JP6719024B2 - 活動レベルペーシングのための植込み型医療装置 - Google Patents

Description

本開示は、概して、患者にペーシング療法を送達するためのシステム、装置、及び方法に関し、より詳細には、患者の活動レベルに基づいてペーシング療法を調節するためのシステム、装置、及び方法に関する。

ペーシング器具は、十分な量の血液を患者の体に届けるという心臓の能力を低下させる、様々な心臓の状態を患っている患者の治療に使用できる。これらの心臓状態は、急速な、不規則な、及び／又は非効率的な心臓収縮を招く可能性がある。これらの状態のいくつかを軽減するのを補助するために、様々な装置（例えば、ペースメーカ、除細動器など）を患者の体内に植込むことができる。そのような装置は、心臓がより正常で効率的かつ／又は安全な態様で動作するのを補助するために、心臓への電気的刺激を監視し提供することができる。場合によっては、そのような装置は、送達されるペーシング療法を患者の活動レベルに基づいて調節してもよく、これは時に心拍応答ペーシング（ｒａｔｅ ｒｅｓｐｏｎｓｉｖｅ ｐａｃｉｎｇ）と呼ばれる。

本開示は、概して、患者にペーシング療法を送達するためのシステム、装置、及び方法に関し、より詳細には、患者の活動レベルに基づいてペーシング療法を調節するためのシステム、装置、及び方法に関する。

例示的な実施形態では、患者に植込み可能な植込み型医療装置（ＩＭＤ）は、運動センサを含む２つ以上のセンサと、その２つ以上のセンサに動作可能に結合されたコントローラとを備え得る。コントローラは、センサの１つ又は複数を使用して複数の心拍を同定することができ、複数の心拍のそれぞれは、心収縮期及び心拡張期を有する。コントローラは、複数の心拍のうちの２つ以上の心拍のそれぞれを、内発的に開始された心拍又はペーシングで開始された心拍として識別し、較正時間枠を同定することができる。較正時間枠の間、コントローラは、Ｎ個の内発的に開始された心拍の収縮期中に運動センサを使用してＩＭＤの運動レベルを同定することにより基準内発的運動レベルを同定してもよく、ここで、Ｎは２よりも大きく、また、Ｎ個のペーシングで開始された心拍の収縮期中に運動センサを使用してＩＭＤの運動レベルを同定することにより基準ペーシング運動レベルを同定してもよく、ここで、Ｎは２よりも大きい。次に、コントローラは、基準内発的運動レベル及び基準ペーシング運動レベルに少なくとも部分的に基づいてオフセットを決定することができる。較正時間枠の後、ペーシングで開始された心拍の直後に続く内発的に開始された心拍について、コントローラは、内発的に開始された心拍の心収縮期中に運動センサを使用してＩＭＤの運動レベルを同定し、オフセットを適用し得る。そして、適用されたオフセットと共に同定されたＩＭＤの運動レベルを、直前のペーシングで開始された心拍について同定されたＩＭＤの運動レベルと比較し、その比較に少なくとも部分的に基づいて患者の運動レベルを同定し得る。同定された患者の運動レベルに少なくとも部分的に基づいて、コントローラはペーシングレートパラメータを設定し得る。

第１の例示的な実施形態に加えて、あるいはこれに代えて、較正時間枠の後、内発的に開始された心拍の直後に続くペーシングで開始された心拍について、コントローラは、ペーシングで開始された心拍の心収縮期中に運動センサを使用してＩＭＤの運動レベルを同定し、オフセットを適用し得る。そして、適用されたオフセットと共に同定されたＩＭＤの運動レベルを、直前の内発的に開始された心拍について同定されたＩＭＤの運動レベルと比較し、その比較に少なくとも部分的に基づいて患者の運動レベルを同定し得る。

これに加えて、あるいはこれに代えて、第１の例示的実施形態に関する上記実施形態のいずれにおいても、較正時間枠の後、内発的に開始された心拍の直後に続く内発的に開始された心拍について、コントローラは、内発的に開始された心拍の心収縮期中に運動センサを使用してＩＭＤの運動レベルを同定し、同定されたＩＭＤの運動レベルを、１つ又は複数の以前の内発的に開始された心拍について同定されたＩＭＤの運動レベルと比較し、その比較に少なくとも部分的に基づいて患者の運動レベルを同定してもよい。

これに加えて、あるいはこれに代えて、第１の例示的実施形態に関する上記実施形態のいずれにおいても、較正時間枠の後、ペーシングで開始された心拍の直後に続くペーシングで開始された心拍について、コントローラは、ペーシングで開始された心拍の心収縮期中に運動センサを使用してＩＭＤの運動レベルを同定し、同定されたＩＭＤの運動レベルを、１つ又は複数の以前のペーシングで開始された心拍について同定されたＩＭＤの運動レベルと比較し、その比較に少なくとも部分的に基づいて患者の運動レベルを同定してもよい。

これに加えて、あるいはこれに代えて、第１の例示的実施形態に関する上記実施形態のいずれにおいても、Ｎ個の内発的に開始された心拍は、Ｎ個の連続した内発的に開始された心拍であり得る。

これに加えて、あるいはこれに代えて、第１の例示的実施形態に関する上記実施形態のいずれにおいても、Ｎ個のペーシングで開始された心拍は、Ｎ個の連続したペーシングで開始された心拍であり得る。

これに加えて、あるいはこれに代えて、第１の例示的実施形態に関する上記実施形態のいずれにおいても、較正時間枠は、患者の活動が低いと予想される時間枠であり得る。
これに加えて、あるいはこれに代えて、第１の例示的実施形態に関する上記実施形態のいずれにおいても、患者の特定の姿勢がＩＭＤによって検出された後に較正時間枠を開始することができる。

これに加えて、あるいはこれに代えて、第１の例示的実施形態に関する上記実施形態のいずれにおいても、ＩＭＤはＮ個の異なる姿勢の各々を検出してもよく、ここでＮは２よりも大きく、コントローラはＮ個の異なる姿勢ごとに較正時間枠を同定してもよい。各較正時間枠の間に、コントローラは、Ｎ個の内発的に開始された心拍の心収縮期中に運動センサを使用してＩＭＤの運動レベルを同定することによって、対応する姿勢の基準内発的運動レベルを同定することができ、ここでＮは２よりも大きい。コントローラはまた、Ｎ個のペーシングで開始された心拍の心収縮期中に運動センサを使用してＩＭＤの運動レベルを同定することによって、対応する姿勢の基準ペーシング運動レベルを同定することができ、ここでＮは２よりも大きい。対応する姿勢に対応する基準内発的運動レベル及び対応する姿勢に対応する基準ペーシング運動レベルに少なくとも部分的に基づいて、コントローラは、Ｎ個の異なる姿勢のそれぞれについてオフセットを決定し得る。Ｎ個の異なる姿勢のそれぞれについての較正時間枠の後、コントローラは、患者の現在の姿勢をＮ個の異なる姿勢のうちの１つとして同定することができる。ペーシングで開始された心拍の直後に続く内発的に開始された心拍について、コントローラは、内発的に開始された心拍の心収縮期中に運動センサを使用してＩＭＤの運動レベルを同定し、現在の姿勢に対応するオフセットを適用し、適用された現在の姿勢に対応するオフセットと共に同定されたＩＭＤの運動レベルを、直前のペーシングで開始された心拍について同定されたＩＭＤの運動レベルと比較し、その比較に少なくとも部分的に基づいて患者の運動レベルを同定し得る。内発的に開始された心拍の直後に続くペーシングで開始された心拍について、コントローラは、ペーシングで開始された心拍の心収縮期中に運動センサを使用してＩＭＤの運動レベルを同定し、現在の姿勢に対応するオフセットを適用し、適用された現在の姿勢に対応するオフセットと共に同定されたＩＭＤの運動レベルを、直前の内発的に開始された心拍について同定されたＩＭＤの運動レベルと比較し、その比較に少なくとも部分的に基づいて患者の運動レベルを同定し得る。

これに加えて、あるいはこれに代えて、第１の例示的実施形態に関する上記実施形態のいずれにおいても、較正時間枠は特定の時刻に開始される。
これに加えて、あるいはこれに代えて、第１の例示的実施形態に関する上記実施形態のいずれにおいても、患者の運動レベルが少なくとも所定の期間にわたって閾値を下回った後に較正時間枠が開始される。

これに加えて、あるいはこれに代えて、第１の例示的実施形態に関する上記実施形態のいずれにおいても、較正時間枠の間、コントローラは、患者の現在の内発的心拍数を上回るペーシングレートで患者の心臓をペーシングし得る。また、患者の現在の内発的心拍数を上回るペーシングレートで患者の心臓をペーシングしている間、Ｎ個のペーシングで開始された心拍の心収縮期中に運動センサを使用してＩＭＤの運動レベルを同定することによって基準ペーシング運動レベルを同定してもよく、ここでＮは２よりも大きい。

別の例示的な実施形態では、患者の心臓内に植込まれた運動センサを使用して患者の活動レベルを同定する方法は、１つ又は複数のセンサを使用して複数の心拍を同定する工程であって、前記複数の心拍のそれぞれは、心収縮期及び心拡張期を有する工程、前記複数の心拍の２つ以上を、それぞれ内発的に開始された心拍又はペーシングで開始された心拍として識別する工程、及び較正時間枠を同定する工程を含み得る。較正時間枠の間、本方法は、Ｎ個の内発的に開始された心拍の心収縮期中に運動センサを使用してＩＭＤの運動レベルを同定することによって基準内発的運動レベルを同定する工程であって、Ｎは２よりも大きい工程と、Ｎ個のペーシングで開始された心拍の心収縮期中に運動センサを使用してＩＭＤの運動レベルを同定することによって基準ペーシング運動レベルを同定する工程であって、Ｎは２よりも大きい工程とを含み得る。本方法は、基準内発的運動レベル及び基準ペーシング運動レベルに少なくとも部分的に基づいて、オフセットを決定する工程をさらに含み得る。較正時間枠の後、ペーシングで開始された心拍の直後に続く内発的に開始された心拍について、内発的に開始された心拍の心収縮期中に運動センサを使用してＩＭＤの運動レベルを同定しオフセットを適用する工程、適用されたオフセットと共に同定されたＩＭＤの運動レベルを、直前のペーシングで開始された心拍について同定されたＩＭＤの運動レベルと比較する工程、及びその比較に少なくとも部分的に基づいて患者の運動レベルを同定する工程を含み得る。

これに加えて、あるいはこれに代えて、第２の例示的な実施形態は、同定された患者の運動レベルに少なくとも部分的に基づいて、ペーシングレートパラメータを設定する工程をさらに含み得る。

第２の例示的実施形態に関する上記実施形態のいずれかに加えて、あるいはこれに代えて、較正時間枠の後、内発的に開始された心拍の直後に続くペーシングで開始された心拍について、本方法は、ペーシングで開始された心拍の心収縮期中に運動センサを使用してＩＭＤの運動レベルを同定しオフセットを適用する工程、適用されたオフセットと共に同定されたＩＭＤの運動レベルを、直前の内発的に開始された心拍について同定されたＩＭＤの運動レベルと比較する工程、及びその比較に少なくとも部分的に基づいて患者の運動レベルを同定する工程をさらに含み得る。

第２の例示的実施形態に関する上記実施形態のいずれかに加えて、あるいはこれに代えて、較正時間枠の後、内発的に開始された心拍の直後に続く内発的に開始された心拍について、本方法は、内発的に開始された心拍の心収縮期中に運動センサを使用してＩＭＤの運動レベルを同定する工程、同定されたＩＭＤの運動レベルを、１つ又は複数の以前の内発的に開始された心拍について同定されたＩＭＤの運動レベルと比較する工程、及びその比較に少なくとも部分的に基づいて患者の運動レベルを同定する工程をさらに含み得る。較正時間枠の後、ペーシングで開始された心拍の直後に続くペーシングで開始された心拍について、本方法は、ペーシングで開始された心拍の心収縮期中に運動センサを使用してＩＭＤの運動レベルを同定する工程、同定されたＩＭＤの運動レベルを、１つ又は複数の以前のペーシングで開始された心拍について同定されたＩＭＤの運動レベルと比較する工程、及びその比較に少なくとも部分的に基づいて患者の運動レベルを同定する工程をさらに含み得る。

第２の例示的実施形態に関する上記実施形態のいずれかに加えて、あるいはこれに代えて、Ｎ個の内発的に開始された心拍はＮ個の連続した内発的に開始された心拍であり、Ｎ個のペーシングで開始された心拍はＮ個の連続したペーシングで開始された心拍であり得る。

別の例示的な実施形態では、患者の心臓内に植込み可能なリードレス心臓ペースメーカ（ＬＣＰ）は、ハウジングと、ハウジングに対して固定された２つ以上の電極と、ハウジングの内側に配置された加速度センサと、ハウジングの内側に配置され、前記２つ以上の電極及び加速度センサに動作可能に結合された回路とを含み得る。前記２つ以上の電極は、患者の心臓の電気信号を検知するように構成されている。回路は、前記電極の２つ以上を使用して複数の心拍を同定することができ、複数の心拍のそれぞれは、心収縮期及び心拡張期を有する。回路はまた、前記複数の心拍のうちの２つ以上の心拍のそれぞれを、内発的に開始された心拍又はペーシングで開始された心拍として識別し、較正時間枠を同定することができる。較正時間枠の間、回路は、Ｎ個（Ｎは２よりも大きい）の内発的に開始された心拍の心収縮期中に加速度センサを使用してＬＣＰの運動レベルを同定することにより、基準内発的運動レベルを同定し、また、Ｎ個（Ｎは２よりも大きい）のペーシングで開始された心拍の心収縮期中に加速度センサを使用してＬＣＰの運動レベルを同定することにより、基準ペーシング運動レベルを同定することができる。基準内発的運動レベル及び基準ペーシング運動レベルに少なくとも部分的に基づいて、回路はオフセットを同定し得る。較正時間枠の後、ペーシングで開始された心拍の直後に続く内発的に開始された心拍について、回路は、内発的に開始された心拍の心収縮期中に加速度センサを使用してＬＣＰの運動レベルを同定してオフセットを適用し、適用されたオフセットと共に同定されたＬＣＰの運動レベルを、直前のペーシングで開始された心拍について同定されたＬＣＰの運動レベルと比較し、その比較に少なくとも部分的に基づいて患者の運動レベルを同定してもよい。較正時間枠の後、内発的に開始された心拍の直後に続くペーシングで開始された心拍について、回路は、ペーシングで開始された心拍の心収縮期中に加速度センサを使用してＬＣＰの運動レベルを同定してオフセットを適用し、適用されたオフセットと共に同定されたＬＣＰの運動レベルを、直前の内発的に開始された心拍について同定されたＬＣＰの運動レベルと比較し、その比較に少なくとも部分的に基づいて患者の運動レベルを同定してもよい。較正時間枠の後、内発的に開始された心拍の直後に続く内発的に開始された心拍について、回路は、内発的に開始された心拍の心収縮期中に加速度センサを使用してＬＣＰの運動レベルを同定し、同定されたＬＣＰの運動レベルを、１つ又は複数の以前の内発的に開始された心拍について同定されたＬＣＰの運動レベルと比較し、その比較に少なくとも部分的に基づいて患者の運動レベルを同定してもよい。較正時間枠の後、ペーシングで開始された心拍の直後に続くペーシングで開始された心拍について、回路は、ペーシングで開始された心拍の心収縮期中に加速度センサを使用してＬＣＰの運動レベルを同定し、同定されたＬＣＰの運動レベルを、１つ又は複数の以前のペーシングで開始された心拍について同定されたＬＣＰの運動レベルと比較し、その比較に少なくとも部分的に基づいて患者の運動レベルを同定してもよい。同定された患者の運動レベルに少なくとも部分的に基づいて、回路はペーシングレートパラメータを設定してもよい。

第３の例示的な実施形態に加えて、あるいはこれに代えて、Ｎ個の内発的に開始された心拍はＮ個の連続した内発的に開始された心拍であり、Ｎ個のペーシングで開始された心拍はＮ個の連続したペーシングで開始された心拍であり得る。

第３の例示的実施形態に関する上記実施形態のいずれかに加えて、あるいはこれに代えて、較正時間枠は、患者の活動が低いと予想される時間枠であり得る。
上記の概要は、本開示の各実施形態やあらゆる実施を説明することを意図したものではない。添付の図面と併せて以下の説明及び特許請求の範囲を参照することにより、本開示はより完全に理解され、利点や実施についても明らかになるであろう。

本開示は、添付の図面に関連して以下の様々な例示的実施形態の説明を考慮することで、より完全に理解されるであろう。

本開示の一実施形態による例示的なリードレス心臓ペースメーカ（ＬＣＰ）の概略ブロック図である。 図１のＬＣＰと共に使用することができる別の例示的な医療装置の概略ブロック図である。 互いに通信する複数のＬＣＰ及び／又は他のデバイスを含む例示的な医療システムの概略図である。 本開示の別の実施形態による、ＬＣＰと別の医療装置とを含むシステムの概略図である。 内発的に開始された心拍及びペーシングで開始された心拍の両方の、心臓電気信号及び例示的な運動センサ信号の出力波形を示すグラフを示す。 ＬＣＰのペーシングレートパラメータを設定するための例示的な技法の概略的な流れ図である。 ＬＣＰのペーシングレートパラメータを設定するための例示的な技法の概略的な流れ図である。 心拍数範囲分類を利用してＬＣＰのペーシングレートパラメータを設定するための例示的な技法の概略的な流れ図である。 オフセットを利用してＬＣＰのペーシングレートパラメータを設定するための例示的な技法の概略的な流れ図である。 較正枠を利用してＬＣＰのペーシングレートパラメータを設定するための例示的な技法の概略的な流れ図である。 複数の心拍についての例示的な平均生加速度センサデータのグラフを示す。 複数の心拍についての例示的な平均生加速度センサデータのグラフを示す。 複数の心拍についての例示的な平均生加速度センサデータのグラフを示す。

本開示は様々な変更例及び代替形態に適しているが、その詳細は図中の実施形態によって示され、詳細に説明される。しかしながら、本開示の態様を記載された特定の例示的な実施形態に限定することを意図していないことを理解されたい。むしろ、本開示の趣旨及び範囲内に含まれる全ての変更例、均等物、及び代替例を網羅することが意図されている。

以下の説明は、図面を参照しながら読まれるべきであり、図面において、異なる図面における同様の要素には、同じ番号が付されている。説明及び図面（必ずしも縮尺通りではない）は例示的な実施形態を示しており、本開示の範囲を限定することを意図していない。

本開示は、患者の運動レベルに従ってペーシングパルスの送達を修正するためのシステム、装置、及び方法を説明する。例えば、本開示の装置は、患者の運動レベルを決定するように構成され得る。次いで、装置は、決定された運動レベルに従ってペーシングパルスの送達速度を調節することができる。一例として、装置は、患者の運動が多い期間におけるペーシングパルスの送達速度に対して、患者の運動が少ない期間におけるペーシングパルスの送達速度を遅くすることができる。

図１は、心臓上又は心臓の腔内に植込まれて、生理学的信号及びパラメータを検知し、１種以上の電気刺激療法を患者の心臓に送達するように動作することができる例示的なリードレス心臓ペースメーカ（ＬＣＰ）などの植込み型医療装置（ＩＭＤ）の概念的概略ブロック図である。例示的な電気刺激療法には、徐脈ペーシング、心拍応答ペーシング療法、心臓再同期療法（ＣＲＴ）、抗頻拍ペーシング（ＡＴＰ）療法などが含まれる。開示された概念は、他のＩＭＤ及び／又はリードを有するペースメーカ、除細動器、及び／又は他の植込み型もしくは非植込み型装置を含むがこれらに限定されない他の装置においても実施され得る。

図１に見られるように、ＬＣＰ１００は、全ての構成要素がＬＣＰ１００内に収容されるか又は直接ハウジング１２０上に収容されるコンパクトな装置であり得る。場合によっては、ＬＣＰ１００は、通信モジュール１０２、パルス発生器モジュール１０４、電気的検知モジュール１０６（例えば、１つ又は複数の電気センサを含む）、機械的検知モジュール１０８（例えば、１つ又は複数の機械的センサを含む）、処理モジュール１１０（例えば、メモリ及び１つ又は複数のプロセッサを含むコントローラ）、エネルギ貯蔵モジュール１１２、及び電極１１４、１１４’を含み得る。回路を介して、電極１１４、１１４’は、通信モジュール１０２、パルス発生器モジュール１０４、電気的検知モジュール１０６、機械的検知モジュール１０８、処理モジュール１１０、及び／又はエネルギ貯蔵モジュール１１２の一部とされてもよく、かつ／又はそれらと通信（例えば、動作可能に結合）してもよい。

図１に示すように、ＬＣＰ１００は電極１１４を含むことができ、電極１１４はハウジング１２０に対して固定されてもよく、ＬＣＰ１００の周囲の組織及び／又は血液に電気的に露出させることができる。電極１１４は、一般に、ＬＣＰ１００への及び／又はＬＣＰ１００からの、ならびに周囲の組織及び／又は血液への及び／又はそれらからの電気信号を伝達することができる。そのような電気信号には、いくつか例を挙げると、通信信号、電気刺激パルス、及び内発性心臓電気信号が含まれる。内発性心臓電気信号は、心臓によって生成された電気信号を含み得、心電図（ＥＣＧ）によって表すことができる。電極は、複数の心拍のそれぞれを検知することができるセンサと見なすことができる。

電極１１４は、人体内への植込みに対して安全であることが知られている種々の金属や合金などの１つ又は複数の生体適合性導電材料を含むことができる。場合によっては、電極１１４は一般にＬＣＰ１００のいずれかの端部に配置されてもよく、モジュール１０２、１０４、１０６、１０８、及び１１０のうちの１つ又は複数と電気通信してもよい。電極１１４（例えば、２つ以上の電極１１４）がハウジング１２０に直接固定されている実施形態では、絶縁材料が電極１１４を隣接する電極、ハウジング１２０、及び／又はＬＣＰ１００の他の部分から電気的に絶縁してもよい。場合によっては、電極１１４の一部又は全部をハウジング１２０から離間させ、接続ワイヤを介してハウジング１２０及び／又はＬＣＰ１００の他の構成要素に接続することができる。そのような場合には、電極１１４は、ハウジング１２０から外側へ延びるテール（図示略）上に配置することができる。

図１に示すように、いくつかの実施形態では、ＬＣＰ１００は電極１１４’を含み得る。電極１１４’は、電極１１４に追加されてもよく、又は電極１１４のうちの１つ又は複数と置換されてもよい。電極１１４’は、電極１１４’がＬＣＰ１００の側面に配置されることを除いて電極１１４と同様であり得る。場合によっては、電極１１４’により、ＬＣＰ１００が通信信号及び／又は電気刺激パルスを送達し、かつ／又は内発性心臓電気信号、通信信号、及び／又は電気刺激パルスを検知するための電極の数を増やすことができる。

電極１１４及び／又は１１４’は、任意の様々なサイズ及び／又は形状をとることができ、また、任意の様々な間隔で離間させることができる。例えば、電極１１４は２〜２０ミリメートル（ｍｍ）の外径を有することができる。他の実施形態では、電極１１４及び／又は１１４’は、２、３、５、７ミリメートル（ｍｍ）の直径、又は任意の他の適切な直径、寸法及び／又は形状を有し得る。電極１１４及び／又は１１４’の例示的な長さには、例えば、１、３、５、１０ミリメートル（ｍｍ）、又は任意の他の適切な長さが含まれる。本明細書で使用されるとき、長さは、ハウジング１２０の外面から延びる電極１１４及び／又は１１４’の寸法である。場合によっては、電極１１４及び／又は１１４’の少なくともいくつかは、２０、３０、４０、５０ミリメートル（ｍｍ）の距離、又は他の任意の適切な間隔で互いに離間していてもよい。単一の装置の電極１１４及び／又は１１４’は互いに異なるサイズを有してもよく、装置上の電極の間隔及び／又は長さは均一であってもなくてもよい。

示されている実施形態では、通信モジュール１０２は、電極１１４及び／又は１１４’に電気的に結合され得、センサ、プログラマ、他の医療装置などの他のデバイスと通信するために患者の組織に通信パルスを送達するように構成され得る。本明細書で使用されるとき、通信信号は、それ自体で、又は１つ又は複数の他の変調信号と共に、別のデバイスに情報を伝達する任意の変調信号であり得る。いくつかの実施形態では、通信信号は、心臓の捕捉をもたらさないが依然として情報を伝達する閾値以下の信号に限定され得る。通信信号は、患者の体の外部又は内部のいずれかに配置されている他のデバイスに送達されてもよい。いくつかの例では、通信は様々な時間量で分離された別個の通信パルスの形をとることができる。これらの場合のいくつかにおいて、連続するパルス間のタイミングが情報を伝達し得る。通信モジュール１０２はさらに、患者の体の外部又は内部に配置され得る他のデバイスによって送達される通信信号を検知するように構成され得る。

通信モジュール１０２は、１つ又は複数の所望の機能を達成するのを補助するために通信することができる。いくつかの例示的な機能は、検知したデータを送達すること、不整脈などの事象の発生を決定するために通信データを使用すること、電気刺激療法の送達を調節すること、及び／又は他の機能を含む。場合によっては、ＬＣＰ１００は、生情報、処理された情報、メッセージ及び／又はコマンド、及び／又は他のデータを通信するために通信信号を使用することができる。生情報は、検知された電気信号（例えば検知されたＥＣＧ）、センサの組合せから集められた信号などのような情報を含み得る。いくつかの実施形態では、処理された情報は、１つ又は複数の信号処理技術を使用してフィルタリングされた信号を含み得る。処理された情報はまた、ＬＣＰ１００及び／又は別のデバイスによって決定されるパラメータ及び／又は事象、例えば、決定された心拍数、決定された心拍のタイミング、決定された他の事象のタイミング、閾値交差の決定、監視時間の期限切れ、加速度センサ信号、活動レベルパラメータ、血中酸素パラメータ、血圧パラメータ、心音パラメータなどを含み得る。メッセージ及び／又はコマンドは、他のデバイスに動作を指示する命令など、送信デバイスの緊急動作の通知、受信デバイスからの読み出し要求、受信デバイスへのデータの書き込み要求、情報メッセージ、及び／又は他のメッセージコマンドを含み得る。

少なくともいくつかの実施形態では、通信モジュール１０２（又はＬＣＰ１００）は、通信モジュール１０２が通信パルスを送達するいずれかの電極１１４及び／又は１１４’を選択するために、電極１１４及び／又は１１４’のうちの１つ又は複数を通信モジュール１０２に選択的に接続するスイッチング回路をさらに含み得る。通信モジュール１０２は、伝達された信号、無線周波数（ＲＦ）信号、光信号、音響信号、誘導結合、及び／又は任意の他の適切な通信方法を介して他のデバイスと通信し得ると考えられる。

通信モジュール１０２が電気通信信号を生成する場合、通信モジュール１０２は、通信信号を生成し送達するのを補助するために１つ又は複数のコンデンサ素子及び／又は他の電荷蓄積デバイスを含むことができる。示されている実施形態では、通信モジュール１０２は、エネルギ貯蔵モジュール１１２に貯蔵されているエネルギを使用して通信信号を生成することができる。少なくともいくつかの例では、通信モジュール１０２は、エネルギ貯蔵モジュール１１２に接続されたスイッチング回路を含み、スイッチング回路と共に、エネルギ貯蔵モジュール１１２を１つ又は複数の電極１１４／１１４’に接続して通信信号を生成することができる。

図１に示すように、パルス発生器モジュール１０４は、電極１１４及び／又は１１４’のうちの１つ又は複数に電気的に接続されてもよい。パルス発生器モジュール１０４は、電気刺激パルスを生成し、１つ又は複数の電気刺激療法を達成するために、１つ又は複数の電極１１４及び／又は１１４’を介して患者の組織に電気刺激パルスを送達するように構成され得る。本明細書で使用される電気刺激パルスには、任意の種類の疾患又は異常を治療する目的で患者の組織に送達され得る任意の電気信号が包含されるものとする。例えば、心臓病を治療するために使用されるとき、パルス発生器モジュール１０４は、患者の心臓を捕捉するために、すなわち供給された電気刺激パルスに応答して心臓を収縮させるために電気刺激ペーシングパルスを生成し得る。これらの場合のいくつかにおいて、ＬＣＰ１００は、例えば心拍適合ペーシング（ｒａｔｅ ａｄａｐｔｉｖｅ ｐａｃｉｎｇ）において、パルス発生器モジュール１０４が電気刺激パルスを生成する頻度を変化させることができる。他の実施形態では、電気刺激パルスには、心臓が細動から脱し、又は正常な心拍リズムになるように心臓にショックを与えるための除細動／カルディオバージョンパルスが含まれる。さらに他の実施形態では、電気刺激パルスには抗頻拍ペーシング（ＡＴＰ）パルスが含まれる。これらは単なる例であることを理解されたい。他の症状の処置に使用されるとき、パルス発生器モジュール１０４は、神経刺激療法などに適した電気刺激パルスを生成することができる。

パルス発生器モジュール１０４は、適切な電気刺激パルスを生成し送達するのを補助するために、１つ又は複数のコンデンサ要素及び／又は他の電荷蓄積デバイスを含み得る。少なくともいくつかの実施形態では、パルス発生器モジュール１０４はエネルギ貯蔵モジュール１１２に貯蔵されたエネルギを使用して電気刺激パルスを生成することができる。いくつかの特定の実施形態では、パルス発生器モジュール１０４は、エネルギ貯蔵モジュール１１２に接続されたスイッチング回路であって、電気刺激パルスを生成するためにエネルギ貯蔵モジュール１１２を１つ又は複数の電極１１４／１１４’に接続するスイッチング回路を含み得る。

ＬＣＰ１００は、電気的検知モジュール１０６を含み得る。電気的検知モジュール１０６は、電極１１４及び／又は１１４’から電気的検知モジュール１０６に伝導される内発性心臓電気信号を検知するように構成され得る。例えば、電気的検知モジュール１０６は、１つ又は複数の電極１１４及び／又は１１４’に電気的に接続されてもよく、電気的検知モジュール１０６は、電極１１４及び／又は１１４’から伝導される心臓電気信号を、センサ増幅器などを介して受信するように構成されてもよい。いくつかの実施形態では、心臓電気信号は、ＬＣＰ１００が植込まれている腔からの局所情報を表し得る。例えば、ＬＣＰ１００が心臓の心室内に植込まれる場合、電極１１４及び／又は１１４’からＬＣＰ１００によって検知された心臓電気信号は心室の心臓電気信号を表し得る。電気的検知モジュール１０６は、場合によっては、複数の心拍のそれぞれを、内発的に開始された心拍又はペーシングで開始された心拍として識別するように構成されてもよい。

さらに、ＬＣＰ１００は、機械的検知モジュール１０８を含み得る。機械的検知モジュール１０８は、２軸又は３軸加速度センサといった多軸加速度センサを含む加速度センサ、２軸又は３軸ジャイロスコープといった多軸ジャイロスコープを含むジャイロスコープ、血圧センサ、心音センサ、圧電センサ、血中酸素センサ、及び／又は、心臓及び／又は患者の１つ又は複数の生理学的パラメータを測定する他のセンサなどの様々なセンサを含んでもよいし、それらのセンサに電気的に接続されてもよい。機械的検知モジュール１０８は、存在するとき、様々な生理学的パラメータを示す信号をセンサから集めることができる。

電気的検知モジュール１０６及び機械的検知モジュール１０８は両方とも処理モジュール１１０に接続されてもよく、検知された心臓電気信号及び／又は生理学的信号を表す信号を処理モジュール１１０に供給してもよい。図１に関しては別個の検知モジュールとして記載されているが、いくつかの実施形態では、電気的検知モジュール１０６と機械的検知モジュール１０８とを組み合わせて単一のモジュールとしてもよい。少なくともいくつかの例では、ＬＣＰ１００は、電気的検知モジュール１０６及び機械的検知モジュール１０８のうちの一方のみを含み得る。場合によっては、処理モジュール１１０、電気的検知モジュール１０６、機械的検知モジュール１０８、通信モジュール１０２、パルス発生器モジュール１０４及び／又はエネルギ貯蔵モジュールの任意の組み合わせを、ＬＣＰ１００のコントローラと見なすことができる。

処理モジュール１１０は、ＬＣＰ１００の動作を指示するように構成されてもよく、いくつかの実施形態では、コントローラと称され得る。例えば、処理モジュール１１０は、電気的検知モジュール１０６から心臓電気信号を、かつ／又は機械的検知モジュール１０８から生理学的信号を受信するように構成され得る。受信した信号に基づいて、処理モジュール１１０は例えば、患者の活動レベルに基づきペーシングレートを調節し得る（例えば、心拍適合ペーシング）。その場合、処理モジュール１１０は、（例えば、代謝要求の増加による）心拍数の増加の必要性を示す可能性のある患者の１つ又は複数の生理学的パラメータを監視し、パルス発生器モジュール１０４が電気刺激パルスを生成する頻度を高めてもよい。ＬＣＰ１００の機械的検知モジュール１０８の運動センサ（例えば加速度センサ）を使用して患者の活動レベルを決定することは困難であり得る。その理由は、運動センサによって検出される運動は、患者の活動レベルだけでなく、鼓動している心臓の運動も含むためである。図６〜１０は、ＬＣＰ内の運動センサ（例えば加速度センサ）を使用して心拍応答ペーシングを補助するための例示的な方法を説明する。

場合によっては、処理モジュール１１０は、不整脈の発生及び種類の決定、ならびにＬＣＰ１００が外れてしまったかどうかなどの他の決定を実行し得る。処理モジュール１１０はさらに通信モジュール１０２から情報を受信してもよい。いくつかの実施形態では、処理モジュール１１０はさらにそのような受信情報を使用して、不整脈の発生及び種類の決定、及び／又はＬＣＰ１００が外れてしまったかどうかなどの他の決定を実行してもよい。さらにいくつかの追加の実施形態では、例えば受信情報が電気的検知モジュール１０６及び／又は機械的検知モジュール１０８から受信した信号よりも正確であると考えられる場合、あるいは、電気的検知モジュール１０６及び／又は機械的検知モジュール１０８が無効にされているか又はＬＣＰ１００から省かれている場合、ＬＣＰ１００はその受信情報を、電気的検知モジュール１０６及び／又は機械的検知モジュール１０８から受信した信号の代わりに使用し得る。

不整脈の発生を決定した後、処理モジュール１１０は、決定された不整脈を治療するために１つ又は複数の電気刺激療法に従って電気刺激パルスを生成するようにパルス発生器モジュール１０４を制御することができる。例えば、処理モジュール１１０は、パルス発生器モジュール１０４を制御して、１つ又は複数の電気刺激療法を達成するために、様々なパラメータを用いて異なるシーケンスでペーシングパルスを生成することができる。一例として、徐脈ペーシング治療を送達するようにパルス発生器モジュール１０４を制御する際に、処理モジュール１１０は、患者の心臓が所定の閾値を下回らないようにするのを補助するため、一定の間隔で患者の心臓を捕捉するように設定されたペーシングパルスを送達するようにパルス発生器モジュール１０４を制御し得る。

ＡＴＰ治療では、処理モジュール１１０は、内発性心臓電気信号に応答してではなく送達されたペーシングパルスに応答して心臓を鼓動させるために、患者の内発性心拍数よりも速い速度でペーシングパルスを送達するようにパルス発生器モジュール１０４を制御し得る。心臓がペーシングパルスに従ったら、処理モジュール１１０はパルス発生器モジュール１０４を制御して送達されるペーシングパルスの速度をより安全なレベルまで下げることができる。心臓再同期療法（ＣＲＴ）では、処理モジュール１１０は、心臓をより効率的に収縮させるために他のデバイスと協調してペーシングパルスを送達するようにパルス発生器モジュール１０４を制御することができる。パルス発生器モジュール１０４が除細動／カルディオバージョン治療のための除細動及び／又はカルディオバージョンパルスを生成することができる場合、処理モジュール１１０はそのような除細動及び／又はカルディオバージョンパルスを生成するようにパルス発生器モジュール１０４を制御し得る。場合によっては、処理モジュール１１０は、上記の例とは異なる電気刺激療法を提供する電気刺激パルスを生成するように、パルス発生器モジュール１０４を制御することができる。

異なる種類の電気刺激パルスを異なるシーケンスで生成するようにパルス発生器モジュール１０４を制御することとは別に、いくつかの実施形態では、処理モジュール１１０はまた、様々なパルスパラメータを有する様々な電気刺激パルスを生成するようにパルス発生器モジュール１０４を制御することができる。例えば、各電気刺激パルスはパルス幅及びパルス振幅を有し得る。処理モジュール１１０は、特定のパルス幅及びパルス振幅を有する様々な電気刺激パルスを生成するようにパルス発生器モジュール１０４を制御することができる。例えば、電気刺激パルスが心臓を効果的に捕捉していない場合、処理モジュール１１０はパルス発生器モジュール１０４に電気刺激パルスのパルス幅及び／又はパルス振幅を調節させることができる。様々な電気刺激パルスの特定のパラメータのそのような制御は、ＬＣＰ１００が電気刺激療法のより効果的な送達を提供するのを補助し得る。

いくつかの実施形態では、処理モジュール１１０は、さらに通信モジュール１０２を制御して他のデバイスに情報を送ることができる。例えば、処理モジュール１１０は、デバイスのシステムの他のデバイスと通信するための１つ又は複数の通信信号を生成するように通信モジュール１０２を制御することができる。例えば、処理モジュール１１０は、特定のパルスシーケンスであって、各特定のシーケンスが異なる情報を伝えるパルスシーケンスで通信信号を生成するように通信モジュール１０２を制御することができる。通信モジュール１０２はまた、処理モジュール１１０による潜在的な動作についての通信信号を受信することができる。

さらなる実施形態では、処理モジュール１１０がスイッチング回路を制御することにより、通信モジュール１０２及びパルス発生器モジュール１０４が通信信号及び／又は電気刺激パルスを患者の組織に送達し得る。上述のように、通信モジュール１０２及びパルス発生器モジュール１０４の両方は、１つ又は複数の電極１１４及び／又は１１４’を通信モジュール１０２及び／又はパルス発生器モジュール１０４に接続するための回路を含み得るため、それらのモジュールは、通信信号及び電気刺激パルスを患者の組織に送達することができる。通信モジュール１０２及び／又はパルス発生器モジュール１０４が通信信号及び電気刺激パルスを送達するための１つ又は複数の電極の特定の組み合わせは、通信信号の受信及び／又は電気刺激パルスの有効性に影響を及ぼし得る。通信モジュール１０２及びパルス発生器モジュール１０４のそれぞれがスイッチング回路を含み得ると説明したが、いくつかの実施形態では、ＬＣＰ１００は、通信モジュール１０２、パルス発生器モジュール１０４、ならびに電極１１４及び／又は１１４’に接続された単一のスイッチングモジュールを有してもよい。そのような実施形態では、処理モジュール１１０は、必要に応じてモジュール１０２／１０４と電極１１４／１１４’とを接続するようにスイッチングモジュールを制御することができる。

いくつかの実施形態では、処理モジュール１１０は、超大規模集積（ＶＬＳＩ）チップ又は特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）などの予めプログラムされたチップを含み得る。そのような実施形態では、ＬＣＰ１００の動作を制御するために、チップに制御ロジックを予めプログラムすることができる。予めプログラムされたチップを使用することによって、処理モジュール１１０は基本的機能を維持しつつ、他のプログラマブル回路よりも使用電力を少なくできるため、ＬＣＰ１００のバッテリ寿命を延ばすことが可能となる。他の例では、処理モジュール１１０はプログラマブルマイクロプロセッサなどを含み得る。そのようなプログラマブルマイクロプロセッサは、製造後にユーザがＬＣＰ１００の制御ロジックを調整することを可能にし、それによって予めプログラムされたチップを使用する場合よりもＬＣＰ１００の柔軟性を高めることができる。さらに他の実施形態では、処理モジュール１１０は単一の構成要素ではない場合がある。例えば、処理モジュール１１０は、記載された様々な機能を実行するために、ＬＣＰ１００内の異なる場所に配置された複数の構成要素を含み得る。例えば、ある機能は処理モジュール１１０の１つの構成要素で実行され、他の機能は処理モジュール１１０の別個の構成要素で実行される。

追加の実施形態では、処理モジュール１１０はメモリ回路を含むことができ、処理モジュール１１０はメモリ回路に情報を記憶し、そこから情報を読み出すことができる。他の実施形態では、ＬＣＰ１００は、処理モジュール１１０が情報を読み書きすることが可能なように処理モジュール１１０と通信する別個のメモリ回路（図示略）を含むことができる。メモリ回路は、処理モジュール１１０の一部であるか処理モジュール１１０から分離しているかにかかわらず、揮発性メモリ、不揮発性メモリ、又は揮発性メモリと不揮発性メモリとの組み合わせとすることができる。

エネルギ貯蔵モジュール１１２は、ＬＣＰ１００に動作のための電源を供給することができる。いくつかの実施形態において、エネルギ貯蔵モジュール１１２は非充電式リチウム系電池であり得る。他の実施形態では、非充電式電池は他の適切な材料から作られてもよい。いくつかの実施形態において、エネルギ貯蔵モジュール１１２は充電式電池を含み得る。さらに他の実施形態では、エネルギ貯蔵モジュール１１２は、コンデンサ又はスーパーコンデンサなどの他の種類のエネルギ貯蔵デバイスを含むことができる。

ＬＣＰ１００を患者の体内に植込むために、操作者（例えば、医師、臨床医など）は、ＬＣＰ１００を患者の心臓組織に固定してもよい。固定を容易にするために、ＬＣＰ１００は、１つ又は複数のアンカー１１６を含み得る。１つ又は複数のアンカー１１６は、図１に概略的に示されている。１つ又は複数のアンカー１１６は、任意の数の固着機構又は固定機構を含み得る。例えば、１つ又は複数のアンカー１１６は、１つ又は複数のピン、ステープル、糸、ねじ、螺旋部、櫛歯部などを含み得る。いくつかの実施形態では、図示されていないが、１つ又は複数のアンカー１１６は、その外面に、アンカー部材の少なくとも一部の長さに沿って延びるねじ山を含み得る。ねじ山は、心臓組織とアンカーとの間に摩擦を与えて、アンカー部材を心臓組織内に固定するのを補助することができる。場合によっては、１つ又は複数のアンカー１１６は、心臓組織にねじ込むことができるコルクスクリュー形状を有するアンカー部材を含み得る。他の実施形態では、アンカー１１６は、周囲の心臓組織との係合を容易にするために、棘、スパイクなどの他の構造を含み得る。

いくつかの例では、ＬＣＰ１００は、患者の心臓上又は患者の心臓の腔内に植込まれるように構成され得る。例えば、ＬＣＰ１００は、患者の心臓の左心房、右心房、左心室、又は右心室のいずれかの中に植込むことができる。特定の腔内に植込まれることによって、ＬＣＰ１００は、その特定の腔に由来し、又はその特定の腔から発せられ、他のデバイスでは同じ感度で検知できない可能性のある心臓電気信号を検知することが可能となり得る。ＬＣＰ１００が患者の心臓上に植込まれるように構成されている場合、ＬＣＰ１００は、心臓の腔のうちの１つの上又はそれに隣接して、あるいは内発的に生成される心臓電気信号が一般に通る経路上又はそれに隣接して植込まれるように構成され得る。これらの例では、ＬＣＰ１００はまた、局所的な内発性心臓電気信号を検知し、局所的電気刺激療法を送達するための向上した能力を有し得る。ＬＣＰ１００が加速度センサを含む実施形態では、ＬＣＰ１００はさらに、ＬＣＰ１００が取り付けられている心臓壁の運動を検知することができる。

図２は別のデバイスである医療装置（ＭＤ）２００の実施形態を表し、これは生理学的信号及びパラメータを検知し、１つ又は複数の種類の電気刺激療法を患者の組織に送達するように動作し得る。示されている実施形態では、ＭＤ２００は、通信モジュール２０２、パルス発生器モジュール２０４、電気的検知モジュール２０６、機械的検知モジュール２０８、処理モジュール２１０、及びエネルギ貯蔵モジュール２１８を含み得る。モジュール２０２、２０４、２０６、２０８、及び２１０の各々は、ＬＣＰ１００のモジュール１０２、１０４、１０６、１０８、及び１１０と１つ又は複数の態様で同様及び／又は異なるものであってもよい。さらに、エネルギ貯蔵モジュール２１８は、ＬＣＰ１００のエネルギ貯蔵モジュール１１２と１つ又は複数の態様で同様及び／又は異なるものであってもよい。しかしながら、いくつかの実施形態では、ＭＤ２００は、ハウジング２２０内にＬＣＰ１００の体積よりも大きい体積を有してもよい。そのような実施形態では、ＭＤ２００は、ＬＣＰ１００の処理モジュール１１０よりも複雑な動作が可能なより大きいエネルギ貯蔵モジュール２１８及び／又はより大きい処理モジュール２１０を含むことができる。

ＭＤ２００は図１に示すような別のリードレス装置であってもよいが、場合によっては、ＭＤ２００はリード２１２のようなリードを含み得る。リード２１２は、電極２１４とハウジング２２０内に配置された１つ又は複数のモジュールとの間で電気信号を伝える電線を含み得る。いくつかの場合では、リード２１２は、ＭＤ２００のハウジング２２０に接続され、そこから離れて延びることができる。いくつかの実施形態では、リード２１２は患者の心臓上に、心臓内に、又は心臓に隣接して植込まれ得る。リード２１２は、リード２１２上の様々な位置及びハウジング２２０からの様々な距離に配置された１つ又は複数の電極２１４を含み得る。いくつかのリード２１２は単一の電極２１４のみを含み、他のリード２１２は複数の電極２１４を含み得る。通常、電極２１４はリード２１２上に、リード２１２が患者に植込まれると電極２１４のうちの１つ又は複数が所望の機能を果たすように位置決めされ得る。場合によっては、電極２１４のうちの１つ又は複数が患者の心臓組織と接触してもよい。他の場合には、電極２１４のうちの１つ又は複数は、皮下に配置されるが患者の心臓に隣接してもよい。

ＭＤ２００はまた、リード２１２上に配置されていない１つ又は複数の電極２１４を含むことができる。例えば、１つ又は複数の電極２１４をハウジング２２０に直接接続することができる。

電極２１４は、内発的に生成された電気心臓信号をリード２１２に伝えることができる。続いてリード２１２は、受け取った電気心臓信号をＭＤ２００のモジュール２０２、２０４、２０６、及び２０８のうちの１つ又は複数に伝えることができる。

場合によっては、ＭＤ２００は電気刺激信号を生成してもよく、リード２１２は生成された電気刺激信号を電極２１４に伝達してもよい。電極２１４はその後、患者の心臓組織に電気刺激信号を（直接又は間接的に）伝達してもよい。

いくつかの実施形態では、リード２１２はさらに、加速度センサ、血圧センサ、心音センサ、血中酸素センサ、及び／又は、心臓及び／又は患者の１つ又は複数の生理学的パラメータを測定するように構成された他のセンサなどの１つ又は複数のセンサを含み得る。そのような実施形態では、機械的検知モジュール２０８はリード２１２と電気通信してもよく、そのようなセンサから生成された信号を受信してもよい。

必須ではないが、いくつかの実施形態では、ＭＤ２００は植込み型医療装置であり得る。そのような実施形態では、ＭＤ２００のハウジング２２０は、例えば患者の経胸腔領域に植込むことができる。ハウジング２２０は、一般に、人体への植込みに安全な多数の公知の材料のうちの任意のものであって、植込まれると、患者の体の体液及び組織からＭＤ２００の様々な構成要素を気密封止することができる材料を含み得る。そのような実施形態では、リード２１２を患者の１つ又は複数の様々な位置に、例えば、患者の心臓内に、患者の心臓に隣接して、患者の背骨に隣接して、又は他の所望の位置に植込むことができる。

いくつかの実施形態では、ＭＤ２００は植込み型心臓ペースメーカ（ＩＣＰ）であり得る。これらの実施形態では、ＭＤ２００は、患者の心臓上又は心臓内に植込まれる１つ又は複数のリード線、例えばリード線２１２を有することができる。１つ又は複数のリード２１２は、患者の心臓組織及び／又は心臓の血液と接触する１つ又は複数の電極２１４を含み得る。ＭＤ２００は、内発的に生成された心臓電気信号を検知し、例えば検知された信号の分析に基づいて１つ又は複数の心不整脈を決定するように構成され得る。ＭＤ２００は、心臓内に植込まれたリード２１２を介してＣＲＴ、ＡＴＰ療法、徐脈療法、及び／又は他の種類の療法を送達するように構成されてもよい。いくつかの実施形態では、ＭＤ２００はさらに、除細動／カルディオバージョン治療を提供するように構成されてもよい。

場合によっては、ＭＤ２００は植込み型除細動器（ＩＣＤ）であり得る。そのような実施形態では、ＭＤ２００は、患者の心臓内に植込まれる１つ又は複数のリードを含み得る。ＭＤ２００はまた、電気心臓信号を検知し、検知された電気心臓信号に基づいて頻脈性不整脈の発生を判定し、頻脈性不整脈の発生を判定することに応じて除細動及び／又はカルディオバージョン治療を送達するように構成され得る（例えば、除細動及び／又はカルディオバージョンパルスを患者の心臓に送達することによって）。他の実施形態では、ＭＤ２００は皮下植込み型除細動器（ＳＩＣＤ）であり得る。ＭＤ２００がＳＩＣＤである実施形態では、リード２１２のうちの１つは皮下に植込まれるリードであり得る。ＭＤ２００がＳＩＣＤである少なくともいくつかの実施形態では、ＭＤ２００は、皮下に植込まれるが胸腔の外側にある単一のリードのみを含み得るが、これは必須ではない。

いくつかの実施形態では、ＭＤ２００は植込み型医療装置ではない場合がある。むしろ、ＭＤ２００は患者の体の外部にある装置であり得、電極２１４は患者の身体上に配置される皮膚電極であり得る。そのような実施形態では、ＭＤ２００は、表面電気信号（例えば、心臓によって生成される電気心臓信号、又は患者の体内に植込まれたデバイスによって生成され、体を通って皮膚に伝達される電気信号）を検知することができる。ＭＤ２００はさらに、例えば、皮膚電極２１４を介した除細動治療を含む様々な種類の電気刺激療法を提供するように構成されてもよい。

図３は、医療装置システムの実施形態、及び医療装置システムの複数の医療デバイス１００ａ、１００ｂ、３０６、及び／又は３１０を通信させることができる通信経路を示す。示されている実施形態では、医療装置システム３００は、第１のＬＣＰ１００ａ及び第２のＬＣＰ１００ｂ、外部医療デバイス３０６、及び他のセンサ／デバイス３１０を含み得る。

外部デバイス３０６は、ＭＤ２００に関して前述したように、患者の体の外部に配置されたデバイスとすることができる。少なくともいくつかの例では、外部デバイス３０６は、下記でより詳細に説明するように、デバイスプログラマなどの外部支援デバイスであり得る。

他のセンサ／デバイス３１０は、ＩＣＰ、ＩＣＤ、及びＳＩＣＤなど、ＭＤ２００に関して前述したデバイスのうちの任意のものであり得る。他のセンサ／デバイス３１０はまた、加速度センサ、血圧センサなどの、患者に関する情報を集める様々な診断センサを含み得る。場合によっては、他のセンサ／デバイス３１０は、システム３００の１つ又は複数のデバイスをプログラムするために使用され得る外部プログラマデバイスを含み得る。

システム３００の様々なデバイスは、通信経路３０８を介して通信することができる。例えば、ＬＣＰ１００ａ及び／又は１００ｂは、内発性心臓電気信号を検知し、そのような信号をシステム３００の１つ又は複数の他のデバイス１００ａ／１００ｂ、３０６、及び３１０に通信経路３０８を介して通信することができる。一実施形態では、デバイス１００ａ／１００ｂのうちの１つ又は複数は、そのような信号を受信し、受信した信号に基づいて不整脈の発生を判定することができる。場合によっては、１つ又は複数のデバイス１００ａ／１００ｂは、そのような判定をシステム３００の１つ又は複数の他のデバイス３０６及び３１０に伝えることができる。場合によっては、システム３００のデバイス１００ａ／１００ｂ、３０６、及び３１０のうちの１つ又は複数は、伝えられた不整脈の判定に基づき、患者の心臓に適切な電気刺激を送達することなどによって動作することができる。システム３００のデバイス１００ａ／１００ｂ、３０６、及び３１０のうちの１つ又は複数は、通信経路３０８を介してコマンド又は応答メッセージをさらに通信し得る。コマンドメッセージは受信側デバイスに特定の動作を行わせ得る。一方、応答メッセージは、要求された情報、又は受信側デバイスが通信されたメッセージ又はデータを実際に受信したという確認を含み得る。

システム３００の様々なデバイスは、経路３０８を介し、ＲＦ信号、誘導結合、光信号、音響信号、又は通信に適した他の任意の信号を使用して通信することができると考えられる。さらに、少なくともいくつかの実施形態では、システム３００の様々なデバイスは、経路３０８を介し、複数の信号種を使用して通信することができる。例えば、他のセンサ／デバイス３１０は、第１の信号種（例えば、ＲＦ通信）を用いて外部デバイス３０６と通信し得るが、第２の信号種（例えば、伝導性通信）を用いてＬＣＰ１００ａ／１００ｂと通信し得る。さらに、いくつかの実施形態では、デバイス間の通信が制限されてもよい。例えば、上述のように、いくつかの実施形態では、ＬＣＰ１００ａ／１００ｂは他のセンサ／デバイス３１０を介してのみ外部デバイス３０６と通信することができ、この場合、ＬＣＰ１００ａ／１００ｂは他のセンサ／デバイス３１０に信号を送り、他のセンサ／デバイス３１０は受信した信号を外部デバイス３０６に中継してもよい。

場合によっては、システム３００の様々なデバイスは、経路３０８を介し、伝導性通信信号を使用して通信することができる。したがって、システム３００のデバイスは、そのような伝導性通信を可能にする構成要素を有し得る。例えば、システム３００のデバイスは、送信デバイスの１つ又は複数の電極を介して伝導性通信信号（例えば、本明細書で電気通信パルスと呼ぶ電流及び／又は電圧パルスが差し挟まれた電圧及び／又は電流波形）を患者の体内に送信し、受信デバイスの１つ又は複数の電極を介してその伝導性通信信号を受信するように構成され得る。患者の体は、システム３００の送信デバイスの１つ又は複数の電極から受信デバイスの電極へ、伝導性通信信号を「伝導」し得る。そのような実施形態では、送達された伝導性通信信号は、ペーシングパルス、除細動及び／又はカルディオバージョンパルス、あるいは他の電気刺激治療信号とは異なり得る。例えば、システム３００のデバイスは、閾値以下である振幅／パルス幅で電気通信パルスを送達することができる。すなわち、通信パルスは心臓を捕捉しないように設定された振幅／パルス幅を有する。場合によっては、送達される電気通信パルスの振幅／パルス幅は心臓の捕捉閾値を超えてもよいが、必要に応じて、心臓の不応期中に送達され、かつ／又はペーシングパルスに組み込まれるか又はペーシングパルスに変調され得る。

さらに、通常の電気刺激療法パルスとは異なり、電気通信パルスは、受信デバイスに情報を伝達する特定のシーケンスで送達されてもよい。例えば、送達された電気通信パルスは、通信された情報をエンコードするために任意の適切な方法で変調されてもよい。場合によっては、通信パルスはパルス幅変調及び／又は振幅変調されてもよい。これに代えて、又はこれに加えて、パルス間の時間は、所望の情報をエンコードするために変調され得る。場合によっては、事前に定義されたシーケンスの通信パルスが、対応する記号（例えば、論理記号「１」、論理記号「０」、ＡＴＰ治療トリガ記号など）を表し得る。場合によっては、伝導性通信パルスは、電圧パルス、電流パルス、二相電圧パルス、二相電流パルス、又は必要に応じて任意の他の適切な電気パルスであり得る。

図４は、例示的な医療装置システム４００を表す。例えば、システム４００は、患者に植込まれ、生理学的信号を検知し、心不整脈の発生を判定し、検出された心不整脈を治療するために電気刺激を送達するように構成された複数のデバイスを含み得る。いくつかの実施形態において、システム４００のデバイスは、システム４００の１つ又は複数のデバイスの脱落の発生を決定するように構成されてもよい。図４において、ＬＣＰ１００は心臓４１０の右心室の内部に固定されて示されており、パルス発生器４０６は、１つ又は複数の電極４０８ａ〜４０８ｃを有するリード４１２に結合されて示されている。場合によっては、パルス発生器４０６は皮下植込み型除細動器（ＳＩＣＤ）の一部とすることができ、１つ又は複数の電極４０８ａ〜４０８ｃは心臓に隣接して皮下に配置することができる。ＬＣＰ１００は、例えば通信経路３０８を介してＳＩＣＤと通信することができる。図４に示すＬＣＰ１００、パルス発生器４０６、リード４１２、及び電極４０８ａ〜ｃの位置は、単なる例示である。システム４００の他の実施形態では、必要に応じて、ＬＣＰ１００を心臓の左心室、右心房、又は左心房に配置することができる。さらに他の実施形態では、ＬＣＰ１００を、心臓４１０に隣接して外側に、あるいは心臓４１０から遠く離して植込んでもよい。

医療装置システム４００は、外部支援デバイス４２０も含むことができる。外部支援デバイス４２０は、デバイス識別、デバイスプログラミング、及び／又は本明細書に記載の通信技術の１つ又は複数を用いたデバイス間でのリアルタイムデータ及び／又は記憶データの転送などの機能、あるいは、システム４００の１つ又は複数のデバイスとの通信に関わる他の機能を実行するために使用できる。一例として、外部支援デバイス４２０とパルス発生器４０６との間の通信は、無線モードを介して実行することができ、パルス発生器４０６とＬＣＰ１００との間の通信は、伝導性通信モードを介して実行することができる。いくつかの実施形態では、ＬＣＰ１００と外部支援デバイス４２０との間の通信は、パルス発生器４０６を介して通信情報を送信することによって達成される。しかしながら、他の実施形態では、ＬＣＰ１００と外部支援デバイス４２０との間の通信は通信モジュールを介してもよい。

図４は、本明細書に開示される技術に従って動作するように構成され得る医療装置システムの１つの例示的な実施形態のみを示す。他の例示的な医療装置システムは、追加の又は異なる医療装置及び／又は構成を含み得る。例えば、本明細書に開示される技術に従って動作するのに適している他の医療装置システムは、心臓内に植込まれる追加のＬＣＰを含み得る。別の例示的な医療装置システムは、パルス発生器４０６のような他のデバイスを伴っても伴わなくてもよい複数のＬＣＰを、除細動治療を送達可能な少なくとも１つのＬＣＰと共に含み得る。さらに別の例は、経静脈ペースメーカと共に植込まれ、かつ植込まれたＳＩＣＤを伴っても伴わなくてもよい１つ又は複数のＬＣＰを含み得る。さらに他の実施形態では、医療装置、リード、及び／又は電極の構成又は配置は、図４に示すものとは異なっていてもよい。したがって、図４に示すシステム４００とは異なる他の多数の医療装置システムが、本明細書に開示されている技法に従って動作可能であることを認識されたい。そのため、図４に示される実施形態は、決して限定として見なされるべきではない。

いくつかの実施形態では、ＬＣＰ１００は、１つ又は複数のモードで動作するように構成され得る。各モードにおいて、ＬＣＰ１００は幾分異なる方法で動作し得る。例えば、第１のモードでは、ＬＣＰ１００は特定の信号を検知し、かつ／又は検知した信号から特定のパラメータを決定するように構成され得る。第２のモードでは、ＬＣＰ１００は、第１のモードとは少なくともいくらか異なる信号を検知し、かつ／又は少なくともいくらか異なるパラメータを決定するように構成され得る。少なくとも１つのモードにおいて、ＬＣＰ１００は、患者の運動レベルを決定し、決定された患者の運動レベルに基づいて電気刺激療法の送達を調節するように構成され得る。説明を容易にするために、患者の運動レベルを決定し、決定された患者の運動レベルに基づいて電気刺激療法の送達を調節するように構成されているＬＣＰ１００を含むモードは、運動検知モードと呼ばれ得る。他のモードは、１つ又は複数のプログラミングモード及び／又は治療モードを含み得、ＬＣＰ１００が複数のモードに同時に携わることが可能であり得る。

いくつかの実施形態では、ＬＣＰ１００は、ＬＣＰ１００がペースメーカとして動作し、電気刺激パルスなどの電気刺激療法を心臓に送達して、患者のために特定の心拍数を駆動する治療モードを含み得る。ＬＣＰ１００は、患者のために異なる心拍数を駆動するために、ＬＣＰ１００が電気刺激療法を送達する速度を調節するように構成され得る。例えば、ＬＣＰ１００は、本明細書で説明されるように、心拍適合方式で電気刺激を送達するように構成され得る。これらの実施形態のうちの少なくともいくつかでは、ＬＣＰ１００は運動検知モードを含むことができ、これは特定の治療モードであり得るか、又は治療モードを修正し得る。運動検知モードでは、ＬＣＰ１００は、決定された患者の運動レベルに基づき電気刺激療法の送達速度を調節することができる。

場合によっては、ＬＣＰ１００は、ＬＣＰ１００の運動センサ（例えば、加速度センサ）を使用して患者の運動レベルを決定することができる。ＬＣＰ１００の運動センサ（例えば、加速度センサ）を使用して患者の活動レベルを決定することは困難であり得る。その理由は、運動センサによって検出される運動は、患者の活動レベルだけでなく、鼓動している心臓の運動も含むためである。さらに、鼓動している心臓の運動レベルは、内発的に開始された心拍とペーシングで開始された心拍とで異なる可能性がある。

連続的な心拍が、内発的に開始された心拍からペーシングで開始された心拍に切り替わるか又は移行する際に、及び／又はペーシングで開始された心拍から内発的に開始された心拍に切り替わるか又は移行する際に、患者の運動レベル（例えば、活動レベル）においてノイズレベルが存在し得ることが判明した。そのようなノイズは、患者の運動レベル（例えば、活動レベル）に少なくとも部分的に基づいてペーシング療法（例えば、電気刺激療法）を調節するとき、必要がないのに患者の心拍数を上昇させることがあり、かつ／又は、必要であるのに患者の心拍数を上昇させないことがある。心拍が内発的に開始された心拍とペーシングで開始された心拍との間で移行している時の、ＬＣＰ１００の運動センサによる運動レベル測定値におけるノイズが、図５の出力波形に示されている。図５は、ＬＣＰ１００が患者の心臓の壁に取り付けられているときの、ＬＣＰ１００の運動センサ（例えば、加速度センサ）からの複数の信号出力波形を示すグラフ４５０を表す。グラフ４５０のｘ軸は時間ｔである。電気信号４５２は、ＬＣＰ１００の電極によって検知された例示的な心臓電気信号（例えば、心拍を表す）である。運動信号４５４は、２つの連続する内発的に開始された心拍と仮定される、ＬＣＰ１００の機械的検知モジュール１０８の加速度センサによって検知された例示的な信号である。運動信号４５６は、２つの連続するペーシングで開始された心拍と仮定される、ＬＣＰ１００の機械的検知モジュール１０８の加速度センサによって検知された例示的な信号である。運動信号４５４、４５６は、ＬＣＰ１００の運動レベル測定値を示す。出力波形４５８は、例示的な運動信号４５４及び４５６を、それらの相対的な振幅を示すために経時的にプロットしたものを示す。図５の例示的な信号出力波形は、患者が比較的安静にしている（例えば、患者の活動がほとんど又は全くない）間にＬＣＰ１００を使用して取得され得る。

図５の線Ａ−Ａは、機械的検知モジュール１０８から（例えば、その運動センサから）読み取り値を取得し得る時間を表す。場合によっては、線Ａ−Ａに関連する時間は、電気信号４５２で同定された心拍に関連し得る。一例において、線Ａ−Ａは、心拍が検出された後の所定の時間、例えば５０ミリ秒（ｍｓ）、１００ｍｓ、１５０ｍｓ、２００ｍｓ、２５０ｍｓ、３００ｍｓ、及び／又はそれらの間の他の時間、３００ｍｓ超、又は５０ｍｓ未満に設定され得る。場合によっては、心周期の収縮期及び拡張期の一方の間、機械的検知モジュール１０８から測定値を一貫して取得することが望ましい場合がある。例えば、患者の心臓が心収縮期（例えば、心臓が収縮している間）にあり、心臓の加速度が実質的に一定であり得る間に機械的検知モジュール１０８から測定値を取得することができる。一例では、心拍が開始して２００ｍｓ後又は約２００ｍｓ後に機械的検知モジュール１０８から測定値を取得することにより、心周期の収縮期中かつ心臓が実質的に一定の加速度（例えば、一定の収縮かつ図５において比較的平坦）であるときの測定値を得ることができる。

図５の出力波形４５８から分かるように、運動信号４５４及び４５６は線Ａ−Ａにおいて異なる値を有する。線Ａ−Ａにおける運動信号４５４及び４５６の間のこの差は、連続的な心拍が内発的リズム及びペーシングリズムのうちの同じものによって開始されたものでないときに機械的検知モジュール１０８から得られた測定値における「ノイズ」のグラフ表示であると考えられる。本明細書の技法は、患者の運動レベルに応じてペーシング療法を修正するか否かを決定するときに、この「ノイズ」を補正するのを補助するために、個々にかつ／又は組み合わせて利用され得る。

心拍適合ペーシングでは、ＬＣＰ１００（例えば、ＩＭＤ）のための運動レベルは、心拍ごとに決定され得る。そして、ＬＣＰ１００が植込まれている患者の運動レベル（例えば、活動レベル）は、現在の心拍についてのＬＣＰ１００の運動レベルを、１つ又は複数の以前の心拍に関連づけられた１つ又は複数の運動レベルと比較することによって同定され得る。差は、患者の活動レベルに起因し得る。しかしながら、異なるリズム（例えば、内発的リズム及びペーシングリズム）によって開始された心拍間で心拍が移行するとき、前述の「ノイズ」が発生することで、ＬＣＰ１００の運動レベルが予想よりも大きく変化し、患者の活動レベルの上昇を不正確に示して不必要に心臓のペーシングレートを上げてしまう可能性がある。

図６は、同定された患者の運動レベルに少なくとも部分的に基づいて、患者の心臓に植込まれたＬＣＰ１００のペースレートパラメータを設定するための例示的な方法５００を示す。例示的な方法５００では、例えば植え込まれたＬＣＰ１００の電気的検知モジュール１０６によって、複数の心拍を同定することができる（５０２）。ＬＣＰ１００の処理モジュール１１０、又は他の処理モジュール（例えば、ＬＰＣから離れたところに位置するもの）は、同定された心拍が内発的に開始されたのかペーシングで開始されたのかを識別することができる（５０４）。処理モジュール１１０は、心拍の電気信号４５２の形態、運動信号４５４、４５６の形態を分析することによって、及び／又は任意の他の適切な技法を使用することによって、内発的に開始された心拍、ペーシングで開始された心拍、及び融合収縮（ｆｕｓｉｏｎ ｂｅａｔ）を区別することができる。場合によっては、電気信号４５２を、内発的に開始された心拍についての電気信号テンプレート、ペーシングで開始された心拍についての電気信号テンプレート、及び融合収縮についての電気信号テンプレートと比較し、電気信号４５２がどの電気信号テンプレートに最も良く一致するかを同定することができる。同様に、運動信号を、内発的に開始された心拍についての運動信号テンプレート、ペーシングで開始された心拍についての運動信号テンプレート、及び融合収縮についての運動信号テンプレートと比較し、運動信号がどの運動信号テンプレートに最も良く一致するかを同定してもよい。これらはほんの一例である。

内発的に開始された心拍については、処理モジュール１１０は、ＬＣＰ１００（例えば、ＩＭＤ）の機械的検知モジュール１０８から（例えば、その運動センサから）運動レベル測定値を同定し（５０６）、現在の内発的に開始された心拍について同定したＬＣＰ１００の運動レベルを、１つ又は複数の以前の内発的に開始された心拍についてのＬＣＰ１００の運動レベルと比較する（５０８）。運動レベル測定値は心周期の収縮期中に得ることができるが、これは必須ではない。この比較に少なくとも部分的に基づいて、処理モジュール１１０又は他の処理モジュールは、ＬＣＰ１００が植込まれている患者の運動レベルを同定することができる（５１０）。同定された患者の運動レベルに少なくとも部分的に基づいて、処理モジュール１１０、又は他の処理モジュールは、ＬＣＰ１００のペーシングレートパラメータを設定することができる（５１８）。

ペーシングで開始された心拍については、処理モジュール１１０は、ＬＣＰ１００（例えば、ＩＭＤ）の機械的検知モジュール１０８から運動レベル測定値を同定し（５１２）、現在のペーシングで開始された心拍について同定したＬＣＰ１００の運動レベルを、１つ又は複数の以前のペーシングで開始された心拍についてのＬＣＰ１００の運動レベルと比較する（５１４）。この比較に少なくとも部分的に基づいて、処理モジュール１１０又は他の処理モジュールは、ＬＣＰ１００が植込まれている患者の運動レベルを同定することができる（５１６）。同定された患者の運動レベルに少なくとも部分的に基づいて、処理モジュール１１０、又は他の処理モジュールは、ＬＣＰ１００のペーシングレートパラメータを設定することができる（５１８）。

場合によっては、心拍適合ペーシングに関して上述したように、現在の心拍について同定されたＬＣＰ１００の運動レベルを以前の心拍についてのＬＣＰ１００の運動レベルと比較することは、比較される運動レベルの間の差を決定することを含み得る。次いで、この差に基づいて、ＬＣＰ１００の処理モジュール１１０は、患者の運動レベル（例えば、活動レベル）を設定又は更新し、さらにはＬＣＰ１００のペーシングレートパラメータを設定又は更新することができる。一例では、患者の運動レベルの値は、現在の心拍に対応する運動レベルと以前の心拍に対応する運動レベルとの間の差の絶対値であり得るが、他の関係も考えられる。様々な心拍に関連づけられたＬＣＰ１００の運動レベルを比較し、患者の運動レベルを決定するためのこの全体的なプロセスは、他のものと共に、本明細書で論じる様々な技法で利用することができる。

現在の心拍についてのＬＣＰ１００（例えば、ＩＭＤ）の運動レベルを直前の心拍についてのＬＣＰ１００の運動レベルと比較すること（５０８、５１４）に代えて、又はこれに加えて、処理モジュール１１０は、現在の心拍についてのＬＣＰ１００の運動レベルを、現在の心拍と同じリズム（例えば、内発的リズムまたはペーシングリズム）によって開始されたＮ個の以前の心拍（例えば、２個以上の以前の心拍）についてのＬＣＰ１００の運動レベルの平均値と比較してもよい。Ｎ個の以前の心拍についてのＬＣＰ１００の運動レベルの平均値は、単純平均、加重平均（例えば、１つ又は複数の以前の心拍に関連づけられた運動レベルが、心拍に関連づけられた他の運動レベルよりも大きく重み付けされる場合）、及び／又は運動レベルの１つ又は複数の他の平均値であり得る。他の例では、ＬＣＰ１００の運動レベルは、以前の心拍に関連づけられたＬＣＰ１００の運動レベルに関連する１つ又は複数の他の統計分析と比較され得る。次いで、比較は、患者の運動レベルを決定するために、及び／又はＬＣＰ１００のペーシングレートを設定するために使用され得る。

Ｎ個の以前の心拍の数は、現在の心拍から所定の時間量又は所定の拍数まで遡るスライド時間枠又は移動時間枠によって決定され得る。一例では、現在の心拍の前に所定量の時間ｔがあり、時間ｔの間に７個の心拍が生じる。これら７個の心拍のうち、４個は内発的に開始された心拍であり、３個はペーシングで開始された心拍であり得る。したがって、現在の心拍が内発的に開始された心拍である場合、現在の心拍に関連づけられた運動レベルは、時間ｔ内の４個の内発的に開始された心拍に関連づけられた４個の運動レベルの平均値と比較され得る。現在の心拍がペーシングで開始された心拍である場合、現在の心拍に関連づけられた運動レベルは、時間ｔ内の３個のペーシングで開始された心拍に関連づけられた３個の運動レベルの平均値と比較され得る。所定の時間ｔは、１秒未満の任意の時間、１秒〜３分の間の時間、１秒〜２分の間の時間、１秒〜１分、又は３分を超える任意の時間であり得る。

スライド枠又は移動枠内で生じる心拍が現在の心拍と同じリズムタイプ（例えば、内発性又はペーシング）で開始されなかった場合は、現在の心拍に関連づけられたＬＣＰ１００の運動レベルは心拍に関連づけられた運動レベルと比較されないか、あるいは１つ又は複数の他の動作が行われ得る。そのような場合、患者の運動レベルは更新されず、ＬＣＰ１００のペーシングレートは現在の心拍に応じて更新又は再設定されなくてもよい。

スライド枠又は移動枠は、現在の心拍と同じ態様で開始された以前の心拍に関連づけられた運動レベルを平均化することに関して説明されているが、スライド枠又は移動枠は、他の状況においても、かつ／又はその枠内での運動レベルの平均化を伴わずに利用され得る。例えば、処理モジュール１１０は、ＬＣＰ１００の運動レベルを、スライド枠又は移動枠内の１つ前の、同様に開始された心拍に関連づけられたＬＣＰ１００の運動レベルと比較することができる。すなわち、スライド枠又は移動枠の外にある以前の同様に開始された心拍に関連づけられた運動レベルを全て除外し、現在の心拍に関連づけられた運動レベルを、枠内の最新の同様に開始された心拍に関連づけられた運動レベルと比較してもよい。これに加えて、又はこれに代えて、スライド枠又は移動枠内に以前に同様に開始された心拍がない場合、第２又はそれ以上のスライド枠又は移動枠（例えば、第１のスライド枠又は移動枠よりも長い期間を有する）を利用することができる。そのような場合、第２又はそれ以上のスライド枠又は移動枠における以前の同様に開始された心拍に関連づけられた運動レベルの平均値が、現在の心臓の運動レベルと比較され得るが、これは必須ではない。

場合によっては、ＬＣＰ１００は、最新の心拍に関連づけられた患者の運動レベルに少なくとも部分的に基づいてペーシングレートを設定することをスキップし、代わりに、最新の心拍について以前に確立されたペーシングレートを維持し得る。例えば、最新の心拍が内発的に開始された心拍又はペーシングで開始された心拍として識別され、かつ同じ種類のリズムによって開始された心拍の直後である（例えば、直ぐ後であるか、連続的に続く）場合、ＬＣＰ１００は、例示的な方法５００に関して説明したように、最新の心拍に関連づけられた患者の運動レベルに少なくとも部分的に基づいて、ペーシングレートを設定することができる。しかしながら、この例において、最新の心拍が直前の心拍とは異なる種類のリズムによって開始された場合、ＬＣＰ１００は以前に確立されたペーシングレートを維持し、最新の心拍を本質的に無視してもよい。

図７は、現在の心拍に基づいて患者の運動レベル（例えば、活動レベル）を更新するかどうか、さらには設定されたペーシングレートを更新するかどうかを決定するための例示的な方法６００を示す。例示的な方法６００は、ＬＣＰの処理モジュール１１０によって実行されてもよく、個別に、又は本明細書に記載されている他の技法及びプロセスと組み合わせて使用されてもよい。

図７に示すように、例示的な方法６００は、現在の同定された心拍が、内発的リズム又はペーシングリズムのうち、直前の心拍と同じものによって開始されたか否かを判定すること（６０２）を含み得る。現在の同定された心拍が、内発的リズム又はペーシングリズムのうち、直前の心拍と同じものによって開始されていない場合、ＬＣＰ１００は、現在の心拍について患者の運動レベルを更新することをスキップしてもよい（６０４）。場合によっては、患者の運動レベルを更新しないこと（６０４）は、現在の心拍についてＬＣＰ１００の運動レベルを同定しないこと、又は現在の心拍について同定されたＬＣＰ１００の運動レベルを無視することのいずれかを含み得る。結果として、患者に対して以前に設定されたペーシングレートを維持することができる（６０６）。場合によっては、患者に対して以前に設定されたペーシングレートを維持する（６０６）代わりに、処理モジュール１１０は、患者の運動レベル以外の１つ又は複数のパラメータに基づいてペーシングレートを変更するための１つ又は複数の工程を取り得る。

例示的な方法６００において、現在の同定された心拍が、内発的リズム又はペーシングリズムのうち、直前の心拍と同じものによって開始された場合、ＬＣＰ１００は患者の運動レベルを更新することができる（６０８）。一例では、患者の運動レベルは、機械的検知モジュール１０８から（例えば、加速度センサ信号から）ＬＣＰ１００の運動レベルを同定し、同定したＬＣＰ１００の運動レベルを、直前の心拍についてのＬＣＰ１００の運動レベルと比較し、この比較に少なくとも部分的に基づいて患者の運動レベルを決定することによって、処理モジュール１１０又は他の処理モジュールによって更新され得るが、これは必須ではなく、他の技術を利用してもよい。患者の運動レベルが更新されると、ＬＣＰ１００は、更新された患者の運動レベルに少なくとも部分的に基づいて、ペーシングレートを更新（例えば、設定）することができる（６１０）。

いくつかの例では、融合で開始された心拍が生じ得る。融合で開始された心拍は、心臓のペーシングリズムと内発的リズムが同時に又はほぼ同時に生じ、融合収縮を引き起こす心拍である。現在の同定された心拍が融合で開始された心拍である場合、ＬＣＰ１００は現在の心拍について患者の運動レベルを更新することをスキップしてもよい。場合によっては、患者の運動レベルを更新又は同定しないことは、現在の心拍についてＬＣＰ１００の運動レベルを同定しないこと、又は現在の心拍について同定されたＬＣＰ１００の運動レベルを無視することのいずれかを含み得る。結果として、患者に対して以前に設定されたペーシングレートが維持され得る。場合によっては、患者に対して以前に設定されたペーシングレートを維持する代わりに、処理モジュール１１０は、患者の運動レベル以外の１つ又は複数のパラメータに基づいてペーシングレートを変更するための１つ又は複数の工程を取り得る。

図８は、ＬＣＰ１００の処理モジュール１１０によって実施することができ、個別に又は本明細書に記載の他の技法及びプロセスと組み合わせて使用することができる例示的な方法７００を示す。例示的な方法７００では、現在の患者の心拍数を同定し（７０２）、同定した心拍数に少なくとも部分的に基づいて、現在の心拍数を２つ以上の心拍数範囲のうちの特定の心拍数範囲に対応するものとして同定することができる（７０４）。心拍数範囲は任意の方法で決定することができる。一例では、第１の心拍数範囲は患者の安静時の活動レベルを示し、第２の心拍数範囲は患者の活動時（例えば、ウォーキング時）の活動レベルを示し、第３の心拍数範囲は患者の激しい活動時（例：ランニング時）の活動レベルを示すものとすることができる。また、場合によっては、各心拍数範囲に対応するものとして同定された心拍は、内発的に又はペーシングで開始されたものとしてさらに分類され得る。内発的に又はペーシングで開始された現在の心拍について、ＬＣＰ１００の運動レベルを同定し（７０６）、その運動レベルを、対応する心拍数範囲における１つ又は複数の同様に開始された心拍についてのＬＣＰ１００の運動レベルと比較してもよい（７０８）。次に、その比較に少なくとも部分的に基づいて、患者の運動レベルを同定することができる（７１０）。

場合によっては、現在の心拍が同じ内発的リズム又はペーシングリズムによって開始されたものでないときに、現在の心拍の運動レベルを無視するのではなく、オフセットを適用することが考えられる。オフセットは、現在の心拍が直前の心拍と同じ内発的リズム又はペーシングリズムによって開始されていないことから生じる現在の心拍について得られた運動レベル測定値における「ノイズ」を補正するために適用され得る（例えば、図５の運動信号４５４と運動信号４５６との間の線Ａ−Ａにおけるずれを参照のこと）。内発的リズムからペーシングリズムへ、及びその逆へ移行する心拍についても患者の運動レベルを決定するためにオフセットを使用するための例示的な方法８００が図９に示されている。

例示的な方法８００は、複数の心拍を同定すること（８０２）、及び同定した心拍のうちの２つ以上を、それぞれ内発的に開始された心拍又はペーシングで開始された心拍として識別すること（８０４）を含む。次に、ＬＣＰ１００の処理モジュール１１０は、現在の心拍が、直前の心拍の内発的リズム又はペーシングリズムのうちの同じものによって開始されたか否かを判定する（８０６）。例示的な方法８００において、現在の心拍が直前の心拍の内発的リズム又はペーシングリズムのうちの同じものによって開始された場合、処理モジュール１１０は、機械的検知モジュール１０８の運動センサ（例えば、加速度センサ）を使用して、ＬＣＰ１００（例えば、ＩＭＤ）の運動レベルを同定し（８０８）、同定したＬＣＰ１００の運動レベルを、１つ又は複数の以前にかつ同時に開始された（例えば、内発的に開始されたかペーシングで開始されたかのいずれかの）心拍に対応するＬＣＰ１００の運動レベルと比較することができる（８１０）。場合によっては、そして上述したのと同様に、機械的検知モジュール１０８の運動センサからの測定値に対応する運動レベルは、心周期の収縮期中に得てもよいが、これは必須ではない。比較（８１０）に少なくとも部分的に基づいて、処理モジュール１１０は患者の運動レベルを同定し（８１２）、同定した患者の運動レベルに少なくとも部分的に基づいて、ＬＣＰ１００のペーシングレートパラメータを設定することができる（８２２）。

例示的な方法８００において、現在の心拍が直前の心拍の内発的リズム又はペーシングリズムのうち異なるものによって開始された場合、処理モジュール１１０は、機械的検知モジュール１０８の運動センサ（例えば、加速度センサ）を使用して、ＬＣＰ１００（例えば、ＩＭＤ）の運動レベルを同定し（８１４）、同定した運動レベルにオフセットを適用することができる（８１６）。一例では、オフセットは、図５の運動信号４５４と運動信号４５６との間の線Ａ−Ａにおけるずれを表し得る。次に、オフセットを適用した現在の心拍について同定されたＬＣＰ１００の運動レベルを、直前の心拍に対応するＬＣＰ１００の運動レベルと比較することができる（８１８）。場合によっては、そして上述したのと同様に、機械的検知モジュール１０８の運動センサからの測定値に対応する運動レベルは、心周期の収縮期中に得られるが、これは必須ではない。比較（８１８）に少なくとも部分的に基づいて、処理モジュール１１０は、患者の運動レベルを同定し（８２０）、同定した患者の運動レベルに少なくとも部分的に基づいて、ＬＣＰ１００のペーシングレートパラメータを設定することができる。

オフセットを決定するための１つの例示的な方法を図１０に示す。図１０の例示的な方法９００を利用して、異なるリズム（例えば、内発的リズム又はペーシングリズム）によって開始された心拍から移行中の現在の心拍の運動レベルに適用されるオフセットを決定することができる。オフセットを決定するために、ＬＣＰ１００の処理モジュール１１０又は他の処理モジュールは、較正枠を同定することができる（９０２）。場合によっては、較正枠は、Ｎ個のペーシングで開始された心拍が生じ、Ｎ個の内発的に開始された心拍が生じる期間又は時間枠を包含することができる。例示的な方法９００は、機械的検知モジュール１０８の運動センサを使用してＮ個のペーシングで開始された心拍についてＬＣＰ１００（例えば、ＩＭＤ）の運動レベルを同定すること（９０４）、及び機械的検知モジュール１０８の運動センサを使用してＮ個の内発的に開始された心拍についてＬＣＰ１００の運動レベルを同定すること（９０６）を含み得る。Ｎは、１、２、又はそれ以上の心拍の数であり得る。特定のリズムタイプ（例えば、内発性又はペーシング）に対するＮ個の心拍は、連続的な心拍であってもよいし、他のリズムタイプによって開始された１つ又は複数の心拍によって分離されていてもよい。場合によっては、Ｎ個の連続的なペーシングで開始された心拍を得るために、ペーシングレートを現在の内発性心拍数を上回る特定のレベルまで（例えば、現在の内発性心拍数を毎分５〜３０拍上回る、現在の内発性心拍数を毎分１０〜２０拍上回る、及び／又は現在の内発性心拍数を上回る異なるレベルまで）上げる必要があるかもしれない。場合によっては、Ｎ個の連続的な内発的に開始された心拍を得るために、ペーシングレートを現在の内発性心拍数を下回る特定のレベルまで（例えば、現在の内発性心拍数を毎分５〜１０拍下回る、及び／又は現在の内発性心拍数を下回る異なるレベルまで）下げる必要があるかもしれない。場合によっては、Ｎ個の心拍のそれぞれについて機械的検知モジュール１０８の運動センサによって得られる測定値は、心周期の収縮期中に得られるが、これは必須ではない。

Ｎ個のペーシングで開始された心拍について同定した運動レベルから、処理モジュール１１０は、基準ペーシング運動レベルを同定することができる。同様に、Ｎ個の内発的に開始された心拍について同定した運動レベルから、処理モジュール１１０は、基準内発的運動レベルを同定することができる。基準ペーシング運動レベル及び基準内発的運動レベルに少なくとも部分的に基づいて、処理モジュール１１０は、直前の心拍を開始したリズムとは異なるリズムによって開始された心拍に関連づけられた運動レベルに適用され得るオフセットを決定することができる。

基準ペーシング運動レベル及び／又は基準内発的運動レベルは、任意の方法で同定され得る。一例では、Ｎ個のペーシングで開始された心拍に関連づけられたＬＣＰ１００の運動レベルを平均して基準ペーシング運動レベルを得てもよい。同様に、一例では、Ｎ個の内発的に開始された心拍に関連づけられたＬＣＰ１００の運動レベルを平均して基準内発的運動レベルを得てもよい。心拍に関連づけられた運動レベルを平均することに加えて、又はそれに代えて、同定された運動レベルに対して他の分析を実行してもよい。例えば、より古い心拍について検出された運動レベルは、より最近の心拍について検出された運動レベルよりも少なく重み付けされてもよい。

図１１Ａ〜１１Ｃは、Ｎ個のペーシングで開始された心拍及びＮ個の内発的に開始された心拍のそれぞれについて、ＬＣＰ１００の３軸加速度センサなどの運動センサによって生成された、それぞれｘ軸、ｙ軸、及びｚ軸の異なる軸からの運動レベル信号の平均を表すグラフ９６０ａ、９６０ｂ、９６０ｃを示し、ＬＣＰ１００は患者の心臓の壁に取り付けられたものである。グラフ９６０ａ〜９６０ｃにおいて破線で示されている信号９６２は、Ｎ個のペーシングで開始された心拍についてのそれぞれの軸における加速度センサのマグニチュード信号（例えば、基準運動レベル信号）の平均を表す。実線で示されている信号９６４は、Ｎ個の内発的に開始された心拍についての加速度センサのマグニチュード信号（例えば、基準運動レベル信号）の平均を表す。

図１１Ａ〜１１Ｃに示す例では、各グラフの所定の時間における信号９６２と９６４との間の差を求め、その所定の時間における最大の差をオフセットとして用いることによって、オフセットを選択することができる。あるいは、所定の時間における最小の差をオフセットとして利用してもよい。あるいは、各軸の差を平均してオフセットを決定してもよい。さらに別の例では、オフセットを決定するために１つ又は複数の他の分析を実行してもよい。図１１Ａ〜１１Ｃの例に示されるように、所定の時間は、心拍が同定された後、線Ａ−Ａにおいて２００ｍｓであり得る。この例では、２００ｍｓで、信号９６２と９６４にはｘ軸上で１７５単位（図１１Ａ）、ｙ軸上で１２５単位（図１１Ｂ）、ｚ軸上で１２５単位の差がある（図１１Ｃ）。この例では、処理モジュール１１０又は他のモジュールは、心拍の開始から２００ｍｓの時点で信号９６２と９６４との間の最大の差がｘ軸の差であるので、ｘ軸の差をオフセットとして選択することができる。

上述の較正枠は、所定の期間に従って同定されてもよく、ＬＣＰ１００の外部のデバイスからの信号又は他の信号に応答して開始されてもよい。これに代えて、又はこれに加えて、Ｎ個の連続するペーシングで開始された心拍の後及び／又はＮ個の連続する内発的に開始された心拍の後にＬＣＰ１００又は他のデバイスによって較正枠が同定されてもよく、ここで、Ｎは同じ数の又は異なる数のペーシングで開始された心拍数及び内発的に開始された心拍数であり得る。

場合によっては、較正枠は、患者の活動レベルに基づいて選択されてもよい。一例では、較正枠は、ＬＣＰ１００が植込まれている患者が活動していない間、又は低い活動レベルにある間に生じるように選択され得る。例示的に、無活動又は低活動レベルは、患者が座っている、横になっている、起立している、特定の姿勢である、かつ／又は１つ又は複数の静的又は実質的に静的な体勢にあることを含み得る。

場合によっては、較正枠が自動的に開始されて（例えば、方法９００などの）オフセット決定プロセスを開始することができる。例えば、ＬＣＰ１００は、患者が特定の体勢又は姿勢にあるときを検出し、自動的に較正ウィンドウを開始してもよい。場合によっては、ＬＣＰ１００は、患者の運動レベル又は活動レベルが所定の期間にわたって閾値レベルの運動又は活動を越えた（例えば、下回った、又は上回った）ことを検出した後に較正枠を開始してもよい。さらに、場合によっては、ＬＣＰ１００は、患者が特定の体勢又は姿勢にあることを検出したことに加えて、外部デバイスとの通信を検出した場合にのみ較正枠を自動的に開始してもよいが、これは必須ではない。これに代えて、又はこれに加えて、ＬＣＰ１００は特定の時刻を検出した場合にのみ自動的に較正枠を開始することができる。較正枠のそのような自動開始は、ＬＣＰ１００が、変化する状態を反映させるために経時的にオフセットを更新することを可能にし得る。

場合によっては、ＬＣＰ１００は、ＬＣＰ１００が植込まれた患者の１つ又は複数の体勢又は姿勢（例えば、Ｎ個の体勢又は姿勢）を検出するように構成されてもよい。これにより、ＬＣＰ１００は以下を行うことができる。１）患者の異なる体勢又は姿勢についてのオフセットのライブラリを作成する；及び２）患者が異なる体勢又は姿勢にあるときに、対応する体勢又は姿勢に対するオフセットを適用する。患者の各姿勢又は体勢に対して、処理モジュール１１０又は他の処理モジュールは較正枠を同定することができる。各較正枠の間に、処理モジュール１１０又は他の処理モジュールは、Ｎ個の内発的に開始された心拍について、機械的検知モジュール１０８の運動センサを使用してＬＣＰ１００（例えば、ＩＭＤ）の運動レベルを同定し、Ｎ個のペーシングで開始された心拍について、運動センサを使用してＬＣＰ１００の運動レベルを同定してもよく、ここで、各Ｎ個の心拍は２つ以上の心拍であってもよく、連続心拍であってもなくてもよい。さらに、運動センサからの測定値は、心周期の収縮期中に得てもよいが、これは必須ではない。

ペーシングで開始された心拍について同定されたＬＣＰ１００の運動レベルに基づいて、処理モジュール１１０又は他の処理モジュールは、同定された患者の姿勢又は体勢に対する基準ペーシング運動レベルを同定することができる。同様に、内発的に開始された心拍について同定されたＬＣＰ１００の運動レベルに基づいて、処理モジュール１１０又は他の処理モジュールは、同定された患者の姿勢又は体勢に対する基準内発的運動レベルを同定することができる。次いで、方法９００に関して上述したのと同様の方法で、処理モジュールは、同定された姿勢又は体勢に対する基準内発的運動レベル及び基準ペーシング運動レベルに少なくとも部分的に基づいて、同定された患者の姿勢又は体勢についてのオフセットを決定し得る。

次いで、患者の様々な姿勢又は体勢に対応するオフセットは、ＬＣＰ１００のメモリ（例えば、処理モジュール１１０のメモリ又は他のメモリ）及び／又はＬＣＰ１００の外部のメモリにあるライブラリに保存されてもよい。直前のリズムとは異なるリズム（例えば、内発的リズム又はペーシングリズム）によって開始された心拍が同定されると、ＬＣＰ１００は、患者の姿勢又は体勢を同定し、直前の心拍についてのＬＣＰ１００の運動レベルと比較する前又は後の現在の心拍についてのＬＣＰ１００の運動レベルに、姿勢又は体勢固有のオフセットを適用することができる。

当業者は、本開示が本明細書に記載され考慮される特定の実施形態以外の様々な形態で明示され得ることを認識するであろう。例えば、本明細書で説明されているように、様々な実施形態は、様々な機能を実行するものとして説明されている１つ又は複数のモジュールを含む。しかしながら、他の実施形態は、本明細書に記載されたものよりも多くのモジュールに記載された機能を割り当てるために追加のモジュールを含み得る。さらに、他の実施形態は、説明された機能をより少ないモジュールに統合することができる。

説明された様々な特徴は、全ての実施形態に関するものに満たないかもしれないが、本開示はそれらの特徴が任意の実施形態に含まれてもよいことを企図する。さらに、本明細書で説明されている実施形態は、説明されている様々な特徴のいくつかの組合せを省略している可能性があるが、本開示は、説明されている各特徴の任意の組合せを含む実施形態を企図する。したがって、添付の特許請求の範囲に記載されているような本開示の範囲及び趣旨から逸脱することなく、形式上及び細部の逸脱がなされ得る。

Claims (11)

1. 患者に植込み可能な植込み型医療装置（ＩＭＤ）であって、前記ＩＭＤは、
   運動センサを含む２つ以上のセンサと、
   前記２つ以上のセンサに動作可能に結合されたコントローラとを備え、前記コントローラは、
   前記センサの１つ又は複数を使用して、それぞれ心収縮期及び心拡張期を有する複数の心拍を同定し、
   複数の心拍のうちの２つ以上の心拍のそれぞれを、内発的に開始された心拍又はペーシングで開始された心拍として識別し、
   較正時間枠を同定し、較正時間枠の間、
   Ｎ個の内発的に開始された心拍の収縮期中に運動センサを使用してＩＭＤの運動レベルを同定することにより基準内発的運動レベルを同定し、ここで、Ｎは２よりも大きく、
   Ｎ個のペーシングで開始された心拍の収縮期中に運動センサを使用してＩＭＤの運動レベルを同定することにより基準ペーシング運動レベルを同定し、ここで、Ｎは２よりも大きく、
   基準内発的運動レベル及び基準ペーシング運動レベルに少なくとも部分的に基づいてオフセットを決定し、
   較正時間枠の後、
   ペーシングで開始された心拍の直後に続く内発的に開始された心拍について、内発的に開始された心拍の心収縮期中に運動センサを使用してＩＭＤの運動レベルを同定し、オフセットを適用し、適用されたオフセットと共に同定されたＩＭＤの運動レベルを、直前のペーシングで開始された心拍について同定されたＩＭＤの運動レベルと比較し、その比較に少なくとも部分的に基づいて患者の運動レベルを同定し、
   同定された患者の運動レベルに少なくとも部分的に基づいて、ペーシングレートパラメータを設定するように構成されている、ＩＭＤ。
2. 較正時間枠の後、前記コントローラはさらに、
   内発的に開始された心拍の直後に続くペーシングで開始された心拍について、ペーシングで開始された心拍の心収縮期中に運動センサを使用してＩＭＤの運動レベルを同定し、オフセットを適用し、適用されたオフセットと共に同定されたＩＭＤの運動レベルを、直前の内発的に開始された心拍について同定されたＩＭＤの運動レベルと比較し、その比較に少なくとも部分的に基づいて患者の運動レベルを同定するように構成されている、請求項１に記載のＩＭＤ。
3. 較正時間枠の後、前記コントローラはさらに、
   内発的に開始された心拍の直後に続く内発的に開始された心拍について、内発的に開始された心拍の心収縮期中に運動センサを使用してＩＭＤの運動レベルを同定し、同定されたＩＭＤの運動レベルを、１つ又は複数の以前の内発的に開始された心拍について同定されたＩＭＤの運動レベルと比較し、その比較に少なくとも部分的に基づいて患者の運動レベルを同定するように構成されている、請求項２に記載のＩＭＤ。
4. 較正時間枠の後、前記コントローラはさらに、
   ペーシングで開始された心拍の直後に続くペーシングで開始された心拍について、コントローラは、ペーシングで開始された心拍の心収縮期中に運動センサを使用してＩＭＤの運動レベルを同定し、同定されたＩＭＤの運動レベルを、１つ又は複数の以前のペーシングで開始された心拍について同定されたＩＭＤの運動レベルと比較し、その比較に少なくとも部分的に基づいて患者の運動レベルを同定するように構成されている、請求項３に記載のＩＭＤ。
5. Ｎ個の内発的に開始された心拍は、Ｎ個の連続した内発的に開始された心拍である、請求項１〜４のいずれか一項に記載のＩＭＤ。
6. Ｎ個のペーシングで開始された心拍は、Ｎ個の連続したペーシングで開始された心拍である、請求項１〜５のいずれか一項に記載のＩＭＤ。
7. 較正時間枠は、患者の活動が低いと予想される時間枠である、請求項１〜６のいずれか一項に記載のＩＭＤ。
8. 患者の特定の姿勢がＩＭＤによって検出された後に較正時間枠が開始される、請求項１〜７のいずれか一項に記載のＩＭＤ。
9. ＩＭＤは、Ｎ個の異なる姿勢の各々を検出するように構成されており、ここでＮは２よりも大きく、コントローラは、
   Ｎ個の異なる姿勢ごとに較正時間枠を同定し、各較正時間枠の間に、
   Ｎ個の内発的に開始された心拍の心収縮期中に運動センサを使用してＩＭＤの運動レベルを同定することによって、対応する姿勢の基準内発的運動レベルを同定し、ここでＮは２よりも大きく、
   Ｎ個のペーシングで開始された心拍の心収縮期中に運動センサを使用してＩＭＤの運動レベルを同定することによって、対応する姿勢の基準ペーシング運動レベルを同定し、ここでＮは２よりも大きく、
   対応する姿勢に対応する基準内発的運動レベル及び対応する姿勢に対応する基準ペーシング運動レベルに少なくとも部分的に基づいて、Ｎ個の異なる姿勢のそれぞれについてオフセットを決定し、
   Ｎ個の異なる姿勢のそれぞれについての較正時間枠の後、
   患者の現在の姿勢をＮ個の異なる姿勢のうちの１つとして同定し、
   ペーシングで開始された心拍の直後に続く内発的に開始された心拍について、内発的に開始された心拍の心収縮期中に運動センサを使用してＩＭＤの運動レベルを同定し、現在の姿勢に対応するオフセットを適用し、適用された現在の姿勢に対応するオフセットと共に同定されたＩＭＤの運動レベルを、直前のペーシングで開始された心拍について同定されたＩＭＤの運動レベルと比較し、その比較に少なくとも部分的に基づいて患者の運動レベルを同定するように構成されている、請求項８に記載のＩＭＤ。
10. 較正時間枠は特定の時刻に開始される、請求項１〜９のいずれか一項に記載のＩＭＤ。
11. 患者の運動レベルが少なくとも所定の期間にわたって閾値を下回った後に較正時間枠が開始される、請求項１〜１０のいずれか一項に記載のＩＭＤ。