JP2006523120A - 心臓再同期化治療を最適化する方法及び装置 - Google Patents

Abstract

【課題】心臓再同期化治療を最適化する方法及び装置を提供する。
【解決手段】心臓再同期化治療を最適化する方法であって、ａ．患者の大動脈又は主要動脈内に存在する血圧に比例する信号を検知し、ｂ．一回拍出量の変動に比例して変動する信号特性を導出することによって、血圧に比例する前記検知された信号から一回拍出量の代用物を決定し、ｃ．前記信号、前記一回拍出量の代用物、前記信号特性のうちの少なくとも１つを、コンピュータ可読記憶媒体に少なくとも一時的に記憶し、ｄ．いくつかのＡ−Ｖ−Ｖタイミング方式を適用し、且つ該いくつかのＡ−Ｖ−Ｖタイミング方式のそれぞれについて、ステップａ、ｂ、及びｃを繰り返し、ｅ．前記いくつかのＡ−Ｖ−Ｖタイミング方式の少なくとも２つについて、前記一回拍出量の代用物に基づいて最大一回拍出量に対応する最適Ａ−Ｖ−Ｖタイミング方式を識別する。

Description

本発明は、包括的には、心機能不全を処置する医療デバイスに関し、より詳細には、一回拍出量についての血行力学的代用測定値に基づいて短期的(acutely)及び／又は長期継続的に(chronically)心臓再同期化治療を最適化するデバイス及び方法に関する。

左心室機能の評価は、診断及び治療への応用の両方にとって重要である。心臓が正常に機能する間、心腔は、心周期の収縮（収縮)期と拡張（弛緩）期の間に一貫した時間依存の関係を観測する。病理学的状況に伴うか、又は、心臓関連の外科処置に続く心機能不全の間に、これらの時間依存の機械的関係が変化することが多い。心筋が弱くなる影響と結びつくと、この変化は、収縮の強さを生成する心室の能力を低下させ、血行力学的機能不全をもたらす。

冠動脈バイパスグラフト（ＣＡＢＧ）手術に続く心室同期異常(dyssynchrony)は、比較的しばしば直面する問題であり、術後の一時的なペーシングを必要とする。心房−２心室ペーシングは、こうした処置に続く術後の血行力学を改善することが分かっている。Weisse他,Thorac. Cardiovasc. Surg. 2002; 41: 131-135を参照されたい。重要な回復期中に患者に血行力学的な最大の利益(benefit)を与える、ペーシング部位及びペーシング間隔を選択するための、広く認められ且つ標準化された方法は、依然として利用可能になっていない。

長期継続的な心室再同期化治療は、うっ血性心不全を患う患者の心機能の指数を改善することを臨床的に立証した。心臓ペーシングが、一方又は両方の心室、或いは、一方又は両方の心房を含む複数の心腔に施されて、心腔の協調が改善され、次に、一回拍出量及びポンピング効率が改善されると考えられる。再同期化治療を受ける患者の臨床経過観察は、心機能、左心室容積、及び壁運動の血行力学的測度の改善を示した。たとえば、Gras D他,Eur J Heart Fail. 2002; 4: 311-20及びSogaad P他, J Am Coll Cardiol. 2002; 40: 723-30を参照されたい。しかしながら、全ての患者が心臓再同期化治療に有利に反応するわけではない。医師は、利益を得ることになる患者を選択すること、及び、心腔収縮を再同期させるために施される、本明細書で総称して「Ａ−Ｖ−Ｖ」間隔と呼ばれる、心房と心室間の最適ペーシング間隔（Ａ−Ｖ間隔）及び心室間の最適ペーシング間隔（Ｖ−Ｖ間隔）を選択する努力を必要とされる。

ペーシング間隔の選択は、最良の血行力学的反応をもたらす設定を決定するために実施される心エコー検査による研究に基づく場合がある。非侵襲的監視方法を使用して、著しい血行力学的変化が個々の患者において常に短期的に観測可能であるわけではない。したがって、パラメータの選択は、心室充満の変更又は妨害を回避することに基づく場合がある。再同期化治療を評価するために行われるＭＩＲＡＣＬＥ臨床試験では、Ａ−Ｖ間隔を短くして、心エコー検査によって観測される心房の寄与を打ち切ることなくＬＶ充満を最大にし、且つ、一回拍出量を最大にすることによって、患者において個々にＡ−Ｖ−Ｖ間隔が最適化された。一回拍出量の短期的増加は、長期継続的に持続する臨床的利益に関連してきた。実際に、一回拍出量に基づいて短期的に最適化された患者は、持続する一回拍出量の測度の長期継続的な改善を示した。

再同期化治療を最適化する心エコー検査手法は、ペーシング間隔を選択するための開ループ方法のみを提供する。ペーシング間隔の様々な組み合わせの血行力学的作用を評価した後、臨床医は、所望のパラメータを手作業で選択し、プログラムしなければならない。さらに、再同期化治療を最適化する心エコー検査手順は、かなりの時間と要員を必要とする可能性がある。技術者は、Ａ−Ｖ−Ｖタイミング方式をプログラムするように要求され、一方、超音波検査技師は心臓に対する作用を解釈する。特定のタイミング方式の血行力学的作用を評価する前に、血行力学的安定化期間が一般に望まれる。しかしながら、血行力学的安定に達するのに必要とされる時間ははっきりしない場合がある。

したがって、再同期化治療のためのペーシング間隔を選択するために、種々のＡ−Ｖ−Ｖタイミング方式を試験するのに必要とされる時間と要員を削減する閉ループ方法が望ましい。閉ループ方法は、好ましくは、血行力学的安定化期間を考慮し、一回拍出量に対する、結果として得られる作用が最大になるようにＡ−Ｖ−Ｖ間隔を最大にする。さらに、埋め込み可能デバイスにおいて完全に実施されてもよい閉ループ方法は、有利には、最適な血行力学的利益を長期継続的に維持するために、Ａ−Ｖ−Ｖ間隔の定期的な再最適化を可能にするであろう。

血行力学的機能の埋め込み可能センサに基づく自動アルゴリズムを含む、心機能又は血行力学的状態を改善するために、２腔ペーシング中のＡ−Ｖ間隔を最適化する多くのアルゴリズムが述べられてきた。心拍出量を評価するためのインピーダンス測定、心臓内血圧センサ、心音を監視する音響センサ、流量を監視するドプラ超音波センサは全て、埋め込み可能デバイスを使用して心機能を評価するために提案されてきた。たとえば、Salo他に対する米国特許第５，３３４，２２２号及びTurcottに発行された米国特許第６，４７７，４０６号を参照されたい。

ペーシング間隔が自動的に選択された多腔ペーシングシステムもまた提案された。右心弁の閉鎖又は右心室収縮のタイミングを決定し、且つ左心室ペースパルスを送出するタイミングを調整するインピーダンス検知を含む４腔ペーシングシステムは、Bakels他に発行され、参照によりその全体が本明細書に援用される、米国特許第６，２２３，０８２号に全体が開示される。埋め込み可能な多腔心臓刺激デバイスにおいて、患者に最適な血行力学的利益を与えるために選択されるプログラム可能な結合間隔は、Levineに発行され、参照によりその全体が本明細書に援用される、米国特許第６，４７３，６４５号に全体が開示される。心機能の改善は、一般的な生理的センサに基づいている。こうした自動化システムは、今まで臨床使用されていない。

したがって、自動的に、心臓再同期化治療中に異なるＡ−Ｖ−Ｖタイミング方式に対する血行力学的反応を評価し、且つ短期的及び長期継続的の両方で最適なＡ−Ｖ−Ｖタイミング方式を識別する実用的な方法に対する必要性が残っている。

本発明は、一回拍出量用の代用測定値に基づいて、最適な心臓再同期化ペーシング間隔を決定する閉ループ方法を提供することを対象とする。本発明は、埋め込み可能な多腔パルス発生器、及び、２つ、３つ、又は、４つ全ての心腔において検知し、且つペーシングする関連するリード線システムを含む心臓再同期化システムで実現される。このシステムはさらに、動脈血圧を検出するために配置された圧力センサ、又は、動脈血圧に直接関連する信号を検出する代替のセンサを含む。動脈圧信号の処理は、一回拍出量用の代用物(surrogate)として１つ又は複数の信号特性を導出するように実施される。特性は、最大脈圧、最大ｄＰ／ｄｔ、平均圧、及び／又は、収縮期駆出時間に対応する時間間隔を含むが、それらに限定されない。本発明のために、大動脈内か、撓骨動脈等の動脈分岐に沿ってのいずれかの、大動脈弁の後で、動脈圧又は圧力相関物(correlate)が測定される。

本発明は、動脈圧信号又は動脈圧信号の相関物から導出される一回拍出量の代用物に基づいて、心臓再同期化ペーシング間隔を短期的に最適化する方法を提供する。本実施形態では、動脈圧は、撓骨動脈等の動脈にカニューレを挿入することによって、且つ一時的に圧力カテーテルを配置することによって、侵襲的に測定されてもよい。たとえば、血圧計、心音図、又は他の方法を使用して、確実に動脈圧を推定する非侵襲的な方法は、侵襲的な圧力測定方法と置き換えられてもよい。自動化された反復最適化手順は、埋め込み式多腔ペースメーカとテレメトリ通信する、外部デバイスすなわち「プログラマ」によって実行される。外部デバイスは、センサインタフェースを介して動脈圧データを受信し、処理し、且つ記憶する。Ａ−Ｖ−Ｖタイミング方式のセットのそれぞれについて、１つ又は複数の一回拍出量の代用物が決定され且つ記憶される。代用測定値（複数可）によって決定される、最大の一回拍出量を生成するＡ−Ｖ−Ｖタイミング方式は、長期継続的な再同期化治療のための動作用のＡ−Ｖ−Ｖ間隔として自動的にプログラムされる。

本発明はさらに、最適なペーシング間隔を長期継続的に維持する方法を提供する。本実施形態では、埋め込み可能センサが、大動脈圧又は動脈圧を監視するために設置され、そのセンサは、直接圧力測定のために動脈内に設置される圧力センサ、又は動脈壁拡張若しくは動脈流量等の動脈圧相関物の測定のために血管外に設置されるセンサであってもよい。埋め込み式多腔ペースメーカは、自動化された反復最適化手順を実施し、反復最適化手順の間に、動脈圧信号又は動脈圧相関物は、いくつかの異なるＡ−Ｖ−Ｖタイミング方式の間に一回拍出量の代用物を決定するために処理される。代用測定値（複数可）に基づいて最大一回拍出量を生成するＡ−Ｖ−Ｖタイミング方式は、動作用のＡ−Ｖ−Ｖ間隔として自動的にプログラムされる。自動化された最適化手順は、定期的又はトリガごとに繰り返され、必要に応じて、動作用のＡ−Ｖ−Ｖ間隔が定期的に更新され、最大の血行力学的利益が維持される。

そのため、本発明は、必要とされる要員がより少ない状態で、短い時間で、短期的な心臓再同期化ペーシング間隔最適化を実施する方法及び装置を提供する。本発明はさらに、一回拍出量を最大にすることによって、最適なＡ−Ｖ−Ｖ間隔設定を長期継続的に維持する方法及び装置を提供する。本明細書に開示される方法は、短期的及び長期継続的に最大の血行力学的反応を確保することによって、心臓再同期化治療からの患者の利益を改善することが期待される。

発明を実施すするための最良の形態

先に示したように、本発明は、心臓再同期化治療（ＣＲＴ）を最適化する方法を提供する。本明細書で総称して「Ａ−Ｖ−Ｖ間隔」と呼ばれる、右心房及び／又は左心房−心室（Ａ−Ｖ）間隔及び心室間（Ｖ−Ｖ）間隔を含み得る、最適なＣＲＴペーシング間隔は、一回拍出量の代用測度に基づいて選択される。本発明に含まれる方法は、外部圧力測定デバイスと関連して実施される短期的最適化手順のために、埋め込み式多腔ペースメーカとテレメトリ通信する、外部デバイスすなわち「プログラマ」において実施されてもよい。本発明に含まれる方法は、付加的に、又は、代替として、大動脈圧又は動脈圧又はその相関物の埋め込み可能なセンサと関連して実施される長期継続的な最適化手順のために、埋め込み可能な多腔ペースメーカにおいて実施されてもよい。

図１は、３本のリード線１６、３２、及び５２によって、患者の心臓１０とつながる、埋め込み可能な多腔心臓ペースメーカ１４を示す。心臓１０は、上部心腔すなわち右心房（ＲＡ）と左心房（ＬＡ）、及び、下部心腔すなわち右心室（ＲＶ）と左心室（ＬＶ）、及び、右心房内の開口から、横方向に、心房の周囲に延びて、大心臓静脈４８を形成し、中心静脈(inferior cardiac veins)を形成するように分岐する冠状静脈洞（ＣＳ）を示す部分断面図で示される。本明細書で「埋め込み可能パルス発生器」すなわち「ＩＰＧ」とも呼ばれる、ペースメーカ１４は、皮膚と肋骨の間の患者の体内の皮下に埋め込まれる。３本の心内膜リード線１６、３２、及び５２は、それぞれ、ＩＰＧ１４をＲＡ、ＲＶ、及びＬＶに接続する。各リード線は、少なくとも１つの導電体及びペース／センス電極を有する。遠隔不関筐体(remote indifferent can)電極２０は、ＩＰＧ１４のハウジングの外面の一部として形成される。ペース／センス電極及び遠隔不関筐体電極２０は、ペーシング機能及び検知機能のために、いくつかの単極及び双極ペース／センス電極の組み合わせを提供するために選択的に採用される可能性がある。リード線１６、３２、及び５２の図示する位置、並びに、右心腔及び左心腔内又はその周囲の関連する電極は例示にすぎない。ＲＡ、ＬＡ、ＲＶ、及びＬＶ上、又はその中、又はそれを中心とする電極部位に設置されるようになっている、さらに他のリード線及びペース／センス電極が、図示するリード線及びペース／センス電極の代わりに使用されてもよい。

図示する双極心内膜ＲＡリード線１６は、静脈を通って心臓１０のＲＡ腔内に通され、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、インラインコネクタ１３がＩＰＧコネクタブロック１２の双極穴内に嵌合した状態で形成され、インラインコネクタ１３は、リード線本体１５内にあって、ＲＡペーシングを達成し、ＲＡ電位図（ＥＧＭ）信号を検知するために設けられた遠位先端ＲＡペース／センス電極１９及び近位リングＲＡペース／センス電極２１に接続された、一対の電気的に絶縁された導体に結合する。

双極心内膜ＲＶリード線３２は、ＲＡを通ってＲＶ内に通され、その遠位リング及び先端ＲＶペース／センス電極３８及び４０は、従来の遠位取り付け機構４１によって心尖部の適所に固定される。ＲＶリード線３２は、インラインコネクタ３４がＩＰＧコネクタブロック１２の双極穴内に嵌合した状態で形成され、インラインコネクタ３４は、リード線本体３６内にあって、ＲＶペーシングを達成し、ＲＶ ＥＧＭ信号を検知するために設けられた遠位先端ＲＶペース／センス電極４０及び近位リングＲＶペース／センス電極３８に接続された、一対の電気的に絶縁された導体に結合する。

図示するこの実施形態では、単極心内膜ＬＶ ＣＳリード線５２は、ＲＡを通ってＣＳ内に、さらに、心臓静脈内に通されて、遠位ＬＶ ＣＳペース／センス電極５０をＬＶ腔に沿って延ばし、ＬＶ ＥＧＭ信号のＬＶペーシング及び検知を達成する。ＬＶ ＣＳリード線５２は、ＩＰＧコネクタブロック１２の穴内に嵌合する近位端コネクタ５４で結合する。遠位ＬＶ ＣＳペース／センス電極５０を、大心臓静脈４８から分岐する心臓静脈内の深部に入れるために、直径の小さな単極リード線本体５６が選択される。

４腔の一実施形態では、ＬＶ ＣＳリード線５２は、ＬＡをペーシングし、又は、ＬＡ ＥＧＭ信号を検知する時に使用するために、リード線本体に沿って位置決めされた近位ＬＡ ＣＳペース／センス電極を搭載し、ＬＡに隣接するより大きな直径の冠状静脈洞内に位置する。その場合、リード線本体５６は、より近位のＬＡ ＣＳペース／センス電極（複数可）から近位に延び、且つ双極コネクタ５４で終端する絶縁リード線導体を収納するであろう。

図２は、心臓再同期化治療の送出を提供し、且つ生理的信号入力を処理することが可能な、図１の例示的な多腔ＩＰＧ１４の概略ブロック図である。ＩＰＧ１４は、好ましくは、マイクロプロセッサベースのデバイスである。それに応じて、組み込まれるタイプ及び機能の特徴に応じて、精巧さ及び複雑さが変わる、マイクロプロセッサベースの制御及びタイミングシステム１０２は、関連するＲＡＭ及びＲＯＭに記憶される、ファームウェア及びプログラム式のソフトウェアアルゴリズムを実行することによって、ＩＰＧ１４の機能を制御する。制御及びタイミングシステム１０２はまた、当該技術分野で知られる方法で、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、及び、パス又は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、クロック、及び制御信号線によって共に結合される他の特定ロジック回路を含んでもよい。ＩＰＧ１４の制御機能及びタイミング機能は、プログラム式マイクロコンピュータではなく、専用回路ハードウェア又は状態マシンロジックによって達成され得ることも理解されるであろう。

ＩＰＧ１４は、患者の心腔の特定の部位に配置されるセンサ及びペース／センス電極から信号を受け取り、且つ心臓ペーシングを送出して患者の心調律を制御し心腔活性化を再同期させるインタフェース回路１０４を含む。したがって、インタフェース回路１０４は、制御及びタイミングシステム１０２の制御下で心臓ペーシングインパルスを送出することを目的とする治療送出システム１０６を含む。生理的入力信号処理回路１０８は、患者の心調律を決定するために心臓電位図（ＥＧＭ）信号を受け取るために設けられる。生理的入力信号処理回路１０８は、図３に関連してさらに述べられる、血圧信号又はその相関物等の他の生理的センサ信号をさらに受け取ってもよく、且つ信号処理及び信号解析のために、生理的信号データを制御及びタイミングシステム１０２に提供する。本発明の可能性のある使用を示すために、治療送出システム１０６と、入力信号処理回路１０８と、ペース／センス電極、圧力センサ、又はＲＡ、ＬＡ、ＲＶ、及びＬＶと動作可能に配置される他のセンサのセットとの間で電気接続するための、リード線接続部のセットが示される。

制御及びタイミングシステム１０２は、心腔同期性を改善することを目的として、２心房、２心室、又は多腔心臓ペーシングパルスを選択された間隔で送出することを制御する。ＩＰＧ１４によるペーシングパルスの送出は、Struble他に発行され、参照によりその全体が本明細書に援用される、米国特許第６，０７０，１０１号に全体が開示される、プログラム可能な伝導遅延窓時間、又は、Levineに発行され、先に引用した米国特許第６，４７３，６４５号に全体が開示される、プログラム可能な結合間隔等の、プログラム可能なタイミング間隔に従って提供されてもよい。プログラム可能なタイミング間隔の選択は、好ましくは、本明細書で述べられる、一回拍出量の代用物を決定することに基づく。タイミング間隔の定期的な調整は、一回拍出量の代用物の決定に基づいて、自動的に、又は、手動で行われてもよい。

治療送出システム１０６は、オプションで、患者の心調律を制御するための心臓ペーシングパルスに加えて、カーディオバージョン／ディフィブリレーション治療を送出する回路を含むように構成されてもよい。それに応じて、患者の心臓とつながるリード線は、さらに、高電圧カーディオバージョン又はディフィブリレーションショック電極を含むであろう。

電池は、ＩＰＧ１４の部品及び回路に電力を供給し、且つ電気インパルスを心臓に送出するための電気刺激エネルギーを提供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）能力を有する電源／ＰＯＲ回路１２６と結合する、高エネルギー密度の低電圧電池１３６である。電源／ＰＯＲ回路１２６は、１つ又は複数の低電圧電力Ｖｌｏ、ＰＯＲ信号、１つ又は複数のＶＲＥＦ源、電流源、選択交換インジケータ（ＥＲＩ）信号、及び、カーディオバージョン／ディフィブリレーション能力の場合において高電圧電力Ｖｈｉを治療送出システム１０６に提供する。これらの電圧及び信号の従来の相互接続の全てが図２に示されているわけではない。

実質的に全ての現在の電子多腔モニタ／センサ回路は、圧電結晶１３２及び圧電結晶１３２に結合したシステムクロック１２２によって提供されるクロック信号ＣＬＫを必要とするクロック駆動式ＣＭＯＳデジタルロジックＩＣ、並びに、１つ又は複数の基板又はプリント回路板にＩＣと共に搭載される、ディスクリート部品、たとえば、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採用する。図２では、システムクロック１２２によって生成される各ＣＬＫ信号は、クロックツリーを介して全ての適用可能なクロック駆動式ロジックに送られる。システムクロック１２２は、システムタイミング及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伝送をフォーマットする時に、動作電池電圧範囲にわたって、電池電圧と無関係である１つ又は複数の固定周波数ＣＬＫ信号を提供する。

マイクロプロセッサベースの制御及びタイミングシステム１０２内に含まれるＲＡＭレジスタは、ダウンリンクテレメトリ伝送による取り出し命令又は呼び掛け命令を受信するとすぐアップリンクテレメトリ伝送するために、検知されたＥＧＭ信号から編集した、及び／又は、デバイス動作履歴又は他の検知された生理的信号に関係するデータを記憶するのに使用されてもよい。データ記憶をトリガする基準は、ダウンリンクされる命令及びパラメータ値によってプログラムされる可能性がある。生理的データは、トリガごとに、又は、定期的に、又は、生理的入力信号処理回路１０８内の検出ロジックによって、或る所定の事象検出基準が満たされるとすぐに記憶されてもよい。場合によっては、ＩＰＧ１４は、磁界に応答して閉じる磁界検知スイッチ１３０を含み、閉じることによって、磁気スイッチ回路１２０が、磁石モードで応答する制御及びタイミングシステム１０２にスイッチ閉鎖（ＳＣ）信号を出す。たとえば、患者は、皮下に埋め込まれたＩＰＧ１４上で適用され得る磁石１１６を備えてもよく、患者が一定の症状を経験する時に、スイッチ１３０を閉じ、制御及びタイミングシステムが、治療を送出する、且つ／又は、生理的エピソードデータを評価する、且つ／又は、生理的エピソードデータを記憶するよう指示する。いずれの場合も、事象関連データ、たとえば、日時は、後の呼び掛けセッションにおけるアップリンクテレメトリのための、記憶方式で定期的に収集されるか、又は、患者が始動する生理的データと共に記憶されてもよい。

アップリンク及びダウンリンクテレメトリ能力は、遠くに配置される外部医療デバイスか、患者の体の上又は体内のより近位にある医療デバイスのいずれかとの通信を可能にするために設けられる。記憶されたＥＧＭ又は他の生理的データ、並びに、リアルタイムに生成される生理的データ及び非生理的データは、ダウンリンク遠隔送信呼び掛けコマンドに応答して、アップリンクＲＦテレメトリによって、ＩＰＧ１４から外部プログラマ又は他の遠隔医療デバイス２６に送信されてもよい。したがって、アンテナ１２８は、アップリンク／ダウンリンクテレメトリ動作のために、無線周波数（ＲＦ）送受信機回路１２４に接続される。アンテナ１２８と、アンテナ１１８を同様に装備する外部デバイス２６の間でのアナログデータ及びデジタルデータの両方の遠隔送信は、埋め込み可能デバイスで使用するための技術分野で知られている多くのタイプのテレメトリシステムを使用して達成されてもよい。

したがって、生理的入力信号処理回路１０８は、増幅し、処理し、場合によっては、ＥＧＭ信号又は他の生理的センサ出力信号の特性からセンス事象を検出する、少なくとも１つの電気信号増幅器回路を含む。そのため、生理的入力信号処理回路１０８は、心腔を基準にして配置されるセンス電極からの心臓信号を検知し、且つ処理するための複数の心臓信号検知チャネルを含んでもよい。こうしたそれぞれのチャネルは、通常、特定の心臓事象を検出するセンス増幅器回路、及び、サンプリングし、デジタル化し、記憶するか、又は、アップリンク伝送において送信するために、ＥＧＭ信号を制御及びタイミングシステム１０２に提供するＥＧＭ増幅器回路を含む。心房及び心室センス増幅器は、それぞれ、Ｐ波又はＲ波の発生を検出し、且つＡセンス（ＡＳＥＮＳＥ）又はＶセンス（ＶＳＥＮＳＥ）事象信号を制御及びタイミングシステム１０２に提供するための、信号処理段を含む。タイミング及び制御システム１０２は、特定の動作システムに従って応答して、適切である場合には、ペーシング治療を送出するか、若しくはペーシング治療を変更し、又は、当該技術分野で知られている種々の方法でアップリンクテレメトリ伝送のためのデータを蓄積する。

図２に示す実施形態では、外部圧力測定デバイス２７は、外部プログラマ２６とインタフェースされているのが示される。外部圧力測定デバイス２７は、最大の一回拍出量をもたらすＡ−Ｖ−Ｖ間隔を選択するように設計されたＣＲＴ最適化手順中に、患者の動脈圧を監視するために設けられる。外部プログラマ２６は、圧力信号（Ｐ）を受信し、以下でさらに詳細に述べるように、動脈圧信号について、任意の必要なフィルタリング、増幅、又は、他の信号調整、及び、さらなる信号処理を実施して一回拍出量の代用物を決定する。外部圧力測定デバイス２７は、撓骨動脈等の患者の動脈内に配置された圧力カテーテルとして設けられる。代わりに、外部圧力測定デバイス２７は、血圧計、又は、動脈圧に確実に比例する信号を提供することが知られている、他の外部の非侵襲デバイスとして設けられる。

図３は、動脈圧を監視する埋め込み可能センサを含む多腔ＩＰＧ１４の代替の一実施形態の概略ブロック図である。図３で同じ番号を付けたブロックは、図２に示すブロックに対応する。しかしながら、図３では、入力信号処理回路１０８は、大動脈圧又は動脈圧に比例する、センサ１０５からの生理的信号を受け取る。センサ１０５は、直接圧力測定のために動脈内に設置された圧力センサであってもよい。センサ１０５は、ＩＰＧ１４と関連して使用されるリード線システムに含まれるリード線上に位置してもよく、センサ１０５をＩＰＧ１４に結合するのに導体及びコネクタが必要とされる。こうしたリード線は、Halperin他に発行され、参照によりその全体が本明細書に援用され、容量性血圧センサを含む心臓リード線を全体に開示する、米国特許第５，５６４，４３４号に開示されるタイプのセンサを含んでもよい。センサ１０５は、代わりに、限定はしないが、動脈壁拡張、動脈流量、又は、圧力に比例する他の変数を測定するための、光センサ、音響センサ、圧電センサ、又はインピーダンスセンサ等の、大動脈又は動脈血圧に比例する信号を測定することが可能な血管外センサとして設けられてもよい。大動脈又は動脈血圧を推定するのに役立つ血管外センサの例は、共にTurcottに発行され、先に引用した米国特許第６，４７７，４０６号及び米国特許第６，４９１，６３９号、並びに、２００３年２月２６日に出願され、「METHOD AND APPARATUS FOR CHRONICALLY MONITORING HEART SOUNDS FOR DERIVING ESTIMATED BLOOD PRESSURE」と題する米国特許出願第１０／３７６，０６３号に全体が開示される（参照により本明細書にそれら全てが援用される）。

図４は、代表的な大動脈圧曲線、ＡｏＰ（一番上）、大動脈圧の１回(first time)微分、ｄＰ／ｄｔ（中央）、及び、単一心周期中の大動脈流量（一番下）を示すグラフのセットである。一回拍出量（ＳＶ）と呼ばれる、１心周期中に心臓から駆出される血液容積は、大動脈流量曲線の下に線を引いた面積に等しい。大動脈流は、収縮期駆出時間の間に起こり、大動脈弁が開くとすぐに始まり、ＡｏＰが上昇し、大動脈圧波形のダイクロティック(dichrotic)ノッチにおいて大動脈弁が閉じるとすぐに終わる。理想的には、総駆出時間は、適切な心臓同期化によって増加して、大動脈流量及び一回拍出量が最大になる。見て分かるように、ｄＰ／ｄｔ曲線は、大動脈流量曲線と形態が同じである。この関係に基づいて、一回拍出量の代用物が、大動脈（又は動脈）圧測定値から導出される可能性がある。そのため、大動脈又は主要動脈内の、大動脈弁の後で測定された圧力信号を取得することによって、一回拍出量の代用物を決定し、且つ一回拍出量に対するＣＲＴタイミング方式の変化の影響を評価するための方法を実施することができる。

図５は、心臓再同期化治療を最適化する方法に含まれるステップを要約するフローチャートである。ステップ２０５にて、心エコー検査評価が実施され、それによって、心房−心室競合を引き起こさない、最適なＡ−Ｖ間隔又はＡ−Ｖ間隔範囲が識別される。好ましくは、心室充満に対する心房の寄与の打ち切りを引き起こさない、最も短いＡ−Ｖ間隔が識別される。より短いＡ−Ｖ間隔によって、左心房と心室収縮の重なり及び心房収縮の急な打ち切りが生じる可能性があり、心室からの全体として非効率的な血液駆出及び僧房弁逆流が生じる。より長いＡ−Ｖ間隔は、心周期の心房と心室の充満期の間で融合が起こるため望ましくなく、心室充満パターンの変動が引き起こされる。拡張機能を最適化することを目的とするＡ−Ｖ間隔の、この心エコー検査評価は、以下で述べる一回拍出量の代用物に基づいて収縮機能を最大にする後続のＡ−Ｖ−Ｖ間隔最適化中に使用するための基準Ａ−Ｖ間隔を提供する。

妨げられない拡張機能に基づいて最適化されるＡ−Ｖ間隔又はＡ−Ｖ間隔範囲を識別するための代替の方法が、ステップ２０５にて置き換わってもよい。一実施形態では、ベースラインＡ−Ｖ間隔最適化は、右心室先端の運動を使用して実施されてもよい。

ステップ２１０にて、ステップ２０５にて識別された最適Ａ−Ｖ間隔又は最適範囲は、基準Ａ−Ｖ間隔として記憶される。異なるＡ−Ｖ−Ｖタイミング方式を評価するために実施される後続の反復ステップ中に、試験Ａ−Ｖ間隔は、好ましくは、基準Ａ−Ｖ間隔又は間隔範囲の所定の限界内に留まる。一実施形態では、試験Ａ−Ｖ−Ｖタイミング方式は、基準Ａ−Ｖ間隔よりわずか２０ミリ秒大きいか又は小さいＡ−Ｖ間隔を取り入れる。定性的心エコー検査解析によって検出され得るが、他の方法によって検出されない場合がある、心室充満に対する心房の寄与の打ち切りを回避するために、この制限が課される。

ステップ２１５にて、試験される、いくつかのＡ−Ｖ−Ｖタイミング方式の最初の方式が適用される。ステップ２２５にて、大動脈又は動脈圧信号又はその相関物が検知される。決定ステップ２３０にて、心拍数及び血行力学的安定性が確認される。新しいＡ−Ｖ−Ｖタイミング方式を適用すると、血行力学的反応は、安定状態に達する前に或る期間を必要とする場合がある。血行力学的安定化期間は、数回の心拍動と同程度に短い場合があり、又は、数分を必要とする場合がある。好ましくは、安定化期間は、血行力学的監視に基づいて決定される可変期間である。一実施形態では、定常状態は、検知された圧力信号又は圧力相関物の移動平均値が、５〜１０％等の、所与のパーセンテージを超えて変動しない時に確認される。移動平均圧値は、５心周期等の、所与の心周期数について決定されてもよい。代替の一実施形態では、安定化期間は、所定の固定した時間間隔又は心周期数である。

心拍数の安定性もまた、決定ステップ２３０にて確認される。異所性心拍の存在、心拍の増加、又は他の不規則性等の、心拍数の不安定性は、変則的な圧力データ、又は、施したＡ−Ｖ−Ｖ試験間隔の血行力学的作用を反映しない圧力データを生成するであろう。したがって、心拍数は、好ましくは、指定された範囲内に留まる。一実施形態では、心拍数の安定性は、安定化期間中に、心周期長の平均及び標準偏差を決定することによって確認されてもよい。心周期長は、ペーシングパルス及び任意の検知された心房又は心室事象を含む、連続する心房事象又は心室事象間の間隔として決定されてもよい。平均心周期長又はその標準偏差が、所定の範囲外に入る場合、データは、Ａ−Ｖ−Ｖ最適化にとって信頼性がないと考えられる。圧力検知は、決定ステップ２３０にて血行力学的安定性と心拍数の安定性が確認されるまで、ステップ２２５にて続く。

定常状態に達すると、ステップ２３５にて、検知された圧力信号又はその相関物の１つ又は複数の特性が、一回拍出量の代用物として導出される。導出される特性は、最大脈圧、最大の正の傾斜（＋ｄＰ／ｄｔ_ｍａｘ）、平均圧、及び／又は、最大と最小のｄＰ／ｄｔの間の間隔等の、収縮期駆出時間に対応する時間間隔のうちの任意のものを含み得るが、それに限定されない。導出される特性は、各心周期について決定され、所定の心周期数にわたって平均される。１つ又は複数の一回拍出量の代用物が決定され、対応するＡ−Ｖ−Ｖ試験間隔と共にデバイスメモリに記憶される。

方法２００は、ステップ２４０にて、全ての試験Ａ−Ｖ−Ｖ間隔が適用されたかどうかを判定する。適用されない場合、方法２００は、ステップ２１５に戻って、次のＡ−Ｖ−Ｖ試験間隔を適用し、ステップ２１５〜２３５を繰り返して、新しいＡ−Ｖ−Ｖ間隔の血行力学的作用が決定される。一実施形態では、Ａ−Ｖ−Ｖ試験方式は、０、２０、４０、及び８０ｍｓ（ミリ秒）のＶ−Ｖ間隔を含んでもよく、２０、４０、及び８０ｍｓ間隔はそれぞれ、右が先行する(right-led)心室ペ−シングと左が先行する心室ペーシングの両方が試験されるように印加される。各Ｖ−Ｖ間隔は、１つ又は複数のＡ−Ｖ試験間隔と共に適用される。ステップ２１０にて記憶された基準Ａ−Ｖ間隔に等しい少なくともＡ−Ｖ間隔は、各Ｖ−Ｖ間隔と組み合わせて試験される。基準Ａ−Ｖ間隔の所定の範囲内の付加的なＡ−Ｖ間隔は、各Ｖ−Ｖ試験間隔と組み合わせて適用されてもよい。

全ての試験間隔が適用されてしまうと、ステップ２４５にて、最適Ａ−Ｖ−Ｖタイミング方式が識別される。最適Ａ−Ｖ−Ｖタイミング方式は、動脈又は大動脈圧力信号又はその相関物から導出された１つ又は複数の一回拍出量の代用物によって指示される最大の収縮期血行力学的作用に対応する間隔設定として識別される。したがって、Ａ−Ｖ−Ｖ間隔についての動作用の設定は、最適間隔に対して、自動的に、又は、手動で調整されてもよい。

方法２００が、短期的なＣＲＴ最適化のために、プログラマ等の外部デバイスによって実行される場合、血行力学的データ及び対応するＡ−Ｖ−Ｖタイミング方式は、記録され、表示される可能性があり、この時、推奨Ａ−Ｖ−Ｖ間隔が報告される。Ａ−Ｖ−Ｖ間隔の調整は、外部デバイスによって自動的に、又は、担当の臨床医によって手動で実施されてもよい。

方法２００が埋め込み可能デバイスによって実行される場合、血行力学的データ及び対応するＡ−Ｖ−Ｖタイミング方式は、後で外部デバイスへアップリンクするためにデバイスメモリに記憶されてもよい。方法２００は、Ａ−Ｖ−Ｖ間隔が、最大一回拍出量を維持するように、必要に応じて自動的に調整されるように、定期的に実施される可能性がある。Ａ−Ｖ−Ｖ間隔に対して行った自動調整のヒストグラムは、補助用の(supporting)一回拍出量の代用データと共に記憶されてもよく、それによって、医師は、Ａ−Ｖ−Ｖ調整履歴及び血行力学的データを、患者の状態及び治療の有効性の監視時に使用するために利用できる。

方法２００は、付加的に、又は、代替として、トリガごとに実施されてもよい。トリガ事象は、検知された生理的信号又は患者が始動するトリガに基づく所定の条件であってもよい。図６は、最適Ａ−Ｖ−Ｖ間隔を長期継続的に維持する方法を要約するフローチャートである。ステップ３０５にて、一回拍出量の代用物の連続的、又は定期的な監視が実施される。一回拍出量の代用物は、検知された大動脈又は動脈血圧信号又はその相関物に基づいて上述した方法に従って決定される。決定ステップ３１０にて、一回拍出量の代用物に基づいて一回拍出量の悪化を検出するとすぐ、ステップ３１５にて最適化法２００が実施され、最適Ａ−Ｖ−Ｖタイミング方式が再決定される（ステップ２０５及び２１０を除く）。

再最適化手順中に、ステップ３２０で指示されるように、拡張期圧の変化が監視される。検知された圧力信号から、平均推定拡張期圧又は最小拡張期圧が導出され、それによって、拡張機能の変化を示す場合がある拡張期圧の変化が起こったかどうかが判定されてもよい。拡張機能の変化が指示される場合、方法２００のステップ２０５において決定された、記憶されたＡ−Ｖ間隔基準はもはや有効ではない場合がある。妨げられない拡張機能に基づいて基準Ａ−Ｖ間隔を再最適化する必要がある場合がある。ステップ３３５にて、警告フラグが生成され、次のデバイス呼び掛け時に、臨床医にＡ−Ｖ間隔の最適化手順が推奨されることを指示する。

こうして、動脈又は大動脈血圧信号から導出される一回拍出量の代用物に基づいて、心臓再同期化治療を最適化する方法及び装置が述べられた。本発明は、本明細書において特定の実施形態の文脈で述べられたが、これらの実施形態の多くの変形が当業者に明らかになることが認識される。本明細書で提供される説明は、したがって、添付の特許請求の範囲に関して、例示的であることが意図され、制限することを意図しない。

３本のリード線によって患者の心臓とつながる埋め込み可能な多腔心臓ペースメーカを示す図である。 心臓再同期化治療の送出を提供し、生理的信号入力を処理することが可能な、図１の例示的な多腔ペースメーカの概略ブロック図である。 動脈圧を監視する埋め込み可能センサを含む多腔ペースメーカの代替の一実施形態の概略ブロック図である。 代表的な大動脈圧曲線、ＡｏＰ（一番上）、大動脈圧の１回微分、ｄＰ／ｄｔ（中央）、及び、単一心周期中の大動脈流量（一番下）を示すグラフのセットである。 心臓再同期化治療を最適化する方法に含まれるステップを要約するフローチャートである。 最適Ａ−Ｖ−Ｖ間隔を長期継続的に維持する方法を要約するフローチャートである。

Claims (3)

1. 心臓再同期化治療を最適化する方法であって、
   ａ．患者の大動脈又は主要動脈内に存在する血圧に比例する信号を検知すること、
   ｂ．一回拍出量の変動に比例して変動する信号特性を導出することによって、血圧に比例する前記検知された信号から一回拍出量の代用物を決定すること、
   ｃ．前記信号、前記一回拍出量の代用物、前記信号特性のうちの少なくとも１つを、コンピュータ可読記憶媒体に少なくとも一時的に記憶すること、
   ｄ．いくつかのＡ−Ｖ−Ｖタイミング方式を適用し、且つ該いくつかのＡ−Ｖ−Ｖタイミング方式のそれぞれについて、ステップａ、ｂ、及びｃを繰り返すこと、及び、
   ｅ．前記いくつかのＡ−Ｖ−Ｖタイミング方式の少なくとも２つについて、前記一回拍出量の代用物に基づいて最大一回拍出量に対応する最適Ａ−Ｖ−Ｖタイミング方式を識別すること、
   を含む心臓再同期化治療を最適化する方法。
2. ａ．患者の大動脈又は主要動脈内に存在する血圧に比例する信号を検知すること、
   ｂ．一回拍出量の変動に比例して変動する信号特性を導出することによって、血圧に比例する前記検知された信号から一回拍出量の代用物を決定すること、
   ｃ．前記信号、前記一回拍出量の代用物、前記信号特性のうちの少なくとも１つを、コンピュータ可読記憶媒体に少なくとも一時的に記憶すること、
   ｄ．いくつかのＡ−Ｖ−Ｖタイミング方式を適用し、且つ該いくつかのＡ−Ｖ−Ｖタイミング方式のそれぞれについて、ステップａ、ｂ、及びｃを繰り返すこと、
   ｅ．前記いくつかのＡ−Ｖ−Ｖタイミング方式の少なくとも２つについて、前記一回拍出量の代用物に基づいて最大一回拍出量に対応する最適Ａ−Ｖ−Ｖタイミング方式を識別すること、
   を実施するための命令を記憶するコンピュータ可読媒体。
3. 心臓再同期化治療を最適化する装置であって、
   ａ．患者の大動脈又は主要動脈内に存在する血圧に比例する信号を検知する手段と、
   ｂ．一回拍出量の変動に比例して変動する信号特性を導出することによって、血圧に比例する前記検知された信号から一回拍出量の代用物を決定する手段と、
   ｃ．前記信号、前記一回拍出量の代用物、前記信号特性のうちの少なくとも１つを、コンピュータ可読記憶媒体に少なくとも一時的に記憶する手段と、
   ｄ．いくつかのＡ−Ｖ−Ｖタイミング方式を適用し、且つ該いくつかのＡ−Ｖ−Ｖタイミング方式のそれぞれについて、ステップａ、ｂ、及びｃを繰り返す手段と、
   ｅ．前記いくつかのＡ−Ｖ−Ｖタイミング方式の少なくとも２つについて、前記一回拍出量の代用物に基づいて最大一回拍出量に対応する最適Ａ−Ｖ−Ｖタイミング方式を識別する手段と、
   を備える心臓再同期化治療を最適化する装置。

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