JP2002514478A - 調整可能心房心室遅延を使った心臓ペーシング - Google Patents
調整可能心房心室遅延を使った心臓ペーシングInfo
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Abstract
(57)【要約】
心室ペーシングパルスの最適タイミングのため心房心室遅延を計算するシステムを使って、収縮性（収縮期またはＬＶ＋ｄｐ／ｄｔ中のピーク左心室圧変化）または拍動量（大動脈パルス圧）等のパラメータについて最適血液力学心臓機能を提供するためのペーシングシステムである。このシステムは複数の血液力学パラメータのほぼ最適ペーシングのオプションを提供する。このシステムは最適心室ペーシングタイミング信号で予測可能関係を持つ電気的または機械的イベントを使って正しいタイミングを導き出す。
Description
【０００１】 （発明の分野） 本発明は全体として心臓ペーシングのための方法および装置、特に各種心臓機
能パラメータを改善するため調整可能心房心室時間遅延を行うペーシングシステ
ムに関する。
能パラメータを改善するため調整可能心房心室時間遅延を行うペーシングシステ
ムに関する。
【０００２】 本特許出願は、早期に出願した１９９８年５月８日出願の米国暫定特許出願第
６０／０８４，７０３号および３５ＵＳＣ第１１９条（ｅ）による１９９８年５
月８日出願の米国特許出願シリアル番号第０９／０７５，２７８号の利益を主張
する。
６０／０８４，７０３号および３５ＵＳＣ第１１９条（ｅ）による１９９８年５
月８日出願の米国特許出願シリアル番号第０９／０７５，２７８号の利益を主張
する。
【０００３】 （発明の背景） 心臓は循環系統の中心である。これは、２つの大きなポンピング機能を実行し
、右および左の心臓「ポンプ」に分けることのできる器官である。左の心臓ポン
プは酸素の入った血液を肺から引出し、身体器官に送り出す。右の心臓ポンプは
身体器官から血液を引出し、肺に送り出す。人間の心臓では、右の心臓ポンプは
患者の右側に、左の心臓ポンプは患者の左側にある。図１のような本書の図面に
心臓の「上面」図を示すが、これは医師が心臓切開手術中に観察する図である。
そのため、左の心臓ポンプは図１の右側に、右心臓ポンプは図１の左側にある。
各心臓ポンプは心房と呼ばれる上室と心室と呼ばれる下室とを含む。そのため、
左心臓ポンプは僧帽弁と呼ばれる弁で分離された左心房（ＬＡ）と左心室（ＬＶ
）とを含む。右心臓ポンプは、三尖弁と呼ばれる弁で分離された右心房（ＲＡ）
と右心室（ＲＶ）とを含む。
、右および左の心臓「ポンプ」に分けることのできる器官である。左の心臓ポン
プは酸素の入った血液を肺から引出し、身体器官に送り出す。右の心臓ポンプは
身体器官から血液を引出し、肺に送り出す。人間の心臓では、右の心臓ポンプは
患者の右側に、左の心臓ポンプは患者の左側にある。図１のような本書の図面に
心臓の「上面」図を示すが、これは医師が心臓切開手術中に観察する図である。
そのため、左の心臓ポンプは図１の右側に、右心臓ポンプは図１の左側にある。
各心臓ポンプは心房と呼ばれる上室と心室と呼ばれる下室とを含む。そのため、
左心臓ポンプは僧帽弁と呼ばれる弁で分離された左心房（ＬＡ）と左心室（ＬＶ
）とを含む。右心臓ポンプは、三尖弁と呼ばれる弁で分離された右心房（ＲＡ）
と右心室（ＲＶ）とを含む。
【０００４】 血液は次の経路で循環系を流れる。抹消静脈系（身体器官を通じて移動された
血液）からＲＡ、ＲＡから三尖弁を通じてＲＶ、ＲＶから肺動脈弁を通じて肺動
脈へ流れる。肺からの酸化血液は肺静脈から引き出されてＬＡへ、ＬＡから僧帽
弁を通じてＬＶへ、最終的にＬＶから大動脈弁を通じて抹消動脈系へ（血液を身
体器官へ移動）流れる。
血液）からＲＡ、ＲＡから三尖弁を通じてＲＶ、ＲＶから肺動脈弁を通じて肺動
脈へ流れる。肺からの酸化血液は肺静脈から引き出されてＬＡへ、ＬＡから僧帽
弁を通じてＬＶへ、最終的にＬＶから大動脈弁を通じて抹消動脈系へ（血液を身
体器官へ移動）流れる。
【０００５】 通常、心臓ポンプは同期して動き、正しいポンピングアクションによって肺か
ら身体器官へ酸素の入った血液を供給できるようにする。正常な心臓は、電気パ
ルスを心筋組織に伝播させ必要な心房および心室収縮を行わせる複雑な伝導シス
テムによってこの同期を提供する。心拍は、リズミックな心臓ポンピングを提供
するための心臓の正しい部分への電気パルスの定期的トレインの結果である。心
筋は電気信号の受信によって筋肉組織を収縮させることでポンピングを行い、ポ
ンピングアクションは血流を一方向に流す心臓弁のシステムによって可能となる
。そのため、心臓は複雑な電気的機械的ネットワークを含む。
ら身体器官へ酸素の入った血液を供給できるようにする。正常な心臓は、電気パ
ルスを心筋組織に伝播させ必要な心房および心室収縮を行わせる複雑な伝導シス
テムによってこの同期を提供する。心拍は、リズミックな心臓ポンピングを提供
するための心臓の正しい部分への電気パルスの定期的トレインの結果である。心
筋は電気信号の受信によって筋肉組織を収縮させることでポンピングを行い、ポ
ンピングアクションは血流を一方向に流す心臓弁のシステムによって可能となる
。そのため、心臓は複雑な電気的機械的ネットワークを含む。
【０００６】 循環系を通じて血液をポンピングするため、収縮する心臓は心臓サイクルを実
行する。心臓サイクルは、収縮期と拡張期とから成る。収縮中、心室筋肉細胞が
収縮して、肺動脈循環および系統循環両方を通じて血液を送り出す。拡張中、心
室筋肉細胞は弛緩して、心室内の圧力が心房内より下がり、心室に血液が再充填
され始める。
行する。心臓サイクルは、収縮期と拡張期とから成る。収縮中、心室筋肉細胞が
収縮して、肺動脈循環および系統循環両方を通じて血液を送り出す。拡張中、心
室筋肉細胞は弛緩して、心室内の圧力が心房内より下がり、心室に血液が再充填
され始める。
【０００７】 正常状態では、心臓ポンピングは非常に効率的である。この高効率の１側面は
、逐次的な心房一心室収縮による。拡張終了近く、心房が収縮し、余分な血液量
を強制的に心室に送る。そのため、心室はより多くの血液（プレロード）を次の
拡張中に送り出す。血液ポンピングのこの高効率の別の側面は、ネットワークま
たは高速心室伝導システムによる。図１に示すように、このシステムは、ヒス束
および心室の心臓内面の大半を覆う高速伝導パーキンジェ繊維の大規模ネットワ
ークから延びる伝導組織の右および左束分岐を含む。心房からの電気信号は束分
岐を通じてパーキンジェ繊維に中継され、パーキンジェ繊維網によって心室の各
領域に中継される。そのため、心室筋肉細胞全体が拡張中、同期して収縮するこ
とができる。この同期収縮によってポンピング力が強化される。
、逐次的な心房一心室収縮による。拡張終了近く、心房が収縮し、余分な血液量
を強制的に心室に送る。そのため、心室はより多くの血液（プレロード）を次の
拡張中に送り出す。血液ポンピングのこの高効率の別の側面は、ネットワークま
たは高速心室伝導システムによる。図１に示すように、このシステムは、ヒス束
および心室の心臓内面の大半を覆う高速伝導パーキンジェ繊維の大規模ネットワ
ークから延びる伝導組織の右および左束分岐を含む。心房からの電気信号は束分
岐を通じてパーキンジェ繊維に中継され、パーキンジェ繊維網によって心室の各
領域に中継される。そのため、心室筋肉細胞全体が拡張中、同期して収縮するこ
とができる。この同期収縮によってポンピング力が強化される。
【０００８】 心臓機能を評価するため、心臓が系統循環を通じて血液をポンピングする能力
を直接判断するＬＶ収縮性能を調べることが重要である。心臓の機能評価には様
々な方法がある。１つの方法は、ＬＶのポンプとしての効果を判断するためＬＶ
がどのくらいうまく収縮するかを調べるものである。図２からわかるように、左
束分岐を下に伝播する電気信号が中隔壁Ｍおよび横壁Ｎの筋肉細胞を刺激した後
、ＬＶが収縮を始める。図３では、壁ＭおよびＮは互いに対して押しつけられ心
室の血液を送り出すよう収縮している。ＬＶ収縮効果の１つの尺度は「収縮率（
ｃｏｎｔｒａｃｔｉｌｉｔｙ）」と呼ばれる。左心室収縮率はＬＶ筋肉細胞の収
縮力の全体強度の尺度である。これは、ＬＶ筋肉組織の健康度と、壁ＭおよびＮ
を含むＬＶ全体の収縮の調整との関数である。このような調整は左束分岐の健康
度と高速伝導パーキンジェ繊維網の健康度とに依存する。ＬＶ収縮率は、収縮中
のＬＶ圧変化のピークプラス率を測定することによって推定する。数学用語では
、これはＬＶ圧の最大プラス導関数で、「ＬＶ＋ｄｐ／ｄｔ」によって表される
。 ＬＶ収縮機能はまた、１収縮あたりにＬＶから送り出される血液量である拍動
量によって測定する。拍動量は心房パルス圧（ＰＰ）を測定することによって推
定できる。
を直接判断するＬＶ収縮性能を調べることが重要である。心臓の機能評価には様
々な方法がある。１つの方法は、ＬＶのポンプとしての効果を判断するためＬＶ
がどのくらいうまく収縮するかを調べるものである。図２からわかるように、左
束分岐を下に伝播する電気信号が中隔壁Ｍおよび横壁Ｎの筋肉細胞を刺激した後
、ＬＶが収縮を始める。図３では、壁ＭおよびＮは互いに対して押しつけられ心
室の血液を送り出すよう収縮している。ＬＶ収縮効果の１つの尺度は「収縮率（
ｃｏｎｔｒａｃｔｉｌｉｔｙ）」と呼ばれる。左心室収縮率はＬＶ筋肉細胞の収
縮力の全体強度の尺度である。これは、ＬＶ筋肉組織の健康度と、壁ＭおよびＮ
を含むＬＶ全体の収縮の調整との関数である。このような調整は左束分岐の健康
度と高速伝導パーキンジェ繊維網の健康度とに依存する。ＬＶ収縮率は、収縮中
のＬＶ圧変化のピークプラス率を測定することによって推定する。数学用語では
、これはＬＶ圧の最大プラス導関数で、「ＬＶ＋ｄｐ／ｄｔ」によって表される
。 ＬＶ収縮機能はまた、１収縮あたりにＬＶから送り出される血液量である拍動
量によって測定する。拍動量は心房パルス圧（ＰＰ）を測定することによって推
定できる。
【０００９】 心筋細胞は、機械的収縮を行うにはその前に電気的に励起される必要がある。
励起（減極）中、電気信号が生成され、これを心臓内および心臓外で記録するこ
とができる。記録された信号は一般に心電図（ＥＣＧ）と呼ばれる。心臓内で記
録されたＥＣＧは電位図ともよばれ、心房もしくは心室の心臓内または心臓外に
配置した電極から記録される。心臓外で記録したＥＣＧは、通常は身体の皮膚に
取りつけた２個以上の電極から記録されるため、しばしば表面ＥＣＧと呼ばれる
。完全な表面ＥＣＧ記録は１２リード構成によるものである。
励起（減極）中、電気信号が生成され、これを心臓内および心臓外で記録するこ
とができる。記録された信号は一般に心電図（ＥＣＧ）と呼ばれる。心臓内で記
録されたＥＣＧは電位図ともよばれ、心房もしくは心室の心臓内または心臓外に
配置した電極から記録される。心臓外で記録したＥＣＧは、通常は身体の皮膚に
取りつけた２個以上の電極から記録されるため、しばしば表面ＥＣＧと呼ばれる
。完全な表面ＥＣＧ記録は１２リード構成によるものである。
【００１０】 ＥＣＧの特長は、電気的活動の起点によりラベル付けされる。心房および心室
内の内在的減極に対応する信号はそれぞれ、Ｐ波およびＱＲＳ合成と呼ばれる。
ＱＲＳ合成自身はＱ波、Ｒ波およびＳ波から構成される。Ｐ波からＲ波までの時
間間隔はＰＲ間隔と呼ばれる。これは、心房および心室の電気的励起間の遅延尺
度である。
内の内在的減極に対応する信号はそれぞれ、Ｐ波およびＱＲＳ合成と呼ばれる。
ＱＲＳ合成自身はＱ波、Ｒ波およびＳ波から構成される。Ｐ波からＲ波までの時
間間隔はＰＲ間隔と呼ばれる。これは、心房および心室の電気的励起間の遅延尺
度である。
【００１１】 心臓が正常に作動するのを妨害するいくつかの心臓疾患について研究されてい
る。このような疾患の１つに、電気信号が高速伝導パーキンジェ繊維網の一部ま
たは全部を通じた電気信号の伝播をブロックする、ＬＶ伝導システムの変質があ
る。ＬＶの高速伝導パーキンジェ繊維網を通じた励起信号を受け取らない部分は
、筋肉組織伝導を介してしか励起できず、これは低速で逐次的なものである。そ
の結果、ＬＶのこれら部分の収縮は、同期せず段階的に発生することになる。例
えば、壁Ｎが伝導異常の影響を受けると、正常伝導の影響を受ける壁Ｍより遅く
収縮する。ＬＶ壁のこのような非同期伝導はＬＶの収縮率（ポンピング力）を低
下させ、ＬＶ＋ｄｐ／ｄｔ（ＬＶ圧の最大プラス導関数）も下げる。
る。このような疾患の１つに、電気信号が高速伝導パーキンジェ繊維網の一部ま
たは全部を通じた電気信号の伝播をブロックする、ＬＶ伝導システムの変質があ
る。ＬＶの高速伝導パーキンジェ繊維網を通じた励起信号を受け取らない部分は
、筋肉組織伝導を介してしか励起できず、これは低速で逐次的なものである。そ
の結果、ＬＶのこれら部分の収縮は、同期せず段階的に発生することになる。例
えば、壁Ｎが伝導異常の影響を受けると、正常伝導の影響を受ける壁Ｍより遅く
収縮する。ＬＶ壁のこのような非同期伝導はＬＶの収縮率（ポンピング力）を低
下させ、ＬＶ＋ｄｐ／ｄｔ（ＬＶ圧の最大プラス導関数）も下げる。
【００１２】 心臓の別の疾患は、ＬＶ中の血液がＬＡに逆流する時であり、これによって拍
動量および心臓出力が低下する。この疾患は僧帽弁逆流と呼ばれ、僧帽弁の不全
、拡張心室またはＬＶ圧とＬＡ圧との異常な関係によって起こることがある。逆
流量は、僧帽弁の状態、ＬＶおよびＬＡ内の圧力、左心臓ポンプを通じた血液流
量の複合関数である。
動量および心臓出力が低下する。この疾患は僧帽弁逆流と呼ばれ、僧帽弁の不全
、拡張心室またはＬＶ圧とＬＡ圧との異常な関係によって起こることがある。逆
流量は、僧帽弁の状態、ＬＶおよびＬＡ内の圧力、左心臓ポンプを通じた血液流
量の複合関数である。
【００１３】 これら疾患は、患者の中で別途または組み合わせて発見されることがある。例
えば、うっ血性心不全（ＣＨＦ）を示す患者に両方の疾患が見られる。うっ血性
心不全（ＣＨＦ）は心臓血管系の疾患である。一般に、ＣＨＦは心不全の結果と
して異常循環性うっ血が存在する心臓疾患状態を指す。循環性うっ血は、心臓内
の血液量が増加するが拍動量は低下する状態である。心臓出力低下は、僧帽弁逆
流（ＬＶからＬＡへの血液の逆流）と内在心室伝導疾患（心室筋肉細胞の非同期
収縮）とを含む複数の疾患による場合があるが、これらはＣＨＦ患者の二大疾患
である。
えば、うっ血性心不全（ＣＨＦ）を示す患者に両方の疾患が見られる。うっ血性
心不全（ＣＨＦ）は心臓血管系の疾患である。一般に、ＣＨＦは心不全の結果と
して異常循環性うっ血が存在する心臓疾患状態を指す。循環性うっ血は、心臓内
の血液量が増加するが拍動量は低下する状態である。心臓出力低下は、僧帽弁逆
流（ＬＶからＬＡへの血液の逆流）と内在心室伝導疾患（心室筋肉細胞の非同期
収縮）とを含む複数の疾患による場合があるが、これらはＣＨＦ患者の二大疾患
である。
【００１４】 心臓疾患を持つ患者は、心臓ペーシングで利益を享受することができる。例え
ば、ペーシングシステムはＬＶ収縮率、（収縮中のプラスのＬＶ圧変化）または
拍動量（心房パルス圧）を改善するペーシングを提供できるが、周知のシステム
は複雑な測定が必要で、これら心臓機能パラメータを自動的に最適化することが
できない。さらに、測定は患者固有で、動作の間、実質的な監視および較正が必
要である。そのため、ＬＶ収縮率、（収縮中のピークプラスＬＶ圧変化、ＬＶ＋
ｄｐ／ｄｔ）、心臓拍動量（パルス圧）を限定せずに含む各種心臓パラメータの
最適化のため容易に適応可能なシステムが必要とされる。このシステムはプログ
ラムが簡単で単純な患者固有の測定を使って動作するものでなければならない。
ば、ペーシングシステムはＬＶ収縮率、（収縮中のプラスのＬＶ圧変化）または
拍動量（心房パルス圧）を改善するペーシングを提供できるが、周知のシステム
は複雑な測定が必要で、これら心臓機能パラメータを自動的に最適化することが
できない。さらに、測定は患者固有で、動作の間、実質的な監視および較正が必
要である。そのため、ＬＶ収縮率、（収縮中のピークプラスＬＶ圧変化、ＬＶ＋
ｄｐ／ｄｔ）、心臓拍動量（パルス圧）を限定せずに含む各種心臓パラメータの
最適化のため容易に適応可能なシステムが必要とされる。このシステムはプログ
ラムが簡単で単純な患者固有の測定を使って動作するものでなければならない。
【００１５】 （発明の概要） 本特許出願は、心室機能を最大限にする最適タイミングの心室ペーシングの送
り出しに対し予測可能なタイミング関係を持つ心房または心室の内在的電気的ま
たは機械的イベントを判断することによって、心室ペーシングに最適化したタイ
ミングを提供するための複数の方法を説明する。この関係によって、最適ペーシ
ングタイミングを設定するため心房の感知された電気的Ｐ波に対する心室ペーシ
ングパルスの送り出しに使われる心房心室遅延の予測が可能になる。また、これ
らイベントを測定し、上記タイミング関係を導出するための実施例が提供される
。当業者はこの記述を読み、本発明から逸脱することなく他のイベントを使える
ことを理解する。
り出しに対し予測可能なタイミング関係を持つ心房または心室の内在的電気的ま
たは機械的イベントを判断することによって、心室ペーシングに最適化したタイ
ミングを提供するための複数の方法を説明する。この関係によって、最適ペーシ
ングタイミングを設定するため心房の感知された電気的Ｐ波に対する心室ペーシ
ングパルスの送り出しに使われる心房心室遅延の予測が可能になる。また、これ
らイベントを測定し、上記タイミング関係を導出するための実施例が提供される
。当業者はこの記述を読み、本発明から逸脱することなく他のイベントを使える
ことを理解する。
【００１６】 いくつかの実施例では、これら測定値を使って収縮中の圧力変化の最大率で測
定する心室収縮率を最適化する。他の実施例では、これら測定値を使って心房パ
ルス圧で測定する拍動量を最適化する。他の実施例では、ペーシングの簡易タイ
ミングを利用して収縮中のピーク正圧変化と心房パルス圧の両方をほぼ最適に改
良する。ある実施例では、このペーシングは心房心室遅延時間間隔を調整するこ
とによって行うが、これは所望の心臓パラメータ最適化を達成するため、ペーシ
ングパルスを送り出す感知されたＰ波の後の時間間隔である。 この発明の概要は請求の対象を限定するためのものでなく、発明の範囲は添付
の請求の範囲とその同等物によって定義される。
定する心室収縮率を最適化する。他の実施例では、これら測定値を使って心房パ
ルス圧で測定する拍動量を最適化する。他の実施例では、ペーシングの簡易タイ
ミングを利用して収縮中のピーク正圧変化と心房パルス圧の両方をほぼ最適に改
良する。ある実施例では、このペーシングは心房心室遅延時間間隔を調整するこ
とによって行うが、これは所望の心臓パラメータ最適化を達成するため、ペーシ
ングパルスを送り出す感知されたＰ波の後の時間間隔である。 この発明の概要は請求の対象を限定するためのものでなく、発明の範囲は添付
の請求の範囲とその同等物によって定義される。
【００１７】 （詳細な説明） 以下の詳細な説明では、本書の一部を形成する添付の図面に言及するが、これ
は本発明を実施できる特定の実施例を図解するために示すものである。これら実
施例を当業者が本発明を実施および利用できるように詳細に説明するが、他の実
施例を利用できること、本発明の精神と範囲を逸脱することなく、電気的、論理
的および構造的変化が可能であることが理解される。そのため、以下の詳細な説
明を限定的な意味で捉えてはならず、本発明の範囲は添付の請求の範囲およびそ
の同等物によって定義される。
は本発明を実施できる特定の実施例を図解するために示すものである。これら実
施例を当業者が本発明を実施および利用できるように詳細に説明するが、他の実
施例を利用できること、本発明の精神と範囲を逸脱することなく、電気的、論理
的および構造的変化が可能であることが理解される。そのため、以下の詳細な説
明を限定的な意味で捉えてはならず、本発明の範囲は添付の請求の範囲およびそ
の同等物によって定義される。
【００１８】 本書で示す実施例の一部は、移植可能心臓ペースメーカー内で説明するが、こ
れは当業で周知の多数のペーシングモードを含むことができる。但し、これら実
施例は本システムの用途の一部を示すもので、全てまたは排他的な意味ではない
。例えば、本システムは広範囲の移植可能および外部装置において実施できる。
れは当業で周知の多数のペーシングモードを含むことができる。但し、これら実
施例は本システムの用途の一部を示すもので、全てまたは排他的な意味ではない
。例えば、本システムは広範囲の移植可能および外部装置において実施できる。
【００１９】 本システムは様々な心臓機能測定に基づく心臓収縮機能を最適化するための手
段を提供する。この開示は、なかでも特に心臓ポンピング強度および拍動量を最
適化するために有益な多数の実施例を提供する。本書で説明する概念は、この説
明を読んで理解すれば当業者が容易に理解するであろう多数の用途で用いること
ができる。本書で明示的に提供する心臓機能測定には、収縮率、ピークプラス心
室圧変化、拍動量およびパルス圧が含まれる。他の心臓機能は、本書の教えを使
って最大限にすることができるため、この開示の明示的な教えは排他的または限
定的なものではない。これら概念は左心室によって明示的に説明するが、右心室
を含む心臓の他の室への適用は、本発明から逸脱することなく当業者によって容
易に理解される。
段を提供する。この開示は、なかでも特に心臓ポンピング強度および拍動量を最
適化するために有益な多数の実施例を提供する。本書で説明する概念は、この説
明を読んで理解すれば当業者が容易に理解するであろう多数の用途で用いること
ができる。本書で明示的に提供する心臓機能測定には、収縮率、ピークプラス心
室圧変化、拍動量およびパルス圧が含まれる。他の心臓機能は、本書の教えを使
って最大限にすることができるため、この開示の明示的な教えは排他的または限
定的なものではない。これら概念は左心室によって明示的に説明するが、右心室
を含む心臓の他の室への適用は、本発明から逸脱することなく当業者によって容
易に理解される。
【００２０】 本特許出願は、１９９８年５月８日に出願した米国暫定特許出願シリアル番号
第６０／０８４，７０４号および１９９８年５月８日に出願した米国特許出願シ
リアル番号第０９／０７５，２７８号の記述、図面、補遺その他を含む明細書全
体を言及によって組み込む。
第６０／０８４，７０４号および１９９８年５月８日に出願した米国特許出願シ
リアル番号第０９／０７５，２７８号の記述、図面、補遺その他を含む明細書全
体を言及によって組み込む。
【００２１】 本内容の発明者らは、心臓疾患の処置に使えるペーシングシステム開発のため
多数の試験および実験を実施した。このシステムには、心室収縮率、収縮期中の
最大圧力変化率、拍動量、およびパルス圧を限定せずに含む様々な心臓機能パラ
メータの最適化に有利である方法および装置を含む。本書の実施例は、心臓機能
パラメータの最適化のため左心室（ＬＶ）、右心室（ＲＶ）または両方（ＢＶ）
のペーシングをタイミングするのに右心房（ＲＡ）イベント感知を利用する。但
し、これらは他のペーシング構成にも適用可能であることが理解される。本書の
教えは、中でも特に様々な心臓疾患の取り扱いに選択可能な最適ペーシングであ
る。異常には、うっ血性心不全（ＣＨＦ）、僧帽弁逆流、心室伝導異常が限定せ
ずに含まれる。本書に示す最適ペーシングには、圧力、血流または一般に移植可
能ペーシング装置によって行われない測定等、患者固有の血流力学パラメータの
測定値を使わない実施例が含まれ、本システムは特定の患者のニーズを満たすた
め自動調整が可能である。
多数の試験および実験を実施した。このシステムには、心室収縮率、収縮期中の
最大圧力変化率、拍動量、およびパルス圧を限定せずに含む様々な心臓機能パラ
メータの最適化に有利である方法および装置を含む。本書の実施例は、心臓機能
パラメータの最適化のため左心室（ＬＶ）、右心室（ＲＶ）または両方（ＢＶ）
のペーシングをタイミングするのに右心房（ＲＡ）イベント感知を利用する。但
し、これらは他のペーシング構成にも適用可能であることが理解される。本書の
教えは、中でも特に様々な心臓疾患の取り扱いに選択可能な最適ペーシングであ
る。異常には、うっ血性心不全（ＣＨＦ）、僧帽弁逆流、心室伝導異常が限定せ
ずに含まれる。本書に示す最適ペーシングには、圧力、血流または一般に移植可
能ペーシング装置によって行われない測定等、患者固有の血流力学パラメータの
測定値を使わない実施例が含まれ、本システムは特定の患者のニーズを満たすた
め自動調整が可能である。
【００２２】 ＡＶＤ時間間隔 ペースメーカー等の移植可能リズム管理装置は、異常心臓機能を持つ患者の処
置に有益である。あるペーシング療法はＤＤＤペーシングモードと呼ばれる。Ｄ
ＤＤペーシングモードでは、ペーシング電極は心房（例えばＲＡ）および心室の
一方または両方に配置する。これら電極は、心房および心室からの電気信号の感
知にも使える。装置は、心房中の信号を感知すると、心房へのペーシングパルス
の送り出しを禁止するか、あるいは所定期間終了後に心房をペーシングする。装
置が心房を感知あるいはペーシングする時は常に、イベントマーカーを生成し、
同時に心房心室遅延（ＡＶＤ）時間間隔を開始する。この遅延間隔終了時、装置
が心室からの信号を感知しないと、装置は心室をペーシングする。心電図信号の
Ｐ波に対して心室ペーシング信号を提供するシステムとは、感知したＰ波から心
室ペーシング信号の送り出しまでの時間遅延としての心房心室時間遅延間隔（Ａ
ＶＤ時間間隔）を指す。ＣＨＦ状態等の心室伝導疾患を示す患者には、ＬＶ伝導
システムの変性がある患者は、ＬＶの影響を受ける部分（例えば横壁Ｎ）のペー
シングを、内在伝導（例えば壁Ｍ）によって励起されるＬＶの他の部分と収縮を
協調させるだけ早く行う必要があるため、ＰＲ時間間隔より短いＡＶＤ時間間隔
を使った療法が収縮率を改善できる。正しいタイミングの心室ペーシングは両壁
ＭおよびＮの収縮を協調させて収縮率を増加することができる。
置に有益である。あるペーシング療法はＤＤＤペーシングモードと呼ばれる。Ｄ
ＤＤペーシングモードでは、ペーシング電極は心房（例えばＲＡ）および心室の
一方または両方に配置する。これら電極は、心房および心室からの電気信号の感
知にも使える。装置は、心房中の信号を感知すると、心房へのペーシングパルス
の送り出しを禁止するか、あるいは所定期間終了後に心房をペーシングする。装
置が心房を感知あるいはペーシングする時は常に、イベントマーカーを生成し、
同時に心房心室遅延（ＡＶＤ）時間間隔を開始する。この遅延間隔終了時、装置
が心室からの信号を感知しないと、装置は心室をペーシングする。心電図信号の
Ｐ波に対して心室ペーシング信号を提供するシステムとは、感知したＰ波から心
室ペーシング信号の送り出しまでの時間遅延としての心房心室時間遅延間隔（Ａ
ＶＤ時間間隔）を指す。ＣＨＦ状態等の心室伝導疾患を示す患者には、ＬＶ伝導
システムの変性がある患者は、ＬＶの影響を受ける部分（例えば横壁Ｎ）のペー
シングを、内在伝導（例えば壁Ｍ）によって励起されるＬＶの他の部分と収縮を
協調させるだけ早く行う必要があるため、ＰＲ時間間隔より短いＡＶＤ時間間隔
を使った療法が収縮率を改善できる。正しいタイミングの心室ペーシングは両壁
ＭおよびＮの収縮を協調させて収縮率を増加することができる。
【００２３】 拍動量が低下している患者は、僧帽弁逆流効果を減らし、心房パルス圧を上げ
るために短いＡＶＤ時間間隔が有利である。さらに、うっ血性心不全（ＣＨＦ）
患者については、そのＰＲ間隔を延ばしてＡＶ同期をある程度減らすことができ
る。ＡＶ同期をこのように減らすことで僧帽弁逆流をさらに増やし、ＬＶのプレ
ロードの効果を減らすことができる。短いＡＶＤ時間間隔を使うことは、ＬＶ収
縮を初期に強制することによって僧帽弁逆流の影響を減らすことで、パルス圧を
上げることになる。
るために短いＡＶＤ時間間隔が有利である。さらに、うっ血性心不全（ＣＨＦ）
患者については、そのＰＲ間隔を延ばしてＡＶ同期をある程度減らすことができ
る。ＡＶ同期をこのように減らすことで僧帽弁逆流をさらに増やし、ＬＶのプレ
ロードの効果を減らすことができる。短いＡＶＤ時間間隔を使うことは、ＬＶ収
縮を初期に強制することによって僧帽弁逆流の影響を減らすことで、パルス圧を
上げることになる。
【００２４】 収縮期の心臓心室収縮率および最大左心室圧変化の最適化 収縮期の左心室収縮率（ポンピング力）と左心室圧のピークプラス変化率（「
ＬＶ＋ｄｐ／ｄｔ」と省略）とは関連する心臓機能パラメータである。例えば、
ＬＶ収縮率の増加は、収縮期の左心室圧変化の増加として測定において観察され
る。
ＬＶ＋ｄｐ／ｄｔ」と省略）とは関連する心臓機能パラメータである。例えば、
ＬＶ収縮率の増加は、収縮期の左心室圧変化の増加として測定において観察され
る。
【００２５】 図４Ａは、Ｐ波を追う内在またはペーシングしていない左心室圧曲線を示す。
Ｙイベントは内在ＬＶ圧増加の始まりである。図４ＢはＰ波を追うＱＲＳ合成で
ある内在左心室電位図を示す。Ｑ＊はＱＲＳ合成の始まりに発生する電気信号で
ある。ＲはＱＲＳ合成の最大ピークである。図４Ｂで、Ｑ＊イベントは図４Ａの
Ｙイベントをリードする。図４Ｃは、ＬＶ収縮率を最大限にした最適ペーシング
状態のタイミング図を示す。ＡＶＤｃ時間間隔はＰ波マーカーと心室ペーシング
マーカーＶとの間の時間に等しく、そのペーシングは最大ＬＶ収縮率を提供する
。そのため、これは収縮率について最適な心房心室遅延と呼ばれる。図４Ｃにお
いて、図４Ａおよび４Ｂで内在心臓活動から発生するＰｉマーカーに対し、Ｐｐ
マーカーはペーシング状態からのものであることに注意する。そのため、Ｐｐは
Ｐ１−とは異なる時間に発生する。さらに、図は縮尺通りではない。
Ｙイベントは内在ＬＶ圧増加の始まりである。図４ＢはＰ波を追うＱＲＳ合成で
ある内在左心室電位図を示す。Ｑ＊はＱＲＳ合成の始まりに発生する電気信号で
ある。ＲはＱＲＳ合成の最大ピークである。図４Ｂで、Ｑ＊イベントは図４Ａの
Ｙイベントをリードする。図４Ｃは、ＬＶ収縮率を最大限にした最適ペーシング
状態のタイミング図を示す。ＡＶＤｃ時間間隔はＰ波マーカーと心室ペーシング
マーカーＶとの間の時間に等しく、そのペーシングは最大ＬＶ収縮率を提供する
。そのため、これは収縮率について最適な心房心室遅延と呼ばれる。図４Ｃにお
いて、図４Ａおよび４Ｂで内在心臓活動から発生するＰｉマーカーに対し、Ｐｐ
マーカーはペーシング状態からのものであることに注意する。そのため、Ｐｐは
Ｐ１−とは異なる時間に発生する。さらに、図は縮尺通りではない。
【００２６】 実験において、発明者らは最大収縮率のためのペーシング時、Ｑ＊、Ｙおよび
Ｒイベントは、ＡＶＤｃ−で最適タイミングしたＶペーシング信号に対し比較的
予測可能なタイミング関係を持つことを発見した。さらに発明者らは、最大収縮
率、ＡＶＤｃ−について最適心房心室遅延に対しＰＱ＊間隔（ＰイベントとＱ＊
イベントの間の時間差）をマッピングした線形モデルを作成できることを発見し
た。さらに、ＡＶＤｃ−に対するＰＹとＰＲとの線形マッピングは可能だが、マ
ッピングによって係数が異なる。
Ｒイベントは、ＡＶＤｃ−で最適タイミングしたＶペーシング信号に対し比較的
予測可能なタイミング関係を持つことを発見した。さらに発明者らは、最大収縮
率、ＡＶＤｃ−について最適心房心室遅延に対しＰＱ＊間隔（ＰイベントとＱ＊
イベントの間の時間差）をマッピングした線形モデルを作成できることを発見し
た。さらに、ＡＶＤｃ−に対するＰＹとＰＲとの線形マッピングは可能だが、マ
ッピングによって係数が異なる。
【００２７】 ある実施例では、内在ＰＱ＊時間間隔を患者について測定する。これは、ペー
シング信号を適用しない時のＰ波とＱ＊イベントとの時間間隔である。ＰＱ＊時
間間隔を記録・平均した後、ＬＶ＋ｄｐ／ｄｔ（ピークプラス左心室圧変化）を
監視しながら心房心室遅延を変化させペーシング信号を適用する。そして最大Ｌ
Ｖ＋ｄｐ／ｄｔ（最適収縮率）を発生した心房心室遅延を決定し、ＡＶＤｃと命
名し、患者のＰＱ＊時間間隔と組み合わせる。ＰＱ＊、ＡＶＤｃ組を多数の他の
患者について生成し、データをプロットする。ある実施例では、ＰＱ＊の関数と
してＡＶＤｃの直線近似を決定するため線形回帰方法を用いる。式は：ＡＶＤｃ
＝Ｋ１（ＰＱ＊）−Ｋ２である。内在ＰＱ＊間隔を測定するプログラム可能装置
はこの式を使ってＡＶＤｃを推定できる。そのため、Ｋ１とＫ２が決定されたら
、装置の較正が完了する。すなわち、その後の患者は圧力測定および追加較正段
階を必要とせずに最適の収縮率ペーシングを行うことができる。以下に述べるよ
うに、ＰＹまたはＰＲで同じ手順を用いることができるが、前述のように、係数
は異なる。
シング信号を適用しない時のＰ波とＱ＊イベントとの時間間隔である。ＰＱ＊時
間間隔を記録・平均した後、ＬＶ＋ｄｐ／ｄｔ（ピークプラス左心室圧変化）を
監視しながら心房心室遅延を変化させペーシング信号を適用する。そして最大Ｌ
Ｖ＋ｄｐ／ｄｔ（最適収縮率）を発生した心房心室遅延を決定し、ＡＶＤｃと命
名し、患者のＰＱ＊時間間隔と組み合わせる。ＰＱ＊、ＡＶＤｃ組を多数の他の
患者について生成し、データをプロットする。ある実施例では、ＰＱ＊の関数と
してＡＶＤｃの直線近似を決定するため線形回帰方法を用いる。式は：ＡＶＤｃ
＝Ｋ１（ＰＱ＊）−Ｋ２である。内在ＰＱ＊間隔を測定するプログラム可能装置
はこの式を使ってＡＶＤｃを推定できる。そのため、Ｋ１とＫ２が決定されたら
、装置の較正が完了する。すなわち、その後の患者は圧力測定および追加較正段
階を必要とせずに最適の収縮率ペーシングを行うことができる。以下に述べるよ
うに、ＰＹまたはＰＲで同じ手順を用いることができるが、前述のように、係数
は異なる。
【００２８】 すなわち、ＰＱ＊を測定する場合、患者はＰ波およびＱ＊の測定値を使って左
心室の最適収縮率ペーシングを受けることができる。ＰＱ＊の代わりにＰＹを用
いる場合、測定値はＰ波およびＹイベントのものとなり、これは左心室収縮の圧
力増加の始まりである。ＰＲ間隔を用いる場合、測定値はＰ波およびＱＲＳ合成
のＲ波のものとなる。
心室の最適収縮率ペーシングを受けることができる。ＰＱ＊の代わりにＰＹを用
いる場合、測定値はＰ波およびＹイベントのものとなり、これは左心室収縮の圧
力増加の始まりである。ＰＲ間隔を用いる場合、測定値はＰ波およびＱＲＳ合成
のＲ波のものとなる。
【００２９】 そのため、患者の内在ＰＱ＊またはＰＹまたはＰＲ時間間隔およびそれぞれの
マッピングについてＡＶＤｃを計算する。このＡＶＤｃはマッピング方法を使っ
た実際のＡＶＤｃの近似である。
マッピングについてＡＶＤｃを計算する。このＡＶＤｃはマッピング方法を使っ
た実際のＡＶＤｃの近似である。
【００３０】 最適タイミングのＶペーシング信号（ＡＶＤｃを使ったペーシング）に関して
比較的一定のイベントを本システムに用いる予想可能イベントとして使えること
に注意する。ある実施例では、比較的一定のイベントは２０ｍｓまたは母集団平
均の２５パーセントの小さい方の間に偏差を持つものである。そのため、本書に
明示的に記述しないイベントを組み込む他の実施例は本システムから逸脱するこ
となく用いることができる。
比較的一定のイベントを本システムに用いる予想可能イベントとして使えること
に注意する。ある実施例では、比較的一定のイベントは２０ｍｓまたは母集団平
均の２５パーセントの小さい方の間に偏差を持つものである。そのため、本書に
明示的に記述しないイベントを組み込む他の実施例は本システムから逸脱するこ
となく用いることができる。
【００３１】 Ｐ波信号 実施例のいずれかの基準として電子Ｐ波信号を用いる時、Ｐ波信号は、心電図
を作成するためカテーテルまたは外部プローブを限定せずに含む装置を使って検
出可能である。ある実施例では、Ｐ波は右心房から感知し、時間間隔測定とペー
シング送り出しのための基準として用いる。患者の心房をペーシングする場合、
Ｐ波ペーシングマーカーを内在Ｐ波の代わりに用いる。
を作成するためカテーテルまたは外部プローブを限定せずに含む装置を使って検
出可能である。ある実施例では、Ｐ波は右心房から感知し、時間間隔測定とペー
シング送り出しのための基準として用いる。患者の心房をペーシングする場合、
Ｐ波ペーシングマーカーを内在Ｐ波の代わりに用いる。
【００３２】 ＰＱ＊測定とマッピング 前述のように、発明者らは「イベント」が最適タイミングの心室ペーシング信
号に対し予測可能な関係を持つと判断した。Ｑ＊イベントは、最大収縮率のため
の最適タイミングにおいてＬＶペーシングマーク、Ｖに対して比較的一定である
ため、候補として定義された。Ｑ＊はＱＲＳ合成の初めに発生する電気信号であ
る。そのため、本システムのある実施例では、Ｐ波とＱ＊イベントとの間の時間
遅延を用いてＡＶＤｃを計算する線形変数を提供する。この実施例において、式
は次の通りとなる：ＡＶＤｃ＝Ｋ１（ＰＱ＊）−Ｋ２。
号に対し予測可能な関係を持つと判断した。Ｑ＊イベントは、最大収縮率のため
の最適タイミングにおいてＬＶペーシングマーク、Ｖに対して比較的一定である
ため、候補として定義された。Ｑ＊はＱＲＳ合成の初めに発生する電気信号であ
る。そのため、本システムのある実施例では、Ｐ波とＱ＊イベントとの間の時間
遅延を用いてＡＶＤｃを計算する線形変数を提供する。この実施例において、式
は次の通りとなる：ＡＶＤｃ＝Ｋ１（ＰＱ＊）−Ｋ２。
【００３３】 さらに、本システムの発明者らは、ＰＱ＊間隔が定数Ｋ１およびＫ２を決定す
るための単一の較正手順を使ってＡＶＤｃの推定に用いることのできる線形変数
を提供することを理解した。ＡＶＤｃ、ＰＱ＊組を線形でマッピングし、Ｋ１お
よびＫ２を提供するある種の較正を上述した。そしてＰＱ＊およびＡＶＤｃ情報
を二次元チャートにプロットし、線形回帰方法を実施してサンプルポイント組に
適合する最良のラインを提供する。この線形適合はＫ１およびＫ２係数を提供す
る。
るための単一の較正手順を使ってＡＶＤｃの推定に用いることのできる線形変数
を提供することを理解した。ＡＶＤｃ、ＰＱ＊組を線形でマッピングし、Ｋ１お
よびＫ２を提供するある種の較正を上述した。そしてＰＱ＊およびＡＶＤｃ情報
を二次元チャートにプロットし、線形回帰方法を実施してサンプルポイント組に
適合する最良のラインを提供する。この線形適合はＫ１およびＫ２係数を提供す
る。
【００３４】 １３人の患者を使ったある研究では、０．９４ミリ秒に等しいＫ１および５５
．７ミリ秒に等しいＫ２を提供するＡＶＤｃの式が生成された。この式で、ＰＱ
＊はミリ秒で測定する。この式は次のように表される：ＡＶＤｃ＝０．９４ＰＱ
＊−５５．７ミリ秒。係数は変化し、推定ＡＶＤｃは実際の最適ＡＶＤｃより約
２０％逸脱し、最大収縮率の８０％以内でほぼ最適の機能を提供し続けることに
注意する。さらに、係数は較正段階のサンプル数によってわずかに変化する。そ
のため、本書で提供する係数は本発明から逸脱することなく変化可能である。
．７ミリ秒に等しいＫ２を提供するＡＶＤｃの式が生成された。この式で、ＰＱ
＊はミリ秒で測定する。この式は次のように表される：ＡＶＤｃ＝０．９４ＰＱ
＊−５５．７ミリ秒。係数は変化し、推定ＡＶＤｃは実際の最適ＡＶＤｃより約
２０％逸脱し、最大収縮率の８０％以内でほぼ最適の機能を提供し続けることに
注意する。さらに、係数は較正段階のサンプル数によってわずかに変化する。そ
のため、本書で提供する係数は本発明から逸脱することなく変化可能である。
【００３５】 ある実施例では、Ｐ波は閾値検出器を使って検出され、右心房の最大Ｐ波振幅
の約２０％でＰ波を示した。図５Ａに示すある実施例では、ＱＲＳ合成を２ミリ
秒のサンプリング時間を持つ５ポイントローパス・デジタル・フィルタを左心室
からサンプリングしたものとして通し、波のＱ部分を検出し、Ｑ波の傾斜の最大
絶対値を計算し、傾斜の絶対値がＱ波の絶対値傾斜の２％に等しいフィルタ済み
のＱ波上のポイントを示すことによってＱ＊イベントを決定する。当業者は、Ｐ
およびＱ＊に本システムから逸脱しない他の決定方法を使えることを容易に理解
する。測定技術および傾斜基準の変形は本システムから逸脱しない。
の約２０％でＰ波を示した。図５Ａに示すある実施例では、ＱＲＳ合成を２ミリ
秒のサンプリング時間を持つ５ポイントローパス・デジタル・フィルタを左心室
からサンプリングしたものとして通し、波のＱ部分を検出し、Ｑ波の傾斜の最大
絶対値を計算し、傾斜の絶対値がＱ波の絶対値傾斜の２％に等しいフィルタ済み
のＱ波上のポイントを示すことによってＱ＊イベントを決定する。当業者は、Ｐ
およびＱ＊に本システムから逸脱しない他の決定方法を使えることを容易に理解
する。測定技術および傾斜基準の変形は本システムから逸脱しない。
【００３６】 他の実施例では、ＰＱ＊、Ｋ１の係数は単一であると想定し、最適ＡＶＤｃ−
を予測または推定する係数Ｋ２はＰＱ＊間隔からのオフセット時間遅延に相当す
る。この実施例において、ＰＱ＊およびＡＶＤｃは広範囲の患者について広範囲
のＰＱ＊間隔および広範囲のＡＶＤｃでサンプリングし、多数の患者について平
均オフセット時間遅延Ｋ２を生成する。この実施例において、式は次の通りであ
る：ＡＶＤｃ推定＝ＰＱ＊−Ｗａミリ秒。１３人の患者に関する以前のデータを
使った式は次の通りである：ＡＶＤｃ推定＝ＰＱ＊−６７ミリ秒。この実施例は
、浮動小数点数を使った減算は乗算よりプロセッサ集約的でないため、計算が早
くなる。但し、近似ではある程度の精度が失われる。
を予測または推定する係数Ｋ２はＰＱ＊間隔からのオフセット時間遅延に相当す
る。この実施例において、ＰＱ＊およびＡＶＤｃは広範囲の患者について広範囲
のＰＱ＊間隔および広範囲のＡＶＤｃでサンプリングし、多数の患者について平
均オフセット時間遅延Ｋ２を生成する。この実施例において、式は次の通りであ
る：ＡＶＤｃ推定＝ＰＱ＊−Ｗａミリ秒。１３人の患者に関する以前のデータを
使った式は次の通りである：ＡＶＤｃ推定＝ＰＱ＊−６７ミリ秒。この実施例は
、浮動小数点数を使った減算は乗算よりプロセッサ集約的でないため、計算が早
くなる。但し、近似ではある程度の精度が失われる。
【００３７】 係数は変化可能で、推定ＡＶＤｃが約２０％だけ実際の最適ＡＶＤｃから逸脱
し、最大収縮率の８０％以内でほぼ最適の機能を提供し続けることに注意する。
さらに、係数は較正段階のサンプル数に応じてわずかに変化可能である。そのた
め、本書に示す係数は本発明から逸脱することなく変化可能である。 当業者は、データへの他の適合を生成するため、本発明の範囲から逸脱しない
他の方法を利用できることを容易に理解する。
し、最大収縮率の８０％以内でほぼ最適の機能を提供し続けることに注意する。
さらに、係数は較正段階のサンプル数に応じてわずかに変化可能である。そのた
め、本書に示す係数は本発明から逸脱することなく変化可能である。 当業者は、データへの他の適合を生成するため、本発明の範囲から逸脱しない
他の方法を利用できることを容易に理解する。
【００３８】 ある実施例では、Ｐ波およびＱ＊の測定値は右心房に移植した電極と左心室に
移植した電極とを使って提供する。プログラム可能パルスジェネレータを使って
Ｐ波を感知し、感知したＰ波および感知したＱ＊イベントの発生間の時間を測定
する。Ｑ＊イベントは、必要な傾斜および比較演算でＱ＊を決定するパルスジェ
ネレータのエレクトロニクスで決定する。ＰＱ＊時間間隔決定後、本書に記述す
る実施例およびその同等物のいずれかを使ってＡＶＤｃを決定する。ＡＶＤｃ決
定後、これを次のペーシング間隔に用いて、ＰＱ＊時間間隔に基づく最適化した
心房心室遅延を提供することができる。
移植した電極とを使って提供する。プログラム可能パルスジェネレータを使って
Ｐ波を感知し、感知したＰ波および感知したＱ＊イベントの発生間の時間を測定
する。Ｑ＊イベントは、必要な傾斜および比較演算でＱ＊を決定するパルスジェ
ネレータのエレクトロニクスで決定する。ＰＱ＊時間間隔決定後、本書に記述す
る実施例およびその同等物のいずれかを使ってＡＶＤｃを決定する。ＡＶＤｃ決
定後、これを次のペーシング間隔に用いて、ＰＱ＊時間間隔に基づく最適化した
心房心室遅延を提供することができる。
【００３９】 Ｑ＊イベントは様々に定義可能で、異なるパラメータセット、Ｋ１およびＫ２
で実質的に同じ結果を出すことが理解される。さらに、内在ＬＶ電位図信号の始
まりに対して予測可能な関係を持つ電気信号イベントをＱ＊の代わりに用いるこ
とができる。例えば、ある実施例では、ＲＶ電位図の始まりをＱ＊の代わりに用
いることができる。あるいは別の実施例では、Ｑ＊は信号平均化ＱＲＳ合成の始
まりとして表面ＥＣＧによって測定する。さらに、１個以上のリードからの情報
を使ってより正確にＱ＊を決定することができる。
で実質的に同じ結果を出すことが理解される。さらに、内在ＬＶ電位図信号の始
まりに対して予測可能な関係を持つ電気信号イベントをＱ＊の代わりに用いるこ
とができる。例えば、ある実施例では、ＲＶ電位図の始まりをＱ＊の代わりに用
いることができる。あるいは別の実施例では、Ｑ＊は信号平均化ＱＲＳ合成の始
まりとして表面ＥＣＧによって測定する。さらに、１個以上のリードからの情報
を使ってより正確にＱ＊を決定することができる。
【００４０】 ＰＲ測定とマッピング 別の実施例では、Ｒ波ピークは内在ＬＶ電位図のＱＲＳ合成の最大ピークであ
るが、最大収縮率について最適にタイミングした心室ペーシングの送り出しに対
し予測可能な関係を持つため、これを使うことができる。特に、線形時間関係は
収縮中の最適左心室圧変化について最適心房心室遅延のＰＲ間隔として導出でき
る。この場合、式は次の通りになる：ＡＶＤｃ＝Ｎ１ＰＲ−Ｎ２で、ＡＶＤｃは
ＬＶのペーシングに関するもので、ＰＲは右心房感知マーカーから内在ＬＶ電位
図のＱＲＳ合成の最大ピークまでの時間間隔である。ある実施例では、Ｎ１およ
びＮ２係数は、収縮期の最適左心室圧変化について多数の患者の最適ＡＶＤｃに
対してＰＲ時間間隔をマッピングすることで決定する。１３人の患者を使ったあ
る研究では、係数Ｎ１は０．８２ミリ秒に等しく、係数Ｎ２は１１２ミリ秒に等
しい。この較正の式は次の通りである：ＡＶＤｃ＝０．８２ＰＲ−１１２ミリ秒
。係数は変化可能で、推定ＡＶＤｃは約２０％だけ実際の最適ＡＶＤｃから逸脱
し、最大収縮率の８０％以内でほぼ最適の機能を提供し続けることに注意する。
さらに、係数は較正段階のサンプル数に応じてわずかに変化可能である。そのた
め、本書で示す係数は、本発明から逸脱することなく変化可能である。
るが、最大収縮率について最適にタイミングした心室ペーシングの送り出しに対
し予測可能な関係を持つため、これを使うことができる。特に、線形時間関係は
収縮中の最適左心室圧変化について最適心房心室遅延のＰＲ間隔として導出でき
る。この場合、式は次の通りになる：ＡＶＤｃ＝Ｎ１ＰＲ−Ｎ２で、ＡＶＤｃは
ＬＶのペーシングに関するもので、ＰＲは右心房感知マーカーから内在ＬＶ電位
図のＱＲＳ合成の最大ピークまでの時間間隔である。ある実施例では、Ｎ１およ
びＮ２係数は、収縮期の最適左心室圧変化について多数の患者の最適ＡＶＤｃに
対してＰＲ時間間隔をマッピングすることで決定する。１３人の患者を使ったあ
る研究では、係数Ｎ１は０．８２ミリ秒に等しく、係数Ｎ２は１１２ミリ秒に等
しい。この較正の式は次の通りである：ＡＶＤｃ＝０．８２ＰＲ−１１２ミリ秒
。係数は変化可能で、推定ＡＶＤｃは約２０％だけ実際の最適ＡＶＤｃから逸脱
し、最大収縮率の８０％以内でほぼ最適の機能を提供し続けることに注意する。
さらに、係数は較正段階のサンプル数に応じてわずかに変化可能である。そのた
め、本書で示す係数は、本発明から逸脱することなく変化可能である。
【００４１】 別の実施例では、Ｎ１係数は単一と想定され、ＰＲ、ＡＶＤｃデータ組は平均
してＮ２に等しいオフセットで線形依存を提供する。減算は浮動小数点数を使っ
た乗算よりプロセッサ集約的でないため、この実施例は計算が容易である。しか
し、近似について何らかの精度が失われる。例えば、前の研究のデータを使って
：ＡＶＤｃ＝ＰＲ−１５９ミリ秒である。ある実施例では、Ｒ波信号は、内在Ｌ
Ｖ電位図のＱＲＳ合成の最大ピークを検出することによって測定する。そのため
、この実施例では電気信号を使ってＰＲ時間間隔、ひいては収縮中の最適左心室
圧変化の最適心房心室遅延を提供する。係数Ｎ１およびＮ２が初期較正段階に提
供されるが、これは、この実施例を使ったこれ以降の読み取りが、ＰＲ時間間隔
の検出によって自動的に最適ＡＶＤｃを生成することを意味する。さらに、Ｎ１
およびＮ２変数は、本書の教えから逸脱することなく値が変化する。
してＮ２に等しいオフセットで線形依存を提供する。減算は浮動小数点数を使っ
た乗算よりプロセッサ集約的でないため、この実施例は計算が容易である。しか
し、近似について何らかの精度が失われる。例えば、前の研究のデータを使って
：ＡＶＤｃ＝ＰＲ−１５９ミリ秒である。ある実施例では、Ｒ波信号は、内在Ｌ
Ｖ電位図のＱＲＳ合成の最大ピークを検出することによって測定する。そのため
、この実施例では電気信号を使ってＰＲ時間間隔、ひいては収縮中の最適左心室
圧変化の最適心房心室遅延を提供する。係数Ｎ１およびＮ２が初期較正段階に提
供されるが、これは、この実施例を使ったこれ以降の読み取りが、ＰＲ時間間隔
の検出によって自動的に最適ＡＶＤｃを生成することを意味する。さらに、Ｎ１
およびＮ２変数は、本書の教えから逸脱することなく値が変化する。
【００４２】 ＱＲＳ合成の他の特長を測定に用いることができる。上述のように、これらイ
ベントは最適収縮率のため送り出されたペーシングに対する予測可能なタイミン
グ関係を持つ限り利用することができる。係数は変化可能で、推定ＡＶＤｃは約
２０％だけ実際の最適ＡＶＤｃから逸脱し、最大収縮率の８０％以内でほぼ最適
の機能を提供し続けることに注意する。さらに、係数は較正段階のサンプル数に
応じてわずかに変化可能である。そのため、本書で示す係数は、本発明から逸脱
することなく変化可能である。
ベントは最適収縮率のため送り出されたペーシングに対する予測可能なタイミン
グ関係を持つ限り利用することができる。係数は変化可能で、推定ＡＶＤｃは約
２０％だけ実際の最適ＡＶＤｃから逸脱し、最大収縮率の８０％以内でほぼ最適
の機能を提供し続けることに注意する。さらに、係数は較正段階のサンプル数に
応じてわずかに変化可能である。そのため、本書で示す係数は、本発明から逸脱
することなく変化可能である。
【００４３】 ＰＹ測定およびマッピング 別の実施例では、電気的イベントの代わりに機械的イベントを基準として提供
する。ある実施例では、機械的イベント、Ｙは内在ＬＶ圧展開の初めに決定する
。すなわち、マイクロマノメータ等の圧力変換器が左心室で瞬間的圧力データを
提供できる。この実施例では、収縮期の最大左心室圧変化について最適化した心
房心室遅延は次のようになる：ＡＶＤｃ＝Ｍ１ＰＹ−Ｍ２。ある実施例では、マ
イクロマノメータをＬＶに配置して収縮期に左心室圧変化を測定する。ＰＹ時間
間隔は、Ｐ波の右心房感知から内在ＬＶ圧展開の初めまでの時間間隔であるが、
これを収縮期の最大左心室圧変化について記録したＡＶＤｃ値に対してマッピン
グする。このマッピングをプロットして、係数Ｍ１とＭ２を決定するため線形回
帰を実行する。ある研究では、Ｍ１は０．９６ミリ秒に、Ｍ２は１３９ミリ秒に
等しい。そのため、この研究では、ＡＶＤｃ＝０．９６ＰＹ−１３９ミリ秒であ
る。係数は変化可能で、推定ＡＶＤｃは実際の最適ＡＶＤｃから約２０％だけ逸
脱し、最大収縮率の８０％以内でほぼ最適の機能を提供し続けることに注意する
。さらに、係数は較正段階のサンプル数に応じてわずかに変化できる。そのため
、本書に示す係数は本発明から逸脱することなく変化可能である。
する。ある実施例では、機械的イベント、Ｙは内在ＬＶ圧展開の初めに決定する
。すなわち、マイクロマノメータ等の圧力変換器が左心室で瞬間的圧力データを
提供できる。この実施例では、収縮期の最大左心室圧変化について最適化した心
房心室遅延は次のようになる：ＡＶＤｃ＝Ｍ１ＰＹ−Ｍ２。ある実施例では、マ
イクロマノメータをＬＶに配置して収縮期に左心室圧変化を測定する。ＰＹ時間
間隔は、Ｐ波の右心房感知から内在ＬＶ圧展開の初めまでの時間間隔であるが、
これを収縮期の最大左心室圧変化について記録したＡＶＤｃ値に対してマッピン
グする。このマッピングをプロットして、係数Ｍ１とＭ２を決定するため線形回
帰を実行する。ある研究では、Ｍ１は０．９６ミリ秒に、Ｍ２は１３９ミリ秒に
等しい。そのため、この研究では、ＡＶＤｃ＝０．９６ＰＹ−１３９ミリ秒であ
る。係数は変化可能で、推定ＡＶＤｃは実際の最適ＡＶＤｃから約２０％だけ逸
脱し、最大収縮率の８０％以内でほぼ最適の機能を提供し続けることに注意する
。さらに、係数は較正段階のサンプル数に応じてわずかに変化できる。そのため
、本書に示す係数は本発明から逸脱することなく変化可能である。
【００４４】 別の実施例では、Ｍ１係数は単一として近似し、ＰＹおよびＡＶＤｃ組を使っ
て次に相当する線形化したマッピングを決定する：ＡＶＤｃ＝ＰＹ−Ｎａ、但し
、Ｎａは取ったサンプルの平均オフセット遅延である。ある実施例では、ＡＶＤ
ｃ＝ＰＹ−１５０ミリ秒である。この実施例は、浮動小数点数を使った減算は乗
算よりプロセッサ集約的でないため、計算が早くなる。ただし、近似については
ある程度の精度が失われる。ここでも、係数は変化すること、推定ＡＶＤｃは約
２０％だけ実際の最適ＡＶＤｃから逸脱し、最大収縮率の８０％以内でほぼ最適
の機能を提供し続けることに注意する。さらに、係数は較正段階のサンプル数に
よってわずかに変化する。そのため、本書で提供する係数は本発明から逸脱する
ことなく変化可能である。
て次に相当する線形化したマッピングを決定する：ＡＶＤｃ＝ＰＹ−Ｎａ、但し
、Ｎａは取ったサンプルの平均オフセット遅延である。ある実施例では、ＡＶＤ
ｃ＝ＰＹ−１５０ミリ秒である。この実施例は、浮動小数点数を使った減算は乗
算よりプロセッサ集約的でないため、計算が早くなる。ただし、近似については
ある程度の精度が失われる。ここでも、係数は変化すること、推定ＡＶＤｃは約
２０％だけ実際の最適ＡＶＤｃから逸脱し、最大収縮率の８０％以内でほぼ最適
の機能を提供し続けることに注意する。さらに、係数は較正段階のサンプル数に
よってわずかに変化する。そのため、本書で提供する係数は本発明から逸脱する
ことなく変化可能である。
【００４５】 他の機械的イベントは、Ｙイベントに関して比較的予測可能な限り用いること
ができる。Ｙイベントは、心室圧、心臓フォノグラム、心臓音響信号（移植可能
装置の外部もしくは内部の加速度計から記録されたような）、心房心室弁動作の
ドップラー記録、および心室壁動作のＭモード、２Ｄもしくは３Ｄエコー画像を
限定せずに含む信号から選択する。
ができる。Ｙイベントは、心室圧、心臓フォノグラム、心臓音響信号（移植可能
装置の外部もしくは内部の加速度計から記録されたような）、心房心室弁動作の
ドップラー記録、および心室壁動作のＭモード、２Ｄもしくは３Ｄエコー画像を
限定せずに含む信号から選択する。
【００４６】 心房心室系遅延を使った拍動量最適化 拍動量はパルス圧に関連する。発明者らは、最大パルス圧（拍動量）について
、最適に送り出された心室パルス、Ｖと左心房収縮のピーク、Ｘとの間に予測可
能なタイミング関係があることを発見した。そのため、最大パルス圧の最適心房
心室遅延、ＡＶＤｓは、図４Ｅに示すようにＰＸ時間間隔測定によって決定する
。
、最適に送り出された心室パルス、Ｖと左心房収縮のピーク、Ｘとの間に予測可
能なタイミング関係があることを発見した。そのため、最大パルス圧の最適心房
心室遅延、ＡＶＤｓは、図４Ｅに示すようにＰＸ時間間隔測定によって決定する
。
【００４７】 ある実施例では、拍動量は最大心房パルス圧、ＡＶＤｓについて心房心室遅延
を決定することで最適化する。ある実施例では、ＸイベントはＬＡ内部に圧力感
知カテーテルを配置することで測定する。別の実施例では、ＬＡ収縮は前収縮要
素によるＬＶ圧力曲線に見られるため、ＸイベントはＬＶ圧を測定することによ
って検出する。ＬＡ収縮のピークは、ＬＶ圧曲線の前収縮圧と同じとみなされる
。ＰおよびＬＶ圧の前収縮要素との間の時間間隔は線形の式を提供する。そのた
め、ＡＶＤｓに対するＰＸの線形マッピングを生成するには、可変ＰＸについて
最大心房パルス圧を測定することで多数のＰＸ、ＡＶＤｓ組を生成する。線形関
係は次のように表される：ＡＶＤｓ＝Ｍ３ＰＸ−Ｍ４ミリ秒。ある実施例では、
較正手順を実行して多数のＰＸ、ＡＶＤｓ組を生成したが、これらをマッピング
して最適線適合を実施し、Ｍ３およびＭ４を決定した。ある実施例では、Ｍ１は
１．２２に等しく、Ｍ２は１３２ミリ秒に等しい。そのため、ＡＶＤｓ関係は次
の通りになる：ＡＶＤｓ＝１．２２ＰＸ−１３２ミリ秒。係数は変化すること、
推定ＡＶＤｓは約２０％だけ実際の最適ＡＶＤｓから逸脱し、最大収縮率の８０
％以内でほぼ最適の機能を提供し続けることに注意する。さらに、係数は較正段
階のサンプル数によってわずかに変化する。そのため、本書で提供する係数は本
発明から逸脱することなく変化可能である。
を決定することで最適化する。ある実施例では、ＸイベントはＬＡ内部に圧力感
知カテーテルを配置することで測定する。別の実施例では、ＬＡ収縮は前収縮要
素によるＬＶ圧力曲線に見られるため、ＸイベントはＬＶ圧を測定することによ
って検出する。ＬＡ収縮のピークは、ＬＶ圧曲線の前収縮圧と同じとみなされる
。ＰおよびＬＶ圧の前収縮要素との間の時間間隔は線形の式を提供する。そのた
め、ＡＶＤｓに対するＰＸの線形マッピングを生成するには、可変ＰＸについて
最大心房パルス圧を測定することで多数のＰＸ、ＡＶＤｓ組を生成する。線形関
係は次のように表される：ＡＶＤｓ＝Ｍ３ＰＸ−Ｍ４ミリ秒。ある実施例では、
較正手順を実行して多数のＰＸ、ＡＶＤｓ組を生成したが、これらをマッピング
して最適線適合を実施し、Ｍ３およびＭ４を決定した。ある実施例では、Ｍ１は
１．２２に等しく、Ｍ２は１３２ミリ秒に等しい。そのため、ＡＶＤｓ関係は次
の通りになる：ＡＶＤｓ＝１．２２ＰＸ−１３２ミリ秒。係数は変化すること、
推定ＡＶＤｓは約２０％だけ実際の最適ＡＶＤｓから逸脱し、最大収縮率の８０
％以内でほぼ最適の機能を提供し続けることに注意する。さらに、係数は較正段
階のサンプル数によってわずかに変化する。そのため、本書で提供する係数は本
発明から逸脱することなく変化可能である。
【００４８】 ある実施例では、Ｐ波イベントは、Ｐ波を最大Ｐ波振幅の２０％と決定する閾
値検出を使って測定する。本システムから逸脱することなくＰ波の他の検出方法
を用いることができる。Ｘイベントは、次を限定せずに含むいくつかの方法によ
って決定できる：最大心房圧のポイント確認、ドップラー測定、加速度測定のＳ
４要素。
値検出を使って測定する。本システムから逸脱することなくＰ波の他の検出方法
を用いることができる。Ｘイベントは、次を限定せずに含むいくつかの方法によ
って決定できる：最大心房圧のポイント確認、ドップラー測定、加速度測定のＳ
４要素。
【００４９】 本システムから逸脱せずＭ３およびＭ４について別の値を用いた他の実施例が
可能である。さらに、ある実施例で示すＰＸ時間間隔に直接関連する他のマーカ
ーを用いることができる。
可能である。さらに、ある実施例で示すＰＸ時間間隔に直接関連する他のマーカ
ーを用いることができる。
【００５０】 最適タイミングのＶペーシング信号（ＡＶＤｓを使ったペーシング）に関して
比較的一定のあらゆるイベントを本システムで予測可能イベントとして用いるこ
とができることに注意する。ある実施例では、比較的一定のイベントは２０ｍｓ
または母集団平均の２５パーセントの小さい方の間に偏差を持つものである。そ
のため、本書に明示的に記述しないイベントを組み込む他の実施例は本システム
から逸脱することなく用いることができる。
比較的一定のあらゆるイベントを本システムで予測可能イベントとして用いるこ
とができることに注意する。ある実施例では、比較的一定のイベントは２０ｍｓ
または母集団平均の２５パーセントの小さい方の間に偏差を持つものである。そ
のため、本書に明示的に記述しないイベントを組み込む他の実施例は本システム
から逸脱することなく用いることができる。
【００５１】 収縮率改善と拍動量に関する心房心室遅延の選択 心臓およびその異常の条件に応じて、最大収縮率のための最適心房心室遅延が
特に非最適拍動量を提供することがある。同様に、最大拍動量の最適心房心室遅
延が非最適収縮率となることがある。そのため、収縮率と拍動量との両方にとっ
てほぼ最適の心房心室遅延を提供する簡易心房心室遅延、ＡＶＤｃｓを与えるに
は、ほぼ最適収縮率およびほぼ最適拍動量を持つ心房心室遅延が望ましい。本シ
ステムの発明者らは、最適収縮率と最適拍動量との間を妥協させる関係を導いた
。ある実施例では、最適化した心房心室遅延、ＡＶＤｃｓは次のようなＰＲ時間
間隔の線形関係である：ＡＶＤｃｓ＝Ｋ３ＰＲｍ−Ｋ４ミリ秒。ＰＲｍは右心房
感知マーカーＰから右心室感知マーカーＲｍまで測定した時間間隔である。ある
実施例では、簡易ＡＶＤｃｓは、多数のＰＲ値および多数の患者についてＡＶＤ
ｃとＡＶＤｓを決定することによって与えられる。そして線形回帰が収縮率と拍
動量との両方について最良ライン適合を提供する。ある実施例では、ＡＶＤｃｓ
は０．５ＰＲｍ−１５ミリ秒に等しく、ＡＶＤｃｓは少なくとも１個の心室のペ
ーシング用で、時間間隔ＰＲｍは右心房感知マーカーＰから右心室感知マーカー
Ｒｍまで測定する。この実施例において、結果として生じる心房心室遅延は収縮
期の最適左心室圧変化の９０％以内の左心室圧変化を与える。さらに、この実施
例は最適心房パルス圧の８０％以内の大動脈パルス圧を与える。係数は変化しな
がらも、ＡＶＤｃｓの妥当な近似を与えることに注意する。例えば、この実施例
では、Ｋ３は０．４から０．６の範囲にあり、Ｋ２は０から３０ｍｓの範囲にあ
る。そのため、本システムは係数の選択に柔軟性があり、与えられたものは例示
的なもので、係数の排他的セットではない。
特に非最適拍動量を提供することがある。同様に、最大拍動量の最適心房心室遅
延が非最適収縮率となることがある。そのため、収縮率と拍動量との両方にとっ
てほぼ最適の心房心室遅延を提供する簡易心房心室遅延、ＡＶＤｃｓを与えるに
は、ほぼ最適収縮率およびほぼ最適拍動量を持つ心房心室遅延が望ましい。本シ
ステムの発明者らは、最適収縮率と最適拍動量との間を妥協させる関係を導いた
。ある実施例では、最適化した心房心室遅延、ＡＶＤｃｓは次のようなＰＲ時間
間隔の線形関係である：ＡＶＤｃｓ＝Ｋ３ＰＲｍ−Ｋ４ミリ秒。ＰＲｍは右心房
感知マーカーＰから右心室感知マーカーＲｍまで測定した時間間隔である。ある
実施例では、簡易ＡＶＤｃｓは、多数のＰＲ値および多数の患者についてＡＶＤ
ｃとＡＶＤｓを決定することによって与えられる。そして線形回帰が収縮率と拍
動量との両方について最良ライン適合を提供する。ある実施例では、ＡＶＤｃｓ
は０．５ＰＲｍ−１５ミリ秒に等しく、ＡＶＤｃｓは少なくとも１個の心室のペ
ーシング用で、時間間隔ＰＲｍは右心房感知マーカーＰから右心室感知マーカー
Ｒｍまで測定する。この実施例において、結果として生じる心房心室遅延は収縮
期の最適左心室圧変化の９０％以内の左心室圧変化を与える。さらに、この実施
例は最適心房パルス圧の８０％以内の大動脈パルス圧を与える。係数は変化しな
がらも、ＡＶＤｃｓの妥当な近似を与えることに注意する。例えば、この実施例
では、Ｋ３は０．４から０．６の範囲にあり、Ｋ２は０から３０ｍｓの範囲にあ
る。そのため、本システムは係数の選択に柔軟性があり、与えられたものは例示
的なもので、係数の排他的セットではない。
【００５２】 ある実施例では、左心室イベントを使ってＡＶＤｃｓの計算に時間間隔を与え
る。あるケースではＬＶイベントはＬＶ Ｒ波である。ＬＶ Ｒ波マーカー信号
もイベントとして用いることができる。ほぼ最適タイミングのＶペーシング信号
に関して比較的一定なイベントを、本システムの予測可能イベントに用いること
ができることに注意する。ある実施例では、比較的一定のイベントは２０ｍｓま
たは母集団平均の２５パーセントの小さい方の間に偏差を持つものである。その
ため、本書に明示的に記述しないイベントを組み込む他の実施例は本システムか
ら逸脱することなく用いることができる。
る。あるケースではＬＶイベントはＬＶ Ｒ波である。ＬＶ Ｒ波マーカー信号
もイベントとして用いることができる。ほぼ最適タイミングのＶペーシング信号
に関して比較的一定なイベントを、本システムの予測可能イベントに用いること
ができることに注意する。ある実施例では、比較的一定のイベントは２０ｍｓま
たは母集団平均の２５パーセントの小さい方の間に偏差を持つものである。その
ため、本書に明示的に記述しないイベントを組み込む他の実施例は本システムか
ら逸脱することなく用いることができる。
【００５３】 ある実施例では、左心室Ｒ波を使ってＰＲ間隔（ＰイベントとＲイベントとの
時間間隔およびＡＶＤｃｓとの間の関係を開発する。特定の患者について、内在
ＰＲ間隔を測定する。さらに、心房心室遅延の掃引を患者のペーシングに適用し
、ＬＶ＋ｄｐ／ｄｔとパルス圧を各心房心室遅延について測定する。ＬＶ＋ｄｐ
／ｄｔデータは心房心室遅延の正規化値に対してプロットする。さらに、パルス
圧も心房心室遅延の正規化値に対してプロットする。ある実施例では、心房心室
遅延はＰＲ−３０ｍｓによって割り、遅延を正規化する。多数の追加患者につい
て試験を実施し、正規化したプロットをマッピングする。そして各種ＬＶ＋ｄｐ
／ｄｔ対正規化した心房心室遅延データの平均を実行する。パルス圧データ対正
規化心房心室遅延データの平均も実行する。ＬＶ＋ｄｐ／ｄｔ曲線ピークの心房
心室遅延（正規化値）を最適平均心房心室遅延として用いる。パルス圧曲線のピ
ークも決定する。ある例では、両曲線の最適平均正規化心房心室遅延は、正規化
ＰＲ時間間隔の約０．５０倍、０．５０（ＰＲ−３０）ミリ秒と決定された。
時間間隔およびＡＶＤｃｓとの間の関係を開発する。特定の患者について、内在
ＰＲ間隔を測定する。さらに、心房心室遅延の掃引を患者のペーシングに適用し
、ＬＶ＋ｄｐ／ｄｔとパルス圧を各心房心室遅延について測定する。ＬＶ＋ｄｐ
／ｄｔデータは心房心室遅延の正規化値に対してプロットする。さらに、パルス
圧も心房心室遅延の正規化値に対してプロットする。ある実施例では、心房心室
遅延はＰＲ−３０ｍｓによって割り、遅延を正規化する。多数の追加患者につい
て試験を実施し、正規化したプロットをマッピングする。そして各種ＬＶ＋ｄｐ
／ｄｔ対正規化した心房心室遅延データの平均を実行する。パルス圧データ対正
規化心房心室遅延データの平均も実行する。ＬＶ＋ｄｐ／ｄｔ曲線ピークの心房
心室遅延（正規化値）を最適平均心房心室遅延として用いる。パルス圧曲線のピ
ークも決定する。ある例では、両曲線の最適平均正規化心房心室遅延は、正規化
ＰＲ時間間隔の約０．５０倍、０．５０（ＰＲ−３０）ミリ秒と決定された。
【００５４】 ある研究で、５個のＡＶ遅延（０ｍ秒からＰＲ−３０ｍ秒の間で等しく間隔を
あける）のうち１つにおいて３つのサイト（ＲＶ、ＬＶおよびＢＶ）の１つから
一連の間欠ペーシング（１５洞拍毎に５ペーシング拍）を使ってデータを取った
。各ペーシングサイト／ＡＶ遅延の組み合わせをランダム順に５回繰り返した。
圧力および電位図データを心室から記録した。ＬＶ＋ｄｐ／ｄｔおよびＰＰを、
拍ベースでＬＶおよび心房圧記録から測定した。各ペーシング拍につき、ＬＶ＋
ｄｐ／ｄｔおよびＰＰの値を先行する６拍平均洞ベースラインと比較した。そし
てペーシング構成に対する応答を平均した。ただし、必要な情報を得るため他の
測定値を取ることができる。
あける）のうち１つにおいて３つのサイト（ＲＶ、ＬＶおよびＢＶ）の１つから
一連の間欠ペーシング（１５洞拍毎に５ペーシング拍）を使ってデータを取った
。各ペーシングサイト／ＡＶ遅延の組み合わせをランダム順に５回繰り返した。
圧力および電位図データを心室から記録した。ＬＶ＋ｄｐ／ｄｔおよびＰＰを、
拍ベースでＬＶおよび心房圧記録から測定した。各ペーシング拍につき、ＬＶ＋
ｄｐ／ｄｔおよびＰＰの値を先行する６拍平均洞ベースラインと比較した。そし
てペーシング構成に対する応答を平均した。ただし、必要な情報を得るため他の
測定値を取ることができる。
【００５５】 切り替え可能ペーシング療法 本書の教えのいずれも、図５Ｂ〜５Ｅに示すような移植可能ペーシング装置を
含む広範囲な心臓装置に採用できる。ある実施例では、移植可能装置はまた、最
大収縮率、最大拍動量またはほぼ最適の収縮率および拍動量を提供する簡易調整
するための心室ペーシングを変更する手段を含む。このような実施例では、ペー
シングシステムは心臓患者への療法を調整するため様々な最適心房心室遅延をす
べて利用することを想定している。ある実施例では、ＡＶＤｃｓをデフォルトの
心房心室ペーシング遅延に用いているが、これを必要な療法に応じて後に維持ま
たは修正できる。例えば、システムのある実施例では、ペーシングはＡＶＤｃｓ
に等しい心房心室遅延によって始まる。最適収縮率が必要な時は常に、心房心室
ペース遅延はＡＶＤｃに変更される。さらに、最適拍動量が必要な時は常に、心
房心室遅延はＡＶＤｓに変更される。本発明から逸脱せず他のバリエーションお
よび組み合わせが可能である。さらに、ペーシング療法の切り替えは、プログラ
マー等の外部指示、または適切な療法を選択するための内部実行ソフトウェアに
よって行われる。本システムを逸脱せず療法を切り替える他の方法もある。
含む広範囲な心臓装置に採用できる。ある実施例では、移植可能装置はまた、最
大収縮率、最大拍動量またはほぼ最適の収縮率および拍動量を提供する簡易調整
するための心室ペーシングを変更する手段を含む。このような実施例では、ペー
シングシステムは心臓患者への療法を調整するため様々な最適心房心室遅延をす
べて利用することを想定している。ある実施例では、ＡＶＤｃｓをデフォルトの
心房心室ペーシング遅延に用いているが、これを必要な療法に応じて後に維持ま
たは修正できる。例えば、システムのある実施例では、ペーシングはＡＶＤｃｓ
に等しい心房心室遅延によって始まる。最適収縮率が必要な時は常に、心房心室
ペース遅延はＡＶＤｃに変更される。さらに、最適拍動量が必要な時は常に、心
房心室遅延はＡＶＤｓに変更される。本発明から逸脱せず他のバリエーションお
よび組み合わせが可能である。さらに、ペーシング療法の切り替えは、プログラ
マー等の外部指示、または適切な療法を選択するための内部実行ソフトウェアに
よって行われる。本システムを逸脱せず療法を切り替える他の方法もある。
【００５６】 実験の所見 詳細な実験の所見は、米国暫定特許出願シリアル番号６０／０８４，７０４号
にアブストラクトの後の補遺として添付される。ここで図５Ｆを参照すると、う
っ血性心不全（ＣＨＦ）の患者の左心室ＱＲＳ合成２００の心電図トレースが示
される。ＱＲＳ合成２００は患者の左心室の自由壁領域から心外的に記録された
。図５Ｆは、Ｒポイント２０２のピークまたは最大歪みを合わせたＱＲＳ合成２
００を示す。このデータは、ＱＲＳ合成２００が非常に似た持続期間を持つため
、ＣＨＦ患者の左心室の電気減極に統一パターンを示している。各患者からの感
知したＰ波２０４も表示する。データが示すように、Ｒポイント２０２の最大歪
みポイントを合わせることで、心房感知またはＰ波２０４のペーシングマークと
ＱＲＳ合成２００の始まり２０６との時間間隔が患者によって異なることがわか
る。Ｒポイント２０２の位置を合わせたため、ＰＲ間隔、心房感知または感知し
たＰ波２０４のペーシングマークと感知したＲポイント２０２の最大歪みポイン
トとの時間間隔も患者によって異なることになる。
にアブストラクトの後の補遺として添付される。ここで図５Ｆを参照すると、う
っ血性心不全（ＣＨＦ）の患者の左心室ＱＲＳ合成２００の心電図トレースが示
される。ＱＲＳ合成２００は患者の左心室の自由壁領域から心外的に記録された
。図５Ｆは、Ｒポイント２０２のピークまたは最大歪みを合わせたＱＲＳ合成２
００を示す。このデータは、ＱＲＳ合成２００が非常に似た持続期間を持つため
、ＣＨＦ患者の左心室の電気減極に統一パターンを示している。各患者からの感
知したＰ波２０４も表示する。データが示すように、Ｒポイント２０２の最大歪
みポイントを合わせることで、心房感知またはＰ波２０４のペーシングマークと
ＱＲＳ合成２００の始まり２０６との時間間隔が患者によって異なることがわか
る。Ｒポイント２０２の位置を合わせたため、ＰＲ間隔、心房感知または感知し
たＰ波２０４のペーシングマークと感知したＲポイント２０２の最大歪みポイン
トとの時間間隔も患者によって異なることになる。
【００５７】 ここで図６を参照すると、心電図３００の略図が示される。心電図３００は、
正常な心臓サイクル中に発生する心臓イベントの表示を含む。この表示を図６に
示すが、ここで３０２はＰ波の心房感知またはペーシングマークを表し、３０４
はＱ＊ポイントであるＱＲＳ合成の始まりを表し、３０６はＱポイントの発生で
あるＲポイントの始まり前の最大ポイントを表し、３０８はＲポイントの発生で
ある洞内リズムのＱＲＳ合成の最大歪みポイントを表し、３１０はＳポイントの
発生であるＲポイントの後の最大ポイントを表し、３１２はＳ＊ポイントである
ＱＲＳ合成の終了を表す。ある実施例では、これら心電図３００に表示される心
臓イベントは、移植可能リズム管理装置の使用によって検出される。
正常な心臓サイクル中に発生する心臓イベントの表示を含む。この表示を図６に
示すが、ここで３０２はＰ波の心房感知またはペーシングマークを表し、３０４
はＱ＊ポイントであるＱＲＳ合成の始まりを表し、３０６はＱポイントの発生で
あるＲポイントの始まり前の最大ポイントを表し、３０８はＲポイントの発生で
ある洞内リズムのＱＲＳ合成の最大歪みポイントを表し、３１０はＳポイントの
発生であるＲポイントの後の最大ポイントを表し、３１２はＳ＊ポイントである
ＱＲＳ合成の終了を表す。ある実施例では、これら心電図３００に表示される心
臓イベントは、移植可能リズム管理装置の使用によって検出される。
【００５８】 心電図３００は、心臓イベント間の広範囲な時間間隔も表す。ＰＱ＊時間間隔
３１４は感知されたＰ波３０２とＱ’ポイント３０４との時間間隔である。ＰＱ
時間間隔３１６は、感知されたＰ波３０２と感知されたＱポイント３０６との時
間間隔である。ＰＲ時間間隔３１８は、感知されたＰ波３０２と感知されたＲポ
イント３０８との時間間隔である。ＰＳ時間間隔３２０は、感知されたＰ波３０
２と感知されたＳポイント３１０との時間間隔である。ＰＳ’時間間隔３２２は
、感知されたＰ波３０２とＳ’ポイント３１２との時間間隔である。ある実施例
では、マイクロプロセッサ５８は感知されたＰ波とＱＲＳ合成とを受け、心臓サ
イクルの波部分の時間間隔を決定する。別の実施例では、２ポイントリード表面
ＥＣＧを使って表面ＥＣＧ測定を行い、そこから心臓サイクルの波部分の時間間
隔を決定する。
３１４は感知されたＰ波３０２とＱ’ポイント３０４との時間間隔である。ＰＱ
時間間隔３１６は、感知されたＰ波３０２と感知されたＱポイント３０６との時
間間隔である。ＰＲ時間間隔３１８は、感知されたＰ波３０２と感知されたＲポ
イント３０８との時間間隔である。ＰＳ時間間隔３２０は、感知されたＰ波３０
２と感知されたＳポイント３１０との時間間隔である。ＰＳ’時間間隔３２２は
、感知されたＰ波３０２とＳ’ポイント３１２との時間間隔である。ある実施例
では、マイクロプロセッサ５８は感知されたＰ波とＱＲＳ合成とを受け、心臓サ
イクルの波部分の時間間隔を決定する。別の実施例では、２ポイントリード表面
ＥＣＧを使って表面ＥＣＧ測定を行い、そこから心臓サイクルの波部分の時間間
隔を決定する。
【００５９】 ここで図７を参照すると、心臓のモデルを決定するための本発明のある実施例
のフローチャートが示される。ある実施例では、心臓のモデルを使って推定最適
ＡＶ時間遅延間隔を決定する。ステップ３５０では、複数の患者を試験するが、
患者のそれぞれが患者の心臓の心室に心臓ペーシングパルスを送り出す。心臓ペ
ーシングパルスは複数の所定のＡＶ時間遅延間隔で送り出す。ある実施例では、
ＡＶ時間遅延間隔は患者のＰ波の発生から測定する。各患者について、試験する
複数のＡＶ時間遅延間隔のそれぞれについてＬＶ＋ｄｐ／ｄｔ値を測定・記録す
る。別の実施例では、試験する複数のＡＶ時間遅延間隔のそれぞれについて大動
脈パルス圧を測定・記録する。ある実施例では、左心室自由壁に異なる５つのＡ
Ｖ遅延時間間隔でペーシングされた患者からデータを取得したが、ここではＡＶ
遅延時間間隔はランダム順で送り出された。
のフローチャートが示される。ある実施例では、心臓のモデルを使って推定最適
ＡＶ時間遅延間隔を決定する。ステップ３５０では、複数の患者を試験するが、
患者のそれぞれが患者の心臓の心室に心臓ペーシングパルスを送り出す。心臓ペ
ーシングパルスは複数の所定のＡＶ時間遅延間隔で送り出す。ある実施例では、
ＡＶ時間遅延間隔は患者のＰ波の発生から測定する。各患者について、試験する
複数のＡＶ時間遅延間隔のそれぞれについてＬＶ＋ｄｐ／ｄｔ値を測定・記録す
る。別の実施例では、試験する複数のＡＶ時間遅延間隔のそれぞれについて大動
脈パルス圧を測定・記録する。ある実施例では、左心室自由壁に異なる５つのＡ
Ｖ遅延時間間隔でペーシングされた患者からデータを取得したが、ここではＡＶ
遅延時間間隔はランダム順で送り出された。
【００６０】 ある実施例では、この種の試験は一般的な心臓条件を示す患者について実行す
る。例えば、本実施例では、試験した患者は全てＣＨＦ患者だった。さらに、モ
デル決定に用いた心臓ペーシングパルスは、心臓の心室領域のあらゆる数の場所
に送り出すことができる。ある実施例では、心臓ペーシングパルスは前述のよう
に患者の左心室自由壁等の左心室の心外位置に送り出す。別の実施例では、心臓
ペーシングパルスは患者の左心室に隣接する心内位置に送り出す。さらに別の実
施例では、心臓ペーシングパルスは患者の右心室の心内位置に送り出す。さらに
、右心室および左心室ペーシングの様々な組み合わせを、最大左心室収縮機能の
決定または試験に用いることができる。
る。例えば、本実施例では、試験した患者は全てＣＨＦ患者だった。さらに、モ
デル決定に用いた心臓ペーシングパルスは、心臓の心室領域のあらゆる数の場所
に送り出すことができる。ある実施例では、心臓ペーシングパルスは前述のよう
に患者の左心室自由壁等の左心室の心外位置に送り出す。別の実施例では、心臓
ペーシングパルスは患者の左心室に隣接する心内位置に送り出す。さらに別の実
施例では、心臓ペーシングパルスは患者の右心室の心内位置に送り出す。さらに
、右心室および左心室ペーシングの様々な組み合わせを、最大左心室収縮機能の
決定または試験に用いることができる。
【００６１】 心臓の心室領域の多数の場所での心臓ペーシングパルスの提供に加えて、所定
のＡＶ時間遅延間隔の試験中、内在心電図信号も記録する。ある実施例では、内
在心電図信号は左心室自由壁から心外的に記録する。ある実施例では、標準的１
２ポイントリード表面ＥＣＧ測定を使って内在心電図を測定・記録する。心電図
はデジタル化し（サンプリング周波数：５００Ｈｚ、分解能：１４ビット）、特
別設計のソフトウェアを使ってオフラインで解析した。
のＡＶ時間遅延間隔の試験中、内在心電図信号も記録する。ある実施例では、内
在心電図信号は左心室自由壁から心外的に記録する。ある実施例では、標準的１
２ポイントリード表面ＥＣＧ測定を使って内在心電図を測定・記録する。心電図
はデジタル化し（サンプリング周波数：５００Ｈｚ、分解能：１４ビット）、特
別設計のソフトウェアを使ってオフラインで解析した。
【００６２】 ステップ３６０では、各患者のＡＶ時間遅延間隔の時間と対応する左心室収縮
機能測定を分析する。各患者のデータを分析して、最大左心室収縮機能を発生し
たＡＶ時間遅延間隔を決定する。各患者について、最大左心室収縮機能を発生す
る所定のＡＶ時間遅延間隔を記録・保存して心臓モデルの決定に用いる。最大左
心室収縮機能を生成するＡＶ時間遅延の決定と共に、試験中に記録する心電図信
号での所定の機能間の時差も決定する。ある実施例では、試験中に記録する心電
図信号を使って、ステップ３６０で機能時差を決定する。
機能測定を分析する。各患者のデータを分析して、最大左心室収縮機能を発生し
たＡＶ時間遅延間隔を決定する。各患者について、最大左心室収縮機能を発生す
る所定のＡＶ時間遅延間隔を記録・保存して心臓モデルの決定に用いる。最大左
心室収縮機能を生成するＡＶ時間遅延の決定と共に、試験中に記録する心電図信
号での所定の機能間の時差も決定する。ある実施例では、試験中に記録する心電
図信号を使って、ステップ３６０で機能時差を決定する。
【００６３】 ある実施例では、最大左心室収縮機能を発生した所定のＡＶ時間遅延間隔で配
置した各患者の感知されたＰ波での第１の所定の機能と、感知されたＱＲＳ合成
での第２の所定の機能との機能時差を決定する。ある実施例では、機能時差は心
房感知または感知されたＰ波のペーシングマークと左心室心電図信号からの感知
されたＱＲＳ合成（Ｑ＊ポイント）の始まり部分とから導く。この値は前に説明
したＰＱ＊時間間隔３１４である。別の実施例では、機能時差は心房感知または
感知されたＰ波のペーシングマークと左心室心電図信号からの感知されたＱＲＳ
合成のＲポイントの最大歪みポイントとから導く。この値は前に説明したＰＲ時
間間隔３１８である。さらに別の実施例では、ＰＲ間隔機能時差は右心室心電図
信号から導く。測定した正常ＱＲＳ合成からのＰＱ’時間間隔３１４とＰＲ時間
間隔３１８との値を平均して、推定最適ＡＶ時間遅延間隔決定のためのモデル導
出に用いる。さらに、推定最適ＡＶ時間遅延間隔値決定から心臓モデルを決定す
る際に用いることのできる他の機能時差が存在する。
置した各患者の感知されたＰ波での第１の所定の機能と、感知されたＱＲＳ合成
での第２の所定の機能との機能時差を決定する。ある実施例では、機能時差は心
房感知または感知されたＰ波のペーシングマークと左心室心電図信号からの感知
されたＱＲＳ合成（Ｑ＊ポイント）の始まり部分とから導く。この値は前に説明
したＰＱ＊時間間隔３１４である。別の実施例では、機能時差は心房感知または
感知されたＰ波のペーシングマークと左心室心電図信号からの感知されたＱＲＳ
合成のＲポイントの最大歪みポイントとから導く。この値は前に説明したＰＲ時
間間隔３１８である。さらに別の実施例では、ＰＲ間隔機能時差は右心室心電図
信号から導く。測定した正常ＱＲＳ合成からのＰＱ’時間間隔３１４とＰＲ時間
間隔３１８との値を平均して、推定最適ＡＶ時間遅延間隔決定のためのモデル導
出に用いる。さらに、推定最適ＡＶ時間遅延間隔値決定から心臓モデルを決定す
る際に用いることのできる他の機能時差が存在する。
【００６４】 ＣＨＦ患者については、ＱＲＳ合成からのＱ’ポイント３０４、Ｑポイント３
０６、Ｒポイント３０８、Ｓポイント３１０およびＳ’ポイント３１２の値を決
定し、ＰＱ’時間間隔３１４、ＰＱ時間間隔３１６、ＰＲ時間間隔３１８、ＰＳ
時間間隔３２０およびＰＳ’時間間隔３２２を計算した。そしてＰＱ’時間間隔
３１４、ＰＱ時間間隔３１６、ＰＲ時間間隔３１８、ＰＳ時間間隔３２０および
ＰＳ’時間間隔３２２のそれぞれの平均とそれぞれの標準偏差とを計算した。平
均から少なくとも１標準偏差はなれた測定した時間間隔の値を取り除き、残りの
時間間隔データポイントを再び平均してＰＱ’時間間隔３１４、ＰＱ時間間隔３
１６、ＰＲ時間間隔３１８、ＰＳ時間間隔３２０およびＰＳ’時間間隔３２２の
最終平均を求めた。
０６、Ｒポイント３０８、Ｓポイント３１０およびＳ’ポイント３１２の値を決
定し、ＰＱ’時間間隔３１４、ＰＱ時間間隔３１６、ＰＲ時間間隔３１８、ＰＳ
時間間隔３２０およびＰＳ’時間間隔３２２を計算した。そしてＰＱ’時間間隔
３１４、ＰＱ時間間隔３１６、ＰＲ時間間隔３１８、ＰＳ時間間隔３２０および
ＰＳ’時間間隔３２２のそれぞれの平均とそれぞれの標準偏差とを計算した。平
均から少なくとも１標準偏差はなれた測定した時間間隔の値を取り除き、残りの
時間間隔データポイントを再び平均してＰＱ’時間間隔３１４、ＰＱ時間間隔３
１６、ＰＲ時間間隔３１８、ＰＳ時間間隔３２０およびＰＳ’時間間隔３２２の
最終平均を求めた。
【００６５】 ステップ３７０において、最大左心室収縮機能を発生する機能時差と所定のＡ
Ｖ時間遅延間隔とから心臓のモデルを生成する。ある実施例では、このモデルは
機能時差と患者の所定のＡＶ時間遅延間隔との関係から生成する。この関係を決
定する１つの方法は、患者の所定のＡＶ時間遅延間隔データ対対応する機能時差
をデカルト座標系にマッピングするものである。マッピングしたデータに基づい
て心臓のモデルを導き出し、その後の推定最適ＡＶ時間遅延間隔の決定に用いる
。ある実施例では、推定最適ＡＶ時間遅延間隔を決定する心臓モデルは線形モデ
ルである。ある実施例では、このモデルを電気パルス生成装置に用いて、ＣＨＦ
患者の心臓出力効率を改善するためペーシングパルスを提供するような心臓に対
する療法を設ける。
Ｖ時間遅延間隔とから心臓のモデルを生成する。ある実施例では、このモデルは
機能時差と患者の所定のＡＶ時間遅延間隔との関係から生成する。この関係を決
定する１つの方法は、患者の所定のＡＶ時間遅延間隔データ対対応する機能時差
をデカルト座標系にマッピングするものである。マッピングしたデータに基づい
て心臓のモデルを導き出し、その後の推定最適ＡＶ時間遅延間隔の決定に用いる
。ある実施例では、推定最適ＡＶ時間遅延間隔を決定する心臓モデルは線形モデ
ルである。ある実施例では、このモデルを電気パルス生成装置に用いて、ＣＨＦ
患者の心臓出力効率を改善するためペーシングパルスを提供するような心臓に対
する療法を設ける。
【００６６】 ここで図８Ａ、８Ｂ、８Ｃおよび８Ｄを参照すると、ＣＨＦ患者のＰＱ’時間
間隔３１４、ＰＱ時間間隔３１６、ＰＲ時間間隔３１８、ＰＳ時間間隔３２０お
よびＰＳ’時間間隔３２２の組の間の相関を立証するプロットが示される。ＣＨ
Ｆ患者から集めたデータは、ＰＱ’時間間隔３１４およびＰＱ時間間隔３１６（
図８Ａ）、ＰＲ時間間隔３１８およびＰＱ時間間隔３１６（図８Ｂ）、ならびに
ＰＳ時間間隔３２２およびＰＲ時間間隔３１８（図８Ｃ）、の間に強い相関を示
す。これら相関は、Ｑ’ポイント３０４からＱポイント３０６、Ｑポイント３０
６からＲポイント３０８、Ｒポイント３０８からＳポイント３１０への時間間隔
がＰＱ’時間間隔３１４、ＰＱ時間間隔３１６、ＰＲ時間間隔３１８、ＰＳ時間
間隔３２０およびＰＳ’時間間隔３２２からほぼ独立していることを示す。言い
かえると、Ｐ波３０２の位置はＱ’ポイント３０４、Ｑポイント３０６、Ｒポイ
ント３０８およびＳポイント３１０との差に限られた影響しか与えない。
間隔３１４、ＰＱ時間間隔３１６、ＰＲ時間間隔３１８、ＰＳ時間間隔３２０お
よびＰＳ’時間間隔３２２の組の間の相関を立証するプロットが示される。ＣＨ
Ｆ患者から集めたデータは、ＰＱ’時間間隔３１４およびＰＱ時間間隔３１６（
図８Ａ）、ＰＲ時間間隔３１８およびＰＱ時間間隔３１６（図８Ｂ）、ならびに
ＰＳ時間間隔３２２およびＰＲ時間間隔３１８（図８Ｃ）、の間に強い相関を示
す。これら相関は、Ｑ’ポイント３０４からＱポイント３０６、Ｑポイント３０
６からＲポイント３０８、Ｒポイント３０８からＳポイント３１０への時間間隔
がＰＱ’時間間隔３１４、ＰＱ時間間隔３１６、ＰＲ時間間隔３１８、ＰＳ時間
間隔３２０およびＰＳ’時間間隔３２２からほぼ独立していることを示す。言い
かえると、Ｐ波３０２の位置はＱ’ポイント３０４、Ｑポイント３０６、Ｒポイ
ント３０８およびＳポイント３１０との差に限られた影響しか与えない。
【００６７】 図５Ｆおよび図８のデータは、左心室の電気的活性化パターンは、試験した患
者によく似ていることを示す。ＱＲＳ合成の始まりと心室の刺激に一致する心臓
信号がパーキンジェ網と心室内に移動すると、心臓サイクルの残余は調査対象の
患者に似ていた。このような観察に基づき、最適ＬＶ同時性達成に必要な特定の
電気的活性化パターンが患者間で似ていることがわかった。（Ｑ’で示す）ＬＶ
の電気的活性化の始まりとペーシングマークとの間の時間間隔は、ＬＶ同時性の
最適ＡＶ時間遅延間隔では患者間で似ている可能性がある。その結果、Ｐ波から
左心室の電気的活性化の始まりまで（すなわち、ＰＱ’）の差のため、ＬＶ同時
性の最適ＡＶ時間遅延間隔の差は大きくなる。
者によく似ていることを示す。ＱＲＳ合成の始まりと心室の刺激に一致する心臓
信号がパーキンジェ網と心室内に移動すると、心臓サイクルの残余は調査対象の
患者に似ていた。このような観察に基づき、最適ＬＶ同時性達成に必要な特定の
電気的活性化パターンが患者間で似ていることがわかった。（Ｑ’で示す）ＬＶ
の電気的活性化の始まりとペーシングマークとの間の時間間隔は、ＬＶ同時性の
最適ＡＶ時間遅延間隔では患者間で似ている可能性がある。その結果、Ｐ波から
左心室の電気的活性化の始まりまで（すなわち、ＰＱ’）の差のため、ＬＶ同時
性の最適ＡＶ時間遅延間隔の差は大きくなる。
【００６８】 ここで図９を参照すると、機能時差に対する所定のＡＶ時間遅延間隔値をマッ
ピングするためのデカルト座標系が示される。各患者について集めた実際のデー
タポイント４００を座標系にマッピングする。座標系にマッピングした実際のデ
ータポイント４００に基づき、データポイント４００を表すモデルを生成する。
ある実施例では、生成したモデルは実際のデータポイント４００に線形回帰を実
行して決定する線形モデルである。この線形モデルを使って座標系にトレンドラ
イン４１０を生成する。ある実施例では、トレンドライン４１０は実際の最適Ａ
Ｖ時間遅延間隔値と機能時差の値との最良全体関係を表す。ある実施例では、線
形回帰によるデータのモデル化により、実際および最小限にする推定ＡＶ遅延と
の間の平均二乗差、４２０ができる。実際のデータとデータポイントを表すモデ
ルとの相関がよいほど、トレンドライン４１０がデータ間の関係をよりよく表す
ようになる。
ピングするためのデカルト座標系が示される。各患者について集めた実際のデー
タポイント４００を座標系にマッピングする。座標系にマッピングした実際のデ
ータポイント４００に基づき、データポイント４００を表すモデルを生成する。
ある実施例では、生成したモデルは実際のデータポイント４００に線形回帰を実
行して決定する線形モデルである。この線形モデルを使って座標系にトレンドラ
イン４１０を生成する。ある実施例では、トレンドライン４１０は実際の最適Ａ
Ｖ時間遅延間隔値と機能時差の値との最良全体関係を表す。ある実施例では、線
形回帰によるデータのモデル化により、実際および最小限にする推定ＡＶ遅延と
の間の平均二乗差、４２０ができる。実際のデータとデータポイントを表すモデ
ルとの相関がよいほど、トレンドライン４１０がデータ間の関係をよりよく表す
ようになる。
【００６９】 図１０を参照すると、本発明のある実施例のフロー図が示される。移植可能心
臓ペースメーカー２２内に収納した心臓信号回路は患者の心電図信号の発生を感
知する。ステップ５００において、マイクロプロセッサは感知した心電図信号の
機能からの時間間隔を決定する。ある実施例では、マイクロプロセッサは感知し
たＰ波とＱＲＳ合成からの時間間隔を決定する。ステップ５１０では、マイクロ
プロセッサは、推定最適ＡＶ時間遅延間隔を生成する線形モデル等、モデルの時
間間隔を利用する。そしてステップ５２０で、移植可能心臓ペースメーカー２２
のペーシング出力回路を使って推定最適ＡＶ時間遅延間隔に基づきペーシングパ
ルスを生成し、左心室収縮率を強化する（ＬＶ＋ｄｐ／ｄｔ）。
臓ペースメーカー２２内に収納した心臓信号回路は患者の心電図信号の発生を感
知する。ステップ５００において、マイクロプロセッサは感知した心電図信号の
機能からの時間間隔を決定する。ある実施例では、マイクロプロセッサは感知し
たＰ波とＱＲＳ合成からの時間間隔を決定する。ステップ５１０では、マイクロ
プロセッサは、推定最適ＡＶ時間遅延間隔を生成する線形モデル等、モデルの時
間間隔を利用する。そしてステップ５２０で、移植可能心臓ペースメーカー２２
のペーシング出力回路を使って推定最適ＡＶ時間遅延間隔に基づきペーシングパ
ルスを生成し、左心室収縮率を強化する（ＬＶ＋ｄｐ／ｄｔ）。
【００７０】 ここで図１１Ａおよび１１Ｂを参照すると、心電図信号の機能時差と、試験し
た患者に最大左心室収縮機能（ＬＶｄｐ／ｄｔ）を生成した所定のＡＶ時間遅延
間隔との関係のマッピングが示される。これらマッピングから、推定最適ＡＶ時
間遅延間隔に対する機能タイミング差の関係を表すモデルが生成される。ある実
施例では、図１１Ａおよび１１Ｂに基づくモデルは実際の最適ＡＶ時間遅延間隔
とＰＱ’時間間隔３１４およびＰＲ時間間隔３１８のそれぞれの値との最良全体
関係を表す。
た患者に最大左心室収縮機能（ＬＶｄｐ／ｄｔ）を生成した所定のＡＶ時間遅延
間隔との関係のマッピングが示される。これらマッピングから、推定最適ＡＶ時
間遅延間隔に対する機能タイミング差の関係を表すモデルが生成される。ある実
施例では、図１１Ａおよび１１Ｂに基づくモデルは実際の最適ＡＶ時間遅延間隔
とＰＱ’時間間隔３１４およびＰＲ時間間隔３１８のそれぞれの値との最良全体
関係を表す。
【００７１】 ある実施例では、図１１ＡはＰＱ’時間間隔３１４と、最大左心室収縮機能を
発生する所定のＡＶ時間遅延間隔との相関のマッピングを示す。図１１Ａのライ
ン６００は、プロットしたデータポイントに基づく線形回帰から導いた。ライン
６００は直線なので、ＬＶ ｄｐ／ｄｔの推定最適ＡＶ時間遅延間隔はＰＱ’時
間間隔３１４の線形関数として次のように書くことができる。 但し、ＡＶＤは推定最適ＡＶ時間遅延間隔、ｋ１は第１係数、ｋ２は第２係数、
ＰＱ＊は心電図信号の機能から導いた時間間隔である。ある実施例では、ＰＱ＊
はＰＱ＊時間間隔３１４である。さらに、第１係数および第２係数は、時間間隔
（この例ではＰＱ＊時間間隔）および最適ＡＶ時間遅延間隔のマッピングから経
験的に導かれる。
発生する所定のＡＶ時間遅延間隔との相関のマッピングを示す。図１１Ａのライ
ン６００は、プロットしたデータポイントに基づく線形回帰から導いた。ライン
６００は直線なので、ＬＶ ｄｐ／ｄｔの推定最適ＡＶ時間遅延間隔はＰＱ’時
間間隔３１４の線形関数として次のように書くことができる。 但し、ＡＶＤは推定最適ＡＶ時間遅延間隔、ｋ１は第１係数、ｋ２は第２係数、
ＰＱ＊は心電図信号の機能から導いた時間間隔である。ある実施例では、ＰＱ＊
はＰＱ＊時間間隔３１４である。さらに、第１係数および第２係数は、時間間隔
（この例ではＰＱ＊時間間隔）および最適ＡＶ時間遅延間隔のマッピングから経
験的に導かれる。
【００７２】 ある実施例では、式（１）を移植可能心臓ペースメーカー２２の電子制御回路
５０内で利用して、患者の感知された心電図信号からの推定最適ＡＶ時間遅延間
隔を決定する。ある実施例では、式（１）を使って、心房および左心室位置から
感知した患者の心電図に基づき、最適ＡＶ時間遅延間隔を決定する。ある実施例
では、移植可能心臓ペースメーカー２２内に収納した心臓信号回路は心臓サイク
ル中、患者のＰ波およびＱ＊ポイント両方の発生を感知する。マイクロプロセッ
サ５８は感知したＰ波およびＱ＊ポイントを受け取り、これら２つの機能間の時
間間隔を決定する。そして時間間隔を式（１）で用いてＡＶ時間遅延間隔を生成
する。移植可能心臓ペースメーカー２２は、計算したＡＶ時間遅延間隔で患者の
心臓の少なくとも１つの心室にペーシングパルスを提供し、左心室ピーク排出圧
を強化する。ある実施例では、左心室位置でのペーシングは、心室カテーテル２
６または１５２を利用して行う。別の実施例では、式（１）に基づき移植可能心
臓ペースメーカーの生成するペーシングパルスは、患者の感知された心電図信号
からリアルタイムに生成される。
５０内で利用して、患者の感知された心電図信号からの推定最適ＡＶ時間遅延間
隔を決定する。ある実施例では、式（１）を使って、心房および左心室位置から
感知した患者の心電図に基づき、最適ＡＶ時間遅延間隔を決定する。ある実施例
では、移植可能心臓ペースメーカー２２内に収納した心臓信号回路は心臓サイク
ル中、患者のＰ波およびＱ＊ポイント両方の発生を感知する。マイクロプロセッ
サ５８は感知したＰ波およびＱ＊ポイントを受け取り、これら２つの機能間の時
間間隔を決定する。そして時間間隔を式（１）で用いてＡＶ時間遅延間隔を生成
する。移植可能心臓ペースメーカー２２は、計算したＡＶ時間遅延間隔で患者の
心臓の少なくとも１つの心室にペーシングパルスを提供し、左心室ピーク排出圧
を強化する。ある実施例では、左心室位置でのペーシングは、心室カテーテル２
６または１５２を利用して行う。別の実施例では、式（１）に基づき移植可能心
臓ペースメーカーの生成するペーシングパルスは、患者の感知された心電図信号
からリアルタイムに生成される。
【００７３】 ある実施例では、式（１）を使って推定最適ＡＶ時間遅延間隔を決定し、ペー
シングパルスを左心室位置に送り出し、第１係数、Ｋ１は０．９３にほぼ等しい
値を持ち、第２係数、Ｋ２は５５．８にほぼ等しい値を持つ。これら係数値は示
す値に限られず、実際の最適ＡＶ時間遅延間隔と心電図信号の機能との関係から
導かれるあらゆる係数値が本発明の範囲内と考えられる。 さらに別の実施例では、図１１ＢはＰＲ時間間隔３１８と、最大左心室収縮機
能を発生した所定のＡＶ時間遅延間隔との相関のマッピングを示す。図１１Ｂの
ライン６１０は、プロットしたデータポイントに基づく線形回帰から導いた。ラ
イン６１０は直線であるため、ＬＶ ｄｐ／ｄｔの推定最適ＡＶ時間遅延間隔は
ＰＲ時間間隔３１８の線形関数として次のように書くことができる。 但し、ＡＶＤは推定最適ＡＶ時間遅延間隔、ｋ１は第１係数、ｋ２は第２係数、
ＰＲは心電図信号で機能から導いた時間間隔である。ある実施例では、ＰＲはＰ
Ｒ時間間隔３１８である。さらに、第１係数および第２係数は時間間隔（この例
ではＰＲ時間間隔）および最適ＡＶ時間遅延間隔のマッピングから経験的に導か
れる。
シングパルスを左心室位置に送り出し、第１係数、Ｋ１は０．９３にほぼ等しい
値を持ち、第２係数、Ｋ２は５５．８にほぼ等しい値を持つ。これら係数値は示
す値に限られず、実際の最適ＡＶ時間遅延間隔と心電図信号の機能との関係から
導かれるあらゆる係数値が本発明の範囲内と考えられる。 さらに別の実施例では、図１１ＢはＰＲ時間間隔３１８と、最大左心室収縮機
能を発生した所定のＡＶ時間遅延間隔との相関のマッピングを示す。図１１Ｂの
ライン６１０は、プロットしたデータポイントに基づく線形回帰から導いた。ラ
イン６１０は直線であるため、ＬＶ ｄｐ／ｄｔの推定最適ＡＶ時間遅延間隔は
ＰＲ時間間隔３１８の線形関数として次のように書くことができる。 但し、ＡＶＤは推定最適ＡＶ時間遅延間隔、ｋ１は第１係数、ｋ２は第２係数、
ＰＲは心電図信号で機能から導いた時間間隔である。ある実施例では、ＰＲはＰ
Ｒ時間間隔３１８である。さらに、第１係数および第２係数は時間間隔（この例
ではＰＲ時間間隔）および最適ＡＶ時間遅延間隔のマッピングから経験的に導か
れる。
【００７４】 ある実施例では、式（２）を移植可能心臓ペースメーカー２２の電子制御回路
５０内で利用して、患者の感知された心電図信号からの推定最適ＡＶ時間遅延間
隔を決定する。ある実施例では、式（２）を使って、心房および左心室位置から
感知した患者の心電図に基づき、最適ＡＶ時間遅延間隔を決定する。そして、式
（２）の推定最適ＡＶ遅延間隔を使って患者の左心室にペーシングパルスを送り
出すタイミングを計る。ある実施例では、左心室位置でのペーシングは、心室カ
テーテル２６または１５２を利用して行う。別の実施例では、式（２）に基づき
移植可能心臓ペースメーカーの生成するペーシングパルスは、患者の感知された
心電図信号からリアルタイムに生成される。
５０内で利用して、患者の感知された心電図信号からの推定最適ＡＶ時間遅延間
隔を決定する。ある実施例では、式（２）を使って、心房および左心室位置から
感知した患者の心電図に基づき、最適ＡＶ時間遅延間隔を決定する。そして、式
（２）の推定最適ＡＶ遅延間隔を使って患者の左心室にペーシングパルスを送り
出すタイミングを計る。ある実施例では、左心室位置でのペーシングは、心室カ
テーテル２６または１５２を利用して行う。別の実施例では、式（２）に基づき
移植可能心臓ペースメーカーの生成するペーシングパルスは、患者の感知された
心電図信号からリアルタイムに生成される。
【００７５】 ある実施例では、式（２）を使って推定最適ＡＶ時間遅延間隔を決定し、ペー
シングパルスを左心室位置に送り出し、第１係数、Ｋ１は０．８２にほぼ等しい
値を持ち、第２係数、Ｋ２は１１２．４にほぼ等しい値を持つ。これら係数値は
示す値に限られず、実際の最適ＡＶ時間遅延間隔と心電図信号の機能との関係か
ら導かれるあらゆる係数値が本発明の範囲内と考えられる。
シングパルスを左心室位置に送り出し、第１係数、Ｋ１は０．８２にほぼ等しい
値を持ち、第２係数、Ｋ２は１１２．４にほぼ等しい値を持つ。これら係数値は
示す値に限られず、実際の最適ＡＶ時間遅延間隔と心電図信号の機能との関係か
ら導かれるあらゆる係数値が本発明の範囲内と考えられる。
【００７６】 ここで図１２Ａおよび１２Ｂを参照すると、実際の最適ＡＶ時間遅延間隔の関
数としての推定最適ＡＶ時間遅延間隔のプロットが示される。推定最適ＡＶ時間
遅延間隔値は、式（１）および（２）を使って計算するが、機能時差は患者の感
知された心房および左心室心電図から決定した。表１に、ＣＨＦ患者について式
（１）を使って決定した推定最適ＡＶ時間遅延間隔とＰＱ＊時間間隔３１４を使
った実際の最適ＡＶ時間遅延間隔との差を示す。
数としての推定最適ＡＶ時間遅延間隔のプロットが示される。推定最適ＡＶ時間
遅延間隔値は、式（１）および（２）を使って計算するが、機能時差は患者の感
知された心房および左心室心電図から決定した。表１に、ＣＨＦ患者について式
（１）を使って決定した推定最適ＡＶ時間遅延間隔とＰＱ＊時間間隔３１４を使
った実際の最適ＡＶ時間遅延間隔との差を示す。
【００７７】
【００７８】 表２は、ＣＨＦ患者について式（２）を使って決定した推定最適ＡＶ時間遅延
間隔とＰＲ時間間隔３１８を使った実際の最適ＡＶ時間遅延間隔との差を示す。
間隔とＰＲ時間間隔３１８を使った実際の最適ＡＶ時間遅延間隔との差を示す。
【００７９】 ある実施例では、式（１）および式（２）の第１係数および第２係数はライン
４３０およびライン４４０からそれぞれ決定するため、ラインを引くデータポイ
ントに依存する。係数の感受性をデータグループのサイズの変化に関して試験し
た。様々な数のデータポイント（すなわち患者数）を使って、実際の最適ＡＶ時
間遅延間隔対ＰＱ’時間間隔３１４のプロットにライン４３０を生成し、実際の
最適ＡＶ時間遅延間隔対ＰＲ時間間隔３１８のプロットにライン４４０を生成し
た。第１係数、Ｋ１、および第２係数、Ｋ２の値は、ＰＱ’のプロットのライン
４３０式およびＰＲのプロットのライン４４０式から求めた。
４３０およびライン４４０からそれぞれ決定するため、ラインを引くデータポイ
ントに依存する。係数の感受性をデータグループのサイズの変化に関して試験し
た。様々な数のデータポイント（すなわち患者数）を使って、実際の最適ＡＶ時
間遅延間隔対ＰＱ’時間間隔３１４のプロットにライン４３０を生成し、実際の
最適ＡＶ時間遅延間隔対ＰＲ時間間隔３１８のプロットにライン４４０を生成し
た。第１係数、Ｋ１、および第２係数、Ｋ２の値は、ＰＱ’のプロットのライン
４３０式およびＰＲのプロットのライン４４０式から求めた。
【００８０】
【００８１】 ５個のデータポイント後、式（１）のＫ１およびＫ２値は大きく変化しない。
Ｋ１の値は０．９０４から０．９７４の間を動き、Ｋ２は４８．３から６１．９
の間を動く。一方、式（２）のＫ１とＫ２の値は、データポイント数が増えるに
連れて連続的遅延を経験する。その結果、式（１）に使われるＫ１とＫ２の値は
、式（２）に使われるＫ１およびＫ２の値よりデータポイントの数に対し感受性
が低くなる。そのため、ある実施例では、式（１）で用いるＰＱ’時間間隔３１
４はより式（２）のＰＲ時間間隔３１８を使うより最適ＡＶ時間遅延間隔の予測
に関して正確かつ堅牢である。さらに、ＰＱ’時間間隔３１４を使った表１およ
び２の実際と推定の最適ＡＶ時間遅延間隔の間で平均差を観察すると、ＰＲ時間
間隔３１８を使ったものより正確な結果が出る。但し、ＰＲ時間間隔３１８は、
前述の移植可能心臓ペースメーカー２２または移植可能除細動器等の移植可能医
療システム２０を使って、ＰＱ’時間間隔３１４より簡単に測定される。
Ｋ１の値は０．９０４から０．９７４の間を動き、Ｋ２は４８．３から６１．９
の間を動く。一方、式（２）のＫ１とＫ２の値は、データポイント数が増えるに
連れて連続的遅延を経験する。その結果、式（１）に使われるＫ１とＫ２の値は
、式（２）に使われるＫ１およびＫ２の値よりデータポイントの数に対し感受性
が低くなる。そのため、ある実施例では、式（１）で用いるＰＱ’時間間隔３１
４はより式（２）のＰＲ時間間隔３１８を使うより最適ＡＶ時間遅延間隔の予測
に関して正確かつ堅牢である。さらに、ＰＱ’時間間隔３１４を使った表１およ
び２の実際と推定の最適ＡＶ時間遅延間隔の間で平均差を観察すると、ＰＲ時間
間隔３１８を使ったものより正確な結果が出る。但し、ＰＲ時間間隔３１８は、
前述の移植可能心臓ペースメーカー２２または移植可能除細動器等の移植可能医
療システム２０を使って、ＰＱ’時間間隔３１４より簡単に測定される。
【００８２】 別の実施例では、式（２）は、心電図信号を心房と少なくとも右心室位置から
感知する時に推定最適ＡＶ時間遅延間隔を決定するのにも用いる。右心室心電図
信号のＰＲ時間間隔機能時差と、試験する患者にとって最大左心室収縮機能（Ｌ
Ｖ ｄｐ／ｄｔ）を発生した所定のＡＶ時間遅延間隔との関係のマッピングに基
づき、式（２）の形式を持つ線形モデルを生成した。この線形モデルを表すライ
ンは、プロットしたデータポイントに基づき、線形回帰で導いた。
感知する時に推定最適ＡＶ時間遅延間隔を決定するのにも用いる。右心室心電図
信号のＰＲ時間間隔機能時差と、試験する患者にとって最大左心室収縮機能（Ｌ
Ｖ ｄｐ／ｄｔ）を発生した所定のＡＶ時間遅延間隔との関係のマッピングに基
づき、式（２）の形式を持つ線形モデルを生成した。この線形モデルを表すライ
ンは、プロットしたデータポイントに基づき、線形回帰で導いた。
【００８３】 ある実施例では、式（２）を移植可能心臓ペースメーカー２２の電子制御回路
５０内で利用して患者の感知された心電図信号から推定最適ＡＶ時間遅延間隔を
決定する。ある実施例では、式（２）を用いて、心房および少なくとも右心室位
置から感知した患者の心電図に基づき最適ＡＶ時間遅延間隔を決定する。そして
式（２）からの推定最適ＡＶ遅延間隔を使って患者の右心室にペーシングパルス
を送り出すタイミングを計る。ある実施例では、右心室位置でのペーシングは心
室カテーテル１００または１５０を利用して行う。別の実施例では、式（２）に
基づき移植可能心臓ペースメーカーが生成するペーシングパルスは患者の感知さ
れた心電図信号からリアルタイムに生成される。
５０内で利用して患者の感知された心電図信号から推定最適ＡＶ時間遅延間隔を
決定する。ある実施例では、式（２）を用いて、心房および少なくとも右心室位
置から感知した患者の心電図に基づき最適ＡＶ時間遅延間隔を決定する。そして
式（２）からの推定最適ＡＶ遅延間隔を使って患者の右心室にペーシングパルス
を送り出すタイミングを計る。ある実施例では、右心室位置でのペーシングは心
室カテーテル１００または１５０を利用して行う。別の実施例では、式（２）に
基づき移植可能心臓ペースメーカーが生成するペーシングパルスは患者の感知さ
れた心電図信号からリアルタイムに生成される。
【００８４】 別の実施例では、式（２）を使って決定した最適ＡＶ遅延間隔を使って、左心
室位置からの心臓のペーシングのタイミングを計る。さらに別の実施例では、式
（２）を使って決定した最適ＡＶ遅延間隔を使って、右心室および左心室位置両
方からの心臓のペーシングのタイミングを計る。ある実施例では、前述の医療装
置システム２０を使って心臓の右心室および左心室の少なくとも１つにペーシン
グパルスを送る。
室位置からの心臓のペーシングのタイミングを計る。さらに別の実施例では、式
（２）を使って決定した最適ＡＶ遅延間隔を使って、右心室および左心室位置両
方からの心臓のペーシングのタイミングを計る。ある実施例では、前述の医療装
置システム２０を使って心臓の右心室および左心室の少なくとも１つにペーシン
グパルスを送る。
【００８５】 ある実施例では、式（２）を使って推定最適ＡＶ時間遅延間隔を決定し、ペー
シングパルスを少なくとも右心室と左心室位置に送り出す時、第１係数、Ｋ１は
０．５にほぼ等しい値を持ち、第２係数、Ｋ２は、３０．０にほぼ等しい値を持
つ。これら係数値は表示の値に限定されず、実際の最適ＡＶ時間遅延間隔および
心電図信号での機能との関係から導いたあらゆる係数値が本発明の範囲内と考え
られる。
シングパルスを少なくとも右心室と左心室位置に送り出す時、第１係数、Ｋ１は
０．５にほぼ等しい値を持ち、第２係数、Ｋ２は、３０．０にほぼ等しい値を持
つ。これら係数値は表示の値に限定されず、実際の最適ＡＶ時間遅延間隔および
心電図信号での機能との関係から導いたあらゆる係数値が本発明の範囲内と考え
られる。
【００８６】 結論 本ペーシングシステムは、移植可能ペーシング装置を含む広範囲なペーシング
装置に採用できる。本システムは１個以上の心室のペーシングに用いることがで
きる。１つの心室に複数のペーシングサイトを含む広範囲なペーシング電極構成
が、本発明から逸脱せずに採用できるが、必要な電気的あるいは機械的イベント
がモニタされるものとする。それに従い、本書に述べる係数と方法の順序の変更
は、本発明の範囲を逸脱せずに実行できる。
装置に採用できる。本システムは１個以上の心室のペーシングに用いることがで
きる。１つの心室に複数のペーシングサイトを含む広範囲なペーシング電極構成
が、本発明から逸脱せずに採用できるが、必要な電気的あるいは機械的イベント
がモニタされるものとする。それに従い、本書に述べる係数と方法の順序の変更
は、本発明の範囲を逸脱せずに実行できる。
【図１】 室および神経伝導系を示す心臓の図である。
【図２】 収縮を始める心室の図である。
【図３】 収縮した心室の図である。
【図４Ａ】 内在Ｐ波イベントと呼ばれる時間の関数としての左心室内在圧の図である。
【図４Ｂ】 内在Ｐ波イベントと呼ばれる時間の関数としての左心室内在電位図のグラフで
ある。
ある。
【図４Ｃ】 ペーシングしたＰ波イベントと呼ばれる最大ＬＶ収縮率について最適にタイミ
ングした内在Ｐ波のマーカーと心室ペーシングパルスのマーカーを示すタイミン
グ図である。
ングした内在Ｐ波のマーカーと心室ペーシングパルスのマーカーを示すタイミン
グ図である。
【図４Ｄ】 内在Ｐ波イベントと呼ばれる時間の関数としての左心房内在圧のグラフである
。
。
【図４Ｅ】 ペーシングしたＰ波イベントと呼ばれる最大拍動量について最適にタイミング
した内在Ｐ波のマーカーと心室ペーシングパルスのマーカーを示すタイミング図
である。
した内在Ｐ波のマーカーと心室ペーシングパルスのマーカーを示すタイミング図
である。
【図５Ａ】 Ｑイベントの検出のためのフロー図である。
【図５Ｂ】 詳細を示すため部分を取り除いた患者の心臓に移植された移植可能医療装置シ
ステムの実施例である。
ステムの実施例である。
【図５Ｃ】 本発明の１実施例による移植可能リズム管理装置のブロック図である。
【図５Ｄ】 詳細を示すため部分を取り除いた患者の心臓に移植された移植可能医療装置シ
ステムの実施例である。
ステムの実施例である。
【図５Ｅ】 詳細を示すため部分を取り除いた患者の心臓に移植された移植可能医療装置シ
ステムの実施例である。
ステムの実施例である。
【図５Ｆ】 人間の心臓アクション電流を示す心電図の実施例である。
【図６】 心臓アクション電流を示す心電図の略図の実施例である。
【図７】 本発明の１実施例を示すフロー図である。
【図８Ａ】 感知された心臓時間間隔の間の相関の実施例を示すプロットである。
【図８Ｂ】 感知された心臓時間間隔の間の相関の実施例を示すプロットである。
【図８Ｃ】 感知された心臓時間間隔の間の相関の実施例を示すプロットである。
【図８Ｄ】 感知された心臓時間間隔の間の相関の実施例を示すプロットである。
【図９】 感知された心臓時間間隔の関数としての最適ＡＶ時間遅延間隔の実施例を示す
プロットである。
プロットである。
【図１０】 本発明の１実施例を示すフロー図である。
【図１１Ａ】 感知された心臓時間間隔の関数としての最適ＡＶ時間遅延間隔の実施例を示す
プロットである。
プロットである。
【図１１Ｂ】 感知された心臓時間間隔の関数としての最適ＡＶ時間遅延間隔の実施例を示す
プロットである。
プロットである。
【図１２Ａ】 実際の最適ＡＶ時間遅延間隔の関数としての推定最適ＡＶ時間遅延間隔の実施
例を示すプロットである。
例を示すプロットである。
【図１２Ｂ】 実際の最適ＡＶ時間遅延間隔の関数としての推定最適ＡＶ時間遅延間隔の実施
例を示すプロットである。
例を示すプロットである。
【図１３】 本発明の１実施例による最適血流力学心臓パラメータ間での選択を示す。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，Ｉ Ｔ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＣＡ，ＪＰ，Ｕ Ｓ (72)発明者 ユー，インホン アメリカ合衆国，ミネソタ 55109，メー プルウッド，ウォルター ストリート 2926 (72)発明者 クレイマー，アンドリュー ピー． アメリカ合衆国，ミネソタ 55082，ステ ィルウォーター，サウス シックスス ス トリート 418 (72)発明者 スピネリ，フリオ アメリカ合衆国，ミネソタ 55126，ショ アビュー，チャッツワース ストリート 5612 Ｆターム(参考） 4C053 KK02 KK07
Claims (86)
- 【請求項１】 第１電気的イベントと第２電気的イベントとの間隔から生成
する心房心室遅延（ＡＶＤｃ）で心室ペーシングパルスを送るプログラム可能パ
ルスジェネレータであって、前記第１電気的イベントは第１の予測可能時間依存
関係での心房収縮に関連し、前記第２電気的イベントは第２の予測可能時間依存
関係での最大ＬＶ＋ｄｐ／ｄｔについて最適にタイミングした心室ペーシング信
号に関連し、前記間隔は非ペーシング収縮サイクル中に測定されるプログラム可
能パルスジェネレータを備え、 ＡＶＤｃは最大ＬＶ＋ｄｐ／ｄｔについて最適心房心室遅延に対する間隔の関
係の所定のマッピングから生成し、 ＡＶＤｃは心室ペーシングのための前記最適心房心室遅延の近似を提供し最大
ＬＶ＋ｄｐ／ｄｔを提供する装置。 - 【請求項２】 前記第１電気的イベントはＰ波であり、前記第２電気的イベ
ントはＱＲＳ合成の始まり（Ｑ＊）であり、前記間隔はＰ波とＱ＊との間（ＰＱ
＊）である請求項１に記載の装置。 - 【請求項３】 ＡＶＤｃは線形式：ＡＶＤｃ＝Ｋ１（ＰＱ＊）−Ｋ２から計
算する請求項２に記載の装置。 - 【請求項４】 Ｋ１はほぼ０．９４ミリ秒であり、Ｋ２はほぼ５５．７ミリ
秒である請求項３に記載の装置。 - 【請求項５】 Ｋ１はほぼ１．０ミリ秒であり、Ｋ２はほぼ６７ミリ秒であ
る請求項３に記載の装置。 - 【請求項６】 ＰＱ＊は、右心房に電極を持つプログラム可能パルスジェネ
レータと左心室からの信号を感知する電極とを使って測定する請求項３に記載の
装置。 - 【請求項７】 Ｐ波は、右心房で最大Ｐ波振幅の２０％に達した時に検出さ
れる請求項６に記載の装置。 - 【請求項８】 Ｑ＊を検出するためのローパスフィルタを備える請求項６に
記載の装置。 - 【請求項９】 Ｑ＊は、Ｑ波傾斜が該Ｑ波傾斜の最大絶対値の２％に達した
時に検出される請求項８に記載の装置。 - 【請求項１０】 ＰＱ＊は、表面ＥＫＧを使って測定される請求項３に記載
の装置。 - 【請求項１１】 前記第１電気的イベントはＰ波であり、前記第２電気的イ
ベントはＲ波のピーク（Ｒ）であり、前記間隔はＰ波とＲとの間（ＰＲ）である
請求項１に記載の装置。 - 【請求項１２】 ＡＶＤｃは線形式：ＡＶＤｃ＝Ｎ１（ＰＲ）−Ｎ２から計
算する請求項１１に記載の装置。 - 【請求項１３】 Ｎ１はほぼ０．８２ミリ秒であり、Ｎ２はほぼ１１２ミリ
秒である請求項１２に記載の装置。 - 【請求項１４】 Ｎ１はほぼ１．０ミリ秒であり、Ｎ２はほぼ１５９ミリ秒
である請求項１２に記載の装置。 - 【請求項１５】 ＰＲは、右心房に電極を持つプログラム可能パルスジェネ
レータと左心室からの信号を感知する電極とを使って測定する請求項１２に記載
の装置。 - 【請求項１６】 Ｐ波は、右心房で最大Ｐ波振幅の２０％に達した時に検出
される請求項１５に記載の装置。 - 【請求項１７】 Ｒは、Ｒ波のピークに検出される請求項１５に記載の装置
。 - 【請求項１８】 前記第１電気的イベントはＰ波であり、前記第２電気的イ
ベントは収縮期に心室圧の始まりの信号を送るマイクロマノメータからの電気的
信号（Ｙ）である請求項１に記載の装置。 - 【請求項１９】 ＡＶＤｃは線形式：ＡＶＤｃ＝Ｍ１（ＰＹ）−Ｍ２から計
算する請求項１８に記載の装置。 - 【請求項２０】 Ｍ１はほぼ０．９６ミリ秒であり、Ｍ２はほぼ１３９ミリ
秒である請求項１９に記載の装置。 - 【請求項２１】 Ｍ１はほぼ１．０ミリ秒であり、Ｍ２はほぼ１５０ミリ秒
である請求項１９に記載の装置。 - 【請求項２２】 ＰＹは、右心房に電極を持つプログラム可能パルスジェネ
レータと左心室の前記マイクロマノメータとを使って測定する請求項１８に記載
の装置。 - 【請求項２３】 Ｐ波は、前記右心房で最大Ｐ波振幅の２０％に達した時に
検出される請求項２２に記載の装置。 - 【請求項２４】 前記第１電気的イベントはＰ波であり、前記第２電気的イ
ベントは収縮期に心室圧の始まりの信号を送る心臓フォノグラムからの電気的信
号（Ｙ）である請求項１に記載の装置。 - 【請求項２５】 前記第１電気的イベントはＰ波であり、前記第２電気的イ
ベントは収縮期に心室圧の始まりの信号を送る加速度計からの電気的信号（Ｙ）
である請求項１に記載の装置。 - 【請求項２６】 前記第１電気的イベントはＰ波であり、前記第２電気的イ
ベントは収縮期に心室圧の始まりの信号を送るドップラー記録からの電気的信号
（Ｙ）である請求項１に記載の装置。 - 【請求項２７】 前記第１電気的イベントはＰ波であり、前記第２電気的イ
ベントは収縮期に心室圧の始まりの信号を送るエコーイメージャからの電気的信
号（Ｙ）である請求項１に記載の装置。 - 【請求項２８】 第１の予測可能時間依存関係での心房収縮に関連する第１
電気的イベントと、第２の予測可能時間依存関係での最大ＬＶ＋ｄｐ／ｄｔにつ
いて最適にタイミングした心室ペーシング信号に関連する第２電気的イベントと
の間隔を、非ペーシング収縮サイクル中に測定することと、 最大ＬＶ＋ｄｐ／ｄｔについて最適心房心室遅延に対する間隔の関係の所定の
マッピングから生成した心房心室遅延（ＡＶＤｃ）で心室にペーシングパルスを
送り出すこととを備え、 ＡＶＤｃは心室のペーシングのための前記最適心房心室遅延の近似を生成して
最大ＬＶ＋ｄｐ／ｄｔを提供する方法。 - 【請求項２９】 前記第１電気的イベントはＰ波であり、前記第２電気的イ
ベントはＱＲＳ合成の始まり（Ｑ＊）であり、前記間隔はＰ波とＱ＊との間（Ｐ
Ｑ＊）である請求項２８に記載の方法。 - 【請求項３０】 ＡＶＤｃは線形式：ＡＶＤｃ＝Ｋ１（ＰＱ＊）−Ｋ２から
計算する請求項２９に記載の方法。 - 【請求項３１】 Ｋ１はほぼ０．９４ミリ秒であり、Ｋ２はほぼ５５．７ミ
リ秒である請求項３０に記載の方法。 - 【請求項３２】 Ｋ１はほぼ１．０ミリ秒であり、Ｋ２はほぼ６７ミリ秒で
ある請求項３０に記載の方法。 - 【請求項３３】 ＰＱ＊は、右心房に電極を持つプログラム可能パルスジェ
ネレータと左心室からの信号を感知する電極とを使って測定する請求項３０に記
載の方法。 - 【請求項３４】 前記右心房で最大Ｐ波振幅の２０％に達した時にＰ波を検
出することを備える請求項３３に記載の方法。 - 【請求項３５】 ローパスフィルタを使ってＱ＊を検出することを備える請
求項３３に記載の方法。 - 【請求項３６】 Ｑ波傾斜が該Ｑ波傾斜の最大絶対値の２％に達した時にＱ
＊を検出することを備える請求項３５に記載の方法。 - 【請求項３７】 ＰＱ＊は、表面ＥＫＧを使って測定される請求項３０に記
載の方法。 - 【請求項３８】 前記第１電気的イベントはＰ波であり、前記第２電気的イ
ベントはＲ波のピーク（Ｒ）であり、前記間隔はＰ波とＲとの間（ＰＲ）である
請求項２８に記載の方法。 - 【請求項３９】 ＡＶＤｃは線形式：ＡＶＤｃ＝Ｎ１（ＰＲ）−Ｎ２から計
算する請求項３８に記載の方法。 - 【請求項４０】 Ｎ１はほぼ０．８２ミリ秒であり、Ｎ２はほぼ１１２ミリ
秒である請求項３９に記載の装置。 - 【請求項４１】 Ｎ１はほぼ１．０ミリ秒であり、Ｎ２はほぼ１５９ミリ秒
である請求項３９に記載の装置。 - 【請求項４２】 ＰＲは、右心房に電極を持つプログラム可能パルスジェネ
レータと左心室からの信号を感知する電極とを使って測定する請求項３８に記載
の方法。 - 【請求項４３】 前記右心房で最大Ｐ波振幅の２０％に達した時にＰ波を検
出することを備える請求項４２に記載の方法。 - 【請求項４４】 Ｒ波のピークにＲを検出することを備える請求項４２に記
載の方法。 - 【請求項４５】 前記第１電気的イベントはＰ波であり、前記第２電気的イ
ベントは収縮期に心室圧の始まりの信号を送るマイクロマノメータからの電気的
信号（Ｙ）である請求項２８に記載の方法。 - 【請求項４６】 ＡＶＤｃは線形式：ＡＶＤｃ＝Ｍ１（ＰＹ）−Ｍ２から計
算する請求項４５に記載の方法。 - 【請求項４７】 Ｍ１はほぼ０．９６ミリ秒であり、Ｍ２はほぼ１３９ミリ
秒である請求項４６に記載の方法。 - 【請求項４８】 Ｍ１はほぼ１．０ミリ秒であり、Ｍ２はほぼ１５０ミリ秒
である請求項４６に記載の方法。 - 【請求項４９】 ＰＹは、右心房に電極を持つプログラム可能パルスジェネ
レータと左心室の前記マイクロマノメータとを使って測定する請求項４５に記載
の方法。 - 【請求項５０】 前記右心房で最大Ｐ波振幅の２０％に達した時にＰ波を検
出することを備える請求項４９に記載の方法。 - 【請求項５１】 前記第１電気的イベントはＰ波であり、前記第２電気的イ
ベントは収縮期に心室圧の始まりの信号を送る心臓フォノグラムからの電気的信
号（Ｙ）である請求項２８に記載の方法。 - 【請求項５２】 前記第１電気的イベントはＰ波であり、前記第２電気的イ
ベントは収縮期に心室圧の始まりの信号を送る加速度計からの電気的信号（Ｙ）
である請求項２８に記載の方法。 - 【請求項５３】 第１電気的イベントはＰ波、第２電気的イベントは収縮期
に心室圧の始まりの信号を送るドップラー記録からの電気的信号（Ｙ）である請
求項２８に記載の方法。 - 【請求項５４】 前記第１電気的イベントはＰ波であり、前記第２電気的イ
ベントは収縮期に心室圧の始まりの信号を送るエコーイメージャからの電気的信
号（Ｙ）である請求項２８に記載の方法。 - 【請求項５５】 心室の機械的活動を表す信号をモニタすることと、 ピークプラス心室圧変化を最大限にする心室ペーシングの送り出しに対しほぼ
一定のタイミング関係を持つ心室の機械的イベントＹを決定することと、 イベントＹのタイミングを使ってペーシングパルスを送り出すこととを備える
方法。 - 【請求項５６】 心室の機械的活動に関連するイベントは心室圧の傾斜の測
定を含む請求項５５に記載の方法。 - 【請求項５７】 前記イベントは、母集団平均の２０ｍｓまたは２５％の小
さい方の標準偏差を持つ請求項５５に記載の方法。 - 【請求項５８】 心室の電気的活動を表す信号をモニタすることと、 ピークプラス心室圧変化を最大限にする心室ペーシングの送り出しに対しほぼ
一定のタイミング関係を持つ心室の機械的イベントＺを決定することと、 イベントＺのタイミングを使ってペーシングパルスを送り出すこととを備える
方法。 - 【請求項５９】 心室の電気的活動を表す信号は、心室から心内もしくは心
外的に記録された心臓内電位図を備える請求項５８に記載の方法。 - 【請求項６０】 心室の電気的活動を表す信号は１２リード表面ＥＣＧから
なる請求項５８に記載の方法。 - 【請求項６１】 前記イベントは、ＱＲＳ合成の始まりであるＱ＊である請
求項５８に記載の方法。 - 【請求項６２】 前記イベントは、外部もしくは移植可能装置が送り出すマ
ーカー信号である請求項５８に記載の方法。 - 【請求項６３】 心房の機械的活動を表す信号をモニタすることと、 心房収縮のピークに対しほぼ一定のタイミング関係を持つ心室の機械的イベン
トＸを決定することと、 イベントＸのタイミングを使ってペーシングパルスを送り出すこととを備える
方法。 - 【請求項６４】 心房電気的イベントＰと心室機械的イベントＹとの間の時
間間隔ＰＹを使って、ＬＶ＋ｄｐ／ｄｔ（収縮率）を最大限増加するよう最適化
した最適心房心室遅延時間（ＡＶＤｃ）で心室ペーシングパルスを送り出すこと
を備える方法。 - 【請求項６５】 ミリ秒での時間間隔ＰＹの関数としてミリ秒で最適心房心
室遅延（ＡＶＤｃ）を決定することと、 与えられた推定ＡＶＤｃに前記最適心房心室遅延（ＡＶＤｃ）を近似するモデ
ルを決定することと、 推定ＡＶＤｃを使ってＬＶ＋ｄｐ／ｄｔ（収縮率）を最大限にするため次の（
新しい）患者に心室ペーシングパルスを送ることとを備える請求項６４に記載の
方法。 - 【請求項６６】 時間間隔ＰＹと実験的に決定した前記最適心房心室遅延（
ＡＶＤｃ）との間に線形回帰（最良ライン適合）を行うことと、 Ｍ１およびＭ２が線形回帰（最良ライン適合）の係数であるＭ１（ＰＹ）−Ｍ
２で与えられる推定ＡＶＤｃを使ってペーシング信号を送り出すこととを備える
請求項６５に記載の方法。 - 【請求項６７】 ペーシングは左心室に送り出され、前記時間間隔ＰＹは、
右心房感知マーカーＰからＬＶ収縮の始まりに対応する内在ＬＶ圧力展開の始ま
りＹまでで測定され、Ｍ１はほぼｋｋであり、Ｍ２はほぼｑｑミリ秒であり、推
定ＡＶＤｃの最良ライン適合がｋｋＰＹ−ｑｑである請求項６６に記載の方法。 - 【請求項６８】 前記時間間隔ＰＹと実験的に決定する前記最適心房心室遅
延（ＡＶＤｃ）との間のミリ秒でのｎとして表す時差を測定することと、 当該時差ｎを患者母集団に対して平均することと、 ｎａが前記時差ｎの平均であるところのＰＹ−ｎａで与えられる推定ＡＶＤｃ
を使ってペーシング信号を送り出すこととを備える請求項６５に記載の方法。 - 【請求項６９】 ペーシングは左心室に送り出され、前記時間間隔ＰＹは、
右心房感知マーカーＰからＬＶ収縮の始まりに対応する内在ＬＶ圧力展開の始ま
りＹまでで測定され、ｎａはほぼｋｋミリ秒であり、推定ＡＶＤｃはＰＹ−ｋｋ
である請求項６５に記載の方法。 - 【請求項７０】 フィルタ済み信号を与えるため心室電気的イベントを表す
信号をフィルタすることと、 Ｑポイントに関連する前記フィルタ済み信号部分を決定することと、 Ｑポイントに関連するフィルタ済み信号の傾斜が前記Ｑポイントに関連するフ
ィルタ済み信号の最大傾斜の所定の比率である位置に、Ｑ＊を見つけることとを
備える方法。 - 【請求項７１】 前記所定の比率が２％である錆求項７０に記載の方法。
- 【請求項７２】 各心臓サイクルを繰り返す心臓基準イベントを選択するこ
とと、 最適心房心室遅延に関連する心臓機能パラメータの関数として変化する心臓可
変イベントを選択することと、 非ペーシング条件での前記心臓基準イベントと前記心臓可変イベントとの内在
時間間隔を測定することと、 前記心臓機能パラメータの最適化のため前記最適心房心室遅延を決定すること
と、 多数の患者について前記最適心房心室遅延に対する複数の内在時間間隔組を集
めることと、 前記内在時間間隔と前記最適心房心室遅延との間に数学的関係を生成すること
とを備える方法。 - 【請求項７３】 前記数学的関係と特定の患者の特定の測定済み内在時間間
隔から生成した推定最適心房心室遅延を使ってペーシングパルスを生成すること
を備える請求項７２に記載の方法。 - 【請求項７４】 前記心臓機能パラメータは収縮率である請求項７２に記載
の方法。 - 【請求項７５】 前記心臓機能パラメータは最大パルス圧または拍動量であ
る請求項７２に記載の方法。 - 【請求項７６】 前記心臓基準イベントは電気的心臓イベントである請求項
７２に記載の方法。 - 【請求項７７】 前記心臓基準イベントは機械的心臓イベントである請求項
７２に記載の方法。 - 【請求項７８】 前記心臓可変イベントは電気的心臓イベントである請求項
７２に記載の方法。 - 【請求項７９】 前記心臓可変イベントは機械的心臓イベントである請求項
７２に記載の方法。 - 【請求項８０】 第２の心臓機能パラメータを最適化するための第２の最適
心房心室遅延を決定することと、 多数の患者について第２の最適心房心室遅延に対する複数の内在時間間隔組を
集めることと、 前記内在時間間隔である前記最適心房心室遅延と前記第２の最適心房心室遅延
との間に、第２の数学的関係を生成することとを備える請求項７２に記載の方法
。 - 【請求項８１】 前記第２の数学的関係によって、心臓機能パラメータと第
２の心臓機能パラメータを最適化するための最適心房心室遅延が生まれる請求項
８０に記載の方法。 - 【請求項８２】 前記心臓機能パラメータは収縮率であり、前記第２の心臓
機能パラメータは拍動量である請求項８０に記載の方法。 - 【請求項８３】 前記数学的関係はＡＶＤｃｓ＝Ｋ３ＰＲｍ−Ｋ４ミリ秒で
ある請求項８２に記載の方法。 - 【請求項８４】 前記数学的関係はＡＶＤｃｓ＝０．５ＰＲｍ−１５ミリ秒
である請求項８３に記載の方法。 - 【請求項８５】 前記心房心室遅延は多数の異なる最適心臓機能パラメータ
および心臓機能パラメータの組み合わせについて切り替え可能である請求項８０
〜８４に記載の方法。 - 【請求項８６】 請求項２８〜８６に記載のタイミング関係のいずれかでパ
ルスを生成するためのプログラム可能移植可能装置。
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Cited By (22)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2006515796A (ja) * | 2003-01-28 | 2006-06-08 | カーディアック・ペースメーカーズ・インコーポレーテッド | ペーシング・パラメータを設定するための方法および装置 |
| JP2008516740A (ja) * | 2004-10-20 | 2008-05-22 | ボストン サイエンティフィック リミテッド | リード無し心臓刺激システム |
| JP2008534218A (ja) * | 2005-04-05 | 2008-08-28 | カーディアック・ペースメーカーズ・インコーポレーテッド | 心臓周期に同期化される神経刺激器 |
| JP2008538983A (ja) * | 2005-04-25 | 2008-11-13 | カーディアック・ペースメーカーズ・インコーポレーテッド | 機械的心臓非同期性を処置する装置 |
| JP2008539986A (ja) * | 2005-05-13 | 2008-11-20 | カーディアック・ペースメーカーズ・インコーポレーテッド | 冠動脈ステントを使用した心臓保護ペーシング・システム |
| JP2010540076A (ja) * | 2007-09-25 | 2010-12-24 | カーディアック ペースメイカーズ， インコーポレイテッド | 治療効果のための間欠的興奮性心刺激の閉ループ制御 |
| US8185213B2 (en) | 2006-07-21 | 2012-05-22 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Delivery of cardiac stimulation devices |
| US8204605B2 (en) | 2008-02-07 | 2012-06-19 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Multi-site atrial electrostimulation |
| US8290600B2 (en) | 2006-07-21 | 2012-10-16 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Electrical stimulation of body tissue using interconnected electrode assemblies |
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| US8521278B2 (en) | 2008-05-08 | 2013-08-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Smart delay for intermittent stress therapy |
| US8548586B2 (en) | 2008-01-29 | 2013-10-01 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Configurable intermittent pacing therapy |
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| US8644934B2 (en) | 2006-09-13 | 2014-02-04 | Boston Scientific Scimed Inc. | Cardiac stimulation using leadless electrode assemblies |
| JP2014138884A (ja) * | 2007-06-29 | 2014-07-31 | Cardiac Pacemakers Inc | 電極構成を用いた心臓リズム管理システム |
| US10022538B2 (en) | 2005-12-09 | 2018-07-17 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Cardiac stimulation system |
| US10583301B2 (en) | 2016-11-08 | 2020-03-10 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable medical device for atrial deployment |
| US11724109B2 (en) | 2004-10-12 | 2023-08-15 | Cardiac Pacemakers, Inc. | System and method for sustained baroreflex stimulation |
Families Citing this family (18)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP1106206B1 (de) | 1999-11-30 | 2007-06-27 | BIOTRONIK GmbH & Co. KG | Gerät zur Regelung der Herzfrequenz und der Herzpumpkraft |
| US6597951B2 (en) | 2001-03-16 | 2003-07-22 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Automatic selection from multiple cardiac optimization protocols |
| US6704598B2 (en) | 2001-05-23 | 2004-03-09 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac rhythm management system selecting between multiple same-chamber electrodes for delivering cardiac therapy |
| US7697977B2 (en) | 2002-11-27 | 2010-04-13 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for determining relative depolarization at multiple cardiac sensing sites |
| US7206634B2 (en) | 2002-07-26 | 2007-04-17 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for optimizing cardiac pumping performance |
| US20050125041A1 (en) | 2003-11-05 | 2005-06-09 | Xiaoyi Min | Methods for ventricular pacing |
| US9002452B2 (en) | 2003-11-07 | 2015-04-07 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Electrical therapy for diastolic dysfunction |
| US7184835B2 (en) | 2003-12-12 | 2007-02-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for adjustable AVD programming using a table |
| US7363077B1 (en) | 2004-11-09 | 2008-04-22 | Pacesetters, Inc. | Adaptive timing interval control method for treating congestive heart failure |
| US7613514B2 (en) | 2005-04-19 | 2009-11-03 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Selective resynchronization therapy optimization based on user preference |
| US7702390B1 (en) | 2006-12-13 | 2010-04-20 | Pacesetter, Inc. | Rate adaptive biventricular and cardiac resynchronization therapy |
| US7778706B1 (en) | 2006-12-13 | 2010-08-17 | Pacesetter, Inc. | Rate adaptive biventricular and cardiac resynchronization therapy |
| US7881787B1 (en) | 2006-12-18 | 2011-02-01 | Pacesetter, Inc. | Capture detection system and method CRT therapy |
| US7912544B1 (en) | 2007-04-20 | 2011-03-22 | Pacesetter, Inc. | CRT responder model using EGM information |
| US7941217B1 (en) | 2008-03-25 | 2011-05-10 | Pacesetter, Inc. | Techniques for promoting biventricular synchrony and stimulation device efficiency using intentional fusion |
| US8442634B2 (en) | 2008-12-04 | 2013-05-14 | Pacesetter, Inc. | Systems and methods for controlling ventricular pacing in patients with long inter-atrial conduction delays |
| EP2575959B1 (en) | 2010-06-03 | 2017-07-12 | Cardiac Pacemakers, Inc. | System for controlling target of neurostimulation using temporal parameters |
| EP2712549B1 (fr) * | 2012-10-01 | 2015-03-11 | Sorin CRM SAS | Dispositif d'évaluation de la désynchronisation ventriculaire temporelle |
Family Cites Families (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5318595A (en) * | 1989-09-25 | 1994-06-07 | Ferek Petric Bozidar | Pacing method and system for blood flow velocity measurement and regulation of heart stimulating signals based on blood flow velocity |
| US5024222A (en) * | 1990-02-21 | 1991-06-18 | Siemens-Pacesetter, Inc. | Hemodynamically rate responsive pacemaker and method of automatically adjusting the escape and A-V intervals |
| DE69122015T2 (de) * | 1990-09-11 | 1997-04-17 | Ferek Petric Bozidar | Herzelektrotherapiesystem |
| US5334222A (en) * | 1992-11-03 | 1994-08-02 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac stimulating apparatus and method for heart failure therapy |
| US5690689A (en) * | 1992-11-13 | 1997-11-25 | Pacesetter, Inc. | Dual-chamber implantable stimulation device having adaptive AV intervall and method for treating cardiomyopathy thereof |
| US5340361A (en) * | 1992-11-13 | 1994-08-23 | Siemens Pacesetter, Inc. | Implantable pacemaker having adaptive AV interval adoptively shortened to assure ventricular pacing |
| US5554177A (en) * | 1995-03-27 | 1996-09-10 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus to optimize pacing based on intensity of acoustic signal |
| US5700283A (en) * | 1996-11-25 | 1997-12-23 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for pacing patients with severe congestive heart failure |
| JPH10325645A (ja) | 1997-05-26 | 1998-12-08 | Denso Corp | 冷媒蒸発器 |
-
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-
2008
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Cited By (48)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP4689594B2 (ja) * | 2003-01-28 | 2011-05-25 | カーディアック ペースメイカーズ， インコーポレイテッド | ペーシング・パラメータを設定するための方法および装置 |
| JP2006515796A (ja) * | 2003-01-28 | 2006-06-08 | カーディアック・ペースメーカーズ・インコーポレーテッド | ペーシング・パラメータを設定するための方法および装置 |
| US8626301B2 (en) | 2003-12-24 | 2014-01-07 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Automatic baroreflex modulation based on cardiac activity |
| US11724109B2 (en) | 2004-10-12 | 2023-08-15 | Cardiac Pacemakers, Inc. | System and method for sustained baroreflex stimulation |
| US10029092B2 (en) | 2004-10-20 | 2018-07-24 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Leadless cardiac stimulation systems |
| US8478408B2 (en) | 2004-10-20 | 2013-07-02 | Boston Scientific Scimed Inc. | Leadless cardiac stimulation systems |
| US9545513B2 (en) | 2004-10-20 | 2017-01-17 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Leadless cardiac stimulation systems |
| US9072911B2 (en) | 2004-10-20 | 2015-07-07 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Leadless cardiac stimulation systems |
| JP2008516740A (ja) * | 2004-10-20 | 2008-05-22 | ボストン サイエンティフィック リミテッド | リード無し心臓刺激システム |
| US10850092B2 (en) | 2004-10-20 | 2020-12-01 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Leadless cardiac stimulation systems |
| US9925386B2 (en) | 2004-10-20 | 2018-03-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Leadless cardiac stimulation systems |
| US8332036B2 (en) | 2004-10-20 | 2012-12-11 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Leadless cardiac stimulation systems |
| US8340780B2 (en) | 2004-10-20 | 2012-12-25 | Scimed Life Systems, Inc. | Leadless cardiac stimulation systems |
| US10076658B2 (en) | 2004-10-20 | 2018-09-18 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Leadless cardiac stimulation systems |
| US10493288B2 (en) | 2004-10-20 | 2019-12-03 | Boston Scientific Scimed Inc. | Leadless cardiac stimulation systems |
| JP2008534218A (ja) * | 2005-04-05 | 2008-08-28 | カーディアック・ペースメーカーズ・インコーポレーテッド | 心臓周期に同期化される神経刺激器 |
| US8452398B2 (en) | 2005-04-05 | 2013-05-28 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for synchronizing neural stimulation to cardiac cycles |
| JP2008538983A (ja) * | 2005-04-25 | 2008-11-13 | カーディアック・ペースメーカーズ・インコーポレーテッド | 機械的心臓非同期性を処置する装置 |
| US10549101B2 (en) | 2005-04-25 | 2020-02-04 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for pacing during revascularization |
| US9415225B2 (en) | 2005-04-25 | 2016-08-16 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for pacing during revascularization |
| US9649495B2 (en) | 2005-04-25 | 2017-05-16 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for pacing during revascularization |
| US8452400B2 (en) | 2005-04-25 | 2013-05-28 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for pacing during revascularization |
| US8855762B2 (en) | 2005-05-13 | 2014-10-07 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for cardiac protection pacing |
| US8340764B2 (en) | 2005-05-13 | 2012-12-25 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for cardiac protection pacing |
| US8396552B2 (en) | 2005-05-13 | 2013-03-12 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for initiating and delivering cardiac protection pacing |
| JP2008539986A (ja) * | 2005-05-13 | 2008-11-20 | カーディアック・ペースメーカーズ・インコーポレーテッド | 冠動脈ステントを使用した心臓保護ペーシング・システム |
| US8306615B2 (en) | 2005-08-19 | 2012-11-06 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for delivering chronic and post-ischemia cardiac therapies |
| US10022538B2 (en) | 2005-12-09 | 2018-07-17 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Cardiac stimulation system |
| US11154247B2 (en) | 2005-12-09 | 2021-10-26 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Cardiac stimulation system |
| US11766219B2 (en) | 2005-12-09 | 2023-09-26 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Cardiac stimulation system |
| US8185213B2 (en) | 2006-07-21 | 2012-05-22 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Delivery of cardiac stimulation devices |
| US8290600B2 (en) | 2006-07-21 | 2012-10-16 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Electrical stimulation of body tissue using interconnected electrode assemblies |
| US9662487B2 (en) | 2006-07-21 | 2017-05-30 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Delivery of cardiac stimulation devices |
| US11338130B2 (en) | 2006-07-21 | 2022-05-24 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Delivery of cardiac stimulation devices |
| US9308374B2 (en) | 2006-07-21 | 2016-04-12 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Delivery of cardiac stimulation devices |
| US10426952B2 (en) | 2006-07-21 | 2019-10-01 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Delivery of cardiac stimulation devices |
| US9956401B2 (en) | 2006-09-13 | 2018-05-01 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Cardiac stimulation using intravascularly-deliverable electrode assemblies |
| US8644934B2 (en) | 2006-09-13 | 2014-02-04 | Boston Scientific Scimed Inc. | Cardiac stimulation using leadless electrode assemblies |
| JP2014138884A (ja) * | 2007-06-29 | 2014-07-31 | Cardiac Pacemakers Inc | 電極構成を用いた心臓リズム管理システム |
| JP2010540076A (ja) * | 2007-09-25 | 2010-12-24 | カーディアック ペースメイカーズ， インコーポレイテッド | 治療効果のための間欠的興奮性心刺激の閉ループ制御 |
| US8548586B2 (en) | 2008-01-29 | 2013-10-01 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Configurable intermittent pacing therapy |
| US8738147B2 (en) | 2008-02-07 | 2014-05-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Wireless tissue electrostimulation |
| US10307604B2 (en) | 2008-02-07 | 2019-06-04 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Wireless tissue electrostimulation |
| US9393405B2 (en) | 2008-02-07 | 2016-07-19 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Wireless tissue electrostimulation |
| US8204605B2 (en) | 2008-02-07 | 2012-06-19 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Multi-site atrial electrostimulation |
| US9795797B2 (en) | 2008-02-07 | 2017-10-24 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Wireless tissue electrostimulation |
| US8521278B2 (en) | 2008-05-08 | 2013-08-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Smart delay for intermittent stress therapy |
| US10583301B2 (en) | 2016-11-08 | 2020-03-10 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable medical device for atrial deployment |
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| Publication number | Publication date |
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