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特表2024-505827心臓内機能を提供するように構成された植込み型医療装置
(19)【発行国】日本国特許庁(JP)
(12)【公報種別】公表特許公報(A)
(11)【公表番号】
(43)【公表日】2024-02-08
(54)【発明の名称】心臓内機能を提供するように構成された植込み型医療装置
(51)【国際特許分類】
A61N 1/365 20060101AFI20240201BHJP
【ＦＩ】
A61N1/365
【審査請求】未請求
【予備審査請求】未請求
(21)【出願番号】P 2023543377
(86)(22)【出願日】2022-02-07
(85)【翻訳文提出日】2023-09-12
(86)【国際出願番号】 EP2022052813
(87)【国際公開番号】W WO2022175123
(87)【国際公開日】2022-08-25
(31)【優先権主張番号】63/150,108
(32)【優先日】2021-02-17
(33)【優先権主張国・地域又は機関】US
(31)【優先権主張番号】21161019.1
(32)【優先日】2021-03-05
(33)【優先権主張国・地域又は機関】EP
(81)【指定国・地域】
(71)【出願人】
【識別番号】512158181
【氏名又は名称】バイオトロニック エスエー アンド カンパニー カーゲー
【氏名又は名称原語表記】ＢＩＯＴＲＯＮＩＫ ＳＥ ＆ Ｃｏ． ＫＧ
【住所又は居所原語表記】Ｗｏｅｒｍａｎｎｋｅｈｒｅ １ １２３５９ Ｂｅｒｌｉｎ Ｇｅｒｍａｎｙ
(74)【代理人】
【識別番号】110000855
【氏名又は名称】弁理士法人浅村特許事務所
(72)【発明者】
【氏名】ミドゲット、マデリーヌ アン
(72)【発明者】
【氏名】ヤング、ダニエル
(72)【発明者】
【氏名】ジョーンズ、クリストファー
(72)【発明者】
【氏名】ウィッティントン、アール．ホリス
【テーマコード（参考）】
4C053
【Ｆターム（参考）】
4C053KK02
4C053KK07
(57)【要約】
心臓内機能を提供するように構成された植込み型医療装置１は、本体１０と、本体１０上に配置され、心臓感知信号を受信するように構成されたセンサ構成体と、センサ構成体に動作可能に接続された処理回路構成１５とを備える。処理回路構成１５は、センサ構成体を使用して受信された心臓感知信号を処理して、いくつかの心周期について、心臓感知信号と感知閾値ＳＴとの比較に基づいて、心房活動によって生じる心房事象Ａｓを検出し、Ｙ１個の心周期のうちのＸ１個において心房事象Ａｓが検出されていない場合に低減基準が満たされ、Ｘ１が１以上の自然数であり、Ｙ１がＸ１以上の自然数であるときに、低減基準が満たされているかどうかを評価し、低減基準が満たされた場合に、感知閾値ＳＴを低減させるように構成される。
【特許請求の範囲】
【請求項1】
心臓内機能を提供するように構成された植込み型医療装置（１）であって、本体（１０）と、
前記本体（１０）上に配置され、心臓感知信号を受信するように構成されたセンサ構成体と、
前記センサ構成体に動作可能に接続された処理回路構成（１５）であって、前記処理回路構成（１５）は、前記センサ構成体を使用して受信した心臓感知信号を処理して、
いくつかの心周期について、前記心臓感知信号と感知閾値（ＳＴ）との比較に基づいて、心房活動によって生じる心房事象（Ａｓ）を検出し、
Ｙ１個の心周期のうちのＸ１個において心房事象（Ａｓ）が検出されていない場合に低減基準が満たされ、Ｘ１が１以上の自然数であり、Ｙ１がＸ１以上の自然数であるときに、前記低減基準が満たされているかどうかを評価し、
前記低減基準が満たされた場合に、前記感知閾値（ＳＴ）を低減させるように
構成される、
植込み型医療装置（１）。
【請求項2】
前記センサ構成体は、心臓感知信号として電気信号を受信するように構成された電極構成体によって実装される、請求項１に記載の植込み型医療装置（１）。
【請求項3】
前記本体（１０）は、前記植込み型医療装置（１）の発電機（１８）に接続可能なリードによって形成される、請求項１又は２に記載の植込み型医療装置（１）。
【請求項4】
前記本体（１０）は、リードレス・ペースメーカ装置のハウジングによって形成される、請求項１又は２に記載の植込み型医療装置（１）。
【請求項5】
前記処理回路構成（１５）は、現在の周期において前記低減基準が満たされていることが判明した場合、前記現在の周期における心房事象（Ａｓ）の検出のための前記感知閾値（ＳＴ）を低減させるように構成されており、前記低減基準は、前記現在の周期より前のＹ１個の心周期のうちのＸ１個において、心房事象（Ａｓ）が検出されていない場合に満たされる、請求項１から４までのいずれか一項に記載の植込み型医療装置（１）。
【請求項6】
前記処理回路構成（１５）は、前記低減基準が満たされた場合、低減係数（Ｌ１、Ｌ２）によって前記感知閾値（ＳＴ）を低減させるように構成される、請求項１から５までのいずれか一項に記載の植込み型医療装置（１）。
【請求項7】
前記処理回路構成（１５）は、前記低減基準が少なくとも２つの連続した周期について満たされた場合、ステップ係数（Ｌ１、Ｌ２）によって追加的に前記感知閾値（ＳＴ）を低減させるように構成される、請求項６に記載の植込み型医療装置（１）。
【請求項8】
前記処理回路構成（１５）は、さらなる第２の低減基準が満たされているかどうかを評価するように構成され、前記さらなる第２の低減基準は、Ｙ２個の心周期のうちのＸ２個において、心房事象（Ａｓ）が検出されていない場合に満たされ、Ｘ２はＸ１よりも大きい自然数であり、Ｙ２はＹ１よりも大きい自然数である、請求項１から７までのいずれか一項に記載の植込み型医療装置（１）。
【請求項9】
前記処理回路構成（１５）は、前記さらなる第２の低減基準に関連付けられた第２の低減係数（Ｌ２）によって前記感知閾値（ＳＴ）を低減させるように構成される、請求項１から８までのいずれか一項に記載の植込み型医療装置（１）。
【請求項10】
前記処理回路構成（１５）は、下限絶対閾値（ＬＡＴ）を超えて前記感知閾値（ＳＴ）を低減させないように構成される、請求項１から９までのいずれか一項に記載の植込み型医療装置（１）。
【請求項11】
前記処理回路構成（１５）は、検出された心房事象（Ａｓ）に関連付けられたピーク振幅（ＰＡ）を決定するように構成され、前記処理回路構成（１５）は、式ＳＴ（ｔ）＝ＰＣ・ＡＴＲ（ｔ）
に基づいて、平均閾値基準を使用して、前記感知閾値（ＳＴ）を更新するように構成され、
ここで、ＳＴ（ｔ）は前記現在の感知閾値、ＰＣはパーセント比率、ＡＴＲ（ｔ）は、前記現在の平均閾値基準である、請求項１から１０までのいずれか一項に記載の植込み型医療装置（１）。
【請求項12】
前記現在の平均閾値基準は、式ＡＴＲ（ｔ）＝Ｗ・ＰＡ（ｔ－１）＋（１－Ｗ）・ＡＴＲ（ｔ－１）
によって決定され、
ここで、Ｗは、前記前のピーク振幅に基づいて、前記平均閾値基準がどれくらい変化すべきかを決定する更新重みを示し、ＰＡ（ｔ－１）は、前記前の周期ｔ－１について決定された前記ピーク振幅であり、ＡＴＲ（ｔ－１）は、前記前の平均閾値基準である、請求項１１に記載の植込み型医療装置（１）。
【請求項13】
前記処理回路構成（１５）は、前記センサ構成体を介して受信された心臓感知信号から導出された第１の処理信号を処理するための第１の利得（Ｇ１）を有する第１の処理チャネル（１６）と、前記センサ構成体を介して受信された心臓感知信号から導出された第２の処理信号を処理するための第２の利得（Ｇ２）を有する第２の処理チャネル（１７）とを備え、前記第２の利得（Ｇ２）は、前記第１の利得（Ｇ１）よりも高い、請求項１から１２までのいずれか一項に記載の植込み型医療装置（１）。
【請求項14】
前記処理回路構成（１５）は、前記第１の処理信号を処理して心室活動を検出し、前記第２の処理信号を処理して心房活動を検出するように構成される、請求項１３に記載の植込み型医療装置（１）。
【請求項15】
心臓内機能を提供するための植込み型医療装置（１）を動作させるための方法であって、前記植込み型医療装置（１）の本体（１０）上に配置されたセンサ構成体を使用して、心臓感知信号を受信することと、
前記センサ構成体を使用して受信された前記心臓感知信号を、前記センサ構成体に動作可能に接続された処理回路構成（１５）を使用して処理して、
いくつかの心周期について、前記心臓感知信号と感知閾値（ＳＴ）との比較に基づいて、心房活動によって生じる心房事象（Ａｓ）を検出し、
Ｙ１個の心周期のうちのＸ１個において心房事象（Ａｓ）が検出されていない場合に低減基準が満たされ、Ｘ１が１以上の自然数であり、Ｙ１がＸ１以上の自然数であるときに、前記低減基準が満たされているかどうかを評価し、
前記低減基準が満たされた場合に、前記感知閾値（ＳＴ）を低減させることと
を備える方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【0001】
本発明は、一般に心臓内機能を提供するための植込み型医療装置に関し、特に、心室ペーシング、具体的にはＶＤＤペーシングなどのペーシング機能に関連する。
【背景技術】
【0002】
例えば、リードレス・ペースメーカ装置、又は、皮下植込み型パルス発生器と、患者の心臓内へと延びる１本又は複数のリードとを使用する心臓刺激装置の形態の植込み型医療装置では、心房活動と同期して、患者の心臓の心室、例えば右心室内で、刺激を提供することが望ましい場合がある。このために、心室ペーシングは、心房感知信号を考慮して、例えば、いわゆるＶＤＤペーシング・モードで、心房活動を示す心房事象に基づいて心室ペーシングを制御する。
【0003】
近年、リードレス・ペースメーカへの注目は高まっている。リードレス・ペースメーカは、静脈経由で心臓内へと延びるリードを使用する皮下に植え込まれるペースメーカとは対照的に、ペースメーカ装置自体が心臓内に植え込まれているため、リードを使用せず、このペースメーカは、心臓組織、特に右心室内に植え込むためのカプセルの形状を有している。このようなリードレス・ペースメーカは、リードを使用しないという固有の利点を示し、その利点によって、静脈経由で心臓に接近するリードに関わっている患者にとってのリスク、例えば、気胸、リードの抜け、心穿孔、静脈血栓症などのリスクを低減させることができる。
【0004】
リードレス・ペースメーカ、又は刺激装置のリードは、具体的には、右心室内に植え込まれるように設計されてもよく、この場合、植込みの際、例えば右心室の頂点の近傍に配置される。心室ペーシングは、例えば、房室結節で機能障害が生じているが洞房結節機能は損なわれておらず適正である場合に適用され得る。このような場合、特に、いわゆるＶＤＤペーシングが望まれることがあり、これには、心房トラッキングを伴う心室ペーシングを必要とし、したがって、内因的な心房収縮に基づいて心室でペーシングするために心房活動の感知を必要とする。
【0005】
ＶＤＤペーシングは、心室前負荷の最大化、房室弁逆流の制限、低い平均心房圧の維持、並びに、自律神経反射及び神経液性反射の調節を可能にし得る、心室ペーシングを誘引するために、適正な洞房結節機能を利用することによる房室（ＡＶ：ａｔｒｉｏｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ）同期という、患者の血行動態上の利益が特に動機になっている。
【0006】
文献において、動き、音、及び圧力の感知を含む、心房収縮の機械的事象を検出するためのモダリティを使用するための解決法が模索されてきた（例えば、心房収縮のタイミングを判定するための圧力センサ及び／又は加速度計を含むリードレス心臓内ペースメーカを開示している米国特許出願公開第２０１８／００２１５８１（Ａ１）号を参照）。機械的事象は一般に小さな信号量を示すので、特に、植込み型医療装置が心室内に配置され、したがって収縮が感知されることになる心房からかなり離れているときは、例えば、動き、音、又は圧力などの機械的事象に基づく信号検出は、感知が困難であり得る。さらに、心房収縮によって生じる壁の運動や血液の動きは、心室に直接伝達されない可能性があり、運動、心音、血圧などの心臓血行動態信号は、姿勢や患者の活動などの外的要因の影響を受けやすい。
【先行技術文献】
【特許文献】
【0007】
【特許文献1】米国特許出願公開第２０１８／００２１５８１（Ａ１）号
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【0008】
特に、房室同期を伴う心室ペーシングを可能にし、したがって心房事象に基づく心室ペーシングを提供するために、そのような心房事象の確実な感知を必要とする植込み型医療装置と、植込み型医療装置を動作させるための方法とを提供することが目的である。
【課題を解決するための手段】
【0009】
このような要望は、請求項１の特徴を有する、心臓内機能を提供するように構成された植込み型医療装置によって対処される。
【0010】
一態様では、心臓内機能を提供するように構成された植込み型医療装置は、本体と、本体上で心臓感知信号を受信するように構成されたセンサ構成体と、センサ構成体に動作可能に接続された処理回路構成とを備える。処理回路構成は、センサ構成体を使用して受信した心臓感知信号を処理して、いくつかの心周期について、心臓感知信号と感知閾値との比較に基づいて、心房活動によって生じる心房事象を検出し、Ｙ１個の心周期のうちのＸ１個において心房事象が検出されない場合に低減基準（ｒｅｄｕｃｔｉｏｎ ｃｒｉｔｅｒｉｏｎ）が満たされ、Ｘ１が１以上の自然数であり、Ｙ１がＸ１以上の自然数であるときに、低減基準が満たされているかどうかを評価し、前記低減基準が満たされた場合に感知閾値を低減させるように構成される。
【0011】
感知閾値は、一般に、心房事象を検出するために使用される。一般に、心房活動に関連付けられた心臓感知信号が感知閾値と交差する場合、心房事象が存在すると想定される。本明細書では、例えば、植え込み型医療装置が心室、例えば患者の心臓の右心室に植え込まれていると仮定して、遠隔場の心房活動に関連する信号部分と近接場の心室活動に関連する信号部分とを区別するために、例えばウィンドウイング・スキームなどの処理方式を用いることができる。
【0012】
心房活動を確実に検出するためには、心房活動に関連する感知信号が変化する可能性があるため、固定の感知閾値では不十分な場合がある。本明細書において、心房事象が見落とされた場合、すなわち、１つ又は複数の心周期について、例えば、対応する感知信号の閾値交差が識別されないため、心房事象が検出されない場合、感知閾値は、心房事象が再捕捉されるように調節することができ、したがって、例えば、房室同期ペーシングという状況において、信頼性のある定常的な検出動作を可能にする。
【0013】
このため、本明細書では、感知閾値が動的に調整されるアプローチ、特に、いくつかの心周期において見落とされた心房事象を考慮した１つ又は複数の低減基準に基づいて低減されるアプローチを使用することが提案される。
【0014】
特に、低減基準が満たされているかどうかが評価され、低減基準は、Ｙ１個の心周期のうちのＸ１個において、心房事象が検出されていない場合に満たされる。本明細書では、Ｘ１は、１以上の自然数である。Ｙ１も、Ｘ１以上の自然数である。
【0015】
低減基準は、短期基準又は長期基準として定義されてもよい。
【0016】
短期基準内では、ごく最近の心周期において、心房事象が見落とされているかどうかがチェックされる。短期基準について、Ｙ１は、例えば１～４の間の値、例えば２であってもよい。Ｘ１も、例えば、１～Ｙ１の間の値を有していてもよい。例えば、低減基準内では、現在の心周期の直前の２つの心周期のうちの１つが見落とされているかどうか、又は、現在の心周期の直前の２つの心周期のうちの２つが見落とされているかどうかをチェックすることができる。
【0017】
長期基準内では、例えば、心周期の数の増加に伴い、かなりの数の心房事象が見落とされているかどうかがチェックすることができる。長期基準について、Ｙ１は、例えば、４～１６の間の値、例えば８であってもよい。Ｘ１も、例えば、３～Ｙ１の間の値、例えば５であってもよい。長期基準内では、例えば、現在の心周期の直前の８つの心周期のうちの５つが見落とされているかどうかをチェックすることができる。
【0018】
低減基準の評価に基づいて、感知閾値が低減される。低減基準が満たされていることが判明した場合、感知閾値は、所定の方法で低減される。低減基準が満たされていない場合、感知閾値は、低減基準に基づいて低減されず、別の所定の方法で、例えば、心房事象について決定されたピーク振幅に基づいて適合され得る。感知閾値は大きすぎる値を事前に有することがあり、前の心周期において見落とされた心房事象をかなりの量生じさせるので、感知閾値を低減させることによって、その後の心周期のための心房事象を高い信頼性で検出することができることが確認され得る。したがって、各周期に基づいて感知閾値を動的に調整することによって、心房検出を改善することができ、心房事象の喪失を限定することができる。
【0019】
特に、センサ構成体は、本体上に配置された１つ又は複数の電極の電極構成体によって形成されてもよい。したがって、センサ構成体によって、電気信号を受信することができ、そのような電気信号は、心臓内電位図の記録を表し、したがって、心臓活動を示す。
【0020】
別の実施例では、センサ構成体は、圧力信号、音響信号、超音波信号、モーション信号、及び／又はインピーダンス信号の様態の心臓信号を感知するように構成されていてもよい。
【0021】
一実施例では、植込み型医療装置の本体は、植込み型医療装置の発電機に接続可能なリードによって形成することができる。この場合、発電機は、例えば、皮下で心臓から離れて患者の体内に植え込まれてもよく、リードは、センサ構成体が配置された本体が、心臓内、例えば右心室で組織と係合するために右心室内に配置されるように、発電機から心臓内まで延在する本体を形成する。
【0022】
別の実施例では、本体は、リードレス・ペースメーカ装置のハウジングによって形成することができる。この場合、植込み型医療装置は、リードレス装置として形成され、心臓内で刺激及び／又は感知を提供するために心臓の外側の位置から心臓内まで延在しているリードを含んでいない。リードレス・ペースメーカ装置のハウジングは、ハウジングによって形成された遠位端を有する組織上に配置されてもよく、センサ構成体は、例えば、遠位端上、又は遠位端の近傍で（少なくとも一部に）配置され、その遠位端を有する組織上にリードレス・ペースメーカ装置を配置するときに組織と係合する。
【0023】
植込み型医療装置がリードレス・ペースメーカ装置である場合、ハウジングは、植込み型医療装置のカプセル化を提供し、植込み型医療装置は、ハウジング内に、処理回路構成や、バッテリなどのエネルギー貯蔵部や、電気及び電子回路構成などの、自律運転のために必要なすべての構成部品を含む。植込み型医療装置を心臓組織内に植え込むことができ、長期の連続した心臓ペーシング動作を提供するために長期間にわたって心臓組織内に保持することができるように、ハウジングは液密になっている。
【0024】
一実施例では、処理回路構成は、現在の周期において前記低減基準が満たされていることが判明した場合、現在の周期における心房事象の検出のための感知閾値を低減させるように構成されており、低減基準は、現在の周期より前のＹ１個の心周期のうちのＸ１個において、心房事象が検出されていない場合に満たされる。したがって、現在の周期では、低減基準が現在の周期の（直）前の心周期について満たされているかどうかがチェックされる。本明細書では、現在の周期より前のＹ１個の心周期が調べられ、これらのＹ１個の心周期のうちのＸ１個において、心房事象が検出されていないかどうかがチェックされる。心房事象が検出されていない場合、低減基準は満たされ、感知閾値は適切に低減される。そうでない場合、低減基準は満たされず、感知閾値は、低減基準に関連付けられた所定の方法に従って低減されない。
【0025】
一実施例では、処理回路構成は、前記低減基準が満たされた場合に、低減係数によって感知閾値を低減させるように構成される。低減係数は、低減基準が満たされた場合に感知閾値を計算するために適用されるパーセント値であってもよい。低減係数は、例えば、５～１０％の間、例えば６．２５％のステップでプログラム化でき、０～１００％の間の値をとることができる。
【0026】
低減係数は、例えば、平均閾値基準値に適用されてもよく、それに基づいて、感知閾値が一般的に設定される。或いは、低減係数は、予め有効な感知閾値に適用されてもよい。
【0027】
一実施例では、事前定義された低減係数によって感知閾値を低減させることに加えて、低減基準が２つ以上の連続した周期について満たされた場合、追加のステップ係数が適用されてもよい。一般に、低減係数は、現在の周期について低減基準が満たされた場合に適用される。少なくとも１つの後続の心周期について低減基準が再び満たされた場合に、追加のステップ係数が適用されてもよい。低減基準が次の心周期について再び満たされた場合、ステップ係数は再び適用されてもよく、その結果、ステップ係数は、複数の心周期について低減基準が満たされた場合、繰り返し適用されてもよい。
【0028】
ステップ係数は、パーセント値をとることもでき、プログラム化することもでき、例えば、５～１０％の間、例えば６．２５％のステップでプログラム化でき、０～１００％の間の値をとることができる。
【0029】
追加のステップ係数は、例えば、予め有効な感知閾値に、特に低減係数の適用後の感知閾値に適用されてもよい。
【0030】
一実施例では、複数の低減基準が適用されてもよい。例えば、上述の低減基準に加えて、他の第２の低減基準が適用されてもよく、第２の低減基準について、Ｙ２個の心周期のうちのＸ２個において、心房事象が検出されていないかどうかが評価される。本明細書では、Ｘ２はＸ１よりも大きい自然数であり、Ｙ２はＹ１よりも大きい自然数である。
【0031】
Ｘ２及びＹ２は、Ｘ１及びＹ１よりも大きいので、第２の低減基準は、長期にわたって心周期内のかなりの数の心房事象が見落とされたかどうかをチェックするための長期基準である。Ｙ１個の心周期のうちのＸ１個の心周期において、心房事象が見落とされているかどうかを評価する第１の低減基準は、この場合、最近のわずかな数の心周期において、かなりの数の心房事象が見落とされているかどうかを評価する短期基準であってもよい。
【0032】
第２の低減基準が満たされる場合、処理回路構成は、一実施例では、第２の低減基準に関連付けられた第２の低減係数によって感知閾値を低減させるように構成されてもよい。第２の低減係数は、一般に、第１の低減基準に関連付けられた第１の低減係数よりも大きく、例えば、５～１０％の間、例えば６．２５％のステップでプログラム化でき、０～１００％の間の値をとることがきる。
【0033】
第２の低減係数は、例えば、平均閾値基準値に適用されてもよく、それに基づいて、感知閾値が一般的に設定される。或いは、第２の低減係数は、予め有効な感知閾値に適用されてもよい。
【0034】
一実施例では、第１の低減基準及び第２の低減基準の両方が満たされる場合、第２の低減基準のみが適用される。したがって、第２の低減基準は、第１の低減基準よりも優先され、その結果、両方の低減基準が満たされた場合、感知閾値は第２の低減係数によって低減される。
【0035】
一実施例では、事前定義された第２の低減係数によって感知閾値を低減させることに加えて、追加の第２のステップ係数は、第２の低減基準が２つ以上の連続した周期について満たされる場合に適用されてもよい。一般に、第２の低減係数は、現在の周期について、第２の低減基準が満たされた場合に適用される。後続の心周期又は複数の心周期について、第２の低減基準が再び満たされた場合、追加の第２のステップ係数が適用されてもよい。第２の低減基準が、次の心周期について再び満たされた場合、第２のステップ係数が再び適用されてもよく、その結果、第２のステップ係数は、複数の心周期について、第２の低減基準が満たされた場合に繰り返し適用されてもよい。
【0036】
第２のステップ係数はまた、パーセント値をとることができ、例えば、５～１０％の間、例えば６．２５％のステップでプログラム化でき、０～１００％の間の値をとることがきる。
【0037】
追加のステップ係数は、例えば、予め適用された感知閾値の設定、特に、第２の低減係数の適用後の感知閾値に適用されてもよい。
【0038】
一実施例では、処理回路構成は、下限絶対閾値を超えて感知閾値を低減させないように構成される。したがって、感知閾値は、下限絶対閾値によって規定される下限に制限される。感知閾値が下限にある間、第１の低減基準及び／又は第２の低減基準が（繰り返し）満たされたとしても、感知閾値のさらなる低減は生じない。
【0039】
一実施例では、処理回路構成は、検出された有効な心房事象に関連付けられたピーク振幅を決定するように構成される。心房事象が検出された場合、心房事象について記録されたデータは、ピーク振幅を決定するために分析される。例えば、心房事象は、心臓感知信号が感知閾値と交差する時点として識別され、心房検出閾値としても表記される。感知閾値の交差から始めて、ピーク検出窓が開始され、ピーク検出窓内で最大の感知信号値が検索され、その後、これがピーク振幅とされる。
【0040】
感知閾値の交差は、（処理された）心臓感知信号の１つの値が心房検出閾値よりも大きい場合に見られる。遠隔場心房信号は、ノイズを含んでいるかもしれないので、別の実施例では、２つ以上のサンプルが感知閾値よりも大きい場合に、及び、大きい場合のみに、心房事象が存在すると想定することができ、これらの実例は、連続していてもよいし、連続していなくてもよい。
【0041】
ピーク振幅を使用して、処理回路構成は、その後の心房事象を検出するために感知閾値を更新するように構成されてもよい。特に、処理回路構成は、下記の式に従って、平均閾値基準とパーセント比率とを使用して、感知閾値を更新するように構成されてもよい。
ＳＴ＝ＰＣ・ＡＴＲ（ｔ）
ここで、ＳＴは現在の感知閾値、ＰＣはパーセント比率、ＡＴＲ（ｔ）は、周期ｔについての現在の平均閾値基準である。パーセント比率は、例えば、０％～１００％の範囲にあってもよく、プログラム化することができる。
ＳＴ＝ＰＣ・ＡＴＲ（ｔ）
ここで、ＳＴは現在の感知閾値、ＰＣはパーセント比率、ＡＴＲ（ｔ）は、周期ｔについての現在の平均閾値基準である。パーセント比率は、例えば、０％～１００％の範囲にあってもよく、プログラム化することができる。
【0042】
平均閾値基準は、下記の式に従ってピーク振幅に基づいて計算及び更新され得る。
ＡＴＲ（ｔ）＝Ｗ・ＰＡ（ｔ－１）＋（１－Ｗ）・ＡＴＲ（ｔ－１）
ここで、Ｗは、前のピーク振幅に基づいて平均閾値基準がどれくらい変化すべきかを決定する更新重み（ｕｐｄａｔｅ ｗｅｉｇｈｔ）を示し、ＰＡ（ｔ－１）は、前の周期ｔ－１について決定されたピーク振幅であり、ＡＴＲ（ｔ－１）は、前の平均閾値基準である。
ＡＴＲ（ｔ）＝Ｗ・ＰＡ（ｔ－１）＋（１－Ｗ）・ＡＴＲ（ｔ－１）
ここで、Ｗは、前のピーク振幅に基づいて平均閾値基準がどれくらい変化すべきかを決定する更新重み（ｕｐｄａｔｅ ｗｅｉｇｈｔ）を示し、ＰＡ（ｔ－１）は、前の周期ｔ－１について決定されたピーク振幅であり、ＡＴＲ（ｔ－１）は、前の平均閾値基準である。
【0043】
したがって、実際の周期ｔについて、平均閾値基準は、その周期について決定されたピーク振幅に基づいて決定され、周期ｔ－１において予め有効な平均閾値に基づいて決定される。したがって、各周期について、平均閾値基準は更新され、新たに計算され、その結果、平均閾値基準は、各周期に基づいて動的に調整される。
【0044】
別の実施例では、平均閾値基準は、心房事象が検出された、事前定義された数の心周期、例えば、２～６の間の数の、例えば４つの心周期についてのピーク振幅の平均値として決定され得る。
【0045】
ピーク振幅は、（有効な）心房事象が検出された場合のみ決定される。心房事象が検出されない場合、ピーク振幅は決定されず、平均閾値基準は更新されない。この場合、周期は、見落とされた周期、すなわち、心房活動が感知されない周期としてカウントされる。
【0046】
一実施例では、処理回路構成は、センサ構成体を介して受信された信号から導出された第１の処理信号を処理するための第１の利得を有する第１の処理チャネルと、センサ構成体を介して受信された信号から導出された第２の処理信号を処理するための第２の利得を有する第２の処理チャネルとを備え、第２の利得は、第１の利得よりも高い。
【0047】
一般に、植込み型医療装置は、異なる処理信号を処理するように構成されてもよい。このような処理信号を得るために、センサ構成体が提供され、センサ構成体は、例えば、処理信号が導出される電気信号を受信するための１つ又は複数の電極を備える。本明細書における処理信号は、例えば、各々１つの電極対を使用してそれぞれ得ることができ、異なる処理信号を得るために、同じ電極対、又は異なる電極対が使用され得る。第１のケースでは、心臓内電位図などの単一の電気信号を得ることができ、そこから、異なる処理信号、すなわち第１の処理信号及び第２の処理信号が、別個の処理のために導出される。後者のケースでは、例えば、心室感知信号及び心房感知信号（すなわち、心房感知に最適化した感知を適用することによるもの）に関連する別個の電気信号を、そのような異なる電気信号から第１の処理信号及び第２の処理信号を導出するために受信することができ、異なる電気信号は、例えば、センサ構成体の異なる電極対を使用して受信される。
【0048】
一実施例では、異なる処理信号は、処理回路構成の異なる処理経路で処理される。このために、処理回路構成は、第１の処理信号を処理するための第１の処理チャネルを備え、第１の処理信号は、例えば、患者の心臓の心室内での植込み型医療装置の配置に応じて、第１の処理チャネルがかなり低い利得を呈し得るような大きさとなり得る、例えば、近接場（特に心室）感知信号に関連している。
【0049】
さらに、処理回路構成は、第２の処理信号を処理するための第２の処理チャネルを備え、この第２の処理信号は、例えば、心室内での植込み型医療装置の配置の場合に、植込み位置と信号の発生源との間の距離に応じて振幅が小さく成り得る遠隔場心房感知信号に関連し得る。第２の処理信号の確実な処理を可能にするために、第２の処理チャネルは、第１の処理チャネルの利得よりも高い利得を呈し、その結果、受信した信号内で心房活動に関連する特徴を適切に分析することができる。
【0050】
例えば、心室内での植込み型医療装置の配置のために、心房活動は遠隔場で生じるため、心房活動に由来するＰ波は、ＱＲＳ波及びＴ波に対して小さい振幅を示し得るので、（例えば通常の心室のＱＲＳ感知チャネルから得られる）通常の心室感知信号内の心房事象は、判別するのが難しい場合がある。このため、遠隔場活動に関連する信号部分は、第２の処理チャネル内の近接場活動に関連する信号とは別個に処理されてもよく、その結果、第２の処理チャネル内で、遠隔場事象がより高い信頼性及び向上したタイミング精度で検出され得る。
【0051】
一態様では、植込み型医療装置は、右心室又は左心室内に、完全に又は部分的に配置されることになる。
【0052】
一態様では、センサ構成体は、電極構成体によって形成され、電極構成体は、本体の先端の近傍に配置された第１の電極を備える。第１の電極は、植込み型医療装置が植え込まれた状態では心臓組織上に載置されることになり、その結果、第１の電極は、心臓組織内に刺激信号を注入して、例えば、ペーシング動作、特に心室ペーシングを誘発するのに有効な位置で心臓組織に接触することになる。
【0053】
一態様では、電極構成体は、本体の周囲に円周方向に延在する電極リングによって形成された第２の電極を備える。或いは、第２の電極は、例えば、本体上に形成されたパッチ又は別の導電性領域によって形成されてもよい。第２の電極は、本体の先端部から少し離れて、したがって、先端部に配置された第１の電極から少し離れて配置される。
【0054】
一実施例では、処理回路構成は、前記第１の処理信号として、第１の電極と第２の電極との間で感知された第１の信号を処理するように構成される。このような第１の信号は、第１の電極及び第２の電極から成る電極対の間で受信されることになる近接場ベクトルとして表すことができる。第１の電極及び第２の電極は、一実施例では、互いにかなり近接して配置され得るので、そのような電極対は主として、植込み型医療装置にごく接近して、すなわち、植込み型医療装置が心室内に植え込まれる場合に心室内の近接場領域内で、信号を受信するのに適している。第１の電極と第２の電極との間で受信された感知信号は、例えば、信号における近接場（例えば心室）事象を検出するための処理を行うための、第１の処理チャネルに提供される。
【0055】
一実施例では、本体は、先端部から離れた遠隔位置（例えばリードレス・ペースメーカ装置のハウジングの遠端部）を備え、電極構成体は、遠隔位置で本体上に配置された第３の電極を備える。第３の電極は、処理回路構成に動作可能に接続され、その結果、処理回路構成は、第３の電極を介して受信された信号を受信及び処理することが可能になる。
【0056】
一態様では、処理回路構成は、前記第２の処理信号として、第１の電極と第３の電極との間で感知された第２の信号を処理するように構成されている。第１の電極と第３の電極との間で生じるこのような第２の信号ベクトルを遠隔場ベクトルと呼ぶことができ、第１の電極及び第３の電極は、互いに対して、第１及び第２の電極よりも大きい距離を呈する。第２の信号は、植込み型医療装置が心室に配置される場合に、特に、遠隔場における事象、すなわち心房収縮を検出するように処理することができ、その結果、ペーシング刺激を注入する前の内因的な心房活動を第２の信号によって捕捉することができる。
【0057】
ペースメーカ装置の植込みの心室の位置に刺激を心房収縮に続いて適時に注入することによって、房室同期をもたらすために、第１の電極と第３の電極との間で感知される第２の信号を使用して、内因的な心房収縮を感知することができる。第２の信号は、検出された心房事象に基づいてペーシング動作を提供し、これにより、房室（ＡＶ）同期下での心室ペーシングを可能にする目的で、信号を処理し、信号から心房事象を検出するために、第２の処理チャネルに提供される。
【0058】
一実施例では、第２の処理チャネルは、第２の処理信号において、ある波部分と別の波部分とを区別するための処理段を備える。処理段は、特に、第２の処理信号に、バンドパス・フィルタリングと、第２の信号の一部をさらなる処理から除外するためのブランキング窓と、移動平均フィルタリングと、整流とのうちの少なくとも１つを適用するように構成することができる。処理段によって、特に、このような波部分は、例えば、心房事象を示す可能性のある、処理される信号内で分離及び／又は強調されることになる。植込み型医療装置が患者の心臓の心室内に配置される場合、遠隔場心房活動に関連する信号部分は、近接場心室活動に関連する信号部分よりもはるかに小さい振幅を有し得る。したがって、この処理は、遠隔場心房活動に関連する信号を含み得るこのような信号部分を識別するために、異なる信号部分を区別する役割を果たす。
【0059】
心臓内電位図において、例えばＰ波を分離するために、バンドパス・フィルタリングが適用されてもよく、したがって、Ｐ波に関連する波部分と、心室活動に由来するＱＲＳ波及びＴ波に特に関連する波部分とを区別することができる。或いは、又はさらに、第２の処理信号の特定の部分、すなわち、遠隔場心房活動以外の事象に由来する信号を含むこのような部分を無効にするためにブランキング法が適用されてもよい。このために、ブランキング窓は、遠隔場活動の対象ではなく、むしろ遠隔場活動の検出に干渉し得る信号部分を静止させるように機能する。したがって、ブランキング窓によって、遠隔場心房活動に関連しない信号のそのような部分は、処理から除外され、その結果、遠隔場活動に関連する（可能性の高い）これらの信号部分に処理が限定される。或いは、又はさらに、移動平均フィルタリング、有限差分、又は信号の整流などの他の方法が適用されてもよい。本明細書では、移動平均フィルタは、処理信号を平滑化するために使用することができる。整流は、信号の大きさが事前定義された閾値を上回る時点を識別するために、処理された信号を（単一の）閾値と容易に比較する役割を果たすことができる。
【0060】
一実施例では、第１の処理チャネルは、第１の信号における少なくとも１つの近接場事象を検出するための第１の検出段を備える。本明細書では、第２の処理チャネルの処理段は、第１の処理チャネルの第１の検出段によって検出された近接場（例えば心室）事象に基づいて、第２の信号の一部をさらなる処理から除外するためのブランキング窓の少なくとも１つの限度値を決定するように構成することができる。第１の処理チャネルは、近接場事象、すなわち、植え込まれた植込み型医療装置に密に近接した、例えば、植込み型医療装置が中に植え込まれた心室における活動に起因する事象を検出するために、処理信号をより低い利得で処理する役割を果たす。近接場事象はまた、第２の処理信号内でピック・アップされるので、近接場活動に関連するこのような信号部分、すなわち、心室内に植込み型医療装置を配置した場合のＱＲＳ波及びＴ波を無効にするのが有利である。ブランキング窓を正確に配置するために、例えば、心房事象と心室事象との間の一定のタイミングを判定するために、検出された近接場事象を考慮してもよい。検出された近接場事象から、遠隔場事象後に近接場事象がどの時間範囲で典型的に発生するかを判定することができ、その結果、開始時刻及び終了時刻によって規定されるブランキング窓は、近接場心室事象に関連する第２の処理信号のこのような部分を無効にするために適切に設定され得る。
【0061】
例えば、第２の高利得処理チャネル内の電力を節減するために、ブランキング窓の間、第２の処理チャネルは、少なくとも部分的にスイッチが切られてもよい。第２の処理チャネルは、例えば、第２の処理信号を増幅するための増幅段を備えていてもよく、増幅段は、ブランキング窓の時間間隔の間の増幅によって電力が消費されないように、ブランキング窓の期間中、スイッチが切られてもよい。
【0062】
遠隔場心房事象の検出は、ブランキング窓の外側の検出窓において行われる。本明細書では、検出窓は、前のブランキング窓の終了時に（直ちに）開始されてもよく、次のブランキング窓の開始時に終了してもよい。しかしながら、検出窓は、例えば、前のブランキング窓の終了後にいくらか時間遅延して開始されることも考えられる。ブランキング窓の終了と検出窓の開始との合間に、第２の処理チャネルが完全に機能できる状態であってもよく、関連付けられた第２の処理信号を処理してもよいが、遠隔場（心房）事象の検出は、検出窓の開始まで行われない。
【0063】
一実施例では、第２の処理チャネルは、第２の処理信号内における心房事象を検出するための第２の検出段を備える。第２の検出段は、第２の処理チャネルの処理段よりも論理的に後ろに配置することができ、その結果、第２の検出段は、第２の処理チャネルの処理段から処理された信号を受信する。本明細書における第２の検出段は、検出された心房事象のタイミングに関連する情報を出力するために、第２の処理信号において遠隔場心房事象を識別する役割を果たす。
【0064】
第２の処理チャネルの第２の検出段は、特に、第２の処理信号を感知閾値と比較することによって心房事象を検出するように構成され得る。第２の処理信号の大きさが感知閾値を上回る場合、遠隔場心房事象が存在すると結論付けることができる。本明細書における処理は、整流された信号に対して行われてもよく、これにより、整流された信号と比較され得る単一の閾値の適用が可能になる。しかしながら、例えば２つの閾値、すなわち正の閾値及び負の閾値を適用することによって、整流されていない信号において遠隔場心房事象を識別することも可能であり、正の信号部分が正の閾値を上回る場合、及び／又は負の信号部分（の大きさ）が負の閾値を上回る場合に、遠隔場心房事象が識別される。
【0065】
別の態様では、心臓内機能を提供するための植込み型医療装置を動作させるための方法は、植込み型医療装置の本体上に配置されたセンサ構成体を使用して、心臓感知信号を受信することと、センサ構成体を使用して受信された心臓感知信号を、センサ構成体に動作可能に接続された処理回路構成を使用して処理して、いくつかの心周期について、心臓感知信号と感知閾値との比較に基づいて、心房活動によって生じる心房事象を検出し、Ｙ１個の心周期のうちのＸ１個において心房事象が検出されていない場合に低減基準が満たされ、Ｘ１が１以上の自然数であり、Ｙ１がＸ１以上の自然数であるときに、低減基準が満たされているかどうかを評価し、低減基準が満たされた場合に、感知閾値を低減させることとを備える。
【0066】
装置のために上述した利点及び有利な実施例は、上記に言及されるような方法にも同様に適用することができる。
【0067】
本発明の様々な特徴及び利点は、以下の詳細な説明及び図面に示される実施例を参照して、より容易に理解され得る。
【図面の簡単な説明】
【0068】
【図1】植込み型装置がリードレス・ペースメーカ装置の形状で中に埋め込まれた状態のヒトの心臓の概略図である。
【図2】植込み型医療装置の概略図である。
【図3】植込み型医療装置の異なる電極間の信号ベクトルを示す、植込み型医療装置の概略図である。
【図4】植込み型医療装置の一実施例の処理回路構成の概略図である。
【図5A】処理回路構成の第１の処理チャネルによって処理された心臓内電位図（ＩＥＧＭ：ｉｎｔｒａｃａｒｄｉａｃ ｅｌｅｃｔｒｏｇｒａｍ）の形状の第１の処理信号を示す図である。
【図5B】処理回路構成の第２の処理チャネルによって処理された第２の処理信号を示す図である。
【図6】ピーク振幅及び低減基準に基づいていくつかの心周期にわたって適合された感知閾値の一実例を示す図である。
【図7】複数の心周期及び１つの低減基準の評価の概略図である。
【図8】概略図で、複数の心周期及び２つの低減基準の評価の一実例を示す図である。
【図9】リードを有する心臓内刺激装置の形状の植込み型医療装置が右心室内に植え込まれた、ヒトの心臓の概略図である。
【発明を実施するための形態】
【0069】
続いて、本発明の実施例について、図面を参照して詳細に説明する。図面においては、類似の参照番号は類似の構成要素を指し示す。
【0070】
実施例は、本発明を限定するものではなく、単に例示的な実例を表しているに過ぎないことに留意されたい。
【0071】
本発明では、心臓内機能、特に心室ペーシング、具体的にはいわゆるＶＤＤペーシングを提供する植込み型医療装置を提供することが提案される。
【0072】
図１は、右心房ＲＡ（ＲＡ：ｒｉｇｈｔ ａｔｒｉｕｍ）、右心室ＲＶ（ＲＶ：ｒｉｇｈｔ ｖｅｎｔｒｉｃｌｅ）、左心房ＬＡ（ＬＡ：ｌｅｆｔ ａｔｒｉｕｍ）、左心室ＬＶ（ＬＶ：ｌｅｆｔ ｖｅｎｔｒｉｃｌｅ）を備えるヒトの心臓を概略図で示しており、右心房ＲＡの壁にいわゆる洞房結節ＳＡＮ（ＳＡＮ：ｓｉｎｏａｔｒｉａｌ ｎｏｄｅ）が位置しており、洞房結節ＳＡＮは、心臓の電気伝導系を通って進み、その結果心臓を介して血液を送り出すために心臓を収縮させる電気インパルスを自発的に生成する能力を有する細胞群によって形成されている。房室結節ＡＶＮ（ＡＶＮ：ａｔｒｉｏｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ ｎｏｄｅ）は、心房と心室との間の電気伝導を調節する役割を果たし、冠状静脈洞の開口部付近の心房中隔の下部背面に位置している。房室結節ＡＶＮからは、いわゆるヒス束Ｈ（Ｈ：ＨＩＳ ｂｕｎｄｌｅ）が延びており、このヒス束Ｈは、電気伝導に特化した心筋細胞から成り、右心室ＲＶの周囲のいわゆる右脚ＲＢＢ（ＲＢＢ：ｒｉｇｈｔ ｂｕｎｄｌｅ ｂｒａｎｃｈ）を介して、及び、左心室ＬＶの周囲の左脚ＬＢＢ（ＬＢＢ：ｌｅｆｔ ｂｕｎｄｌｅ ｂｒａｎｃｈ）を介して、房室結節ＡＶＮからの電気インパルスを伝達するための電気伝導系の一部を形成する。
【0073】
房室結節ＡＶＮでのブロックの場合、心臓Ｈ（Ｈ：ｈｅａｒｔ）の内因的な電気伝導系が破壊されることがあり、これにより心室活動の内因的な刺激が不十分になる可能性がある、すなわち、右心室ＲＶ及び／又は左心室ＬＶの収縮が不十分又は不規則となる。このような場合、ペースメーカ装置による心室活動のペーシングが適用されてもよく、このようなペースメーカ装置は、心臓内組織、具体的には心筋Ｍ（Ｍ：ｍｙｏｃａｒｄｉｕｍ）内に刺激エネルギーを注入することによって、心室活動を刺激する。
【0074】
一実施例では、図１に概略的に示すように、リードレス心臓ペースメーカ装置の形状の植込み型医療装置１は、心室ペーシング動作のために提供され、リードレス・ペースメーカ装置は、リードレス・ペースメーカ装置のハウジングによって形成される本体１０を有する。
【0075】
別の実施例では、図９に示すように、植込み型医療装置１は、発電機１８と、植込み型医療装置１の本体１０を形成し、発電機１８から患者の静脈経由で心臓内へと延びる少なくとも１本のリードとを有する刺激装置であってもよい。
【0076】
一般的な植込み型医療装置は、それらが中に配置されている心室ＲＶ、ＬＶから電気信号を受信することによって心室活動を感知するように設計されているが、内因的な心房活動と同期したペーシングを心室において提供することによって、房室（ＡＶ）同期を実現するペーシング動作を提供するのが望ましい場合がある。ＶＤＤペーシング・モードとも表されるこのようなペーシング・モードについて、心室ペーシングを心房事象に基づいて行うために、心房活動を感知し、心房収縮に関連するこのような心房事象を識別することが必要である。
【0077】
ここで図２及び図３を参照すると、一実施例では、心臓内ペーシングを、特にＶＤＤペーシング・モードで提供するように構成されているリードレス・ペースメーカ装置の形状の植込み型医療装置１は、植込み型医療装置１を動作させるための電気及び電子構成要素を封入したハウジング１０を備える。特に、ハウジング１０内には、例えば、プログラマ・ワンドなどの外部装置と通信するための通信インターフェースも備える、処理回路構成１５が封入されている。さらに、ハウジング１０内には、バッテリの形状のエネルギー貯蔵部などの電気及び電子構成要素が閉じ込められている。ハウジング１０は、内部に受容された構成要素をカプセル化し、ハウジング１０は、例えば数センチメートルの長さを有する、例えば円筒形シャフトの形状を有する。
【0078】
植込み型医療装置１は、心臓内組織Ｍに直に植え込まれることになる。このために、植込み型医療装置１は、心臓内組織Ｍと係合して、植込み型医療装置１を植え込まれた状態で組織上に固定的に保持するために、先端部１００の領域内に、例えばニチノール製ワイヤの形状の固定装置１４を備える。
【0079】
図２及び図３の実施例における植込み型医療装置１は、リードを備えていないが、ハウジング１０上に配置されている電極構成体によって心臓活動に関連する信号を受信し、このような電極構成体によって刺激信号の発出も行う。図２及び図３の実施例では、植込み型医療装置１は、異なる電極１１、１２、１３を備えており、それらは、電極構成体を構成し、ペーシングを提供するためのペーシング信号を心臓内組織Ｍに向けて発出する、並びに、心臓内活動を示す、特に心房及び心室収縮を示す電気信号を感知する役割を果たす。
【0080】
本明細書では、第１の電極１１は、ペーシング電極として表されている。第１の電極１１は、ハウジング１０の先端部１００に配置され、心臓内組織Ｍと係合するように構成されている。
【0081】
本明細書では、第２の電極１２は、ペーシング・リングとして表されている。第２の電極１２は、第１の電極１１に対するカウンター電極の役割を果たし、第１の電極１１と第２の電極１２との間で生じる信号ベクトルＰは、心臓内組織Ｍに向かってペーシング信号を発出するためのペーシング・ベクトルＰ（Ｐ：ｐａｃｉｎｇ ｖｅｃｔｏｒ）を提供する。
【0082】
さらに、第２の電極１２は、特に心室収縮に関連する信号を感知するための感知電極の役割を果たし、第２の電極１２と第１の電極１１との間で信号ベクトルＶが生じ、信号ベクトルＶは、近接場ベクトルとして表される。
【0083】
第２の電極１２は、第１の電極１１から少し離れて配置され、例えば、ハウジング１０の周囲を円周方向に延在するリングの形状を有する。第２の電極１２は、例えば、第１の電極１１が配置されているハウジング１０の先端部１００から約１ｃｍの距離に配置される。
【0084】
植込み型医療装置１は、図２及び図３の実施例では、ハウジング１０の遠端部１０１に配置された第３の電極１３をさらに備え、第３の電極１３は、遠隔場における心臓活動を示す信号を感知するための感知電極の役割を果たす。特に、信号ベクトルＡは、第３の電極１３と第１の電極１１との間で生じ、信号ベクトルＡは、例えば、心房収縮を示す信号をピック・アップし、遠隔場ベクトルとして表される。
【0085】
電極１１、１２、１３は、処理回路構成１５と動作可能に接続しており、処理回路構成１５は、第１の電極１１及び第２の電極１２が、心室で刺激を提供するためのペーシング信号を発出するように構成されている。処理回路構成１５は、さらに、電極１１、１２、１３を介して受信された信号を処理して心臓活動、特に心房及び心室収縮を感知するように構成されている。
【0086】
植込み型医療装置１が、図９の実施例に示すように、発電機１８と、発電機１８から延在するリードとを備えている場合、例えば３つの電極１１、１２、１３を備える同様の電極構成体は、図９に示すように、右心室ＲＶ内に植え込まれて延在するリード上に配置され、その結果、上記電極構成体も、患者の心臓内に延在するリードを有する植込み型医療装置１の一実施例を適用する。この場合、処理回路構成１５は、発電機１８の一部であってもよく、リード上に配置された電極構成体に動作可能に接続されていてもよい。
【0087】
中に植込み型医療装置１が配置された心室においてペーシングを提供するために、特にＶＤＤモードでのペーシングを可能にするために、心房活動の感知は、房室（ＡＶ）同期を得るように心室におけるペーシングを時間設定するために、検出された心房感知マーカを提供するために必要とされる。このため、特に右心房ＲＡ（図１及び図９を参照）からの遠隔場信号は、右心室ＲＶにおける心臓内組織Ｍ上に植え込まれている植込み型医療装置１によって、右心室ＲＶにおける同期ペーシングを可能にするために感知される。
【0088】
ここで図４を参照すると、処理回路構成１５は、一実施例では、心室活動及び心房活動に関連する異なる処理信号を処理するための２つの処理チャネル１６、１７を備える。本明細書において、通常、心臓内電位図（ＩＥＧＭ）は、心室活動（特にＱＲＳ波）と、心房活動（特にＰ波）に関連する信号部分とを含むが、心房活動に関連する信号部分は、遠隔場信号源から生じ、したがって、近接場における、すなわち、植え込まれた植込み型医療装置１のごく近くで生じる心室活動に関連する信号部分よりもはるかに目立たず、且つ、はるかに小さい振幅を有する。このため、２つの処理チャネル１６、１７は、異なる利得Ｇ１、Ｇ２と関連付けられており、第１の処理チャネル１６は、かなり低い利得Ｇ１で心室事象を識別するように第１の処理信号を処理する役割を果たし、第２の処理チャネル１７は、大幅に高い利得Ｇ２で心房事象を識別するように第２の処理信号を処理するように構成されている。
【0089】
特に、第１の処理チャネル１６は、電極１１、１２、１３から成る電極構成体に接続されており、第１の処理チャネル１６は、電極１１、１２を介して受信された信号（図２及び図３では近接場ベクトルＶ）を特に感知及び処理するように構成される。第１の処理チャネル１６は、利得Ｇ１を有する第１の増幅段１６１と、増幅段１６１に続いて、第１の処理チャネル１６内で処理された第１の処理信号から心室感知マーカＶｘを識別するように構成される検出段１６２とを備える。
【0090】
第２の処理チャネル１７は、電極１１、１２、１３から成る電極構成体に同様に接続されており、第２の処理チャネル１７は、特に、図２及び図３に示すように、遠隔場ベクトルＡを介して、すなわち、ハウジング１０の先端部１００及び遠端部１０１に配置された電極１１、１３の間で感知された信号を処理するように構成されてもよい。第２の処理チャネル１７は、第２の利得Ｇ２を有する第２の増幅段１７１を備え、第２の増幅段１７１には、処理段１７２及び第２の検出段１７３が続いている。
【0091】
処理段１７２は、増幅後の第２の処理信号を事前処理する役割を果たす。次いで、検出段１７３は、第２の処理信号内の心房事象を識別するために、処理された信号を評価及び分析する役割を果たし、その後、第２の処理チャネル１７は、処理された信号において検出された心房事象を示す心房感知マーカＡｓを出力する。
【0092】
さらに、処理回路構成１５は、第１の処理チャネル１６及び第２の処理チャネル１７から受信したタイミング情報を使用して、ペーシング・タイミング、特に房室同期ペーシングを実現するためのＶＤＤタイミングを提供するタイミング段１７４を備える。
【0093】
心房事象を識別及び分析するために、第２の処理チャネル１７の利得Ｇ２は、第１の処理チャネル１６の利得Ｇ１よりも（大幅に）高い。これによって、一般に、心房事象に関連する信号部分を分析することが可能になるが、心房事象に関連するこのような信号部分を、他の信号部分、特に近接場における心室事象に関連して、したがって、遠隔場における心房事象に由来する信号部分よりもはるかに強い信号部分から判別することが必要になる。
【0094】
処理段１７２内では、例えば、バンドパス・フィルタリングと、ウィンドウイング（例えば部分的ブランキング）と、移動平均フィルタリングによる平滑化と、整流とが行われ得る。Ｐ波欠損を増強させながら、非ゼロ・ベースラインを除去するために、一次又は二次差分を適用してもよい。
【0095】
図５Ａ及び図５Ｂは、異なる処理チャネル１６、１７で処理される信号Ｓ１、Ｓ２の実例を示しており、上部の図５Ａは、第１の処理チャネル１６によって処理される信号Ｓ１を示し、下部の図５Ｂは、第２の処理チャネル１７によって処理される信号Ｓ２を示す。処理の結果、心室事象Ｖｘ及び心房事象Ａｓは識別され、対応するマーカが出力される。
【0096】
図５Ｂから明らかなように、心房事象Ａｓの感知は、心室活動に潜在的に関連する可能性のある信号Ｓ２の信号部分を無効にするためのブランキング窓Ｔｂｌａｎｋを特に採用するウィンドウイング・スキームを使用する。
【0097】
特に、第１の処理チャネル１６内の心室事象Ｖｘの検出によって、心房事象Ａｓと心室事象Ｖｘとの間のタイミングが判定され得る。このようなタイミングに従って、ブランキング窓Ｔｂｌａｎｋの開始点及び終了点を設定することができ、したがって、心房活動に関連しない信号部分を処理から除外することができる。心室活動に関連する信号部分が心房事象の検出に干渉できないように、強力な心室信号をこのようにして抑制することができる。
【0098】
ブランキング窓Ｔｂｌａｎｋの間、第２の処理チャネル１７は、オフにすることができる。特に、第２の処理チャネル１７の増幅段１７１は、電力を節約するために、スイッチを切ってもよい。
【0099】
一般に、心房事象の検出は、ブランキング窓Ｔｂｌａｎｋの外で行われる。本明細書では、心房事象を検出するための検出窓Ｔｓｅｎｓｅは、前のブランキング窓Ｔｂｌａｎｋの終了時に開始されてもよい。或いは、検出窓Ｔｓｅｎｓｅは、図５Ｂの実施例に示すように、前のブランキング窓Ｔｂｌａｎｋの終わりに対して遅延する可能性があり、その結果、第２の処理チャネル１７内での信号処理は、前のブランキング窓Ｔｂｌａｎｋの終了時に開始されるが、心房事象の検出は、特定の遅延の後にのみ開始される。
【0100】
一般に、感知窓Ｔｓｅｎｓｅにおいて、図５Ｂに示すように、信号Ｓ２が感知閾値ＳＴ（ＳＴ：ｓｅｎｓｅ ｔｈｒｅｓｈｏｌｄ）と交差する場合に、心房事象Ａｓが存在すると想定される。感知信号Ｓ２の整流に基づいて、比較が行われてもよい。或いは、正及び負の感知閾値ＳＴが使用されてもよく、それらは同じ値を有していてもよく、又は、それらの値は異なっていてもよい。本明細書では、閾値交差は、１つの信号値が感知閾値ＳＴよりも大きい場合に想定することができる。或いは、事前定義された数の信号値が、感知閾値ＳＴ、例えば、２つ以上の連続したサンプル値よりも大きい場合、感知閾値ＳＴの交差が想定される。
【0101】
一般に、心房事象Ａｓが検出される場合、図５Ｂの第２の心周期の場合と同様に、心房事象Ａｓは、特に、感知閾値ＳＴを更新するため、及び、房室同期ペーシングを実現するために、さらなる処理用に使用される。
【0102】
特に、心房事象Ａｓは、感知閾値ＳＴの交差が識別された時点としてみなされる。心房事象Ａｓの時点で、ピーク検出窓ＰＤＷ（ＰＤＷ：ｐｅａｋ ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ ｗｉｎｄｏｗ）は開始され、そのピーク検出窓ＰＤＷの間に記録されたデータに基づいて、ピーク振幅ＰＡ（ＰＡ：ｐｅａｋ ａｍｐｌｉｔｕｄｅ）は、ピーク検出窓ＰＤＷ内の最大信号値として決定される。これは、第２の周期について図５Ｂで右に示されている。
【0103】
また、心房事象Ａｓの検出の場合、房室遅延ＡＶＤ（ＡＶＤ：ａｔｒｉａｌ－ｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ ｄｅｌａｙ）が判定され、その後の処理に使用されてもよい。房室遅延ＡＶＤの経過後に心室事象Ｖｘが検出されない場合、心室刺激を引き起こすためにペーシング信号を注入することができる。
【0104】
ピーク振幅ＰＡは、一実施例では、感知閾値ＳＴを更新するために使用されてもよい。特に、処理回路構成１５は、下記の式に従って、平均閾値基準とパーセント比率とを使用して、感知閾値ＳＴを更新するように構成されてもよい。
ＳＴ＝ＰＣ・ＡＴＲ（ｔ）
ここで、ＳＴは現在の感知閾値、ＰＣはパーセント比率、ＡＴＲ（ｔ）は、現在の周期ｔについての平均閾値基準である。パーセント比率は、例えば、０％～１００％の範囲にあってもよい。
ＳＴ＝ＰＣ・ＡＴＲ（ｔ）
ここで、ＳＴは現在の感知閾値、ＰＣはパーセント比率、ＡＴＲ（ｔ）は、現在の周期ｔについての平均閾値基準である。パーセント比率は、例えば、０％～１００％の範囲にあってもよい。
【0105】
平均閾値基準は、いくつかの前の心周期の平均値に基づいて決定することができ、その心周期において、心房事象が識別され、対応するピーク振幅値が得られる。この場合の平均閾値基準は、例えば、前の心周期におけるピーク振幅値の平均値として決定され得る。
【0106】
別の実施例では、平均閾値基準は、下記の式に従ってピーク振幅ＰＡに基づいて計算され得る。
ＡＴＲ（ｔ）＝Ｗ・ＰＡ（ｔ－１）＋（１－Ｗ）・ＡＴＲ（ｔ－１）
ここで、Ｗは、前のピーク振幅に基づいて平均閾値基準がどれくらい変化すべきかを決定する更新重みを示し、ＰＡ（ｔ－１）は、前の周期ｔ－１について決定されたピーク振幅であり、ＡＴＲ（ｔ－１）は、前の平均閾値基準である。
ＡＴＲ（ｔ）＝Ｗ・ＰＡ（ｔ－１）＋（１－Ｗ）・ＡＴＲ（ｔ－１）
ここで、Ｗは、前のピーク振幅に基づいて平均閾値基準がどれくらい変化すべきかを決定する更新重みを示し、ＰＡ（ｔ－１）は、前の周期ｔ－１について決定されたピーク振幅であり、ＡＴＲ（ｔ－１）は、前の平均閾値基準である。
【0107】
したがって、実際の周期ｔについて、平均閾値基準は、その周期ｔについて決定されたピーク振幅に基づいて決定され、周期ｔ－１において予め有効な平均閾値に基づいて決定される。したがって、心房事象Ａｓが検出される各周期について、平均閾値基準は、更新及び新たに計算され、その結果、平均閾値基準は、各周期に基づいて動的に調整される。
【0108】
（有効な）心房事象が検出されない場合、ピーク振幅ＰＡは決定されず、平均閾値基準ＡＴＲは更新されない。このようにして、心房事象Ａｓの誤検出が、感知閾値ＳＴの偽増加及びその後の心房活動の捕捉喪失を引き起こし得ることが回避される。これは、図５Ａ及び図５Ｂに示すような第１の心周期の場合であり、感知閾値ＳＴの交差は検出されず、それに対応して心房事象は識別されない。
【0109】
感知閾値ＳＴは、一般に、前の心周期において検出された心房事象Ａｓのピーク振幅値ＰＡに基づいて設定される。それに対応して、前の心周期のピーク振幅値に応じて、感知閾値ＳＴを動的に上昇又は低下させることができる。
【0110】
しかしながら、これは心房事象Ａｓが検出された場合にのみ適用される。心房事象Ａｓが心周期で検出されない場合、ピーク振幅ＰＡは決定されず、上記方式スキームに基づく感知閾値の動的な調整は行われない。しかしながら、心房事象Ａｓを確実に検出し、心房事象Ａｓを可能な限り多くの周期で得るために心房事象Ａｓの安定した確実な捕捉を得たいという一般的な要望があるので、かなりの数の心房信号の見落としがある場合に、心房活動に関連する信号の再捕捉をするために対策が講じられるべきである。心周期における１つ又は複数の心房事象Ａｓの見落としは、感知閾値ＳＴが高すぎることを示し、したがって、心房活動を再捕捉するために低下させるべきであることを示し得る。
【0111】
このため、１つ又は複数の低減基準に基づいて、かなりの数の心房事象Ａｓが心周期について見落とされていることが判明した場合、段階的な減衰手順において感知閾値ＳＴを動的に調整することが提案される。これらの低減基準は、「Ｙ個のうちのＸ個という基準」として定式化される。Ｙ個の心周期のうちのＸ個において心房事象Ａｓが検出されない場合、低減基準は、それに対応して満たされる。
【0112】
本明細書における低減基準は、短期基準及び長期基準を含むことができる。
【0113】
短期基準では、例えば、Ｙ１個の心周期のうちのＸ１個において、心房事象Ａｓが検出されていないかどうかを評価することができる。この場合、短期基準は真であると想定され、感知閾値ＳＴは適切な方法で調整される。本明細書におけるＸ１及びＹ１は自然数であり、ここで、Ｘ１は０よりも大きく、Ｙ１はＸ１以上である。本明細書の短期基準内では、ごく最近の心周期において、かなりの数の心房事象Ａｓが見落とされているかどうかがチェックされる。Ｙ１は、それに対応して、例えば、１～４の間の値をとることができ、Ｘ１は、１～Ｙ１の間の値と想定することができる。
【0114】
例えば、Ｙ１は２に等しくてもよく、Ｘは１又は２に等しくてもよい。したがって、２つの以前の心周期のうちの１つにおいて、心房事象が見落とされているかどうか、又は、２つの以前の心周期のうちの２つが見落とされているかどうかがチェックされる。
【0115】
長期基準では、例えば、Ｙ２個の心周期のうちのＸ２個において、心房事象Ａｓが検出されていないかどうかを評価することができる。この場合、長期基準は、真であると想定され、感知閾値ＳＴは適切な方法で調整される。Ｘ２及びＹ２は自然数であり、ここで、Ｙ２はＹ１よりも大きく、例えば、４～１６の間の値を有することができ、Ｘ２はＸ１よりも大きく、Ｙ２以下であり、例えば、３～１５の間の値を有することができる。
【0116】
例えば、Ｙ２は８に等しくてもよく、Ｘ２は５に等しくてもよい。したがって、８つの以前の心周期のうちの５つにおいて、心房事象Ａｓが見落とされているかどうかがチェックされる。
【0117】
短期低減基準に対応する第１の低減基準が満たされる場合、第１の低減係数が適用されてもよい。或いは、又はさらに、長期低減基準に対応する第２の低減基準が満たされる場合、第２の低減係数が適用されてもよく、第２の低減係数は、第１の低減係数よりも強い低減を引き起こすことができる。
【0118】
本明細書において、一実施例では、第２の低減基準が満たされる場合、第２の低減係数のみが適用される。
【0119】
第１の低減係数及び第２の低減係数は、両方ともパーセント値であってもよい。低減係数は、例えば５～１０％の間、例えば６．２５％のステップでプログラム化できる。各低減係数は、０～１００％の値をとることができ、第２の低減係数は、一般に第１の低減係数よりも強い低減を引き起こすことができる。
【0120】
各低減係数は、各低減基準が現在の心周期について満たされる場合に適用される。さらに、複数の連続した心周期について、各低減基準が繰り返し満たされた場合、低減係数に加えて、追加のステップ係数が、感知閾値をさらに低減するように適用され得る。
【0121】
これは、図６に示される。
【0122】
一般に、低減基準が満たされない場合、感知閾値ＳＴは、事前定義された通常のパーセント比率ＰＣ（ＰＣ：ｐｅｒｃｅｎｔａｇｅ ｒａｔｉｏ）を適用することによって、（前の心周期のピーク振幅値ＰＡに基づいて計算された）平均閾値基準ＡＴＲ（ＡＴＲ：ａｖｅｒａｇｅ ｔｈｒｅｓｈｏｌｄ ｒｅｆｅｒｅｎｃｅ）に基づいて計算され、パーセント比率は、例えば、４０％～１００％の間、例えば８０％の値を有する。パーセント比率ＰＣは係数として適用され、したがって、感知閾値ＳＴは、ＰＣ×ＡＴＲの値をとる。
【0123】
心周期ｉでは、例えば短期低減基準に対応する第１の低減基準が満たされていることが判明した場合、感知閾値ＳＴは、第１の低減係数Ｌ１によって低減される。第１の低減係数Ｌ１は、例えば、有効な平均閾値基準ＡＴＲに適用され、その結果、感知閾値ＳＴは例えば、Ｌ１×平均閾値基準ＡＴＲの現在の値として計算される。
【0124】
事前定義された数の複数の連続した周期において、第１の低減基準が満たされる場合、追加の段階的な減衰は、現在有効な感知閾値ＳＴにステップ係数Ｌ１１を掛けることによって適用することができ、ステップ係数Ｌ１１は、図６に示すように、繰り返し適用することができる。ステップ係数Ｌ１１は、２つの連続した周期において、低減基準が満たされる場合に適用することができる。ステップ係数Ｌ１１は、図６の周期ｉ＋ａに示すように、２以上の連続した周期において、低減基準が満たされる場合にのみ、代替的に適用することができる。
【0125】
心周期ｉ＋ｂにおいて、心房事象が検出され、第１の低減基準がもはや満たされない場合、平均閾値基準ＡＴＲは、現在決定されたピーク振幅ＰＡに従って調整され、ステップ係数Ｌ１１を元に戻すことによって、及び、平均閾値基準ＡＴＲに低減係数Ｌ１を適用することのみによって、感知閾値ＳＴが決定される。
【0126】
周期ｉ＋ｃにおいて、再び、事前定義された数の連続した周期について第１の低減基準が満たされることが判明した場合、ステップ係数Ｌ１１は、感知閾値ＳＴを低減させるために再び適用される。
【0127】
心周期ｉ＋ｄにおいて、（潜在的に、第１の低減基準に加えて）第２の低減基準も満たされ、その場合、第２の低減基準に関連付けられた低減係数Ｌ２は、感知閾値ＳＴを計算するために適用される。第２の低減係数Ｌ２によって、図６から明らかなように、感知閾値ＳＴの低減が強調される。
【0128】
心周期ｉ＋ｅにおいて、事前定義された数の連続した周期について第２の低減基準が満たされることが判明し、その結果、第２の低減基準に関連付けられた追加のステップ係数Ｌ２１が、感知閾値ＳＴをさらに低減させるために適用される。
【0129】
本明細書では、図６から明らかなように、感知閾値ＳＴは、下限絶対閾値ＬＡＴ（ＬＡＴ：ｌｏｗｅｒ ａｂｓｏｌｕｔｅ ｔｈｒｅｓｈｏｌｄ）を超えて低減させることはできず、下限絶対閾値は、感知閾値ＳＴの下限として機能し、したがって、感知閾値ＳＴの絶対最小値を表す。
【0130】
心周期ｉ＋ｆにおいて、心房事象が検出され、それに対応して、平均閾値基準ＡＴＲが調整され、ステップ係数Ｌ２１が元に戻され、その結果、感知閾値ＳＴは、第２の低減基準に関連付けられた低減係数Ｌ２のみを絶対閾値基準ＡＴＲに適用することによって決定される。
【0131】
心周期ｉ＋ｇにおいて、第２の低減基準がもはや真ではなく、心房事象が検出され、それに対応して、平均閾値基準ＡＴＲが増加し、感知閾値ＳＴが、第１の低減基準に関連付けられた低減係数Ｌ１のみを適用することによって計算される。
【0132】
心周期ｉ＋ｈにおいて、第１の低減基準ももはや満たされず、心房事象が検出され、それに対応して、平均閾値基準ＡＴＲが調整され、感知閾値ＳＴが、通常動作を示すパーセント比率ＰＣのみを適用することによって計算される。
【0133】
図７は、Ｙ個のうちのＸ個という基準として定式化された単一の低減基準に基づく感知閾値ＳＴの調整の一実例を示し、Ｘ及びＹは２に等しい。したがって、２つの心周期のうちの２つにおいて、心房事象Ａｓが検出されていないかどうかが評価される。
【0134】
図７に示す実例では（及び図８の実例でも同様に）、１列目において、心周期が番号付けされている。２列目には、検出された心房事象Ａｓ及び心室事象Ｖｘが示されている。心房事象Ａｓが検出されない場合、これは、×印で示される。また、検出が行われた場合、現在の周期において測定されたＰ波についてのピーク振幅値（ＰＡ）が示される。
【0135】
図示の実例では、低減基準は、心周期ｉ～ｉ＋３において満たされていない。しかしながら、心周期ｉ＋４では、現在及び前の心周期において心房事象が検出されなかったことが判明し、それに対応して、「２つのうちの２つ」の低減基準が満たされる。したがって、第１の低減基準に関連する低減係数Ｌ１が適用され、感知閾値ＳＴが、現在有効な平均閾値基準値ＡＴＲ（７．５）に低減係数Ｌ１（０．４５）を掛けることによって計算される。したがって、周期ｉ＋５についての閾値ＳＴは、３．４の値をとる。
【0136】
次に続く心周期ｉ＋５、ｉ＋６では、低減基準は満たされず、したがって、感知閾値ＳＴは、通常のパーセント比率ＰＣ（０．８）に基づいて再び計算される。しかしながら、心周期ｉ＋７では、低減基準は再び満たされ、低減係数Ｌ１が、次の周期ｉ＋８についての感知閾値ＳＴを計算するために適用される。
【0137】
図示の一実例では、平均閾値基準ＡＴＲは、ＡＴＲ（ｉ＋１）＝Ｗ＊ＰＡ（ｉ）＋（１－Ｗ）＊ＡＴＲ（ｉ）として計算され、ここで、更新重みＷは０．５である。
【0138】
図８に示す別の実例では、２つの低減基準が適用される。第１の基準は、短期基準であり、２つの心周期のうちの１つにおいて、心房事象Ａｓが検出される場合に満たされる（図８の６列目）。第２の低減基準は、長期基準であり、８つのうちの５つの心周期において、心房事象Ａｓが検出されていない場合に満たされる（図８の７列目）。
【0139】
図８の実例では、低減基準は、心周期ｉ～ｉ＋２において満たされておらず、それに対応して、感知閾値ＳＴは、通常のパーセント比率ＰＣ（０．８）を適用することによって計算される。第１の低減基準は、心周期ｉ＋３及びｉ＋４において満たされ、それに対応して、第１の低減基準に関連する低減係数Ｌ１（０．６）が感知閾値ＳＴを計算するために適用される。心周期ｉ＋５では、再び、低減基準は満たされておらず、したがって、通常のパーセント比率ＰＣが適用される。心周期ｉ＋６～ｉ＋８では、第１の低減基準は満たされ、それに対応して、第１の低減係数Ｌ１は、感知閾値ＳＴを計算するために適用される。次いで、心周期ｉ＋９では、第２の低減基準も満たされ、第２の低減基準に対応する低減係数Ｌ２（０．４）は、感知閾値ＳＴを計算するために適用される。第２の低減基準はまた、心周期ｉ＋１０において満たされるのに対し、心周期ｉ＋１１において、再び低減基準は満たされない。
【0140】
見落とされた心房事象Ａｓの場合に、感知閾値ＳＴを段階的に低減させるために、段階的な減衰方式で感知閾値ＳＴを調整することによって、特に、かなりの数の心周期において、心房事象が検出されていない場合には、感知閾値ＳＴを適切に低減させることによって、確実な心房捕捉を得ることができる。
【0141】
第２の処理チャネル１７によって出力される心房感知マーカＡｓを使用して、心室同期ペーシングは実現され得る。このために、検出された心房感知マーカＡｓに続いて、心房感知マーカＡｓの後に事前定義された時間遅延窓内で、（第１の処理チャネル１６によって出力される）内因的な心室感知マーカＶｘが生じるかどうかを検出することができ、この場合、刺激は必要とされない。心室感知マーカＶｘが検出されない場合、刺激パルスを発出して、心室における同期ペーシングを引き起こすことができる。
【0142】
逆に、非同期ペーシングを実行することもできる。
【0143】
植込み型医療装置によって受信された遠隔場電気信号を利用して、遠隔場事象、特に、植込み型医療装置が心室内に植え込まれる場合の心房事象の優れた検出を提供することができる。電気信号を使用すること及び評価することによる遠隔場事象のトラッキングによって、特に、姿勢及び患者活動などの外的要因に対する、一貫性及び信頼性の向上が可能になり得る。
【符号の説明】
【0144】
１ 植込み型医療装置（リードレス・ペースメーカ装置）
１０ 本体（ハウジング）
１００ 先端部
１０１ 遠端部
１１ 第１の電極（ペーシング電極）
１２ 第２の電極（ペーシング・リング）
１３ 第３の電極
１４ 固定装置
１５ 処理回路構成
１６ 第１の処理チャネル
１６１ 増幅段
１６２ 検出段
１７ 第２の処理チャネル
１７１ 増幅段
１７２ 処理段
１７３ 検出段
１７４ タイミング段
１８ 発電機
Ａ 心房ベクトル
Ａｓ 心房事象
ＡＶＤ 房室遅延
ＡＶＮ 房室結節
Ｇ１、Ｇ２ 利得
Ｈ ヒス束
ｉ 心周期
Ｌ１、Ｌ２ 低減係数（％）
Ｌ１１、Ｌ２１ ステップ係数（％）
ＬＡ 左心房
ＬＡＴ 下限絶対閾値
ＬＢＢ 左脚
ＬＶ 左心室
Ｍ 心臓内組織（心筋）
Ｐ ペーシング・ベクトル
ＰＡ ピーク振幅
ＰＤＷ ピーク検出窓
ＲＡ 右心房
ＲＢＢ 右脚
ＲＶ 右心室
Ｓ１、Ｓ２ 信号
ＳＡＮ 洞房結節
ＳＴ 感知閾値
Ｔｂｌａｎｋ ブランキング窓
Ｔｓｅｎｓｅ 検出窓
Ｖ 心室ベクトル
Ｖｘ 心室事象
１０ 本体（ハウジング）
１００ 先端部
１０１ 遠端部
１１ 第１の電極（ペーシング電極）
１２ 第２の電極（ペーシング・リング）
１３ 第３の電極
１４ 固定装置
１５ 処理回路構成
１６ 第１の処理チャネル
１６１ 増幅段
１６２ 検出段
１７ 第２の処理チャネル
１７１ 増幅段
１７２ 処理段
１７３ 検出段
１７４ タイミング段
１８ 発電機
Ａ 心房ベクトル
Ａｓ 心房事象
ＡＶＤ 房室遅延
ＡＶＮ 房室結節
Ｇ１、Ｇ２ 利得
Ｈ ヒス束
ｉ 心周期
Ｌ１、Ｌ２ 低減係数（％）
Ｌ１１、Ｌ２１ ステップ係数（％）
ＬＡ 左心房
ＬＡＴ 下限絶対閾値
ＬＢＢ 左脚
ＬＶ 左心室
Ｍ 心臓内組織（心筋）
Ｐ ペーシング・ベクトル
ＰＡ ピーク振幅
ＰＤＷ ピーク検出窓
ＲＡ 右心房
ＲＢＢ 右脚
ＲＶ 右心室
Ｓ１、Ｓ２ 信号
ＳＡＮ 洞房結節
ＳＴ 感知閾値
Ｔｂｌａｎｋ ブランキング窓
Ｔｓｅｎｓｅ 検出窓
Ｖ 心室ベクトル
Ｖｘ 心室事象
【図1】
【図2】
【図3】
【図4】
【図5A】
【図5B】
【図6】
【図7】
【図8】
【図9】
【国際調査報告】