JP2005507721A

JP2005507721A - 心臓血圧および腔寸法を監視する埋め込み可能医療デバイス

Info

Publication number: JP2005507721A
Application number: JP2003539767A
Authority: JP
Inventors: ヒル，マイケル，アール・エス; ムリガン，ローレンス・ジェイ
Original assignee: メドトロニック・インコーポレーテッド
Priority date: 2001-10-30
Filing date: 2002-10-11
Publication date: 2005-03-24
Also published as: US20050027323A1; WO2003037428A2; EP1455896A2; WO2003037428A3; CA2460227A1

Abstract

【課題】心臓血圧および心臓のメカニカルな寸法を測定し、測定した血圧および寸法により最適化された多腔ペーシングを供給することによって急性または慢性心不全の徴候を監視する埋め込み可能医療デバイス（ＩＭＤ）を提供する。
【解決手段】寸法センサ（単数または複数）は、１つの心腔内にまたはその心腔に関連して埋め込まれ、駆動信号が印加されると超音波送信器として動作する、第１のリード線本体に取り付けられている少なくとも１つの第１のソノマイクロメータ圧電結晶と、第２の心腔内にまたはその心腔に関連して埋め込まれ、超音波受信器として動作する、第２のリード線本体に取り付けられている少なくとも１つの第２のソノマイクロメータ圧電結晶とを備える。ソノマイクロメータ結晶は、心腔の周囲に分布して、分離した超音波送信器および受信器結晶対間の距離が、心腔壁の収縮および弛緩に伴って変化するようにする。

Description

【技術分野】
【０００１】
本発明は、包括的には、急性または慢性心不全（cardiac heart failure）の徴候を監視して血圧および心腔寸法データを医師に提供し、心臓の状態を診断して、測定された血圧および心腔寸法に応じて最適化された多腔ペーシングを含む適切な治療を処方できるようにする、埋め込み可能医療デバイス（ＩＭＤ）に関する。
【背景技術】
【０００２】
鬱血性心不全（ＣＨＦ）を含む慢性心不全を患う患者は、既知のフランク−スターリング（Frank and Starling）による異尺性自己調節の法則により左室拡張末期圧の上昇をきたす。これは、心室壁の硬さの増加に付随する左室コンプライアンスの低下により左室拡張末期容積が正常である間にも生じる可能性がある。慢性高血圧、虚血、梗塞または特発性心筋症によるＣＨＦは、心房筋および心室筋のコンプライアンスの低下を含む収縮・拡張機能の低下（compromise）を伴う。これらは慢性疾患過程、または特定の疾患過程を伴うかあるいは伴わない心臓手術の合併症に伴う状態である可能性がある。ほとんどの心不全患者は通常、心室徐脈をもたらす伝導系の欠陥を患うことはなく、むしろ心筋の収縮機能の全体的な衰え、それに伴う心筋の肥大、収縮後の拡張期における心筋弛緩特性の低下および心室充満特性の低下を含む場合がある症状を患う。肺水腫、息切れ、および全身血圧の崩壊は心不全の急性悪化に関連する。
【０００３】
これらの疾患過程はすべて、軽度または中度の運動および他の身体器官の適切な機能を維持するには不十分な心拍出量をもたらし、悪化が進むとやがて、心臓性ショック、不整脈、電気メカニカル解離、および死という結果となる。疾患の進行を監視し、処方した治療の有効性を評価するために、患者が日常的に直面する可能性が高い様々な代謝状態の下での、心臓の幾何学的形状、心臓拡大の程度、および心臓のメカニカルポンピング機能（例えば、駆出分画）の正確な尺度を得ることが必要である。これらのパラメータは通常、臨床的環境で外部の心エコー検査機器を用いることにより測定される。しかしながら、測定手順は、安静時の患者の場合でさえも行うのに時間がかかり、一定範囲の代謝状態を繰り返しながら実際に行うことができない。通常、心エコー検査手順はあまり頻繁には行われず、連続する検査間に何ヶ月または何年も経過している場合があるため、疾患の進行や介在する薬剤治療が有効であった否かに関する理解が乏しくなる。処方された治療の有効性を判断するために患者からの事例証拠しか利用可能でないことは極めて多い。
【０００４】
さらに、多くの場合、左室機能不全（ＬＶＤ）およびＣＨＦを示す罹患心臓は、伝導欠陥も有し、伝導欠陥では、上部または下部心腔に自然に生じる心臓脱分極が、心腔内で、または他の上部または下部心腔に対して、常に適時に伝導されるとは限らない。このような場合、右および左心腔は互いに最適に同期して収縮せず、伝導欠陥のために心拍出量が損害を受ける。さらに、左心房または左心室の自発的脱分極がこれら左心腔の異所性病巣において起こり、自然な活性化シーケンスが著しく妨げられる。心臓における自然な電気的活性化系は、洞房（ＳＡ）結節から開始し、バッハマン束の心房伝導経路および結節間路を心房レベルで進み、続いて房室（ＡＶ）結節、ヒス束、右脚および左脚を経て、最後にプルキンエ線維網を通って遠位心筋末端に分布する順次事象を含む。心房内伝導欠陥の共通のタイプは、心房間ブロック（ＩＡＢ）として既知であり、これは、心房活性化が右心房から左心房へ至る際に遅延する状態である。左脚ブロック（ＬＢＢＢ）および右脚ブロック（ＲＢＢＢ）では、活性化信号が右脚または左脚それぞれに沿って正常に伝導されない。したがって、ＬＢＢＢまたはＲＢＢＢを有する患者では、心室の活性化が遅くなり、活性化が伝導経路を横切る時間が長くなることにより、ＱＲＳが広がって見える。例えば、ＬＢＢＢを有する患者では、ＲＶからＬＶまでの興奮の遅延は、１２０〜１５０ミリ秒もの高さであり得る。右および左心腔の収縮が最大血流量を拍出するほど十分に同期していないため、心拍出量が低下する。さらに、右心房と左心房との間の著しい伝導妨害により、左心房粗動または細動が生じる可能性がある。
【０００５】
より詳細には、本発明の譲受人に譲渡された米国特許第６，１２９，７４４号に記載されるように、身体がより高い安静時心拍数を誘導する心拍出量を増加させるよう試みるため、ＬＶＤを患う患者は、安静時に高レベルのカテコールアミンを有することが知られている。さらに、このような患者のＱＴ間隔は、カテコールアミンレベルの影響を受けるため、運動中にもパターンの変化を有する。これらの患者は、運動中にＱＴ反応の低下、すなわちＱＴのより小さい変化を示し、運動中のＱＴ間隔短縮は通常見られるよりも小さい。ＱＴ間隔は心拍数のみによって、ならびに運動およびカテコールアミンによって、独立して影響を受けるが、これら因子それぞれまたは両方がＬＶＤ患者の運動へのＱＴ反応の変化にどの程度まで関与しているのかは判明していない。しかしながら、ＬＶＤを患う患者は、運動中のＱＴ間隔短縮の異なるパターンを明らかに有することが知られている。さらに、伝導パターンの変化または心不全の心臓は、ＰＱＲＳＴ波形の他の変化、特に心室脱分極信号すなわちＱＲＳの異常に広いすなわち長い持続時間により明示される。
【０００６】
観察されるこれらの伝導欠陥に対して、医師らは、Medtronic, Inc.および他の会社が販売する従来の房室（ＡＶ）同期ペーシングシステム（ＤＤＤおよびＤＤＤＲペーシングシステムを含む）を、心不全の症状を治療するために所定の患者に埋め込むよう処方してきた。徐脈を伴うかまたは伴わない心不全の症状を患う特定の患者群は、心室の充満とその後の収縮に心房収縮の寄与が加わることにより、ＡＶ同期ペーシングを用いた場合の血行力学が遥かによい傾向がある。しかしながら、そのような患者における固定または生理的センサ駆動のレート応答ペーシングは、心拍出量の向上およびそのような疾患過程に伴う症状の緩和を常にもたらすわけではない。これは、ＣＨＦにより心拍出量が損なわれる程度を評価し、心拍出量を最大にするのに最適なペーシングパラメータ、特にＡＶ遅延を求めるのが困難であるためである。
【０００７】
本発明の譲受人に譲渡された米国特許第５，６２６，６２３号に記載されるように、最適なＡＶ遅延を求めるには、心エコー検査を行うか、または広範囲にわたる患者の精密検査を伴う圧力データを得ることが必要である。さらに、従来のＤＤＤおよびＤＤＤＲペースメーカは、右心房および右心室のみのペーシングおよび検知を行い、ＩＡＢ、ＬＢＢＢ、ＲＢＢＢ、およびＱＴ間隔の拡大を軽減するかまたは変えることができない。
【０００８】
結果として、二腔ＤＤＤまたはＤＤＤＲのＡＶ順次ペースメーカを与えられた特定の患者ではいくらかの改善が報告されているが、より多くの患者集団に対する治療の有効性は確立されていない。したがって、より適切な治療を開発し、このような治療から利益を得る患者を特定し、かつ施された治療の有効性を評価する手段を提供するための努力がなされている。
【０００９】
心不全の状態および症候性心不全患者の病因（disease etiology）を十分に理解して、薬物治療およびＩＭＤ送出刺激治療を含む任意の治療を処方するために、多くの検査およびデータ収集が必要である。したがって、長期間にわたるパラメータを示す電気的ＥＧＭ信号およびメカニカル性能を示すパラメータを導出して記憶する生理的心臓モニタの埋め込み、および同じ機能を有する三腔および四腔ペーシングシステムの開発を含む、いくつかの他の手法が提案および推進されてきた。
【００１０】
心臓から遠隔にある電極からの心電位図を記録する埋め込み可能ＥＧＭモニタが、本発明の譲受人に譲渡された米国特許第５，３３１，９６６号およびＰＣＴ公報ＷＯ９８／０２２０９に開示されており、これは、離間したハウジングＥＧＭ電極を有するMedtronic（登録商標）ＲＥＶＥＡＬ（登録商標）挿入可能ループ記録装置に具現される。心臓内またはその周囲に配置された電極からのＥＧＭおよび他の生理的センサ導出信号（例えば、血圧、血液ガス、温度、心臓および／または胸部の電気インピーダンス、ならびに患者活動のうちの１つまたは複数）を記録するより精巧な埋め込み可能血行力学モニタ（ＩＨＭ）も提案されている。Medtronic（登録商標）ＣＨＲＯＮＩＣＬＥ（登録商標）ＩＨＭは、本発明の譲受人に譲渡された米国特許第５，５６４，４３４号に記載される、容量性血圧および温度センサならびにＥＧＭ検知電極を有するタイプのリード線を介して結合されるそのようなモニタの一例である。このような埋め込み可能モニタは、心臓不整脈または心不全を患う患者に埋め込むと、長期間にわたって患者が日々の活動に従事している間の心臓の状態を判断するのに役立つ日時スタンプ付きデータを蓄積する。米国特許第６，２２１，０１１号に記載されるような、多くの他の生理的状態を監視するための多種多様な他のＩＭＤが提案されている。
【００１１】
ＤＤＤまたはＤＤＤＲペーシング治療以外の刺激治療に関して、初期の埋め込み可能心臓ペーシングでは、対ペーシング（補充間隔のタイムアウト時に２回以上の間隔の短いペーシングパルスを送出する）、およびパルス間間隔の比較的短い（イヌの場合１５０〜２５０ミリ秒、ヒト被験者の場合約３００ミリ秒）トリガまたは結合ペーシング（補充間隔を終了させるＰ波またはＲ波を検出すると１回またはそれ以上のペーシングパルスを送出する）は心拍を有利に遅くし拍出量を増やすことが認められた。１回目のペーシングによる脱分極または自発的脱分極の相対不応期内に印加される２回目のパルスの結果は、不応期を延長し、メカニカルな心筋収縮を伴なわずに心拍をその自発的調律よりも遅くするものである。それ以来この遅らせる効果が多くの用途において使用されており、当該用途のうち心房および心室性頻脈の処置では、例えば米国特許第３，８５７，３９９号および第３，９３９，８４４号に教示されているように、１回のパルスまたはパルスバーストが、自発的頻脈間隔よりも短く頻脈間隔の何分の一かとして設定することができる結合間隔で自発的頻脈事象に結合される。結合ペーシングにより心拍が遅くなれば、その後の広範囲の結合ペーシングにより心拍数を上下させることができる。
【００１２】
心腔の対刺激および結合刺激は、本発明の譲受人に譲渡される米国特許第５，２１３，０９８号に詳細に記載される期外収縮後増強（ＰＥＳＰ）として知られる現象により収縮力の増強作用ももたらす。心臓の収縮力は、対刺激または結合刺激が印加される心周期に増加し、この増大は持続するが、続く何度かの心周期にかけて徐々に弱まる。同様に持続するが何度かの心周期にかけて徐々に弱まる他の測定可能なＰＥＳＰ作用に、ピーク収縮期血圧、心室筋の収縮レートの変化があり、結果として心室内圧の上昇レート（ｄＰ／ｄｔ）を上げ、冠血流量を上昇させ、１回の拍動当たりの酸素摂取量を増加させる。
【００１３】
ＣＨＦを含む心不全の処置のための様々なバーストパルス刺激療法が提案されており、これには、しきい値を超えるおよび／またはしきい値未満の刺激の対または結合ペーシングパルスまたはパルス列の印加が含まれる。さらに上記で参照した特許および公報では、刺激パルスの１つまたは複数の心腔への一部位または複数部位送出のための様々な電極が提案されている。しかしながら、そのような刺激から利益を得る適切な候補者を経済的に決定して所与の刺激療法および／または電極アレイの有効性を測定するのは依然として困難である。心不全患者がかかるシステムの埋め込みの候補者であるかを判断するには、当該患者の広範囲にわたるカテーテル手法を行わなければならない。その場合、任意所与の処置の有効性が、埋め込み時に、および定期的な埋め込み後の追跡臨床試験において評価されなければならない。患者の精密検査および追跡試験は、日々のタイムスパンにわたる心不全状態を表すために、既知の患者の活動、患者の姿勢、および患者が起きているか眠っているかを考慮またはシミュレートしなければならない。
【００１４】
したがって、最も有効なバースト刺激パラメータを求めることは困難であり、結果は時間を経ていくつかの因子により変わる。そのため、心不全の処置のためのバースト刺激治療の広範な選択は行われていない。
【００１５】
心不全の状態を軽減し、かつ１つの心腔または右および左、上部および下部の心腔の同期脱分極および収縮を回復するためのペーシング治療を提供するいくつかの提案がなされており、これら提案は、上記で参照した米国特許第６，１２９，７４４号に、また本発明の譲受人に譲渡された米国特許第５，４０３，３５６号、第５，７９７，９７０号および第５，９０２，３２４号、第６，２１９，５７９号に、また米国特許第５，７２０，７６８号および第５，７９２，２０３号に、詳細に記載されている。米国特許第３，９３７，２２６号、第４，０８８，１４０号、第４，５４８，２０３号、第４，４５８，６７７号、第４，３３２，２５９号に記載されている提案は、米国特許第４，９２８，６８８号および第５，６７４，２５９号に要約されている。右および左心腔の両方に位置するペーシング／検知電極で検知を行うことの利点は、米国特許第４，９２８，６８８号および第５，６７４，２５９号、ならびに米国特許第４，３５４，４９７号、第５，１７４，２８９号、第５，２６７，５６０号、第５，５１４，１６１号および第５，５８４，８６７号で扱われている。
【００１６】
医学文献もまた、両心房および／または両心室ペーシングを提供するいくつかの手法を開示しており、これら手法は、Daubert等著「Permanent Dual Atrium Pacing in Major Intra-atrial Conduction Blocks: A Four Years Experience」（PACE (Vol. 16, Part II, NASPE Abstract 141, p.885, April 1993)）、Daubert等著「Permanent Left Ventricular Pacing With Transvenous Leads Inserted Into The Coronary Veins」（PACE (Vol. 21, Part II, pp.239-245, Jan. 1998)）、Cazeau等著「Four Chamber Pacing in Dilated Cardiomyopathy」（PACE (Vol. 17, Part II, pp.1974-1979, November 1994)）、およびDaubert等著「Renewal of Permanent Left Atrial Pacing via the Coronary Sinus」（PACE (Vol. 15, Part II, NASPE Abstract 255, p.572, April 1992)）に記載されている。
【００１７】
ほとんどの場合、両心室ペーシングパルスを右心室および左心室に同時に印加することが提案されてきた。本発明の譲受人に譲渡された米国特許第６，２１９，５７９号では、右および左心腔ペーシングを厳密に制御して左室拍出量を最適化するために、メカニカル（機械的）事象のタイミングを正確に取ることが重要であると認められている。特に、他方の心室より前の一方の心室の実際の収縮は、その後に活性化される腔の完全な収縮を弱めるように中隔を動かす作用を有することが知られている。したがって、左心室および右心室の並行（concurrent）すなわち同時ペーシングによりＣＨＦ患者の著しい改善を達成することができるが、左心室の実際のメカニカル収縮が結果として弁の閉鎖を伴なって、右心室のメカニカル収縮および右側弁の閉鎖に対する所望の時間関係で生じるように、２つの心室のペーシングを行ったほうがよい。例えば、左心室の伝導経路が損なわれた場合、右心室と全く同時に左心室にペーシング刺激を送出してもなお、左心室収縮が右心室収縮よりもわずかに遅延する可能性がある。
【００１８】
上記で参照した米国特許第５，９０２，３２４号には、右心房腔および左心房腔の一方または両方内あるいはそれに隣接して、かつ右心室心腔および左心室心腔内にあるいはそれらに隣接して位置するペーシング／検知電極を通して三心腔または四心腔ペーシングを行うＡＶ同期ペーシングシステムが開示されている。ＡＶ遅延およびＶ−Ａ補充間隔中に、右心室または左心室ペーシング／検知電極のいずれかで検出された非不応期心室検知事象が、プログラム可能な伝導遅延ウィンドウ（ＣＤＷ）タイマを開始させる。ＣＤＷがタイムアウトしている間に心室検知事象がその部位で検出されない場合、ＣＤＷのタイムアウト時に左心室または右心室ペーシング／検知電極の他方に心室ペーシングパルスが送出される。しかしながら、心臓の血行力学を最適化するようにＣＤＷ持続時間をプログラムする方法を決定するだけのことが常に容易であるとは限らない。結果として、心室それぞれのメカニカル閉鎖点（mechanical closure point）などのメカニカル事象を測定する技法を提供して、個々の患者に関する駆出分画、すなわち心拍出量を最適化する所望の二心室ペーシングを達成するためにペーシングのシーケンスを正確にプログラムできるようにすることが重要である。
【００１９】
さらに、このようなＡＶ順次三腔または四腔ペーシングシステムは、臨床的環境において右および左ならびに上部および下部の心臓同期性を少なくとも最初は回復するようプログラムされ得るが、患者はストレスや運動を含む日常生活の他の状況に置かれるため、一定範囲の心拍にわたって同期性を維持することが常に可能であるわけではない。
【００２０】
心臓により送り込まれる血液の量は、内因性のまたは多腔ペーシングされた心拍によってだけではなく、心不全により不利に減少される心臓の一回拍出量によっても管理されることも理解される。心臓壁の収縮性または変位を測定して、埋め込み式モニタにおいて、または治療送出ＩＭＤの動作を制御する状況において、心臓の血行力学的効率のみを求めることが望ましいことは、認識されている。
【００２１】
例えば、心腔の１つの中に位置するリード線内に配置された加速度計の使用が、米国特許第５，５４９，６５０号に開示されている。このリード線は、心臓の壁の１つに取り付けられ、心臓の壁の動きが加速度計に加速度計信号を発生させて、この加速度計信号が処理されて、心臓の収縮性を示す第1の信号と心臓の壁の物理的変位を示す第２の信号とが供給されるようになっている。米国特許第４，７３０，６１９号では、右心室圧の変化から求められる右心室の収縮の持続時間から導出される、心室の駆出時間の尺度を導出することが提案されている。右心室血圧は、経静脈リード線内に取り付けられた気密封止された絶対ひずみゲージ変換器（absolute strain gauge transducer）またはピエゾ抵抗変換器により測定される。米国特許第５，５４９，６５０号および第４，７３０，６１９号において導出された信号は、ペーシングパラメータを調整して心臓の血行力学的有効性を改善するためにペーシングシステムにより用いられるが、これは、この情報が、各心室収縮中に心臓により送り込まれる血液量に直接関連しているからである。
【００２２】
心臓移植の拒絶の監視に関する手法では、米国特許第５，１６１，５４０号に教示されているように磁場応答性のホール効果デバイスおよび永久磁石が中隔または心臓壁にわたって直接埋め込まれ、このホール効果デバイスは、埋め込み可能発生器およびテレメトリ送受信器により駆動される。心臓壁のコンプライアンスは、心臓移植の拒絶の特徴であるコンプライアンスの損失が埋め込まれたシステムから送信されたかを検出するために監視される。
【００２３】
心機能および血行力学的有効性を評価するために当該技術分野において用いられている多数の機械的および電気的パラメータセンサに関する説明が、米国特許第５，２４３，９７６号に記載されている。米国特許第５，２４３，９７６号では、持続波（ＣＷ）およびパルス波（ＰＷ）ドップラーエミッタが、血流量を測定するためにペーシングリード線に組み込まれており、流量測定値は、心房および心室ペーシングパラメータを調整するためおよび他の目的のために用いられる。
【００２４】
上記で参照した米国特許第６，２１９，５７９号では、メカニカル作用（例えば、弁の閉鎖）を反映する正確なタイミング信号が得られる心腔内でまたは心腔内にわたって、インピーダンス測定が行われ、それにより、異なる心腔それぞれに関する電気的活性化および得られるメカニカル反応を制御するのに正確なタイミング情報が利用可能となるようにする。インピーダンスまたはメカニカル検知の判定は、高速切り替えネットワークを多重化して異なる心腔内で所望のインピーダンス測定値を得ることにより行われることが好ましい。好ましい実施形態では、左心ペーシングの制御は、右心房の自発信号の最初の検出と、右心室および左心室のメカニカル収縮の検知とに主に基づいている。正常な右心機能を有する心臓では、右心のメカニカルＡＶ遅延が監視されて、右心房活性化の最初の検知（Ｐ波）と右心室のメカニカル収縮の最初の検知との間のタイミングが提供される。右心のメカニカル収縮に対して所望の時間関係で（例えば、右心のメカニカル収縮と同時かまたはその直前に）左心室のメカニカル収縮が生じるようにするペーシングを行うために、左心が制御される。心拍出量がインピーダンス測定中に監視され、心拍出量を最大にするように左心室ペーシングのタイミングが取られる。ＩＡＢを有する患者では、自発的脱分極に先立って左心房がペーシングされ、左心のＡＶ遅延を調整することにより、左心室からの心拍出量を最適にするために左心室のメカニカル収縮のタイミングが取られる。
【００２５】
米国特許第６，２１９，５７９号は、インピーダンス測定値を用いて、心不全状態を反映するデータを取得および記憶し、かつ最大の心拍出量を提供するように両心室ペーシングを最適化するアルゴリズムも記載している。
【００２６】
経胸腔インピーダンスならびに患者の姿勢を検知し、ＣＨＦの程度および進行を診断および評価するためにその記録を提供するＣＨＦモニタ／刺激器が、本発明の譲受人に譲渡された米国特許第６，１０４，９４９号に開示されている。検知された経胸腔インピーダンスは、肺の血液または流体の容積に依存し、ＣＨＦの徴候となる肺水腫の検出および定量化を助ける。経胸腔インピーダンスは、姿勢（すなわち、被験者が寝ているか立っているか）の影響を受け、検知された経胸腔インピーダンスは、患者の姿勢検出器の出力と関連付けられて、治療の送出および／または生理データの記憶の判断のために肺水腫の存在とその程度の判断を行う。
【００２７】
心機能のレベルを監視および評価し、次に治療が指示された場合に医師が治療モードを調整する(arbitrate)ことを可能にするモニタ／刺激器が米国特許第５，４１７，７１７号に開示される。このモニタ／刺激器は、インピーダンス、ＥＧＭ、および／または圧力測定値を評価し、次に様々な心臓パラメータを計算する。これらの計算の結果により、選択する治療モードが決まる。治療は、デバイス自体によって行うことができるか、または制御信号が心機能を向上させることを目的として様々な周辺デバイスへテレメータ送信される。あるいはデバイスは、治療を送出せずに情報を監視して記憶またはテレメータ送信するようにプログラムされてもよい。提案される１つの治療は、ＡＶ同期両心室ペーシングパルスを心臓に送出することを含む。
【００２８】
特に、米国特許第５，４１７，７１７号の埋め込み可能なモニタ／刺激器は、心周期の全段階を含む心機能および収縮状態の従来のパラメータを監視する。したがって、測定された収縮状態の評価値は、心臓の弛緩および収縮の両方の指数を含む。米国特許第４，６７４，５１８号に記載されるデュアルソース（dual source）心室インピーダンス脈波検査法を使用することにより、モニタ／刺激器は、心室の充満および駆出における血行力学の変化を評価することによって、あるいは既知のアルゴリズムにより等容性相指数（isovolumic phase indices）を計算することによって心機能を監視する。主な計算には、（１）収縮性の等容性指数としての圧力の時間変化率（ｄＰ／ｄｔ）または容積の時間変化率（ｄＶ／ｄｔ）、（２）一回拍出量を拡張末期容積で割った既知の商による心機能の駆出期指数としての駆出率、（３）最大エラスタンスＥ_Ｍ、（４）Sagawaの方法を用いたさらなる収縮性の駆出期指数としての、最大圧容積点を通る再帰の傾き、（５）既知の圧容積積分による一回仕事量、（６）拡張機能の尺度としての、Glantzの方法による最小拡張（末期）圧容積測定値の時間経過、および（７）全体機能レベルの指数としての、心拍数と一回拍出量の既知の積による心拍出量の計算が含まれる。
【００２９】
心機能および収縮状態のこの群のパラメータの測定および記憶により、心不全の状態に関する有益な情報を提供することができるが、センサは、長期にわたって確実に、患者が直面する心不全の進行に起因する症状範囲の下で機能するようにセンサを埋め込むことは、常に簡単であるとは限らない。心臓の１つまたは複数の場所に局所的に配置された加速度計、あるいは心臓の動きを検出および測定し、上述のパラメータを導出する分散インピーダンス測定電極を用いるシステム案は、実施が困難であり、信号を歪ませる外部の影響を受けやすい。
【００３０】
心不全を有する患者から長期にわたって収集したデータは、治療を担当する心臓内科医が進行を適切かつ正確に記録し、心不全の性質を判断し、かつ適時に最適な治療を実施できるようにするために必要である。ペースメーカまたは他のＩＭＤが、心不全の進行または緩解を識別し、変化する患者の状態を治療するためにオプションをその時々に判断することができるように患者の担当医に指示を与える能力を有することが、当該技術分野において大いに必要とされている。
【００３１】
ＰＥＳＰおよび四腔心臓ペーシングの実行可能性が実証され、自然な心臓信号およびメカニカル事象を検知する技法が利用可能であるとしてもなお、有益なデータを得て、ペーシングパラメータの変更を行うことにより心臓のメカニカル性能を最適化するようになっているシステムを開発する必要性が残っている。ペーシングレートおよびＡ−Ａ遅延またはＶ−Ｖ遅延、ならびにＡＶ遅延がＩＭＤオペレーティングシステムにより定期的に最適化され、心臓の圧力、寸法および壁変位を用いて種々の外来状態および日常生活の活動中の適切な血行力学的状態を提供するような、両心室および／または両心房ペーシングを行うＩＭＤが必要とされている。
［発明の概要］
上記の必要性に鑑みて、本発明は、患者の心臓信号を監視し、そのような信号をＩＭＤ内で処理して、心不全の開始または進行の判断基準となるデータを供給するシステムおよび方法を提供する。本発明は、左心伝導障害（ＩＡＢ、ＬＢＢＢおよびＲＢＢＢなど）を含む様々な形態の心不全、ならびにＬＶＤを含む他の形態の心機能不全に適用できることが理解される。
【００３２】
本発明によれば、埋め込み可能刺激器およびモニタが、１つまたは複数の心周期にわたってＥＧＭ信号、血圧（絶対圧Ｐ、上昇圧ＤＰ（ＤＰ＝収縮期Ｐ−拡張期Ｐ）を含む）の尺度および／またはｄＰ／ｄｔ、および心腔寸法（Ｄ）の尺度を使用して心不全の状態を示す一群のパラメータを測定し、心不全の状態を示す傾向データを導出する。心周期にわたって生成される圧力および寸法の尺度はまた、圧力と寸法の関係の解析に使用して、心機能の状態に関する他の有用な情報を提供することもできる。
【００３３】
寸法センサ（単数または複数）は、１つの心腔（例えば、ＲＶ）内にまたはその心腔に関連して埋め込まれ、駆動信号が印加されると超音波送信器として動作する、第１のリード線本体に取り付けられている少なくとも１つの第１のソノマイクロメータ圧電結晶と、第２の心腔（例えば、ＬＶ、ＬＡまたはＲＡ）内にまたはその心腔に関連して埋め込まれ、超音波受信器として動作する、第２のリード線本体に取り付けられている少なくとも１つの第２のソノマイクロメータ圧電結晶とを備える。超音波受信器は、超音波送信器から送信され血液および心臓組織を介して入射する超音波エネルギーを電気信号に変換する。送信された超音波信号の発生とこの超音波の受信との間の時間遅延は、第１および第２のソノマイクロメータ結晶の間の心腔の収縮および拡張に伴い変化する超音波送信器および受信器の間の距離に応じて変化する。さらなるリード線本体に１つまたは複数のさらなるソノマイクロメータ圧電結晶を取り付けて、３つまたはそれ以上のソノマイクロメータ結晶の間の距離を求められるようにすることもできる。いずれにせよ、ソノマイクロメータ結晶は、心腔の周囲に分布して、分離した超音波送信器および受信器結晶対間の距離が、心腔壁の収縮および弛緩に伴って変化するようにし、それにより瞬時測定距離が瞬時心腔寸法Ｄとして特徴付けられるか、あるいは瞬時心腔寸法Ｄと比例する。
【００３４】
瞬時の心腔寸法（Ｄ）は、瞬時心腔容積（Ｖ）の指標であり、圧力と容積の関係の分析に似た圧力と寸法の関係の分析に使用される。所与の心腔（例えば、ＬＶ）の周囲に２つ以上の受信器結晶を配置し、送信器結晶と対にして、心腔容積Ｖをより近い形で補間することのできる寸法データのセットを導出することができる。
【００３５】
関心の心不全パラメータは、収縮末期エラスタンス（Ｅ_ＥＳ）（すなわち、心腔の収縮末期血圧Ｐと収縮末期容積Ｖまたは寸法Ｄの比）および拡張末期エラスタンス（Ｅ_ＥＤ）を含む。Ｅ_ＥＳおよびＥ_ＥＤ心不全状態パラメータは、患者の姿勢、活動レベル、内因性心拍数、および規則性がプログラム可能な範囲にあるときに、周期的に求められ記憶される。Ｅ_ＥＳおよびＥ_ＥＤパラメータデータは日時スタンプおよび他の患者データ（例えば、患者の活動レベル）と関連付けられ、この関連付けられたパラメータデータは、後日従来のテレメトリシステムを用いて検索するために、ＩＭＤのメモリに記憶される。経時的なパラメータデータの漸次の変化は、関連付けられた日時および患者データを考慮すると、心臓のＣＨＦ状態の変化の程度の尺度を提供する。
【００３６】
本発明のソノマイクロメータ距離および圧力検知システム及びその方法は特に、ＬＶ圧力および寸法データの導出と、心不全状態の全体の評価基準を提供するＥ_ＥＳおよびＥ_ＥＤデータの作成と、病理生理学により生じるリモデリングに適用される。一般に、心腔の寸法Ｄおよび容積Ｖが増大して圧力Ｐが下がるかまたは変化しない場合、Ｅ_ＥＳは減少しＥ_ＥＤは増加する。これは心不全が悪化する際によく見られる。このデータはまた、心不全状態の全体の評価基準および薬剤および／または治療の送出中に生じる厳格なリモデリングも提供する。一般に、心不全状態の改善につながる有効な治療は、心腔寸法Ｄおよび容積Ｖの縮小により示され、圧力Ｐは増加するか変化せず、Ｅ_ＥＤが減少するに従いＥ_ＥＳは増加する。
【００３７】
収縮期短縮率（percent systolic shortening）は、ＡＶおよびＶＶペーシング間隔を評価するために用いることができるさらなる情報を提供する。収縮期短縮率は、収縮末期および拡張末期における寸法差を拡張末期の値で割ることによって測定される。拍動ごとに生じる短縮量は安定しており、心室機能不全の程度が増大するに従って減少する。
【００３８】
これらの機能を行うことができる埋め込み可能な刺激器およびモニタは、収縮および弛緩中の電気的な検知および刺激、血圧測定および腔容積の測定のために少なくとも１つ、好ましくは複数の心腔と作用する関係になるように延びる埋め込み可能パルス発生器（ＩＰＧ）またはモニタおよびリード線システムを備える。ＩＰＧ／モニタは、関心のある各心腔につき１つの検知増幅器を有し、当該検知増幅器は、リード線導体を介して、心腔内で発生するか、またはその心腔を横切る心臓の電気心臓信号を検知する電気刺激／検知電極と結合されており、心房腔におけるＰ波または心室腔におけるＲ波を検出できるようになっている。
【００３９】
好ましくは、ＩＰＧは、結合または対ＰＥＳＰ刺激パルス（複数可）の心房および／または心室補充間隔ならびにＥＳＩをタイムアウトさせるタイミング回路部と、ペーシングパルスおよびＰＥＳＰ刺激パルスを関心のある各心腔に送出する少なくとも１つの刺激器／検知電極と結合されたパルス発生器とを有して設けられる。ＩＰＧは、リード線導体を介して血圧センサと結合された血圧信号処理回路部を有する。この血圧センサは、関心のある各心腔内のリード線の遠位端部分に位置するか、関心のある各心腔と作用する関係にあって、血圧ＰおよびｄＰ／ｄｔサンプルを導出する。ＩＰＧはまた、関心のある各心腔内にまたは関心のある各心腔に関連して位置するソノマイクロメータ寸法センサのうちの１つまたは複数と結合されており、心腔寸法Ｄおよび容積Ｖを表す信号を導出する寸法Ｄおよび容積Ｖを求める回路部も有する。
【００４０】
ペーシング治療を最適化する既知の手法の欠点および制限を克服するために、本発明の処理システムは、導出した圧力および寸法を処理して、一回拍出量、収縮期短縮率、一回仕事量、心臓収縮性、駆出前期、充満時間および駆出時間を表す信号を生成する。これらの信号は、患者が安静状態である間に血行力学的に最適なペーシング治療を提供するため、および血行力学的に最適なレート応答ペーシング治療を提供するために用いられる。一回拍出量、収縮期短縮率、一回仕事量、心臓収縮性、駆出前期、充満時間および駆出時間は個別にまたはともに組み合わせて用いて、血行力学的に最適なペーシング治療を提供できるように埋め込み可能心臓刺激デバイスのパラメータを調整することができる。
【００４１】
本発明の処理システムによって供給される圧力および寸法信号は、一回仕事量と関連することが分かっている。例えば、拡張型心筋症を患う患者からの圧力および寸法信号は、心周期中にパルス圧の変化の減少および寸法の変化（容積の変化）の減少を示す。絶対圧および全体寸法は、変化が小さくなっても長期間にわたって増加する可能性があることに留意されたい。これは、各心拍の間に心臓によって送られる血液の全容積が異常であることを示す。
【００４２】
本発明は、圧力および寸法信号を処理して心臓の一回拍出量、収縮期短縮率、一回仕事量、心臓収縮性、駆出前期、充満時間および駆出時間を求め、次にこれらの計算値を用いてレート応答ペースメーカが患者に与える刺激のタイミングを最適化する処理システムに関する。こうして、最適な血行力学性能の状況が変化すると、レート応答ペースメーカの動作パラメータを閉ループ方式で調整することができる。例えば、レート応答ペースメーカは、患者の心拍数を継続的に調整して血行力学的に最適なペーシング治療を提供し、それによって、代謝が必要とされるときに心拍出量を実質的に最大にすることができる。
【００４３】
本発明は最初に、心拍数（Ａ−Ａ、Ｖ−ＶおよびＡＶ遅延）の最適値を定める。次に、各最適化サイクルにおいて、選択された心拍数の組み合わせ（Ａ−Ａ、Ｖ−ＶおよびＡＶ遅延）に関する圧力信号および寸法信号を用いて心臓性能を測定する。最大の心臓性能測定値を生じる間隔の値が、次の周期のための新たな最適値となる。
【００４４】
本発明の別の態様では、血行力学的に最適なレート応答ペーシング治療および血行力学的に最適な安静時のペーシング治療を提供する方法を説明する。血行力学的に最適な（レート応答のまたは安静時の）ペーシング治療を提供する方法は、一回拍出量、収縮期短縮率、一回仕事量、心臓収縮性、駆出前期、充満時間および駆出時間を個別にまたは組み合わせて利用して心臓性能を最適化することができる。
【００４５】
本発明の概要とその目的、利点および特徴は、本発明が従来技術にある問題を克服するいくつかの方法を指摘するために本明細書中に提示したに過ぎず、当初は本件出願に提示され、最終的に付与される特許請求の範囲の解釈に対する限定として働くことは意図していない。
【００４６】
本発明のこれらおよび他の利点および特徴は、図面と共に検討すると、以下の本発明の好ましい実施形態の詳細な説明からより容易に理解されるであろう。いくつかの図を通して、同様の参照符号は同様の構造を示す。
【発明を実施するための最良の形態】
【００４７】
以下の詳細な説明において、本発明を実施するための例示的な実施形態を参照する。本発明の範囲から逸脱せずに他の実施形態を利用できることが理解される。例えば、本発明は、本明細書中において、要求に応じて動作するＡＶ順次三腔または四腔ペーシングシステムと、心房トラッキングと、心房で検知されペーシングされた事象と同期する左心室および右心室の脱分極および収縮の同期性を回復して、心不全および／またはこれら腔の徐脈を治療するためにトリガされるペーシングモードと、の状況において、詳細に開示される。本発明のこの実施形態は、上部および下部心腔同期ならびに右および左の心房腔および／または心室腔の脱分極同期性を回復するためのＡＶ同期動作モードを有する三腔または四腔ペーシングシステムとして動作するようプログラム可能である。
【００４８】
本発明は、様々な形態の心不全を患っている患者のデータを収集するために埋め込み可能モニタにおいて利用できることを理解するべきである。本発明のシステムは、診断された頻脈性不整脈を治療するための段階的治療を提供するために、具体的な高レートペーシングおよびカーディオバージョン（除細動）ショック治療を含む抗頻脈性不整脈システムに組み込んでもよい。
【００４９】
図１では、心臓１０は、上部心腔、右心房（ＲＡ）および左心房（ＬＡ）、および下部心腔、右心室（ＡＶ）および左心室（ＬＶ）、ならびに右心房の開口から心房を横方向に回って延びて、分枝までさらに下方に延びる大静脈（ＧＶ）を形成する、冠状静脈洞（ＣＳ）を含む。図１は、伝導時間が数秒で示される正常な心拍数の正常な電気起動シーケンスでの、ＲＡ、ＬＡ、ＲＶおよびＬＶを通る心臓脱分極波の伝達の説明である。心周期は、右心房壁のＳＡ結節における脱分極インパルスの発生と、この脱分極インパルスがバッハマン束および結節間路の心房伝導経路を介して心房レベルで左心房中隔へ伝わることにより、通常は開始される。ＲＡ脱分極波は、房室（ＡＶ）結節および心房中隔に約４０ミリ秒以内で達し、最も離れたＲＡおよびＬＡの壁に約７０ミリ秒以内で達し、心房は、結果としてその収縮を終了する。ＲＡおよびＬＡ脱分極波の集合体は、外部ＥＣＧ電極にわたって検知されて表示されると、ＰＱＲＳＴ群のＰ波として見える。それぞれＲＡまたはＬＡ上にあるいはそれに隣接して位置する一対の単極および双極ペーシング／検知電極間を通る心房脱分極波の成分は、検知されたＰ波とも呼ばれる。外部ＥＣＧ電極または埋め込み式単極心房ペーシング／検知電極の場所および間隔はいくらかの影響を及ぼすが、このような電極に結合した高インピーダンス検知増幅器によって測定する場合、正常なＰ波の幅は８０ミリ秒の幅を超えない。ＲＡまたはＬＡ内に、あるいはそれに隣接して位置する、密接した間隔の双極ペーシング／検知電極間で検知された正常な近方場Ｐ波は、高インピーダンス検知増幅器によって測定する場合、せいぜい６０ミリ秒の幅である。
【００５０】
ＡＶ結節に達した脱分極インパルスは、約１２０ミリ秒遅れて、ヒス束を下方へ心室内中隔(intraventricular septum)に伝導する。脱分極波は、心臓の心尖領域(apical region)に約２０ミリ秒後に達し、その後残りの４０ミリ秒にわたってプルキンエ線維網を通って上方に移動する。ＲＶおよびＬＶ脱分極波の集合体、および脱分極した心筋の再分極を伴う後続のＴ波は、外部ＥＣＧ電極にわたって検知され表示されると、ＰＱＲＳＴ心周期群のＱＲＳＴ部と呼ばれる。ＲＶまたはＬＶ上にあるいはそれに隣接して位置する双極または単極ペーシング／検知電極対間を通るＱＲＳ心室脱分極波の振幅が振幅しきい値を超えると、この振幅は検知されたＲ波として検出される。外部ＥＣＧ電極または埋め込み式単極心室ペーシング／検知電極の場所および間隔は、いくらかの影響を及ぼすが、高インピーダンス検知増幅器によって測定する場合、正常なＲ波の幅は８０ミリ秒の幅を超えない。ＲＶまたはＬＶ内にあるいはそれに隣接して位置する、密接した間隔の双極ペーシング／検知電極間で検知された正常な近方場Ｒ波は、高インピーダンス検知増幅器によって測定する場合、せいぜい６０ミリ秒の幅である。
【００５１】
順次活性化の通常の正常伝導範囲は、Durrel他による、「Total Excitation of the Isolated Human Heart」（CIRCULATION (Vol. XLI, pp. 899-912, June 1970））というタイトルの論文にも記載されている。この正常電気的活性化シーケンスは、進行性のＣＨＦを患い、ＩＡＣＤ、ＬＢＢＢ、ＲＢＢＢおよび／またはＩＶＣＤを示す患者では非常に乱れる。このような伝導欠陥は、ヒス束、右脚および左脚に沿った、またはより遠位のプルキンエ線維末端における伝導障害により、ＲＶとＬＶとの高い非同期性を示す。通常の心室内ピーク間非同期性は、８０〜２００ミリ秒の範囲かまたはそれ以上であり得る。ＲＢＢＢおよびＬＢＢＢ患者では、ＱＲＳ群は、表面ＥＣＧで測定した場合、＞１２０ミリ秒〜２５０ミリ秒の正常範囲を遥かに超えて広がる。この幅の増大は、左右の心室の脱分極および収縮の同期性の欠如を示す。
【００５２】
図１４は、ある心周期中の心腔ＥＧＭ、圧力、流量および容積を示しており、これは上記で参照した米国特許第５，５６４，４３４号からの複写であり、絶対血圧、大動脈血流量、および左心室容積の変動に関連する、正常な洞調律心周期に伴う電気脱分極波を示す。右心房および右心室は、ＰＱＲＳＴ群に関連して、左心房および左心室とほぼ類似の圧力、流量、および容積の変動を示す。本発明の監視および刺激治療の態様は、心臓の片側または両側に存在しそこで作用することができることが理解されるであろう。心周期は、右心房および左心房に静脈血および酸素化された血液が再び充満する際に、連続的なＰＱＲＳＴ群と後続の心房および心室の弛緩との間隔内で終了する。洞調律では、脱分極の間隔は、それぞれ１２０ｂｐｍ〜６０ｂｐｍの対応する洞心拍数に対して約５００．０ミリ秒〜１，０００．０ミリ秒である可能性がある。この時間間隔において、心房および心室は弛緩し、全体的な心房サイズすなわち容積が胸腔内圧および呼吸に応じて変化することができる。図１４の血圧図において、心房および心室血圧の変化が心周期のＰ波およびＲ波に追随し、Ｐ波およびＱ波に遅れることを認めることができる。期間Ｔ_０〜Ｔ_１は、ＡＶ遅延を包含する。
【００５３】
機能不全のＳＡ結節またはＡＶブロックに起因する徐脈から生じる心臓の機能不全を患う患者において、従来の心房および／または心室ペーシングを処方して、十分な心拍数およびＡＶ同期性を回復することができる。例えば図１４では、心房および／または心室ペーシングパルスは、Ｐ波、および一般にＲ波と呼ばれるＱＲＳ群の動揺部より前に起こる。心房または心室の心筋細胞が、後続の心房収縮期間（Ｔ_０〜Ｔ_１）および心室収縮期間（Ｔ_２〜Ｔ_４）に続いて、弛緩することができないことによって心拍出量が低下する可能性がある。図１４に示すように、心収縮期間が長くなると、受動的充満時間Ｔ_４〜Ｔ_７が減る。したがって、次の心周期において心房および／または心室から排出される血液量は、最適値未満である可能性がある。これは特に、ＣＨＦ患者または心臓の剛性が増した他の患者に見られる事例であり、受動的充満期（Ｔ_４〜Ｔ_７）中および心房収縮期（Ｔ_０〜Ｔ_１）中の心臓の充満は大幅に制限される。
【００５４】
圧力と寸法（すなわち容積）の関係は、共にプロットした場合、閉曲線グラフとなる（図９および図１１のように）。心周期中の寸法測定は、容積と同様の関係を有する。閉ループの幅は、収縮期短縮率（寸法に関して）および／または一回拍出量（容積に関して）を表し、ループの高さは発生した圧力を表す。ループに囲まれた領域は、一回仕事量である。心周期の種々の期もまた、圧力−寸法／容積関係ループに表される。曲線の下部における寸法の増加は、心室の充満を表す。上昇（および圧力の上昇）は等容性収縮を表し、曲線の上部における寸法／容積の減少は、心収縮期を表す。下降（および圧力の低下）は、心室の等容性弛緩を表し、周期が繰り返される。
【００５５】
本発明の方法および装置は、脱分極シーケンスと、十分な心拍出量に寄与する右および左心腔間の同期性とを回復するようにプログラムすることができる三腔または四腔ペーシングシステム内で提供される。この回復は、必要に応じて、かつＡＶ同期性を維持しつつ各心腔に関するペーシング／検知電極の特定の埋め込み部位を占めるように、ＲＡおよび／またはＬＡに、またＡＶ遅延後にＲＶおよびＬＶに、最適にタイミングを取った心臓ペーシングパルスを供給することにより行われる。本発明は、心臓のメカニカル機能に関するデータを得て、プログラムされたペーシングモードおよびパラメータ値の有効性と、心不全の進行または後退とを評価する助けとするために、用いられ得る。
【００５６】
本発明の態様によると、脱分極シーケンスと、十分な心拍出量に寄与する右および左心室腔間の同期性とを回復する方法および装置が提供される。この回復は、必要に応じて、かつＡＶ同期性を維持しつつ各心腔に関するペーシング／検知電極の特定の埋め込み部位を占めるように、ＲＡおよび／またはＬＡに、またＡＶ遅延後にＲＶおよびＬＶに、最適にタイミングを取った心臓ペーシングパルスを供給することにより行われる。
【００５７】
したがって、図１はまた、心房腔および心室腔のＡＶ同期収縮の回復と、右心室および左心室の同時または順次ペーシングとを回復するための、上述のタイプの埋め込み式四腔心臓ペースメーカの概略図を示す。ペースメーカ（ＩＰＧ）１４は、患者の身体の皮膚と肋骨との間で皮下に埋め込まれる。３本の心内膜リード線１６、３２および５２が、ＩＰＧ１４をＲＡ、ＲＶ、ならびにＬＡおよびＬＶの両方それぞれに接続する。各リード線は、２つの電気導体および少なくとも１つのペーシング／検知電極を有し、遠隔にある不関筐体電極２０が、ＩＰＧ１４のハウジングの外面の一部として形成される。以下でさらに説明するように、ペーシング／検知電極および遠隔の不関筐体電極２０（ＩＮＤ＿ＣＡＮ電極）を選択的に用いて、ペーシングおよび検知機能のために、特に遠方場信号、例えば遠方場Ｒ波（ＦＦＲＳ）を検知するためにいくつかの単極ペーシング／検知電極の組み合わせを、または双極ペーシング／検知電極を提供することができる。右および左心腔内または、その周囲の図示した位置もまた、単なる例示である。さらに、ＲＡ、ＬＡ、ＲＶおよびＬＶ上、またはその内部、またはそれらに関連する電極部位に配置されるようになっている図示のリード線およびペーシング／検知電極の代わりに、他のリード線およびペーシング／検知電極を使用することもできる。
【００５８】
図示の双極心内膜ＲＡリード線１６は、静脈を介して心臓１０のＲＡ腔に通され、ＲＡリード線１６の遠位端は、取り付け機構１７によってＲＡ壁に取り付けられる。双極心内膜ＲＡリード線１６は、ＩＰＧコネクタブロック１２の双極穴に嵌まるインラインコネクタ１３とともに形成される。インラインコネクタ１３はリード線本体１５内のＲＡリード線導体対に結合され、遠位先端ＲＡペーシング／検知電極１９と、近位リングＲＡペーシング／検知電極２１とに接続される。心房ペーシングパルスの送出および心房検知事象の検知は、先端ＲＡペーシング／検知電極１９と、近位リングＲＡペーシング／検知電極２１との間で行われ、近位リングＲＡペーシング／検知電極２１は、不関電極（ＩＮＤ＿ＲＡ）として働く。別法として、単極心内膜ＲＡリード線を、図示の双極心内膜ＲＡリード線１６の代わりに用いてもよく、ＩＮＤ＿ＣＡＮ電極２０と共に用いてもよい。または、遠位先端ＲＡペーシング／検知電極１９および近位リングＲＡペーシング／検知電極２１の一方を、単極ペーシングおよび／または検知のためにＩＮＤ＿ＣＡＮ電極２０と共に用いてよい。
【００５９】
心内膜ＲＶリード線３２は、ＳＶＣおよびＲＡを経てＲＶへと経静脈的に通され、ＲＶにおいて、その遠位先端ＲＶペーシング／検知電極４０が、従来の遠位取り付け機構４１により心尖部の適所に固定される。本発明の一態様によると、血圧センサ３８およびソノマイクロメータ結晶（sonomicrometer crystal）７２がＲＶリード線３２のリード線本体３６の遠位部分内に、遠位取り付け機構４１が心室心尖に取り付けられるとＲＶ内に位置するように組み込まれる。
【００６０】
圧力センサ３８は、上記で参照した米国特許第５，５６４，４３４号に開示されるタイプのものであってもよく、Medtronic（登録商標）ＣＨＲＯＮＩＣＬＥ（登録商標）ＩＨＭモニタと共に用いられてもよい。このような埋め込み可能モニタは、心臓不整脈または心不全を患う患者に埋め込むと、長期間にわたって患者が日々の活動に従事している間の心臓の状態を判断するのに役立つ日時スタンプ付きデータを蓄積する。圧力センサ３８の導電性表面は、遠隔ペーシング／検知電極４０に双極ペーシングおよび検知を提供するための不関ペーシング／検知電極として用いられ得る。
【００６１】
ソノマイクロメータ結晶７２は、内側管状電極と外側管状電極との間に挟まれて、米国特許第５，７９５，２９８号に開示されるタイプのリード線本体３６の周りに嵌められた、円柱形の圧電結晶管であってもよい。超音波エネルギーの送信器として働く駆動された圧電結晶と、超音波エネルギーに曝されると振動して出力信号を供給する受信用圧電結晶との間の距離を測定するための様々なソノマイクロメータシステムが、米国特許第５，７７９，６３８号、第５，７９５，２９８号、第５，８１７，０２２号および第５，８３０，１４４号に開示されている。円柱形の受信用結晶は、ＥＣＧマッピングリード線本体に取り付けられ、米国特許第第５，７９５，２９８号号のリード線導体に結合され、受信用結晶は、外部に位置する送信用結晶と共に用いられて、蛍光透視法を用いずに本体にマッピング電極を配置する方法を提供する。
【００６２】
圧電結晶７２の外側管状電極もまた、遠隔ペーシング／検知電極４０を用いて双極ペーシングおよび検知を提供するための不関ペーシング／検知電極として用いられ得る。
ＲＶリード線３２は、ＩＰＧコネクタブロック１２の双極穴に嵌まるインラインコネクタ３４から延びるリード線本体３６内のＲＶリード線導体対と共に形成される。ＲＶリード線導体対の第１の導体は、遠位先端ＲＶペーシング／検知電極４０と、ソノマイクロメータ結晶７２の内側管状導体と、圧力変換器３８の第１の端部とに接続される。ＲＶリード線導体対の第２の導体は、ソノマイクロメータ結晶７２の外側管状導体と、圧力変換器３８の第２の端部とに接続される。
【００６３】
図示のこの実施形態では、多極心内膜ＣＳリード線５２が、上大静脈（ＳＶＣ）、ＲＡ、ＣＳ口（ostium）、ＣＳ自体を通って、大静脈（ＧＶ）などの、ＣＳから下行する冠状静脈へと進む。したがって、遠位ペーシング／検知電極４８および５０は、ＬＶに沿ってＧＶ内の深部に配置されて、ＬＶの脱分極が検出され、かつペーシングパルスがＲＶのペーシングパルスの送出と同時にまたはそれと関連したタイミングで、ＬＶに送出されることを可能にする。図示の四腔またはチャネルの実施形態では、ＬＶＣＳリード線５２は、ＬＡに隣接するより大きい直径のＣＳ内にあるように、ＣＳリード線本体５６に沿って位置決めされた近位ＬＡＣＳペーシング／検知電極２８および３０を保持する。通常、ＬＶＣＳリード線およびＬＡＣＳリード線はいかなる固定機構も用いず、その代わり、ペーシング／検知電極（単数または複数）を所望の部位に保持するように、これらの血管内にしっかりと拘束することに頼る。ＬＶＣＳリード線５２は、多導体リード線本体５６と共に形成され、このリード線本体５６は、ＩＰＧコネクタブロック１２の穴に嵌まる近位端コネクタ５４において結合される。直径が小さいリード線本体５６を選択して、大静脈ＧＶから下方に分岐する静脈内の深部に遠位ＬＶＣＳペーシング／検知電極５０を収容するようにする。ＬＶＣＳリード線５２は、ＬＡおよびＬＶそれぞれでのペーシングおよび検知のために、ＩＮＤ＿ＣＡＮ電極２０またはリング電極２１と対になった単一のＬＡＣＳペーシング／検知電極２８および／または単一のＬＶＣＳペーシング／検知電極５０を保持してもよいことが理解されるであろう。
【００６４】
本発明の一態様によると、ソノマイクロメータ結晶７０が、ソノマイクロメータ結晶７２からある距離を置いてＬＶに沿って位置するように、ＬＶＣＳリード線５２のリード線本体５６の遠位部分内に組み込まれる。さらに、ソノマイクロメータ結晶７４が、ソノマイクロメータ結晶７２からある距離を置いてＬＶに沿って位置するように、ＬＶＣＳリード線５２のリード線本体５６のより近位の部分内に組み込まれる。ソノマイクロメータ結晶７４は、代替的には、ＲＡまたはＳＶＣ内にあるようにリード線本体５６上のより近位に配置される。あるいは、付加的なソノマイクロメータ結晶７４が、ＲＡまたＳＶＣ内に位置するようにリード線本体５６上のより近位に、あるいはＲＡまたはＳＶＣ内に位置するようにＲＡリード線本体１５上のより近位に配置される。ソノマイクロメータ結晶７０および７４は、内側管状電極と外側管状電極との間に挟まれて、上記で参照した米国特許第５，７９５，２９８号に記載されるタイプのリード線本体３６の周りに嵌められた、円柱形の圧電結晶管であってもよい。圧電結晶７０および７４の外側管状電極は、不関ペーシング／検知電極４８および２８それぞれに代わって双極ペーシングおよび検知を提供するために不関ペーシング／検知電極として用いられてもよい。
【００６５】
この場合、ＣＳリード線本体５６は、デュアル双極コネクタ５４のコネクタ要素から遠位方向に延びる電気的に絶縁されたＬＶおよびＬＡリード線導体対を収容するであろう。ＬＡリード線導体対は、より近位のＬＡＣＳペーシング／検知電極２８および３０ならびにソノマイクロメータ結晶７４の内側および外側管状電極から近位方向に延びる。ＬＶリード線導体対は、より遠位のＬＶＣＳペーシング／検知電極４８および５０ならびにソノマイクロメータ結晶７４の内側および外側管状電極から近位方向に延びる。
【００６６】
ソノマイクロメータ結晶７０、７２および７４は、それにより、ＬＶ、ＲＶおよびＬＡから離れて、それに関連して配置される。付加的または代替的なソノマイクロメータ結晶を、ＲＡまたはＳＶＣ内に配置してもよいことが理解されるであろう。寸法Ｄ１、Ｄ２およびＤ３は、心腔の収縮または弛緩の瞬時の状態に応じて、心周期中に変化する。
【００６７】
ＩＰＧ１４がＩＣＤＩＰＧを含んでいてもよいこと、また、リード線１６、３２および５２のうちの１つまたは複数が、リード線本体を通ってこれらリード線まで延びる、当該技術分野において既知の任意の構造および動作モードで心房および／または心室のカーディオバージョン／ディフィブリレーションショックを送出するカーディオバージョン／ディフィブリレーション電極およびリード線導体を組み込んでもよいことも、理解されるであろう。
【００６８】
図２は、ＲＡ、ＬＡ、ＲＶおよびＬＶリード線導体対を介して治療の送出および／または生理的入力信号の処理を可能にする、患者の身体１０に埋め込まれた例示的な多腔モニタ／治療送出システムＩＭＤ１００のシステムアーキテクチャを示す。ＩＭＤ１００は、タイプおよびそのタイプに内蔵される機能特徴に応じて精巧さおよび複雑さが変わる、マイクロコンピュータベースの制御およびタイミングシステム１０２を中心に構成されるシステムアーキテクチャを有する。マイクロコンピュータベースの多腔モニタ／治療送出システムの制御およびタイミングシステム１０２の機能は、ＲＡＭおよびＲＯＭ（ＰＲＯＭおよびＥＥＰＲＯＭを含む）に記憶され、通常のマイクロプロセッサコアアーキテクチャのＣＰＵ、ＡＬＵ等を使用して実行される、ファームウェアおよびプログラムされたソフトウェアアルゴリズムによって制御される。マイクロコンピュータベースの多腔モニタ／治療送出システムの制御およびタイミングシステム１０２はまた、ウォッチドッグ回路、ＤＭＡコントローラ、ブロックムーバ／リーダ、ＣＲＣ計算器、および当該技術分野において既知の方式の経路すなわちツリーにおけるオンチップデータバス、アドレスバス、電力線、クロック線および制御信号線により連結された、他の特定の論理回路部を含んでもよい。また、多腔ＩＭＤ１００の制御およびタイミングは、プログラムされたマイクロコンピュータではなく専用の回路ハードウェアまたは状態マシンロジックにより達成し得ることが理解されるであろう。
【００６９】
また、多腔ＩＭＤ１００は通常、患者の心腔の特定部位に位置する上述のセンサおよびペーシング／検知電極対からの信号を受け取って心不全パラメータを導出し、多腔ペーシング治療、特にＡＶ同期両心室ペーシング治療を心腔に送出するタイミングを取る、患者インタフェース回路部１０４を含む。したがって、患者インタフェース回路部１０４は、ソノマイクロメータ／ペーシング刺激送出システム１０６および生理的入力信号処理回路１０８を備え、これらはいずれも、上述のＲＡ、ＲＶ、ＬＡおよびＬＶリード線導体対と結合され、図３を参照してさらに詳細に説明される。患者インタフェース回路部１０４は、心臓に送出されるカーディオバージョン／ディフィブリレーションショックおよび／または心臓ペーシングパルスか、または心臓を包む骨格筋への心筋刺激を送出するための回路部を含むように構成され得る。心不全を軽減するか、または心臓移植手術を待つ患者に埋め込まれた埋め込み可能な心臓補助デバイスまたはポンプを操作するための、薬剤を心臓に送出する薬剤ポンプもまた、多腔ＩＭＤ１００に内蔵されることができる。
【００７０】
バッテリは、多腔ＩＭＤ１００の回路部を駆動し、かつ物質送出多腔モニタ／治療送出システムの任意の電気機械デバイス（例えば弁、ポンプ等）を駆動するか、またはＩＣＤショック発生器、心臓ペーシングパルス発生器または関連する他の電気刺激発生器の電気刺激エネルギーを供給する、電気エネルギー源を提供する。通常のエネルギー源は、パワーオンリセット（ＰＯＲ）機能を有する電源／ＰＯＲ回路１２６に結合したエネルギー密度の高い低電圧バッテリ１３６である。電源／ＰＯＲ回路１２６は、１つまたは複数の低電圧電源Ｖｌｏ、ＰＯＲ信号、１つまたは複数のＶＲＥＦ源、電流源、選択的交換指標（ＥＲＩ）信号、および（ＩＣＤの場合）高電圧電力Ｖｈｉを、治療送出システム１０６に供給する。これらの電圧および信号の従来の相互接続の全てを図２に示しているわけではない。
【００７１】
ほぼ全ての現時の電子多腔モニタ／治療送出システム回路部は、当該回路部に結合された圧電結晶１３２およびシステムクロック１２２により供給されるクロック信号ＣＬＫを必要とするクロック駆動式ＣＭＯＳデジタル論理ＩＣ、ならびにＩＣと共に１つまたは複数のサブストレートすなわちプリント回路板に取り付けられるディスクリート部品（例えば、インダクタ、コンデンサ、変圧器、高電圧保護ダイオード等）を使用する。図２において、システムクロック１２２により生成された各ＣＬＫ信号は、クロックツリーを介して適用可能なクロック駆動式ロジックの全てにルーティングされる。システムクロック１２２は１つまたは複数の固定周波数ＣＬＫ信号を供給する。このＣＬＫ信号は、システムタイミングおよび制御機能のために、またテレメトリＩ／Ｏ回路１２４におけるアップリンクテレメトリ信号送信のフォーマット時に、バッテリ動作電圧範囲にわたってバッテリ電圧とは独立している。
【００７２】
マイクロコンピュータベースの制御およびタイミングシステム１０２のＲＡＭメモリレジスタを使用して、検知された心臓活動から編集したデータ、および／またはダウンリンクテレメトリ送信を介した検索または問合せ命令を受け取った際のアップリンクテレメトリ送信のための、デバイスの動作履歴または検知された生理的パラメータに関するデータを記憶することができる。データ記憶装置をトリガするための基準は、ダウンリンクテレメトリ送信された命令およびパラメータ値を介してプログラム入力されてもよい。データ記憶装置は、周期的にか、あるいは特定のプログラム入力された事象検出基準が満たされる際に、生理的入力信号処理回路１０８内の検出ロジックによりトリガされる。場合によっては、多腔ＩＭＤ１００は磁界感知スイッチ１３０を含む。この磁界感知スイッチ１３０は、磁界に応答して閉じ、閉じることによって、磁界スイッチ回路が、制御およびタイミングシステム１０２に対してスイッチ閉（ＳＣ）信号を発し、制御およびタイミングシステム１０２は電磁モードで応答する。例えば、患者は磁石１１６を装備しており、磁石は、患者が所定の症状を感じると、皮下に埋め込まれた多腔ＩＭＤ１００の上にかざされて、スイッチ１３０が閉じ、制御およびタイミングシステムが治療を送出しかつ／または生理的エピソードデータを記憶するように促すことができる。いずれの場合も、事象関連データ（例えば、日付および時間）を、後の問合せセッションにおけるアップリンクテレメトリのために周期的に集められたかまたは患者により始動された、記憶された生理的データと共に記憶することができる。
【００７３】
多腔ＩＭＤ１００において、アップリンクおよびダウンリンクテレメトリ機能が設けられており、遠隔に位置する外部医療デバイス、または患者の身体上のより近位の医療デバイス、または患者の身体内の別の多腔モニタ／治療送出システムとの通信が可能となる。上述したタイプの記憶された生理的データならびにリアルタイムで生成された生理的データおよび非生理的データは、ダウンリンクテレメトリ送信された問合せコマンドに応答して、アップリンクＲＦテレメトリにより、多腔ＩＭＤ１００から外部プログラマまたは他の遠隔の医療デバイス２６に送信されることができる。リアルタイムの生理的データは通常、リアルタイムでサンプリングされた信号レベル、例えば心臓内心電図の振幅値、ならびに圧力および寸法信号を含むセンサ出力信号を含む。非生理的患者データは、その時プログラムされたデバイス動作モードおよびパラメータ値、バッテリ状態、デバイスＩＤ、患者ＩＤ、埋め込んだ日付、デバイスのプログラム履歴、リアルタイム事象マーカ等を含む。埋め込み可能ペースメーカおよびＩＣＤの状況において、このような患者データは、プログラムされた検知増幅器の感度、ペーシングまたはカーディオバージョンパルスの振幅、エネルギー、およびパルス幅、ペーシングまたはカーディオバージョンリード線インピーダンス、およびデバイスの性能に関する蓄積された統計量、例えば検出された不整脈エピソードおよび与えた治療に関するデータを含む。このように、多腔モニタ／治療送出システムは、様々なこのようなリアルタイムのまたは記憶された、生理的または非生理的データを発生し、このような発生されたデータは、本明細書では一括して「患者データ」と呼ばれる。
【００７４】
生理的な入力信号処理回路１０８は、検知事象を増幅し、処理し、また場合によっては電気検知信号または圧力センサ出力信号の特徴から検知事象を検出する、少なくとも１つの電気検知増幅器回路を含む。二腔または多部位または多腔監視および／またはペーシング機能を提供する多腔モニタ／治療送出システムにおける生理的な入力信号処理回路１０８は、心腔に関して位置する検知電極からの心信号を検知および処理する、複数の心臓信号検知チャネルを含む。このようなチャネルのそれぞれは通常、特定の心臓事象を検出する検知増幅器回路と、ＥＧＭ信号を制御およびタイミングシステム１０２に供給してサンプリングし、デジタル化し、記憶またはアップリンク送信する、ＥＧＭ増幅器回路とを含む。心房および心室検知増幅器は、Ｐ波またはＲ波の発生をそれぞれ検出し、ＲＡ検知、ＲＶ検知、ＬＡ検知および／またはＬＶ検知事象信号を制御およびタイミングシステム１０２に供給する、信号処理ステージを含む。このようなＲＶ検知増幅器回路４８は、例えば図３に示される。タイミングおよび制御システム１０２は、その特定のオペレーティングシステムに従って応答して、適切であれば、ペーシング治療を送出または変更し、あるいはアップリンクテレメトリ送信のためにデータを蓄積し、または当該技術分野において既知の様々な手法で、ＭａｒｋｅｒＣｈａｎｎｅｌ（登録商標）信号を供給する。
【００７５】
図３は、ペーシング／検知電極、圧力センサ３８、ならびにＬＶおよびＲＶリード線３２および５２のソノマイクロメータ結晶７０、７２および７４に関連する、ソノマイクロメータ／ペーシング刺激送出システム１０６および入力信号処理回路１０８の構成要素のいくつかを概略的に示す。目的の構成要素の図示を明確にするために、ソノマイクロメータ／ペーシング刺激送出システム１０６および入力信号処理回路１０８の構成要素の全てを図３に示しているわけではない。
【００７６】
入力信号処理回路１０８は、ＲＶリード線導体対に結合されたＲＶ圧力センサ３８からの圧力センサ導出信号を検知および処理する、少なくとも１つの圧力信号処理チャネルを含む。このような圧力センサ電源および信号プロセッサ回路１６２は、図３に示されており、コネクタ３４およびＲＶリード線本体３２内のＲＶリード線導体対を介して圧力センサ３８に結合されている。
【００７７】
ソノマイクロメータ／ペーシング刺激送出システム１０６は、上述のようにプログラム可能に選択され得るＲＡ、ＲＶ、ＬＶおよびＬＡペーシング電極対にいずれの場合も選択的に結合された、ＲＡペーシング出力パルス発生器、ＲＶペーシングパルス発生器、ＬＶペーシングパルス発生器、および任意選択でＬＡペーシングパルス発生器を備えることが好ましい。例えば、各腔に関連する双極ペーシングのために、ＲＡペーシング出力パルス発生器はＲＡリード線導体に結合することができ、ＲＶペーシングパルス発生器はＲＶリード線導体に結合することができ、ＬＶペーシングパルス発生器はＬＶリード線導体に結合することができ、ＬＡペーシングパルス発生器はＬＡリード線導体対に結合することができる。二腔、三腔、または四腔同期ペーシングは、これらのペーシングパルス発生器の組み合わせを用いて、本発明の譲受人に譲渡された米国特許第５，９０２，３２４号に開示される方式でマイクロコンピュータベースのタイミングおよび制御システム１０２により実行されるペーシングタイミングアルゴリズムに従って行われる。ＰＥＳＰペーシングパルス列もまた、選択したペーシング電極対を通して選択した心腔に印加され、それにより、対になったかまたは結合された刺激が与えられる心周期中の心臓の収縮力を増大させて、この増大が続くいくつかの心周期にわたって持続するが徐々に消えるようにする。本発明は、心不全の症状を軽減し、少なくとも図１の寸法Ｄ２の測定された変化に応じて心拍出量を最適化するために、ＲＶおよびＬＶペーシングパルスの送出のタイミングを最適化することを試みる。
【００７８】
このために、図３は、ソノマイクロメータ／ペーシング刺激送出システム１０６が、ソノマイクロメータ結晶７０、７２および７４のうちのプログラム可能に選択された１つ（駆動または超音波送信器結晶）に振動駆動信号を供給する結晶発生器１５２を備えることを示す。約１．０ＭＨｚの低エネルギー駆動信号は、結晶発生器１５２によって、ソノマイクロメータ結晶７０、７２および７４のうちの選択された１つに印加され、心臓組織を通して超音波信号を送信し、かつソノマイクロメータ結晶７０、７２および７４のうちの他の選択された１つまたは複数で同じ周波数の振動を誘導するようにすることができる。この場合、駆動された結晶は、ＲＶリード線導体対およびリード線コネクタ３４を介して結晶発生器１５２に結合されたソノマイクロメータ結晶７２である。送信された超音波エネルギーは、寸法Ｄ１およびＤ２それぞれに応じたＲＶ−ＬＶおよびＲＶ−ＬＡ時間遅延後に、マイクロフォン方式で他のソノマイクロメータ結晶７０および７４（この図示の場合）をその共振周波数で振動させ、それにより、受信器結晶として働かせる。超音波振動により、ＬＶおよびＬＡリード線導体を介して入力信号処理回路１０８内のソノマイクロメータ信号処理回路１８０に伝導され、かつそれにより検出される誘導信号が発生する。ＲＶ−ＬＶおよびＲＶ−ＬＡ時間遅延は、心臓組織を通る所定の音速（通常は、一定の１５４０メートル／秒）および超音波送信器結晶と超音波受信器結晶との間の瞬時距離によって異なる。その距離または寸法は、ＬＶおよびＬＡが収縮期で収縮し拡張期で弛緩する程度に応じて変化する。瞬時寸法Ｄ１およびＤ２の組は、駆動されたソノマイクロメータ結晶が所定のサンプルウィンドウ中に所定のサンプル周波数で周期的に付勢される際に収集される、測定されたＲＶ−ＬＶおよびＲＶ−ＬＡ時間遅延から、ペーシングされたかまたは内因性の心周期のプログラムされたサンプルウィンドウ中に求めることができる。瞬時ＬＶ−ＬＡ時間遅延もまた、測定されたＲＶ−ＬＶおよびＲＶ−ＬＡ時間遅延から計算され、瞬時寸法Ｄ３を求めるために用いることができる。
【００７９】
あるいは、寸法Ｄ１、Ｄ２およびＤ３は、超音波エネルギーを選択してそれをＲＶソノマイクロメータ結晶７２に印加し、寸法Ｄ１およびＤ２を上述のように測定し、次いで超音波エネルギーをＬＶソノマイクロメータ結晶７０またはＬＡソノマイクロメータ結晶７４に印加して、ＬＶソノマイクロメータ結晶７０またはＬＡソノマイクロメータ結晶７４のうちの他方が受け取った信号から寸法Ｄ３を測定するというルーチンを循環することにより導出することができる。ＬＡソノマイクロメータ結晶７４がＲＡまたはＳＶＣ内に位置する場合、同様のルーチンが確立される。
【００８０】
寸法Ｄ１、Ｄ２およびＤ３をこのようにして求めることにより、ＬＶおよびＬＡ壁の穿孔の必要およびＬＶおよびＬＡに危険が及ぶ可能性なしに、ソノマイクロメータ結晶７０および７４の場所に応じたＬＶおよびＬＡ壁の可動域の正確なデータを編集する。
【００８１】
ＲＶ、ＬＶおよびＬＡリード線導体を用いて、駆動されたソノマイクロメータ結晶７２を駆動し、ペーシングパルスの送出または心房および心室ＥＧＭの検知を損なうことなく、例えばソノマイクロメータ結晶７０および７４で誘導された超音波周波数信号を検出することができる。ソノマイクロメータ結晶７０、７２および７４は、約１．０ＭＨｚのその共振周波数以外では、高インピーダンスを示し、これはペーシングパルスおよびＥＧＭ周波数帯域幅を遥かに越える。したがって、ソノマイクロメータ結晶７０、７２および７４は、開回路としての役割を果たし、正常なペーシング動作中には電流を伝導しない、すなわち引き込まないが、以下でさらに説明するようにＡＶ遅延およびＶ−Ｖ遅延の記憶または調整用のデータを集めるために、サンプルウィンドウ中に周期的に付勢されることができる。高周波数超音波エネルギーは、検知増幅器入力にあるフィルタおよびペーシングパルス発生器の出力にある保護回路部により遮断される。
【００８２】
正常ペーシングモード
ＩＭＤ１００の考えられる多腔ペーシングモードを図４のフローチャートに示し、以下のように説明する。本発明の特定の動作モードを、プログラムされたまたは固定配線された、考えられる動作モードのサブセットとして実施する。ステップＳ１３４において判定される際、Ｖ−Ａ補充間隔中に不応期の外側(outside of refractory)のＰ波が、選択された心房検知電極対にわたって検知される場合（Ａ事象）、またはステップＳ１１８において、選択された心房ペーシング電極対にＡペースパルスが送出される場合、ステップＳ１００においてＡＶ遅延が開始する。ＡＶ遅延は、Ａペースで開始するかまたはＡ事象で開始するかに応じて、それぞれＰＡＶまたはＳＡＶ遅延である場合があり、ＳＡＶ／ＰＡＶ遅延タイマによってタイムアウトする。ＳＡＶまたはＰＡＶ遅延は、タイムアウト前の心室検知増幅器による非不応性(non-refractory)のＲＶ事象またはＬＶ事象出力時に終了する。
【００８３】
マイクロコンピュータベースの制御およびタイミングシステム１０２内の事象後(post-event)タイマが開始して、心室後（post-ventricular）期間およびＴＲＩＧ＿ＰＡＣＥウィンドウがタイムアウトし、また、非不応性のＲＶ事象またはＬＶ事象が検出されることなくステップＳ１０２においてＳＡＶまたはＰＡＶ遅延がタイムアウトする場合、ステップＳ１０４において、マイクロコンピュータベースの制御およびタイミングシステム１０２内のＶ−Ａ補充間隔タイマが開始して、Ｖ−Ａ補充間隔をタイムアウトする。ＴＲＩＧ＿ＰＡＣＥウィンドウは、補充間隔中に早期に発生しすぎた検知事象に応答してトリガされるペーシングモードを阻止する。
【００８４】
プログラムされたＲＶペースおよびＬＶペースパルスの一方または両方は、ステップＳ１０６において、選択されたＲＶおよびＬＶペーシング電極対に送出され（図５のフローチャートに示すように）、ステップＳ１１６において、Ｖ−Ａ補充間隔タイマがタイムアウトする。ＲＶペースおよびＬＶペースパルスの両方が送出される場合、第１のパルスがＶペース１と呼ばれ、第２のパルスがＶペース２と呼ばれ、これらはＶＰ−ＶＰ遅延によって分離される。図６Ａおよび図６Ｂを参照して以下でより詳細に説明するように、ステップＳ１０６において両心室ペーシングモードがプログラムされる場合、このペーシングモードは、左心室−右心室または右心室−左心室ペーシングシーケンスに選択的にプログラムされ、送出される第１および第２の心室ペーシングパルスは、個別にプログラムされたＶＰ−ＶＰ遅延によって分離される。ＶＰ−ＶＰ遅延は、約４ミリ秒〜約８０ミリ秒でプログラム可能であることが好ましい。
【００８５】
以下でさらに述べるように、最初に、基線または低レートのＳＡＶ、ＰＡＶおよびＶＰ−ＶＰ遅延を、患者の精密検査中の、通常は患者の安静時のＬＡ機能およびＬＶ心拍出量を最適化するように選択する。しかしながら、これらの期間遅延およびＶ−Ａ補充間隔は、活動信号プロセッサ回路による活動（ＡＣＴＩＶＩＴＹ）信号の出力によって反映されるような運動に起因する心拍出量に対する患者の要求に合うように、プログラムされた上限および下限内で調整されるようにプログラムしてよい。精密検査中にはまた、最適なＬＡ機能およびＬＶ心拍出量に関連する圧力（ＰおよびｄＰ／ｄＴ）および寸法（Ｄ１、Ｄ２、Ｄ３）データが収集され、マイクロコンピュータベースの制御およびタイミングシステム１０２内のＩＭＤメモリに記憶される。そのデータは周期的に収集され、本発明に従ったＩＭＤメモリ内に記憶される。
【００８６】
さらに、圧力（ＰおよびｄＰ／ｄＴ）および寸法（Ｄ１、Ｄ２、Ｄ３）データを周期的に求めて、ＬＡ機能およびＬＶ心拍出量を最適化するように最初に選択されたＳＡＶ、ＰＡＶおよびＶＰ−ＶＰ遅延の効果を評価し、ＬＡ機能およびＬＶ心拍出量を最適化するようにＳＡＶ、ＰＡＶおよびＶＰ−ＶＰ遅延を調整することができる。
【００８７】
さらに、圧力（ＰおよびｄＰ／ｄＴ）および寸法（Ｄ１、Ｄ２、Ｄ３）データを用いて、心臓性能を改善するＰＥＳＰを送出するためのパラメータを調整し増強することができる。必要であれば、心機能を改善するＰＥＳＰパラメータの効果を周期的に求め、ＰＥＳＰパラメータを変更するための圧力および寸法フィードバック情報を用いて、性能を最大にすることができる。
【００８８】
ステップＳ１０２に戻ると、ステップＳ１０８においてＲＶ検知増幅器またはＬＶ検知増幅器によりＲＶ事象またはＬＶ事象（総じて、Ｖ事象）が生成されると、ＡＶ遅延が終了する。Ｖ−Ａ補充間隔および心室後期間のタイムアウトは、Ｖ事象に応答してステップＳ１１０において開始する。ステップＳ１１２において、トリガされる心室ペーシングモードがＡＶ遅延中に動作するようにプログラムされているかどうかが判定される。トリガされる心室ペーシングモードがオンにプログラムされ、ステップＳ１１４に引き渡され完了する（図６Ａおよび図６Ｂ）。他の場合に利用可能であり得る任意のＶＳＰモードは、オフにプログラムされる。ＴＲＩＧ＿ＰＡＣＥウィンドウのタイムアウトは、ステップＳ１１０におけるＶ−Ａ補充間隔および事象後期間のタイムアウトと同時に、ステップＳ１１３において開始する。
【００８９】
非不応性のＡ事象が選択された心房検知電極対にわたって検知されることなくステップＳ１１６においてＶ−Ａ心房補充間隔がタイムアウトする場合、ステップＳ１１８において、選択されたＲＡペーシング電極対にわたってＡペースパルスが送出され、ステップＳ１２０においてＡＶ遅延がＰＡＶに設定され、ＡＶ遅延がＡＶ遅延タイマによって開始する。しかし、ステップＳ１２２およびＳ１３４において判定される際に非不応性のＡ事象が発生する場合、Ｖ−Ａ補充間隔は終了する。ステップＳ１３４において、マイクロコンピュータベースの制御およびタイミングシステム１０２内の事象後タイマによって、Ａ事象時にＡＢＰおよびＡＲＰが開始し、ステップＳ１３８においてＡＶ遅延はＳＡＶに設定され、ステップＳ１００において、ＳＡＶ遅延は、ＳＡＶ／ＰＡＶ遅延タイマにより開始し、タイムアウトする。
【００９０】
正常な活性化シーケンスの回復が必要であると仮定すると、ＡＶ結節からヒス束までの正常なＡＶ伝導期間に対応するプログラムされたＳＡＶおよびＰＡＶ遅延が使用されるか、または計算されたＳＡＶおよびＰＡＶ遅延が、一般的な(prevailing)センサレートまたは検知された内因性心拍数に関して計算され、ＳＡＶ／ＰＡＶ遅延タイマ３７２によって使用される。
【００９１】
ステップＳ１２３において、ＲＶ事象またはＬＶ事象（簡単にするため、Ｖ事象と呼ぶ）がＶ−Ａ補充間隔のタイムアウト中に検出され、次いでステップＳ１２４において、これが非不応性Ｖ事象であるかまたは不応性Ｖ事象であるかが判定される。ステップＳ１２４においてＶ事象が非不応性Ｖ事象であると判定された場合、ステップＳ１２６において、ＴＲＩＧ＿ＰＡＣＥウィンドウが開始または再開し、Ｖ−Ａ補充間隔が再開し、心室後期間が再開する。
【００９２】
トリガされる心室ペーシングモードが、Ｖ−Ａ補充間隔中に作用するようにプログラムされるかどうかが、ステップＳ１２８において判定される。Ｖ−Ａ補充間隔中にトリガされる心室ペーシングは、トリガされる心室ペーシングが患者にとって不適切である場合、オンにプログラムされないかまたはペーシングシステムに供給されない。Ｖ−Ａ補充間隔中にトリガされる心室ペーシングがオンにプログラムされる場合、このペーシングはステップＳ１３２に引き渡され、完了する（図６Ａおよび図６Ｂ）。ステップＳ１３０において判定される際、トリガされる心室ペーシングがオンにプログラムされない場合、Ｖ−Ａ補充間隔中に検知された非不応性Ｖ事象によって心室ペーシングはトリガされない。ステップＳ１３０およびＳ１３２は、本発明を組み込むことができるＡＶ同期ペーシングシステムの一形態の開示を完全にするために本明細書に含まれているだけである。本発明を、ステップＳ１３０およびＳ１３２を含まないＡＶ同期ペーシングシステムに組み込むことができることは理解されるであろう。
【００９３】
図５はステップＳ１０６をより詳細に示し、図６Ａおよび図６Ｂは、ステップＳ１１４およびＳ１３２をより詳細に示す。ステップＳ１０６においてＶＰ−ＶＰペーシングモードがオンにプログラムされる場合、このペーシングモードは、左心室−右心室または右心室−左心室シーケンスに選択的にプログラムすることができる。その際、送出される第１および第２の心室ペーシングパルス（Ｖペース１およびＶペース２）は、個別にプログラムされたＶＰ−ＶＰ遅延によって分離される。トリガされる両心室ペーシングモードは、ステップＳ１１４およびＳ１３４の一方または両方においてオンにプログラムされ、このペーシングモードは、Ｖ事象が検知される心室を、あるいはＶ事象ＮＴが検知される場所に関係なく決められたまたはプログラムされた心室を、Ｖペース１を用いて即座にペーシングするように選択的にプログラムすることができる。次いでＶペース２が生成され、プログラムされたＶＳ／ＶＰ−ＶＰ遅延後に他方の心室を同期ペーシングする。あるいは、トリガされるペーシングモードは、右心室−左心室シーケンスか左心室−右心室シーケンスかに応じて、個別にプログラム可能なＶＳ−ＶＰ遅延後に、Ｖ事象が検知された心室でない他方の心室を、Ｖペース２を用いて同期ペーシングするようにのみ、ステップＳ１１４または１３２の一方または両方において選択的にプログラムされることができる。これらＶＰ−ＶＰ、ＶＳ／ＶＰ−ＶＰおよびＶＳ−ＶＰ遅延のすべては、約０ミリ秒〜約８０ミリ秒でプログラム可能であることが好ましい。
【００９４】
実際問題として、最小のＶＳ／ＶＰ−ＶＰおよびＶＰ−ＶＰ遅延は、ＲＶペースおよびＬＶペースパルスの刺激送出を回避するために、システムクロックサイクルの半分に設定される場合がある。ペーシングパルス幅は、通常、約０．５ミリ秒〜２．０ミリ秒でプログラム可能であり、ペーシングパルス振幅は、通常、０．５〜７．５ボルトでプログラム可能である。一実施形態において、システムクロックは、約８．０ミリ秒の完全なクロックサイクルを提供する。したがって、最小のＶＰ−ＶＰ遅延は、半分のクロックサイクルすなわち約４．０ミリ秒に設定される。
【００９５】
図５に示すように、図３のＩＭＤ１００は、単一のＲＶペースまたはＬＶペース（Ｖペース１）のみを送出するように、または一対のＲＶペースおよびＬＶペースパルス（Ｖペース１およびＶペース２）を送出するようにプログラムすることができる。これらＲＶ−ペースおよびＬＶペースパルスは、マイクロコンピュータベースの制御およびタイミングシステム１０２内のＶ−Ｖ遅延タイマによってタイムアウトするＶＰ−ＶＰ遅延により分離される。ステップＳ２００において判定される際に単一のＲＶペースまたはＬＶペースのみの送出がプログラムされる場合、ステップＳ２０２においてこれが送出される。
【００９６】
ステップＳ２００においてＶＰ−ＶＰペーシングがオンにプログラムされる場合、ステップＳ２０４において、プログラムされたＲＶ−ＬＶまたはＬＶ−ＲＶシーケンスでＶペース１が送出される。繰り返すが、ＲＶペースパルスは通常、活性ＲＶ先端電極４０にわたって、ならびに上述したように、ペーシングシステム内にいずれの電極が存在するかおよび所望されるＲＶペーシングベクトルに応じてプログラムされ選択された、利用可能な不関電極のうちの１つにわたって送出される。そして、ＬＶペースパルスは、活性ＬＶペーシング電極５０および選択された不関電極（例えば、ペーシング／検知電極４８）にわたって送出される。Ｖペース１ペーシングパルスは、プログラムされた電圧およびパルス幅に要求されるプログラムされたパルスエネルギーで送出される。
【００９７】
Ｖ−Ｖ遅延タイマは、プログラムされたＶＰ−ＶＰ遅延でロードされ、ステップＳ２０６において開始してタイムアウトする。ＲＶペースパルスがＶペース１である場合、プログラムされたＶＰ−ＶＰ遅延が、Ｖ−Ｖ遅延タイマにおいてタイミングを取られる。ステップＳ２０８におけるプログラムされたＶＰ−ＶＰ遅延のタイムアウト後に、ステップＳ２１０において、ＬＶペースパルスは、活性ＬＶペーシング／検知電極５０と、選択された不関ペーシング／検知電極４８との間のＬＶペーシング経路においてＶペース２として送出される。反対に、ＬＶペースパルスが、送出される第１のパルス（Ｖペース１）である場合、プログラムされたＶＰ−ＶＰ遅延が、Ｖ−Ｖ遅延タイマにおいてタイムアウトする。次いで、ステップＳ２０８におけるプログラムされたＶＰ−ＶＰ遅延のタイムアウト後に、ステップＳ２１０において、ＲＶペースパルスが通常、活性ＲＶペーシング／検知電極４０と、プログラムされた不関ペーシング／検知電極とにわたってＶペース２として送出される。
【００９８】
図６Ａおよび図６Ｂは、ＡＶ遅延のタイムアウト中にステップＳ１０８においてまたはＶ−Ａ補充間隔のタイムアウト中にステップＳ１２４において心室検知事象によりトリガされる心室ペーシングパルスを送出する、図４のステップＳ１１４およびＳ１３２（これらが設けられるかオンにプログラムされる場合）を示すフローチャートを含む。ＲＶおよびＬＶにおけるＲ波の検知は、いくつかのＲＶ検知およびＬＶ検知の検知軸またはベクトル（経心室検知ベクトルを含む）を用いて行うことができる。双極ＲＶ検知ベクトル（ＲＶペーシング／検知電極３８および４０）、単極ＲＶ検知ベクトル（ＲＶ先端ペーシング／検知電極４０およびＩＮＤ＿ＣＡＮ電極２０）、および単極ＬＶ検知ベクトル（ＬＶペーシング／検知電極５０およびＩＮＤ＿ＣＡＮ電極２０）、ならびに経心室ＲＶ検知およびＬＶ検知合成ベクトル（ＲＶペーシング／検知電極４０およびＬＶペーシング／検知電極５０）をプログラムすることができる。検知ベクトルの選択は、心臓の状態およびペーシングパルス経路の選択に依存する。
【００９９】
ＩＭＤ１００は、ステップＳ１１４に関して、トリガされるＶＳ／ＶＰ、ＶＳ／ＶＰ−ＶＰまたはＶＳ−ＶＰモードとして示す、トリガされる３つのペーシングモードのうちの１つに、個別にプログラムすることができる。トリガされるＶＳ／ＶＰペーシングモードでは、ＲＶ事象またはＬＶ事象の発生時に、Ｖペース１が、ＲＶまたはＬＶペーシング経路それぞれに遅延を伴わずに送出される。トリガされるＶＳ／ＶＰ−ＶＰペーシングモードでは、ＲＶ事象またはＬＶ事象の発生時に、Ｖペース１が、選択されたＲＶまたはＬＶペーシング電極対それぞれに遅延を伴わずに送出され、ＶＳ／ＶＰ−ＶＰ遅延のタイムアウト後に、Ｖペース２が、選択されたＬＶまたはＲＶペーシング電極対の他方に送出される。ＶＳ−ＶＰペーシングモードでは、ＲＶ事象またはＬＶ事象がＶＳ−ＶＰ遅延のタイムアウトを開始し、ＶＳ−ＶＰ遅延のタイムアウト時に、単一のペーシングパルス（Ｖペース２として示す）が、選択されたＬＶまたはＲＶペーシング電極対それぞれに送出される。
【０１００】
先行するＶ事象またはＶペースにより開始したＴＲＩＧ＿ＰＡＣＥタイムウィンドウは、トリガされるあらゆる心室ペーシングパルスが送出される以前に、ステップＳ３００においてタイムアウトしていなければならい。このウィンドウがタイムアウトしていない場合、トリガされるペーシングは、検知されたＶ事象に応答して送出されることができない。ＴＲＩＧ＿ＰＡＣＥウィンドウがタイムアウトしている場合、このウィンドウはステップＳ３０２において再開し、プログラムされたトリガされるペーシングモードが、ステップＳ３０４およびＳ３１６において確認される。
【０１０１】
ステップＳ３０４において判定される際に、ＩＭＤ１００が、トリガされるＶＳ／ＶＰ−ＶＰモードにプログラムされる場合、発生源が判定できない非不応性のＲＶ事象またはＬＶ事象（または、総じてＶ事象）は、単一のＶ事象として扱われる。ステップＳ３００において判定される際にＴＲＩＧ＿ＰＡＣＥウィンドウがタイムアウトしている場合、ステップＳ３０６において、この単一のＶ事象によって、ＲＶペースまたはＬＶペースのうちのプログラムされている一方が、プログラムされている双極または単極ＲＶおよびＬＶペーシング電極対それぞれにわたってＶペース１として即座に送出されるようにトリガされる。このように、ＲＶ事象およびＬＶ事象が検知されるかどうかに関係なく、Ｖペース１は所定のＲＶまたはＬＶペーシング電極対に送出される。
【０１０２】
次いで、ＶＳ／ＶＰ−ＶＰ遅延がステップＳ３０８において開始し、ステップＳ３１０においてタイムアウトする。ＶＳ／ＶＰ−ＶＰ遅延は、ＲＶペースがＶペース１でありかつＬＶペースがＶペース２である場合、ＶＰ−ＶＰ遅延として指示される。ＶＳ／ＶＰ−ＶＰ遅延は、ＬＶペースがＶペース１でありかつＲＶペースがＶペース２である場合、ＶＰ−ＶＰ遅延として指示される。ステップＳ２１０において、ＬＶペースまたはＲＶペースパルスが、プログラムされた振幅およびパルス幅で、プログラムされたＬＶまたはＲＶペーシング電極対にわたって送出される。
【０１０３】
本発明の最も単純な実施形態では、ＶＳ／ＶＰ−ＶＰモードは、提供される唯一のトリガされる心室ペーシングモードである。図６Ａおよび図６Ｂの残りのステップは、トリガされるＶＳ／ＶＰおよび／またはＶＳ−ＶＰ心室ペーシングモードがペーシングシステムに含まれる場合の説明である。
【０１０４】
ステップＳ３１４において、トリガされるＶＳ−ＶＰペーシングモードまたはトリガされるＶＳ／ＶＰペーシングモードがプログラムされるかどうかが判定される。ＩＭＤ１００が、トリガされる単心腔ＶＳ／ＶＰペーシングモードにプログラムされる場合、ＲＶ事象またはＬＶ事象が検知されたかどうかに関係なく、ステップＳ３１６において、ＲＶ事象またはＬＶ事象によって、プログラムされた双極または単極ＲＶまたはＬＶペーシング電極対それぞれにわたってＲＶペースまたはＬＶペースが即座に送出されるようにトリガされる。
【０１０５】
ＩＭＤ１００が、トリガされるＶＳ−ＶＰペーシングモードにプログラムされる場合、ステップＳ３１８において判定されるようなＬＶ事象が、ステップＳ３２０において、Ｖ−Ｖ遅延タイマに適切なＶＳ−ＶＰ遅延をロードし、ステップＳ３２２においてＶＳ−ＶＰ遅延タイムアウトを開始する。ステップＳ３２２において、ＲＶペースがそのタイムアウト時に送出される（Ｖペース２とも示す）。ステップＳ３１８においてＲＶ事象が判定されると、ステップＳ３２６において、Ｖ−Ｖ遅延タイマにおける適切なＶＳ−ＶＰ遅延がタイムアウトされ、ステップＳ３２８において、ＶＳ−ＶＰ遅延がタイムアウトされる。ステップＳ３３０において、ＬＶペース（Ｖペース２とも示す）がＶＳ−ＶＰ遅延のタイムアウト時に送出される。
【０１０６】
ステップＳ３０６、Ｓ３１２、Ｓ３１６、Ｓ３２４およびＳ３３０のすべてにおいて、ＬＶペースパルスは、活性ＬＶペーシング／検知電極５０とペーシング／検知電極４８との間のＬＶペーシング経路においてＶペース２として送出されることが好ましい。
【０１０７】
図４に戻ると、図６Ａおよび図６Ｂの心室ペーシングモードが完了した後に、ステップＳ１１６においてＶ−Ａ補充間隔がタイムアウトする。Ｖ−Ａ補充間隔がタイムアウトすると、ステップＳ１１８において、通常、まずＲＡペースパルスが、ＲＡペーシング電極１７および１９にわたって送出され、ステップＳ１００においてＡＶ遅延タイマが再開する。
【０１０８】
このように、上述した多部位でのＡＶ順次両心室心臓ペーシングシステムは、先に送出されたＡペースパルスまたはＡ事象（通常、ＲＡ−ＰＡＣＥパルスまたはＲＡ事象）からのＡＶ遅延のタイムアウト後のＶ−Ｖペーシング遅延内に、ＲＶおよびＬＶ部位のうちの一方または両方に送出される心室ペーシングパルスを供給するように選択的にプログラム可能であり、また、このペーシングシステムは、（ａ）先に送出されたＡペースパルスまたはＡ事象からのＡＶ遅延のタイミングを取るステップと、（ｂ）ＡＶ遅延内に第１および第２の心室部位のうちの一方においてＶ検知を検出し、それに応答してＡＶ遅延を終了し、Ｖ事象を提供するステップと、（ｃ）ＡＶ遅延のタイムアウト時に、またはトリガされたモードではＶ検知の検出時に、第１および第２の心室部位のうちの選択された一方にＶペース１パルスを送出するステップと、（ｄ）ＡＶ遅延のタイムアウト以前に発生するＶ事象からのＶＳ−ＶＰペーシング遅延、またはＡＶ遅延の終了時に送出されるＶペース１からのＶＰ−ＶＰペーシング遅延、またはトリガされたＶペース１からのＶＳ／ＶＰ−ＶＰペーシング遅延のうちの１つを含む、Ｖ−Ｖペーシング遅延のタイミングを取るステップと、（ｅ）Ｖ−Ｖペーシング遅延のタイムアウト時に、第１および第２の心室部位のうちの他方にＶペース２パルスを送出するステップと、に従って動作することが認められるであろう。
【０１０９】
メカニカル心機能の測定および最適化
図７は、心不全状態をより正確に評価するための、埋め込み時（ステップＳ４００）から、初期プログラム（ステップ４０２）、およびＩＭＤのパラメータデータを連続したサイクルで収集すること（ステップＳ４０６〜Ｓ４１８）による基線パラメータ測定（ステップＳ４０４）、また任意選択で、ステップＳ４２０におけるペーシングパラメータの調整（図１３を参照してさらに説明する）、表示および解析（ステップＳ４２６）のための、外部プログラマへの蓄積データのアップリンクテレメトリ送信（ステップＳ４２４）、および考えられる再プログラム（ステップＳ４０２）および基線パラメータ測定（ステップＳ４０４）に至るまでの全体的なＩＭＤ機能を示す。本発明は、上述したような可変（versatile）多腔ペーシングシステムに、あるいは提供するプログラム可能なペーシングパラメータおよび動作モードが少ない、あまり総合的でないペーシングシステムに実装することができる。
【０１１０】
測定された各パラメータは、オンまたはオフにプログラムすることができ、オンにプログラムされるパラメータの測定を開始する特定の事象トリガ、および任意の特定の測定基準を、ステップＳ４０２において、テレメトリ送受信器１２４で受信されかつマイクロコンピュータベースの制御およびタイミングシステム１０２に転送される、従来のダウンリンクテレメトリにより送信されるコマンドを使用してプログラムすることができる。医師は初めに、上述したような図４、図５ならびに図６Ａおよび図６Ｂのフローチャートに提示されるオプションに従って、ペーシング治療を送出するようにペーシングシステムをプログラムすることができる。最低でも、ＩＭＤ１００のペーシングシステムは、両心室ペーシングシステムまたはＡＶ同期両心室ペーシングシステムとして動作するようにプログラムされる。
【０１１１】
ステップＳ４０４において、基線すなわち基準パラメータデータを収集するために、オンにプログラムされた各パラメータについての基線パラメータ測定が任意選択で行われ、このようなデータがＩＭＤメモリに記憶され、医師が観察するためならびに動作モードおよびパラメータ値のプログラム時に使用するためにパラメータデータがアップリンクテレメータ送信される。初期のおよび更新された基線パラメータ測定値は、日時スタンプおよび他の関連データ（例えば、活動信号プロセッサ回路１１８により測定される患者活動レベルおよび患者の心拍数（測定可能であれば））とともに、ＩＭＤＲＡＭメモリに記憶することができ、かつ／または医師が保持する患者ファイルにおいて外部で記憶することができる。
【０１１２】
本発明によれば、ＲＶおよび／またはＬＶ圧ＰおよびｄＰ／ｄｔ信号および寸法データ（Ｄ１、またはＤ１、Ｄ２、および任意選択でＤ３）が、図３に示すシステムを作動することによって、プログラムされた複数のＡＶ遅延およびＶ−Ｖ遅延のそれぞれについて導出される。パラメータ値は、図７および図８に示すプロセスをたどることによって導出され、これについて以下でさらに説明する。
【０１１３】
さらに、選択された特定のＶ−Ｖ伝導期間（ＶＰ−ＶＳおよび／またはＶＰ／ＶＳ−ＶＳおよび／またはＶＳ−ＶＳ伝導期間を含む）を、ペーシングまたは検知された心室事象（通常、ＲＶペースまたはＲＶ事象からＬＶ事象）から収集することができる。ＡＶ順次ペーシングが作用している場合、ペーシングまたは検知された心房事象（通常、ＲＡペースまたはＲＡ事象）からＶ事象（通常、ＲＶ事象およびＬＶ事象のうちで最初に生じるもの）から、ＰＡＶおよびＳＡＶ遅延も収集される。他のデータ（例えば、ＲＶおよびＬＶＱＲＳ持続期間信号）も収集され、心拍出量を少なくとも初めに最適化するのに使用することができる。
【０１１４】
埋め込み後、特定のパラメータの事象トリガが生じる際、およびステップＳ４０８〜Ｓ４１４に記載されるように、心拍数および／または調律基準ならびに患者活動レベル基準が満たされる際、ステップＳ４１６において、オンにプログラムされたパラメータが測定される。ステップＳ４０６の事象基準は、マイクロコンピュータベースのタイミングおよび制御システム１０２内の日時クロックによって追跡されるような、毎日のあるいは週または月の指定日のプログラムした時刻（複数可）であってよく、あるいは、患者によって始動されたパラメータ測定の検出、またはプログラムされた何らかの他の事象（例えば、日時（複数可）と、活動信号プロセッサ回路１１８により指示される患者の運動レベルとの組み合せ）であってよい。
【０１１５】
通常、ステップＳ４０４およびステップＳ４１６におけるデータの収集は、心拍数が正常範囲でありかつ特定の安定性の許容範囲内で安定である場合に行われるべきであり、これら心拍数の正常範囲および安定性の許容範囲はともに、医師によってプログラムされることができ、ステップＳ４０８〜Ｓ４１２において、当該技術分野においてよく知られている手法で、一連の心周期にわたって求められる。データの測定もまた、ステップＳ４１４において判定される際、患者の活性レベルが適切である（例えば、安静または安定な活動を反映する）場合にのみ、ステップＳ４１６において行われる。通常、ステップＳ４０８において、ペーシングレートを確立する補充間隔が下限レート（ＬＲＬ）に設定されている間、自発的なＲＶ事象およびＲＶ事象の発生を監視し、内因性心拍数を求める。
【０１１６】
内因性心拍数をこのように求めることができないか、またはステップＳ４１０において判定される際に不安定である場合、ステップＳ４１２において、ペーシングＬＲＬまたは別のプログラムされたレートに心拍数が設定される。患者の内因性心拍数がＬＲＩに設定されたペーシングレートよりも低い場合、心房および心室ペーシングパルスが試験中に送出されるため、このような状況下において心拍数は本来低く安定であろう。
【０１１７】
次いで、ステップＳ４１４において活動レベル基準が満たされる場合、ステップＳ４１６において、特定の圧力および寸法データの測定および記憶が、プログラムされた複数の心周期または期間にわたって行われる。心拍数および／または安定性はステップＳ４１６〜Ｓ４２０を通して監視され続け、パラメータ測定ステップが完了する前にステップＳ４１０において心拍数／安定性基準が満たされなくなるように心拍数および／または安定性が変化する場合、ステップＳ４１６において開始される圧力および寸法測定が打ち切られることもできる。
【０１１８】
医師は、ステップＳ４０６で開始する単一のセッションにおいて１つまたは複数の圧力および寸法測定を行うように、ＩＭＤ１００をプログラムすることができる。いずれの場合も、単一の圧力および寸法値がステップＳ４１６において取得され、かつＳ４１８において記憶されることができるか、または最大、最小、および平均の圧力および寸法値がステップＳ４１６で取得され、かつステップＳ４１８において、日時スタンプおよび任意の他の関連情報（例えば、患者の活動レベル）とともにＩＭＤメモリに記憶されることができる。連続したパラメータ測定の回数および日時の履歴もＩＭＤメモリに記憶されてもよいが、このようなデータ記憶に割り当てられたメモリ容量を超えた場合、記憶されたパラメータデータおよび関連データは、ＦＩＦＯにより廃棄されることができる。
【０１１９】
ステップＳ４０８〜Ｓ４１８は、ステップＳ４０６においてＶ−Ｖ伝導期間測定の事象トリガ基準が満たされる度に繰り返される。データ収集は、ステップＳ４２２およびステップＳ４２４において、蓄積されたデータが医師にアップリンクテレメータ送信されるまで継続する。次いでステップＳ４２６において、医師が蓄積されたデータを再検討し、圧力および寸法データが傾向を示しているかを判断する。数日、数週間、および数ヶ月の期間にわたって収集された、ＲＶおよびＬＶ部位間での内因性またはトリガされたＶ−Ｖ伝導期間に何らかの変化を示す圧力および寸法の傾向データは、心不全状態が改善されているか、悪化しているか、あるいはほぼ同じ状態のままであるかに関する貴重な指示を与える。次いでステップＳ４０２およびＳ４０４において、医師は、より効果的な治療を供給するようにペーシング動作モードおよびパラメータ値を再プログラムすることができる。
【０１２０】
さらにＩＭＤを、ステップＳ４０６〜Ｓ４１４の基準が満たされる場合に、図１３に示すようなステップＳ４２０を実行するようにプログラムして、ペーシングパラメータ値を最適化することができる。
【０１２１】
先の特定の実施形態は直接ＡＶ順次ペーシングであり、通常、心房のペーシングおよび検知がＲＶおよびＬＡのうちの一方において行われ、また心室ペーシングが、ＲＶ−ＬＶまたはＬＶ−ＲＶシーケンスのうちの所定の一方で、ＲＶおよびＬＶの心室部位において行われる。しかしながら、本発明は、互いに分離しているがＲＶまたはＬＶのいずれかの内部にある第１および第２の心室ペーシング／検知電極を位置付けることも包含することは理解されるであろう。
【０１２２】
収縮末期エラスタンスパラメータデータの収集
収集された圧力および寸法の傾向の生データは、心不全の状態または進行を監視するのに有用である可能性がある。さらに、収縮末期エラスタンスＥ_ＥＳパラメータは、心不全状態の有用な指標であると考えられ、所定期間内に収集されたＥ_ＥＳパラメータデータを比較することにより、心不全の進行または後退状態の指示が与えられることができる。収縮末期エラスタンスＥ_ＥＳパラメータは、同時に求められる収縮末期心腔容積ＤＥＳ測定値に対してプロットされた収縮末期Ｐ_ＥＳ測定値の「ｎ」個のデータポイントの集まり、すなわち「クラウド(cloud)」から求められる傾きを含む。
【０１２３】
図８は、図７のステップＳ４１６のＥ_ＥＳパラメータを求めるステップを示す。Ｅ_ＥＳパラメータ測定が開始されると、この測定は、ステップＳ５０４〜Ｓ５０６に示すような「ｎ」個の連続したペーシング心周期中または破線で示すような内因性心周期中に行われることができる。後者の場合、心拍数および心調律がステップＳ５０２〜Ｓ５１２で規定される範囲内に留まるという判定を行うことが得策であってよい。前者の場合、ステップＳ５０４において、心腔を過駆動ペーシング(overdrive pace)するほど内因性ＥＩより十分に短いペーシング補充間隔（ＥＩ）が計算され、ステップＳ５０４〜Ｓ５０８において、少なくとも「ｎ」個のプログラムされたペーシングサイクルの間、一定レートペーシングが実行される。
【０１２４】
いずれの場合も、ステップＳ５１２において、圧力センサ電源および信号プロセッサ１６２が使用可能にされ、心周期にわたって心腔血圧を測定し、「Ｎ」個のサンプリングされたＰおよびｄＰ／ｄｔ信号を供給する。同時に、ステップＳ５１４において、ソノマイクロメータ結晶信号１５２が使用可能にされ、心周期にわたって「Ｎ」個の寸法［Ｄ１，Ｄ２，Ｄ３］信号を生成する。ステップＳ５１６において、サンプリングされた「Ｎ」個のＰおよびｄＰ／ｄｔならびに寸法［Ｄ１，Ｄ２，Ｄ３］信号がデジタル化され、制御およびタイミングシステム１０２に印加される。
【０１２５】
収縮末期点Ｐ_ＥＳおよびＤ_ＥＳがステップＳ５１８において求められ、ステップＳ５２０においてＩＭＤメモリに記憶される。心周期中の収縮末期点における収縮末期Ｐ_ＥＳおよびＤ_ＥＳサンプルの判定は、まずｄＰ／ｄｔＭＩＮサンプルを判定し、ｄＰ／ｄｔＭＩＮサンプルの前にＰサンプルおよびＤ１サンプルを短期間（例えば、２０ミリ秒）選択することにより行われる。このように、ステップＳ５２６におけるＥ_ＥＳの決定ならびに相関係数Ｒおよび二乗相関係数Ｒ^２の導出のために、「ｎ」セットの［Ｐ_ＥＳ，Ｄ_ＥＳ］データポイントが蓄積される。
【０１２６】
次いでステップＳ５２２において、Ｅ_ＥＳデータセットカウントが増分され、ステップＳ５２４において、増分されたカウントが、プログラムされたデータセットカウント「ｎ」と比較される。収縮末期点Ｐ_ＥＳおよびＤ_ＥＳのｎ個の値を求めるプロセスは、ステップＳ５０２において次の内因性ＥＩについて、またはステップＳ５０４において次のペーシングされたＥＩについて再び開始され、プロセスは、プログラムされたデータセットカウント「ｎ」に到達するまで繰り返される。
【０１２７】
ステップＳ４０６の事象トリガ基準は、ステップＳ４０２において、ステップＳ４１２が満たされるかまたはステップＳ５０４〜Ｓ５０８において固定レートペーシングが供給される「常時(all times)」にプログラムすることができる。この場合、「ｎ」セットの［Ｐ_ＥＳ，Ｄ_ＥＳ］データポイントは、ステップＳ５２６におけるＥ_ＥＳの決定ならびに相関係数Ｒおよび二乗相関係数Ｒ^２の導出のためにＦＩＦＯ方式で継続的に蓄積される。この変形形態では、ステップＳ５２２およびＳ５２４は、最初の「ｎ」セットの［Ｐ_ＥＳ，Ｄ_ＥＳ］データポイントが蓄積されている場合、常に満たされる。
【０１２８】
いずれの場合も、次いでステップＳ５２６において、「ｎ」セットの［Ｐ_ＥＳ，Ｄ_ＥＳ］データポイントの線形回帰が、標準的な線形回帰技法を用いて実施され、図９〜図１１に示すようなサンプリングされたデータセットＥ_ＥＳ、相関係数Ｒ、および二乗相関係数Ｒ^２の傾きが、以下でさらに説明するように導出される。
【０１２９】
ステップＳ５２８において、「ｎ」セットの［Ｐ_ＥＳ，Ｄ_ＥＳ］データポイントの二乗相関係数Ｒ^２（サンプリングされた二乗相関係数Ｒ^２）が、ステップＳ４０２において初めにプログラムされたしきい二乗相関係数Ｒ^２（例えば、０．８〜０．９）と比較される。
【０１３０】
ステップＳ５２６において求められる「ｎ」個の収縮末期［Ｐ_ＥＳ：Ｖ_ＥＳ］データポイントのサンプリングされたデータセットの傾きは、ステップＳ５２８において判定される際に、サンプル二乗相関係数Ｒ^２がしきい二乗相関係数Ｒ^２の値を超える場合、ステップＳ５３０においてＥ_ＥＳとして保存される。しきい条件が満たされない場合、「ｎ」個の収縮末期［Ｐ_ＥＳ，Ｄ_ＥＳ］値のサンプリングされたセットの傾きを有効に求めることができない。蓄積されたデータセットは、図７に示すように廃棄されてＥ_ＥＳパラメータ測定が中止されるか、あるいは、ステップＳ５０２またはＳ５０６で再び開始することによってＦＩＦＯ方式で更新される。次いで、クラスタ化されプロットされた、「ｎ」個の収縮末期［Ｐ_ＥＳ，Ｄ_ＥＳ］値のデータの交点から傾きを求めることができない場合、ステップＳ５３０において、蓄積されたデータセットおよび／または傾きＥ_ＥＳは他の関連データとともにＩＭＤメモリに保存される。
【０１３１】
寸法および容積は、心周期中の圧力−容積の関係の場合の圧力に対してと同じ関係に従う。心収縮期中の寸法は、心収縮期中の心室容積の縮小に類似して収縮し、同様に、心室充満中の寸法は、充満中の心室容積の増大に類似して増大する。複数の寸法を用いて、２次元測定値から心室容積を推定するための心エコー検査法において用いられる容積の尺度に類似した容積を推定することができる。
【０１３２】
図９は、本図９の左上に示す収縮末期ＰＤ点を有した、前負荷（大静脈部分閉塞）の変異(modification)中の１０個の連続したＰＤループのプロットである。図９のこれら１０個の収縮末期ＰＤ点を用いて線形回帰を実行すると、図１０に示す直線が形成される。図１０に示す線は、Ｒ^２＝０．９９８の相関の場合に、収縮期ＰＤ点に非常に良好に適合(fit)する。９．６９の収縮末期エラスタンスＥ_ＥＳは、線の傾きによって示されている。傾きは、患者の心臓における心不全の進行または後退を表すようにして変化するであろうことが予測される。
【０１３３】
対照として、図１１は、測定されたＰおよびＤの生理的変化をあまり示さない比較的正常な心臓の基線状態における１０個の連続したＰＤループのプロットである。結果として、１０個の収縮末期ＰＤ点は、図１１の左上隅において互いに重なり合っている。図１２に示すこれら１０個の収縮末期ＰＤ点を用いて線形回帰を実行すると、これらの点は良好な直線を確実には形成しないため、Ｅ_ＥＳの推定ができない。Ｒ^２＝０．３２２の相関は、３．３１のＥ_ＥＳの傾きが生理的に正確な反映ではなく、比較ステップＳ５２６の後に廃棄されることを理解するのに十分である。
【０１３４】
このようにして、収縮末期エラスタンスＥ_ＥＳが周期的または継続的に計算され、このような傾きのセットが記憶される。記憶された傾きは、外部プログラマへのアップリンクテレメトリ送信によって検索され、線形回帰分析にかけられて、より最近の傾きが、ＣＨＦの悪化または改善を表すように以前の傾きから変化しているかどうかが判定される。Ｅ_ＥＳの低下は、収縮期機能の低下および収縮強度の損失を意味する。
【０１３５】
本発明の埋め込み式モニタ／刺激器を利用して、所定期間にわたって記憶される患者データとしての上述したパラメータを取得することができる。処置を行う医師は、患者データのアップリンクテレメトリ送信を開始して、患者の心臓の心不全状態の評価のために患者データを再検討することができる。次いで医師は、特定の治療が適切であるかどうかを判断し、所定期間の治療を処方し、一方、後の再検討および評価のために記憶された患者データを再び蓄積して、行った治療が有益であるかどうかを判断することができ、それにより、適切である場合には、治療を定期的に変更することが可能になる。このような治療には、薬剤治療、ＰＥＳＰおよび／または他のバースト刺激を含む電気刺激治療、ならびに単腔、二腔、および多腔（両心房および／または両心室）ペーシングを含むぺーシング治療が含まれる。さらに、悪性頻脈性不整脈の傾向がある患者において、頻脈性不整脈の検出または分類および送出される治療のパラメータを設定する際に、心不全状態の評価を考慮することができる。
【０１３６】
圧力および寸法データならびにＥ_ＥＳエラスタンスを使用して、エラスタンスＥ_ＥＳによって測定される心拍出量を最適化するＡＶ遅延およびＶ−Ｖペーシング遅延、あるいは他のパラメータ（例えば、バースト刺激治療のパラメータ）を導出することが望ましい。図１３は、ステップＳ４１６が繰り返されるまで使用される、最適な右および左のメカニカル心機能を提供するペーシングパラメータのセットを導出するステップＳ４２０を示すフローチャートである。
【０１３７】
ステップＳ４２０において、ＳＡＶ遅延およびＰＡＶ遅延および／またはＶ−Ｖ遅延に対して漸次の変化が自動的になされ、変化する毎に一連のＰおよびＤ測定値において導出されるＥ_ＥＳの傾きの変化によって示されるような変化の効果が、上述したように外部プログラマにおいてなされるように求められる。図７において、ステップＳ４２０はオンまたはオフにプログラムし、それによって迂回することができる。ステップＳ４２０がオフにプログラムされている場合パラメータの変更はなされないが、依然として医師は、解析することによって患者の心不全状態が改善されているかまたは悪化しているかどうかを判断することができる、図７のステップ後の期間におけるエラスタンスＥ_ＥＳの傾向を示す貴重なデータを取得する。エラスタンスＥ_ＥＳがある期間にわたって安定のままであるかまたは増大するように見える場合、適用されたペーシング治療および薬剤治療が有益であったと想定することができる。エラスタンスＥ_ＥＳが低下すると、ステップＳ４０２およびＳ４０４を繰り返すことを含む、治療の調整が取られる必要がある。
【０１３８】
本発明の二の態様の一変形形態では、最適なエラスタンスＥ_ＥＳを提供するＬＲＬ、ＳＡＶ遅延、ＰＡＶ遅延、Ａ−Ａ遅延および／またはＶ−Ｖ遅延のうちの１つまたは複数を含む遅延パラメータが導出される。選択された遅延パラメータは、連続的に増分または減分され、調整された各遅延におけるエラスタンスＥ_ＥＳ値が導出され、先に導出されたエラスタンスＥ_ＥＳ値と比較されて、エラスタンスＥ_ＥＳ値が増えているか減っているかが判定される。遅延パラメータは、最適なエラスタンスＥ_ＥＳ値を提供する新しく導出された遅延パラメータ値に設定される。
【０１３９】
最適なエラスタンスＥ_ＥＳ値を提供するＬＲＬ、ＳＡＶ遅延、ＰＡＶ遅延、Ａ−Ａ遅延、および／またはＶ−Ｖ遅延の値を求める一方法を図１３に示す。このディザリング手法の代替は、値に事前設定されたしきいまたは境界を設けることである。観察された値がしきいを超えるかまたは境界限度を超える場合、アルゴリズムが作動する。
【０１４０】
ステップＳ４１８において、一般的なＬＲＬ、Ａ−Ａ遅延、Ｖ−Ｖ遅延、ＳＡＶ遅延、およびＰＡＶ遅延における初めに測定されたエラスタンスＥ_ＥＳ値が記憶された。エラスタンスのポイントインタイム測定により、ストレスを受けていない心室容積は試験／測定期間にわたって安定のままであることが想定される。
【０１４１】
ＬＲＬ、Ａ−Ａ遅延、Ｖ−Ｖ遅延、ＳＡＶ遅延、およびＰＡＶ遅延のうちの１つまたは複数の変化後に測定される一連のエラスタンスＥ_{ＥＳ＿ＳＡＭＰＬＥ}値が、先にまたは以前に測定されたエラスタンスＥ_{ＥＳ＿ＳＡＭＰＬＥ}値と比較され、変化によって傾きが増したかが判定される。以前の変化によって傾きが増す場合、同じ方向へのさらなる変更がなされる（パラメータ持続期間を延長または短縮する）。しかし、変化によって傾きの減少がもたらされる場合、変更する方向を逆にして、以前のパラメータ値を用いてエラスタンスＥ_ＥＳの測定を繰り返す。方向は一回だけ逆にすることができ、そのため、そうでない場合に生じ得る「ハンチング」を阻止し、アルゴリズムはディザリングを無期限に繰り返すようになる。複数の心周期またはある期間の停止期間が、ＬＲＬ、Ａ−Ａ遅延、Ｖ−Ｖ遅延、ＳＡＶ遅延、およびＰＡＶ遅延パラメータ値の変化毎の間に設けられることにより、心臓が変化に対して順応することができる。
【０１４２】
このように、ステップＳ５０２においてＬＲＬ、および／またはＳＡＶ遅延、および／またはＰＡＶ遅延、および／またはＡ−Ａ遅延、および／またはＶ−Ｖ遅延のうちの１つまたは複数が増分または減分され、対応する増分および減分フラグが設定され、それによって変更の方向（拡大または短縮）が記録され、「ＮＯ」カウントが「０」に設定される。次いで、ステップＳ５０４およびＳ５０６において停止期間がタイムアウトまたはカウントアウトする。医師は、ステップＳ４０２およびＳ４０４において、患者の精密検査から増分および減分するルーチンを確立し、いずれのパラメータおよびパラメータの組み合わせが特定の患者におけるエラスタンスＥ_ＥＳを変化させるかを判断することができることは理解されるであろう。医師はまた、ステップＳ５０４およびＳ５０６の停止期間の増分量および減分量ならびに長さをプログラムすることができる。医師はまた、ステップＳ４１０またはＳ４１４が満たされない場合、遅延後にプロセスを中止するかまたは継続するようにシステムをプログラムすることができる。
【０１４３】
この時点において、ステップＳ４１６〜Ｓ４１８はステップＳ５０８毎に繰り返され、ＬＲＬ、Ａ−Ａ遅延、Ｖ−Ｖ遅延および／またはＳＡＶ遅延および／またはＰＡＶ遅延のうちの増分または減分した１つまたは複数における後続して測定されたＥ_{ＥＳ＿ＳＡＭＰＬＥ}値は、続いて開始されるテレメトリセッションでの医師による検索および再検討のための、アルゴリズム動作に関する記録を保持するために、ステップＳ４１８においてメモリに記憶することができる。後続して測定されたＥ_{ＥＳ＿ＳＡＭＰＬＥ}値は、ステップＳ５１０において、以前に測定されたＥ_{ＥＳ＿ＳＡＭＰＬＥ}値と比較される。ステップＳ５０２において増分フラグが設定され、増分によってエラスタンスＥ_ＥＳにおける好適な増加がもたらされた場合、ステップＳ５０２において増分されたＳＡＶ遅延、および／またはＰＡＶ遅延、および／またはＶ−Ｖ遅延のうちの１つまたは複数が、ステップＳ５１４において再び増分される。同様に、ステップＳ５０２において減分フラグが設定され、増分によってエラスタンスＥ_ＥＳにおける好適な増加がもたらされた場合、ステップＳ５０２において減分されたＬＲＬ、ＳＡＶ遅延、および／またはＰＡＶ遅延、Ａ−Ａ遅延、および／またはＶ−Ｖ遅延のうちの１つまたは複数が、ステップＳ５１６において再び減分される。次いで、ステップＳ５０４〜Ｓ５１６のプロセスが繰り返され、エラスタンスＥ_ＥＳにおける増加がさらに増すかどうかが判定される。
【０１４４】
ステップＳ５１０に戻ると、後続して測定されたエラスタンスＥ_{ＥＳ＿ＳＡＭＰＬＥ}値が以前に測定されたＥ_{ＥＳ＿ＳＡＭＰＬＥ}値よりも大きい場合（これは、ステップＳ５０２〜Ｓ５０８の最初のパスまたはステップＳ５０４〜５１６の後続のパスにおいて起こり得る）、方向の変更が開始される。「ＮＯ」カウント（ステップＳ５０２において「０」に設定される）が、ステップＳ５１８において確認され、ステップＳ５２０において「１」に増分される。ステップＳ５２２においてフラグの状態が確認されて一般的な変更の方向が判定され、ステップＳ５１６またはＳ５２４において方向の変更が行われる。このように、ＬＲＬ、Ａ−Ａ遅延、ＳＡＶ遅延、および／またはＰＡＶ遅延、および／またはＶ−Ｖ遅延のうちの１つまたは複数が以前に減分されている場合、ステップＳ５２４において方向が変更されて、ＬＲＬ、Ａ−Ａ遅延、ＳＡＶ遅延、および／またはＰＡＶ遅延、および／またはＶ−Ｖ遅延のうちの１つまたは複数が増分され、ステップＳ５０４〜Ｓ５１０が繰り返される。
【０１４５】
ある時点において、後続して測定されたＥ_{ＥＳ＿ＳＡＭＰＬＥ}値が、以前に測定されたＥ_{ＥＳ＿ＳＡＭＰＬＥ}値よりも大きく、ステップＳ５１８の条件が満たされる。その場合、以前に測定されたＥ_{ＥＳ＿ＳＡＭＰＬＥ}値は最適なエラスタンス値Ｅ_ＥＳとして表され、この値と、ＬＲＬ、Ａ−Ａ遅延、ＳＡＶ遅延、および／またはＰＡＶ遅延、および／またはＶ−Ｖ遅延のうちの対応する１つまたは複数とはＲＡＭに記憶され、トリガ事象がステップＳ４０６を満たし、かつ基準すなわちステップＳ４０８〜Ｓ４１４が満たされてステップＳ４２０が繰り返されるまで、図４〜図６Ｂに関して上述したようなオペレーティングシステムにおいて使用される。
【０１４６】
あるいは、ＬＲＬ、Ａ−Ａ遅延、ＳＡＶ遅延、および／またはＰＡＶ遅延、および／またはＶ−Ｖ遅延のうちの対応する１つまたは複数の増分または減分された先行する値はＲＡＭに記憶され、ステップＳ５１０の条件が初めて満たされなくなるときまで、図４〜図６Ｂに関して上述したようなオペレーティングシステムにおいて使用される。
【０１４７】
医師はまた、ステップＳ５０２〜Ｓ５２６に従って試験されるＬＲＬ、Ａ−Ａ遅延、ＳＡＶ遅延、および／またはＰＡＶ遅延、および／またはＶ−Ｖ遅延を含むペーシングパラメータおよび上述した変数のそれぞれにおける連続的な変化を可能にするプログラムコマンドを入力することができる。したがって、遅延値のすべてが導出されるまでステップＳ５２８に従ってステップＳ５０２〜ステップＳ５２６を繰り返すことによって以前の同期ペーシング遅延を導出することにより、次の同期ペーシング遅延を試験することができる。多くの臨床的事例では、ＲＶ−ＬＶまたはＬＶ−ＲＶシーケンスにおける最適なＶ−Ｖ遅延のみが取得される。他の臨床的事例では、最適なＳＡＶ遅延が初めに取得され、次いで、ＲＶ−ＬＶまたはＬＶ−ＲＶシーケンスにおける最適なＶ−Ｖ遅延が取得される。特定の臨床的事例では、ＰＡＶ遅延が、ステップＳ５０２〜Ｓ５２６において導出される最適なＳＡＶ遅延と同じであるように自動的に設定される。プロセスおよびプロセスに含まれる試験の順序は、個々の患者について作成するよう臨床医に委ねられる。
【０１４８】
結果として得られるＬＲＬ、Ａ−Ａ遅延、ＳＡＶ遅延、および／またはＰＡＶ遅延、および／またはＶ−Ｖ遅延のペーシングパラメータ値は、ステップＳ５２６において、対応するエラスタンスＥ_ＥＳデータおよび他の関連データとともに記憶され、事象基準が次に満たされるまで、図４〜図６Ｂに示すオペレーティングシステムにおいて使用される。したがってこの態様では、本発明を用いて、エラスタンスＥ_ＥＳを最適化するＬＲＬ、および／またはＳＡＶ遅延および／またはＰＡＶ遅延、および／またはＶ−Ｖ遅延を、医師がステップＳ４２８において記憶したデータを解析し、望ましいと思われる場合、ステップＳ４０２およびＳ４０４を実行することができるまで、数週間または数ヶ月の期間にわたって選択的に導出することができる。
【０１４９】
図１３に示すものと同様のアルゴリズムを用いて、患者に送出するＰＥＳＰまたは他のバースト刺激治療の最適なパラメータを導出することができる。この変形形態では、ステップＳ５０２、Ｓ５１４、Ｓ５１６およびＳ５２４〜Ｓ５２８におけるＬＲＬ、ＳＡＶ、ＰＡＶ、Ａ−Ａ遅延およびＶ−Ｖ遅延の代わりに、バースト刺激治療パラメータを変更することができる。
【０１５０】
図７のステップＳ４１６〜Ｓ４２０の代替的なアルゴリズムを図１５に示す。ステップＳ６００において、圧力Ｐおよび寸法Ｄの尺度が周期的に（各心周期についても）生成され、デバイスのメモリに記憶される。直接的に心室で生成される圧力Ｐおよび寸法Ｄ１、Ｄ２および／またはＤ３値を比較のために使用することができる。さらに、圧力または寸法データを使用する１つまたは複数の計算された「診断値」（ＤＶ）には、限定はしないが、一回仕事量（ＳＷ）、拡張末期寸法（ＥＤＤ）、収縮期短縮率（％ＳＳ）、エラスタンス（Ｅ_ＥＳ）、および、以下でステップＳ６０２においてさらに説明する、特定の「同期性(synchronicity)値（複数可）」が含まれることができる。図１５に示すアルゴリズムは、ステップＳ６０４において、現在のＤＶ（上記で列挙した１つまたは複数のＤＶを含むことができる）と、測定または計算された特定のＤＶのしきい、すなわち境界上限および下限を含む、定義された範囲とを比較する。定義された範囲のしきいまたは境界は、医師によって直接プログラムされてよいか、あるいは変化率または他の数学的導関数（例えば、試験値の複数の最新の尺度の標準偏差）を含むことができる。
【０１５１】
調整されるペーシングパラメータには、限定はしないが、下限レート（ＬＲＬ）、検知されたＡＶ遅延（ＳＡＶ）、またはペーシングモードに応じてペーシングされたＡＶ遅延（ＰＡＶ）、送出されるＲＡおよびＬＶペーシングパルス間のＡ−Ａ遅延（システムで動作可能である場合）、および／または送出されるＲＶおよびＬＶペーシングパルス間のＶ−Ｖ遅延（システムで動作可能である場合）が含まれ得る。
【０１５２】
任意のペーシングパラメータ値（ＰＰＶ）が変更されると、圧力の変化（ΔＰ）および寸法の変化（ΔＤ）の一方または両方が増加を示すかまたは変化を示さない場合、好適な治療の利益が提供されると予測される。導出された他のＤＶに関して、好適な治療の利益が以下の場合、すなわち、ＳＷが増加を示すかまたは変化を示さない場合、ＥＤＤ（３つの寸法尺度のうち２つ）が減少を示すかまたは変化を示さない場合、％ＳＳ（３つの寸法測定のうちの２つ）が増加を示すかまたは変化を示さない場合、およびＥ_ＥＳが増加を示すかまたは変化を示さない場合に提供されると予測される。このように、測定された各ＤＶについてしきいまたは境界範囲がプログラムまたはセットアップされ、これら所望の範囲外となるようにされる。例えば、ＳＷが増加する場合、およびそうでなくＳＷがしきいまたは境界範囲の下限以下となる場合、ＰＰＶ（複数可）は、増加して、測定されたＳＷを定義された範囲に戻すかまたはしきいを上回らせるように調整される。
【０１５３】
ステップＳ６０４において、観察される現在のＤＶ（複数可）が定義された範囲内にあるとわかる場合、アルゴリズムは戻り、ステップＳ６００およびＳ６０２において、別の更新された現在の値（複数可）を収集する。現在のＤＶは、後に検索するための傾向診断データに記憶して使用することができる。ステップＳ６０４において、現在のＤＶがしきいを超えるすなわち定義された境界範囲外にある場合、ステップＳ６０６において、アルゴリズムは特定のＰＰＶを調整し、ＰＰＶが更新され、メモリに記憶される。ＰＰＶは、ステップＳ６０８において適切な境界内に確実にあるかが確認される。ＰＰＶが境界内に留まっている場合、ステップＳ６１２において、プログラム可能なタイマまたはペーシングサイクルカウンタが開始される。アルゴリズムは、プログラムされた遅延のタイムアウト時、またはプログラムされた数のペーシングサイクルの蓄積されたカウントの達成時に再開する。
【０１５４】
しかし、ステップＳ６０８において、ＰＰＶがそのペーシングパラメータに関する定義された限度すなわちしきいを満たしているかまたは超えているとわかる場合、ステップＳ６１０において、定義されたすなわちプログラムされたシーケンスのペーシングパラメータにおける次のペーシングパラメータが、調整のために選択され、そのパラメータのＰＰＶが次いでステップＳ６０６〜Ｓ６１４において調整および使用される。このように、図１５のアルゴリズムは、定義されたＰＰＶを個別に、あるいは、おそらくはプログラムされた規則(regimen)またはある一定の順序で事前指定された何らかの組み合わせで総括的に調整する。新しいＰＰＶでのペーシング中に導出される新しいＤＶ（複数可）がステップＳ６０４を満たす場合、ＩＭＤＩＰＧが、ステップＳ６０６において導出される新しいＰＰＶを保持する。
【０１５５】
測定された圧力Ｐ信号またはＥＧＭ信号（例えば、Ｐ波またはＲ波）あるいは送出されるペーシングパルス（Ｖｐ）と同じ心周期中の後続する寸法信号Ｄの間の時間遅延は、患者の心室の状態および同期性を判定するとともに、ＰＥＳＰ刺激の送出を含むペーシングパラメータの調整を補助するのに用いることができる診断データを提供することも可能である。例えば、個々のソノマイクロメータ結晶（心室のメカニカル運動を指示する）の動作の開始に対する、心室ペーシングＶｐスパイクのタイミングを測定することができる（例えば、Ｄ１の初期動作に対するＶｐ、Ｄ２の初期動作に対するＶｐおよびＤ３の初期動作に対するＶｐ（図１参照））。これらの時間の値がほぼ同時である場合、心室の同期性が改善される（すなわち、より正常となる）。このパラメータは、拍動間または所定期間にわたって測定することができ、患者の心不全状態に関する臨床的診断として使用することができる。これら時間の標準偏差の増加、すなわちこれら時間の大きな差は、患者の心室収縮の同期性が悪いこと、すなわち患者の状態が悪いことを指示する。
【０１５６】
ペーシングパラメータを調整する際、検出された異なる結晶の運動に対する心室ペーシングパルスＶｐに関してタイミングを測定することができる。例えば、ＲＶペーシングがまず送出される両心室ペーシングでは（調整可能なＡＶおよびＶ−Ｖ遅延）、ＲＶペーシング送出時間に関するＤ２およびＤ３尺度を使用することにより、期間Ｔ２（Ｄ２の動作、ＲＶ壁の動作に対するＶｐ）およびＴ３（Ｄ３の動作、ＬＶ壁の動作に対するＶｐ）が提供される。Ｔ２およびＴ３の差があるしきい、すなわち限度より大きい場合（Ｔ３−Ｔ２＞しきい）、Ｖ−Ｖ遅延は、より長い送出期間の部位（例えば、Ｔ３＞Ｔ２）が他方の部位に関して早期に事前励起されるように調整することができる。例えば、Ｔ３＝６０ミリ秒かつＴ２＝０であり、しきいが２０ミリ秒である場合、Ｔ３−Ｔ２＝５０ミリ秒であり、Ｔ３＞Ｔ２である。このようにＬＶ部位を事前励起することにより、差が減少する。したがって、Ｖ−Ｖ遅延タイミングは、ＲＶ部位に関してＬＶ部位を事前励起するように調整される必要がある。例えば、元のＶ−Ｖ遅延タイミングが同時である場合（Ｖ−Ｖ遅延＝０ミリ秒）、ＬＶペーシングの５０ミリ秒後にＲＶペーシングを行うように新たに設定することができる。その結果、心室収縮の同時性が増し、タイミング値がしきい基準を満たすであろう。基準が満たされる場合、新しい値が記憶され、アルゴリズムがリセットされて、その期間を監視し続けるようになる。しきいが満たされている限り、現在のパラメータは維持される。期間が再びしきい、すなわち限度を超えた場合、間隔／パラメータが再び調整される。この調整は、ペーシングパラメータの調整に関する壁の動作情報と同時に圧力情報を用いて測定される圧力の、所望されるウィンドウ限度および境界内でも行われる。このように、同期性パラメータは、図１５に示し上述したものと同様のアルゴリズムで動作する。
【０１５７】
結論
本明細書において参照する全ての特許および出版物は、その全体を参照によって本明細書に援用される。
【０１５８】
好ましい実施形態によるペーシングシステムの上述した構造、機能、および動作のいくつかは本発明を実施するのに必要ではなく、例示的な実施形態（単数または複数）を完成させるためにのみ説明に含まれる。また、開示されておらず必ずしも本発明を実施するのに必要ではない、ＡＶ同期の三腔または四腔ペースメーカの典型的な動作に付随する他の構造、機能、および動作が存在してもよいことが理解されるであろう。さらに、先に援用した特許および出版物に記載される、具体的に説明した構造、機能、および動作を本発明とともに実施することができるが、これらは本発明の実施に必須ではない。したがって、添付の特許請求の範囲内で、本発明の精神および範囲を事実上逸脱することなく、具体的に説明したのとは他の方法で本発明を実施できることを理解されたい。
【図面の簡単な説明】
【０１５９】
【図１】収縮期および拡張期の心臓収縮期中に寸法信号を導出するために分布したソノマイクロメータ圧電結晶を用いて本発明を実施することが好ましい、多チャネル心房および両心室監視／ペーシングＩＭＤを示す概略図である。
【図２】１つまたは複数の心腔における選択的な治療の送出および／または監視を可能にする、図１のシステムにおいて用いられるＩＭＤ回路部および関連するリード線の一実施形態の簡略ブロック図である。
【図３】本発明によりＣＨＦの監視、ならびに任意選択で心臓のペーシングおよびペーシング治療の送出に用いられる、ＲＶ圧力信号、寸法測定値および心臓ＥＧＭ信号を導出する、多腔測定システムの簡略ブロック図である。
【図４】本発明の一実施形態による種々のＡＶ同期両心室ペーシングモードの、図３のＩＭＤ回路部の動作モードを示す包括的フローチャートである。
【図５】図４のＡＶ遅延のタイムアウトに続いて心室ペーシングパルスを送出するステップを示すフローチャートである。
【図６Ａ】図４のＡＶ遅延またはＶ−Ａ補充間隔のタイムアウト中の心室検知事象に続いて、心室ペーシングパルスを送出するステップを示すフローチャートである。
【図６Ｂ】図４のＡＶＦ遅延またはＶ−Ａ補充間隔のタイムアウト中の心室検知事象に続いて、心室ペーシングパルスを送出するステップを示すフローチャートである。
【図７】図３のシステムを周期的に操作するステップであって、それによりＲＶ圧力信号、寸法測定値および心臓ＥＧＭ信号を導出する、操作するステップと、信号を記憶するステップと、任意選択で、信号を処理するステップであって、それによりペーシングタイミングパラメータを更新する、処理するステップと、記憶されたデータおよび更新されたパラメータを外部プログラマにテレメータ送信するステップと、を示すフローチャートである。
【図８】図３のシステムを操作するステップであって、それによりＲＶ圧力信号および寸法測定値を導出する、操作するステップと、信号を処理するステップであって、それにより図７のステップＳ４１６のエラスタンスデータを供給する、処理するステップと、を示すフローチャートである。
【図９】左上に示す収縮末期ＰＶ点を有した前負荷の変更中に測定された左心室ＰＶループのグラフである。
【図１０】ＬＶＥ_ＥＳの傾きを導出するための、図１８の収縮末期ＰＶ点の線形回帰のグラフである。
【図１１】左上に示す収縮末期ＰＶ点を有した正常な心機能中に測定された左心室ＰＶループのグラフである。
【図１２】ＬＶＥ_ＥＳの傾きが確実に求められない、図２０の収縮末期ＰＶ点の線形回帰のグラフである。
【図１３】図７および図８で導出されたエラスタンスパラメータデータを、ペーシングパラメータの種々の時間設定で用いるステップであって、それにより、最適なメカニカルな右心機能および左心機能を提供するペーシングパラメータのセットを導出する、用いるステップを示すフローチャートである。
【図１４】心周期中の心腔ＥＧＭ、圧力、流量および容積の関係を示す。
【図１５】メカニカルな右心機能および左心機能を最適化する測定された圧力および距離信号から導出される診断値から、ペーシングパラメータ値を導出する代替的な方法を示すフローチャートである。

Claims

心不全患者の心臓の心不全の状態を監視する埋め込み可能医療デバイスであって、
ペーシングパルスを選択的に生成し少なくとも１つの心腔に印加して、心周期を開始する該心腔の収縮をもたらすとともに、期外収縮補充間隔のタイムアウト時に期外収縮電気刺激を選択的に生成し前記少なくとも１つの心腔に印加して、該少なくとも１つの心腔の収縮の強さを増す期外収縮後増強を誘発するパルス発生手段と、
前記少なくとも１つの心腔において心臓の電気信号を検知し、心周期を開始する心収縮を示す検知事象信号を供給する電気信号検知手段と、
心周期の少なくとも一部にわたって心腔の寸法を測定して腔寸法値を供給する心腔寸法測定手段と、
心周期の少なくとも一部にわたって心腔内の血圧を測定して血圧値を供給する血圧測定手段と、
前記パルス発生手段、前記電気信号検知手段、前記心腔寸法測定手段、および前記血圧測定手段の動作を選択的に可能にするとともに、腔寸法および血圧の選択された測定値から、心不全の状態を示す複数の心周期にわたって、収縮末期血圧対収縮末期腔寸法のセットをプロットしたものの傾きを表すエラスタンスパラメータを周期的に導出するパラメータ導出手段と、
前記導出した心不全パラメータを記憶する手段と、
前記記憶された心不全パラメータを検索して、患者の心臓の心不全の状態を判定することを可能にする手段と、
を備える埋め込み可能医療デバイス。
複数の心周期にわたって、収縮末期血圧対収縮末期腔寸法のセットをプロットしたものの傾きを導出する前記収縮末期エラスタンスパラメータ導出手段はさらに、
（ａ）前記血圧測定手段および前記心腔寸法測定手段を動作させて、前記心腔の自然な、内因性、またはペーシングによる脱分極後の一連の心周期にわたって該心腔のＮ回の血圧（Ｐ）測定およびＮ回の寸法（Ｄ）測定を所定のサンプルレートで行う手段と、
（ｂ）各心周期の収縮末期点における前記収縮末期血圧（Ｐ_ＥＳ）測定および収縮末期距離（Ｄ_ＥＳ）測定を選択する手段と、
（ｃ）しきい二乗相関係数Ｒ^２を定める手段と、
（ｄ）収縮末期［Ｐ_ＥＳ，Ｄ_ＥＳ］データポイントをｎセット蓄積する手段と、
（ｅ）該「ｎ」セットの［Ｐ_ＥＳ，Ｄ_ＥＳ］データポイントの線形回帰を行って、前記サンプリングしたデータセットの傾き、サンプル相関係数Ｒおよびサンプル二乗相関係数Ｒ^２を導出する手段と、
（ｆ）該サンプル二乗相関係数Ｒ^２を前記しきい二乗相関係数Ｒ^２と比較する手段と、
（ｇ）前記サンプル二乗相関係数Ｒ^２が前記しきい二乗相関係数Ｒ^２を上回る場合に、前記導出した傾きを前記収縮末期エラスタンスとして記憶する手段と、
を備える請求項１に記載の埋め込み可能医療デバイス。
前記収縮末期エラスタンスパラメータ導出手段はさらに、
前記サンプル二乗相関係数Ｒ^２が前記しきい二乗相関係数Ｒ^２を上回らない場合に、前記手段（ａ）〜（ｆ）を継続的に動作させて前記「ｎ」セットの［Ｐ_ＥＳ，Ｄ_ＥＳ］データポイントを生じ、前記サンプル二乗相関係数Ｒ^２が前記しきい二乗相関係数Ｒ^２を上回るまで、ＦＩＦＯにより最も古い［Ｐ_ＥＳ，Ｄ_ＥＳ］データポイントのセットを最も新しい［Ｐ_ＥＳ，Ｄ_ＥＳ］データポイントのセットに置き替えるとともに、前記サンプル二乗相関係数Ｒ^２が前記しきい二乗相関係数Ｒ^２を上回る場合に、前記手段（ｇ）を動作させて、前記導出した傾きを前記収縮末期エラスタンスとして記憶するように動作可能な手段、
を備える請求項２に記載の埋め込み可能医療デバイス。
前記寸法測定手段は、
第１の心腔内にまたは該第１の心腔に関連して埋め込まれる、第１のリード線本体に取り付けられている第１のソノマイクロメータ圧電結晶と、
第２の心腔内にまたは該第２の心腔に関連して埋め込まれる、第２のリード線本体に取り付けられている第２のソノマイクロメータ圧電結晶と、
超音波送信器として、前記第１および第２のソノマイクロメータ圧電結晶のうちの一方に駆動信号を印加して付勢する手段と、
前記超音波送信器から送信され血液および心臓組織を介して入射する超音波エネルギーを電気信号に変換する超音波受信器として動作している前記第１および第２のソノマイクロメータ圧電結晶のうちの他方に結合される信号処理手段と、
前記心腔の収縮および弛緩に伴い変化する前記超音波送信器および受信器の間の距離に応じて変化する、前記送信される超音波信号の発生と該超音波の受信の間の時間遅延を測定して前記腔寸法値を供給する手段と、
を備える請求項１に記載の埋め込み可能医療デバイス。
心臓のエラスタンスに応ずる患者の心臓の心不全の状態を監視する埋め込み可能医療デバイスであって、
心周期を規定する手段と、
心周期の少なくとも一部にわたって心腔全体の寸法を測定して腔寸法値を供給する心腔容積測定手段と、
心周期の少なくとも一部にわたって心腔内の血圧を測定して血圧値を供給する血圧測定手段と、
複数の心周期にわたって、収縮末期血圧対収縮末期腔容積のセットをプロットしたものの傾きを表すエラスタンスパラメータを導出するエラスタンスパラメータ導出手段と、
を備え、
前記エラスタンスパラメータ導出手段はさらに、
（ａ）前記血圧測定手段および前記心腔寸法測定手段を動作させて、前記心腔の自然な、内因性、またはペーシングによる脱分極後の一連の心周期にわたって該心腔のＮ回の血圧（Ｐ）測定およびＮ回の寸法（Ｄ）測定を所定のサンプルレートで行う手段と、
（ｂ）各心周期の収縮末期点における前記収縮末期血圧（Ｐ_ＥＳ）測定および収縮末期容積（Ｄ_ＥＳ）測定を選択する手段と、
（ｃ）しきい二乗相関係数Ｒ^２を定める手段と、
（ｄ）収縮末期［Ｐ_ＥＳ，Ｄ_ＥＳ］データポイントをｎセット蓄積する手段と、
（ｅ）該「ｎ」セットの［Ｐ_ＥＳ，Ｄ_ＥＳ］データポイントの線形回帰を行って、前記サンプリングしたデータセットの傾き、サンプル相関係数Ｒおよびサンプル二乗相関係数Ｒ^２を導出する手段と、
（ｆ）該サンプル二乗相関係数Ｒ^２を前記しきい二乗相関係数Ｒ^２と比較する手段と、
（ｇ）前記サンプル二乗相関係数Ｒ^２が前記しきい二乗相関係数Ｒ^２を上回る場合に、前記導出した傾きを前記収縮末期エラスタンスとして記憶する手段と、
を備える埋め込み可能医療デバイス。
前記記憶されたエラスタンスパラメータを検索して、患者の心臓の心不全の状態を判定することを可能にする手段をさらに備える請求項５に記載の埋め込み可能医療デバイス。
前記寸法測定手段は、
第１の心腔内にまたは該第１の心腔に関連して埋め込まれる、第１のリード線本体に取り付けられている第１のソノマイクロメータ圧電結晶と、
第２の心腔内にまたは該第２の心腔に関連して埋め込まれる、第２のリード線本体に取り付けられている第２のソノマイクロメータ圧電結晶と、
超音波送信器として、前記第１および第２のソノマイクロメータ圧電結晶のうちの一方に駆動信号を印加して付勢する手段と、
前記超音波送信器から送信され血液および心臓組織を介して入射する超音波エネルギーを電気信号に変換する超音波受信器として動作している前記第１および第２のソノマイクロメータ圧電結晶のうちの他方に結合される信号処理手段と、
前記心腔の収縮および弛緩に伴い変化する前記超音波送信器および受信器の間の距離に応じて変化する、前記送信される超音波信号の発生と該超音波の受信の間の時間遅延を測定して前記腔寸法値を供給する手段と、
を備える請求項５に記載の埋め込み可能医療デバイス。
前記心周期を規定する手段はさらに、ペーシングパルスを選択的に生成し少なくとも１つの心腔に印加して、心周期を開始する該心腔の収縮をもたらすパルス発生手段を備える請求項５に記載の埋め込み可能医療デバイス。
前記心周期を規定する手段はさらに、前記少なくとも１つの心腔において心臓の電気信号を検知し、心周期を開始する心収縮を示す検知事象信号を供給する電気信号検知手段を備える請求項５に記載の埋め込み可能医療デバイス。
前記収縮末期エラスタンスパラメータ導出手段はさらに、
前記サンプル二乗相関係数Ｒ^２が前記しきい二乗相関係数Ｒ^２を上回らない場合に、前記手段（ａ）〜（ｆ）を継続的に動作させて前記「ｎ」セットの［Ｐ_ＥＳ，Ｄ_ＥＳ］データポイントを生じ、前記サンプル二乗相関係数Ｒ^２が前記しきい二乗相関係数Ｒ^２を上回るまで、ＦＩＦＯにより最も古い［Ｐ_ＥＳ，Ｄ_ＥＳ］データポイントのセットを最も新しい［Ｐ_ＥＳ，Ｄ_ＥＳ］データポイントのセットに置き替えるとともに、前記サンプル二乗相関係数Ｒ^２が前記しきい二乗相関係数Ｒ^２を上回る場合に、前記手段（ｇ）を動作させて、前記導出した傾きを前記収縮末期エラスタンスとして記憶するように動作可能な手段、
を備える請求項５に記載の埋め込み可能医療デバイス。
埋め込み可能医療デバイスにおいて、心臓のエラスタンスに応ずる患者の心臓の心不全の状態を監視する方法であって、
心周期を規定するステップと、
心周期の少なくとも一部にわたって心腔の寸法を測定して腔寸法値を供給するステップと、
心周期の少なくとも一部にわたって心腔内の血圧を測定して血圧値を供給するステップと、
複数の心周期にわたって、収縮末期血圧対収縮末期腔寸法のセットをプロットしたものの傾きを表すエラスタンスパラメータを導出するステップと、
を含み、
前記導出するステップはさらに、
（ａ）前記血圧測定手段および前記心腔容積測定手段を動作させるステップであって、それによって、前記心腔の自然な、内因性、またはペーシングによる脱分極後の一連の心周期にわたって該心腔のＮ回の血圧（Ｐ）測定およびＮ回の寸法（Ｄ）測定を所定のサンプルレートで行う、動作させるステップと、
（ｂ）各心周期の収縮末期点における前記収縮末期血圧（Ｐ_ＥＳ）測定および収縮末期寸法（Ｄ_ＥＳ）測定を選択するステップと、
（ｃ）しきい二乗相関係数Ｒ^２を定めるステップと、
（ｄ）収縮末期［Ｐ_ＥＳ，Ｄ_ＥＳ］データポイントをｎセット蓄積するステップと、
（ｅ）該「ｎ」セットの［Ｐ_ＥＳ，Ｄ_ＥＳ］データポイントの線形回帰を行うステップであって、それによって、前記サンプリングしたデータセットの傾き、サンプル相関係数Ｒおよびサンプル二乗相関係数Ｒ^２を導出する、線形回帰を行うステップと、
（ｆ）該サンプル二乗相関係数Ｒ^２を前記しきい二乗相関係数Ｒ^２と比較するステップと、
（ｇ）前記サンプル二乗相関係数Ｒ^２が前記しきい二乗相関係数Ｒ^２を上回る場合に、前記導出した傾きを前記収縮末期エラスタンスとして記憶するステップと、
を含む、患者の心臓の心不全の状態を監視する方法。
前記記憶されたエラスタンスパラメータを検索するステップであって、それによって、患者の心臓の心不全の状態を判定することを可能にする、検索するステップをさらに、含む請求項１１に記載の患者の心臓の心不全の状態を監視する方法。
前記心周期を規定するステップはさらに、ペーシングパルスを選択的に生成し少なくとも１つの心腔に印加するステップであって、それによって、心周期を開始する該心腔の収縮をもたらす、ペーシングパルスを選択的に生成し少なくとも１つの心腔に印加するステップを含む請求項１１に記載の患者の心臓の心不全の状態を監視する方法。
前記心周期を規定するステップはさらに、前記少なくとも１つの心腔において心臓の電気信号を検知し、心周期を開始する心収縮を示す検知事象信号を供給するステップを含む請求項１１に記載の患者の心臓の心不全の状態を監視する方法。
前記収縮末期エラスタンスパラメータを導出するステップはさらに、
前記ステップ（ａ）〜（ｆ）を継続的に繰り返すステップであって、それによって、前記「ｎ」セットの［Ｐ_ＥＳ，Ｄ_ＥＳ］データポイントを生じ、前記ステップ（ｆ）において前記サンプル二乗相関係数Ｒ^２が前記しきい二乗相関係数Ｒ^２を上回るまで、ＦＩＦＯにより最も古い［Ｐ_ＥＳ，Ｄ_ＥＳ］データポイントのセットを最も新しい［Ｐ_ＥＳ，Ｄ_ＥＳ］データポイントのセットに置き替える、継続的に繰り返すステップと、
前記ステップ（ｆ）において前記サンプル二乗相関係数Ｒ^２が前記しきい二乗相関係数Ｒ^２を上回る場合に、前記ステップ（ｇ）において導出した傾きを前記収縮末期エラスタンスとして記憶するステップと、
を含む請求項１１に記載の患者の心臓の心不全の状態を監視する方法。
前記寸法を測定するステップは、
第１のリード線本体に取り付けられている第１のソノマイクロメータ圧電結晶を第１の心腔内にまたは該第１の心腔に関連して埋め込むステップと、
第２のリード線本体に取り付けられている第２のソノマイクロメータ圧電結晶を第２の心腔内にまたは該第２の心腔に関連して埋め込むステップと、
血液および心臓組織を介して超音波を送信する超音波送信器としての前記第１および第２のソノマイクロメータ圧電結晶のうちの一方に駆動信号を印加して付勢するステップと、
前記超音波送信器から送信され血液および心臓組織を介して入射する超音波エネルギーを電気信号に変換する前記第１および第２のソノマイクロメータ圧電結晶のうちの他方からの電気信号を検知するステップと、
前記送信される超音波信号の発生と、該超音波を受信した結果得られる前記検知される電気信号との間の時間遅延を測定するステップであって、該時間遅延は、前記心腔の収縮および弛緩に伴い変化する前記超音波送信器および受信器の間の距離に応じて変化する、測定するステップと、
前記測定した時間遅延から前記腔寸法値を供給するステップと、
を含む請求項１１に記載の患者の心臓の心不全の状態を監視する方法。
埋め込み可能医療デバイスにおいて、心臓のエラスタンスに応ずる患者の心臓の心不全の状態を監視する方法であって、
第１のリード線本体に取り付けられている第１のソノマイクロメータ圧電結晶を第１の心腔内にまたは該第１の心腔に関連して埋め込むステップと、
第２のリード線本体に取り付けられている第２のソノマイクロメータ圧電結晶を第２の心腔内にまたは該第２の心腔に関連して埋め込むステップと、
前記第１の心腔内にまたは該第１の心腔に関連して血圧センサを埋め込むステップと、
心周期を規定するステップと、
該心周期中に、心周期の少なくとも一部にわたって心腔の寸法を測定して腔寸法値を供給するステップであって、
血液および心臓組織を介して超音波を送信する超音波送信器としての前記第１および第２のソノマイクロメータ圧電結晶のうちの一方に駆動信号を印加して付勢すること、
前記超音波送信器から送信され血液および心臓組織を介して入射する超音波エネルギーを電気信号に変換する前記第１および第２のソノマイクロメータ圧電結晶のうちの他方からの電気信号を検知すること、
前記送信される超音波信号の発生と、該超音波を受信した結果得られる前記検知される電気信号との間の時間遅延を測定することであって、該時間遅延は、前記心腔の収縮および弛緩に伴い変化する前記超音波送信器および受信器の間の距離に応じて変化する、測定すること、および
前記測定した時間遅延から前記心腔寸法値を供給することによって行うこと、
からなる、前記心腔の寸法を測定して腔寸法値を供給するステップと、
心周期の少なくとも一部にわたって心腔内の血圧を測定して血圧値を供給するステップと、
前記導出した血圧値および寸法値を記憶するステップと、
を含む患者の心臓の心不全の状態を監視する方法。
心臓のエラスタンスに応ずる患者の心臓の心不全の状態を監視する埋め込み可能な医療デバイスであって、
第１の心腔内にまたは該第１の心腔に関連して埋め込まれる、第１のリード線本体に取り付けられている第１のソノマイクロメータ圧電結晶と、
第２の心腔内にまたは該第２の心腔に関連して埋め込まれる、第２のリード線本体に取り付けられている第２のソノマイクロメータ圧電結晶と、
心周期を規定する手段と、
心周期の少なくとも一部にわたって超音波送信器としての前記第１および第２のソノマイクロメータ圧電結晶のうちの一方に駆動信号を印加して付勢する手段と、
前記超音波送信器から送信され血液および心臓組織を介して入射する超音波エネルギーを電気信号に変換する超音波受信器として動作している前記第１および第２のソノマイクロメータ圧電結晶のうちの他方に結合される信号処理手段と、
前記心腔の収縮および弛緩に伴い変化する前記超音波送信器および受信器の間の距離に応じて変化する、前記送信される超音波信号の発生と該超音波の受信の間の時間遅延を測定して前記腔寸法値を供給する手段と、
前記測定した時間遅延から前記心腔寸法値を供給する手段と、
心周期の少なくとも一部にわたって心腔内の血圧を測定して血圧値を供給する手段と、
導出した前記血圧値および前記寸法値を記憶する手段と、
を備える、患者の心臓の心不全の状態を監視する埋め込み可能な医療デバイス。
埋め込み可能ペーシングシステムにおいて、心周期にわたって心臓のエラスタンスに応ずる患者の心臓の心不全の状態を監視して心臓に治療を送出する方法であって、
（ａ）第１のリード線本体に取り付けられている第１のソノマイクロメータ圧電結晶を第１の心腔内にまたは該第１の心腔に関連して埋め込むステップと、
（ｂ）第２のリード線本体に取り付けられている第２のソノマイクロメータ圧電結晶を第２の心腔内にまたは該第２の心腔に関連して埋め込むステップと、
（ｃ）血圧センサを前記第１の心腔に、または該第１の心腔に関連して埋め込むステップと、
（ｄ）所定の動作モードおよびパラメータ値に従って前記心周期中に心臓をペーシングするステップと、
（ｅ）前記心周期中に、該心周期の少なくとも一部にわたって心腔の寸法を測定して腔寸法値を供給するステップであって、
血液および心臓組織を介して超音波を送信する超音波送信器としての前記第１のソノマイクロメータ圧電結晶に駆動信号を印加して付勢すること、
前記超音波送信器から送信され血液および心臓組織を介して入射する超音波エネルギーを電気信号に変換する前記第２のソノマイクロメータ圧電結晶からの電気信号を検知すること、
前記送信される超音波信号の発生と、前記第２のソノマイクロメータ圧電結晶において前記超音波を受信した結果得られる前記検知される電気信号との間の時間遅延を測定することであって、該時間遅延は、前記心腔の収縮および弛緩に伴い変化する前記超音波送信器および受信器の間の距離に応じて変化する、測定すること、および
前記測定した時間遅延から前記心腔寸法値を供給することによって行うこと、
からなる前記心腔の寸法を測定して腔寸法値を供給するステップと、
（ｆ）心周期の少なくとも一部にわたって心腔内の血圧を測定して血圧値を供給するステップと、
（ｇ）導出した前記血圧値および寸法値を使用して心臓の機械的性能の尺度を導出するステップと、
（ｈ）ペーシングパラメータ値を調整し、前記ステップ（ｄ）ないし（ｇ）を繰り返すステップと、
（ｉ）前記ステップ（ｇ）において導出した機械的性能の最新の測定値が心臓の機械的性能の向上を示すかを判定するステップと、
（ｋ）前記パラメータ値が心臓の機械的性能の向上を示す場合に、前記ペーシングパラメータ値を前記ステップ（ｇ）において導出した前記機械的性能の最新の測定値に設定するステップと、
を含む、患者の心臓の心不全の状態を監視して心臓に治療を送出する方法。
前記ステップ（ｇ）において導出した前記機械的性能の尺度は、一回仕事量、拡張末期寸法、収縮期短縮率、エラスタンス、および前記圧力信号に対する前記寸法信号のタイミングの関係のうちの１つまたは複数を含む請求項１９に記載の患者の心臓の心不全の状態を監視して心臓に治療を送出する方法。
第３のリード線本体に取り付けられている第３のソノマイクロメータ結晶を第３の心腔内にまたは該第３の心腔に関連して埋め込むことをさらに、含み、
前記心周期の少なくとも一部にわたって心腔の寸法を測定して腔寸法値を供給するステップはさらに、
前記超音波送信器から送信され血液および心臓組織を介して入射する超音波エネルギーを電気信号に変換する前記第３のソノマイクロメータ圧電結晶からのさらなる電気信号を検知すること、
前記送信される超音波信号の発生と、前記第３のソノマイクロメータ圧電結晶において前記超音波を受信した結果得られる前記検知される電気信号との間のさらなる時間遅延を測定することであって、該時間遅延は、前記心腔の収縮および弛緩に伴い変化する前記超音波送信器および受信器の間の距離に応じて変化する、測定すること、および
前記測定した時間遅延からさらなる心腔寸法値を供給すること、
を含む請求項１９に記載の患者の心臓の心不全の状態を監視して心臓に治療を送出する方法。
前記ステップ（ｇ）において導出した前記機械的性能の尺度は、一回仕事量、拡張末期寸法、収縮期短縮率、エラスタンス、および前記圧力信号に対する前記寸法信号のタイミングの関係のうちの１つまたは複数を含む請求項２０に記載の患者の心臓の心不全の状態を監視して心臓に治療を送出する方法。
埋め込み可能ペーシングシステムにおいて、心周期にわたって、心臓のエラスタンスに応ずる患者の心臓の心不全の状態を監視して心臓に治療を送出するシステムが、
第１の心腔内にまたは該第１の心腔に関連して埋め込まれる、第１のリード線本体に取り付けられている第１のソノマイクロメータ圧電結晶と、
第２の心腔内にまたは該第２の心腔に関連して埋め込まれる、第２のリード線本体に取り付けられている第２のソノマイクロメータ圧電結晶と、
心周期を規定する手段と、
心周期の少なくとも一部にわたって超音波送信器としての前記第１および第２のソノマイクロメータ圧電結晶のうちの一方に駆動信号を印加して付勢する手段と、
前記超音波送信器から送信され血液および心臓組織を介して入射する超音波エネルギーを電気信号に変換する超音波受信器として動作している前記第１および第２のソノマイクロメータ圧電結晶の他方に結合される信号処理手段と、
前記心腔の収縮および弛緩に伴い変化する前記超音波送信器および受信器の間の距離に応じて変化する、前記送信される超音波信号の発生と該超音波の受信の間の時間遅延を測定して前記腔寸法値を供給する手段と、
前記測定した時間遅延から前記心腔寸法値を供給する手段と、
心周期の少なくとも一部にわたって心腔内の血圧を測定して血圧値を供給する手段と、
導出した前記血圧値および寸法値を記憶する手段と、
該導出した血圧値および寸法値を使用して心臓のメカニカル性能の尺度を導出する手段と、
ペーシングパラメータ値を調整する手段と、
メカニカル性能の最新の測定値が心臓のメカニカル性能の向上を示すかを判定する手段と、
前記パラメータ値が心臓のメカニカル性能の向上を示す場合に、前記ペーシングパラメータ値を前記メカニカル性能の最新の測定値に設定する手段と、
を備える埋め込み可能ペーシングシステム。
前記メカニカル性能の尺度は、一回仕事量、拡張末期寸法、収縮期短縮率、エラスタンス、および前記圧力信号に対する前記寸法信号のタイミングの関係のうちの１つまたは複数を含む請求項２３に記載の埋め込み可能ペーシングシステム。
第３の心腔内にまたは該第３の心腔に関連して埋め込まれる、第３のリード線本体に取り付けられている第３のソノマイクロメータ結晶をさらに、備え、
前記心周期の少なくとも一部にわたって心腔の寸法を測定して腔寸法値を供給する手段はさらに、
前記超音波送信器から送信され血液および心臓組織を介して入射する超音波エネルギーを電気信号に変換する前記第３のソノマイクロメータ圧電結晶からのさらなる電気信号を検知する手段と、
前記送信される超音波信号の発生と、前記第３のソノマイクロメータ圧電結晶において前記超音波を受信した結果得られる前記検知される電気信号との間のさらなる時間遅延を測定する手段であって、該時間遅延は、前記心腔の収縮および弛緩に伴い変化する前記超音波送信器および受信器の間の距離に応じて変化する、測定する手段と、
前記測定した時間遅延からさらなる心腔寸法値を供給する手段と、
を備える請求項２３に記載の埋め込み可能ペーシングシステム。
前記メカニカル性能の尺度は、一回仕事量、拡張末期寸法、収縮期短縮率、エラスタンス、および前記圧力信号に対する前記寸法信号のタイミングの関係のうちの１つまたは複数を含む請求項２５に記載の埋め込み可能ペーシングシステム。
埋め込み可能医療デバイス（ＩＭＤ）であって、
心臓の寸法を測定する第１のセンサと、
心臓内の血圧を測定する第２のセンサと、
前記第１および第２のセンサに結合されて、心不全を示す少なくとも１つのパラメータを前記寸法および前記血圧から導出する制御回路と、
を備える埋め込み可能医療デバイス。
前記制御回路に結合されて心臓に電気刺激を送出する送出システムをさらに備え、
前記制御回路は、前記少なくとも１つのパラメータを基に前記電気刺激の送出を制御する請求項２７に記載の埋め込み可能医療デバイス。
前記送出システムは、心臓にペーシングパルスを送出する回路を含む請求項２８に記載の埋め込み可能医療デバイス。
前記送出システムは、心臓の２つの心室腔にペーシングパルスを送出することができる回路を含む請求項２９に記載の埋め込み可能医療デバイス。
前記第１のセンサは、
第１の心腔に対して所定の空間関係を有する第１のソノマイクロメータ圧電結晶と、
第２の心腔に対して所定の空間関係を有する第２のソノマイクロメータ圧電結晶と、
前記第１および第２のソノマイクロメータ圧電結晶の間で伝達される超音波信号の間の遅延を測定する回路と、
を備える請求項３０に記載の埋め込み可能医療デバイス。
前記制御回路は、複数の心周期にわたって、収縮末期血圧対収縮末期腔寸法のセットをプロットしたものの傾きを表すエラスタンスパラメータである少なくとも１つのパラメータを導出する手段を含む請求項２７に記載の埋め込み可能医療デバイス。
前記エラスタンスパラメータを導出する手段は、
（ａ）いくつかの心周期の各々の間の所定の時間において、前記第１のセンサから寸法測定値Ｄを、また前記第２のセンサから圧力測定値Ｐを得る手段と、
（ｂ）データポイント（Ｄ，Ｐ）の傾きを導出する手段と、
を備える請求項３２に記載の埋め込み可能医療デバイス。
前記寸法測定値Ｄおよび前記圧力測定値Ｐはともに、前記いくつかの心周期の各々の収縮末期点において得られる請求項３３に記載の埋め込み可能医療デバイス。
前記送出システムは、心腔に期外収縮電気刺激を印加して期外収縮後増強を誘発し、よって該心腔の収縮の強さを増すことができる回路を含む請求項３０に記載の埋め込み可能医療デバイス。
（ａ）第１のセンサを設けることであって、それによって心臓の寸法を測定する、第１のセンサを設けること、
（ｂ）第２のセンサを設けることであって、それによって心臓内の血圧を測定する、第２のセンサを設けること、および
（ｃ）心不全を示す少なくとも１つのパラメータを前記寸法および前記血圧から導出することを含む、心臓の監視方法。
前記少なくとも１つのパラメータに基づいて心臓に電気刺激を送出することをさらに含む請求項３６に記載の心臓の監視方法。
前記電気刺激を送出することは、心臓にペーシングパルスを送出することを含む請求項３７に記載の心臓の監視方法。
前記電気刺激を送出することは、心臓の２つの心室腔にペーシングパルスを送出することを含む請求項３８に記載の心臓の監視方法。
前記ステップ（ａ）は、
第１のソノマイクロメータ圧電結晶を第１の心腔に対して所定の位置に位置付けること、
第２のソノマイクロメータ圧電結晶を第２の心腔に対して所定の位置に位置付けること、および
前記第１および第２のソノマイクロメータ圧電結晶の間で伝達される超音波信号の間の遅延を測定すること、
を含む請求項３６に記載の心臓の監視方法。
前記ステップ（ｃ）は、少なくとも１つのパラメータを導出することを含み、該少なくとも１つのパラメータは、複数の心周期にわたって、収縮末期血圧対収縮末期腔寸法のセットをプロットしたものの傾きを表すエラスタンスパラメータである請求項３６に記載の心臓の監視方法。
いくつかの心周期の各々の間の所定の時間において、前記第１のセンサから寸法測定値Ｄを、また前記第２のセンサから圧力測定値Ｐを得ること、および
データポイント（Ｄ，Ｐ）のつながりを近似する線の傾きを導出すること、
をさらに含む請求項４１に記載の心臓の監視方法。