄｉｃｅ＿ＥＡ＿ｒｅｆ＿ｒｅｐｏｓおよび最大値Ｉｎｄｉｃｅ＿ＥＡ＿ｒｅｆ＿ｅｘｅｒとの間で調節可能である。現行値Ｉｎｄｉｃｅ＿ＥＡ＿ｒｅｆ＿ｅｎｃｏｕｒｓは、これらの２つの両極端の間で変動する。まず最初に、アルゴリズムは、分析を行うため、現在進行中の心室周期が終了するまで待つ（ブロック４２）。その後、アルゴリズムは、現在のＡＲ遅延を現在の閾値ＭａｘＡＲｈｅｍｏと比較する（ブロック４４）。遅延ＡＲが現在の閾値ＭａｘＡＲｈｅｍｏを超過した場合、これはＡＶＢ１状態の存在を意味し、基準データは更新されない（上述のように、この更新はＡＶＢ１の検出の不存在下において行われるのである。）さらにその後、アルゴリズムはブロック４２に戻り、次の周期を待つ。

ＡＶＢ１の不存在下において、ＡＲ遅延が現在の閾値ＭａｘＡＲｈｅｍｏを超過しないときに、更新手続は開始される。第一に、アルゴリズムは患者が安静中かまたは運動中かを調べる（ブロック４６）。患者が安静中と判定された場合、アルゴリズムは、Ｉｎｄｉｃｅ＿ＥＡ＿ｒｅｐｏｓの計算全体に、Ｉｎｄｉｃｅ＿ＥＡ＿ｅｎｃｏｕｒｓの現行値を含ませる （ブロック４８）。この計算は例えば１日の平均であってもよいが、所与の期間における安静時の最小値と最大値を、Ｉｎｄｉｃｅ＿ＥＡ＿ｒｅｆ＿ｒｅｐｏｓの値の計算および更新のために用いてもよい。患者が活動中の場合、アルゴリズムはＩｎｄｉｃｅ＿ＥＡ＿ｒｅｆ＿ｅｘｅｒの値を更新する。

この目的のために、値ｍａｘＥＡはＩｎｄｉｃｅ＿ＥＡ＿ｅｎｃｏｕｒｓの現行値を用いて初期化される。アルゴリズムは、次の心室周期（ブロック５２）まで保留され、ブロック４４の場合と同じ方法で、遅延ＡＲの値とＭａｘＡＲｈｅｍｏの現行値とを再び比較する（ブロック５４）。遅延ＡＲがＭａｘＡＲｈｅｍｏを超過する場合、これはＡＶＢ１状態を意味し、そして基準値の更新は中断される。更新を完了する前に、アルゴリズムはＩｎｄｉｃｅ＿ＥＡ＿ｒｅｆ＿ｅｘｅｒをｍａｘＥＡ（ブロック５６）を比較する。ｍａｘＥＡがＩｎｄｉｃｅ＿ＥＡ＿ｒｅｆ＿ｅｘｅｒを上回っていた場合、アルゴリズムはＩｎｄｉｃｅ＿ＥＡ＿ｒｅｆ＿ｅｘｅｒをこの新しい値ｍａｘＥＡで更新する（ブロック５８）。そうでない場合、更新は中断され、アルゴリズムは次の周期を待っているブロック４２に返る

ブロック５４において遅延ＡＲがＭａｘＡＲｈｅｍｏの現行値を下回っていた場合、これはＡＶＢ１状態が存在していないことを意味し、更新手続は継続する。

アルゴリズムは、患者が安静状態に戻ったか否かを調査する（ブロック６０）。安静状態であった場合、アルゴリズムは、労作の値の更新を終了させ、また基準値はブロック５６および５８において更新されるが、これは上述したＡＶＢ１の状態下での場合と同じである。逆の事例（患者はまだ運動中）においては、アルゴリズムはＩｎｄｉｃｅ＿ＥＡ＿ｒｅｆ＿ｅｎｃｏｕｒｓの値をｍａｘＥＡの値と比較する（ブロック６２）。ｍａｘＥＡがＩｎｄｉｃｅ＿ＥＡ＿ｒｅｆ＿ｅｎｃｏｕｒｓを下回っていた場合、ｍａｘＥＡの値は新しい値Ｉｎｄｉｃｅ＿ＥＡ＿ｒｅｆ＿ｅｎｃｏｕｒｓ（ブロック５０）を用いて更新される。そうでなかった場合、ｍａｘＥＡの更新は必要でなく、そしてアルゴリズムは次の周期を待つ（ブロック５２）

上記の方法は、基準指標ＥＡ_ｒｅｆに、下限Ｉｎｄｉｃｅ＿ＥＡ＿ｒｅｆ＿ｒｅｐｏｓについては安静時における平均値を、また上限Ｉｎｄｉｃｅ＿ＥＡ＿ｒｅｆ＿ｅｘｅｒについては労作時における最大値を提供することに留意するべきである。この種のシステムは、反復を続けるうちに偏位が生じるおそれがあることから、これらの値のゆれを回避するため、パラメータｍａｘＥＡを、一定の間隔（例えば２４時間間隔）ごとに１インクリメント減じて、システムの再調整を行う。

永久性ＡＶＢ１の場合における本発明の実施
図３乃至５を参照しつつ上記に記載された手順は、患者が発作性ＡＢＶ１を罹患している場合、特に基準値を知り得るという点において有効である。しかし永久性ＡＶＢ１の場合には、指標値ＥＡ_ｒｅｆを更新することは不可能である。

したがって、例えば充填時間など、ＥＡ信号から得られる他の基準指標を選択することが必要である。この場合の基準指標は、必ずしも心拍数Ｆによって変化するとは限らない、単純な閾値であるのが好適である。

図６を参照すると、永久性ＡＶＢ１の場合、遅延ＡＲが長いままであるのに対し、他の条件は変化している。例えば、心拍数は増加し得るし、その結果ＲＲ間隔が短縮される（ＲＲ_ｘ＜ＲＲ_ｙ）。ＥＡ信号を得るために使用するパラメータとしては、例えば、一回の心拍周期におけるＥＡ信号の二つの最大心内膜加速度ＰＥＡ１とＰＥＡ２とを隔てる遅延ΔＴ_ｘがある。これらの最大値は、時間標識Ｔ_１ＥＡおよびＴ_２ＥＡによって識別される。間隔ΔＴ_ｘは、基準閾値ΔＴ_ｒｅｆと比較され、そしてΔＴ_ｘ＞ΔＴ_ｒｅｆである場合、ＡＶＢ１は耐応されると判定されるが、そうでない場合には耐応されていない。後者の場合、ＡＶＢ１状態がこの刺激のモードへの移行を必要とするものであることから、アルゴリズムは装置をＤＤＤ（またはＢｉＶ）モードに切換える。ＡＡＩモードへの回帰の手順を含む残余の動作は、上記で説明された事例と同一であってもよい。

一実施形態では、時間標識Ｔ_１ＥＡおよびＴ_２ＥＡは、２００８年２月２０日のフランス特許出願第０８００９０７号の優先権の下で２００９年２月１８日に出願された欧州特許出願第０９２０９１１６．１号（対応米国特許出願公開第２００９／０２０９８７５号）「心内膜加速度信号の分析装置」（エエルア メディカル、現在はソーリン ＣＲＭ）に記載されている技術を実施することで判定される。この文書は、心内膜加速度のＥＡ信号の心音Ｓ１、Ｓ２、Ｓ３、またはＳ４に関連する様々な構成要素の時間的位置をどのように判定するかについて記載しており、ここで様々な構成要素とは、構成要素ＥＡ１およびＥＡ２、または心内膜加速度の二つの最大値ＰＥＡ１およびＰＥＡ２を含むがこれに限定されるものではない。間隔ΔＴは、絶対的に、あるいは充填時間など心臓の機械的構成要素に対する間隔ΔＴのばらつきによって、連続的に算出される。

図６において、患者は特徴的な一定の遅延ＰＲを伴ったＡＶＢ１状態にある。しかし、心拍数が次第に増加するにつれて、血行動態的遅延（ΔＴ_ｙ＜ΔＴ_ｘ）の減少と共に、ＲＲ遅延は減少する（ＲＲ_ｙ＜ＲＲ_ｘ）。耐性の閾値Ｔｒｅｆは、十分な血行動態的状態を確保する最小限の充填時間に対応する値が選択される。

図６において、最初のΔＴ_ｘ＞ΔＴ_ｒｅｆはＡＶＢ１が耐応されていることを意味し、装置はＡＡＩモードを維持する。しかし後のΔＴ_ｙ＜ΔＴ_ｒｅｆは、充填時間が不十分であることを意味する。したがってＡＶＢ１は患者によって耐応されておらず、装置はＤＤＤ（またはＢｉＶ）モードにおける予備機能を動作させる（すなわち、その後、図４との関連で記載されたのと同じ手順を用いてＡＡＩモードに回帰する）。

当業者においては、本発明が本願明細書に記述された実施形態以外の実施形態によって実施可能であり、これらの実施形態が単に説明の目的のものであり、これに限定するものではないことが明らかであろう。

Claims (17)

1. 自発的な心房事象および心室事象を検出する手段と、心室刺激および心房刺激を付加する手段と、心房ペーシング（Ａ）の後、自発的な心室脱分極（Ｒ）を検出する手段と、前記心房ペーシング（Ａ）とそれに対応する前記心室脱分極（Ｒ）との間の房室遅延（ＡＶＤ）を測定する手段と、房室遅延（ＡＶＤ）の後に検出された自発的な心室脱分極が存在しない場合において、心室センシングおよび心室ペーシングによってデュアルチャンバモードで前記装置を作動させる手段と、所定の基準に基づき、デュアルチャンバモードと自発的な房室伝導に適したペーシングモードとの間での装置の切換を条件付きで制御する、モード切換手段と、拍出量信号を有する血行動態センサと、前記拍出量出力信号から、自発的な房室伝導に対する患者の耐性を表示する血行動態指標（Ｉｎｄｉｃｅ＿ＥＡ＿ｅｎｃｏｕｒｓ）を得る手段と、前記血行動態指標に基づいて前記装置の前記デュアルチャンバモードへの前記条件付き切換を抑制または強制する手段を備えてなる患者の刺激、再同期および／または除細動のための能動植込み型医療装置。
2. 前記デュアルチャンバモードに対する前記自発的な房室伝導に適した前記ペーシングモードは心室検出を有するＡＡＩモードを含む請求項１に記載の装置。
3. 前記デュアルチャンバモードに対する前記自発的な房室伝導に適した前記ペーシングモードは、ＤＤＤモードと、房室遅延のヒステリシスを有する両室モードとのうちいずれか一方である請求項１に記載の装置。
4. 房室ブロックの発生を診断する手段とをさらに備えた請求項１に記載の装置であって、前記装置の前記デュアルチャンバモードへの前記条件付き切換を抑制または強制する手段は、前記診断手段により証明された房室ブロックが存在しない場合において選択的に作動する前記装置。
5. 心房ペーシング（Ａ）と連続的な自発的心室脱分極（Ｒ）との間の間隔ＡＲ（ＡＲ_１、ＡＲ_２）の現行値を評価する手段と、前記間隔ＡＲの現行値を第１の閾値（ＭａｘＡＲｈｅｍｏ）と比較する手段であって、前記装置の前記デュアルチャンバモードへの前記条件付き切換を抑制または強制する手段は、間隔ＡＲの現行値が前記第１の閾値を上回るときに選択的に作動してなる比較手段とをさらに備えてなる請求項１に記載の装置。
6. 請求項５に記載の装置であって、前記第１の閾値（ＭａｘＡＲｈｅｍｏ）は患者の心拍数（Ｆ_ｃ）に基づく可変閾値をさらに含み、また前記装置は、現時点の心拍数が増加した際に前記第１の閾値を動的に低減させる手段をさらに備えてなる装置。
7. 患者の労作時の状態を検出する手段をさらに備える請求項１に記載の装置であって、前記装置の前記デュアルチャンバモードへの前記条件付き切換を抑制または強制する手段は、デュアルチャンバモードへの切換を強制する手段と、前記装置が患者の労作時の状態を検出するまで自発的な房室伝導に適したペーシングモードへの回帰を抑制する手段をさらに備えてなる前記装置。
8. 請求項１に記載の装置であって、前記装置の前記デュアルチャンバモードへの前記条件付き切換を抑制または強制する手段は、前記血行動態指標の現行値（Ｉｎｄｉｃｅ＿ＥＡ＿ｅｎｃｏｕｒｓ）を基準血行動態指標（Ｉｎｄｉｃｅ＿ＥＡ＿ｒｅｆ＿ｅｎｃｏｕｒｓ）と比較する手段をさらに備え、前記強制手段は、前記血行動態指標の現行値が基準血行動態指標を下回ったときに前記装置を前記デュアルチャンバモードに切換えてなる前記装置。
9. 前記基準血行動態指標（ＥＡ_ｒｅｆ）の値は患者の心拍数（Ｆ_ｃ）に基づく可変値であり、また前記装置は現時点の心拍数が増加したときに前記基準血行動態指標を動的に増加させる手段をさらに備える請求項８に記載の装置。
10. 前記基準血行動態指標（ＥＡ_ｒｅｆ）の値は、最小限度（Ｉｎｄｉｃｅ＿ＥＡ＿ｒｅｆ＿ｒｅｐｏｓ）と最大限度（Ｉｎｄｉｃｅ＿ＥＡ＿ｒｅｆ＿ｅｘｅｒ）との間の可変値であり、また前記装置は前記最小限度と最大限度とを動的に更新する手段をさらに備える請求項９に記載の装置。
11. 永久房室ブロックの発生を判定する手段と、前記判定された永久房室ブロックが前記基準血行動態指標（ＥＡ_ｒｅｆ）を心拍数に依存しない値に強制設定する手段とをさらに備える請求項８に記載の装置。
12. 前記血行動態センサは、心内膜加速度センサ、心外膜加速度センサ、心筋壁運動センサ、心臓内圧力センサ、心臓内生体インピーダンスセンサ、酸素飽和度を測定する光学センサ、超音波によって体積変化を測定するセンサからなる群から選択されるセンサをさらに備える請求項１に記載の装置。
13. 前記血行動態センサは、心筋の循環収縮によって生じる運動を表示する拍出量信号を付加する血行動態心内膜加速度センサである請求項１２に記載の装置。
14. 心室収縮に関連する最大心内膜加速度に対応する要素を拍出量信号において認識し且つ分離する手段と、前記要素から前記血行動態指標を得る手段とをさらに備える請求項１３に記載の装置。
15. 心室収縮に関連するそれぞれ二つの最大心内膜加速度に対応する少なくとも二つの要素（Ｔ_１ＥＡ，Ｔ_２ＥＡ）を前記血行動態センサにより付加された拍出量信号において認識し且つ分離する手段と、前記少なくとも二つの要素を区別する時間間隔（ΔＴ_ｘ、）から前記血行動態指標を得る手段とをさらに含む請求項１３に記載の装置。
16. 前記デュアルチャンバモードはＤＤＤモードを含む請求項１に記載の装置。
17. 前記デュアルチャンバモードは両室モードを含む請求項１に記載の装置。

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