(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
以下の：
イベントを検知するための検知回路；
第１の指示ペーシング間隔に基づくペーシング治療を提供する治療回路；
検知された又はペース整調されたイベントの間のタイミング間隔を得て、そして最も最近のタイミング間隔継続時間と直前の第１の指示ペーシング間隔の保存された前に計算された値の重量合計として第１の指示ペーシング間隔を、ペース整調された又は検知された収縮のいずれかにより完結される最も最近のタイミング間隔について、帰納的に計算するコントローラー；及び
最も最近の実際のタイミング間隔が、検知された収縮により完結されるよりも、ペース整調された収縮により完結されるなら、最も最近の実際のタイミング間隔又は第１の指示ペーシング間隔の前の値の少なくとも１つを、異なって加重することにより、第１の指示ペーシング間隔を計算するフィルター；
を含む心律動管理システム。
【請求項２】
前記フィルターは、係数A、B、C、及びDを含み、かつ、当該フィルターは、EEnが内因性収縮により完結されるなら、Tn=A・EEn＋B・Tn-1に従い、そうではなくEEnがペース整調された収縮により完結されるなら、Tn=C・EEn＋D・Tn-1に従って、第１の指示ペーシング間隔（Tn）を計算する、ここで、EEnは最も最近の実際のタイミング間隔継続時間であり、そしてTn-1は第１の指示ペーシング間隔の前の値である、請求項１に記載のシステム。
【請求項３】
センサーをさらに含み、かつ、前記コントローラーは、センサーから受け取ったシグナルに基づいて第２の指示ペーシング間隔を計算し、そして前記治療回路は、同じく第２の指示ペーシング間隔に基づくペーシング治療を提供する、請求項１又は２に記載のシステム。
【請求項４】
第１の指示ペーシング間隔と第２の指示ペーシング間隔の間を選択して、選択ペーシング間隔を提供する選択モジュールをさらに含む、請求項３に記載のシステム。
【請求項５】
前記コントローラーから離れ、かつ、これに通信できるようにつながったプログラマーを含み、そして前記コントローラーは、当該プログラマーによりプログラム可能な第１のパラメータを含み、かつ、当該プログラマーは、当該コントローラーから受け取った第２のパラメータに基づく指標を含む、請求項１〜４のいずれか１項に記載のシステム。
【請求項６】
第１の指示ペーシング間隔は、遠隔でユーザーがプログラムできる第１のパラメータにも基づき、ここで、第１のパラメータは、ペース整調された心室収縮対検知された心室収縮の所望の比率に対応する、請求項５に記載のシステム。
【請求項７】
前記コントローラーは、ペース整調された心室収縮対検知された心室収縮の目標比率を含み、そして第１の指示ペーシング間隔は当該目標にも基づく、請求項１〜６のいずれか１項に記載のシステム。
【請求項８】
以下の：
心房検知回路；
心室検知回路；
コントローラーであって、心房イベントとこれに続く心室イベントの間のAV間隔を得るための、房室（AV）間隔タイマー；第１の指示AV間隔を保存するための第１のレジスター；及びAV間隔タイマーが提供する最も最近のAV間隔と、第１のレジスターに保存された第１の指示AV間隔の前に計算された値とに基づいて、第１の指示AV間隔を、ペース整調された又は検知された収縮のいずれかにより完結される最も最近のタイミング間隔について、帰納的に更新するフィルターとを含むもの；並びに
心室治療回路、
とを含み、ここで、第１の指示AV間隔に少なくとも部分的に基づいてペーシング治療を提供する、心律動管理システム。
【請求項９】
最も最近のAV間隔が、検知された収縮により完結されるよりも、ペース整調された収縮により完結されるなら、前記フィルターは、最も最近のAV間隔持続時間、又は第１の指示AV間隔の前の値の少なくとも１つを、異なって加重する、請求項８に記載のシステム。
【請求項１０】
前記フィルターは、係数A、B、C、及びDを含み、そして当該フィルターは、AVnが内因性収縮により完結されるなら、Tn=A・AVn＋B・Tn-1に従い、そうではなくAVnがペース整調された収縮により完結されるなら、Tn=C・AVn＋D・Tn-1に従って、第１の指示AV間隔（Tn）を計算する、ここで、AVnは、最も最近のAV間隔持続時間であり、そしてTn-1は、第１の指示AV間隔の前の値である、請求項９に記載のシステム。
【請求項１１】
前記フィルターは、心房検知回路が、心房性頻脈が存在することを示す時は、当該フィルターを作用できなくするスイッチを含む、請求項８，９又は１０に記載のシステム。
【請求項１２】
前記コントローラーから離れ、かつ、これに通信できるようにつながったプログラマーを含み、ここで当該コントローラーは、当該プログラマーによりプログラム可能な第１のパラメータを含み、そして当該プログラマーは、コントローラーから受け取った第２のパラメータに基づく指標を含む、請求項８，９，１０又は１１に記載のシステム。
【請求項１３】
第１の指示AV間隔は、遠隔でユーザーがプログラムできる第１のパラメータにも基づき、ここで、第１のパラメータは、AV間隔の短縮対延長の所望の比率に対応する、請求項１２に記載のシステム。
【請求項１４】
前記コントローラーは、ペース整調された心室収縮対検知された心室収縮の目標比率を含み、そして第１の指示AV間隔は、当該目標にも基づく、請求項８〜１３のいずれか１項に記載のシステム。
【請求項１５】
以下の：
少なくとも１つの心室検知回路；
コントローラーであって、少なくとも１つの心室中の連続的イベントの間のV-V間隔を得るV-V間隔タイマー；前に計算された第１の指示ペーシング間隔を保存するための第１のレジスター；及びVV間隔タイマーが提供する最も最近のV-V間隔と、第１のレジスターに保存された直前の第１の指示ペーシング間隔の前に計算された値の重量合計として、第１の指示ペーシング間隔を、ペース整調された又は検知された収縮のいずれかにより完結される最も最近のタイミング間隔について、帰納的に更新するフィルターとを含むもの、ここで、最も最近の実際のタイミング間隔が、検知された収縮により完結されるよりも、ペース整調された収縮により完結されるなら、最も最近のV-V間隔又は直前の第１の指示ペーシング間隔の計算された値の少なくとも１つが、異って加重される；並びに
心室治療回路、
とを含み、ここで第１の指示ペーシング間隔に少なくとも部分的に基づいて、少なくとも１つの心室にペーシング治療を提供する、心律動管理システム。
【請求項１６】
前記フィルターは、係数A、B、C、及びDを含み、そして当該フィルターは、VVnが内因性収縮により完結されるなら、Tn=A・VVn＋B・Tn-1に従い、そうではなくVVnがペース整調された収縮により完結されるなら、Tn=C・VVn＋D・Tn-1に従って、第１の指示ペーシング間隔（Tn）を計算する、ここで、VVnは、最も最近のVV間隔持続時間であり、そしてTn-1は、第１の指示ペーシング間隔の前の値である、請求項１５に記載のシステム。
【請求項１７】
センサーをさらに含み、そして前記コントローラーは、当該センサーから受け取ったシグナルに基づいて第２の指示ペーシング間隔を計算し、そして前記治療回路は、第２の指示ペーシング間隔にも基づいてペーシング治療を提供する、請求項１５又は１６に記載のシステム。
【請求項１８】
心房検知回路をさらに含み、そして前記フィルターは、当該心房検知回路が、心房性頻脈が存在することを示す時は、当該フィルターを作用できなくするスイッチを含む、請求項１５〜１７のいずれか１項に記載のシステム。
【請求項１９】
前記コントローラーから離れ、かつ、これに通信できるようにつながったプログラマーを含み、そして前記コントローラーは、プログラマーによりプログラム可能な第１のパラメータを含み、そして当該プログラマーは、当該コントローラーから受け取った第２のパラメータに基づく指標を含む、請求項１５〜１８のいずれか１項に記載のシステム。
【請求項２０】
第１の指示ペーシング間隔は、遠隔でユーザーがプログラムできる第１のパラメータにも基づき、そして第１のパラメータは、ペース整調された心室収縮対検知された心室収縮の所望の比率に対応する、請求項１９に記載のシステム。
【請求項２１】
前記コントローラーは、ペース整調された心室収縮対検知された心室収縮の目標比率を含み、そして第１の指示ペーシング間隔は、当該目標にも基づく、請求項１５〜２０のいずれか１項に記載のシステム。
【請求項２２】
第１の心室に連結した第１の電極と、第２の心室に連結した第２の電極とをさらに含む、請求項１５〜２１のいずれか１項に記載のシステム。
【請求項２３】
第１の指示ペーシング間隔は、最大間隔値と最小間隔値の少なくとも１つにより制限される、請求項１５〜２２のいずれか１項に記載のシステム。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
関連出願の相互参照
本出願は、本出願人による以下の同時係属出願「心房性不整脈中のような不整心室収縮を治療するための治療と装置」、出願番号09/316,515（整理番号00279.112US1）；「心房ペーシングを促進する心律動管理システム」、出願番号09/316,682（整理番号00279.113US1）；および「心房ショックタイミングの最適化を用いる心律動管理システム」、出願番号09/316,741（整理番号00279.142US1）に関連する（これらは、本出願と同じ日に出願され、これらの各開示内容は、参照することによりその全体が本明細書に組み込まれる）。
【０００２】
技術分野
本発明のシステムは、一般的には心律動管理システムに関し、具体的には（特に限定されないが）、特に心室ペーシングと両室協調治療を提供するシステムに関する。
【０００３】
背景
ヒトの心臓は、正しく機能するとその固有の律動を維持し、体の循環システムに充分量の血液をポンプのように送り込むことができる。しかし一部のヒトは、不規則な心律動（心不整脈と呼ぶ）を有する。このような不整脈により、循環血液量が低下する。心不整脈を治療する１つの方法は、薬剤療法である。薬剤は、正常な心律動を回復させるのにしばしば有効である。しかし一部の患者の不整脈の治療には、薬剤療法は必ずしも有効ではない。そのような患者には、別の治療法が必要である。そのような別の治療法の１つは、心律動管理システムの使用である。そのようなシステムは、しばしば患者の体内に埋め込まれて、心臓に治療を施す。
【０００４】
心律動管理システムには、特に、ペースメーカー（ペーサーとも呼ぶ）がある。ペーサーは、心臓内にまたはその周りに置かれる１つ以上の電極を有するリード線又はカテーテル（「リード線」とも呼ぶ）を介して、時間を調整した連続的低エネルギーの電気刺激（ペースパルスと呼ぶ）を心臓に送る。そのようなペースパルスに応答して心臓の収縮が開始する（これは、心臓を「捕捉」するという）。ペースパルスを正しいタイミングで送ることにより、心臓は誘導されて正しい律動で収縮し始め、そのポンプとしての効率が大幅に改善される。ペーサーはしばしば、徐脈（すなわち、心拍が遅すぎるか、不規則である）患者を治療するのに使用される。
【０００５】
心律動管理システムはまた、より大きな電気刺激を心臓に与えることができる電気除細動機または除細動器を含む。除細動器はしばしば、不整頻脈（すなわち、心拍が速すぎる）患者を治療するのに使用される。そのような速すぎる心臓の律動はまた、血液で満たされてから収縮して血液を追い出すのに充分な時間を与えられないため、循環血液量が低下する。心臓によるそのようなポンプ作用は非効率的である。除細動器は、高エネルギー電気刺激を与えることができ、これは時に除細動カウンターショックと呼ばれる。カウンターショックは、不整頻脈を防止し、心臓に、血液の効率的なポンプ作用ための正常な律動を回復させる。ペーサー以外に、心律動管理システムにはまた、特に、ペーサーと除細動器の機能を組合せたペーサー／除細動器、薬剤送達器、および心不整脈を診断もしくは治療するための他の埋め込み可能なシステムまたは外部システムもしくは装置がある。
【０００６】
心律動管理システムが直面する１つの問題は、うっ血性心不全（「CHF」とも呼ぶ）の治療である。長期間の高血圧から起きるうっ血性心不全は、心臓の右側と左側の少なくとも１つの壁の筋肉が劣化する症状である。例えば、心臓の左側の壁の筋肉が劣化すると仮定する。その結果、左心房と左心室が肥大し、心筋は収縮性の低下を示す。これは、循環系を流れる血液の心拍出量を低下させ、これが、心拍速度を上昇させ、心拍の間の休止時間が減少する。心臓はより多くのエネルギーと酸素を消費し、典型的には時間とともにその症状が悪化する。
【０００７】
上記例において、心臓の左側が肥大すると、心律動を制御する内因性電気心臓シグナルも影響を受ける。通常はそのような内因性シグナルは、右心房上部の洞（SA）結節で発生し、心房組織中を通過して脱分極し、その結果右心房と左心房の収縮が開始される。内因性の心房心シグナルは、房室結節（AV）で受け取られ、これは次に、以後の心室内因性の心シグナルを開始させ、これは心室の心組織を通過して脱分極させ、その結果、右心室と左心室の収縮が実質的に同時に開始される。
【０００８】
上記例では、うっ血性心不全のために心臓の左側が肥大するが、心室性内因性心シグナルは、心臓の左側を通過し、心臓の右側より遅く脱分極させる。従って左心室と右心室は同時に収縮せず、左心室が右心室の後に収縮する。これは、心臓のポンプ効率を低下させる。さらに、例えば左脚ブロック（LBBB）の場合は、左心室内の異なる領域が、協調した一緒の収縮をしないことがある。
【０００９】
うっ血性心不全は、右心室と左心室の両方にペーシングパルスを与える両室協調療法により治療することができる。例えば、Mower、米国特許第4,928,688号を参照されたい。うっ血性心不全はまた、心房収縮と心室収縮との間の過度に長い房室（AV）遅延を引き起こすことがあり、これもまた、心臓のポンプ効率を低下させる。うっ血性心不全患者には、AV遅延の改善、心室収縮の協調、または心臓ポンプ効率の上昇のための、改良されたペーシングおよび協調療法を提供する必要がある。
【００１０】
心律動管理システムが直面する別の問題は、心房性頻脈（例えば、うっ血性心不全患者で起きる心房性細動）がある。心房性細動は一般的な心不整脈であり、心臓のポンプ効率を低下させるが、心室性細動ほど程度は大きくない。しかしこの低下したポンプ効率は、心室のより激しい作用を必要とし、これは、うっ血性心不全患者や、さらなるストレスを許容できない他の病人にとって好ましくない。うっ血性心不全は、正常な洞律動下では充分な心室協調と心拍出量を有するが、心房性頻脈が存在すると心室協調不能が起き、心機能を大幅に悪化させる。
【００１１】
さらに、うっ血性心不全を治療する一部の装置は、心房性心拍を検知して、心房性心拍を追従する心室性心拍で両室協調治療を提供する。例えばMower、米国特許第4,928,688号を参照されたい。このような心房追従装置では、正常の洞律動が、両室協調療法を正しく提供できることを必要である。しかし心房性頻脈（例えば、心房性細動）がある場合、そのような心房追従性両室協調療法は、速すぎて不規則な両室協調に至ることがあり、これは非効率的であり危険でさえある。
【００１２】
別の問題は、心房性細動が、まだ充分解明されていないプロセスにより、不規則な心室性心律動を誘導することがあることである。そのような誘導された心室性不整脈は、心房性不整脈より劇的にポンプ効率を低下させる。うっ血性心不全を治療する一部の装置では、心房性心拍を追従せず、その代わり最初の心室中の検知された心室収縮が、他の心室または両方の心室の心室ペーシングを開始させる両室協調療法を提供する。例えば、Mower、米国特許第4,928,688号を参照されたい。そのような両室協調療法は、心房追従ではなく心室開始性であっても、心房性頻脈の存在は心室性不整脈につながり、その結果、不規則な心室性心拍のために速すぎて不規則なため、両室協調療法が無効になりかつ危険になる。これらおよび他の理由のために、心房性不整脈（例えば、心房性細動）でも、AV遅延を改善し、心室収縮を協調させ、または心臓ポンプ効率を上昇させるための、改良されたペーシングと協調療法を、うっ血性心不全患者に提供するニーズがある。
【００１３】
発明の要約
本システムは、特に、指示ペーシング間隔、AV遅延、または他のタイミング間隔を計算するための技術を含む心臓律動管理システムを提供する。ある実施態様では、可変指示ペーシング間隔が、少なくとも一部は基礎内因性心拍に基づいて計算される。心室性心拍が不規則（例えば、心房性細動が存在）であっても、指示ペーシング間隔を使用して、両室協調療法を提供する時間が調整される。別の実施態様では、可変フィルター指示AV間隔が、少なくとも一部は基礎内因性AV間隔に基づいて計算される。心房性心拍が不規則でない時は、指示AV間隔を使用して、心房追従性両室協調療法を提供する時間が調整される。他の指示タイミング間隔も同様に決定してもよい。指示ペーシング間隔、AV遅延、または他のタイミング間隔もまた、センサー指示速度指標と組合せて使用することができる。
【００１４】
ある実施態様において、このシステムは第１の方法を含む。心臓イベントの間の実際のタイミング間隔が得られる。このシステムは少なくとも、最も最近のタイミング間隔継続時間と第１の指示タイミング間隔の前の値とに基づいて、第１の指示タイミング間隔を計算する。このシステムは、第１の指示タイミング間隔に基づいてペーシング治療を提供する。
【００１５】
別の実施態様において、このシステムは第２の方法を含む。このシステムは、心房イベントとこれに続く心室イベントの間の房室（AV）間隔を得る。このシステムは、最も最近のAV間隔継続時間と第１の指示AV間隔の前の値とに基づいて、第１の指示AV間隔を計算する。このシステムは、第１の指示AV間隔に基づいてペーシング治療を提供する。
【００１６】
別の実施態様において、このシステムは第３の方法を含む。このシステムは、心室性収縮の間のV-V間隔を得る。このシステムは、最も最近のV-V間隔継続時間と第１の指示ペーシング間隔の前の値とに基づいて、第１の指示ペーシング間隔を計算する。このシステムは、第１の指示ペーシング間隔に基づいて、第１と第２の心室にペーシング治療を提供する。
【００１７】
別の実施態様は、イベントを検知するための検知回路、イベントの間のタイミング間隔を得て、少なくとも最も最近の実際のタイミング間隔継続時間と第１の指示タイミング間隔の前の値とに基づいて第１の指示タイミング間隔を計算するコントローラー、および治療回路とを含み、第１の指示タイミング間隔に基づくペーシング治療を提供する心律動管理システムを提供する。
【００１８】
別の実施態様は、少なくとも１つの心室検知回路、コントローラー、および心室治療回路とを含む、心律動管理システムを提供する。コントローラーは、少なくとも１つの心室中の連続的イベントの間のV-V間隔を得るV-V間隔タイマー、第１の指示ペーシング間隔を保存するための第１のレジスター、およびVV間隔タイマーが提供する最も最近のV-V間隔と、第１のレジスターに保存された第１の指示ペーシング間隔の前の値とに基づいて、第１の指示ペーシング間隔を更新するフィルターとを含む。心室治療回路は、少なくとも部分的には第１の指示ペーシング間隔に基づいて、第１と第２の心室にペーシング治療を提供する。本発明の他の面は、本発明の以下の詳細な説明を読み、その一部である図面を見ることにより、明らかであろう。
【００１９】
詳細な説明
以下の詳細な説明において、その一部を形成する添付の図面が参照され、本発明が実施される具体的な実施態様を示す。これらの実施態様を、当業者が本発明を実施できるように詳細に説明するが、本発明の精神と範囲を逸脱することなく、本実施態様を組合せるかまたは他の実施態様を使用でき、構成的、論理的および電気的変更が可能であることを理解されたい。従って以下の詳細な説明は、限定的な意味で記載されるものではなく、本発明の範囲は、添付の請求の範囲とその同等物により規定されるものである。図面では、類似の数字は、いくつかの図で実質的に類似の成分を示す。末尾に異なる文字を有する類似の数字は、実質的に類似の成分の異なる例を示す。
【００２０】
本方法と装置は、埋め込み可能な医療装置（特に限定されないが、例えばペースメーカー、電気除細動機／除細動器、ペーサー／除細動器、および両室もしくは他の複数部位協調器具のような埋め込み可能な心律動管理システム）を含む応用で説明される。しかし、本方法と装置は、埋め込まれない装置（特に限定されないが、外部ペースメーカー、電気除細動機／除細動器、ペーサー／除細動器、両室もしくは他の複数部位協調器具、モニター、プログラマー、およびレコーダー）で使用されることを理解されたい。
【００２１】
心房性不整脈に関連する問題
前述のように、心房性頻脈（例えば、心房性細動）中に心室収縮不整の１つの可能な原因が現れる。心房性細動中に、不整心室収縮は、心室に伝えられる心房性頻脈により引き起こされる。心室をペーシングすると、心室から逆行性伝導が確立されて、心室性心拍が規則的になる。これは次に、房室（A-V）結節を介する心房シグナルの前方伝導を阻止すると考えられる。その結果、不規則な心房シグナルが、不規則な心室収縮を引き起こすことはない。
【００２２】
心房性細動中に不規則な心室収縮を治療する１つの方法は、平均的なペーシングをしない（内因性）心室性心拍より速い速度で、心室をペーシングすることにより、心室性心拍を上昇させることである。そのような治療法は、心室収縮速度を安定化させて、収縮の間の短い時間および／または収縮のない長い時間を避けるため、心拍出量を改善する。そのような治療法はまた、心房性細動が不規則な心室収縮を誘導する能力を低下させると考えられている。さらに平均的な内因性心室性心拍より速い速度で心室をペーシングすることは、協調治療法となり得る。協調治療法は、１つの心室に複数の部位で、両方の心室に各心室で１つの部位で、両方の心室に各心室で複数の部位で、ペーシング刺激を与える。協調治療法は、心室心臓組織の収縮順序を協調するように、部位に与えられる。協調治療法は、不整心室収縮に関連する、左脚ブロック（LBBB）のような心室誘導障害の患者の、収縮期パルス圧を上昇させると考えられる。協調治療法はまた、収縮期収縮に必要な時間を減少させ、拡張期の心室充填により多くの時間を残し、こうして末端拡張期圧を改善する。
【００２３】
心室速度協調（VRR）例
この書類は、特に心室性心拍を能動的に安定化して、心房性頻脈治療法を与えるための不整脈促進性の少ない状態を得ることにより、心房性不整脈中の不規則な心室収縮を治療するための方法と装置を提供する心律動管理システムを記載する。心室性心拍を安定化するための１つの適した方法は、Kriegらの米国特許出願番号09/316,515の「心房性不整脈中のような不整心室収縮の治療法と装置」に記載されており、これは、本出願と同一日に本出願と同一出願人により出願され、これは参照することによりその全体が本明細書に組み込まれる。
【００２４】
図１は、例として（しかし、特に限定されない）心律動管理システム100の部分の１つの実施態様と、これが使用される環境を例示する模式図である。図１において、システム100は、埋め込み可能な心律動管理装置105（これは電子ユニットとも呼ばれる）を含み、これは、血管内心臓内リード線110または他のリード線により患者120の心臓115につながれる。システム100はまた、外部プログラマー125を含み、遠隔計測装置130を使用して装置105との無線通信を提供する。カテーテルリード線110は、近端135（これは装置105につながる）と遠端140（これは心臓115の１つ以上の部分につながる）とを含む。
【００２５】
図２は、例として（しかし、特に限定されない）リード線110A-Bで心臓115につながった装置105の１つの実施態様を示す模式図であり、これは、右心房200A、左心房200B、右心室205Ａ、左心室205B、および右心房200Aから延びている冠状静脈洞220を含む。本実施態様において、心房リード線110Aは、シグナルを検知するためのおよび／または心房200にペーシング治療法を与えるための、心臓115の心房200の中、周り、または近くに配置された電極（電気的接触）（例えば、環電極225とチップ電極230）を含む。リード線110Aはまた、心臓115に心房および／または心室電気除細動／除細動および／またはペーシング治療法を与えるための、追加の電極を随時含む。
【００２６】
図２において心室リード線110Bは、シグナルを検知しおよび／またはペーシング治療法を与えるための１つ以上の電極（例えば、チップ電極235と環電極240）を含む。リード線110Bはまた、心臓115に心房および／または心室電気除細動／除細動および／またはペーシング治療法を与えるための、追加の電極を随時含む。装置105は、気密封止缶250中に封入された成分を含む。追加の電極は、心臓115の上または周りに配置された電極とともに、単極性ペーシングおよび／または除細動エネルギーを与えるために、缶250上、または絶縁ヘッダ255上、または装置105の他の部分の上に位置してもよい。他の型の電極には、メッシュやパッチがあり、これらは、心臓115の部分に適用されるか、または体の他の部分に埋め込まれて、装置105が発生した電流を「操縦する」のを助ける。本方法と装置は、多様な構成かつ多様な電気的接触または「電極」で作用する。
【００２７】
心律動管理装置の例
図３は、例として（しかし、特に限定されない）心臓115につながった装置105の部分の実施態様を示す模式図である。装置105は、電源300、心房検知回路305、心室検知回路310、心室治療回路320、およびコントローラー325を含む。
【００２８】
心房検知回路305は、電気的心房心臓シグナルを受ける、検知する、および／または検出するために、心房リード線110Aにより心臓115につながっている。そのような心房心臓シグナルには、心房活性化（心房脱分極またはP波とも呼ぶ）を含み、これは心房収縮に対応する。このような心房心臓シグナルには、正常心房律動、異常心房律動（心房性細動のような心房性頻脈を含む）および他の心房活性がある。心房検知回路305は、ノード／バス327を介して、受け取った心室心臓シグナルに基づき、コントローラー325に１つ以上のシグナルを与える。コントローラー325に与えられたそのようなシグナルは、特に心房性細動の存在を示す。
【００２９】
心室検知回路310は、心室活性化（心室脱分極またはR波とも呼ぶ）（これは心室収縮に対応する）のような、電気的心室心臓シグナルを受ける、検知する、および／または検出するために、心室リード線110Bにより心臓115につながっている。そのような心室心臓シグナルには、正常心室律動、異常心室律動（心室性細動のような心室性頻脈を含む）および他の心室活性（例えば、心房性細動からの伝搬シグナルから生じる不規則な心室収縮）がある。心室検知回路310は、ノード／バス327を介して、受け取った心室心臓シグナルに基づき、コントローラー325に１つ以上のシグナルを与える。コントローラー325に与えられたそのようなシグナルは、特に心室性脱分極（規則的または不規則な律動であっても）の存在を示す。
【００３０】
心室治療回路320は、心臓115の心室205の１つにまたはその近くに位置する電極に、生じた心室脱分極を得るために、適宜心室ペーシング治療を提供する。ある実施態様において、心室治療回路320はまた、心臓115の心室205の１つにまたはその近くに位置する電極に、心室性細動および／または他の心室性頻脈を停止させるために、適宜電気除細動／除細動治療法を供給する。
【００３１】
コントローラー325は、心室治療回路320および／または他の回路により、後述するように心房検知回路305と心室検知回路310から受け取った心臓活性シグナルに基づき、治療の提供を制御する。コントローラー325は、種々のモジュールを含み、これらは、ハードウェアの中で、またはマイクロプロセッサーもしくは他のコントローラーで行われる１つ以上の連続の工程中で使用される。そのようなモジュールは、概念を明確にするために別々に例示するが、コントローラー325の種々のモジュールは別々である必要はなく、例えばソフトウェア／ファームウェア中で、組合わされるかおよび／または実施されてよい。
【００３２】
一般に検知回路305と310は、これらの検知回路305と310がつながったカテーテルリード線110A-Bと接触した心臓組織からの電気シグナルを検知する。検知回路305と310および／またはコントローラー325が、これらの検知したシグナルを処理する。これらの検知シグナルに基づき、コントローラー325は、リード線110A-Bの適当な電極に電気エネルギー（例えば、ペーシングおよび／または除細動パルス）を送るために、必要であれば、治療回路（例えば、心室治療回路320）に制御シグナルを出す。コントローラー325は、ソフトウェアおよび／またはファームウェアの実行のために、マイクロプロセッサーもしくは他のコントローラーを含んでもよい。コントローラー325のソフトウェアは、埋め込み可能な装置105に異なるパラメータ、モードおよび／または機能を提供するために、または装置105の性能を適応または改良するために、修飾（例えば、遠隔外部プログラマー105により）してもよい。
【００３３】
１つのさらなる実施態様において、１つ以上のセンサー（例えばセンサー330）は、心臓115にペーシングまたは他の治療法が提供される速度を調整するために、コントローラー325への入力として機能する。１つのそのようなセンサー330は、コントローラー325への入力を提供する加速度計を含み、物理活性の増加と減少を示す（このために、コントローラー325はそれぞれペーシング速度を増加または減少させる）。他のそのようなセンサーには、体の電極から得られるインピーダンス測定を含み、これは、患者の呼吸の増加と低下を示示す（このために、コントローラー325はそれぞれペーシング速度を増加または減少させる）。指示されたペーシング速度を与える任意の他のセンサー330が使用できる。
【００３４】
図４は、例として（しかし、特に限定されない）コントローラー325の１つの実施態様を示す模式図であり、これは、ペーシングまたは他の治療法が提供される速度を修飾するいくつかの異なる入力を含む。例えば、入力#1は、左心室速度に関する情報を提供し、入力#2は、加速度計に基づく活性の指標を提供し、入力#3は、インピーダンスに基づく呼吸（例えば、毎分拍出量）の指標を提供する。これらのおよび／または他の入力の少なくとも１つに基づき、コントローラー325は、治療回路（例えば、治療回路320）に提供される対照シグナルとしてペーシング速度の出力の指標を提供する。心室治療回路320は、コントローラー325から受けた１つ以上のそのようなコントロールシグナルに基づいてペーシングパルスを出す。ペーシング速度のコントロールは、コントローラー325により単独でまたは末端回路もしくはモジュールとともに、ソフトウェア、ハードウェア、ファームウェア、および／またはこれらと類似のものの任意の組合せを使用して行われる。ソフトウェア実施態様は、入力の処理のされ方に柔軟性を与え、患者に埋め込まれたまま、装置105を取り出しおよび／または交換するための手術をすることなく、遠隔操作で装置のソフトウェアを更新する機会を与える。
【００３５】
コントローラー例１
図５は、例として（しかし、特に限定されない）コントローラー325の部分の概念化の１つの例を一般的に示す模式図である。心室検知回路310からの少なくとも１つのシグナルが、心室イベントモジュール500により受け取られ、これは、シグナル中に含まれる心室イベントの発生を認識する。そのようなイベントはまた、「収縮・脈拍（beats）」、「活性化」、「脱分極」、「QRS群」、「R波」、「収縮（contractions）」とも呼ばれる。心室イベントモジュール500は、心室検知回路310から得られたシグナルからの内因性イベント（検知イベントとも呼ぶ）を検出する。心室イベントモジュール500はまた、心室検知回路310から得られたシグナルからの、または好ましくはペーシング制御モジュール505から得られた心室ペーシング制御シグナルからの、発生したイベント（ペースから生じる）を検出し、これはまた、心室治療回路320からのペーシング刺激の供給を開始する。こうして、心室イベントは、内因性／検（感）知イベントおよび誘発／ペーシングイベントの両方を含む。
【００３６】
連続的心室イベントの間の時間間隔(V-V間隔と呼ぶ）は、第１のタイマー（例えば、V-V間隔タイマー510）により記録される。フィルター515は、「第１の指示ペーシング間隔」、すなわち心室イベントの間の所望の時間間隔（または、所望の心室性心拍とも呼ばれる）の１つの指標を計算する。第１の指示ペーシング間隔はまた、心室速度調整（VRR）指示ペーシング間隔とも呼ばれる。種々の実施態様においてフィルター515は、アバレイジャー（averager）、加重アバレイジャー、メディアンフィルタ、無限（IIR）フィルター、有限インパルス応答（FIR）フィルタ、または任意の他のアナログもしくはデジタルシグナル処理回路を含み、以下で詳述される所望のシグナル処理を提供する。
【００３７】
１つの実施態様においてフィルター515は、タイマー510により記録された最も最近のV-V間隔の持続時間、および第１の指示ペーシング間隔レジスター520中に保存された第１の指示ペーシング間隔の前の値に基づき、第１の指示ペーシング間隔の新しい値を計算する。レジスター520は次に、新しく計算した第１の指示ペーシング間隔をレジスター520に保存することにより更新される。レジスター520に保存された第１の指示ペーシング間隔に基づき、ペーシング制御モジュール505は、コントロールシグナルを、第１の指示ペーシング間隔の持続時間の逆数に対応するVRR指示心室性心拍で、治療を施す（例えば、ペーシング刺激）ための心室治療回路320に送る。
【００３８】
フィルター例１
一般に、ある実施態様について、装置105は、連続的な検知したまたは誘発心室収縮の間のV-V間隔を得る。装置105は、少なくとも一部は、最も最近のV-V間隔の持続時間と、第１の指示ペーシング間隔の前の値とに基づき、新しい第１の指示ペーシング間隔を計算する。装置105は、第１の指示ペーシング間隔の持続時間の逆数に対応する速度で与えられるペーシング治療法を与える。
【００３９】
図６は、例として（しかし、特に限定されない）フィルター515の作用の１つの例を示すシグナルフロー図である。検知または誘発された心室収縮の発生により、タイマー510は、その収縮により完結されるV-V間隔の持続時間をフィルター515に与え、これは、最も最近のV-V間隔（VVn）と呼ぶ。フィルター515はまた、レジスター520に保存された第１の指示ペーシング間隔（Tn-1）の前の値を受け取る。最も最近のV-V間隔VVnと第１の指示ペーシング間隔の前の値Tn-1は、それぞれ定数AとBで測定され、次に合計して第１の指示ペーシング間隔の新しい値（Tn）を得て、これはレジスター520に保存され、ペーシング制御モジュール505に提供される。ある実施態様において、係数AとBは異なる値であり、プログラム可能か、変化するか、または一定である。
【００４０】
新しい第１の指示ペーシング間隔Tn（これは、最も最近のV-V間隔VVnを完結する心室収縮の発生からの時間として測定される）の間に心室収縮が検知されないなら、ペーシング制御モジュール505は、新しい第１の指示ペーシング間隔Tnの終了後、心室ペーシングパルスを与えるように、心室治療回路320に指令する。ある実施態様において、フィルターの作用は、Tn＝A・VVn＋B・Tn-1（ここでAとBは、係数（「加重」とも呼ぶ）であり、VVnは、最も最近のV-V間隔持続時間であり、Tn-1は、第１の指示ペーシング間隔の前の値である）で示される。
【００４１】
フィルター515の初期化は、レジスター520中に最初の間隔値を保存することにより、フィルターに供給することを含む。ある実施態様において、レジスター520は、下限速度（LRL）（すなわち、ペーシングパルスが装置105により与えられる最小速度）に対応する間隔値に初期化される。レジスター520は、任意の他の適当な値で初期化してもよい。
【００４２】
フィルター例２
ある実施態様においてフィルター515の作用は、最も最近のV-V間隔VVnを完結する収縮が、検知／内因性収縮であるか、またはペーシング／誘発収縮であるかに基づく。この実施態様において、ペーシング制御モジュール505（これは、ペーシングパルスのタイミングと供給を制御する）は、フィルター515に入力を与え、これは、最も最近のV-V間隔VVnが、装置105により与えられるペーシング刺激により開始される誘発収縮により完結されるか、または心室検知回路310により検知される内因性収縮により完結されるかを示す。
【００４３】
一般に、最も最近のV-V間隔VVnが、検知／内因性収縮により完結されるなら、フィルター515は、新しい第１の指示ペーシング間隔Tnを与え、これは、前の第１の指示ペーシング間隔Tn-1から調整される（例えば、少なくとも一部は、最も最近のV-V間隔の持続時間VVnと、第１の指示ペーシング間隔の前の値の持続時間Tn-1とに基づく量だけ低下させられる）。しかし、最も最近のV-V間隔VVnが、ペーシング／誘発収縮により完結されるなら、フィルター515は、新しい第１の指示ペーシング間隔Tnを与え、これは、前の第１の指示ペーシング間隔の値Tn-1から増加される（例えば、少なくとも一部は、最も最近のV-V間隔の持続時間VVnと、第１の指示ペーシング間隔の前の値の持続時間Tn-1に基づく量だけ増加させられる）。新しい第１の指示ペーシング間隔Tn（これは、最も最近のV-V間隔VVnを完結する心室収縮の発生からの時間として測定される）の間に心室収縮が検知されないなら、ペーシング制御モジュール505は、新しい第１の指示ペーシング間隔Tnの終了後、心室ペーシングパルスを与えるように、心室治療回路320に指令する。
【００４４】
図７は、例として（しかし、特に限定されない）フィルター515の作用の別の概念を示すシグナルフロー図であり、以下に詳述するように、図６とは少し異なる。この実施態様では、ペーシング制御モジュール505（これは、ペーシングパルスのタイミングと供給を制御する）は、フィルター515に入力を与え、これは、最も最近のV-V間隔VVnが、装置105が与えるペーシング刺激により開始される誘発収縮により完結されるか、または心室検知回路310が検知する内因性収縮により完結されるかを示す。
【００４５】
最も最近のV-V間隔VVnが、内因性収縮により完結されたなら、最も最近のV-V間隔VVnと第１の指示ペーシング間隔の前の値Tn-1は、それぞれ定数AとBで測定され、次に合計して第１の指示ペーシング間隔の新しい値Tnを得て、これはレジスター520に保存され、ペーシング制御モジュール505に提供される。または、最も最近のV-V間隔VVnが、ペーシング／誘発収縮により完結されるなら、最も最近のV-V間隔VVnと第１の指示ペーシング間隔の前の値Tn-1は、それぞれ定数CとDで測定され、次に合計して第１の指示ペーシング間隔の新しい値Tnを得て、これはレジスター520に保存され、ペーシング制御モジュール505に提供される。ある実施態様において、係数CとDは互いに異なる値であり、プログラム可能か、変化するかまたは一定である。さらなる実施態様において、係数Cは係数Aと異なる値であり、および／または係数Dは係数Bと異なる値であり、これらの係数はプログラム可能か、変化するかまたは一定である。別の実施態様において、係数Dは、係数Bと同じ値である。
【００４６】
ある実施態様において、VVnが内因性収縮により完結されるなら、フィルター515の作用は、Tn＝A・VVn＋B・Tn-1で示され、VVnがペーシング収縮により完結されるなら、Tn＝C・VVn＋D・Tn-1で示される（ここでA、B、C、およびDは、係数（「加重」とも呼ぶ）であり、VVnは、最も最近のV-V間隔持続時間であり、Tnは第１の指示ペーシング間隔の新しい値であり、Tn-1は、第１の指示ペーシング間隔の前の値である）。新しい第１の指示ペーシング間隔Tn（これは、最も最近のV-V間隔VVnを完結する心室収縮の発生からの時間として測定される）の間に心室収縮が検知されないなら、ペーシング制御モジュール505は、新しい第１の指示ペーシング間隔Tnの終了後、心室ペーシングパルスを与えるように、心室治療回路320に指令する。
【００４７】
フィルター例３
別の実施態様において、これらの係数は、内因性係数（a）、ペーシング係数（b）、および加重係数（w）により、さらに詳細に説明される。そのような１つの実施態様において、A=a・w、B=（1-w）、C=b・w、およびD=（1-w）である。図８のシグナルフローグラフで例として（しかし、特に限定されない）一般的に例示したように、１つの例において、VVnが内因性収縮により完結されるなら、フィルター515の作用は、Tn＝a・w・VVn＋（1-w）・Tn-1で示され、そうでない場合は、VVnがペーシング収縮により完結されるなら、Tn＝b・w・VVn＋（1-w）・Tn-1で示される。新しい第１の指示ペーシング間隔Tn（これは、最も最近のV-V間隔VVnを完結する心室収縮の発生からの時間として測定される）の間に心室収縮が検知されないなら、ペーシング制御モジュール505は、新しい第１の指示ペーシング間隔Tnの終了後、心室ペーシングパルスを与えるように、心室治療回路320に指令する。ある実施態様において、係数aとbは互いに異なり、プログラム可能か、変化するかまたは一定である。
【００４８】
上記パラメータ（例えば、A、B、C、D、a、b、w）は、時間間隔（例えば、VVn、Tn、Tn-1）で記載される。しかし別のシステムは、本方法と装置から逸脱することなく、時間間隔ではなく速度で結果を示すこともある。ある実施態様では、加重係数w、内因性係数a、およびペーシング係数bは変数である。w、a、およびbの異なる選択値により、本方法と装置の作用が異なる。例えばwが増加すると、最も最近のV-V間隔VVnの加重作用が増加し、前の第１の指示ペーシング速度Tn-1の加重作用が減少する。ある実施態様では、w=1/16=0.0625である。別の実施態様では、w=1/32である。wの別の可能な範囲は、w=1/2からw=1/1024である。wのさらなる可能な範囲は、w=0からw=1である。wの他の値（これは、2の累乗による割り算を含む必要はない）は、本方法と装置を逸脱することなく、置換してもよい。
【００４９】
ある実施態様において、内因性係数aは、0.5より大きいか、または1.0より大きくなるように選択される。ある例において内因性係数aは、ペーシング係数bより値が小さくなるように選択される。ある例では、a=1.1およびb=1.2である。別の実施態様では、a=0.9およびb=1.1である。aの１つの可能な範囲は、a=0.5からa=2.0であり、bは、b=1.0からb=3.0である。係数は、本方法と装置から逸脱することなく変化してもよい。
【００５０】
ある実施態様において、b>1と実質的に規則的なV-V間隔について、フィルター515は、タイマー515により測定される予測V-V間隔より少なくとも少し長い新しい第１の指示ペーシング間隔Tnを与える。すなわち、時間を調整した内因性V-V間隔が、前に受けたV-V間隔の持続時間に一致するなら、フィルター515は、ペーシング刺激を開始するのを避ける。そのような場合、ペーシングパルスは、現在の時間を調整したV-V間隔が、前の実質的に一定のV-V間隔より長くなる。一般に心室速度が実質的に一定なら、フィルター515は典型的には、ペーシングパルスが阻害されるように作用する。しかし、測定したV-V間隔が不規則になると、フィルター515は、そのようなV-V間隔の１回または数回の間、ペーシング刺激が与えられるように、第１の指示ペーシング間隔Tnを短縮するように作用する。
【００５１】
本発明の１つの面に従って、不規則なV-V間隔が、誘導された心房性頻脈により引き起こされるなら、心室をペーシングすることは、心室からの逆行誘導を確立して心室性心拍を正常化するであろう。これは次に、房室（A-V）結節を介する心房シグナルの前方誘導を阻止する。その結果、不規則な心房シグナルが、不規則な心室収縮を開始させることがない。しかし本発明の別の面において、本方法と装置は、心拍が不規則になるまでペーシングパルスを導入しない。従って心臓は、規則的な心室収縮が検知される時、内因性速度でペーシングすることが確実になる。
【００５２】
コントローラー例２
図９は、例として（しかし、特に限定されない）コントローラー325の部分の別の概念化を一般的に示す模式図であり、以下に詳述するように、図５とは少し異なる。図９では、コントローラー325は、センサー330から情報を含むシグナルを受け取り、この情報から、生理学的に所望の心拍（例えば、患者の活動性、呼吸、または代謝のニーズの他の適当な指標）が得られる。センサーシグナルは、A/D変換器900によりデジタル化される。デジタル化されたシグナルは、センサー速度モジュール905（これは、レジスター910に保存された第２の指示ペーシング間隔で表される所望の心拍を計算する）により処理される。
【００５３】
ペーシング制御モジュール505は、コントロールシグナルを与え、これは、レジスター520および910のそれぞれまたはその両方に保存された第１および第２の指示ペーシング間隔に基づき、ペーシングパルスを与えるように、心室治療回路320に指令する。ある実施態様において、ペーシング制御モジュール505は、選択モジュール915（これは、新しい第１の指示ペーシング間隔Tnとセンサーに基づく第２の指示ペーシング間隔とを選択する）を含む。
【００５４】
ある実施態様において、選択モジュール915は、第１の指示ペーシング間隔と第２の指示ペーシング間隔の短い方を、選択された指示ペーシング間隔Snとして選択する。選択された指示ペーシング間隔Sn（これは、最も最近のV-V間隔VVnを完結する心室収縮の発生からの時間として測定される）の間に心室収縮が検知されないなら、ペーシング制御モジュール505は、選択された指示ペーシング間隔Snの終了後、心室ペーシングパルスを与えるように、心室治療回路320に指令する。
【００５５】
一般に本実施態様において、心室は、センサー指示速度とVRR指示速度の速い方でペーシングされる。例えばセンサー指示速度が患者の内因性速度より低くなるように、かつ患者の内因性速度が実質的に一定になるように、患者が安静にしているなら、内因性速度は、VRR指示速度より速い。その結果、ペーシングパルスは一般に与えられない。しかし、もし例えば患者が安静にしているが、不規則な心室収縮を誘導する心房性頻脈を有するなら、ペーシングパルスは一般に、VRR指示速度で与えられる。別の例において、センサー指示速度がVRR指示速度より速くなるように、患者が活動性なら、ペーシングパルスは一般にセンサー指示速度で与えられる。別の実施態様においてペーシング速度は、２つの指示速度の大きい方(すなわち、第１の指示ペーシング間隔と第２の指示ペーシング間隔の短い方）を選択するよりも、センサー指示速度とVRR指示速度とを混合して完結される。
【００５６】
別の実施態様において、選択モジュール915は、第１の指示ペーシング間隔と第２の指示ペーシング間隔の混合に基づく、第２の指示ペーシング間隔Snを与える。そのような１つの例において、選択モジュール915は、第１の指示ペーシング間隔と第２の指示ペーシング間隔に、あらかじめ決められたかまたは他の加重を適用して、選択されたペーシング間隔Snを計算する。
【００５７】
コントロール例２
図10は、例として（しかし、特に限定されない）コントローラー325の部分の別の概念化を一般的に示す模式図であり、以下に詳述するように、図９とは少し異なる。図10においてコントローラー325は、心房性頻脈（AT）検出モジュール1000（これは、心房検知回路305からシグナルを受け取る）を含む。この受け取ったシグナルは、心房イベントについての情報を含み、ここから、AT検出モジュール1000は、１つ以上の心房性頻脈（例えば、心房性細動）の有無を決定する。
【００５８】
１つの実施態様において、AT検出モジュール1000は、ペーシング制御モジュール505にコントロールシグナル（これは、心房性細動のような心房性頻脈の有無を示す）を提供する。ある実施態様において、選択モジュール915は、例えば（特に限定されない）表１に示すように、第１の指示ペーシング間隔と第２の指示ペーシング間隔とを選択する。
【００５９】
【表１】
0004173643.tif 000002
【００６０】
この実施態様において、心房性頻脈が存在し第１の指示ペーシング間隔が第２の指示ペーシング間隔より短いなら、選択モジュール915は、選択された指示ペーシング間隔Snとして、第１の指示ペーシング間隔（これは上記のVRR法に基づく）を選択する。そうでない場合は、選択モジュール915は、選択された指示ペーシング間隔Snとして、第２の指示ペーシング間隔（これは、ある実施態様において、センサー指示に基づく）を選択する。前述のように、選択された指示ペーシング間隔Sn（これは、最も最近のV-V間隔VVnを完結する心室収縮の発生からの時間として測定される）の間に心室収縮が検知されないなら、ペーシング制御モジュール505は、選択された指示ペーシング間隔Snの終了後、心室ペーシングパルスを与えるように、心室治療回路320に指令する。
【００６１】
言い換えると、この実施態様において、心房性頻脈（例えば、心房性細動）が存在し、かつVRR指示速度がセンサー指示速度を超える時のみ、心室はVRR指示速度にペーシングされる。そうでない場合は、心室は、センサー指示速度でペーシングされる。例えばもしセンサー指示速度が患者の内因性速度より低いように、かつ心房性頻脈が存在しないように、患者が安静にしているなら、装置は内因性速度を検知するかまたはより遅い速度限界で心室ペースを与える。しかしもし、例えば患者が安静にしているが、不規則な心室収縮を誘導する心房性頻脈を有するなら、ペーシングパルスは一般に、VRR指示速度で与えられる。別の例において、センサー指示速度がVRR指示速度より速くなるように、患者が活動性なら、心房性頻脈の有無にかかわらず、ペーシングパルスは一般にセンサー指示速度で与えられる。表１に記載の選択の代わりとして、混合速度に基づきペーシングパルスが与えられるように、選択モジュール915は、センサー指示速度とVRR指示速度との、固定したまたは可変の加重または混合を提供する。
【００６２】
第２の指示ペーシング間隔は、センサー指示に基づく必要はない。ある実施態様において、例えば心房性頻脈が存在しない時、第２の指示ペーシング間隔は、検知した心房性心拍を追従する。この実施態様において、選択モジュール915は、モードスイッチ機能を実施し、ここでは、心房性頻脈が存在する時はいつも、第１の指示ペーシング間隔が使用され、心房性頻脈が存在しない時は、第２の指示ペーシング間隔（例えば、心房追従）が使用される。
【００６３】
別の実施態様において、心拍／間隔は、第１の指示ペーシング間隔（例えば、VRR指示ペーシング間隔）のオン／オフとして使用する引き金として使用される。この例において、第１の指示ペーシング間隔が最初のあらかじめ決められた値より長いなら、ペーシング治療法は第１の指示ペーシング間隔に基づき、第１の指示ペーシング間隔が最初のあらかじめ決められた値より短いなら、ペーシング治療法は第１の指示ペーシング間隔には依存しない。この例では、VRR指示ペーシング間隔は、速い心拍ではなく遅い心拍で使用される。
【００６４】
フィルター速度挙動例１
図11は、例として（しかし、特に限定されない）フィルター515を作用させる１つのモードについての連続的心室性心拍についてのVRR指示速度の１つの実施態様を一般的に示すグラフである。前述のようにVRR指示速度は、単に、第１の指示ペーシング間隔に関連する心室性心拍の間の周波数である。言い換えると、VRR指示速度は、第１の指示ペーシング間隔の持続時間の逆数である。ペーシングがVRR指示速度にのみ基づくなら、ペーシング制御モジュール505は、最後の心室収縮が第１の指示ペーシング間隔に等しいかまたはこれを超えてからの時間後に、ペーシングパルスを出すように、心室治療回路320に指令する。しかし前述のように、ある実施態様において、ペーシング制御モジュール505は、例えばセンサー指示速度に基づくようなVRR指示速度以外の要因に基づいてペーシングパルスを出すように、心室治療回路320に指令する。
【００６５】
図11に示す例において、前の心室収縮に基づいて計算された第１の指示ペーシング間隔（「VRR指示ペーシング間隔」）T0の終了直前に、「S」で示される第１の検知された内因性心室収縮が検出された。ある実施態様において、新しいVRR指示ペーシング間隔Tlは、前述のように最も最近のV-V間隔VVnの持続時間とVRR指示ペーシング間隔の前の値T0に基づいて計算される。この例では、新しいVRR指示ペーシング間隔Tlは、下限速度（LRL）時間間隔に対応する。ある実施態様において、VRR指示ペーシング間隔の可能な範囲は、VRR指示ペーシング間隔がLRL時間間隔の持続時間を超えないように、かつVRR指示ペーシング間隔が、上限速度（URL）時間間隔の持続時間より短くないように、限定される。
【００６６】
VRR指示ペーシング間隔Tlの終了直前に、第２の心室収縮もまた検知される。ある実施態様において、新しいVRR指示ペーシング間隔T2は、前述のように最も最近のV-V間隔VV2の持続時間とVRR指示ペーシング間隔T1の前の値に基づいて計算される。VRR指示ペーシング間隔は第２の内因性心室収縮より遅い速度であるため、第１および第２の心室収縮は、ペーシングが与えられない安定な内因性律動である。
【００６７】
第３、第４，および第５の心室収縮は、不安定な心室速度を引き起こす心房性細動の開始である。第３の心室収縮は、ペーシングパルスが出ないように、VRR指示ペーシング間隔T2の終了の充分前に検知される。検知された第３の心室収縮について、フィルター515は、前のVRR指示ペーシング間隔T2に対して持続時間が短いとして、新しいVRR指示ペーシング間隔T3を計算する。
【００６８】
第４の心室収縮は、同様にペーシングパルスが出ないように、VRR指示ペーシング間隔T3の終了の充分前に検知される。検知された第４の心室収縮について、フィルター515は、前のVRR指示ペーシング間隔T3に対して持続時間が短いとして、新しいVRR指示ペーシング間隔T4を計算する。
【００６９】
第５の心室収縮は、ペーシングパルスが出ないように、VRR指示ペーシング間隔T4の終了前に検知される。検知された第５の心室収縮について、フィルター515は、前のVRR指示ペーシング間隔T4に対して持続時間が短いとして、新しいVRR指示ペーシング間隔T5を計算する。
【００７０】
第６、第７、および第８の心室収縮は、上記のペーシング法を使用する心室速度の調整を示す。VRR指示ペーシング間隔T5の間に心室収縮は検知されず、従って第６の心室収縮を誘発するためにペーシングパルスが出される。新しいVRR指示ペーシング間隔T6は、前のVRR指示ペーシング間隔T5に対して持続時間が増加しているとして計算され、こうしてVRR指示速度を低下させる。同様に、VRR指示ペーシング間隔の間に心室収縮は検知されない。
【００７１】
第９の心室収縮は、心房性細動症状から発生する別の不規則な心室収縮である。第９の心室収縮は、VRR指示ペーシング間隔T8の終了前に検知される。その結果、より短い新しいVRR指示ペーシング間隔T9が計算される。
【００７２】
第10および第11の心室収縮は、上記のペーシング法を使用する心室速度の調整を示す。VRR指示ペーシング間隔T9の間に心室収縮は検知されず、従って第10の心室収縮を誘発するためにペーシングパルスが出される。新しいVRR指示ペーシング間隔T10は、前のVRR指示ペーシング間隔T9に対して持続時間が増加しているとして計算され、こうしてVRR指示速度を低下させる。同様に、VRR指示ペーシング間隔T10の間に心室収縮は検知されず、従って第10の心室収縮を誘発するためにペーシングパルスが出される。新しいVRR指示ペーシング間隔T11は、前のVRR指示ペーシング間隔T10に対して持続時間が増加しているとして計算され、こうしてVRR指示速度を低下させる。
【００７３】
第12、第13、第14、および第15の心室収縮は、心房性細動症状の停止後の、安定な内因性律動の再開を示す。そのような安定な速度について、VRR指示速度は、内因性速度を追従するがそれより下にとどまる「底値」に対して、無症候性に進む。これは、内因性心臓シグナルが、安定な律動を提供する時、それが心拍を制御することを可能にする。その結果患者の内因性速度が一定の時、ペースは維持され、患者の内因性心臓律動が継続することを可能にする。患者の心拍がある変動を有し、VRR指示底値が内因性心臓律動平均に近いなら、時々ペーシング収縮が起きる。そのようなペーシング収縮は徐々にVRR指示ペーシング間隔を長くし、こうして患者の心拍が実質的に一定になった時、以後の内因性挙動を可能にする。
【００７４】
フィルター515の内因性係数aは、検知した内因性収縮のためにVRR指示心拍が上昇するため、VRR指示心拍の「攻撃スロープ」を制御する。フィルター515のペーシング係数ｂは、ペーシングした収縮期間中にVRR指示心拍が低下するため、VRR指示心拍の「崩壊スロープ」を制御する。a>1.0であり、b>1.0であるある実施態様において、aの値を1.0に向けて下げると、攻撃スロープが上昇し、従ってVRR上昇速度は、検知された内因性収縮に応答してより速く上昇し、一方bの値を1.0に向けて下げると、崩壊スロープが低下し、こうして、VRR指示速度は、ペーシングした収縮の期間中に、よりゆっくり低下する。逆に、a>1.0とb>1.0について、aの値を1.0に向けて上げると、攻撃スロープが低下し、従ってVRR上昇速度は、検知された内因性収縮に応答してよりゆっくり上昇し、一方bの値を1.0に向けて上げると、崩壊スロープが上昇し、こうして、VRR指示速度は、ペーシング収縮の期間中に、より速く低下する。
【００７５】
a>1.0とb>1.0である実施態様において、aとbの両方を1.0に向けて下げると、検知された内因性活性の間VRR指示速度は上昇し、その結果、VRR指示速度は平均の内因性速度に近くなる。VRR指示速度は平均の内因性速度に近いため、内因性心拍の変動は、VRR指示速度でペースを開始しやすくなる。一方、a>1.0かつb>1.0について、aとbの両方を1.0から上昇させると、検知された内因性活性の間VRR指示速度は低下し、その結果、VRR指示速度は平均の内因性速度より低くなる。VRR指示速度は平均の内因性速度より低いため、内因性心拍の同じ変動は、VRR指示速度でペースを開始しにくくなる。
【００７６】
ある実施態様においてこれらの係数は、ユーザーが、例えば遠隔プログラマー125を使用して、プログラムすることができる。別の実施態様では、ユーザーは可能な値の対応する範囲から所望の性能パラメータ（例えば、所望の程度の速度調整、所望の攻撃スロープ、所望の崩壊スロープなど）を選択し、装置105は、フィルター515の係数の適当な組合せを自動的に選択し、表２に一般的に示すように、選択されたユーザープログラム化性能パラメータに対応するフィルター設定を与える。他のレベルのプログラム性または係数の異なる組合せも使用することができる。
【００７７】
【表２】
0004173643.tif 000003
【００７８】
フィルター速度挙動例２
図12は、例として（しかし、特に限定されない）２つ以上の指示ペーシング間隔の間で選択する実施態様を一般的に示すグラフである。図12はある意味で図11と同じであるが、図12は第２の指示ペーシング間隔を含む。ある実施態様において、第１の指示ペーシング間隔は、上記のVRR指示ペーシング間隔であり、第２の指示ペーシング間隔は、加速度計、毎分拍出量、または心拍出量の増加のための患者の生理学的ニーズの他の指標からの、センサー指示ペーシング間隔である。
【００７９】
ある実施態様において、選択された指示ペーシング間隔は、第１の指示ペーシング間隔と第２の指示ペーシング間隔の短い方に基づく。言い換えると、装置105は、より速い指示ペーシング速度でペーシングパルスを与える。図12に記載の例では、センサー指示速度はVRR指示速度および内因性速度より速いため、第１、第２および第12〜第15の収縮はセンサー指示速度でペーシングされる。第３、第４、第５，および第９の収縮は、VRRとセンサー指示ペーシング間隔のいずれかの短い方の間に検知される内因性収縮である。VRR指示速度はセンサー指示速度より速いため、第６〜第８の収縮および第10と第11の収縮は、VRR指示速度でペーシングされる。また、これらの収縮について、VRR指示間隔中に内因性収縮は検知されない。ある実施態様において、フィルター515についての上記式は、図12の第１〜第３と第12〜15の収縮により示されるように、センサー指示速度がVRR指示速度より大きい時、センサー指示速度に向けてVRR指示速度を上昇させるように作用する。しかし別の実施態様において、VVnがVRR指示ペーシング収縮により完結されるなら、Tn=b・w・VVn+(1-w)・Tn-1であり、VVnがセンサー指示ペーシング収縮により完結されるなら、Tn=Tn-1であり、こうしてセンサー指示ペーシング収縮についてVRR指示速度は無変化となる。
【００８０】
この実施態様において、センサー指示速度とVRR指示速度の両方の範囲は、URLより大きい速度またはLRLより小さい速度を超えないように、制限される。ある実施態様においてLRLとURLは、例えば遠隔プログラマー125を使用してユーザーがプログラム可能である。
【００８１】
さらなる実施態様において、選択された指示ペーシング間隔は、心房性頻脈（例えば、心房性細動）が存在する場合のみ、第１の指示ペーシング間隔と第２の指示ペーシング間隔の短い方に基づく。他の場合は、前述のように第２の指示ペーシング間隔が使用される。
【００８２】
フィルター速度挙動例３
図13は、例として（しかし、特に限定されない）上記VRRアルゴリズムの挙動のスプレッドシートシミュレーションに従う心拍対時間の別の例を一般的に示すグラフである。図13においてVRRアルゴリズムは、時間130までスイッチオフのままである。時間０〜10秒の間で、安定な内因性低速挙動がモデル化される。心房性頻脈（心房性細動を含む）から生じるような不規則な内因性心室速度は、10秒〜130秒の間の時間でモデル化される。時間130秒で、VRRアルゴリズムがスイッチオンされる。次にいくつかの不規則な内因性収縮が観察されるが、VRRアルゴリズムは、図13に示すように、心拍を実質的に安定化させると予測されるペーシングを与える。内因性収縮が検知されるまで、VRR指示ペーシング速度は徐々に低下し、こうして、VRR指示ペーシング速度がわずかに上昇する。すなわちVRRアルゴリズムは、患者の内因性心拍が安定している時はこれを選択し、患者の内因性心拍が不安定な時は、VRR指示心拍でペーシングする。図13は、臨床データを示すのではなく、VRRアルゴリズムがいかに作用するかの例を示すシミュレーションモデルであることに、注意されたい。
【００８３】
フィルター例４
ある実施態様において、フィルター515は、可変の係数、例えば心拍（またはその対応する時間間隔）の関数である係数を含む。ある例において、フィルター515の作用は、VVnが内因性収縮により完結されるなら、Tn=a・w・VVn+(1-w)・Tn-1と記載され、他の場合に、VVnがペーシング収縮により完結されるなら、Tn=b・w・VVn+(1-w)・Tn-1と記載され、ここでaとbの少なくとも１つは、１つ以上の前のV-V間隔（例えば、最も最近のV-V間隔、VVn）の線形、部分的に線形、または非線形の関数である。
【００８４】
図14は、例として（しかし、特に限定されない）１つ以上の前のV-V間隔（例えば、最も最近のV-V間隔、VVn）の関数として、係数ａとｂの少なくとも１つを使用する１つの例を一般的に示すグラフである。１つのこのような例において、VVnが下限速度（例えば、1000ミリ秒間隔または60収縮／分）であるかまたはこれに近い時、aは1.0未満であり、VVnが上限速度（例えば、500ミリ秒間隔または120収縮／分）であるかまたはこれに近い時、aは1.0より大きい。定数bについては、低速度でaの小さい値を使用すると、検知されたイベントについてより急速にペーシング速度を上昇させ、高速度でaの大きい値を使用すると、検知されたイベントについてよりゆっくりペーシング速度を上昇させる。別の例では、VVnが下限速度であるかまたはこれに近い時、bは1.0に近く、VVnが上限速度であるかまたはこれに近い時、bは1.0より大きい。定数aについては、低速度でbの小さい値を使用すると、ペーシングイベントについてよりゆっくりペーシング速度を低下させ、高速度でbの大きい値を使用すると、ペーシングイベントについてより急速にペーシング速度を低下させる。
【００８５】
両室協調療法例
ある実施態様において、本心律動管理システムは、右心室と左心室の両方の両室ペーシング協調療法を提供するために、VRRフィルター515を使用し、こうして右心室と左心室の収縮を協調させてより効率的なポンプ作用を与える。VRRフィルター515は、両室ペーシングパルスの供給のタイミングを制御する。フィルター515は、内因性心房速度に非依存性（すなわち、追従しない）の第１の指示ペーシング速度を与える。第１の指示ペーシング速度は一般に、平均内因性心室速度より大きく、その結果実質的に連続的なペーシング治療を提供することができる。特に、例えば心房性頻脈中は、内因性心房性または内因性心室性心拍のいずれかまたは両方が極端に不規則であるため、これは有利である。図１〜14について上記のVRR法は、心室性心拍が実質的に一定の時、内因性心室収縮を促進する。内因性活性を促進するそのような心室速度調整に対して、両室協調療法は典型的には、心室速度が実質的に一定の時、ほとんど連続的な（すなわち、所望の程度まで）両室ペーシングを提供する心室速度調整を使用する。ほとんど連続的なペーシングを得るためのフィルター515の係数の１つの選択は、後述する。
【００８６】
図15は、例として（しかし、特に限定されない）リード線110A〜Cで心臓115につながった心律動管理装置105の例を一般的に示す模式図である。１つのそのような実施態様において、システム100は、例えばうっ血性心不全患者の、右心室および左心室収縮を協調させるための、両室協調療法を提供する。図15は、冠状静脈洞220を介して大心静脈中に挿入された左心室リード線110Cを含有し、その結果その電極（電極1500と1505を含む）は、内因性心臓シグナルを検知するためのおよび１つ以上の協調ペースまたは除細動ショックを与えるための、左心室205Bに連結する。
【００８７】
図16は、例として（しかし、特に限定されない）心律動管理装置105の部分の１つの実施態様を一般的に示す模式図であり、ここで左心室リード線は、リード線110Cにより左心室検知回路1600と左心室治療回路1605とにつながり、これらのそれぞれは、ノード／バス327によりコントローラー325に結合している。この実施態様はまた、心房治療回路1610、および右心室205Aを右心室検知回路310と右心室治療回路320につなぐ右心室リード線110B（これらのそれぞれは、ノード／バス327でコントローラー325につながっている）とを含む。
【００８８】
図17は、例として（しかし、特に限定されない）コントローラー325の１つの概念例の部分を一般的に示す、図５と類似の模式図である。この実施態様において、心室イベントモジュール500は、右心室検知回路310と左心室検知回路1600から入力シグナルを受け取る。ペーシング制御モジュール505は、右心室検知回路320と左心室検知回路1605にコントロールシグナルを送る。フィルター515の作用は、図５〜14の上記説明と類似（後述のいくつかの差違がある）であり、こうして装置105が、VRR指示速度、センサー指示速度、またはこれらの組合せで両室協調療法を提供することを可能にする。
【００８９】
ある実施態様において、心室イベントモジュール500は、右心室検知回路310と左心室検知回路1600の両方から検知されペーシングされた心室収縮を検出する。連続した心室イベントの間の間隔（V-V間隔と呼ぶ）は、第１のタイマー（例えば、V-V間隔タイマー510）により記録される。心室イベントモジュール500は、V-V間隔タイマー510により時間を調整したV-V間隔を開始し完結する具体的な心室イベントを選択する。第１の操作モードにおいて、V-V間隔は、右心室収縮（ペーシングされたまたは検知された）により開始され、次にV-V間隔は、次に右心室収縮（ペーシングされたまたは検知された）により完結される。第２の操作モードにおいて、V-V間隔は左心室収縮（ペーシングされたまたは検知された）により開始され、次にV-V間隔は、次の左心室収縮（ペーシングされたまたは検知された）により完結される。第３の操作モードにおいて、V-V間隔は右または左心室収縮により開始され、次にV-V間隔は、約130ミリ秒〜500ミリ秒の間（例えば、150ミリ秒）の不応期間の終了後に起きる次の右または左心室収縮により完結される。不応期間中に起きる左または右心室収縮は無視される。不応期間を使用することは、V-V間隔を完結する収縮は、同じ心室収縮に関連する脱分極ではなく（ここで、脱分極は、開始収縮から反対の心室中で単に検知されるのみである）、以後の心室収縮に関連する。そのような不応期間はまた、第１のモード（右心室収縮により開始され完結されるV-V間隔）または第２のモード（左心室収縮により開始されている完結されるV-V間隔）とともに使用することができる。
【００９０】
フィルター515は、「第１の指示ペーシング間隔」（すなわち心室イベントの間の所望の時間間隔の指標、または言い換えると所望の心室性心拍）を計算する。レジスター520に保存された第１の指示ペーシング間隔に基づき、ペーシング制御モジュール505は、第１の指示ペーシング間隔の持続時間の逆数に対応するVRR指示心室性心拍で、治療法を施すための１つ以上の治療回路320および340に（例えば、両室ペーシング協調刺激を、１つ以上の右心室205Aと左心室205Bに）、コントロールシグナルを与える。
【００９１】
心室イベントモジュール500はまた、ペーシング制御モジュール505につながった出力ノード／バス1700を含む。心室イベントモジュール500は、左心室および左心室検知収縮の発生（例えば、タイミング、起源など）についての情報をペーシング制御モジュール505に伝え、その結果ペーシング制御モジュール505は、両室協調療法を与えて、協調した右心室および左心室収縮を得ることができる。ある実施態様において、検知した右心室収縮は、直ちにまたはほんのわずかに遅れた左心室ペーシングパルスを、単独または右心室ペーシングパルスとともに開始する。同様に、検知した左心室収縮は、直ちにまたはほんのわずかに遅れた右心室ペーシングパルスを、単独または左心室ペーシングパルスとともに開始する。これは、右心室と右心室の収縮が協調されて、心臓115による血液のより効率的なポンプ作用を提供することを確実にする。ある実施態様において、図17で例示したコントローラーは、図９に関して上記したようにセンサーチャネルを含有する。この実施態様において装置105は、VRR指示速度、センサー指示速度、またはこれらの組合せで、両室協調療法を提供する。
【００９２】
ある実施態様において、フィルター515の係数は、上記したように遠隔プログラマー125を使用してユーザーがプログラムして、所望の程度のペーシング対検知を得ることができる。別の実施態様において、ユーザーは、対応する範囲の可能な値から所望の性能パラメータ（例えば、所望の程度のペーシング対検知など）を選択し、装置105は、フィルター515の係数の適当な組合せを自動的に選択して、表３に一般的に示すように、選択されたユーザーがプログラムした性能パラメータに対応するフィルター設定を提供する。他のレベルのプログラム性または係数の異なる組合せを使用してもよい。
【００９３】
【表３】
0004173643.tif 000004
【００９４】
さらなる実施態様において、装置105は、フィードバックコントロールループにおいて表３に示すマッピングを使用して、表３の「性能パラメータ」と対応する係数を自動的に選択する。ユーザーは、平均ペーシング周波数目標をプログラムする。装置105は、V-V間隔のあらかじめ決められた時間またはあらかじめ決められた回数にわたって、平均ペーシング周波数を測定する。測定された平均ペーシングは、平均ペーシング周波数目標と比較される。測定された平均ペーシング周波数が、目標の平均ペーシング周波数より大きいなら、表３の性能パラメータは、ペーシングが小さくなるように増加／減少させられる。逆に、測定された平均ペーシング周波数が目標の平均ペーシング周波数より小さいなら、表３の性能パラメータは、ペーシングが大きくなるように増加／減少させられる。さらなる実施態様において、測定された平均ペーシング周波数は、目標の平均ペーシング周波数についてのわずかに相殺される値（例えば、目標の平均ペーシング周波数±Δ）と比較されて、許容される測定された平均ペーシング周波数のバンドを提供し、この範囲内で性能パラメータがスイッチングされる。
【００９５】
うっ血性心不全患者のAV遅延制御例
前記実施態様は、うっ血性心不全患者に両室協調療法を施すための速度制御を提供する方法を例示した。そのような方法は、心房性頻脈（例えば、心房性細動）の存在下で特に有効である。心房性頻脈が存在する時は、心房速度の追従は、速すぎて不規則な両室協調療法になる。心房性頻脈はしばしば不規則な心室性心臓サイクル長を誘導するため、心室追従はまた、上記VRR法が使用されないなら、間違った結果を与える。
【００９６】
しかし心房性頻脈が存在しないなら、心房速度追従に基づく両室協調療法が可能である。しかし上記方法は、第１の指示タイミング間隔を提供するのにまだ有用である。ある例において第１の指示タイミング間隔は、内因性AV遅延に基づくフィルター指示房室（AV）遅延（すなわち、検知されたP波と次に検知されたR波の間の間隔）である。この例において、両室協調療法は、心房速度の追従に基づいて提供される。各両室協調ペーシングパルスは、フィルター指示AV遅延後に与えられる。フィルター指示AV遅延は、上記のVRR法と同様に計算されるが、以下に詳述するようにいくつかの差違がある。
【００９７】
図18は、例として（しかし、特に限定されない）フィルター指示AV遅延に基づいてAV間隔を制御するために使用されるコントローラー325の部分の別の概念化の例を一般的に示す、図17と類似の模式図である。図18において、心房イベントモジュール1800と心室イベントモジュール500は、それぞれペーシングされたかまたは検知された心房イベント、およびペーシングされたかまたは検知された心室イベントに関する情報を、AV間隔タイマー1805に提供する。AV間隔タイマー1805は、心房イベントにより開始され、心室イベントにより完結されるAV間隔（例えば、図17に関して記載したもの）の時間を調整する。
【００９８】
ある例において、フィルター515の作用は、AVnが内因性収縮により完結されるなら、Tn=a・w・AVn+(1-w)・Tn-1と記載され、AVnがペーシング収縮により完結されるなら、Tn=b・w・AVn+(1-w)・Tn-1と記載され、ここでTnは、フィルター指示AV間隔の新たに計算された値であり、Tn-1は、フィルター指示AV間隔の前の値であり、AVnは最も最近のAV遅延期間に対応する時間間隔であり、a、b、およびwは、係数である。ある実施態様において、加重係数w、内因性係数a、およびペーシング係数bは変数である。w、a、およびbの異なる選択により、本方法と装置の異なる作用が得られる。例えば、wが増加すると、最も最近のA-V間隔AVnの加重作用が上昇し、前の第１の指示ペーシング速度Tn-1の加重作用が低下する。ある実施態様において、w=1/16=0.0625である。別の実施態様において、w=1/32である。wの別の可能な範囲は、w=1/2〜w=1/1024である。wのさらに可能な範囲は、w÷0からw÷1である。wの他の値（これは、２の累乗による割り算を含む必要はない）は、本方法と装置から逸脱することなく置換される。
【００９９】
ある実施態様において、内因性係数aは、1.0未満（または、1.0以下）になるように選択される。ある例において内因性係数aは、ペーシング係数bより値が小さくなるように選択される。ある実施態様において、a÷0.6およびb÷1.5である。別の実施態様において、a=1.0およびb=1.05である。aの１つの可能な範囲は、a=0.6〜a=1.0であり、bは、b=1.05〜b=1.5である。係数は、本方法と装置から逸脱することなく変化してもよい。
【０１００】
ある実施態様において、これらの係数は、例えば遠隔プログラマー125を使用してユーザーがプログラムすることができる。別の実施態様において、ユーザーは、対応する範囲の可能な値から所望の性能パラメータ（例えば、所望の程度のペーシング対検知、所望の攻撃スロープ、所望の崩壊スロープなど）を選択し、装置105は、フィルター515の係数の適当な組合せを自動的に選択して、表４に一般的に示すように、選択されたユーザーがプログラムした性能パラメータに対応するフィルター設定を提供する。他のレベルのプログラム性または係数の異なる組合せを使用してもよい。
【０１０１】
【表４】
0004173643.tif 000005
【０１０２】
さらなる実施態様において、装置105は、フィードバックコントロールループにおいて表４に示すマッピングを使用して、「性能パラメータ」と対応する係数を自動的に選択する。ユーザーは、平均検知周波数目標をプログラムする。装置105は、A-V間隔のあらかじめ決められた時間またはあらかじめ決められた回数にわたって、検知された心室イベントの平均周波数（「測定された平均検知周波数」）を測定し、性能パラメータと対応する係数を調整して、測定された平均検知周波数を平均検知周波数目標に向ける。
【０１０３】
上記方法は、AV遅延が制御される例を提供する。しかし、これらの方法は、任意の他のタイミング間隔に適用できることを理解されたい。例えばある実施態様において、フィルター515の作用は、より一般的に、EEnが内因性収縮により完結されるなら、Tn=A・EEn＋B・Tn-1として表され、他の場合はEEnがペーシング収縮により完結されるなら、Tn=C・EEn＋D・Tn-1として表され、ここでTnは、指示タイミング間隔の新たに計算された値であり、Tn-1は、指示タイミング間隔の前の値であり、EEnは、任意の２つのイベントの間の測定された時間間隔であり、A、B、C、およびDは、係数である。
【０１０４】
結論
本システムは特に、指示ペーシング間隔、AV遅延、または他のタイミング間隔を計算するための技術を含む心臓律動管理システムを提供する。ある実施態様において、可変指示ペーシング間隔は、少なくとも一部は基礎内因性心拍に基づいて計算される。心室性心拍が不規則（例えば、心房性細動が存在）であっても、指示ペーシング間隔を使用して、両室協調療法を提供するタイミングがはかられる。別の実施態様において、可変フィルター指示AV間隔は、少なくとも一部は基礎内因性AV間隔に基づいて計算される。心房性心拍が不規則でない時、指示AV間隔を使用して、心房追従両室協調療法を提供するタイミングがはかられる。他の指示タイミング間隔は、同様に決定される。指示ペーシング間隔、AV遅延、または他のタイミング間隔はまた、センサー指示速度指標と組合せて使用することができる。
【０１０５】
上記説明は例示のためであって、限定的なものではないことを理解されたい。本説明を読めば、当業者には多くの他の実施態様が明らかであろう。従って、本発明の範囲は、請求の範囲と、請求の範囲の同等内容の全範囲により決定される。
【０１０６】
図において、数種類の図中の類似の数字は、実質的に類似の成分を示す。末尾に異なる文字を有する類似の数字は、実質的に類似の成分の異なる例を示す。
【図面の簡単な説明】
【図１】  図１は、心律動管理装置の部分と、それが使用される環境の例を一般的に示す模式図である。
【図２】  図２は、リード線で心臓につながった心律動管理装置の１つの例を一般的に示す模式図である。
【図３】  図３は、心臓につながった心律動管理装置の１つの例を一般的に示す模式図である。
【図４】  図４は、コントローラーの１つの例を一般的に示す模式図である。
【図５】  図５は、コントローラーの部分の概念化の１つの例を一般的に示す模式図である。
【図６】  図６は、フィルターの作用の１つの概念例を一般的に示すシグナルフロー図である。
【図７】  図７は、フィルターの作用の別の概念例を一般的に示すシグナルフロー図である。
【図８】  図８は、フィルターの作用の概念化のさらなる例を一般的に示すシグナルフロー図である。
【図９】  図９は、コントローラーの部分の別の概念化を一般的に示す模式図である。
【図１０】  図10は、コントローラーの部分のさらなる概念化を一般的に示す模式図である。
【図１１】  図11は、連続的心室性収縮の第１の指示ペーシング速度（例えば、VRR指示速度）を提供する、フィルターの作用の１つの例を一般的に示すグラフである。
【図１２】  図12は、第１の指示ペーシング速度（例えば、VRR指示速度）を提供するフィルターの作用と、第１の指示ペーシング速度と第２の指示ペーシング速度（例えば、センサー指示速度）とに基づく治療を提供する別の例を一般的に示すグラフである。
【図１３】  図13は、VRRアルゴリズムスプレッドシートシミュレーションに従う、心拍対時間の別の例を一般的に示すグラフである。
【図１４】  図14は、心拍（または対応する時間間隔）の関数としての係数ａとｂの少なくとも１つを使用する１つの例を一般的に示すグラフである。
【図１５】  図15は、例えば両室協調療法を提供するための、リード線で心臓につながった心律動管理装置の例を一般的に示す、図２と類似の模式図である。
【図１６】  図16は、特に左心室検知回路と治療回路とを含む心律動管理装置の部分の１つの例を一般的に示す、図３と類似の模式図である。
【図１７】  図17は、コントローラーの１つの概念例の部分を一般的に示す、図５と類似の模式図である。
【図１８】  図18は、フィルター指示AV遅延に基づいてAV間隔を制御するために使用されるコントローラーの部分の別の概念例を一般的に示す、図17と類似の模式図である。
【図１】
0004173643.tif 000006
【図２】
0004173643.tif 000007
【図３】
0004173643.tif 000008
【図４】
0004173643.tif 000009
【図５】
0004173643.tif 000010
【図６】
0004173643.tif 000011
【図７】
0004173643.tif 000012
【図８】
0004173643.tif 000013
【図９】
0004173643.tif 000014
【図１０】
0004173643.tif 000015
【図１１】
0004173643.tif 000016
【図１２】
0004173643.tif 000017
【図１３】
0004173643.tif 000018
【図１４】
0004173643.tif 000019
【図１５】
0004173643.tif 000020
【図１６】
0004173643.tif 000021
【図１７】
0004173643.tif 000022
【図１８】
0004173643.tif 000023