JP7333331B2 - 単一の多重電極冠状静脈洞リードを使用した適応性のある心臓再同期療法 - Google Patents

Description

本開示は、心臓ペーシング方法およびシステム、ならびに、より詳細には、単一の多重電極冠状静脈洞リードのみを有する植え込み可能な医療デバイスシステムにおいて心臓ペーシング療法を送達するための方法および装置に関する。

正常な健全な心臓の活動は、心臓の心房および心室の同期した収縮を伴う。血液が心房に迎え入れられ、心房が収縮して、血液を心室へと送り込む。次に、心室のこれに続く収縮により、全身に血液が送り出され、最終的に心房に戻ってくる。心臓の室の収縮は、心筋の部分の協調した電気的活性化によって引き起こされる。

心拍周期は、上大静脈への入口における右心房の上部近くの、心臓の洞房結節内に位置する繊維の束による電気インパルスの発生から始まる。このインパルスが心房にわたって伝播し、心房筋を刺激して心房収縮を引き起こし、これにより血液を心室へと送り込む。心房収縮は、心電図上の信号内にいわゆる「Ｐ波」として現れる。次いで、心房筋に伝導された電気インパルスは、右心房と右心室との間の弁のすぐ横の隔壁において、房室（ａｔｒｉｏ－ｖｅｎｔｉｃｕｌａｒ）すなわちＡ－Ｖ結節において、受け取られる。Ａ－Ｖ結節は、電気インパルスの心室への伝達にわずかな遅延をもたらす。このＡ－Ｖ遅延は、典型的には、１００ミリ秒ほどである。Ａ－Ｖ遅延後、電気インパルスは、心室へ伝導され、心電図上の信号の「ＱＲＳ群」として現れる心室収縮を引き起こす。心室筋のその後の再分極および弛緩は、心周期の終わりに発生し、これは、心電図上の信号の「Ｔ波」部分として現れる。

心筋への電気インパルスの上記伝導が何らかの形で損なわれる患者については、ペースメーカが、自然な電気インパルスが存在しない場合に人工的な電気刺激を提供することができる。したがって、例えば、心室ペースメーカは、自然な電気的心臓インパルスが、何らかの理由でＡ－Ｖ結節を越えて伝達されない患者において心室収縮を引き起こすように機能することができる。しかしながら、いかなる人工的な刺激パルスも、心房および心室活動の適切な同期が維持されるように適正な時間に送達されることが重要である。加えて、心周期の終わりの再分極相の間に心筋に送達される電気インパルスは、頻脈性不整脈の発症を引き起こし得ることが分かっている。したがって、ペースメーカがＴ波の間に刺激パルスを送達しないようにすることが重要である。

Ａ－Ｖ同調性を維持するため、および望ましくない時のペーシングパルスの送達を防ぐため、ペースメーカは、好ましくは、ペースメーカによって検知される心房および心室の心臓電位図信号を介して、それぞれＰ波およびＱＲＳ群（またはより典型的には、Ｒ波）により明らかにされる心房活動、心室活動のいずれか、または両方を検出することが可能である。

ペースメーカは、一般的には、それらが検知することが可能である心臓の室、それらがペーシング刺激を送達することができる室、および、もしあるならば、検知された固有電気的心臓活動に対するそれらの反応によって特徴付けられる。一部のペースメーカは、ペーシング刺激を、自然発生の心臓活動に関係なく、固定された規則的な間隔で送達する。しかしながら、より一般的には、ペースメーカは、心臓の室の一方または両方における電気的心臓活動を検知し、検知された固有電気的事象の発生および認識に基づいて心臓へのペーシング刺激の送達を抑制またはトリガする。

心臓再同期療法（ＣＲＴ）は、医療電気リードを通じて一方または両方の心室または心房にペーシング療法を提供して、左または右心室のより早い活性化を促すことによって電気的同期不全の症状を是正し得る。心室の収縮をペーシングすることにより、心室は、心室が同調して収縮するように制御され得る。ＣＲＴの１つの形態は、固有右心室（ＲＶ）活性化と連携してＬＶ医療電気リード上の電極を用いた左心室（ＬＶ）のみのペーシングに典型的には関与する融合ペーシングである。効果的な融合は、例えば、ＬＶペーシングのタイミングがＲＶ室の最早の活性化と同調していることを必要とする。例えば、融合ペーシング構成では、医療デバイスは、ＬＶを早期興奮させ、ＬＶの脱分極を先に収縮する右心室（ＲＶ）の脱分極と同期させるために、１つまたは複数の融合ペーシングパルスを、後で収縮する左心室（ＬＶ）に送達する。ＬＶの心室活性化は、心臓の固有伝導に起因するＲＶの心室活性化と「融合」（または「合併」）し得る。このやり方で、固有の興奮波面およびペーシング誘起された興奮波面は、ＬＶの脱分極がＲＶの脱分極と再同期されるように融合し得る。

ＬＶペーシングの送達のタイミングがＲＶ室の最早の活性化と同調していることを確実にするために、ＲＶ室の活性化の検知は、極めて重要である。ＣＲＴを送達するための現在の療法システムは、典型的には、患者の心臓の右心房（ＲＡ）内へ延びる右心房リード、右心房を通り右心室（ＲＶ）内へ延びる右心室リード、および右を通り、冠状静脈洞内から、心臓の左心室（ＬＶ）の自由壁に隣接する領域へと延びる左心室リードを含む。したがって、ＬＶぺービングの送達の効果的なタイミングが決定されることを可能にするためのＲＶの活性化の検知は、ＲＶリードにより直接行われ得る。

本願発明の一実施例は、例えば、単一の多重電極冠状静脈洞リードを使用した適応性のある心臓再同期療法に関する。

本開示は、単一パス冠状静脈洞リードのみを含むＬＶペーシング療法を送達するための方法および植え込み可能な医療デバイスシステムを対象とする。単一パス冠状静脈洞リードは、リードが患者の冠状静脈洞内に位置付けられたときに、電極が、左心室近く、ならびに左心房および／または右心房近くに位置し得るような様式で離間される電極を含む。いくつかの例では、左心室近くの電極は、心室内中隔近くに位置し得る。

このやり方では、本開示に従うリードは、右心室内へのリードまたは電極の導入を必要とすることなく心房および心室の両方のペーシングおよび検知を提供するように設計され、単一パス、左側のＤＤＤリードと称され得る。リードは、単一のリードが電極を心房および心室の両方に近接して置くという点で単一パスと称され得、またリードが電極を左心室に近接して、例えば、右心室ではなく冠状静脈洞を介して、置くという点で左側と称され得る。リードは、単一パス冠状静脈洞リードとも称され得る。

本開示の１つの例によると、左心室（ＬＶ）心臓ペーシング療法を患者に送達するための方法は、ＬＶ心臓ペーシング療法の送達を一時停止すること、複数の電極の間に形成される１つまたは複数の遠方場検知ベクトルを介して遠方場心臓信号を検知すること、検知された遠方場心臓信号に応答して遠方場心臓特徴を決定すること、決定された遠方場心臓特徴に応答して第１のオフセット間隔および第２のオフセット間隔を決定すること、決定された第１のオフセット間隔および第２のオフセット間隔に応答してＬＶ心臓ペーシング療法のＡＶ遅延を調整すること、ならびに調整されたＡＶ遅延を有するＬＶ心臓ペーシング療法の送達を再開することを含む。

本開示の別の例によると、心臓ペーシング療法を患者に送達するための植え込み可能な医療デバイスシステムは、植え込み可能な医療デバイスハウジングと、ハウジングに電気的に結合されることが可能な単一パス冠状静脈洞リードと、患者の遠方場心臓信号を検知するため、および心臓ペーシング療法を送達するために、単一パス冠状静脈洞リードに沿って位置付けられる複数の電極と、ハウジング内に位置付けられ、ＬＶ心臓ペーシング療法の送達を一時停止し、複数の電極の間に形成される１つまたは複数の遠方場検知ベクトルを介して遠方場心臓信号を検知し、検知された遠方場心臓信号に応答して遠方場心臓特徴を決定し、決定された遠方場心臓特徴に応答して第１のオフセット間隔および第２のオフセット間隔を決定し、決定された第１のオフセット間隔および第２のオフセット間隔に応答してＬＶ心臓ペーシング療法のＡＶ遅延を調整し、調整されたＡＶ遅延を有するＬＶ心臓ペーシング療法の送達を再開するように構成されるプロセッサと、を備える。

本開示の別の例は、植え込み可能な医療デバイスに方法を実施させる命令を格納する非一時的なコンピュータ可読媒体を含み、該方法は、左心室（ＬＶ）心臓ペーシング療法の送達を一時停止すること、単一パス冠状静脈洞リード上に位置付けられる複数の電極の間に形成される１つまたは複数の遠方場検知ベクトルを介して遠方場心臓信号を検知すること、検知された遠方場心臓信号に応答して遠方場心臓特徴を決定すること、決定された遠方場心臓特徴に応答して第１のオフセット間隔および第２のオフセット間隔を決定すること、決定された第１のオフセット間隔および第２のオフセット間隔に応答してＬＶ心臓ペーシング療法のＡＶ遅延を調整すること、ならびに調整されたＡＶ遅延を有するＬＶ心臓ペーシング療法の送達を再開することを含む。

本開示に従う、ペーシング刺激を患者の心臓に送達するための医療デバイスシステム例を例証する概念図である。 本開示に従う、ペーシング療法を患者の心臓に送達するための医療デバイスシステムのリードの構成例を例証する概念図である。 本開示に従う、ペーシング療法を患者の心臓に送達するための医療デバイスシステムのリードの構成例を例証する概念図である。 本開示に従う、ペーシング療法を患者の心臓に送達するための医療デバイスシステムのリードの構成例を例証する概念図である。 本開示に従う、ペーシング療法を送達するための植え込み可能な医療デバイスシステムの機能ブロック図である。 本開示に従う、医療デバイスシステムにおいてペーシング療法を送達する方法のフローチャートである。 本開示に従う、医療デバイスシステムにおいてペーシング療法の送達を調整するための遠方場固有心臓信号の検知のグラフィック表示である。 本開示に従う、ＬＶペーシング療法を調整するための遠方場心臓特徴を決定するフローチャートである。 本開示に従う、医療デバイスシステムにおいてペーシング療法の送達を調整するための遠方場固有心臓信号の検知のグラフィック表示である。

１つの実施形態からの要素またはプロセスが、他の実施形態の要素またはプロセスと組み合わせて使用され得ること、ならびに本明細書に明記される特徴の組み合わせを使用したそのような方法、デバイス、およびシステムの潜在的な実施形態が、図に示されるおよび／または本明細書に説明される特定の実施形態に限定されないことは当業者には明らかである。さらに、本明細書に説明される実施形態は、必ずしも縮尺通りに示されない多くの要素を含み得ることを理解されたい。

一般に、本開示は、ＲＶ室内に直接位置付けられる右心室リードを含まない植え込み可能な医療デバイスシステムにおいて心臓再同期ペーシング療法の送達のタイミングを決定するための右心室の活性化を検知する方法を対象とする。例えば、本医療デバイスシステムは、ハウジング、およびハウジングに電気的に結合される、左心室ＬＶ ＤＤＤペーシングを提供することが可能である単一のリードを含み得る。本開示のリードは、リードが患者の冠状静脈洞内に位置付けられるときに、電極が、左心室近くに、ならびに左心房および／または右心房近くに位置し得るような様式で離間される４つの電極を含む。いくつかの例では、左心室近くの電極は、心室内中隔近くに位置し得る。

このやり方では、本開示に従うリードは、右心室内へのリードまたは電極の導入を必要とすることなく心房および心室の両方のペーシングおよび検知を提供するように設計され、単一パス、左側のＤＤＤリードと称され得る。リードは、単一のリードが電極を心房および心室の両方に近接して置くという点で単一パスと称され得、またリードが電極を左心室に近接して、例えば、右心室ではなく冠状静脈洞を介して、置くという点で左側と称され得る。リードは、単一パス冠状静脈洞リードとも称され得る。

図１は、本開示に従う、ペーシング刺激を患者の心臓に送達するための医療デバイスシステム例を例証する概念図である。図１に例証されるように、１つの例では、植え込み可能な医療デバイスシステム１０は、植え込み可能な医療デバイス（ＩＭＤ）１２、およびＩＭＤ１２に電気的に結合される植え込み可能な医療リード１６を含み得る。図１に示される例では、システム１０は、電気刺激療法を患者１８の心臓２０に送達するために患者１８内に植え込まれる。患者１８は、通常、人間の患者であるが、必ずしもそうであるとは限らない。

図１に示される例では、ＩＭＤ１２は、パルス、例えば、１分あたり約５０～約１５０パルスの速度で約１～約５ボルトのペーシングパルス、または約１００～約８００ボルトの低頻度の心臓除細動／除細動刺激の形態をとり得る、ペーシング、心臓除細動、または除細動のための治療用電気刺激を生成する心臓ペースメーカ、心臓除細動器、除細動器、またはペースメーカ－心臓除細動器－除細動器（ＰＣＤ）である。リード１６は、治療用電気刺激をＩＭＤ１２から心臓２０に送達するために、各々が心臓２０内に（例えば、血管内に）位置付けられる４つの電極を含む。

例証された例では、リード１６の遠位端は、患者１８の左心室（ＬＶ）に近接して、およびより詳細には、冠状静脈洞内または冠状静脈洞を介してアクセスされる冠状静脈内に、位置付けられる。例証された例では、リード１６は、心臓２０内への静脈内導入のために構成される。例えば、リード１６は、約１～約３ミリメートルのリード本体直径を有し得る。リード１６が、冠状静脈洞または冠状静脈内に位置付けられるとき、４つの電極（図１には示されない）は、２つの最近接の電極がＡＶ結節に極めて近接して右心房（ＲＡ）内またはその近くに位置付けられるように位置付けられ得る。いくつかの例では、１つの電極は、ＲＡ内にあり得、１つの電極は、冠状静脈洞内にあり得る。第３の電極は、大心臓静脈内に位置し、第４の最も遠位の電極は、大冠状静脈の支流のうちの１つに位置し得る。例えば、第４の電極は、側方冠状静脈、前冠状静脈、または前－側方冠状静脈内に位置し得る。以下にさらに詳細に説明されるように、電極のこのような構成は、単一のリードを使用して、必要に応じて、心房検知およびペーシングならびに心室検知およびペーシングを可能にする。ＩＭＤ１２のハウジング１４は、いくつかの例では、陽極として使用され得る。

狭い血管を通る道を促進するため、リード１６の電極は、リード本体とほぼ同じ直径であり、通常、それらが血管壁に接触することを確実にするために数分の１ミリメートルだけより厚い。同様に、らせん状の固定部材３２（図２）もまた、リード本体よりもわずかに厚く、例えば、数分の１ミリメートル厚くてもよい。電極は、典型的には、約０．２～約０．５ｃｍの長さである。リード全体は、患者のサイズに応じて、長さが約５０～約１００ｃｍである。

図１に例証されるように、システム１０はまた、臨床医または他のユーザにユーザインターフェースを提供する携帯用デバイス、ポータブルコンピュータ、またはワークステーションであり得るプログラマ２２を含み得る。臨床医は、ユーザインターフェースと対話して、刺激か検知かを提供するために活性化されるリード１６の電極を例として含み得るＩＭＤ１２のための刺激および検知パラメータ、ならびに異なるペーシングモード、レート応答モード、室間の間隔、不整脈検出アルゴリズム、不整脈終了療法進行からの選択をプログラムすることができる。

プログラマ２２は、刺激パラメータをダウンロードするため、および任意選択的に、ＩＭＤ１２により格納される動作または生理学的データをアップロードするために、ＩＭＤ１２による遠隔測定（例えば、無線周波数遠隔測定）をサポートする。この様式では、臨床医は、定期的にＩＭＤ１２に問い合わせを行って効果を評価し、必要な場合は、ＩＭＤの動作パラメータを修正することができる。ＩＭＤ１２およびプログラマ２２は、図１に示されるように、ワイヤレス通信を介して通信し得る。プログラマ２２は、例えば、当該技術分野において知られているＲＦ遠隔測定技術を使用して、ＩＭＤ１２とワイヤレス通信を介して通信し得る。

いくつかの例では、リード１６の電極のうちの少なくとも１つは、限定されるものではないが、電位図（ＥＧＭ）パラメータ、心拍数、ＱＲＳ幅、または房室（ＡＶ）解離などの、患者１２の生理学的パラメータを検知するセンサとして機能し得る。センス電極は、患者１８への電気刺激の送達のために使用される同じ電極であり得るか、または異なる電極であり得る。

図２は、本開示に従う、ペーシング療法を患者の心臓に送達するための医療デバイスシステムのリードの構成例を例証する概念図である。図２に例証されるように、医療デバイスシステム１０Ａのリード１６Ａは、らせん状の固定部材３２と一緒に、電極２４、２６、２８、および３０を含み得る。いくつかの例では、らせん状の固定部材３２はまた、電極２８であってもよく、例えば、らせん状の固定部材３２は、伝導性であり、電極２８として、またはその部分として作用する。リード１６Ａは、らせん状の固定部材３２により入口３４の近くの冠状静脈洞３６の壁に固着され得る。リード１６Ａは、電極が心臓２０内で所望の通りに位置するときにリードを時計回りに回転させてらせん状の固定部材３２を冠状静脈洞３６の壁内に埋め込むことによって固着され得る。

図２に例証されるように、リード１６の電極は、電極２４および２６がＲＡ４０内に位置するように離間される。いくつかの例では、電極２４および２６は、ＲＡ４０内の浮遊電極であり、例えば、必ずしもＲＡ４０の組織と接触しない。例えば、電極２４および２６は、従来のＶＤＤリード内の浮遊センス電極に類似した様式で機能する浮遊心房センス電極であってもよい。いくつかの例では、電極２４および２６は、心臓中隔の近くに位置する。図２の例では、電極２８は、冠状静脈洞３６内に位置し、電極３０は、大冠状静脈の支流静脈のうちの１つの中で、リード１６の遠位端に位置する。例えば、電極３０は、側方冠状静脈、前冠状静脈、または前－側方冠状静脈内に位置し得る。支流静脈は、電極３０が左心室（ＬＶ）にほぼ隣接し、右心室（ＲＶ）心尖の近くにないように選択される。電極２４および２６は、およそ１ｃｍ未満離れて位置し得る。いくつかの例では、電極２４および２６は、およそ０．５ｃｍ未満離れていてもよい。心房電極２４および２６の密接な間隔は、遠方場Ｒ波過剰検知を含むＲ波過剰検知を回避するのに役立ち得る。加えて、電極の場所は、Ａ－Ｖブロックの発生を検出することを助け得る。いくつかの例では、電極２４および２６のいずれかは、心房活動を検知するために、ハウジング１４上に形成されるか、またはハウジング１４によって形成される電極とユニポーラ構成で使用され得る。いくつかの例では、電極２８は、ＩＭＤ１２のハウジング１４が心房ペース陽極として機能している状態で、心房ペース陰極として働き得る。電極２８はまた、心室センス陽極として働き得る一方、電極３０が、心室センス陰極として働き得る。ハウジング１４はまた、電極３０がＬＶ４０に刺激を送達するとき、陽極として機能し得る。

図３は、本開示に従う、ペーシング療法を患者の心臓に送達するための医療デバイスシステムのリードの構成例を例証する概念図である。図３に例証されるように、植え込み可能な医療デバイスシステム１０Ｂのリード１６Ｂは、電極２４、２６、２８、および３０を、電極２６として作用し得るか、または電極２６に電気的に結合され得るらせん状の固定部材３２と一緒に、含み得る。リード１６Ｂは、らせん状の固定部材３２により入口３４の近くの冠状静脈洞３６の壁に固着され得る。リード１６Ｂは、電極が心臓内で所望の通りに位置するときにリードを時計回りに回転させてらせん状の固定部材３２を冠状静脈洞３６の壁内に埋め込むことによって固着され得る。図３に例証されるように、リード１６の電極は、電極２４がＲＡ４０内に位置し、電極２６が冠状静脈洞入口３４に近接して位置し、電極２８が左心房近くの大心臓静脈内に位置し、電極３０が大冠状静脈の支流静脈のうちの１つの中で、リード１６の遠位端に位置するように離間される。例えば、電極３０は、側方冠状静脈、前冠状静脈、または前－側方冠状静脈内に位置し得る。支流静脈は、電極３０が左心室（ＬＶ）にほぼ隣接し、右心室（ＲＶ）心尖の近くにないように選択される。

電極２４および２６は、心房活動を検知するためにバイポーラペアとして作用し得る。電極２４および２６は、およそ１ｃｍ未満離れて位置し得る。いくつかの例では、電極２４および２６は、およそ０．５ｃｍ未満離れていてもよい。心房電極２４および２６の密接な間隔は、遠方場Ｒ波過剰検知を含むＲ波過剰検知を回避するのに役立ち得る。加えて、電極の場所は、Ａ－Ｖブロックの発生を検出することを助け得る。いくつかの例では、電極２４および２６のいずれかは、心房活動を検知するために、ハウジング１４上に形成されるか、またはハウジング１４によって形成される電極とユニポーラ構成で使用され得る。

いくつかの例では、電極２６は、ＩＭＤ１２のハウジング１４が心房ペース陽極として機能している状態で、心房ペース陰極として働き得る。電極２８は、心室センス陽極として働き得る一方、電極３０は、心室センス陰極として働き得るか、または、電極２８および３０のいずれかは、心室の電気的活動を検知するためにユニポーラ構成で使用され得る。さらには、電極２８および３０は、バイポーラペーシングもしくは他の刺激をＬＶ４０に送達するために使用され得るか、または電極２８および３０のいずれかもしくは両方が、ユニポーラ刺激を送達するためにハウジング１４の電極とユニポーラ構成で使用され得る。ハウジング１４は、電極２８または３０が刺激するときに陽極として機能し得る。いくつかの例では、電極２８および３０の両方が、連続的なペーシングを心室に送達するためにユニポーラ構成で使用され得る。例えば、電極２８は、第１のペーシングパルスを提供し得る。およそ１０ミリ秒の遅延が、電極２８からのペーシングパルスと電極３０からの第２のペーシングパルスとの間にプログラムされ得る。遅延の間、電極３０は、検知モードにある。電極３０が、電極２８からのパルスが心臓を捕捉することに成功したことを検知した場合、電極３０からのペーシングパルスは抑制される。しかしながら、電極２８からのペーシングパルスが捕捉を結果としてもたらさない場合、電極３０が第２のペーシングパルスを提供する。

図４は、本開示に従う、ペーシング療法を患者の心臓に送達するための医療デバイスシステムのリードの構成例を例証する概念図である。図４に例証されるように、植え込み可能な医療デバイスシステム１０Ｂのリード１６Ｃは、電極２４、２６、２８、および３０を、電極２６として作用し得るか、または電極２６に電気的に結合され得るらせん状の固定部材３２と一緒に、含み得る。リード１６Ｃは、らせん状の固定部材３２により入口３４の近くの冠状静脈洞３６の壁に固着され得る。リード１６Ｃは、電極が心臓２０内で所望の通りに位置するときにリード１６Ｃを時計回りに回転させてらせん状の固定部材３２を冠状静脈洞３６の壁内に埋め込むことによって固着され得る。図４に例証されるように、リード１６の電極は、電極２４が冠状静脈洞３６と共に遠位に、および冠状静脈洞入口３４に極めて近接して位置付けられ、電極２６が冠状静脈洞３６内に電極２４から遠位におよびそれに極めて近接して位置し、電極２８が左心房近くの大心臓静脈内に位置し、電極３０が、大冠状静脈の支流静脈のうちの１つの中で、リード１６の遠位端に位置するように離間される。例えば、電極３０は、側方冠状静脈、前冠状静脈、または前－側方冠状静脈内に位置し得る。支流静脈は、電極３０が左心室（ＬＶ）にほぼ隣接し、右心室（ＲＶ）心尖の近くにないように選択される。

上に説明されるように、電極２４および２６は、心房活動を検知するためにバイポーラペアとして作用し得る。電極２４および２６は、およそ１ｃｍ未満離れて位置し得る。いくつかの例では、電極２４および２６は、およそ０．５ｃｍ未満離れていてもよい。心房電極２４および２６の密接な間隔は、遠方場Ｒ波過剰検知を含むＲ波過剰検知を回避するのに役立ち得る。加えて、電極の場所は、Ａ－Ｖブロックの発生を検出することを助け得る。いくつかの例では、電極２４および２６のいずれかは、心房活動を検知するために、ハウジング１４上に形成されるか、またはハウジング１４によって形成される電極とユニポーラ構成で使用され得る。

いくつかの例では、電極２６は、ＩＭＤ１２のハウジング１４が心房ペース陽極として機能している状態で、心房ペース陰極として働き得る。電極２８は、心室センス陽極として働き得る一方、電極３０は、心室センス陰極として働き得るか、または、電極２８および３０のいずれかは、心室の電気的活動を検知するためにユニポーラ構成で使用され得る。さらには、電極２８および３０は、バイポーラペーシングもしくは他の刺激をＬＶ４０に送達するために使用され得るか、または電極２８および３０のいずれかもしくは両方が、ユニポーラ刺激を送達するためにハウジング１４の電極とユニポーラ構成で使用され得る。ハウジング１４は、電極２８または３０が刺激するときに陽極として機能し得る。いくつかの例では、電極２８および３０の両方が、連続的なペーシングを心室に送達するためにユニポーラ構成で使用され得る。例えば、電極２８は、第１のペーシングパルスを提供し得る。およそ１０ミリ秒の遅延が、電極２８からのペーシングパルスと電極３０からの第２のペーシングパルスとの間にプログラムされ得る。遅延の間、電極３０は、検知モードにある。電極３０が、電極２８からのパルスが心臓を捕捉することに成功したことを検知した場合、電極３０からのペーシングパルスは抑制される。しかしながら、電極２８からのペーシングパルスが捕捉を結果としてもたらさない場合、電極３０が第２のペーシングパルスを提供する。

図５は、本開示に従う、ペーシング療法を送達するための植え込み可能な医療デバイスシステムの機能ブロック図である。図５に例証されるように、本開示の例によると、ＩＭＤ１２は、プロセッサ７０、メモリ７２、信号発生器７４、検知モジュール７６、遠隔測定モジュール７８、および信号分析器８０を含み得る。メモリ７２は、プロセッサ７０によって実行されるとき、ＩＭＤ１２およびプロセッサ７０に本明細書内のＩＭＤ１２およびプロセッサ７０に起因する様々な機能を実施させるコンピュータ可読命令を含み得る。メモリ７２は、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）、リードオンリメモリ（ＲＯＭ）、不揮発性ＲＡＭ（ＮＶＲＡＭ）、電気的に消去可能なプラグラマブルＲＯＭ（ＥＥＰＲＯＭ）、フラッシュメモリ、または任意の他のデジタルもしくはアナログ媒体など、任意の揮発性、不揮発性、磁気、光学、または電気媒体を含み得る。プロセッサ７０は、マイクロプロセッサ、コントローラ、デジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、フィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）、または等価の離散もしくはアナログ論理回路のうちの任意の１つまたは複数を含み得る。いくつかの例では、プロセッサ７０は、１つもしくは複数のマイクロプロセッサ、１つもしくは複数のコントローラ、１つもしくは複数のＤＳＰ、１つもしくは複数のＡＳＩＣ、または１つもしくは複数のＦＰＧＡ、ならびに他の離散もしくは集積論理回路の任意の組み合わせなど、複数のコンポーネントを含み得る。本明細書内のプロセッサ７０に起因する機能は、ソフトウェア、ファームウェア、ハードウェア、またはそれらの任意の組み合わせとして具現化され得る。一般には、プロセッサ７０は、心臓活動を検知し、メモリ７２に格納され得る選択された１つもしくは複数の動作モード、プログラム、またはパラメータに従って刺激療法を患者１８の心臓２０に送達するように信号発生器７４および検知モジュール７６を制御する。

信号発生器７４は、電気刺激療法を生成して患者１８に送達するように構成される。図５に例証されるように、信号発生器７４は、リード１６の電極２４、２６、２８、および３０に電気的に結合される。信号発生器７４はまた、ハウジング１４上の、またはそれと一体になったハウジング電極５０に接続される。例えば、信号発生器７４は、電極２４、２６、２８、３０、および５０のうちの少なくとも２つを介して、ペーシングパルスを心臓２０に送達し得る。他の例では、信号発生器７４は、正弦波、方形波、または他の実質的に連続した時間信号など、パルス以外の信号の形態で刺激を送達する。

信号発生器７４は、スイッチモジュール（図示せず）を含み得、プロセッサ７０は、スイッチモジュールを使用して、例えばデータ／アドレスバスを介して、利用可能な電極のうちのどれが電気刺激を送達するために使用されるかを選択し得る。スイッチモジュールは、スイッチアレイ、スイッチマトリックス、マルチプレクサ、または刺激エネルギーを選択した電極に選択的に結合するのに好適な任意の他の種類の切り替えデバイスを含み得る。電気検知モジュール７６は、電極２４、２６、２８、３０、および５０の任意の組み合わせからの電気心臓信号をモニタする。検知モジュール７６はまた、プロセッサ７０が、利用可能な電極のうちのどれが心臓活動を検知するために使用されるかを、どの電極組み合わせが現在の検知構成において使用されるかに応じて選択するように制御するスイッチモジュールを含み得る。

検知モジュール７６は、１つまたは複数の検出チャネルを含み得、その各々が、増幅器を備え得る。検出チャネルは、心臓信号を検知するために使用され得る。いくつかの検出チャネルは、Ｒ波またはＰ波などの事象を検出し、そのような事象の発生の指標をプロセッサ７０および／または信号分析器８０に提供し得る。１つまたは複数の他の検出チャネルは、プロセッサ７０または信号分析器８０による処理または分析のためにデジタル信号への変換のため、信号をアナログデジタル変換器に提供し得る。

例えば、検知モジュール７６は、１つまたは複数の狭帯域チャネルを備え得、その各々が、検出された信号をしきい値と比較する狭帯域フィルタリングされたセンス増幅器を含み得る。フィルタリングされ増幅された信号が、しきい値よりも大きい場合、狭帯域チャネルは、特定の電気的心臓事象、例えば、脱分極、が発生したことを示す。次いで、プロセッサ７０は、その検出を、検知された事象の周波数を測定することに使用する。

１つの例では、少なくとも１つの狭帯域チャネルは、Ｒ波またはＰ波増幅器を含み得る。いくつかの例では、Ｒ波およびＰ波増幅器は、測定されたＲ波またはＰ波振幅の関数として調整可能な検知しきい値を提供する自動利得制御増幅器の形態をとり得る。Ｒ波およびＰ波増幅器の例は、１９９２年６月２日に発行され、「ＡＰＰＡＲＡＴＵＳ ＦＯＲ ＭＯＮＩＴＯＲＩＮＧ ＥＬＥＣＴＲＩＣＡＬ ＰＨＹＳＩＯＬＯＧＩＣ ＳＩＧＮＡＬＳ（電気的生理信号をモニタするための装置）」という名称の、参照によりその全体が本明細書に組み込まれる、Ｋｅｉｍｅｌらに対する米国特許第５，１１７，８２４号に説明される。

いくつかの例では、検知モジュール７６は、狭帯域チャネルよりも比較的広い通過帯域を有する増幅器を備え得る広帯域チャネルを含む。広帯域増幅器に結合するために選択される電極からの信号は、例えば、検知モジュール７６、プロセッサ７０、または信号分析器８０によって提供されるアナログデジタル変換器（ＡＤＣ）によってマルチビットデジタル信号に変換され得る。プロセッサ７０は、広帯域チャネルからの信号のデジタル化されたバージョンを分析し得る。プロセッサ７０は、デジタル信号分析技術を用いて、例えば、患者の心臓リズムを検出し、分類するために、広帯域チャネルからのデジタル化された信号を特徴付けることができる。他の例では、信号分析器８０が、デジタル信号分析技術を用いて、広帯域チャネルからのデジタル化された信号を特徴付ける。

プロセッサ７０は、当該技術分野において知られている多数の信号処理方法論のうちのいずれかを用いて、検知モジュール７６によって検知される心臓電気信号に基づいて患者の心臓リズムを検出し、分類し得る。他の例では、検知モジュール７６は、検知される心臓電気信号を信号分析器８０へ向けて提供する。いくつかの例では、検知モジュール７６は、検知された心臓電気信号を、異なる信号処理のために、プロセッサ７０および信号分析器８０の両方に提供する。様々な例において、プロセッサ７０は、検知モジュール７６によるＲ波の検知時にリセットし得る補充収縮間隔カウンタを維持し得る。検知された脱分極によってリセットされるときに補充収縮間隔カウンタ内に存在する計数の値は、Ｒ－Ｒ間隔の持続時間を測定するためにプロセッサ７０によって使用され得、このＲ－Ｒ間隔の持続時間は、メモリ７２に格納され得る測定値であり、また心臓信号分析器８０によって使用され得る。プロセッサ７０は、間隔カウンタ内の計数を使用して、心室細動または心室頻拍などの頻脈性不整脈を検出し得る。メモリ７２の一部分は、患者の心臓２０が現在、心房または心室頻脈性不整脈を提示しているかどうかを決定するためにプロセッサ７０によって分析され得る一連の測定された間隔を保持することができる複数の再循環バッファとして構成され得る。

脱分極－再分極シーケンスを含む心臓の心周期の持続時間は、心拍数など、患者の様々な生理学的因子に応じて変化し得る。患者の心拍数が変化すると、融合ペーシング療法中の左心室へのペーシングパルスの送達のタイミング、または両心室ペーシング療法中の右心室および左心室へのペーシングパルスの送達のタイミングは、変化し得る。したがって、植え込み可能な医療デバイスが融合ペーシングを心臓に送達しているとき、該デバイスが、同時に左心室ペーシングパルスの送達を維持し、その結果として左右の心室の脱分極の融合があることをもたらすために、融合ペーシング間隔を定期的に調整することが有用であり得る。加えて、本デバイスが両心室ペーシング療法を心臓に送達しているとき、該デバイスが、右心室ペーシングパルスに対して同時に左心室ペーシングパルスの送達を維持し、その結果として左右の心室の収縮の同調をもたらすために、両心室ペーシング間隔を定期的に評価することが有用であり得る。

例えば、プロセッサ７０によって実施される捕捉管理テストの部分として、本デバイスは、ペーシング療法の送達を一時停止するか、または遅らせ、例えば３００ｍｓなどのプログラムされた時間の長さだけ待機して、患者の心臓が心臓再同期療法の送達がない場合に伝導することを可能にし、固有のペーシングされていない右心室事象が右心室内で検知されるかどうかを決定することによって、左心室ペーシング療法の送達中に利用されるＡＶ遅延を定期的に調整し得る。固有の事象が決定される場合、本デバイスは、プログラムされた時間期間内で識別されるペーシングＡＶ遅延を設定することによって、心室ペーシング療法の送達中に後で利用されるＡＶ遅延を調整する。

しかしながら、本開示に従う医療デバイスシステムは、上に説明されるように、単一パスの左側ＤＤＤリード構成のみを含み、したがってＲＶリードを介してＲＶ室内に直接位置付けられる検知電極を含まないため、本デバイスは、リードの電極によって形成される１つまたは複数の遠方場検知ベクトルを介して固有電気心臓活動を検知することによって、固有のペーシングされていない事象が発生するかどうかを決定する。本デバイスは、固有のペーシングされていない事象が発生することが決定される遠方場検知ベクトルから検知される遠方場心臓信号に応答して遠方場心臓特徴を決定し、決定された遠方場心臓信号特長に応答して第１のオフセット間隔および第２のオフセット間隔を決定する。次いで本デバイスは、以下に詳細に説明されるように、決定された第１のオフセット間隔および第２のオフセット間隔に応答してＬＶ心臓ペーシング療法のＡＶ遅延を調整する。

図６は、本開示に従う、医療デバイスシステムにおいてペーシング療法を送達する方法のフローチャートである。本開示の例に従う医療デバイスシステムにおいて心臓再同期療法を送達する方法によると、例えば、ＡＶ遅延などのペーシングパラメータを適応的に調整するために、プロセッサ７０は、固有電気伝導を評価し、それに応じて１つまたは複数のペーシングパラメータを調整するために、定期的に、例えば６０秒ごとまたは１２０秒ごとに、例えば、ＣＲＴペーシング療法の送達を一時停止するか、または遅らせることができる。例えば、図６に例証されるように、ＣＲＴ ＬＶペーシングの送達の間、プロセッサ７０が、固有電気伝導を評価する時間であることを一旦決定すると（ブロック１００におけるＹＥＳ）、プロセッサ７０は、ＬＶペーシング療法の送達を一時停止するか、または遅らせて（ブロック１０２）、１つまたは複数の遠方場ベクトルを介して遠方場固有の心臓信号を検知する（ブロック１０４。）１つまたは複数の遠方場ベクトルは、リード１６の電極２４～３０の任意の組み合わせの間に形成されるベクトル、および／またはリード１６の電極２４～３０のうちの１つもしくは複数の任意の数とデバイス１２のハウジング１４との間に形成されるベクトルを含み得る。例えば、デバイス１２は、電極２４とデバイス１２のハウジング１４によって形成される電極との間、電極３０とデバイス１２のハウジング１４によって形成される電極との間、およびリード１６の電極２４と電極３０との間に形成される遠方場検知ベクトルを介して、遠方場固有心臓信号を検知し得る（ブロック１０４）。

遠方場固有心臓信号の検知の間（ブロック１０４）、プロセッサ７０は、各遠方場ベクトルについて、固有伝導が、各遠方場検知ベクトルと関連付けられた固有心臓信号について検知されるかどうかを決定する（ブロック１０６）。例えば、プロセッサ７０は、各遠方場検知ベクトルを介して検知される固有信号を処理し、検知ベクトルの信号の振幅が、例えば３００ｍｓなど、既定の時間期間内のＲ波振幅しきい値を超えるかどうかを決定する。信号の振幅が既定の時間期間内のＲ波振幅しきい値を超える場合、固有伝導またはＲ波が発生することが決定され、したがって、固有伝導が、そのベクトルについて検知される（ブロック１０６におけるＹＥＳ）。一方、信号の振幅が既定の時間期間内のＲ波振幅しきい値を超えない場合、固有電動はそのベクトルについて検知されない（ブロック１０６におけるＮＯ）。

このやり方では、決定は、各遠方場検知ベクトル、即ち、電極２４とデバイス１２のハウジング１４によって形成される電極との間、電極３０とデバイス１２のハウジング１４によって形成される電極との間、およびリード１６の電極２４と電極３０との間に形成される遠方場検知ベクトルについて行われ、心臓の固有伝導に起因する心室活性化が発生することが決定されず（ブロック１０６におけるＮＯ）、したがって、遠方場検知ベクトルが廃棄されるか（ブロック１０８）、または、心臓の固有伝導に起因する心室活性化が発生することが決定される（ブロック１０６におけるＹＥＳ）。決定が各遠方場検知ベクトルについて完了すると（ブロック１１０におけるＮＯ）、プロセッサ７０は、遠方場検知ベクトルのすべてが廃棄されたかどうかを決定する（ブロック１１２）。遠方場検知ベクトルの各々が破棄されている場合（ブロック１１２におけるＹＥＳ）、プロセッサ７０は、固有伝導が存在しないことを決定し、したがって、本デバイスがペーシングモードを切り換えるようにさせる（ブロック１１４）。例えば、プロセッサ７０は、本デバイスが、ＶＶＩなどの非同期ペーシングモードへ切り換わるようにさせ得る。

一方、遠方場検知ベクトルのすべてが廃棄されていない場合（ブロック１１４におけるＮＯ）、プロセッサ７０は、廃棄されなかった遠方場検知ベクトルの各々について、すなわち、心臓の固有伝導に起因する心室活性化が発生することが決定された（ブロック１０６におけるＹＥＳ）遠方場ベクトルについて、検知される固有信号の信号特徴を決定する（ブロック１１６）。次いでプロセッサ７０は、決定された信号特徴（ブロック１１６）に基づいてＡＶ間隔を調整し（ブロック１１８）、デバイス１２が、調整されたＡＶ間隔を使用してＬＶペーシング療法を送達することを再開するようにさせる（ブロック１２０）。

図７は、本開示に従う、医療デバイスシステムにおいてペーシング療法を調整するための遠方場固有心臓信号の検知のグラフィック表示である。図７に例証されるように、固有伝導が発生することが決定される各遠方場検知ベクトルについての信号特徴の決定の間（図６のブロック１１６）、プロセッサ７０は、各遠方場検知ベクトル内の遠方場心臓信号２００を検知する。図７の例では、電極２４とデバイス１２のハウジング１４によって形成される電極との間（ＦＦベクトル１）、電極３０とデバイス１２のハウジング１４によって形成される電極との間（ＦＦベクトル２）、およびリード１６の電極２４と電極３０との間（ＦＦベクトル３）に形成される遠方場（ＦＦ）検知ベクトルが利用される。固有伝導は、遠方場ベクトルの各々について発生することが決定されるが、それは、対応する心臓信号２００の各々が、既定の時間期間内の振幅しきい値を超える振幅２０２を有することが決定されるためである（図６のブロック１０６におけるＹＥＳ）。

図８は、本開示に従う、ＬＶペーシング療法を調整するための遠方場心臓特徴を決定するフローチャートである。図７および図８に例証されるように、遠方場心臓特徴の決定の間（図６のブロック１２０）、プロセッサ７０は、各遠方場心臓信号２００を処理し、検知された遠方場信号２００に基づいて、Ｐ波の始まり２０５およびＰ波の終わり２０６（ブロック３００）を、ＱＲＳ群の始まり２０８（ブロック３０２）と一緒に決定する。１つの例では、プロセッサ７０は、Ｐ波の始まり２０４を、図７の例では第２の遠方場検知ベクトル（ＦＦベクトル２）の心臓信号２００において発生する、３つの遠方場ベクトルによって検知される心臓信号２００の最早の偏向２１０であるとして決定し得る。同じやり方で、プロセッサ７０は、Ｐ波の終わり２０６を、第１のまたは最早の偏向２１０の直後に発生する、３つの遠方場ベクトルによって検知される心臓信号２００の最後の偏向２１２であるとして決定し得る。図７の例では、最後の偏向２１２は、第１の遠方場検知ベクトル（ＦＦベクトル１）の心臓信号２００内で発生する。同様に、プロセッサ７０は、ＱＲＳ群の始まり２０８を、図７の例では第３の遠方場検知ベクトル（ＦＦベクトル３）の心臓信号２００内で発生する、最後の偏向２１２の直後またはそれに続いて発生する、３つの遠方場ベクトルによって検知される心臓信号２００の最早の偏向２１４であるとして決定し得る。

他の方法が、Ｐ波の始まり２０４、Ｐ波の終わり２０６、およびＱＲＳ群の始まり２０８を決定するために利用され得る。例えば、プロセッサ７０は、Ｐ波の始まり２０４を決定するために、Ｐ波が発生することが決定される３つの遠方場検知ベクトルによって検知される（Ｐ波は第３の遠方場検知ベクトル（ＦＦベクトル３）の遠方場信号２００内では発生しない）心臓信号２００の各々について発生する第１の偏向の平均、および第１の偏向の直後の３つの遠方場ベクトルによって検知される心臓信号２００の後続の偏向の平均を決定し得る。次いでプロセッサは、同様に、第１の偏向の直後に発生することが以前に決定された後続の偏向の直後に発生する、３つの遠方場ベクトルによって検知される遠方場心臓信号２００の第３の偏向の平均を決定する。

Ｐ波の始まり２０４、Ｐ波の終わり２０６（ブロック３００）、およびＱＲＳ群の始まり２０８（ブロック３０２）を決定することに加えて、プロセッサ７０は、Ｐ波の始まり２０４からＰ波の終わり２０６までに及ぶＰ波持続時間２１６（ブロック３０４）、Ｐ波の始まり２０４からＱＲＳ群の始まり２０８までに及ぶＰＱ持続時間２２６（ブロック３０６）を決定する。Ｐ波持続時間２１６およびＰＱ持続時間２２６が一旦決定されると、プロセッサ７０は、第１のオフセット２２０をＰ波持続時間２１６に追加して第１のオフセット間隔２２４を生成し、第２のオフセット２２２をＰＱ持続時間２２６から差し引いて第２のオフセット間隔２１８を生成することによって、オフセット間隔を決定する（ブロック３０８）。オフセット２２０、２２２は、プログラム可能であり、１つの例では、第１のオフセット２２０は、３０ｍｓと設定され得、第２のオフセット２２２は、５０ｍｓと設定され得る。

次いでプロセッサ７０は、第１のオフセット間隔２２４および第２のオフセット間隔２１８を比較し（ブロック３１０）、比較に基づいて、調整されたＡＶ間隔を決定する（図６のブロック１２２）。例えば、プロセッサ７０は、第１のオフセット間隔２２４および第２のオフセット間隔２１８のうちの最早のものであるようにＡＶ間隔を調整し得、これは、図７の例では第１のオフセット間隔２２４である。例証のため、第１のオフセットが３０ｍｓと設定され、第２のオフセット２２２が５０ｍｓと設定されると仮定すると、ＰＱ持続時間２２６が１９０ｍｓであると決定され、Ｐ波持続時間２１６が１００ｍｓであると決定される場合、第２のオフセット間隔２１８、すなわち、ＰＱ持続時間２２８－第２のオフセット２２２は、１４０ｍｓであると決定され、第１のオフセット間隔２２４、すなわち、Ｐ波持続時間２１６＋第１のオフセット２２０は、１３０ｍｓであると決定される。したがって、第１のオフセット間隔２２４が、第２のオフセット間隔２１８よりも小さく、およびしたがって最早のものであるため、プロセッサ７０は、ＡＶ間隔を第１のオフセット間隔２２４に等しくなるように調整する。その結果、プロセッサ７０は、デバイス１２が、第１のオフセット間隔２２４および第２のオフセット間隔２１８のうちの最早のものの値に設定される調整されたＡＶ間隔を用いてＬＶペーシング療法を送達することを再開するようにさせる（図６のブロック１２０）。

図９は、本開示に従う、医療デバイスシステムにおいてペーシング療法を調整するための遠方場固有心臓信号の検知のグラフィック表示である。図９に例証される例では、第１のオフセット間隔２２４および第２のオフセット間隔２１８のうちの最早のものは、第２のオフセット間隔２１８である。その結果、プロセッサ７０は、デバイス１２が、第２のオフセット間隔２１８の値に設定される調整されたＡＶ間隔を用いてＬＶペーシング療法を送達することを再開するようにさせる（図６のブロック１２０）。

ＩＭＤ１２、プロセッサ７０、プログラマ２２、または様々な構成コンポーネントに起因するものを含む、本開示に説明される技術は、少なくとも部分的に、ハードウェア、ソフトウェア、ファームウェア、またはそれらの任意の組み合わせで実装され得る。例えば、本技術の様々な態様は、１つもしくは複数のマイクロプロセッサ、ＤＳＰ、ＡＳＩＣ、ＦＰＧＡ、または任意の他の等価の集積もしくは離散論理回路、ならびに、医師もしくは患者プログラマ、刺激装置、画像処理デバイス、または他のデバイスなど、プログラマにおいて具現化されるそのようなコンポーネントの任意の組み合わせを含む、１つまたは複数のプロセッサ内で実装され得る。用語「モジュール」、「プロセッサ」、または「処理回路」は、一般的に、単独の、もしくは他の論理回路と組み合わせた、先述の論理回路のいずれかを、または任意の他の等価の回路を指し得る。

そのようなハードウェア、ソフトウェア、および／またはファームウェアは、本開示に説明される様々な動作および機能をサポートするために、同じデバイス内または別個のデバイス内に実装され得る。加えて、説明されたユニット、モジュール、またはコンポーネントのいずれかは、一緒に、または、離散であるが相互運用可能な論理デバイスとして別個に、実装され得る。モジュールまたはユニットとしての異なる機能の説明は、異なる機能的態様を強調することが意図されるものであり、そのようなモジュールまたはユニットが別個のハードウェアまたはソフトウェアコンポーネントとして実現されなければならないことを必ずしも示唆しない。むしろ、１つまたは複数のモジュールまたはユニットと関連付けられた機能は、別個のハードウェアもしくはソフトウェアコンポーネントによって実施され得るか、または共通もしくは別個のハードウェアもしくはソフトウェアコンポーネント内に統合され得る。

ソフトウェアで実装されるとき、本開示において説明されるシステム、デバイス、および技術に帰する機能は、ＲＡＭ、ＲＯＭ、ＮＶＲＡＭ、ＥＥＰＲＯＭ、ＦＬＡＳＨ（登録商標）メモリ、磁気データ記憶媒体、光学データ記憶媒体、または同様のものなどのコンピュータ可読媒体上の命令として具現化され得る。命令は、本開示において説明される機能の１つまたは複数の態様をサポートするために、１つまたは複数のプロセッサによって実行され得る。

本開示は、例証的な実施形態を参照して提供されており、限定する意味に解釈されることは意図されない。以前に説明されるように、当業者は、他の様々な例証的な応用が、本明細書に説明される装置および方法の有益な特徴を活用するために本明細書に説明されるような技術を使用し得ることを認識するものとする。例証的な実施形態の様々な修正形態、ならびに本開示の追加の実施形態は、本説明を参照する際に明らかになるものとする。

Claims (10)

1. 患者に左心室心臓ペーシング療法を送達するための植え込み可能な医療デバイスシステムであって、
   植え込み可能な医療デバイスハウジングと、
   前記ハウジングに電気的に結合されることが可能な単一パス(single-pass)冠状静脈洞(coronary sinus)リードと、
   前記患者の遠方場(far-field)心臓信号を検知するため、および心臓ペーシング療法を送達するために、前記単一パス冠状静脈洞リードに沿って位置付けられる複数の電極と、
   前記ハウジング内に位置付けられ、前記左心室心臓ペーシング療法の送達を一時停止し、複数の電極の間に形成される１つまたは複数の遠方場検知ベクトルを介して遠方場心臓信号を検知し、検知された前記遠方場心臓信号に応答して遠方場心臓特徴を決定し、決定された前記遠方場心臓特徴に応答して第１のオフセット間隔および第２のオフセット間隔を決定し、決定された前記第１のオフセット間隔および前記第２のオフセット間隔に応答して前記左心室心臓ペーシング療法のＡＶ遅延を調整し、調整された前記ＡＶ遅延を有する前記左心室心臓ペーシング療法の送達を再開するように構成されるプロセッサと、
   を備える、植え込み可能な医療デバイスシステム。
2. 前記プロセッサが、
   検知された前記遠方場心臓信号に応答して、Ｐ波の始まり、前記Ｐ波の終わり、およびＱＲＳ群の始まりを決定し、
   前記Ｐ波の始まりから前記Ｐ波の終わりまでに及ぶＰ波持続時間、および前記Ｐ波の始まりから前記ＱＲＳ群の始まりまでに及ぶＰＱ持続時間を決定し、
   前記Ｐ波持続時間に応答して前記第１のオフセット間隔を決定し、前記ＰＱ持続時間に応答して前記第２のオフセット間隔を決定するように構成される、
   請求項１に記載の医療デバイスシステム。
3. 前記プロセッサが、
   前記１つまたは複数の遠方場検知ベクトルの各々によって検知される前記遠方場心臓信号の各々に沿った第１の偏向(deflection)を決定して、第１に発生する偏向を生成し、
   前記Ｐ波の始まりを前記第１に発生する偏向のうちの最早のものであるとして決定し、
   前記第１の偏向の直後に発生する、前記１つまたは複数の遠方場ベクトルの各々によって検知される遠方場心臓信号の各々に沿った第２の偏向を決定して、第２に発生する偏向を生成し、
   前記Ｐ波の終わりを前記第２に発生する偏向のうちの最後のものであるとして決定し、
   前記第２の偏向の直後に発生する、前記１つまたは複数の遠方場ベクトルの各々によって検知される遠方場心臓信号の各々に沿った第３の偏向を決定して、第３に発生する偏向を生成し、
   前記ＱＲＳ群の始まりを前記第３に発生する偏向のうちの最早のものであるとして決定するように構成される、
   請求項２に記載の医療デバイスシステム。
4. 前記プロセッサが、前記Ｐ波持続時間および第１のオフセット間隔の合計を決定し、決定された前記合計に応答して前記第１のオフセット間隔を決定するように構成される、請求項２に記載の医療デバイスシステム。
5. 前記プロセッサが、前記ＰＱ持続時間を第２のオフセット間隔だけ低減し、低減された前記ＰＱ持続時間に応答して前記第２のオフセット間隔を決定するように構成される、請求項４に記載の医療デバイスシステム。
6. 前記第１のオフセット間隔が、３０ミリ秒と設定され、前記第２のオフセット間隔が、５０ｍｓと設定される、請求項５に記載の医療デバイスシステム。
7. 前記プロセッサが、前記第１のオフセット間隔および第２のオフセット間隔のうちの最早のものを決定するように構成され、前記ＡＶ遅延を調整することが、前記第１のオフセット間隔および前記第２のオフセット間隔のうちの決定された前記最早のものに等しいＡＶ遅延を設定することを含む、請求項５に記載の医療デバイスシステム。
8. 前記プロセッサが、前記１つまたは複数の遠方場検知ベクトルの各々によって検知される前記遠方場心臓信号の各々について、固有伝導が検知されているかどうかを決定し、固有伝導が検知されている遠方場検知ベクトルについてのみ前記遠方場信号特徴を決定するように構成される、請求項１に記載の医療デバイスシステム。
9. 前記プロセッサが、
   前記１つまたは複数の遠方場検知ベクトルの各々によって検知される前記遠方場心臓信号の各々に沿った第１の偏向を決定して、第１に発生する偏向を生成し、
   Ｐ波の始まりを前記第１に発生する偏向のうちの最早のものであるとして決定し、
   前記第１の偏向の直後に発生する、前記１つまたは複数の遠方場ベクトルの各々によって検知される遠方場心臓信号の各々に沿った第２の偏向を決定して、第２に発生する偏向を生成し、
   前記Ｐ波の終わりを前記第２に発生する偏向のうちの最後のものであるとして決定し、
   前記第２の偏向の直後に発生する、前記１つまたは複数の遠方場ベクトルの各々によって検知される遠方場心臓信号の各々に沿った第３の偏向を決定して、第３に発生する偏向を生成し、
   ＱＲＳ群の始まりを前記第３に発生する偏向のうちの最早のものであるとして決定し、
   前記Ｐ波の始まりから前記Ｐ波の終わりまでに及ぶＰ波持続時間、および前記Ｐ波の始まりから前記ＱＲＳ群の始まりまでに及ぶＰＱ持続時間を決定し、
   前記Ｐ波持続時間および前記第１のオフセット間隔の合計を決定し、前記第１のオフセット間隔を生成し、前記ＰＱ持続時間を前記第２のオフセット間隔だけ低減し、前記第２のオフセット間隔を生成し、
   前記第１のオフセット間隔および前記第２のオフセット間隔のうちの最早のものを決定するように構成され、前記ＡＶ遅延を調整することが、前記第１のオフセット間隔および前記第２のオフセット間隔のうちの決定された前記最早のものに等しいＡＶ遅延を設定することを含む、
   請求項１に記載の医療デバイスシステム。
10. 命令が記憶されている非一時的なコンピュータ可読媒体であって、前記命令が、請求項１～９のいずれか一項に規定されるような動作を植え込み可能な医療デバイスに実施させる、非一時的なコンピュータ可読媒体。

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