JP6608063B2 - 植込み型医療装置 - Google Patents

Description

本開示は概して医療装置に関し、より具体的にはマルチデバイスシステムにおける医療装置間の伝導通信（ｃｏｎｄｕｃｔｅｄ ｃｏｍｍｕｎｉｃａｔｉｏｎｓ）に関する。

植込み型医療装置は、一般に、体内における様々な状態を監視、診断および／または治療するために用いられる。そのような装置としては、例えば、神経刺激装置、診断装置、化学センサ、圧力センサ、温度センサなどを挙げることができる。もう一つの例としてはペーシング装置がある。ペーシング装置は様々な心臓の病態に苦しむ患者を治療するために用いられる。多くの心臓の病態は、急速で、不規則な、かつ／または効率の悪い心収縮をもたらし得る。これらの心臓の病態のうちのいくつかを緩和するのを助けるために、しばしば様々な心臓刺激／センサ装置（例えばペースメーカ、除細動器など）が患者の体内に植え込まれる。そのような装置は、その後、心臓がより正常で、効率的、かつ／または安全な方法で動作するのを支援するために、心臓を監視し、かつ心臓に電気刺激を提供するために用いられる。

植込み型装置の種類にかかわらず、植え込まれた装置との通信を確立することが望ましいことが多い。一部の場合には、身体を通って「伝導される」電気通信信号または電気通信パルスに基づく伝導通信が用いられる。場合により、そのような電気通信信号または電気通信パルスは体組織を不必要に刺激する可能性がある。体組織を刺激する可能性が低い改善された伝導通信スキームが望まれている。

本開示は、概して、植込み型医療装置と通信するため、または植込み型医療装置間で通信するためのシステム、装置および方法に関する。第１の例示的な実施形態において、患者に植え込むための植込み型医療装置は、ハウジングと、ハウジング内に少なくとも部分的に配置されたパルス発生回路と、パルス発生回路に電気的に接続された複数の電極であって、ハウジングの外部に露出されている複数の電極と、パルス発生回路に作動可能に接続された制御装置とを備え得る。いくつかの場合には、制御装置は、複数の電極のうちの少なくとも２つによって位相性伝導通信パルス（ｐｈａｓｉｃ ｃｏｎｄｕｃｔｅｄ ｃｏｍｍｕｎｉｃａｔｉｏｎ ｐｕｌｓｅ）を送達するようにパルス発生回路に命令するように構成され得る。位相性伝導通信パルスは第１極性を有する第１位相を含み得、第１位相には反対の第２極性を有する第２位相が後続している。第２位相は６０マイクロ秒未満の持続時間を有し得る。一部の場合には、第１位相は、第２位相の持続時間の５パーセント〜８０パーセントの持続時間を有し得る。

加えて、またはこれに代わって、第１位相は第１位相振幅を有し、第１位相振幅の絶対値は１〜１５ボルトであり得る。
加えて、またはこれに代わって、第１の例示的な実施形態に関する上記の実施形態のいずれにおいても、第２位相は第２位相振幅を有し、第２位相振幅の絶対値は１〜１５ボルトであり得る。

加えて、またはこれに代わって、第１の例示的な実施形態に関する上記の実施形態のいずれにおいても、第１位相は２〜７ボルトの絶対値を有する第１位相振幅を有し、かつ第２位相は２〜７ボルトの絶対値を有する第２位相振幅を有し得る。

加えて、またはこれに代わって、第１の例示的な実施形態に関する上記の実施形態のいずれにおいても、第１位相は１〜４ボルトの絶対値を有する第１位相振幅を有し、かつ第２位相は１〜４ボルトの絶対値を有する第２位相振幅を有し得る。

加えて、またはこれに代わって、第１の例示的な実施形態に関する上記の実施形態のいずれにおいても、第２位相は６０マイクロ秒未満の持続時間を有し得る。
加えて、またはこれに代わって、第１の例示的な実施形態に関する上記の実施形態のいずれにおいても、第２位相は３０マイクロ秒未満の持続時間を有し得る。

加えて、またはこれに代わって、第１の例示的な実施形態に関する上記の実施形態のいずれにおいても、第２位相は２０マイクロ秒未満の持続時間を有し得る。
加えて、またはこれに代わって、第１の例示的な実施形態に関する上記の実施形態のいずれにおいても、第１位相は、第２位相の持続時間の４０パーセント〜６０パーセントの持続時間を有し得る。

加えて、またはこれに代わって、第１の例示的な実施形態に関する上記の実施形態のいずれにおいても、第１位相および第２位相はそれぞれ、実質的に矩形のパルスであり得る。

加えて、またはこれに代わって、第１の例示的な実施形態に関する上記の実施形態のいずれにおいても、第１位相および第２位相はそれぞれ実質的に、矩形パルス、鋸歯状パルス、指数パルス、台形パルスまたは階段状パルスであり得る。

加えて、またはこれに代わって、第１の例示的な実施形態に関する上記の実施形態のいずれにおいても、位相性伝導通信パルスは第３位相を含み得る。
加えて、またはこれに代わって、第１の例示的な実施形態に関する上記の実施形態のいずれにおいても、第３位相は第１極性を有し得る。

加えて、またはこれに代わって、第１の例示的な実施形態に関する上記の実施形態のいずれにおいても、位相性伝導通信パルスは実質的に電荷平衡（ｃｈａｒｇｅ ｂａｌａｎｃｅｄ）にあり得る。

加えて、またはこれに代わって、第１の例示的な実施形態に関する上記の実施形態のいずれにおいても、位相性伝導通信パルスは４つ以上の位相を有し得る。
第２実施形態において、医療装置はハウジングと、ハウジング内に少なくとも部分的に配置されたパルス発生回路と、パルス発生回路に電気的に接続された複数の電極であって、ハウジングの外部に露出されている複数の電極と、パルス発生回路に作動可能に接続された制御装置とを備え得る。いくつかの場合には、制御装置は、複数の電極のうちの少なくとも２つによって位相性伝導通信パルスを送達するようにパルス発生回路に命令するように構成され得る。加えて、一部の場合には、位相性伝導通信パルスは少なくとも３つの位相を含み得る。

加えて、またはこれに代わって、第２の例示的な実施形態に関して、位相性伝導通信パルスは、第１位相、第２位相および第３位相を含み得、各位相は持続時間および振幅を有し、第１位相および第３位相は第１極性を有し、かつ第２位相は第２の反対極性を有し得る。

加えて、またはこれに代わって、第２の例示的な実施形態に関する上記の実施形態のいずれにおいても、第２位相の持続時間は６０マイクロ秒未満であり得る。
加えて、またはこれに代わって、第２の例示的な実施形態に関する上記の実施形態のいずれにおいても、位相性伝導通信パルスの第１位相の持続時間は、位相性伝導通信パルスの第２位相の持続時間の５パーセント〜８０パーセントであり得る。

加えて、またはこれに代わって、第２の例示的な実施形態に関する上記の実施形態のいずれにおいても、第２位相の持続時間は５０マイクロ秒未満であり、かつ第１位相の持続時間は、第２位相の持続時間の４０パーセント〜６０パーセントであり得る。

加えて、またはこれに代わって、第２の例示的な実施形態に関する上記の実施形態のいずれにおいても、位相性伝導通信パルスは実質的に電荷平衡にあり得る。
加えて、またはこれに代わって、第２の例示的な実施形態に関する上記の実施形態のいずれにおいても、位相性伝導通信パルスは４つ以上の位相を有してもよく、４つ以上の位相の各々は持続時間を有する。

第３の例示的な実施形態において、医療装置は、ハウジングと、ハウジングに接続された複数の電極と、それらの複数の電極に電気的に接続された通信回路とを備える。少なくともいくつかの場合において、通信回路は、医療装置の外部の情報を通信するために、複数の電極のうちの２つ以上によって位相性伝導通信パルスを送達するように構成され得る。少なくともいくつかの場合において、位相性伝導通信パルスは、第１位相を含み得、第１位相には第２位相が後続しており、第２位相には第３位相が後続しており、第１位相および第３位相は第１極性を有し、かつ第２位相は反対の第２極性を有する。

加えて、またはこれに代わって、第３の例示的な実施形態に関して、第２位相は６０マイクロ秒未満の持続時間を有し、第１位相は、第２位相の持続時間の５パーセント〜８０パーセントの持続時間を有し得る。

上記の要約は、本開示の各実施形態またはすべての実施を記載するものではない。本開示の利点および功績、並びにより完全な理解は、以下の説明および特許請求の範囲を添付図面の図面と併せて参照することによって明らかとなり、理解されるであろう。

本開示は、添付の図面に関連する以下の様々な例示的な実施形態の説明を参酌して、より完全に理解され得る。

本開示の実施形態の一例に従った例示的なリードレス心臓ペースメーカ（ＬＣＰ）の概略ブロック図。 図１のＬＣＰと共に用いられ得る別の例示的な医療装置の概略ブロック図。 互いに通信している複数のＬＣＰおよび／または他の装置を含む例示的な医療システムの概略図。 本開示の別の実施形態に従ったＬＣＰおよび別の医療装置を含むシステムの概略図。 矩形位相形態を有する例示的な二相性伝導通信パルスを示す図。 矩形位相形態を有する例示的な二相性伝導通信パルスを示す図。 鋸歯状位相形態を有する例示的な二相性伝導通信パルスを示す図。 指数形態を有する例示的な二相性伝導通信パルスを示す図。 台形位相形態を有する例示的な二相性伝導通信パルスを示す図。 階段状位相形態を有する例示的な二相性伝導通信パルスを示す図。 １つの例示的な情報符号化スキームを明示する通信パルスシーケンスを示す図。 別の例示的な情報符号化スキームを明示する別の通信パルスシーケンスを示す図。 例示的な三相性伝導通信パルスを示す図。 例示的な三相性伝導通信パルスを示す図。 例示的な四相性伝導通信パルスを示す図。 例示的な四相性伝導通信パルスを示す図。 例示的な六相性伝導通信パルスを示す図。 例示的な六相性伝導通信パルスを示す図。 様々な異なるパルス形態についてパルス幅持続時間に対する心臓捕捉閾値を示すイヌから収集したデータのグラフ。

本開示は様々な変更および代替形態が可能であるが、それらの詳細は図面内の実施形態によって示されており、詳細に説明されるであろう。しかしながら、本発明は本開示の態様を記載される特定の例示的な実施形態に限定するものではないことを理解すべきである。むしろ、本発明は、本開示の趣旨および範囲内にあるすべての変更物、均等物、および代替物に及ぶものとする。

以下の説明は図面を参照して読まれるべきであり、それらの図面では、異なる図面中の類似した要素には同一の番号が付されている。それらの説明および必ずしも一定の縮尺ではない図面は例示的な実施形態を表しており、本開示の範囲を限定するものではない。

本開示は、心臓刺激装置、神経刺激装置、診断装置、化学センサ、圧力センサ、温度センサなどのような植込み型医療装置と通信するため、またはそのような植込み型医療装置間において通信するためのシステム、装置および方法に関する。単に便宜上、本願に記載する例の多くは、植込み型ペースメーカおよび／または植込み型除細動器のような心臓刺激装置に関する。本開示を植込み型ペースメーカおよび／または植込み型除細動器に限定する意図はない。むしろ、任意の適当な植込み型医療装置との通信、またはそのような植込み型医療装置間における通信に及ぶものとする。

図１は、心臓上または心腔内に植え込まれ、生理学的信号および生理学的パラメータを感知して、患者の心臓に１種類以上の電気刺激治療を送達するように作用し得る例示的なリードレス心臓ペースメーカ（ｌｅａｄｌｅｓｓ ｃａｒｄｉａｃ ｐａｃｅｍａｋｅｒ：ＬＣＰ）の概念概略ブロック図である。電気刺激治療の例としては、徐脈ペーシング、心拍応答ペーシング治療、心臓再同期治療（ｃａｒｄｉａｃ ｒｅｓｙｎｃｈｒｏｎｉｚａｔｉｏｎ ｔｈｅｒａｐｙ：ＣＲＴ）、抗頻拍ペーシング（ａｎｔｉ−ｔａｃｈｙｃａｒｄｉａ ｐａｃｉｎｇ：ＡＴＰ）治療および／または同種のものが挙げられ得る。図１に見られるように、ＬＣＰ１００は、すべての構成要素をＬＣＰ１００内に収容するか、またはハウジング１２０上に直接有する小型装置であり得る。いくつかの場合において、ＬＣＰ１００は、通信モジュール１０２、パルス発生器モジュール１０４、電気的感知モジュール１０６、機械的感知モジュール１０８、処理モジュール１１０、エネルギー貯蔵モジュール１１２、および電極１１４を備え得る。

図１に示すように、ＬＣＰ１００は電極１１４を備え、電極１１４はハウジング１２０に固定され、かつＬＣＰ１００を取り囲む組織および／または血液に対して電気的に露出され得る。電極１１４は、一般に、ＬＣＰ１００および周囲組織および／または血液へ、およびＬＣＰ１００および周囲組織および／または血液から、電気信号を伝導し得る。そのような電気信号は、２〜３例を挙げると、通信信号、電気刺激パルス、および内因性心臓電気信号を含み得る。内因性心臓電気信号は、心臓によって生成される電気信号を含み、心電図（ＥＣＧ）によって表され得る。

電極１１４は、人体内における植込みに安全であると知られている様々な金属または合金のような１つ以上の生体適合性導電材料を含有し得る。いくつかの場合において、電極１１４は、一般にＬＣＰ１００の両端に配置され、モジュール１０２，１０４，１０６，１０８，１１０の１つ以上と電気通信し得る。電極１１４がハウジング１２０に直接固定される実施形態では、絶縁材が電極１１４を隣接する電極、ハウジング１２０、および／またはＬＣＰ１００の他の部品から電気的に絶縁してもよい。いくつかの場合において、電極１１４のうちのいくつか、またはすべては、ハウジング１２０から離間されていてもよく、また接続線によってハウジング１２０および／またはＬＣＰ１００の他の構成要素に接続されていてもよい。そのような場合において、電極１１４は、ハウジング１２０から延出した尾状物（図示せず）上に配置されてもよい。図１に示すように、いくつかの実施形態において、ＬＣＰ１００は電極１１４’を備え得る。電極１１４’は電極１１４に追加されてもよいし、または電極１１４のうちの１つ以上と置き換わってもよい。電極１１４’は、電極１１４’がＬＣＰ１００の側面上に配置されること以外は、電極１１４に類似し得る。一部の場合には、電極１１４’は、ＬＣＰ１００がそれによって通信信号および／または電気刺激パルスを送達し、かつ／または内因性心臓電気信号、通信信号、および／または電気刺激パルスを感知し得る電極の数を増大させ得る。

電極１１４および／または１１４’は、様々なサイズおよび／または形状のいずれをとってもよく、様々な間隔のいずれで離間されていてもよい。例えば、電極１１４は２〜２０ミリメートル（ｍｍ）の外径を有してもよい。他の実施形態では、電極１１４および／または１１４’は、２、３、５、７ミリメートル（ｍｍ）の直径、または任意の他の適当な直径、寸法および／または形状を有してもよい。電極１１４および／または１１４’の長さの例としては、例えば、１、３、５、１０ミリメートル（ｍｍ）、または任意の他の適当な長さが挙げられ得る。本願において、長さとは、ハウジング１２０の外面から延出する電極１１４および／または１１４’の寸法である。いくつかの場合には、電極１１４および／または１１４’のうちの少なくともいくつかは、２０、３０、４０、５０ミリメートル（ｍｍ）の距離または任意の他の適当な間隔によって、互いから離間されていてもよい。単一装置の電極１１４および／または１１４’は互いに関して異なるサイズを有しもよく、また装置上の電極の間隔および／または長さは一定であってもよいし、または一定でなくてもよい。

示した実施形態において、通信モジュール１０２は電極１１４および／または１１４’に電気的に接続されており、かつセンサ、プログラマ、他の医療装置および／または同種のもののような他の装置と通信するために、患者の組織に通信パルスを送達するように構成され得る。本願において用いる通信信号は、単独で、または１つ以上の他の変調信号とともに、情報を別の装置に伝達する任意の変調信号であり得る。いくつかの実施形態において、通信信号は、心臓の捕捉を生じず、依然として情報を伝達する閾値下信号（ｓｕｂ−ｔｈｒｅｓｈｏｌｄ ｓｉｇｎａｌｓ）に制限され得る。通信信号は、患者の体内または体外のいずれかに位置する別の装置に送達され得る。いくつかの場合において、通信は、様々な長さの時間によって分離された別個の通信パルスの形態をとってもよい。これらの場合のうちの一部では、連続するパルス間のタイミングが情報を伝達し得る。通信モジュール１０２は、加えて、患者の体内または体外に位置し得る他の装置によって送達される通信信号について感知するように構成されてもよい。

通信モジュール１０２は１つ以上の所望の機能を得るのを助けるために通信し得る。いくつかの機能の例としては、感知データの送達、不整脈のような事象の発生を判定するための通信データの使用、電気刺激治療の送達の調整、および／または他の機能が挙げられる。一部の場合には、ＬＣＰ１００は、生情報、処理された情報、メッセージおよび／もしくはコマンド、並びに／または他のデータを通信するために通信信号を用い得る。生情報は、感知した電気信号（例えば感知したＥＣＧ）、接続されたセンサから集められた信号などのような情報を含み得る。いくつかの実施形態において、処理された情報は、１つ以上の信号処理技術を用いてフィルタリングされた信号を含み得る。処理された情報はまた、判定された心拍数、判定された心臓の鼓動のタイミング、他の判定された事象のタイミング、閾値交差（ｔｈｒｅｓｈｏｌｄ ｃｒｏｓｓｉｎｇｓ）の判定、監視された期間の終了、加速度計信号，活動レベルパラメータ、血液酸素パラメータ、血圧パラメータ、心音パラメータなどのような、ＬＣＰ１００および／または別の装置によって判定されたパラメータおよび／または事象も含み得る。メッセージおよび／またはコマンドは、別の装置に動作するように指示する命令など、送信装置の差し迫った行為の通知、受信装置から読み取るための要求、受信装置にデータを書き込むための要求、情報メッセージ、および／または、他のメッセージコマンドを含み得る。

少なくともいくつかの実施形態において、通信モジュール１０２（またはＬＣＰ１００）は、通信モジュール１０２がどの電極１１４および／または１１４’に通信パルスを送達するかを選択するために、電極１１４および／または１１４’のうちの１つ以上を通信モジュール１０２に選択的に接続するスイッチング回路構成をさらに備え得る。通信モジュール１０２は伝導信号、高周波数（ＲＦ）信号、光学信号、音響信号、誘導結合、および／または他の適当な通信方法によって他の装置と通信していてもよいと考えられる。通信モジュール１０２が電気通信信号を生成する場合には、通信モジュール１０２は、通信信号の生成および送達を支援するために、１つ以上のキャパシタ素子および／または他の電荷蓄積装置を備え得る。示した実施形態において、通信モジュール１０２は、通信信号を生成するためにエネルギー貯蔵モジュール１１２に貯蔵されたエネルギーを用い得る。少なくともいくつかの例において、通信モジュール１０２は、エネルギー貯蔵モジュール１１２に接続されたスイッチング回路を備え、そのスイッチング回路構成によって、エネルギー貯蔵モジュール１１２を電極１１４／１１４’の１つ以上に接続して通信信号を生成し得る。

図１に示すように、パルス発生器モジュール１０４は、電極１１４および／または１１４’の１つ以上に電気的に接続され得る。パルス発生器モジュール１０４は、１つ以上の電気刺激治療を実施するために、電気刺激パルスを発生し、その電気刺激パルスを電極１１４および／または１１４’の１つ以上によって患者の組織に送達するように構成され得る。本願において用いられる電気刺激パルスは、任意の種類の疾患または異常の治療を目的として、患者の組織に送達され得るいかなる電気信号も包含するように意図されている。例えば、心臓疾患を治療するために用いられる場合、パルス発生器モジュール１０４は、患者の心臓を捕捉するため、すなわち送達された電気刺激パルスに応答して心臓を収縮させるための電気刺激ペーシングパルスを発生し得る。これらの場合の一部では、ＬＣＰ１００は、例えば心拍適合ペーシングにおいて、パルス発生器モジュール１０４が電気刺激パルスを発生する頻度（ｒａｔｅ）を変更してもよい。他の実施形態では、電気刺激パルスは、心臓に衝撃を与えて、細動から脱するため、または正常な心リズムにするための除細動／カルディオバージョンパルスを含んでもよい。さらに他の実施形態では、電気刺激パルスは抗頻拍ペーシング（ＡＴＰ）パルスを含んでもよい。これらは単にいくつかの例であることを理解すべきである。他の病気を治療するために用いられる場合には、パルス発生器モジュール１０４は神経刺激治療等に適した電気刺激パルスを発生してもよい。パルス発生器モジュール１０４は、適当な電気刺激パルスの生成および送達を支援するために、１つ以上のキャパシタ素子および／または他の電荷蓄積装置を備え得る。少なくともいくつかの実施形態において、パルス発生器モジュール１０４は、電気刺激パルスを発生するためにエネルギー貯蔵モジュール１１２に貯蔵されたエネルギーを用い得る。いくつかの特定の実施形態において、パルス発生器モジュール１０４は、エネルギー貯蔵モジュール１１２に接続されたスイッチング回路を備え、電気刺激パルスを発生するために、エネルギー貯蔵モジュール１１２を電極１１４／１１４’の１つ以上に接続し得る。

ＬＣＰ１００は電気的感知モジュール１０６および機械的感知モジュール１０８をさらに備え得る。電気的感知モジュール１０６は電極１１４および／または１１４’から電気的感知モジュール１０６に伝導される内因性心臓電気信号を感知するように構成され得る。例えば、電気的感知モジュール１０６は１つ以上の電極１１４および／または１１４’に電気的に接続され、かつ電気的感知モジュール１０６は、センサアンプ等を介して、電極１１４および／または１１４’によって伝導される心臓電気信号を受信するように構成され得る。いくつかの実施形態において、心臓電気信号は、ＬＣＰ１００が植え込まれている腔からの局地情報を表し得る。例えば、ＬＣＰ１００が心臓の心室内に植え込まれている場合には、電極１１４および／または１１４’を通じてＬＣＰ１００によって感知される心臓電気信号は、心室心臓電気信号を表し得る。機械的感知モジュール１０８は、２軸または３軸加速度計のような多軸加速度計を含む加速度計、２軸または３軸ジャイロスコープのような多軸ジャイロスコープを含むジャイロスコープ、血圧センサ、心音センサ、圧電センサ、血液酸素センサ、および／または心臓および／または患者の１つ以上の生理学的パラメータを測定する他のセンサのような様々なセンサを備えるか、またはそれらのセンサに電気的に接続され得る。機械的感知モジュール１０８は、存在する場合には、様々な生理学的パラメータを示すセンサからの信号を収集し得る。電気的感知モジュール１０６および機械的感知モジュール１０８の双方は、処理モジュール１１０に接続され、感知した心臓電気信号および／または生理学的信号を表す信号を処理モジュール１１０に提供し得る。図１に関して別々の感知モジュールとして説明しているが、いくつかの実施形態では、電気的感知モジュール１０６および機械的感知モジュール１０８を単一のモジュールに合体させてもよい。少なくともいくつかの例では、ＬＣＰ１００は、電気的感知モジュール１０６および機械的感知モジュール１０８のうちの一方のみを備えてもよい。場合により、処理モジュール１１０、電気的感知モジュール１０６、機械的感知モジュール１０８、通信モジュール１０２、パルス発生器モジュール１０４、および／またはエネルギー貯蔵モジュールの任意の組合せがＬＣＰ１００の制御装置と見なされてもよい。

処理モジュール１１０はＬＣＰ１００の作動を指示するように構成されており、一部の実施形態では、制御装置と称され得る。例えば、処理モジュール１１０は、電気的感知モジュール１０６から心臓電気信号を受信し、かつ／または機械的感知モジュール１０８から生理学的信号を受信するように構成され得る。それらの受信した信号に基づいて、処理モジュール１１０は、例えば、不整脈の発生および種類、並びにＬＣＰ１００が脱落しているかどうかのような他の判定を判断し得る。処理モジュール１１０は、さらに通信モジュール１０２から情報を受信し得る。一部の実施形態において、処理モジュール１１０は、さらにそのような受信した情報を用いて、不整脈の発生および種類、並びに／またはＬＣＰ１００が脱落しているかどうかのような他の判定を判断し得る。さらに、いくつかの付加的な実施形態において、例えば、それらの受信した情報が電気的感知モジュール１０６および／または機械的感知モジュール１０８から受信した信号よりも正確であると考えられる場合、または電気的感知モジュール１０６および／または機械的感知モジュール１０８が不能となっているか、またはＬＣＰ１００から省略されている場合には、ＬＣＰ１００は、電気的感知モジュール１０６および／または機械的感知モジュール１０８から受信した信号の代わりに、それらの受信した情報を用いてもよい。

不整脈の発生を判定した後に、処理モジュール１１０は、判定した不整脈を治療するために、１つ以上の電気刺激治療に従って電気刺激パルスを発生するようにパルス発生装置モジュール１０４を制御し得る。例えば、処理モジュール１１０は、１つ以上の電気刺激治療を実施するために、様々なパラメータを有し、かつ異なるシーケンスで、ペーシングパルスを発生するようにパルス発生器モジュール１０４を制御し得る。一例として、徐脈ペーシング治療を与えるためにパルス発生器モジュール１０４を制御する際に、処理モジュール１１０は、患者の心臓が所定の閾値未満に低下するのを防止することを助けるために、患者の心臓を一定間隔で捕捉するように設計されたペーシングパルスを送達するようにパルス発生装置モジュール１０４を制御し得る。一部の場合には、ペーシングの頻度は、患者の活動レベルの増大とともに増大され得る（例えば心拍適合ペーシング）。例えば、処理モジュール１１０は、（例えば代謝要求の増大による）心拍数の増大の必要性を示し得る患者の１つ以上の生理学的パラメータを監視し得る。処理モジュール１１０は、次にパルス発生器モジュール１０４が電気刺激パルスを発生する頻度を増大させ得る。１つ以上の生理学的パラメータに基づいた電気刺激パルスの送達の頻度の調整は、生理学的パラメータが心拍出量増大の必要があることを示す場合のみに、より高頻度の電気刺激パルスの送達を要求することにより、ＬＣＰ１００のバッテリ寿命を延長し得る。加えて、電気刺激パルスの送達の頻度の調整は、電気刺激パルスの送達の頻度を患者の心拍出量の必要性とより厳密に一致させることにより、患者の快適度を増大させ得る。

ＡＴＰ治療に関して、処理モジュール１１０は、内因性心臓電気信号に応答してではなく、送達したペーシングパルスに応答して心臓を鼓動させる試みにおいては、患者の内因性心拍数より速い頻度でペーシングパルスを送達するようにパルス発生器モジュール１０４を制御し得る。心臓がペーシングパルスに追従しているならば、処理モジュール１１０は、送達されるペーシングパルスの頻度をより安全なレベルに低減するようにパルス発生器モジュール１０４を制御し得る。ＣＲＴでは、処理モジュール１１０は、心臓をより効率的に収縮させるために別の装置と連係してペーシングパルスを送達するようにパルス発生器モジュール１０４を制御し得る。パルス発生器モジュール１０４が除細動／カルディオバージョン治療のための除細動および／またはカルディオバージョンパルスを発生することができる場合には、処理モジュール１１０は、そのような除細動および／またはカルディオバージョンパルスを発生するようにパルス発生器モジュール１０４を制御し得る。一部の場合には、処理モジュール１１０は、上述したそれらの例とは異なる電気刺激治療を提供する電気刺激パルスを発生するように、パルス発生器モジュール１０４を制御してもよい。

異なる種類の電気刺激パルスを異なるシーケンスで発生するようにパルス発生器モジュール１０４を制御することはさておき、いくつかの実施形態では、処理モジュール１１０はまた、様々なパルスパラメータを有する様々な電気刺激パルスを発生するようにパルス発生器モジュール１０４を制御し得る。例えば、各電気刺激パルスはパルス幅およびパルス振幅を有し得る。処理モジュール１１０は、特定のパルス幅およびパルス振幅を有する様々な電気刺激パルスを発生するようにパルス発生器モジュール１０４を制御し得る。例えば、処理モジュール１１０は、電気刺激パルスが心臓を効果的に捕捉していない場合には、パルス発生器モジュール１０４に電気刺激パルスのパルス幅および／またはパルス振幅を調整させ得る。様々な電気刺激パルスの特定パラメータのそのような制御は、ＬＣＰ１００が電気刺激治療のより効果的な送達を提供することを支援し得る。

いくつかの実施形態では、処理モジュール１１０は、他の装置に情報を送信するように通信モジュール１０２をさらに制御してもよい。例えば、処理モジュール１１０は、複数の装置の系のうちの他の装置と通信するための１つ以上の通信信号を発生するように通信モジュール１０２を制御してもよい。例えば、処理モジュール１１０は、特定のパルスシーケンスの通信信号を発生するように通信モジュール１０２を制御してもよく、その場合、特定のシーケンスは異なる情報を伝達する。通信モジュール１０２はまた、処理モジュール１１０による可能な動作のための通信信号を受信し得る。

さらなる実施形態において、処理モジュール１１０は、それにより通信モジュール１０２およびパルス発生器モジュール１０４が通信信号および／または電気刺激パルスを患者の組織に送達するスイッチング回路構成を制御し得る。上述したように、通信モジュール１０２およびパルス発生器モジュール１０４の双方は、１つ以上の電極１１４および／または１１４’を通信モジュール１０２および／またはパルス発生器モジュール１０４に接続するための回路構成を備え、従ってそれらのモジュールは患者の組織に通信信号および電気刺激パルスを送達し得る。通信モジュール１０２および／またはパルス発生器モジュール１０４がそれにより通信信号および電気刺激パルスを送達する１つ以上の電極の特定の組合せは、通信信号の受信および／または電気刺激パルスの有効性に影響を与え得る。通信モジュール１０２およびパルス発生器モジュール１０４の各々がスイッチング回路構成を備えてもよいと説明したが、いくつかの実施形態では、ＬＣＰ１００は、通信モジュール１０２、パルス発生器モジュール１０４および電極１１４および／または１１４’に接続された単一のスイッチングモジュールを有してもよい。そのような実施形態において、処理モジュール１１０は、必要に応じてモジュール１０２／１０４および電極１１４／１１４’を接続するようにスイッチングモジュールを制御し得る。

いくつかの実施形態において、処理モジュール１１０は、超大規模集積（ｖｅｒｙ−ｌａｒｇｅ−ｓｃａｌｅ ｉｎｔｅｇｒａｔｉｏｎ：ＶＬＳＩ）チップまたは特定用途向け集積回路（ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ ｓｐｅｃｉｆｉｃ ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ ｃｉｒｃｕｉｔ：ＡＳＩＣ）のような事前にプログラムされたチップを含み得る。そのような実施形態において、上記チップは、ＬＣＰ１００の動作を制御するために制御論理によって事前にプログラムされ得る。事前にプログラムされたチップを用いることによって、処理モジュール１１０は、基本的な機能性を維持することができると同時に、他のプログラマブル回路より少ない電力を使用し、それによりＬＣＰ１００のバッテリ寿命を増大させる可能性がある。他の場合には、処理モジュール１１０はプログラマブルマイクロプロセッサ等を含んでいてもよい。そのようなプログラマブルマイクロプロセッサは、製造後に使用者がＬＣＰ１００の制御論理を調整することを可能にし、それにより事前にプログラムされたチップを用いる場合よりもＬＣＰ１００の柔軟性を増すことができる。さらに別の実施形態において、処理モジュール１１０は単一の構成要素でなくてもよい。例えば、処理モジュール１１０は、記載した様々な機能を実施するために、ＬＣＰ１００内の異なる場所に配置された多数の構成要素を含んでいてもよい。例えば、特定の機能は処理モジュール１１０の１つの構成要素において実施されてもよく、一方、他の機能は処理モジュール１１０の別個の構成要素において実施される。

処理モジュール１１０は、付加的な実施形態において、メモリ回路を備えてもよく、また処理モジュール１１０はメモリ回路に情報を格納したり、メモリ回路から情報を読み出したりし得る。他の実施形態において、ＬＣＰ１００は、処理モジュール１１０が別個のメモリ回路に対して情報を読み書きし得るように、処理モジュール１１０と通信する別個のメモリ回路（図示せず）を備えてもよい。メモリ回路は、処理モジュール１１０の一部であるか、または処理モジュール１１０と分離しているかにかかわらず、揮発性メモリ、不揮発性メモリ、または揮発性メモリと不揮発性メモリとの組合せであり得る。

エネルギー貯蔵モジュール１１２は、ＬＣＰ１００に作動のための電源を提供し得る。いくつかの実施形態において、エネルギー貯蔵モジュール１１２は非充電式リチウム系バッテリ（ｎｏｎ−ｒｅｃｈａｒｇｅａｂｌｅ ｌｉｔｈｉｕｍ−ｂａｓｅｄ ｂａｔｔｅｒｙ）であってもよい。他の実施形態では、非充電式バッテリは他の適切な材料から製造されていてもよい。いくつかの実施形態では、エネルギー貯蔵モジュール１１２は充電式バッテリを備えてもよい。さらに別の実施形態では、エネルギー貯蔵モジュール１１２は、キャパシタまたはスーパーキャパシタのような他の種類のエネルギー蓄積装置を備えてもよい。

患者の身体の内側にＬＣＰ１００を植え込むために、操作者（例えば医師、臨床医など）は、ＬＣＰ１００を患者の心臓の心組織に固定し得る。固定を促進するために、ＬＣＰ１００は１つ以上のアンカー１１６を備え得る。１つ以上のアンカー１１６を図１に概略的に示す。１つ以上のアンカー１１６は、任意の数の固定または錨着機構を備え得る。例えば、１つ以上のアンカー１１６は、１つ以上のピン、ステープル、ねじ山、ねじ、らせん、歯、および／または同種のものを備え得る。いくつかの実施形態において、図示していないが、１つ以上のアンカー１１６は、アンカー部材の長さの少なくとも一部に沿って延び得るその外表面上にねじ山を備えてもよい。それらのねじ山は、心組織とアンカーとの間に摩擦を提供して、アンカー部材を心組織内に固定するのを助け得る。一部の場合には、１つ以上のアンカー１１６は、心組織内にねじ込むことができるコルクスクリュー形を有するアンカー部材を備え得る。他の実施形態では、アンカー１１６は、周囲の心組織との係合を促進するために、かかり（ｂａｒｂｓ）、忍び返し（ｓｐｉｋｅｓ）等のような他の構造を備えていてもよい。

いくつかの実施例において、ＬＣＰ１００は患者の心臓上または患者の心腔内に植え込まれるように構成され得る。例えば、ＬＣＰ１００は、患者の心臓の左心房、右心房、左心室、または右心室のいずれの中に植え込まれてもよい。特定の腔内に植え込まれることにより、ＬＣＰ１００は、他の装置がそのような分解能で感知することができないことがある特定の腔から生じる、または発する心臓電気信号を感知することができ得る。ＬＣＰ１００が患者の心臓上に植え込まれるように構成される場合には、ＬＣＰ１００は、心腔のうちの１つの上またはそれに隣接して植え込まれるか、内因的に発生した心臓電気信号が概ね辿る経路の上またはそれに隣接して植え込まれるように構成され得る。これらの例では、ＬＣＰ１００はまた局所的な内因性心臓電気信号を感知し、かつ局所的な電気刺激治療を送達する増強された能力を有していてもよい。ＬＣＰ１００が加速度計を備える実施形態では、ＬＣＰ１００は加えて、ＬＣＰ１００が取り付けられている心臓壁の運動を感知することができ得る。

図２は、生理学的信号および生理学的パラメータを感知し、かつ患者の組織に１種類以上の電気刺激治療を送達するように作動し得る別の装置、医療装置（ＭＤ）２００、の実施形態を示す。示した実施形態において、ＭＤ２００は、通信モジュール２０２、パルス発生器モジュール２０４、電気的感知モジュール２０６、機械的感知モジュール２０８、処理モジュール２１０、およびエネルギー貯蔵モジュール２１８を備え得る。モジュール２０２，２０４，２０６，２０８，２１０の各々は、ＬＣＰ１００のモジュール１０２，１０４，１０６，１０８，１１０に類似していてもよい。加えて、エネルギー貯蔵モジュール２１８はＬＣＰ１００のエネルギー貯蔵モジュール１１２に類似していてもよい。しかしながら、いくつかの実施形態において、ＭＤ２００は、より大きなハウジング２２０内の容積を有し得る。そのような実施形態において、ＭＤ２００は、ＬＣＰ１００の処理モジュール１１０よりもより複雑な動作を扱うことができるより大きなエネルギー貯蔵モジュール２１８および／またはより大きな処理モジュール２１０を備え得る。

ＭＤ２００は図１に示したような別のリードレス装置であってもよいが、一部の場合には、ＭＤ２００はリード２１２のようなリードを備えてもよい。リード２１２は、電極２１４とハウジング２２０内に位置する１つ以上のモジュールとの間で電気信号を伝導する電線を備え得る。一部の場合には、リード２１２はＭＤ２００のハウジング２２０に接続され、かつハウジング２２０から離れて延び得る。いくつかの実施形態において、リード２１２は患者の心臓上に、心臓内に、または心臓に隣接して植え込まれる。リード２１２は、リード２１２上の様々な位置およびハウジング２２０からの様々な距離に配置された１つ以上の電極２１４を含み得る。いくつかのリード２１２は単一の電極２１４のみを備えてもよいが、他のリード２１２は複数の電極２１４を備えてもよい。一般に、リード２１２が患者内に植え込まれたときに電極２１４のうちの１つ以上が所望の機能を実施するように配置されるように、電極２１４はリード２１２上に配置されている。場合により、電極２１４のうちの１つ以上が患者の心組織と接触していてもよい。他の場合には、電極２１４のうちの１つ以上が皮下的に、しかし患者の心臓に隣接して配置されてもよい。電極２１４は、内因的に発生した電気的心臓信号をリード２１２に伝導し得る。リード２１２は、次に、受信した電気的心臓信号をＭＤ２００のモジュール２０２，２０４，２０６，２０８の１つ以上に伝導し得る。一部の場合には、ＭＤ２００は電気刺激信号を発生してもよく、またリード２１２は発生した電気刺激信号を電極２１４に伝導し得る。電極２１４は、次にそれらの電気刺激信号を患者の心組織に（直接または間接的に）伝導し得る。ＭＤ２００はまた、リード２１２上に配置されていない１つ以上の電極２１４を備えてもよい。例えば、１つ以上の電極２１４がハウジング２２０に直接接続されていてもよい。

リード２１２は、いくつかの実施形態において、加速度計、血圧センサ、心音センサ、血液酸素センサ、および／または心臓および／または患者の１つ以上の生理学的パラメータを測定するように構成された他のセンサのような１つ以上のセンサをさらに含んでいてもよい。そのような実施形態において、機械的感知モジュール２０８はリード２１２と電気通信しており、そのようなセンサから生成された信号を受信し得る。

必須ではないが、いくつかの実施形態において、ＭＤ２００は植込み型医療装置であり得る。そのような実施形態では、ＭＤ２００のハウジング２２０、例えば患者の経胸的領域に植え込まれ得る。ハウジング２２０は、一般に人体内における植込みに安全な多くの既知の材料のうちのいずれを含んでもよく、また植え込まれたときにＭＤ２００の様々な構成要素を患者の体液および体組織から密封し得る。そのような実施形態において、リード２１２は、患者の心臓内、患者の心臓に隣接して、患者の脊椎に隣接して、または他の所望の位置のような患者内の１つ以上の様々な位置に植え込まれ得る。

いくつかの実施形態において、ＭＤ２００は植込み型ペースメーカ（ＩＣＰ）であってもよい。これらの実施形態において、ＭＤ２００は、患者の心臓上または心臓内に植え込まれる１つ以上のリード、例えばリード２１２、を有し得る。１つ以上のリード２１２は、患者の心臓の心組織および／または血液に接触している１つ以上の電極２１４を備え得る。ＭＤ２００は、内因的に発生した心臓電気信号を感知し、例えば、感知した信号の分析に基づいて１つ以上の心不整脈を判定するように構成されていてもよい。ＭＤ２００は、ＣＲＴ、ＡＴＰ治療、徐脈治療、および／または、心臓内に植え込まれたリード２１２による他の治療タイプを与えるように構成され得る。いくつかの実施形態において、ＭＤ２００は、加えて除細動／カルディオバージョン治療を提供するように構成され得る。

いくつかの場合において、ＭＤ２００は植込み型除細動器（ＩＣＤ）であってもよい。そのような実施形態では、ＭＤ２００は、患者の心臓内に植え込まれた１つ以上のリードを備え得る。ＭＤ２００はまた、電気的心臓信号を感知し、感知した電気的心臓信号に基づいて頻脈性不整脈の発生を判定し、頻脈性不整脈の発生の判定に応答して（例えば患者の心臓に除細動および／またはカルディオバージョンパルスを送達することによって）除細動および／またはカルディオバージョン治療を与えるように構成され得る。他の実施形態では、ＭＤ２００は皮下植込み型除細動器（ｓｕｂｃｕｔａｎｅｏｕｓ ｉｍｐｌａｎｔａｂｌｅ ｃａｒｄｉｏｖｅｒｔｅｒ−ｄｅｆｉｂｒｉｌｌａｔｏｒ：ＳＩＣＤ）であってもよい。ＭＤ２００がＳＩＣＤである実施形態では、リード２１２のうちの１つは皮下に植え込まれたリードであり得る。ＭＤ２００がＳＩＣＤである少なくともいくつかの実施形態では、ＭＤ２００は、皮下だが胸腔の外側に植え込まれる単一リードのみを備えてもよいが、これは必須ではない。

いくつかの実施形態において、ＭＤ２００は植込み型医療装置でなくてもよい。それどころか、ＭＤ２００は患者の体外にある装置であってもよく、電極２１４は患者の身体上に配置される皮膚電極であってもよい。そのような実施形態では、ＭＤ２００は表面電気信号（例えば心臓によって生成される電気的心臓信号、または患者の体内に植え込まれた装置によって生成され、身体を通って皮膚に伝導される電気信号）を感知することができ得る。ＭＤ２００は、例えば、皮膚電極２１４を介した除細動治療を含む様々な種類の電気刺激治療を送達するようにさらに構成されていてもよい。

図３は、医療装置システムおよび医療装置システムの複数の医療装置３０２，３０４，３０６および／または３１０がそれを介して通信し得る通信経路の実施形態を示している。示した実施形態において、医療装置システム３００は、ＬＣＰ３０２，３０４、外部医療装置３０６、および他のセンサ／装置３１０を備え得る。外部装置３０６は、ＭＤ２００に関して以前に説明したように、患者の体外に配置された装置であり得る。少なくとも一部の例において、外部装置３０６は、以下でより詳細に記載するように、装置プログラマのような外部支援装置を表し得る。他のセンサ／装置３１０は、ＩＣＰ、ＩＣＤおよびＳＩＣＤのようなＭＤ２００に関して以前に記載した装置のいずれであってもよい。他のセンサ／装置３１０はまた、加速度計、血圧センサ等のような患者についての情報を収集する様々な診断センサを備えていてもよい。場合により、他のセンサ／装置３１０は、システム３００の１つ以上の装置をプログラムするために用いられ得る外部プログラマ装置を備えてもよい。

システム３００の様々な装置は、通信経路３０８を介して通信し得る。例えば、ＬＣＰ３０２および／または３０４は内因性心臓電気信号を感知し、そのような信号をシステム３００の１つ以上の他の装置３０２／３０４，３０６，３１０に通信経路３０８を介して通信し得る。一実施形態において、装置３０２／３０４の１つ以上はそのような信号を受信し、受信した信号に基づいて、不整脈の発生を判定する。場合により、１つまたは複数の装置３０２／３０４は、そのような判定をシステム３００の１つ以上の他の装置３０６，３１０に通信し得る。一部の場合において、システム３００の装置３０２／３０４，３０６，３１０のうちの１つ以上は、通信された不整脈の判定に基づいて、例えば患者の心臓に適切な電気刺激を送達することにより処置を取り得る。システム３００の装置３０２／３０４，３０６，３１０のうちの１つ以上は、加えて通信経路３０８を介してコマンドまたは応答メッセージを通信し得る。コマンドメッセージは受信装置に特定の処置を取らせ得るのに対して、応答メッセージは要求した情報または受信装置が通信されたメッセージまたはデータを実際に受信したという確認を含み得る。

システム３００の様々な装置は、ＲＦシグナル、誘導結合、光学信号、音響信号または通信に適した他の信号を用いて、経路３０８を介して通信し得ることが企図される。加えて、少なくともいくつかの実施形態では、システム３００の様々な装置は、複数の信号種別を用いて経路３０８を介して通信してもよい。例えば、他のセンサ／装置３１０は、外部装置３０６とは第１信号種別（例えばＲＦ通信）を用いて通信し得るが、ＬＣＰ３０２／３０４とは第２信号種別（例えば伝導通信）を用いて通信し得る。さらに、いくつかの実施形態において、装置間の通信は制限されてもよい。例えば、上記に記載したように、いくつかの実施形態では、ＬＣＰ３０２／３０４は他のセンサ／装置３１０を介してのみ外部装置３０６と通信してもよく、その場合、ＬＣＰ３０２／３０４は他のセンサ／装置３１０に信号を送信し、他のセンサ／装置３１０は受信した信号を外部装置３０６へ中継する。

いくつかの場合において、システム３００の様々な装置は、伝導通信信号を用いて、経路３０８を介して通信し得る。従って、システム３００の装置はそのような伝導通信を可能にする構成要素を有し得る。例えば、システム３００の装置は、送出装置の１つ以上の電極によって患者の身体に伝導通信信号（例えば、本願では電気通信パルスと称される、電流および／または電圧パルスで区切られた電圧および／または電流波形）を送出するように構成され、かつ受信装置の１つ以上の電極によって伝導通信信号を受信し得る。患者の身体は、システム３００内の送出装置の１つ以上の電極から受信装置の電極に伝導通信信号を「伝導」し得る。そのような実施形態において、送達される伝導通信信号は、ペーシングパルス、除細動および／またはカルディオバージョンパルス、または他の電気刺激治療信号とは異なり得る。例えば、システム３００の装置は、電気通信パルスを閾値以下である振幅／パルス幅で送達し得る。すなわち、通信パルスは心臓を捕捉しないように設計された振幅／パルス幅を有する。場合により、送達される電気通信パルスの振幅／パルス幅は、心臓の捕捉閾値より高くてもよいが、心臓の不応期中に送達され得、かつ／または所望によりペーシングパルスに組み込まれるか、またはペーシングパルス上に変調され得る。

加えて、通常の電気刺激治療パルスとは異なり、電気通信パルスは、受信装置に情報を伝達する特定のシーケンスで送達され得る。例えば、送達される電気通信パルスは、通信される情報を符号化するために、任意の適当な方法で変調され得る。一部の場合には、通信パルスは、パルス幅変調および／または振幅変調され得る。これに代わって、または加えて、パルス間の時間が所望の情報を符号化するために変調されてもよい。一部の場合には、通信パルスの所定のシーケンスは、対応するシンボル（例えば論理「１」シンボル、論理「０」シンボル、ＡＴＰ治療トリガーシンボルなど）を表してもよい。一部の場合において、伝導通信パルスは、本願でさらに詳述するように、電圧パルス、電流パルス、二相性電圧パルス、二相性電流パルス、三相性電圧パルス、三相性電流パルス、四相性電圧パルス、四相性電流パルス、六相性電圧パルス、六相性電流パルス、または所望により任意の他の適当な電気パルスであり得る。

図４は、共に作動するように構成され得る例示的な医療装置システム４００を示す。例えば、システム４００は、患者内に植え込まれ、かつ生理学的信号を感知し、心不整脈の発生を判定し、検出した心不整脈を治療するために電気刺激を送達するように構成された複数の装置を備え得る。いくつかの実施形態において、システム４００の装置は、システム４００の１つ以上の装置の脱落の発生を判定するように構成され得る。図４において、ＬＣＰ４０２は、心臓４１０の右心室の内部に固定されて示されており、またパルス発生器４０６は１つ以上の電極４０８ａ〜４０８ｃを有するリード４１２に接続されて示されている。一部の場合において、パルス発生器４０６は皮下植込み型除細動器（ＳＩＣＤ）の一部であり、１つ以上の電極４０８ａ〜４０８ｃは心臓に隣接して皮下的に配置され得る。ＬＣＰ４０２は、例えば通信経路３０８を介して、ＳＩＣＤと通信し得る。図４に示したＬＣＰ４０２、パルス発生器４０６、リード４１２、および電極４０８ａ〜４０８ｃの位置は単なる例示である。システム４００の他の実施形態では、所望により、ＬＣＰ４０２は心臓の左心室、右心房または左心房に配置されてもよい。さらに別の実施形態では、ＬＣＰ４０２は心臓４１０に外側に隣接して、または心臓４１０から遠隔にさえ植え込まれてもよい。

医療装置システム４００はまた外部支援装置４２０も備え得る。外部支援装置４２０は、本願に記載する通信技術の１つ以上を用いた装置識別、装置プログラミングおよび／または装置間におけるリアルタイムデータおよび／または格納データの転送、またはシステム４００の１つ以上の装置との通信を伴う他の機能のような機能を実施するために用いることができる。一例として、外部支援装置４２０とパルス発生器４０６との間の通信は無線モードによって実施することができ、またパルス発生器４０６とＬＣＰ４０２との間の通信は伝導通信モードによって実施することができる。いくつかの実施形態において、ＬＣＰ４０２と外部支援装置４２０との間の通信は、パルス発生器４０６を通じて通信情報を送信することにより得られる。しかしながら、他の実施形態では、ＬＣＰ４０２と外部支援装置４２０との間の通信は通信モジュールを介したものであってもよい。

図４は、単に本願に開示する技術に従って作動するように構成され得る医療装置システムの実施形態の一例を示す。他の医療装置システムの例は、付加的または異なる医療装置および／または構成を含んでもよい。例えば、本願に開示する技術に従って作動するのに適した他の医療装置システムは、心臓内に植え込まれた付加的なＬＣＰを含んでもよい。別の医療装置システムの例は、パルス発生器４０６のような他の装置を有するか、または有さない複数のＬＣＰを含んでもよく、少なくとも１つのＬＣＰは除細動治療を与えることができる。さらに別の例は、経静脈的ペースメーカと共に植え込まれ、かつ植え込まれたＳＩＣＤを有するか、または有さない１つ以上のＬＣＰを含んでもよい。さらに他の実施形態では、医療装置、リード、および／または電極の構成または配置は、図４に示したものと異なっていてもよい。従って、図４に示したシステム４００とは異なる多数の他の医療装置システムが本願に開示する技術に従って操作されてもよいことを認識するべきである。従って、図４に示す実施形態は、何ら限定するものと見なされるべきではない。

図５Ａ〜図５Ｂ、図６Ａ〜図６Ｄ、図９Ａ〜図９Ｂ、図１０Ａ〜図１０Ｂおよび図１１Ａ〜図１１Ｂは、本開示の技術に従って用いられ得る位相性通信パルスの例を示す。一般に、これらの位相性伝導通信パルスは、ペーシングパルスまたは他の電気刺激治療信号とは意図的に異なる。記載する位相性伝導通信パルスは、心臓のような体組織を捕捉しないように意図的に閾値以下である振幅／パルス幅の組合せを有し得る。図７〜図８は、図５Ａ〜図５Ｂ、図６Ａ〜図６Ｄ、図９Ａ〜図９Ｂ、図１０Ａ〜図１０Ｂおよび図１１Ａ〜図１１Ｂに示す例示的な位相性伝導通信パルスを用いて装置間において情報を伝達するのに適した例示的な通信スキームを説明している。

一般に、本願に記載する位相性伝導通信パルスは、電圧パルスまたは電流パルスのいずれであってもよい。電圧パルスでは、電圧振幅が制御され、電流は電圧振幅および伝送媒体の抵抗に依存する。電流パルスでは、電流振幅が制御され、電圧は電流振幅および伝送ケーブルの抵抗に依存する。いくつかの例において、位相性伝導通信パルスは、電圧パルスおよび電流パルスの組合せであってもよい（例えば、位相のうちの一部は電圧パルスを含むが、他の位相は電流パルスを含む）。図１〜図４に関して説明した装置のいずれも、そのような位相性伝導通信パルスを発生する回路構成を備えてもよいことが企図される。

図５Ａ〜図５Ｂは、位相性伝導通信パルス５０１，５０３を含む位相性伝導通信パルスの第１実施例を示す。図５Ａ〜図５Ｂに示すように、位相性伝導通信パルス５０１，５０３は、それぞれ、第１位相５０５ａ，５０５ｂおよび第２位相５０７ａ，５０７ｂを含み得る。これらの実施形態において、第１位相５０５ａ，５０５ｂの各々は第１極性を有してもよく、かつ第２位相５０７ａ，５０７ｂの各々は第２極性を有してもよく、第１極性と第２極性とは反対である。位相性伝導通信パルス５０１の例は、第１位相５０５ａが正極性を有するが、第２位相５０７ａは負極性を有して示されており、一方、位相性伝導通信パルス５０３は逆の形で示されている。

第１位相５０５ａ，５０５ｂは、振幅５０６ａ，５０６ｂおよび短縮パルス幅（ａｂｂｒｅｖｉａｔｅｄ ｐｕｌｓｅ ｗｉｄｔｈｓ）５０２ａ，５０２ｂを有し得る。第２位相５０７ａ，５０７ｂは、振幅５０８ａ，５０８ｂおよび非短縮パルス幅（ｕｎ−ａｂｂｒｅｖｉａｔｅｄ ｐｕｌｓｅ ｗｉｄｔｈｓ）５０４ａ，５０４ｂを有し得る。これらの実施形態において、第１位相５０５ａ，５０５ｂのパルス幅５０２ａ，５０２ｂは、それらの長さが第２位相５０７ａ，５０７ｂのパルス幅５０４ａ，５０４ｂの長さより短いことが示されているため、「短縮パルス幅」と見なされ得る。例えば、第１位相５０５ａ，５０５ｂの短縮パルス幅５０２ａ，５０２ｂは、第２位相５０７ａ，５０７ｂの非短縮パルス幅５０４ａ，５０４ｂの値の約５パーセント〜約８０パーセントにわたる値を有し得る。「約」という用語は所定値の±１０％を意味する。

いくつかの実施形態において、第２位相５０７ａ，５０７ｂのパルス幅５０４ａ，５０４ｂは、約１マイクロ秒〜約７５マイクロ秒にわたる値を有し得る。より具体的な実施形態において、パルス幅５０４ａ，５０４ｂは、約１マイクロ秒〜約３０マイクロ秒に及ぶ値を有してもよいし、または約５マイクロ秒、約１０マイクロ秒、約１５マイクロ秒、約２０マイクロ秒、約２５マイクロ秒、約３０マイクロ秒、約３５マイクロ秒、約４０マイクロ秒、または他の適当な値であってもよい。電圧パルスに関して、パルス幅は、電圧が電圧パルスの振幅の５０％を通過する２つの時間の間の時間間隔である。電流パルスについて、パルス幅は、電流が電流パルスの振幅の５０％を通過する２つの時間の間の時間間隔である。

短縮パルス幅５０２ａ，５０２ｂは、パルス幅５０４ａ，５０４ｂの値の約５パーセント〜約８０パーセントに及ぶ値を有し得る。より具体的な実施形態において、短縮パルス幅５０２ａ，５０２ｂは、パルス幅５０４ａ，５０４ｂの値の約１０パーセント〜約５０パーセントに及ぶ値を有してもよいし、またはパルス幅５０４ａ，５０４ｂの値の約１０パーセント、約２０パーセント、約２５パーセント、約３０パーセント、約４０パーセント、約５０パーセント、または他の適当なパーセンテージであってもよい。

一部の場合には、パルス幅５０４ａ，５０４ｂ（または短縮パルス幅５０２ａ，５０２ｂ）自体は、全く同一の値を有さなくてもよい。例えばパルス幅５０４ａ，５０４ｂ（または短縮パルス幅５０２ａ，５０２ｂ）の値は、連続的に送達される位相性伝導通信パルス間で変動してもよい。一部の場合には、連続的に送達される位相性伝導通信パルス間で異なる値は、約１０パーセント未満変動してもよい。

いくつかの場合には、振幅５０６ａ，５０６ｂ，５０８ａ，５０８ｂはすべて、振幅５０６ａ，５０６ｂとは反対の極性（例えば、中性またはグランドに対して正の大きさまたは負の大きさ）を有する振幅５０８ａ，５０８ｂと等しいか、またはほぼ等しくてもよい。一般に、振幅５０６ａ，５０６ｂ，５０８ａ，５０８ｂは任意の適当な値であってよいが、いくつかの特定の実施形態では、振幅５０６ａ，５０６ｂ，５０８ａ，５０８ｂは、約１ボルト〜約１５ボルトに及ぶ値を有してもよい。さらなる実施形態において、振幅５０６ａ，５０６ｂ，５０８ａ，５０８ｂは、約２ボルト〜約７ボルト、または約１ボルト〜約４ボルトに及ぶ値を有してもよいし、または、約１ボルト、約２ボルト、約３ボルト、約４ボルト、約５ボルト、約６ボルト、約７ボルトまたは他の適当な値に等しくてもよい。位相性伝導通信パルスに関して記載した特定の振幅値は、ピーク振幅または二乗平均平方根（ＲＭＳ）振幅のいずれを表してもよい。

一部の場合には、振幅５０６ａ，５０６ｂは、極性が相違していれば、それぞれ振幅５０８ａ，５０８ｂと等しくなくてもよい。例えば、少なくともいくつかの実施形態では、振幅５０６ａ，５０６ｂは、それぞれ、振幅５０８ａ，５０８ｂの値の約７５パーセント〜約９９パーセントである値を有してもよい。さらなる実施形態では、振幅５０８ａ，５０８ｂはより小さな値を有してもよい。さらに付加的な実施形態または代替実施形態では、振幅５０６ａ，５０６ｂ，５０８ａおよび／または５０８ｂは、連続的に送達される位相性伝導通信パルス間において変動してもよい。例えば、振幅５０６ａ，５０６ｂ，５０８ａ，５０８ｂの値は、連続的に送達される位相性伝導通信パルス間で約１０パーセント未満変動してもよい。

上記に代わって，またはそれに加えて、興奮性組織における電荷蓄積を制御し、かつ非短縮位相５０７ａ，５０７ｂが組織を刺激する可能性を低減するのを助けるために、短縮位相５０５ａ，５０５ｂの振幅５０５ａ，５０５ｂは、非短縮位相５０７ａ，５０７ｂの振幅５０８ａ，５０８ｂと異なっていてもよいことが企図される。１つの特定の例において、図５Ａに関して、パルス幅５０２ａはパルス幅５０４ａと等しいか、またはほぼ等しく、かつ振幅５０６ａの絶対値は振幅５０８ａの絶対値を下回り（例えば、短縮され）得る。場合により、短縮位相５０５ａ，５０５ｂおよび非短縮位相５０７ａ，５０７ｂのパルス幅および振幅の双方が、興奮性組織における電荷蓄積を制御し、よって非短縮位相５０７ａ，５０７ｂが組織を刺激する可能性を低減するのを助けるように設定されてもよい。

図５Ａ〜図５Ｂは、概して矩形形態を有する第１位相５０５ａ，５０５ｂおよび第２位相５０７ａ，５０７ｂを備えた二相性伝導通信パルス５０１，５０３を示しているが、本開示の技術は第１位相５０５ａ，５０５ｂおよび第２位相５０７ａ，５０７ｂのこれらの特定の形態に限定されないことを理解するべきである。図６Ａ〜図６Ｄは、異なる位相形態を有する他の例示的なパルスを示す。図６Ａは、鋸歯状位相を有する二相性伝導通信パルス５１２を示す。図６Ｂは、指数位相（ｅｘｐｏｎｅｎｔｉａｌ ｐｈａｓｅｓ）を有する二相性伝導通信パルス５１３を示す。図６Ｃは、台形位相を有する二相性伝導通信パルス５１４を示す。図６Ｄは、階段状位相を有する二相性伝導通信パルス５１５を示す。これらに実質的に類似した二相性伝導通信パルスが用いられてもよいことが企図される。この点に関して、第１パルス位相の振幅および持続時間を第２パルス位相に対して正規化して、第１パルス位相と第２パルス位相との間の面積が、第２パルス位相の面積の１０％未満である場合には、第１パルス位相は、第２パルス位相に実質的に類似していると考えられ得る。これらはパルス波形の例に過ぎないことを理解すべきである。任意の適切なパルス波形を用いてもよいことが企図される。一般に、短縮リーディングパルスは、組織を後続のパルスによって興奮しない（例えば、捕捉されない）ようにし得る。場合により、電荷平衡、またはさらなる興奮抑制のために、トレーリング短縮パルス（ｔｒａｉｌｉｎｇ ａｂｂｒｅｖｉａｔｅｄ ｐｕｌｓｅ）（例えば図９Ａ〜図９Ｂ、図１０Ａ〜図１０Ｂ、図１１Ａ〜図１１Ｂを参照）が用いられてもよい。リーディングパルスが興奮（例えば過分極）を抑制する方法で組織に電荷を与える限り、そのようなパルスは、電圧または電流対時間の任意の適当な形態を有してもよいことが企図される。

図６Ａ〜図６Ｄは、図５Ａ〜図５Ｂの位相形態とは異なる位相形態を有する位相性伝導通信パルスを示すが、図６Ａ〜図６Ｄの各位相性伝導通信パルスのうちの２つの別個の位相は、第１位相５０５ａ，５０５ｂおよび第２位相５０７ａ，５０７ｂに関して記載したものと同様の値を有してもよい。特に図６Ａ〜図６Ｄにおいて、第１位相は第２位相に先行して示されており、第１位相の持続時間は第２位相に対して短縮されている。また、図６Ａ〜図６Ｄの各位相性伝導通信パルス５１２〜５１５は、単に単一の極性の向きで示されているが、位相性伝導通信パルス５１２〜５１５は、所望により反対の極性の向きで実現されてもよいことを理解すべきである。さらに、短いパルス持続時間（例えば６０マイクロ秒未満以下）では、最初により長いパルスが提供され、その後により短いパルスが続いて、組織の活性化が起こる前に組織上の電荷を中和することが企図される。

図７および図８は、システム４００のようなシステムの装置によって、図５Ａ〜図６Ｄに関して、およびこの開示の他の箇所において記載した位相性伝導通信パルスとともに、用いられ得る異なる通信スキームの例を示す。説明を容易にするために、矩形の位相性伝導通信パルスのみを示しているが、開示する技術は位相性伝導通信パルスの形態とは無関係であることを理解すべきである。

図７は、４つの位相性伝導通信パルス５３０ａ〜５３０ｄの例のグラフを示す。位相性伝導通信パルス５３０ａ〜５３０ｄは、３つの別個の期間５３２，５３４，５３６によってそれぞれ分離されている。示した例では、最後の期間５３８は１つの通信パルス５３０ｄを別の通信電圧パルスから分離していない。もっと正確に言えば、期間５３８は単に通信パルス５３０ｄから続く閾値時間長（ｔｈｒｅｓｈｏｌｄ ｌｅｎｇｔｈ ｏｆ ｔｉｍｅ）であり、該閾値時間長の終了前に後続の通信電圧５３０が生じることはない。これは、フレームの終了（ｅｎｄ−ｏｆ−ｆｒａｍｅ：ＥＯＦ）を合図することができる。

場合により、本願に記載する位相性伝導通信パルスおよび技術を用いたシステムの装置は、位相性伝導通信パルス５３０ａ〜５３０ｄの間の時間長に基づいて通信シンボルを識別し得る。例えば、２つの連続する位相性伝導通信パルス間の時間が第１時間範囲内にある場合には、次に、受信器によって第１シンボルが識別され得る。２つの位相性伝導通信パルス間の時間が第２時間範囲内にある場合には、次に受信器によって第２シンボルが識別され得る。２つの位相性伝導通信パルス間の時間が第３時間範囲内にある場合には、次に受信器によって第３シンボルが識別され得る、などである。一例において、２つの位相性伝導通信パルス間の時間が８００〜１１００マイクロ秒の範囲内にある場合には、同期（ｓｙｎｃ）シンボルが識別され、２つの位相性伝導通信パルス間の時間が５５０〜７００マイクロ秒の範囲内にある場合には、「１」シンボルが識別され、２つの位相性伝導通信パルス間の時間が３５０〜４５０マイクロ秒の範囲内にある場合には、「０」シンボルが識別される。場合により、該システムの装置が二進法で動作し得る際には、「０」および「１」シンボルは、それぞれ「０」および「１」ビットに相当する。これらは単なる例である。任意の数の異なるシンボルが通信プロトコルに含まれてもよいことが企図され、異なるシンボルは異なる時間または時間範囲に割り当てられる。いくつかの場合において、ある位相性伝導通信パルスに対して閾値時間内（例えば期間５３８）に別の位相性伝導通信パルスが後続しない場合には、フレーム終了（ＥＯＦ）シンボルが識別され得る。閾値時間（例えば期間５３８）は、例えば１２５０マイクロ秒以上であり得る。

場合により、位相性伝導通信パルス間の時間は内部クロックを用いて追跡され得る。送信装置があるクロック周波数で発振する内部クロックを備えてもよいことが企図される。同様に、受信装置は、同一の（または異なる）クロック周波数で発振する内部クロックを備えてもよい。そのように備えられている場合、通信されるべき各シンボルは、位相性伝導通信パルス間において異なる数のクロックサイクルを割り当てられ得る。例えば、同期シンボルは、２５．６ｋＨｚのクロック周波数に関して約９３８マイクロ秒の位相性伝導通信パルス間の遅れに相当する２４クロックサイクルを割り当てられ得る。ノイズ、温度変化、電圧変動、クロック変動（ｃｌｏｃｋ ｄｒｉｆｔ）などを補正するのを助けるために範囲が設けられてもよい。該範囲は、例えば＋／−１０％であってもよく、すなわち、上記で挙げた例では約８４４マイクロ秒〜約１０３２マイクロ秒であり得る。「１」シンボルは、２５．６ｋＨｚのクロック周波数に関して約６２５マイクロ秒の位相性伝導通信パルス間の遅れに相当する１６クロックサイクルを割り当てられ得る。ノイズ、温度変化、電圧変動、クロック変動などを補正するのを助けるために、この数字の前後に範囲が設けられてもよい。その範囲は例えば＋／−１０％であってもよく、すなわち、上記で挙げた例では約５６３マイクロ秒〜約６８８マイクロ秒であり得る。同様に、「０」シンボルは、２５．６ｋＨｚのクロック周波数に関して約３９１マイクロ秒の位相性伝導通信パルス間の遅れに相当する１０クロックサイクルを割り当てられ得る。ノイズ、温度変化、電圧変動、クロック変動などを補正するのを助けるために、この数字の前後に範囲が設けられてもよい。

所望のシンボルを送出するために、送信装置は第１位相性伝導通信パルスを提供し、次に所望のシンボルに対応するクロックサイクルの数（例えば「１」シンボルに対して１６クロックサイクル）をカウントし、次に位相性伝導通信パルスを提供し得る。受信装置が第１位相性伝導通信パルスを受信すると、受信装置は内部クロックサイクルをカウントし始め得る。第２位相性伝導通信パルスが受信されると、受信装置はクロックサイクルをカウントするのを停止し得る。次に、受信装置は、カウントした内部クロックサイクルの数を各シンボルに割り当てられたクロックサイクルの数と比較し得る。一致が見つかると、受信装置によって所望のシンボルが識別される。

一部の場合において、送信装置および／または受信装置における内部クロックの精度は経時的に劣化することがある。この劣化のために、該システムの装置は、絶対時間長に対して、さらに装置のクロックが互いに対して異なって劣化する場合には恐らく互い対して、時間長を異なって判定し始めることがある。従って、期間５３２，５３４，５３６，５３８が時間の範囲である例では、該システムの装置は、ある程度のクロックの劣化後であっても、依然としてシンボルを正確に解釈し得る。

場合により、本システムの装置は、周期的に、または他の方式で、それらの内部クロックを再構成するように構成されていてもよい。例えば、第１装置は、開始較正信号、終了較正信号、および同報通信装置（ｂｒｏａｄｃａｓｔｉｎｇ ｄｅｖｉｃｅ）によって判定される２つの信号間の時間長を同報通信（ｂｒｏａｄｃａｓｔ）し得る。それぞれ他の装置は、２つの較正信号間の期間が同報通信装置によって送信された時間長と等しくなるように、それらの内部クロックを較正し得る。そのような再構成は、装置のクロックが本システムの他の装置のそれと比べて、装置が機能的に無効になるように大きく変動し過ぎないことを保証するのを助け得る。

期間５３２，５３４，５３６，５３８の厳密な長さがどうであれ、いくつかの例では、期間５３２は、期間５３４，５３６のいずれよりも長いことがある。そのような例では、この構成は、ある装置から別の装置への１つ以上のシンボルの偶発的な送出、または装置がノイズを１つ以上のシンボルの通信と解釈することを防止し得る。例えば、本システムの装置は、１つ以上の他のシンボルを送出する前に同期シンボルを通信するように位相性伝導通信パルスを送出し得る。また、受信装置は同期シンボルを受信する前に受信した任意の他のシンボルを無視し得る。いくつかの状況において、受信装置は、最初は真の位相性伝導通信パルスを受信するが、次に期間５３２より短い時間長の後にノイズを受信することがある。そのノイズが位相性伝導通信パルスに類似した形態である場合には、受信装置はそのノイズを位相性伝導通信パルスとして解釈することがある。しかしながら、そのノイズは期間５３２より短い時間長の後に生じたため、ノイズが「０」シンボルまたは「１」シンボルを示す時間長で生じたとしても、受信装置はまだ同期シンボルを受信していないので、受信装置はそれらのシンボルを無視するであろう。このように、本システムの装置は、シンボルが間違って送出されたり、または誤って解釈されたりするのを抑制し得る。

いくつかの場合において、各位相性伝導通信パルスの受信後直ちに、受信装置によってブランキング期間が適用され得る。ブランキング期間中、受信装置はいかなる受信通信信号も無視し得る。これは、位相性伝導通信パルスの直後に生じ得るノイズが有効な位相性伝導通信パルスと解釈されることをさらに低減するのを助け得る。ブランキング期間は、期間５３２の長さの１／４〜３／４の範囲であってもよいし、または他の適切な時間長であってもよい。一例において、ブランキング期間は、例えば約２５０マイクロ秒あってもよい。場合によっては、送信装置は、位相性伝導通信パルスの送出中および／または送出後に、同様のブランキング期間を適用してもよい。そのようなブランキング期間は、他の装置からの位相性伝導通信パルスについて感知する送信装置の回路構成が、同送信装置によって生成された位相性伝導通信パルスを感知することを防止するのを助け得る。

図７において、本システムの受信装置は、通信パルス５３０ａと通信パルス５３０ｂとの間の経過時間５３２を識別し、その経過時間５３２を例えば同期シンボルとして解釈し得る。同様に、本システムの受信装置は、通信パルス５３０ｂと通信パルス５３０ｃとの間の経過時間５３４を識別し、その経過時間５３４を例えば「１」シンボルとして解釈し得る。さらに、本システムの受信装置は、通信パルス５３０ｃと通信パルス５３０ｄとの間の経過時間５３６を識別し、その経過時間５３６を例えば「０」シンボルとして解釈し得る。一部の場合には、本システムの受信装置は、通信パルス５３０ｄに対して閾値時間５３８内に別の位相性伝導通信パルスが後続しないことを検知し、それをフレーム終了（ＥＯＦ）シンボルとして解釈し得る。この特定の例は単なる例示であり、用途によって、異なるシンボル、異なる時間遅延、および異なるシーケンスを用いてもよいことが企図される。

いくつかの例において、本システムの装置は、位相性伝導通信パルスを（恐らくブランキング期間によって区切られるが）継続的に受信待機（ｌｉｓｔｅｎｉｎｇ ｆｏｒ）している。すなわち、本システムの装置は、他の装置に位相性伝導通信パルスを発信する前に、ウェイクアップ信号を発信したり、または特定の通信接続を確立したりしなくてもよい。代わりに、本システムの装置は、送信装置がメッセージを送信しているシステムの他の装置への信号として同期パルスに依拠し得る。一部の場合には、ＥＯＦシンボルは送信装置が全メッセージを通信したという信号であり得る。

図７の例において、期間５３２，５３４，５３６，５３８は、各通信パルス５３０の前端から測定されるように示されている。しかしながら、他の例では、期間５３２，５３４，５３６，５３８は位相性伝導通信パルス５３０の他の特徴から測定されてもよい。例えば、本システムの装置は、期間５３２，５３４，５３６，５３８は、位相性伝導通信パルス５３０の後端から測定されてもよい。さらに別の例では、本システムの装置は、期間５３２，５３４，５３６，５３８を位相性伝導通信パルス５３０の変曲点から測定してもよい。加えて、本システムの装置は、位相性伝導通信パルスの振幅が閾値レベルに達するまで、位相性伝導通信パルス５３０の特徴、例えば前端からの期間を測定し始めなくてもよい。一部の場合には、本システムの装置は、期間５３２，５３４，５３６，５３８を位相性伝導通信パルス５３０のゼロクロス点（ｚｅｒｏ−ｃｒｏｓｓｉｎｇ ｐｏｉｎｔ）から測定してもよい。これらは単に一部の例である。

これらの実施形態の一部において、本システムの装置は、負の大きさのエネルギーと同一の総量の正の大きさのエネルギー（例えば電圧または電流）が通信中に患者の身体に送達されることを保証し得る。これは、該通信スキームが電荷平衡にあることを保証するのを助け得る。しかしながら、一部の実施形態では通信スキームが電荷平衡にないこともある。送信または受信された通信シーケンスの位相性伝導通信パルスの正の大きさの位相の曲線下の合計面積が、送信または受信された通信シーケンスの位相性伝導通信パルスの負の大きさの位相の合計面積の上下１０パーセント以内である場合には、通信スキームは実質的に電荷平衡にあると見なされ得る。

電荷平衡にある、または実質的に電荷平衡にある通信シーケンスをもたらすために、送信装置は、１つおきの送達される位相性伝導通信パルスの極性を反対にし得る。例えば、上述の例では、位相性伝導通信パルス５３０ａは、位相性伝導通信パルス５０１に類似していてもよく、また通信パルス５３０ｂは、例えば位相性伝導通信パルス５０１と比較して反対の極性を有する位相性伝導通信パルス５０３に類似していてもよい。従って、位相性伝導通信パルス５３０ａ，５３０ｂが、それらの各位相の各々に対して同一の寸法を有するが、それらの位相の各々の極性を反転している場合には、偶数の位相性伝導通信パルスの列は電荷平衡にあり、奇数の位相性伝導通信パルスの列は、完全には電荷平衡にないが、実質的に電荷平衡にあるであろう。これに代わって、奇数の位相性伝導通信パルスの列に最後の位相性伝導通信パルスを追加して、偶数の列を形成してもよい。

図８は、本願に開示する位相性伝導通信パルスによって実施され得る別の例示的な通信スキームを示す。連続する位相性伝導通信パルス間の時間の長さを変更する代わりに、図８のスキームは、情報を符号化するために位相性伝導通信パルスの極性の相違を用い得る。

図８の例は、パルスのシーケンス５４０を示す。パルスのシーケンス５４０は位相性伝導通信パルス５４１〜５４４を含む。位相性伝導通信パルス５４１，５４２は、それらの第１位相は正極性を有し、かつそれらの第２位相は負極性を有する第１極性を有する。一方、位相性伝導通信パルス５４３，５４４は、それらの第１位相は負極性を有し、かつそれらの第２位相は正極性を有する第２極性を有する。図８の例において、第１極性または第２極性のうちの一方は「０」シンボルに関連付けられ、かつ第１極性または第２極性の他方は「１」シンボルに関連付けられ得る。この方法において、図８の通信スキームを用いた装置が２進法に従って作動する場合には、該装置は、各位相性伝導通信パルスが「０」または「１」のいずれかを表す位相性伝導通信パルスのシーケンスを用いて情報を通信し得る。例えば、図８の例において、第１極性は「０」に関連付けられ、かつ第２極性は「１」に関連付けられている場合、パルスのシーケンス５４０は、この通信スキームに従って「００１１」を示す。

図７の例に関して、送信された通信が電荷平衡にあること、または実質的に電荷平衡にあることは有益であり得る。しかしながら、図８の例では、位相性伝導通信パルスの極性は情報を表すため、送信装置は、図７に関して記載した電荷を平衡させるスキーム（ｃｈａｒｇｅ ｂａｌａｎｃｉｎｇ ｓｃｈｅｍｅ）を用いることができないことがある。代りに、送信装置は、装置が極性の一方を有する位相性伝導通信パルスを他方の極性よりいくつ多く送信したかを判定し得る。例えば、送信装置が第１極性を有する４つの位相性伝導通信パルスと、第２極性を有する２つの位相性伝導通信パルスを含む位相性伝導通信パルスのシーケンスを送信した場合には、装置は、該装置が第１極性を有する位相性伝導通信パルスを第２極性よりも２つ多く送信したと判定し得る。次に、送信装置は、第２極性を有する２つの位相性伝導通信パルスを含むパルスのシーケンスを送達し得る。受信装置は、送信装置から送達される１つおきのパルスのシーケンスを、電荷を平衡させるシーケンス（ｃｈａｒｇｅ ｂａｌａｎｃｉｎｇ ｓｅｑｕｅｎｃｅ）として無視することができる。一部の実施形態では、第１極性および第２極性を有する（または第２極性および第１極性を有する）送達されたパルス数の差が閾値パルス数未満である場合には、送信装置は電荷を平衡させるパルスのシーケンスを送信しなくてもよい。これらの実施形態では、送信装置は、通信されたパルスのシーケンスが、電荷を平衡させるパルスのシーケンスが無用であるように、実質的に電荷平衡にあることを判定し得る。

図９Ａ〜図９Ｂは、本開示に従って用いられ得るさらに例示的な位相性伝導通信パルス、位相性伝導通信パルス５５１，５５３を示す。概して、位相性伝導通信パルス５５１，５５３は、位相性伝導通信パルス５５１，５５３が二相の代わりに三相を含むこと以外は、位相性伝導通信パルス５０１，５０３に類似し得る。

図９Ａ〜図９Ｂに見られるように、位相性伝導通信パルス５５１，５５３は、第１位相５５７ａ，５５７ｂ、第２位相５５８ａ，５５８ｂ，および第３位相５５９ａ，５５９ｂを含み得る。第１位相５５７ａ，５５７ｂは、短縮パルス幅５５２ａ，５５２ｂを有し、一方、第２位相５５８ａ，５５８ｂおよび第３位相５５９ａ，５５９ｂは非短縮パルス幅５５４ａ，５５４ｂおよび非短縮パルス幅５５６ａ，５５６ｂを有する。図５Ａ〜図５Ｂの実施形態でのように、短縮パルス幅５５２ａ，５５２ｂは、非短縮パルス幅５５４ａ，５５４ｂ，５５６ａ，５５６ｂの値の一部に相当する値を有し得る。一般に、位相性伝導通信パルス５０１，５０３の短縮パルス幅５０２ａ，５０２ｂおよびパルス幅５０４ａ，５０４ｂに関して記載した値および割合は、短縮パルス幅５５２ａ，５５２ｂおよび非短縮パルス幅５５４ａ，５５４ｂ，５５６ａ，５５６ｂに等しく当てはまり得る。しかしながら、少なくとも一部の実施形態では、パルス幅５５４ａ，５５６ａ、並びに／またはパルス幅５５４ｂ，５５６ｂは等しくなくてもよい。一部の場合には、この差は、約１パーセント〜約８０パーセント、約１パーセント〜約５０パーセント、約１パーセント〜約３０パーセント、約１パーセント〜約１０パーセントであり得る。一部の場合には、パルス幅５５６ａは、短縮パルス幅５５２ａにほぼ等しい量だけパルス幅５５４ａより小さく、かつパルス幅５５６ｂは、短縮パルス幅５５２ｂにほぼ等しい量だけパルス幅５５４ｂより小さくてもよい。

加えて、位相性伝導通信パルス５５１の位相５５７ａ，５５９ａは同一の振幅、振幅５６０ａを有してもよく、一方、位相５５８ａは振幅５５５ａを有する。いくつかの実施形態において、振幅５６０ａ，５５５ａは等しいが、大きさが反対（例えば中性またはグランドに関して反対の極性）であってもよい。しかしながら、他の実施形態では、振幅５６０ａ，５５５ａは、時に１０パーセント未満異なっていてもよい。一部の場合には、位相５５７ａ，５５９ａは同一または異なる振幅を有してもよいが、双方とも依然として正の大きさ振幅（例えば同一の極性）を有する。一部の場合には、位相５５７ａ，５５９ａの振幅は１０パーセント未満異なっていてもよい。

図５Ａ〜図６Ｂおよび図９Ａ〜図９Ｂの実施形態の各々において、開示した位相性伝導通信パルスの各々は必ずしも電荷平衡になかった。すなわち、位相性伝導通信パルスの各々は、正極性を有する位相性伝導通信パルスのそれらの部分の面積を含まない場合があり、そうした面積は負極性を有する位相性伝導通信パルスのそれらの部分と必ずしも等しくないことがある。一部の実施形態において、異なる極性の位相性伝導通信パルスの送達数の差を計数することにより、または各々の連続的に送達される位相性伝導通信パルスの極性を反転させることにより、電荷を平衡させる必要がないように、本質的に電荷平衡にある位相性伝導通信パルスを用いることは有益であり得る。

図１０Ａ〜図１０Ｂは、電荷平衡にあるように示された四相の位相性伝導通信パルスを示す。図１０Ａ〜図１０Ｂは位相性伝導通信パルス５６１，５６３をそれぞれ示す。位相性伝導通信パルス５６１，５６３の各々は、第１位相５７１ａ，５７１ｂ，第２位相５７３ａ，５７３ｂ、第３位相５７５ａ，５７５ｂおよび第４位相５７７ａ，５７７ｂを有する。第１位相５７１ａ，５７１ｂ、第２位相５７３ａ，５７３ｂ、第３位相５７５ａ，５７５ｂ、および第４位相５７７ａ，５７７ｂの各々は、対応する振幅およびパルス幅を有する。示した例では、第１位相５７１ａ，５７１ｂおよび第４位相５７７ａ，５７７ｂは、短縮パルス幅５６２ａ，５６２ｂ，５６８ａ，５６８ｂを有し、一方、第２位相５７３ａ，５７３ｂおよび第３位相５７５ａ，５７５ｂは非短縮パルス幅５６４ａ，５６４ｂ，５６６ａ，５６６ｂを有する。概して、パルス幅５６４ａ，５６４ｂ，５６６ａ，５６６ｂは、本願に記載した他の位相性伝導通信パルスに関して記載した値に類似した値を有し得る。加えて、短縮パルス幅５６２ａ，５６２ｂ，５６８ａ，５６８ｂはまた、他の位相性伝導通信パルスに関して本願に記載したそれらの値に類似した値またはパルス幅５６４ａ，５６４ｂ，５６６ａ，５６６ｂに対する割合を有し得る。加えて、振幅５６５ａ，５６５ｂ，５６７ａ，５６７ｂは、前述した位相性伝導通信パルスに関して記載したそれらの振幅に対して同様の値を有し得る。

短縮パルス幅５６２ａ，５６２ｂ，５６８ａ，５６８ｂが互いに等しく、かつパルス幅５６４ａ，５６４ｂ，５６６ａ，５６６ｂが互いに等しい場合、第１位相５７１および第４位相５７７の面積は第２位相５７３および第３位相５７５の面積と等しいので、位相性伝導通信パルス５６１，５６３は電荷平衡にあるであろう。しかしながら、他の実施形態では、位相性伝導通信パルス５６１，５６３の異なる位相間において変動があってもよい。これらの実施形態において、第１位相５７１および第４位相５７７の面積と第２位相５７３および第４位相５７７の面積との間に１０パーセント未満の差がある場合、位相性伝導通信パルス５６１，５６３は依然として実質的に電荷平衡にあると見なされ得る。経時的に、これらの小さな差は、位相性伝導通信パルス５６１，５６３を用いた装置が植え込まれている患者に悪影響を及ぼすことはない。

付加的な例示の電荷平衡にある位相性伝導通信パルスを図１１Ａ〜図１１Ｂに示す。位相性伝導通信パルス５８１，５８３は六相性伝導通信パルスである。位相性伝導通信パルス５８１，５８３の各々は、第１位相５９１、第２位相５９２、第３位相５９３、第４位相５９４、第５位相５９５、および第６位相５９６を含む。これらの位相５９１〜５９６の各々は、示したようにパルス幅５８２，５８４，５８６，５８８，５９０，５９７を含む。さらに、位相５９１〜５９６の各々は、同様に示したように、振幅５８５または５８７を有する。

少なくとも一部の実施形態では、パルス幅５８２，５８４，５９０，５９７は、程度の差はあれ、短縮パルス幅であり得る。例えば、短縮パルス幅５８４，５９０は、短縮パルス幅５０２ａ，５０２ｂに関して記載したものと同様の値および／または割合を有し得る。短縮パルス幅５８２，５９７は、異なる値または割合を有してもよい。例えば、短縮パルス幅５８４，５９０は、パルス幅５８６および／または５８８の値の約５パーセント〜約８０パーセントに及ぶ値を有してもよい。より具体的な実施形態において、短縮パルス幅５８２，５９７は、パルス幅５８６および／または５９７の値の約１０パーセント〜約５０パーセントに及ぶ値、またはパルス幅５８６および／または５９７の値の約１０パーセント、約２０パーセント、約２５パーセント、約３０パーセント、約４０パーセント、約５０パーセント、または任意の他の適切なパーセンテージである値を有してもよい。その一方で、短縮パルス幅５８２，５９７は、パルス幅５８６および／または５９７の値の約１パーセント〜約２５パーセントに及ぶ値を有していてもよい。

位相性伝導通信パルス５６１，５６３と同様に、第１極性を有する位相５９１〜５９３が第２の反対極性を有する対応する位相５９４〜５９６と対称である場合には、位相性伝導通信パルス５８１，５８３は電荷平衡を保ち得る。しかしながら、第１極性を有する位相が第２極性を有する位相と完全に対称でない実施形態においても、第１極性を有する位相の合計面積が第２極性を有する位相の合計面積の約１０パーセント以内であるならば、位相性伝導通信パルス５８１，５８３は依然として実質的に電荷平衡にあると見なされ得る。

開示した異なる位相性伝導通信パルスのパルス幅の特定の値は、イヌに対して実施した研究に基づいて選択され得る。図１２は、単相性、二相性、四相性を含む様々な異なる通信パルス形態についてのパルス幅持続時間に対する心臓捕捉閾値を示すイヌの研究から収集したデータのグラフ６００を示す。通信パルスによってイヌの心臓を捕捉しないことが望ましい。従って、より高い捕捉閾値が望ましい。

グラフ６００は、パルスが心臓組織の刺激（すなわち捕捉）を引き起こした、パルス幅（Ｘ軸）対振幅の対数−対数プロット上におけるライン６０１，６０３，６０５，６０７，６０９，６１１を示す。ライン６０１は、第１極性（カソード極）を有する単相性パルスの結果を表し、一方、ライン６０３は第１極性とは反対である第２極性（アノード極）を有する単相性パルスの結果を表す。ライン６０５，６０７は、反対極性を有する二相性パルスの結果を示し、またライン６０９，６１１は、反対極性を有する四相性パルスの結果を示す。

グラフ６００のＸ軸のパルス幅持続時間値は、非短縮パルス幅に対する値を表す。例えば、四相性パルスに関して、パルス幅持続時間値は四相性パルス５６１，５６３のパルス幅５６４，５６６の値に対応する。単相性パルスに関して、パルス幅持続時間は、パルス全体の合計パルス幅と等しい。二相性パルスに関しては、短縮パルス幅の初期パルス幅を有する本開示の二相性パルスとは異なり、研究に用いた二相性パルスは２つの等しい持続時間の位相を有したので、パルス幅持続時間の値は合計パルス幅の２分の１に相当する。四相性パルスに関して、第１位相および第４位相は、第２位相および第３位相に対して短縮パルス幅を有した。第２位相および第３位相はほぼ等しいパルス幅を有し、第１位相および第４位相は第２位相および第３位相のパルス幅の２分の１のパルス幅を有した。

グラフ６００において見ることができるように、領域６０２の比較的長いパルス幅では、異なるパルスはすべて、比較的同様の振幅で、例えば、約５００ｍＶ〜約１Ｖで、心臓組織の刺激を引き起こし、単相性カソードパルスが刺激を引き起こさない最も高い振幅を有する。この領域において、パルス幅は約２５０マイクロ秒〜約５００マイクロ秒である。

領域６０４の始めにおいて、異なるパルスが心臓の刺激を引き起こす振幅は分離し始める。例えば、特に約７５マイクロ秒〜約５０マイクロ秒のパルス長の間において、異なるパルスが刺激を引き起こす振幅が明確に分離している。見られるように、四相性パルスの双方は、はっきりと他のパルスを上回っており、約６０マイクロ秒のパルス幅において依然として刺激していない最も高い振幅を有する。

パルス幅が２５マイクロ秒または２０マイクロ秒〜５マイクロ秒に低下するときまで、四相性パルスが刺激を引き起こすまでに必要とされる振幅と他のパルスが刺激を引き起こすまでに必要とされる振幅との差は有意である。例えば、６マイクロ秒において、四相性パルスは心臓の刺激を引き起こすために約４０Ｖを必要とし、一方、二相性パルスはわずか約２０Ｖまたは２２Ｖを必要とする。このパルス幅範囲における単相性パルスは、刺激性となるためにわずか９〜１１Ｖを必要とする。

一部の場合には、心臓を捕捉するように意図された電気刺激パルスは、第１極性を用いて送達され得、心臓を捕捉するように意図されていない通信パルスは第２の反対極性を用いて送達され得る。例えば、図１に示したＬＣＰ１００の例において、パルス発生器モジュール１０４は電極１１４を用いて電気刺激パルスを送達し得る。示した例では、電極１１４は、ＬＣＰ１００の左端上のより小さな電極と、ＬＣＰ１００の右方にある環状表面電極とを備える。ＬＣＰ１００の左端上のより小さな電極は、ＬＣＰ１００の右方にあるより大きな環状表面電極より有意に小さな表面積を有し得る。よって、電気パルスがこれらの２つの電極間で送達される場合、ＬＣＰ１００の左端上のより小さな電極における電流密度は、より大きな環状表面電極における電流密度より高い。従って、多くの場合において、心臓を捕捉するのに必要とされるエネルギーを低減するために、より小さな電極を心臓組織に隣接または接触させて配置することが望ましい。そのように提供される場合、電気刺激パルスの極性は、より小さな電極がカソードとして機能し、かつＬＣＰ１００の右方にある環状表面電極はアノードとして機能するように与えられ得る。

電気刺激治療を送達する場合には心臓を捕捉するのに必要とされるエネルギーを低減する（すなわち捕捉閾値を低減する）ことが望ましいが、通信パルスを送達する場合には、心臓を捕捉するのに必要とされるエネルギーを増大する（すなわち捕捉閾値を増大する）ことが望ましい場合が多い。従って、いくつかの場合には、通信パルスの極性は、ＬＣＰ１００の左端上のより小さな電極がアノードとして機能し、かつＬＣＰ１００の右方のより大きな環状表面電極はカソードとして機能するように与えられ得る。これに代わって、または加えて、通信パルスのパルス幅持続時間は、電気刺激パルスのパルス幅持続時間未満であってもよい。図１２に示すように、アノード極性のパルスを適用する場合と、カソード極性のパルスを適用する場合とでは、特に約６０マイクロ秒未満のパルス幅継続時間を有する単層パルスについて、捕捉閾値の間に有意差が存在し得る。一部の場合には、電気刺激パルスは６０マイクロ秒を超えるパルス幅継続時間を有するカソード極性を用いて送達され、通信パルスは６０マイクロ秒未満のパルス幅継続時間を有するアノード極性を用いて送達され得る。これは単に一例である。

短縮パルス幅を有した第１位相を有する開示した二相性、三相性、四相性、および他の多相性パルスの第１位相は、組織（例えば心臓）に対して、第２のより長い位相が心臓に負荷をかける方法とは反対の方法で前負荷をかける（ｐｒｅ−ｌｏａｄ）ものと考えられる。すなわち第１位相の極性に応じて、第１位相は電荷を心臓細胞へ引き寄せるか、または電荷を心臓細胞から遠ざけ得る。この機構は、パルスの第２位相が心臓細胞付近の電荷を作用させる方法とは正反対であり得る。従って、この前負荷は、心臓または他の組織の不要な刺激を偶発的に引き起こす恐れを伴うことなく、より長いパルス幅継続時間（例えばパルスの後続の位相におけるより長いパルス幅）またはより高い振幅が通信パルスに用いられることを可能にし得る。または、前負荷は通信パルスが刺激を引き起こすであろう振幅を増大させるので、前負荷は、伝導通信パルスを用いる場合にシステムが作動する安全域を増強し得る。不要な組織刺激を引き起こすことなく、比較的大きなエネルギー通信パルスの使用を可能にすることにより、受信器の通信パルスを受信する能力が増強され得、またそれらの刺激振幅閾値に関して通信パルスの安全域を増大する。

上記で詳述したように、いくつかの場合において、図５Ａ〜図５Ｂ、図６Ａ〜図６Ｄ、図９Ａ〜図９Ｂ、図１０Ａ〜図１０Ｂおよび図１１Ａ〜図１１Ｂの様々な短縮位相および非短縮位相のパルス幅および振幅の一方または双方は、興奮性組織における電荷蓄積を制御するのを助け、よって非短縮位相が組織を刺激する可能性を低減するように設定され得る。

当業者は、本開示が本願において記載され企図された特定の実施形態以外の様々な形態で表されてもよいことを認識するであろう。例えば、本願に記載したように、様々な実施形態は各種機能を実施すると記載された１つ以上のモジュールを備える。しかしながら、他の実施形態は、記載した機能を本願に記載したものより多くのモジュールに分割する付加的なモジュールを含んでいてもよい。加えて、他の実施形態は記載した機能をより少数のモジュールに統合してもよい。

すべてとは言えない実施形態に関して様々な特徴を説明してきたが、この開示はそれらの特徴が任意の実施形態に含まれてもよいことを企図する。本願に記載した実施形態は、様々な記載した特徴のいくつかの組合せを省略したが、この開示は、記載した各特徴の任意の組合せを含む実施形態を企図する。従って、添付された特許請求の範囲に記載されている本開示の範囲および趣旨から逸脱することなく、形態および詳細における発展がなされてもよい。

Claims (15)

1. 患者に植え込むための植込み型医療装置であって、
   ハウジングと、
   前記ハウジング内に少なくとも部分的に配置されたパルス発生回路と、
   前記パルス発生回路に電気的に接続された複数の電極であって、前記ハウジングの外部に露出されている複数の電極と、
   前記パルス発生回路に作動可能に接続された制御装置とを備え、前記制御装置は、
   前記複数の電極のうちの少なくとも２つによって閾値下の位相性伝導通信パルスを送達するように前記パルス発生回路に命令するように構成されており、
   前記閾値下の位相性伝導通信パルスは第１極性を有する第１位相を含み、第１位相には反対の第２極性を有する第２位相が後続しており、
   第２位相は６０マイクロ秒未満の持続時間を有し、
   第１位相は第２位相の持続時間の５パーセント〜８０パーセントの持続時間を有する植込み型医療装置。
2. 第１位相は第１位相振幅を有し、第１位相振幅の絶対値は１〜１５ボルトである、請求項１に記載の植込み型医療装置。
3. 第２位相は第２位相振幅を有し、第２位相振幅の絶対値は１〜１５ボルトである、請求項１に記載の植込み型医療装置。
4. 第１位相は２〜７ボルトの絶対値を有する第１位相振幅を有し、かつ第２位相は２〜７ボルトの絶対値を有する第２位相振幅を有する、請求項１に記載の植込み型医療装置。
5. 第１位相は１〜４ボルトの絶対値を有する第１位相振幅を有し、かつ第２位相は１〜４ボルトの絶対値を有する第２位相振幅を有する、請求項４に記載の植込み型医療装置。
6. 第２位相は６０マイクロ秒未満の持続時間を有する、請求項５に記載の植込み型医療装置。
7. 第２位相は３０マイクロ秒未満の持続時間を有する、請求項５に記載の植込み型医療装置。
8. 第２位相は２０マイクロ秒未満の持続時間を有する、請求項５に記載の植込み型医療装置。
9. 第１位相は、第２位相の持続時間の４０パーセント〜６０パーセントの持続時間を有する、請求項１に記載の植込み型医療装置。
10. 第１位相および第２位相はそれぞれ、実質的に矩形のパルスである、請求項１に記載の植込み型医療装置。
11. 第１位相および第２位相はそれぞれ実質的に、矩形パルス、鋸歯状パルス、指数パルス、台形パルスまたは階段状パルスである、請求項１に記載の植込み型医療装置。
12. 前記閾値下の位相性伝導通信パルスは第３位相を含む、請求項１に記載の植込み型医療装置。
13. 第３位相は第１極性を有する、請求項１２に記載の植込み型医療装置。
14. 前記閾値下の位相性伝導通信パルスは実質的に電荷平衡にある、請求項１に記載の植込み型医療装置。
15. 前記閾値下の位相性伝導通信パルスは４つ以上の位相を有する、請求項１に記載の植込み型医療装置。