JP2007500551A - 中隔壁運動のセンサ信号を使用して、心臓再同期化治療を最適化する方法 - Google Patents

Abstract

本発明は、心臓の心房腔及び／又は心室腔の中隔壁運動を監視することにより、上記壁運動から導出される信号に基づいて心臓ペーシング間隔を最適化することに関する。医療デバイスの少なくとも１つのリード線は、中隔組織に結合するようになっている運動センサを装備する。デバイスは、運動信号を受け取り、運動信号を後処理して（たとえば、適切にフィルタリングし、整流し、且つ／又は、積分して）、加速度、速度、又は変位を決定する。ペーシング間隔最適化中、多くのペーシング間隔について壁運動が測定され、最小の壁運動を生成するペーシング間隔設定（複数可）が、治療送出について実施される。さらに、本発明は、有益な心臓のリバースリモデリングを受けた患者に対して、２心室ペーシング治療の送出を止めるか、又は、再開するかを周期的に決定する方法を提供する。

Description

本特許開示は、E. Chinchoyによって以前に発明された２件の米国特許本出願、すなわち、「Method and Apparatus for Assessing Left Ventricular Function and Optimizing Cardiac Pacing Intervals Based on Left Ventricular Wall Motion」という名称の２００３年２月２８日に出願された出願第１０／３７６，９８１号（代理人書類番号Ｐ−１０８０５．００）、及び、「Method and Apparatus for Optimizing Cardiac Resynchronization Therapy Based on Left Ventricular Acceleration」という名称の２００３年２月２８日に出願された出願第１０／３７７，２０７号（代理人書類番号Ｐ−１１２２９．００）に関連し、また、この２件を参照により本明細書に援用する。

本発明は、心臓治療の分野に関する。特に、本発明は、心臓組織の変位を測定する方法及び装置を提供し、その測定値を、心臓再同期化治療（ＣＲＴ）等の、一定の形態の２心室心臓治療を最適化するのに使用することができる。

一定の患者、特に、心不全（ＨＦ）の患者は、左右の心室の心筋脱分極及び収縮が同時に起こらないという非協調的な(uncoordinated)機械的活動を受けることを、心臓病を診断する当該技術分野の専門家は長い間理解してきた。こうした非協調的な運動は、有害な影響の中でもとりわけ、心拍出量（ＣＯ）の減少を引き起こす。最近、こうした非協調的な運動を最小化してＣＯを増加させるための種々の技法が提案され、実施されている。

心室の非協調的な運動を最小にするこれらの従来技術の技法は、ＣＲＴを含む。或る形態のＣＲＴでは、一方又は両方の心室における圧力ベースの測定が知られており、時々使用されている。こうした方法では、圧力変換器は、通常、経心室圧力変動を測定するのに使用される医療電気リード線の遠位端に結合される。こうして測定された変動（最大、最小、計算された圧力の１次微分等）は、ＣＲＴを送出するようにプログラムされた埋め込み可能パルス発生器（ＩＰＧ）へフィードバックを提供する。こうしたＩＰＧは、通常、心臓組織に結合した、少なくとも３つの医療電気リード線を含む。第１リード線は、通常、右心房に結合され、第２リード線は、通常、右心室に結合され、第３リード線は、通常、（しばしば冠状静脈洞又は大静脈を介して）左心室に結合される。すなわち、第３リード線は、左心室の自由壁上のロケーションに結合されることが多い。そのため、当該技術分野で知られているように、圧力ベース測定に少なくとも部分的に基づいて、ＩＰＧは、測定される圧力（複数可）及び／又は圧力の１次微分を適切に増加させようとして、左心室（ＬＶ）及び右心室（ＲＶ）に電気心臓ペーシング刺激を提供する。

首尾よく送出されると、ＣＲＴは、ＣＯを増加させることが知られており、所定期間にわたって、患者の心臓に対するＬＶ及びＲＶの（及び／又は他の有益な）生理的変化の「リバースリモデリング(reverse remodeling)」として当該技術分野で知られる現象を生じる。本発明者等は、ＨＦ患者用のＣＲＴについての別の技法、すなわち、右心室の先端部分の心内膜加速度を測定するための、右心室の尖部に配設された加速度計を使用した技法も知っている。右心室におけるこの測定値から、左心室活動が推測される。しかしながら、本発明者等が知る限りでは、こうした技法は、非協調的心室運動等に苦しむ患者の心室又は心房中隔壁の変位を直接測定するのに使用されてこなかった。

本発明は、非協調的な心室運動を検出し、心室の非協調的な運動による中隔壁の変位を監視又は測定し、且つ／又は、両心室腔に結合した、適切にタイミングを調整された電気刺激によって上記非協調的な運動を減少させて、上記非協調的な運動を減少させて心拍出量を増加させることによって、上述したニーズに対処する。

すなわち、本発明は、利点の中でもとりわけ、ＩＰＧを含む閉ループシステム内で中隔壁の変位を測定し、それによって、心房間（Ａ−Ａ）ペーシング間隔及び／又は心室間（Ｖ−Ｖ）ペーシング間隔の自動的な最適化を提供して、非協調的な心臓運動を最小にし、ＣＯを改善する、新規な方法及び装置を提供する。そのため、本発明は、心房間の非協調的運動及び心室間の非協調的運動（それぞれ、Ａ−Ａ非協調的運動及びＶ−Ｖ非協調的運動）並びに心房−心室の非協調的運動（すなわち、Ａ−Ｖ非協調的運動及びＶ−Ａ非協調的運動）を低減する手段を提供する。

Ａ−Ａ非協調的運動を低減することを対象とする本発明の実施形態では、付加的なリード線が、左心房（ＬＡ）に電気結合されるべきである。本発明の一実施態様では、所望であれば、ＬＶ脱分極が、ＲＶ脱分極にわずかに先行するように（又は、その逆に）タイミング調整されるように、種々のそれぞれの心室間タイミングを実施することができる。すなわち、特定の患者についての、生理的心臓特性又は他の紛らわしい要因のために、ＬＶに対する離散的な心臓ペーシングパルスのタイミングは、心室中隔壁の変位を最小にするために、ＲＶへ送出される対応する心臓ペーシングパルスからわずかにずれる必要がある場合がある。この最適化モダリティは、特にＨＦ患者にとって、有益な、同期化された心臓脱分極事象を促進するのに非常に有効であると考えられている。

本発明の一形態では、中隔壁変位は、中隔壁組織の或る部分に結合した加速度計によって測定される。加速度計は、単一軸又は多軸加速度計を備えてもよい。単一軸加速度計が使用される場合、その軸は、細長い心臓センス／ペース（又は、専用の）医療電気リード線の長手軸を横切らなければならない。結果として、リード線がＲＶ流出路（ＲＶＯＴ）に沿って配設されると、加速度計の単一軸は、隣接する中隔壁組織の平面に実質的に垂直になり、中隔組織運動のより信頼性の高い測定値を提供することになる。しかしながら、多軸加速度計は、隣接する中隔壁組織に対して任意の好都合な斜めの角度で加速度計を中隔壁に動作可能に固着するように適合された細長い医療リード線の中間部分に結合することができる。いずれにしても、変換器の選択は、リード線が固着される中隔壁の組織に関して加速度計の場所及び構成に影響を与える。加速度計に関してリード線の任意の遠位部分は、中隔壁から加速度計へ変位力を正確に伝達するために、長手軸において十分な弾性を有するべきである。

有益な信号をその間に得ることができる、時間窓が規定されなければならない。窓が正確に規定される場合、変換器のデューティサイクル及び付随する計算オーバヘッド（及び関連するエネルギードレイン）を最小にすることができる。別法として、絶え間のない測定、信号フィルタリング、数学的積分（適用可能である場合）、及び結果として得られる信号を比較して最適なペーシング間隔を選択することを採用してもよい。しかしながら、時間窓を規定する１つの信頼性のある技法は、心周期活動の検出により運動測定を単にトリガすることである。心房又は心室の電位図或いは他の検知ベクトル（複数可）が使用されてもよい。たとえば、トリガ事象は、検知された、内因性の又は誘発された心房事象又は心室事象を含んでもよく、プログラム可能な又は所定の運動検知遅延間隔が付加されて、中隔壁運動が問題となる可能性が最も高い時に、運動検知の時間窓が開始し、終了することができる。時間窓を規定する別の技法は、最大運動信号によりトリガし、オプションで、中隔壁組織の運動に関連する信号に追従し始める前に、運動検知遅延を付加することである。本発明は、中隔壁運動を最小にすることを対象にするため、基準点又は参照点は、最大マグニチュード加速度信号を有効に含み得る。

本発明の一形態では、加速度計は、圧力センサ等の少なくとも１つの付加的な生理的センサが配設又は結合されている単一検知セル内に組み合わされてもよい。本発明のこの形態では、圧力センサは、加速度計に近接する中隔壁から離間して配置されることができるが、こうした構成は必須ではない。本発明の代替の形態では、センサ（複数可）は、ＩＰＧ用の加速度計及び／又はキャニスタ、或いは、ＩＰＧに結合した他の医療リード線の１つに電気的に、且つ／又は、機械的に結合してもよい。こうしたセンサは、静脈又は動脈の直接温度測定、及び／又は、流体流量、速度等の心機能の間接測定を提供することができる。

本発明の別の形態では、主要な加速度計は、心房又は心室の中隔壁の或る部分に結合してもよく、付加的な加速度計（複数可）が、心臓組織の別の部分に結合してもよい。たとえば、付加的な加速度計は、主要な加速度計に対向して、ＲＶ心内膜組織の或る部分に結合してもよい。こうした付加的な加速度計ユニットからの出力信号は、直接にか、又は、加速度計又は他の生理的センサからの出力信号の他の信号と組み合わされて提供されてもよい。すなわち、制限された「運動」と組み合わされた中隔壁の比較的過度の運動（すなわち、加速度、速度、又は変位）、すなわち、中隔壁から離間したＲＶ組織又はＬＶ組織の機能に関連する測定可能な出力信号は、非協調的なＶ−Ｖ運動を指示し、ＬＶ及びＲＶのそれぞれの脱分極中に不十分な機能をもたらす場合がある。圧力信号が、加速度計に隣接して測定される場合、機械的な非協調的運動の付加的な成分が現れる場合がある。

本発明によれば、単一軸加速度計と共に、又は、その代わりに多軸加速度計が使用されてもよい。３軸加速度計が、中隔壁組織に対向する組織に結合する場合、実質的に３次元（３Ｄ）表現又は運動モデルを決定することができる。たとえば、中隔壁組織に結合する単一軸加速度計が、比較的制限された変位を指示し、一方、ＬＶ自由壁に結合する３軸加速度計が、中隔壁組織の非線形の「ループ運動」変位を指示する場合、こうした機械的な非協調的運動は、より正確に決定されることができる。付加的な実験的調査によれば、こうした運動は、１つ又は複数のニューヨーク心臓協会（ＮＹＨＡ）ＨＦ分類（たとえば、クラスＩ、ＩＩ、ＩＩＩ、ＩＶ、及び／又は、いわゆる「最終段階心不全」）に対して強い相関を提供することができる。

閉ループＣＲＴ最適化方法及び装置に関して、心臓機械的機能不全を検出すること（診断すること）、及び／又は、患者の中隔壁の検知された線形又は非線形加速度（すなわち、変位による運動）と上記患者のＮＹＨＡクラスとの相関を提供することに加えて、本発明はまた、自動的に最適化され、動的に調整可能なＣＲＴペーシングモダリティを提供する。本質的に、本発明の１つの基本実施形態は、心房及び／又は心室中隔壁変位を最小にするために、Ａ−Ａ間隔タイミング、Ａ−Ｖ間隔タイミング及び／又はＶ−Ｖ間隔タイミングを提供する。この間隔タイミングは、患者の心臓の１つ又は複数の腔の初期の内因性脱分極、又は誘発された脱分極に関する「遅延間隔」とみなすことができる。１つ又は複数の加速度計によって検知された変位は、適したＣＲＴ（又は、他のペーシングモダリティ）タイミング回路機構及び／又は変位から計算された、１次、２次、又は他の微分（又は積分）結果に直接提供されてもよい。

先に示したように、本発明は、中隔壁運動を監視することに基づいて正常な心室同期性を回復するために、心室機能を最適化し、心臓ペーシング間隔を選択する方法及び装置を対象とする。本発明は、心不全を処置するのに使用される心臓再同期化治療（ＣＲＴ）中に、心房−心室、心房間、及び心室間ペーシング間隔を最適化する時に有益である。本発明はまた、術後の非協調的心腔（たとえば、心房及び／又は心室）運動を処置するために適用される一時的なペーシング中に使用されるペーシングパラメータを選択する時に有益である。したがって、本発明は、２腔又は多腔ペースメーカ及び医療電気リード線の関連するセットを含む埋め込み可能心臓ペーシングシステムにおいて具体化されてもよい。別法として、本発明は、関連する一時的ペーシングリード線を有する外部ペーシングデバイスを含む一時的ペーシングシステムにおいて具体化されてもよい。

図１は、本発明を実施することができる、例示的な埋め込み可能な多腔心臓ペースメーカ１４を示す。心臓活性化シーケンスを制御するために必要である場合に、１つ又は複数の心腔にペーシングパルスを送出することによって、心室同期性を回復する多腔ペースメーカ１４が提供される。ペースメーカ１４は、３つのリード線１６、３２、及び５２によって患者の心臓１０とつながっているのが示される。心臓１０は、上部心腔すなわち右心房（ＲＡ）と左心房（ＬＡ）とそれら両者の間に配設された中隔壁（ＳＷ）、及び、下部心腔すなわち右心室（ＲＬ）と左心室（ＬＶ）とそれら両者の間に配設された中隔壁（ＳＷ）、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、中心静脈を形成するように分岐する冠状静脈洞（ＣＳ）を示す部分切り取り図で示される。

本明細書で、時々、埋め込み可能パルス発生器（ＩＰＧ）又は埋め込み可能カーディオバータ−ディフィブリレータ（ＩＣＤ）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つの経静脈的心内膜リード線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(can)電極２０は、ＩＰＧ１４のハウジングの外部表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、複数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ことができる。

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。取り付け機構は、当該技術分野で知られているように、また、後日開発されるように、能動型又は受動型であってもよい。当該技術分野で知られているように、らせん状又は歯のある(tined)リード線を使用して、中隔壁組織へ比較的永続的に固定するように、加速度計搭載リード線の遠位端を構成してもよい。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、双極穴は、リード線本体１５内にあって、ＲＡペーシング及びＲＡ電位図（ＥＧＭ）信号の検知を達成するために、遠位先端ＲＡペース／センス電極１７及び近位リングＲＡペース／センス電極２１に接続された、一対の電気絶縁した導体に結合する。本発明の或る実施形態では、単一軸加速度計又は多軸加速度計等の運動センサ１１は、取り付け機構１７に近接してリード線１６に結合する。こうした実施形態では、取り付け機構１７は、運動センサ１１が心房中隔壁運動に関連する信号を提供するようにＲＡ壁の中隔組織の或る部分に結合するようになっている。軸外（又は、半径方向）加速度計データは、軸上（又は、長手方向）データに比べて、壁運動を評価し、ペーシング間隔を最適化する時に有用でない場合があり、したがって、単一軸又は多軸加速度計は、本発明に従って適切に働く。

本発明の３腔の実施形態によれば、左心室を刺激することが可能な冠状静脈洞リード線５２は、冠状静脈洞を通過し、大心臓静脈から分岐する血管に入って、左心室ペーシング部位へ方向制御することができるように、サイズ及び直径が比較的小さいことが望ましい。

センサ６０は、別法として、光、音響、又はホール効果センサ、或いは、中隔壁の運動又は加速度に比例する可変信号を生成する、圧電型、誘導型、容量型、抵抗型、又は他の素子を有するセンサ等の、別の型のセンサとして設けられてもよい。センサ６０は、好ましくはリード線３２上に位置しており、それにより、リード線がペーシング及び検知のために位置決めされた時に、比較的大きな流体流量が有害な線維性成長を減少させるのに役立つように、センサ６０がほぼＲＶ流出路（ＲＶＯＴ）の近くに位置している。

右心腔及び左心腔内又はその周りの、図１に示されたリード線及び電極の位置は、おおよそであり、且つ、例示に過ぎない。たとえば、別法として、運動センサ１１、６０は、運動センサ１１、６０が専用リード線の唯一の部品であるように、専用リード線（図示せず）上に位置してもよい。さらに、運動センサ１１、６０は、１つ又は複数のディフィブリレーション電極（たとえば、高電圧コイル）に結合されてもよく、或いは、運動センサ１１、６０と離間した関係で、又は、任意のアクセス可能な心内膜ロケーションに位置決めされた付加的なセンサカプセル（たとえば、圧力センサ、ｐＨセンサ等）に結合されてもよい。さらに、ＲＡ、ＬＡ、ＲＶ、及びＬＶの上又は内部、又はそれに関連するペーシング部位又は検知部位に設置するようになっている、代替のリード線及びペース／センス電極が、本発明に関連して使用されてもよいことが認識される。

運動センサ１１からの心房中隔壁運動信号は、単独で、又は、運動センサ６０からの心室中隔壁運動信号（以下で述べる）と共に、それぞれの壁運動信号（複数可）の少なくとも一部を最小化するペーシング刺激が提供されるように、ＩＰＧ１４のペーシング刺激タイミング回路機構に提供される。たとえば、本発明によれば、心周期の等容性収縮相に対応する中隔壁運動信号、全周期信号、Ｐ波脱分極、Ｒ波脱分極、及び／又は、これら信号のフィルタリング及び／又は整流された部分が、ペーシング刺激を適切に施行するのに使用されてもよい。

双極心内膜ＲＶリード線３２は、ＲＡを通ってＲＶ内に通され、ＲＶにおいて、その遠位リングＲＶペース／センス電極３８及び遠位先端ＲＶペース／センス電極４０が、遠位取り付け機構４１によって心室中隔壁組織の或る部分に固定されるようになされる。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、双極穴は、リード線本体３６内にあって、ＲＶペーシング及び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４１及び近位リングＲＶペース／センス電極３８に接続された、一対の電気絶縁した導体に結合する。ＲＶリード線３２は、オプションで、ＲＶ中隔壁運動センサ６０を含む。ＲＶ中隔壁運動センサ６０は、心室中隔組織の運動又は加速度を検出するために心室中隔の或る部分内に、又は、そこに近接して位置決めされてもよい。右心室内（ＲＶの先端部分内ではあるが）の加速度センサの埋め込みは、Plicchi他に発行された、先に引用した米国特許第５，６９３，０７５号に全体が開示される。

ＣＲＴを送出することが可能な３腔ＩＰＧの図示された実施形態では、単極、双極、又は、多極の心内膜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ペーシング及びＬＶ ＥＧＭ信号の検知を達成する。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いところに入れるために、直径の小さい単極リード線本体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をペーシングするか、又は、ＬＡ ＥＧＭ信号を検知する時に使用するために、ＬＡに隣接する大きな直径の冠状静脈洞内にあるように、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てもよい。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、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、再同期化治療の送出を提供し、心房及び／又は心室中隔壁運動センサ信号入力を処理することが可能な、図１に示すＩＰＧ１４等の例示的な多腔ＩＰＧ１４の概略ブロック図である。ＩＰＧ１４は、マイクロプロセッサベースのデバイスであることが望ましい。それに応じて、型及び組み込まれる機能的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、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、当該技術分野で知られる方法でパス又はツリーにおいてオン−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結合される他の特定ロジック回路機構を含んでもよい。ＩＰＧ１４の制御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機械ロジックによって達成することができ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位置するセンサ及びペース／センス電極から信号を受け取るとともに、患者の心調律を制御して患者の心臓の腔の脱分極を再同期させるために心臓ペーシングを送出するインタフェース回路機構１０４を含む。インタフェース回路機構１０４は、したがって、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。２つ以上の心腔へのペーシングパルスの送出は、心房−心房（Ａ−Ａ）間隔、心房−心室（Ａ−Ｖ）間隔、及び心室−心室（Ｖ−Ｖ）間隔を含み得るプログラム可能なペーシング間隔の選択によって部分的に制御される。

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、さらに、少なくとも１つの中隔壁運動センサ１１、６０からの信号を受け取り、これらの信号を処理して、さらなる信号解析のために、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具体的に示すために、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、壁運動センサ、及びＲＡ、ＬＡ、ＲＶ、及びＬＶと動作可能に位置する任意の他の生理的センサのセットとの間で電気接続するためのリード線の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た選択された間隔で、２心房、２心室、又は多腔心臓ペーシングパルスの送出を制御する。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に発行された、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、プログラム可能なペーシング間隔に従って提供されてもよい。プログラム可能なペーシング間隔の選択は、好ましくは、以下でより詳細に述べられるように、センサ６２の信号から導出される右心室中隔壁運動の決定に基づく。

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機構を含むように構成され得る。それに応じて、先に述べたように、患者の心臓とつながる医療電気リード線はまた、有利には、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１３６は、ＩＰＧ１４の電力部品及び回路機構に電気エネルギー源を提供し、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。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つ又は複数の基準電圧（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ける治療送出システム１０６への高電圧電力（Ｖｈｉ）を提供する。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。

最新の電子多腔ペースメーカ回路機構は、通常、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つ又は複数の基板すなわちプリント回路板に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、壁運動信号から編集されたデータ、且つ／又は、デバイス動作履歴又は他の検知された生理的パラメータ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することができる。中隔壁運動データを含む生理的データは、トリガに応じて、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感知スイッチ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、スイッチ１３０を閉じて、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、生理的データを記憶するよう指示するように、皮下に埋め込まれたＩＰＧ１４の上で適用することができる磁石１１６を患者が備えてもよい。事象関連データ、たとえば、日時及びその時のペーシングパラメータは、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に、記憶される生理的データと共に記憶されてもよい。

アップリンクテレメトリ能力及びダウンリンクテレメトリ能力は、遠くに位置する外部医療デバイス、又は患者の体の表面又は体内で、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。記憶されるＥＧＭ又は中隔壁運動データ、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、ダウンリンクテレメトリ送信された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に送信されることができる。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との間でアナログとデジタルの両方のデータをテレメトリ送信することは、埋め込み可能デバイスで使用するための当該技術分野で知られている多くの型のテレメトリシステムを使用して達成されてもよい。

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、電気センス信号又はセンサ出力信号の特性から検知事象を検出する、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、心腔を基準にして位置するセンス電極からの心臓信号を検知し、処理するための複数の心臓信号センス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波の発生を検出するとともに、心房センス又は心室センス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、ペーシング治療を送出するか、又は、適切である場合には、ペーシング治療を修正し、或いは、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。そのため、ペーシングパルス送出の必要性は、作動中の特定の動作モードに従って、ＥＧＭ信号入力に基づいて決定される。ペーシングパルスが送出される間隔は、好ましくは、中隔壁運動データの評価に基づいて決定される。

したがって、入力信号処理回路１０８は、壁運動センサ信号を、受け取り、増幅し、フィルタリングし、平均化し、デジタル化し、又は、その他の方法で処理する信号処理回路機構をさらに含む。さらなる壁運動センサ１１、６０、たとえば、ＲＶ又はＬＶ壁運動センサが、関連するリード線システムに含まれる場合、さらなる壁運動信号処理回路機構が、必要である場合に設けられてもよい。最大及び最小ピーク振幅、傾斜、積分、又は、壁運動の指数として使用することができるか、又は、血行力学的性能に関連する、他の時間又は周波数領域信号特性等の１つ又は複数の壁運動信号特性の検出及び／又は決定のための、壁運動信号処理回路機構がさらに設けられる。心室中隔壁運動センサ信号から決定された、こうした壁運動信号特性値は、最適な心室−中隔壁運動を生成するペーシング間隔を識別するために実施されるアルゴリズムにおいて使用するために、図２の心室−中隔運動信号線（「ＶＳ ＭＯＴＩＯＮ」で表す）を介して制御及びタイミングシステム１０２に利用可能にされる。心房壁運動センサが存在する場合、付加的な心房−中隔運動信号線（「ＡＳ ＭＯＴＩＯＮ」で表す）は、心房−中隔壁運動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。

図３は、中隔壁運動を監視することに基づいて、心臓ペーシング間隔を最適化する方法の概要を提供するフローチャートである。方法２００は、中隔壁運動を監視することによって、ステップ２０５にて始まる。好ましくは、壁運動センサは、上述したように、中隔自由壁内か、又は、自由壁に近接して埋め込まれる。

ステップ２１０にて、ペーシングモードが、心房−心室か、心房−２心室か、又は、２心房−２心室モードである場合に、最適なＡ−Ｖ間隔が決定される。使用される２腔又は多腔ペーシングシステムに応じて、右Ａ−Ｖ間隔か、左Ａ−Ｖ間隔か、その両方が決定されてもよい。図１Ａに示す実施形態について、最適な右心房−右心室間隔が決定される。しかしながら、他の実施形態では、ＬＶの最適な充満を確実にするために、中隔壁運動に基づいて、左心房−左心室間隔が最適化される。中隔壁運動に基づいて最適なＡ−Ｖ間隔を決定する方法は、図５に関連して述べられるであろう。ステップ２１５にて、Ａ−Ｖ間隔は、ステップ２１０にて決定された最適Ａ−Ｖ間隔に自動的に調整される。

ステップ２２０にて、２心室ペーシングモード又は心房−２心室ペーシングモードについて、最適なＶ−Ｖ間隔が決定される。中隔壁運動に基づいてＶ−Ｖ間隔を最適化する方法は、図６に関連して述べられるであろう。ステップ２２５にて、Ｖ−Ｖ間隔は、ステップ２２０にて決定された最適Ｖ−Ｖ間隔に自動的に調整される。Ｖ−Ｖ間隔を調整した後、Ａ−Ｖ間隔を再び最適化するために、オプションのステップ２３０が実施されてもよい。新しく最適化されたＶ−Ｖ間隔における２心室ペーシング中に最適なＡ−Ｖ間隔を再決定することによって、以前に決定した最適なＡ−Ｖ間隔の検証が行われる。それに応じて、Ａ−Ｖ間隔は、最適なＶ−Ｖ間隔におけるペーシング中に異なるＡ−Ｖ間隔が最適であると識別される場合、再調整されてもよい。

図４は、図３の方法２００で使用するための、中隔運動に基づいて最適なＡ−Ｖ間隔を決定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。方法３００は、所望のペーシング間隔（たとえば、Ａ−Ａ、Ａ−Ｖ、Ｖ−Ａ、又はＶ−Ｖ間隔）を基準設定に設定することによって、ステップ３０５にて始まる。たとえば、後続の心周期中に加速度計信号を測定しながら、左右の心室が同時にペーシングされるよう、ゼロｍｓの基準Ｖ−Ｖ間隔設定が使用されてもよい。生理的に関連する間隔が最適化される限り、心房活動に関連する任意の間隔を、心室活動に関連する任意の間隔の前に最適化することができる。しかしながら、本発明は、そのように限定されるとみなされるべきではない。図４において、また、ステップ３１０にて示すように、Ａ−Ｖ間隔の最適化が設定されてもよい。それに応じて、複数の所定の試験Ａ−Ｖ間隔が、繰り返しプログラムされ、結果として得られる加速度計信号が測定され、収集され、比較される。

健全な房室伝導を有する患者において、試験されるＡ−Ｖ間隔は、内因性Ａ−Ｖ間隔を含んでもよい。内因性Ａ−Ｖ伝導を可能にするために、Ａ−Ｖ間隔は、最大設定又は内因性Ａ−Ｖ伝導時間より長い設定に設定される。内因性Ａ−Ｖ伝導時間は、心房ペーシングパルスからその後検知されるＲ波までの間隔を測定することによって決定されてもよい。残りの試験Ａ−Ｖ間隔は、内因性Ａ−Ｖ間隔から徐々に減るように適用されてもよい。別法として、試験Ａ−Ｖ間隔は、０ｍｓ〜内因性Ａ−Ｖ間隔の範囲でランダムに適用されてもよい。房室伝導が健全でない場合、予め決めた範囲、たとえば、０ｍｓ〜約２５０ｍｓの範囲にわたって、試験Ａ−Ｖ間隔のセットが選択されてもよい。

ステップ３１５にて、データ収集窓が設定される。壁運動センサがその上に位置決めされる中隔壁の加速度又は運動が測定されるように、中隔壁運動データは、好ましくは、心収縮期収縮中に収集される。しかしながら、中隔壁運動データは、等容性収縮相、駆出期相、等容性弛緩、早期拡張期充満、及び／又は末期拡張期充満中に、心機能を評価するか、又は、治療を最適化する時に使用するために取得されてもよい。データ収集窓は、送出される心室又は心房ペーシングパルス（内因性Ａ−Ｖ伝導が、ＡＶブロックの無い患者において試験される場合には検知されたＲ波）に続く一定時間間隔であってもよい。データ収集窓は、たとえば約３０〜１８０ｍｓの持続期間を有する、心室ペーシングパルスの送出で始まる時間間隔として設定されてもよい。

ステップ３２０にて、所定の時間間隔中の各心周期にわたって、又は、所定数の心周期中にわたって、データ収集窓の間に、中隔壁運動信号がサンプリングされる。代替の一実施形態では、中隔壁運動信号は、所定の時間間隔又は所定数の心周期の間に連続して取得され、その後、収縮期収縮の最大加速段階に関連する成分を分離するために処理されてもよい。時間間隔又は心周期数は、好ましくは、呼吸による中隔壁運動測定の変動をなくすために、１呼吸周期にわたる中隔壁運動信号の平均が実施されるよう、少なくとも１呼吸周期にわたって延びてもよい。一実施形態では、壁運動データ取得の開始及び停止は、呼吸周期を検知することによってトリガされてもよい。呼吸は、インピーダンス測定又は当該技術分野で知られている他の方法に基づいて検出されてもよい。

決定ステップ３２５にて、データ取得間隔中の心拍数安定性の検証が実施される。異所性心拍動又は他の不規則性の存在等の心拍数不安定性は、変則的な中隔壁運動データを生成するであろう。したがって、心拍数は、指定された範囲内にとどまることが望ましい。一実施形態では、心拍数安定性は、データ取得期間中の心周期長の平均又は標準偏差を決定することによって検証される。心周期長は、心室ペーシングパルス及び任意の検知されたＲ波を含む連続する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からはずれる場合、データは信頼性がないと考えられる。データ取得は、現在の試験間隔設定について信頼性のあるデータが収集されるまで、ステップ３１５に戻ることによって繰り返すことができる。

ステップ３３０にて、呼吸関連ノイズ又は他のノイズの影響を最小にするために信号平均が実施される。データ収集間隔にわたって各心周期中に取得される信号は、全体の平均中隔壁運動信号を得るために平均される。ステップ３４０にて、中隔壁運動の測定値として、１つ又は複数の信号特徴部が平均した信号から決定され、対応する試験間隔情報と共にデバイスメモリに記憶される。好ましくは、加速度計信号の最大振幅、又は、本明細書で、「ピーク−ピーク差」とも呼ばれる、最大ピーク振幅と最小ピーク振幅の差として決定される最大可動域が、収縮期中の中隔壁セグメントの最大加速度の尺度として決定される。一実施形態では、等容性収縮中の加速度計信号の最大ピーク振幅又はピーク−ピーク差が、心機能のメトリックとして使用される。他の中隔壁運動信号の特徴部は、付加的に、又は、別法として、ＬＶの機械的機能又は血行力学的相関物の指数として決定されてもよい。導出することができる他の中隔壁運動信号の特徴部は、傾斜、積分、周波数成分、或いは、他の時間又は周波数領域特性を含むが、それに限定されない。

全ての試験Ａ−Ｖ間隔がまだ適用されていないと決定ステップ３４５にて判定される場合、方法３００は、ステップ３１０に戻って、Ａ−Ｖ間隔を次の試験設定に調整する。全ての試験Ａ−Ｖ間隔が適用されると、ステップ３５０にて、記憶された中隔壁運動データから、最適なＡ−Ｖ間隔が識別される。

図５は、いろいろなＡ−Ｖ間隔における心房−２心室ペーシング並びに同時左右心室ペーシング（Ｖ−Ｖ間隔は０ｍｓに設定される）中の、加速度計信号出力を示す中隔壁（ＳＷ）運動を表すグラフである。Ａ−Ｖ間隔が９０ｍｓから２００ｍｓへ増加するにつれて、最大中隔壁加速度及びピーク−ピーク加速度は、極小点又は参照点（又は、１３０ｍｓの「鞍点」）まで減少し、その後、再び増加する。一実施形態では、最適なＡ−Ｖ間隔は、Ａ−Ｖ間隔に応じた中隔壁運動パラメータ（たとえば、加速度、速度、又は変位）をプロットすることによって見出される極小（参照点によって示す）に対応するＡ−Ｖ間隔として選択される。図５に示す例では、導出されるパラメータは、中隔壁組織の或る部分に結合する加速度計によって生成される加速度信号である。このパラメータ及び上述した基準に基づいて、最適なＡ−Ｖ間隔が１３０ｍｓであることが識別され得る。本発明によれば、最適なＡ−Ｖ間隔は、中隔壁の最小の運動に対応する間隔である。

方法３００が外部ペーシングシステムによって実行される時、中隔壁運動データは、リアルタイムに表示されるか、又は、最適化プロシジャに続いて、記憶され、提示されてもよい。最適なＡ−Ｖ間隔を識別する方法３００が、埋め込み式デバイスによって実行される時、表示及び医師による再調査のために後で外部デバイスへアップリンクするために、中隔壁運動データは記憶されてもよい。最適なＡ−Ｖ間隔を識別した後、Ａ−Ｖ間隔設定は、上述した方法２００に従って自動的に調整されてもよい。

図６は、図３の方法２００で使用するための、左心室壁運動に基づいて最適なＶ−Ｖ間隔を決定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４０５にて、Ａ−Ｖ間隔は、図３の方法３００に従って決定された最適設定にプログラムされる。ステップ４１０にて、Ｖ−Ｖ間隔は、試験間隔に設定される。試験間隔の範囲は、予め決められており、ランダムに、全体が増加するように、又は、全体が減少するように送出されてもよい。試験間隔の範囲は、右心室が左心室の前にペーシングされることをもたらす間隔及び左心室が右心室の前にペーシングされることをもたらす間隔を含んでもよい。例示的な試験間隔のセットは、左心室ペーシングの前の２０ｍｓ及び４０ｍｓにおける右心室ペーシングと、同時左右心室ペーシング（Ｖ−Ｖ間隔は０ｍｓに設定される）と、右心室の前の２０ｍｓ及び４０ｍｓにおける左心室ペーシングとを含む。

方法４００は、上述した最適なＡ−Ｖ間隔を決定する方法３００と同じ方法で最適なＶ−Ｖ間隔を決定することに進む。ステップ４１５にてデータ収集窓が設定され、ステップ４２０にて、中隔壁運動データは、各心周期に適用されたデータ収集窓中の、所定の時間間隔又は所定数の心周期にわたって収集される。ステップ４２５にて安定した心拍数を検証した後に、ステップ４３０にて信号平均が実施され、ステップ４３５にて、平均ピーク振幅又は平均ピーク−ピーク差又は他の信号特性が決定されることが可能になる。全ての試験Ｖ−Ｖ間隔が適用されたと決定ステップ４４０にて判定される場合、ステップ４４５にて、最適なＶ−Ｖ間隔が識別される。

図７は、いろいろなＶ−Ｖ間隔（及び、図５に示すように、先に１３０ｍｓに最適化されたＡ−Ｖ間隔）における心房−２心室ペーシング中の、加速度計信号出力を示す中隔壁運動を表すグラフである。当該技術分野で知られているように、同時ＲＶ及びＬＶペーシングは、０ｍｓのＶ−Ｖ間隔において起こる。任意の規則によって、負のＶ−Ｖ間隔は、ＲＶペーシング前のＬＶペーシングを示し、正のＶ−Ｖ間隔は、ＬＶペーシング前のＲＶペーシングを示す。本発明によれば、最適なＶ−Ｖ間隔は、Ｖ−Ｖ間隔値の所定の範囲にわたって、最小ピーク振幅に基づいて、ピーク−ピーク差に基づいて、又は、加速度計信号の極小（又は、参照点）に基づいて、最小中隔壁運動（たとえば、加速度、速度、又は変位）を生成する間隔として選択される。示された例では、最適なＶ−Ｖ間隔は、最小中隔加速度に基づいて、負の２０（−２０）ｍｓ間隔として識別することができる（規則によれば、ＲＶの前の２０ｍｓにおいてペーシングされるＬＶを有するＲＶ）。図７（又は図５）には示されないが、本発明は、もちろん、４腔ペーシングモダリティを含む種々の多腔ペーシングモダリティについてＡ−Ａ間隔及びＶ−Ａ間隔を最適化するのに使用されてもよい。

方法４００が、外部ペーシングシステムによって実行される時、中隔壁運動データは、リアルタイムに表示されるか、又は、最適化プロシジャに続いて、記憶され、提示されてもよい。最適なＶ−Ｖ間隔を識別する方法４００が、埋め込み式デバイスによって実行される時、中隔壁運動データは、表示及び医師による再調査のために後で外部デバイスへアップリンクするために、記憶されてもよい。最適なＶ−Ｖ間隔を識別した後、Ｖ−Ｖ間隔設定は、上述した方法２００に従って自動的に調整されてもよい。

先に述べたように、Ｖ−Ｖ間隔を最適な設定に調整した後、Ａ−Ｖ間隔が依然として最適であることを検証することが望まれる場合がある（ステップ２３０、図３）。Ａ−Ｖ間隔を再び最適化するために、方法３００は、上述したように実施され、Ｖ−Ｖ間隔は、基準設定ではなく、方法４００によって識別された最適設定にプログラムされる。別のＡ−Ｖ間隔が最適であるとわかった場合、Ａ−Ｖ間隔設定を適切に調整することができる。

上記方法による、中隔壁運動に基づくＡ−Ｖ間隔及びＶ−Ｖ間隔の最適化が、ＲＶ尖部等の他の壁セグメント運動の評価と共に実施されてもよいことが考えられる。特に、中隔壁運動の最適化によって、他の壁セグメント運動が低下していないことを検証することが望ましい場合がある。中隔壁運動に基づいて１つ又は複数のペーシング間隔を最適化し、ＲＶ尖部壁運動又は他の壁セグメントの運動に基づいて他のペーシング間隔を最適化することが望ましい場合もある。

図８は、側方壁運動に基づいて左心室機能を監視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。先に示したように、左心室機能の評価は、診断と治療の両方のアプリケーションについて問題となる。すなわち、本発明の態様は、治療送出の最適化をすることなく、監視目的で採用されてもよいことが認識される。したがって、図８で要約された方法５００は、検知された中隔壁運動信号から中隔壁運動パラメータを導出し、且つ記憶することによって心機能を監視する埋め込み可能デバイス又は外部デバイスで実施されてもよい。こうしたデバイスの治療送出機能は、選択的に使用不能にされてもよく、又は、使用可能にされる場合、中隔壁運動に基づく心臓ペーシング間隔の最適化が、選択的に使用可能にされるか、又は、使用不能にされてもよい。方法５００は、別法として、治療送出能力を含まないデバイスであって、壁運動センサを装備したＲＡリード線又はＲＶリード線と連携して、中隔壁運動データを処理し、記憶することが可能な内部デバイス又は外部デバイスで実施されてもよい。

中隔壁運動は、連続して、周期的に、又は、トリガごとに、心周期の選択された相の間に検知されることができ、壁運動信号特性は、それぞれの所定の時間間隔、或いは、それぞれの所定数の心周期又は呼吸周期後に、決定され、記憶される。たとえば、心機能は、毎時間、毎日、毎週、又はその他の頻度で等、周期的に評価されてもよい。付加的に、又は、別法として、心機能は、手動トリガ又は自動トリガであってもよいトリガごとに評価されてもよい。自動トリガは、特定の心拍数範囲、活動、又は他の条件等の、心機能評価がその間にあるのが望まれる所定の条件が検出されると、起こるように設計されることができる。

一実施形態では、中隔壁運動は、連続して監視され、中隔壁運動データの記憶は、限定はしないが、心拍数、活動、又は中隔壁運動に関連する条件等の、所定のデータ記憶条件が検出されるとトリガされる。たとえば、中隔壁運動は、連続して検知されてもよく、中隔壁運動パラメータが閾値を交差するか、又は、他の所定のデータ記憶基準を満たす場合に、中隔壁運動パラメータ（複数可）が記憶される。

中隔壁運動検知及び／又はデータ記憶のための手動トリガは、たとえば、患者が徴候を感じる時に、臨床医又は患者によって送出されてもよい。埋め込み可能デバイスにおいて生理的データの記憶を手動でトリガする方法は、Klein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５，９８７，３５２号に全体が記載される。

方法５００は、たった今述べたように、連続した、周期的な、自動的にトリガされた、且つ／又は、手動でトリガされた監視であってもよい、監視デバイスの動作モードに従って、中隔壁運動検知が使用可能にされる時にステップ５０１にて始まる。ステップ５０５にて、先に述べたように、中隔壁運動データ収集窓が設定される。ステップ５１０にて、中隔壁運動データは、所定の時間間隔、或いは、所定数の心周期又は呼吸周期にわたって取得される。ステップ５１５にて、心拍数の安定性が、先に述べたように検証される。ステップ５２０にて、収集される心周期の数にわたって壁運動信号が平均され、呼吸ノイズ又は他のノイズが最小化される。ステップ５２５にて、平均された信号の特性が決定され、心機能の指示として記憶される。他の生理的データ又はパラメータデータは、心拍数、日付と時刻、ペーシングモダリティとパラメータ、及び／又は、患者の活動、血圧等のような、監視デバイスによって検知することができる任意の他の生理的データ等の心機能データと共に記憶されてもよい。

運動信号は、当該技術分野で知られている種々の方法で処理することができる。たとえば、信号は、フィルタリングされ、整流され、数学的に積分される（又は、導出される）等であってもよい。中隔加速度信号をフィルタリングすることに関して、約５〜約１００Ｈｚのバンドパスフィルタは、ピークがそこから容易に抜き取られる比較的明瞭な信号を提供する。加速度計信号の最初の積分は速度信号を生じ、２回目の積分はセンサの変位の信号を生じる。そのため、本発明によれば、加速度、速度、及び／又は変位測定値のそれぞれの１つ又は別々の対が、最適なペーシング間隔を決定するのに使用されてもよい。たとえば、非常に短い持続期間の比較的高い加速度信号は、比較的長い持続期間の少し低いマグニチュードの加速度信号に比べて、全体の中隔「運動」をあまり指示しない可能性がある。

そのため、本発明の一実施形態は、中隔壁組織に結合するようになされた加速度計から、数学的に積分された中隔壁組織の変位メトリックを利用する。この実施形態によれば、問題となるペーシング間隔は、或る値域にわたって変動され(slewed)、得られた加速度信号の２回目の数学的積分の全ての個々の値は、上記値域の所与の１つの値によって生成される最小変位を識別するために比較される。その後、この最小変位値は、心臓ペーシング治療の送出中に使用するためにプログラムされる。

選択された最小値を検証するクロスチェックプロセスは、変位がそこから得られた加速度信号の比較を含む。基礎になる加速度信号の選択された１つの信号が、マグニチュードが大きく、持続期間が短く、一方、別の信号が、選択された１つの信号に対してマグニチュードが近いが、持続期間がずっと長い場合、クロスチェック処理技法が設定されて、好ましい値が表される可能性がある。こうした技法は、第１、第２、及び第３信号に対する優先順位付けが使用されるようにプログラム可能である。本発明のこの実施形態の一形態では、変位は、第１の最も重く重み付けされた信号であり、加速度は、第２の重みの信号であり、速度は、第３の重みの信号であることになる。本発明は、３つの信号のそれぞれの代替の形態を包含することを意図される。

たった今述べたクロスチェックプロセスに密接に関連する本発明の一態様は、付加的な変換器によって選択されたペーシング間隔（複数可）を確認することに関する。たとえば、圧力センサ又は流量センサ又は心臓活動を検知するために結合された他の機械的ベースの変換器は、（加速度、速度、及び変位のうちの１つ又は複数に基づいて）本発明による最適化されたペーシング間隔を確認するのに使用することができる。

本発明の方法が、埋め込み可能デバイスで実施される時、アップリンクテレメトリによって外部デバイスに対して利用可能な記憶されたデータは、表示され、且つ／又は、医師によって再調査されることができる。こうした方法が、外部デバイスで実施される時、心機能データの表示は、中隔壁運動信号特性が決定されるたびに更新されてもよい。

こうして、中隔壁運動を監視するとともに、加速度センサを装備した医療電気リード線を使用して測定された最小中隔壁加速度に基づいて心臓治療を最適化する方法及び装置が述べられた。本明細書に述べる方法は、有利には、埋め込み可能デバイス又は外部デバイスに関連する、長期継続的又は短期的なアプリケーションを含む多くの心臓監視モダリティ又は治療モダリティで適用されてもよい。

当該技術分野で知られているように、先に述べた変換器以外に、他の型の変換器が使用されてもよい。ただし、一般に、変換器が密封され、実質的に生体適合材料で（少なくとも外側表面に関して）作製され、所与のアプリケーションのために適切な大きさに作られている場合に限られる。適切な寸法に関して、経皮的配置を意図された変換器は、カテーテル又はオーバザワイヤ(over-the-wire)送出が可能であるべきである。そのため、半径方向寸法は、約１１フレンチ未満、好ましくは、約８フレンチ未満台であるべきである。同様に、変換器は、安全に、静脈系を進行し、冠状静脈洞を通過し、冠状静脈洞から分岐する血管（たとえば、大心臓静脈等）に入ることができるように、或る程度柔軟であるが、長手方向寸法が長過ぎてはならない。これらの寸法は、壁組織に機械的に結合されるようになっている固着機構によって、胸部の或る部分を通して（たとえば、開胸術）配置されることを意図される変換器については緩和することができる。

センサ及び変換器に関連する技術分野で同様に知られているように、加速度計は、２つの変換器、すなわち、１次変換器（加速度を変位に変換する、通常、単一自由度振動質量）、及び（サイズモ質量の）変位を電気信号に変換する２次変換器として述べることができる。ほとんどの加速度計は、２次変換器として圧電素子を使用する。圧電デバイスは、ひずみを受けると、ひずみに比例する電圧を出力するが、圧電素子は、静的（たとえば、一定加速度）状態下では信号を提供することができない。加速度計の重要な特性は、加速度の範囲、周波数応答、横方向感度（すなわち、非作動方向の運動に対する感度）、取り付け誤差、温度及び音響ノイズ感度、及び質量を含む。

加速度計の内部機構を述べる、１つの型の１次変換器は、ばね保持されたサイズモ質量を含む。ほとんどの加速度計では、加速度は、ばねで保持された減衰式サイズモ質量を、サイズモ質量が単一軸に沿ってケーシングを基準にして移動するようにする。２次変換器は、その後、サイズモ質量に関連する変位及び／又は力に応答する。質量の変位及びばねの伸張は、発振が自然周波数より小さい時のみ加速度に比例する。別の加速度計の型は、１次変換器として、ばね−質量−ダシュポットとしてモデル化することができる２重片持ち梁を使用するが、サイズモ質量１次変換器のみについて説明する。

電気信号が機械的変位から生成される方法を述べる２次変換器の種別には、圧電型、電位差型、磁気抵抗型（reluctive）、サーボ型、ストレンゲージ型、容量型、振動素子型等を含む。初心者への紹介として、これらを簡単に説明する。

圧電型変換器は、しばしば、振動検知加速度計で使用され、時々、ショック検知デバイスで使用される。圧電結晶（たとえば、しばしば、石英又はセラミック）は、或る加速度下でサイズモ質量によって力が加えられると電荷を生成する。結晶に対する正又は負の加わった力の変化が電荷の変化をもたらすように、石英板（２つ以上）がプレロードされる。圧電加速度計の感度は、他の型の加速度計と比較して低いが、圧電加速度計は、最も高い範囲（１００，０００ｇまで）と周波数応答（２０ｋＨｚを超える）を有する。

電位差型加速度計は、電位差計に沿って運動するワイパアームに機械的に連結したばね−質量系の変位を利用する。質量系は、気体、粘性、磁性流体、又は磁気減衰を使用することによって、ワイパアームの接触抵抗によって生じる音響ノイズを最小にすることができる。電位差型加速度計は、通常、ばねの剛性に応じて、ゼロから２０〜６０Ｈｚの周波数範囲を有し、高レベルの出力信号を有する。電位差型加速度計はまた、ほとんどの他の加速度計より低い周波数応答、通常、１５〜３０Ｈｚを有する。

磁気抵抗型加速度計は、サイズモ質量の運動に比例する出力電圧を生成する、線形可変差動変換器のブリッジと同じインダクタンスブリッジを使用する。インダクタンスブリッジ加速度計におけるサイズモ質量の変位によって、２つのコイルのインダクタンスが反対方向に変わる。コイルは、インダクタンスブリッジの２つのアームの役目を果たし、抵抗器は他の２つのアームの役目を果たす。ブリッジのＡＣ出力電圧は、印加された加速度と共に変わる。ＡＣ信号をＤＣに変換するのに、復調器を使用することができる。ＡＣ信号の周波数が、加速度の周波数よりかなり大きい限りにおいて、ＤＣ電源が使用される時、必要とされるＡＣ電流を生成するのに、発振器を使用することができる。

サーボ型加速度計では、加速度によって、サイズモ質量「振り子」が運動する。位置検知デバイスによって運動が検出されると、閉ループサーボ系の誤差信号の役目を果たす信号が生成される。信号が復調され、定常状態成分を除去するために増幅された後、信号は、受動減衰網を通過し、質量の回転軸に位置するトルクコイルに印加される。トルクコイルによって生じるトルクは、印加された電流に比例し、加速度によってサイズモ質量に作用するトルクに反対に働き、質量のさらなる運動を妨げる。したがって、トルクコイルを流れる電流は、加速度に比例する。このデバイスはまた、サイズモ質量が平衡している限り、角加速度を測定するのに使用することができる。サーボ型加速度計は、比較的高いコストで高い精度と高いレベルの出力を提供し、非常に低い測定範囲（１ｇよりかなり下）について使用することができる。

「圧電抵抗型」加速度計と呼ばれることが多い、ストレンゲージ型加速度計は、機械的ひずみをＤＣ出力電圧に変換するホイートストンブリッジのアームの役目を果たすストレンゲージを利用する。ゲージは、ばねに取り付けられるか、或いは、サイズモ質量と固定フレームとの間に取り付けられる。ストレンゲージ巻線は、ばね作用に寄与し、応力（すなわち、張力が２つ、圧縮が２つ）が加えられ、ブリッジの４つのアームによって、加えた加速度に比例するＤＣ出力電圧が生じる。

これらの加速度計は、半導体ゲージ及びより剛性のあるばねの使用によって、感度を高めることができ、より高い周波数応答及び出力信号振幅をもたらす。他の型の加速度計と違って、ストレンゲージ型加速度計は、定常状態の加速度に応答する。

容量型加速度計では、加速度の変化によって、容量型加速度計の移動電極と固定電極間の空間の変化をもたらす。移動電極は、通常、ダイアフラムで支持されたサイズモ質量か、又は、湾曲部で支持された円板形状サイズモ質量である。素子は、発振回路のＬＣ部分又はＲＣ部分のコンデンサの役目を果たすことができる。結果として得られる出力周波数は、加えた加速度に比例する。

振動素子型加速度計では、サイズモ質量の非常に小さな変位が、永久磁界内でタングステンワイヤの張力を変える。磁界の存在下でワイヤに流れる電流によって、ワイヤがその共振周波数で振動する（ギター弦のように）。回路機構は、その後、加えた加速度に比例する周波数変調（中心周波数からの偏差）を出力する。こうしたデバイスの精度は高いが、デバイスは、温度変動にかなり敏感であり、比較的費用がかかる。

そのため、本発明は、本明細書において、特定の実施形態の状況で述べられたが、これらの実施形態の多くの変形が、本発明の範囲から逸脱することなく採用されてもよいことが認識されることを、当業者は認識するであろう。そのため、本明細書で提供される説明は、添付の特許請求の範囲に関して、例示的であり、制限的でないことが意図される。たとえば、本発明による方法は、プログラム可能なＩＰＧ又はＩＣＤによって自動的に実施されてもよいし、又は、臨床環境で短期的に実施されてもよい。方法は、本質的に、マイクロプロセッサ制御式装置による実施態様が可能であり、したがって、コンピュータ読み取り可能媒体等に記憶される実行可能命令を含んでもよい。本明細書に開示される運動センサ１１、６０の使用に加えて、当該運動センサ１１、６０は、不整脈検出、心臓の任意のペーシングされた腔についての捕捉検出、及び／又は、患者についての活動信号を導出することによるＩＰＧ又はＩＣＤに対するレート応答能力の提供に使用されてもよい。

本発明の一形態では、ＣＲＴ又は他の心不全ペーシング治療が提供されない期間（たとえば、ＡＡＩ、ＡＤＩ、ＡＡＩ／Ｒ、ＡＤＩ／Ｒ等のような心房ベースのペーシング治療療法の送出の期間、ただし、Ａ−Ｖ伝導の喪失等の場合にバックアップモード切り換えを含む）に、中隔壁運動に関する長期傾向情報が導出されてもよい。結果として、こうした治療の可能性としての治癒的効果を測定することができる。本発明のこの形態の１つの例は、中隔壁運動の機械的に導出された態様を利用して、以前に心不全を起こした心臓（たとえば、拡張型心筋症の患者）のリバースモデリングが、ＣＲＴが止まるか、又は、ＣＲＴが周期的にだけ適用されるレベルに達したかどうか判定する。本発明のこの形態の１つの利点は、ＣＲＴペーシングエンジンのデューティサイクルの低減（たとえば、３腔ペーシング療法から単腔、又は２腔ペーシング療法への）のみに関する。本発明のこの形態によれば、ＣＲＴ又は他の２心室ペーシングが送出されていない時ごとに、中隔壁データが収集され、記憶される。その後、中隔運動の過去の傾向が、現在の中隔壁運動活動と比較されて、リバースリモデリングの肯定的な効果が発生しているか否かについての指示が導出される。本発明のこの実施形態の非常に単純な形態では、２心室ペーシング治療が、周期的に、心房ベースのペーシング治療に切り換えられ、中隔の自然な、又は、内因性の壁運動が測定される。当該壁運動が、プリセットされた閾値を超える場合、２心室治療が再び適用される。閾値を超えない場合、２心室治療は、非協調的心室運動が再び検出される時まで終了することができる。

不整脈検出の場合、心房粗動／細動（ＡＦ）及び心室細動（ＶＦ）は、運動センサ１１、６０からの出力についての手作業の検査又は機械的な検査によって容易に区別できる。同様に、捕捉検出の場合、本発明による運動センサ１１、６０からの出力は、ペーシング治療の送出が誘発反応を可能にするかどうかを確認する信頼性のある手段を提供する。すなわち、心臓の腔に対するペーシング治療の送出に続く非常に短い期間内（たとえば、約５〜５０ｍｓ以内）に、運動センサ１１、６０からの出力信号は、誘発された脱分極波面がセンサ１１、６０を通過する時か、心筋細胞の実際の物理的収縮が起こる時のいずれかに、対応する変位（deflection）を提供するであろう。この点において、同一腔及び相互腔(cross-chamber)捕捉検出は、ペーシング治療からの適切な量のエネルギーが、心臓の腔に送出されているかどうかを、容易に、且つ、正確に反映する。したがって、本発明は、ペーシング（エネルギー）閾値試験を可能とし、おそらくは、より直接的に、心房と心室の両方ついて、ペーシング治療の送出と、心周期の不応部分／非不応部分の間のそれぞれの時間的配置を可能にする。本発明と共に使用可能な運動センサ１１、６０は、たとえペーシング（又は、カーディオバージョン／ディフィブリレーション）電極と同じ場所に配置されても、連続して運動信号を提供する。そのため、本発明のこの態様は、ＣＲＴを最適化する、すなわち、種々のペーシングモードにおいて有害な中隔壁運動を最小にしながらポンピング効率を最大にするために、中隔壁運動が閾値より低下する場合にＣＲＴ（又は、他の２心室ペーシング治療）の送出を停止する他のモダリティに比べて利益を提供する。

経静脈的心内膜リード線を介して患者の心臓に結合した、例示的な埋め込み可能な多腔心臓ペースメーカを示す図である。 再同期化治療を送出し、左心室壁運動センサ信号入力を処理することが可能な、図１に示す多腔ペースメーカの概略ブロック図である。 中隔壁運動を監視することに基づいて、心臓ペーシング間隔を最適化する方法の概要を提供するフローチャートである。 図３の方法で使用するための、左心室壁運動に基づいて最適なＡ−Ｖ間隔を決定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。 変化するＡ−Ｖ間隔における心房−２心室ペーシング、並びに同時左右心室ペーシング（Ｖ−Ｖ間隔は０ｍｓに設定される）中の、加速度計信号出力を示す中隔壁運動を表すグラフである。 図３の方法で使用するための、中隔壁運動に基づいて最適なＶ−Ｖ間隔を決定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。 変化するＶ−Ｖ間隔（及び、先に、１３０ｍｓに最適化されたＡ−Ｖ間隔）における心房−２心室ペーシング中の、加速度計信号出力を示す中隔壁運動を表すグラフである。 側方壁運動に基づいて左心室機能を監視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。

Claims (40)

1. 心臓ペーシング治療の送出中に、最適化された心腔同期化を患者に提供するシステムであって、
   心臓の少なくとも２つの腔の脱分極事象を検知し、且つ／又は、心臓の少なくとも２つの腔にペーシング刺激を提供する手段と、
   前記心臓の前記少なくとも２つの腔の間に配設される前記心臓の腔間中隔壁組織の或る部分の加速度、速度、又は変位を検知し、前記中隔壁組織の或る部分の変位信号を、脱分極事象を検知し、且つ／又は、ペーシング刺激を提供する前記手段に提供する手段と、
   前記検知された変位信号のマグニチュードを低減又は維持するために、ペーシング刺激を前記心臓に提供するためのタイミングを調整する手段とを備えるシステム。
2. 前記心臓の少なくとも２つの腔が、左心室及び右心室を含む、請求項１に記載のシステム。
3. 前記検知する手段は加速度計を備える、請求項１に記載のシステム。
4. 前記加速度計は多軸加速度計を備える、請求項３に記載のシステム。
5. 前記タイミングを調整する手段は、プログラム可能な埋め込み可能医療デバイスであり、該プログラム可能な埋め込み可能医療デバイスは、前記腔に対する電気刺激治療、及び、調整可能Ｖ−Ｖ遅延間隔、調整可能Ａ−Ａ遅延間隔、調整可能Ａ−Ｖ遅延間隔のうちの少なくとも１つを提供する治療送出手段をさらに備える、請求項１に記載のシステム。
6. 心房間中隔組織の或る部分に結合するようになっている加速度計をさらに備える、請求項３に記載のシステム。
7. 前記検知する手段は、光センサ、音響センサ、ホール効果センサ、圧電性素子を有するセンサ、誘導性素子を有するセンサ、容量性素子を有するセンサ、抵抗性素子を有するセンサのうちの１つを備え、該センサは、中隔壁運動又は加速度に比例する可変信号を生成する、請求項１に記載のシステム。
8. 最適化された閉ループ腔間脱分極同期化を患者に提供する方法であって、
   心臓の少なくとも２つの腔にペーシング刺激を提供するステップと、
   前記心臓の腔間中隔壁組織の或る部分の加速度、速度、又は変位を検知し、前記中隔壁組織の或る部分の変位信号を提供するステップと、
   前記心臓の前記少なくとも２つの腔の一方に対するペーシング刺激についての遅延タイミングを調整するステップであって、それによって、前記変位信号のマグニチュードを低減するか、又は、維持するステップと、
   を含む方法。
9. 前記少なくとも２つの腔は、左心室及び右心室を含む、請求項８に記載の方法。
10. 前記検知するステップのための手段が加速度計を備える、請求項８に記載の方法。
11. 前記加速度計は多軸加速度計を備える、請求項１０に記載の方法。
12. 前記タイミングを調整する手段は、プログラム可能な埋め込み可能医療デバイスであり、該プログラム可能な埋め込み可能医療デバイスは、前記腔に対する電気刺激治療を提供する治療送出手段をさらに備え、前記変位信号に少なくとも部分的に応答して、
    調整可能Ｖ−Ｖ遅延間隔、
    調整可能Ａ−Ａ遅延間隔、
    調整可能Ｖ−Ａ遅延間隔、
    調整可能Ａ−Ｖ遅延間隔
    のうちの少なくとも１つを調整するステップをさらに含む、請求項１０に記載の方法。
13. 加速度計を心房間中隔組織の或る部分に結合するステップをさらに含む、請求項１２に記載の方法。
14. 前記検知するステップは、光センサ、音響センサ、ホール効果センサ、圧電性素子を有するセンサ、誘導性素子を有するセンサ、容量性素子を有するセンサ、抵抗性素子を有するセンサのうちの１つによって実行され、前記センサは、中隔壁運動又は加速度に比例する可変信号を生成する、請求項８に記載の方法。
15. 最適化された閉ループＣＲＴを患者に提供する方法を実施する命令を記憶するコンピュータ読み取り可能媒体であって、
    心臓の少なくとも２つの腔の脱分極事象を検知する（且つ／又は、心臓の少なくとも２つの腔にペーシング刺激を提供する）命令と、
    前記心臓の腔間中隔壁組織の或る部分の加速度、速度、又は変位を検知し、前記中隔壁組織の或る部分の変位信号を提供する命令と、
    前記心臓の前記少なくとも２つの腔の一方に対するペーシング刺激のための遅延タイミング間隔を調整して、前記変位信号のマグニチュードを低減するか、又は、維持する命令と、
    を含むコンピュータ読み取り可能媒体。
16. 左心室機能を監視する方法であって、
    中隔壁の或る部分に関する固定ロケーションに対して運動センサを配置するステップであって、前記センサが、前記中隔壁の運動に比例する運動信号を生成するステップと、
    選択された心周期の段階の或る部分の間、データ収集窓を開くステップと、
    所定の時間間隔にわたって、又は、１心周期を超える心周期にわたって、前記データ収集窓の或る部分の少なくとも一部の間中、前記運動信号を記憶するステップと、
    前記所定の時間間隔にわたって、又は、１心周期を超える心周期にわたって、前記運動信号の安定度特性を検証するステップと、
    心房ベースのペーシング治療、心房刺激のみのペーシング治療、心臓再同期化治療、カーディオバージョン治療、ディフィブリレーション治療、心室刺激のみのペーシング治療のうちの１つを送出中に、中隔壁運動を表す信号特性を前記記憶された信号から決定するステップと、
    を含む方法。
17. 前記運動センサは、心房間組織の或る部分に配設されるようになっている、請求項１６に記載の方法。
18. 前記運動センサは加速度計を備える、請求項１７に記載の方法。
19. 前記加速度計は、中隔組織の隣接表面に関して実質的に垂直に配設される長手方向検知軸を有する単一軸加速度計を備える、請求項１８に記載の方法。
20. 前記運動センサは２軸加速度計を備える、請求項１７に記載の方法。
21. 前記運動センサは３軸加速度計を備える、請求項１７に記載の方法。
22. ２心室心臓ペーシングモダリティを動作させるようにプログラムされたデバイスの心臓ペーシング間隔を最適化する方法を実施する命令によってプログラムされたコンピュータ読み取り可能媒体であって、
    配置された運動変換器によって、心臓の中隔組織の或る部分の運動を検知し、前記運動変換器からの運動信号を提供する命令と、
    選択された心周期の段階の或る部分の間、データ収集窓を開く命令と、
    所定の時間間隔にわたって、又は、１心周期を超える心周期にわたって、前記データ収集窓の前記或る部分の少なくとも一部の間中、前記運動信号を記憶する命令と、
    前記所定の時間間隔にわたって、又は、１心周期を超える心周期にわたって、前記運動信号の安定度特性を検証する命令と、
    中隔壁運動を表す信号特性を前記平均した記憶信号から決定する命令とを含むコンピュータ読み取り可能媒体。
23. 前記運動センサは、心房間中隔組織の或る部分に配設されるようになっている、請求項２２に記載のコンピュータ読み取り可能媒体。
24. 前記運動センサは加速度計を備える、請求項２３に記載のコンピュータ読み取り可能媒体。
25. 前記加速度計は、組織の隣接表面に実質的に垂直に配設される長手方向検知軸を有する単一軸加速度計を備える、請求項２４に記載のコンピュータ読み取り可能媒体。
26. 前記運動センサは２軸加速度計を備える、請求項２３に記載のコンピュータ読み取り可能媒体。
27. 前記運動センサは３軸加速度計を備える、請求項２３に記載のコンピュータ読み取り可能媒体。
28. 前記デバイスは埋め込み可能医療デバイスを備える、請求項２２に記載のコンピュータ読み取り可能媒体。
29. 第１ペーシング電極又は第２ペーシング電極は、前記デバイスと結合する検知回路と電気的につながるセンス電極をさらに備え、脱分極波活動を測定し、該測定された脱分極波活動に関連する少なくとも１つのパラメータを少なくとも一時的に記憶する命令をさらに含む、請求項２５に記載のコンピュータ読み取り可能媒体。
30. 中隔壁運動に基づいて心臓ペーシング間隔を最適化する方法であって、
    長期継続的なインビボ埋め込み用に構成された運動センサを中隔組織の或る部分と電気機械的につながるように設置するステップであって、それによって、前記運動センサが、中隔組織の前記或る部分の前記運動に比例する運動信号を生成するステップと、
    選択された心周期の段階に対応する時間的なデータ収集窓を使用可能にするステップと、
    試験ペーシングパラメータの事前選択されたセットに従って送出される心臓ペーシング刺激を適用するステップと、
    前記試験ペーシングパラメータの前記事前選択されたセットの少なくともいくつかの要素について、前記時間的なデータ収集窓の少なくとも一部の間、又は、１心周期を超える心周期の間に、前記運動信号を検知するステップと、
    前記選択された試験ペーシングパラメータのそれぞれについて、比較的改善された左心室機能を表す信号特性を、前記検知された信号から決定するステップと、
    最小マグニチュードの運動信号をもたらした心臓ペーシングタイミングパラメータを、右心室ペーシング電極と左心室ペーシング電極について記憶するステップと、
    を含む方法。
31. 心機能を最適化する装置であって、
    心室中隔組織の或る部分の運動を検知し、運動信号を提供する手段と、
    単一心周期の間の同じ瞬間及び異なる瞬間に、第１心室腔及び第２心室腔を刺激する手段と、
    前記第１心室腔及び前記右心室腔が、同じ瞬間及び異なる瞬間に刺激される時に、時間的な窓の間に、前記検知された運動信号を記憶する手段と、
    前記第１心室腔及び前記右心室腔が収縮している時に対応する期間の間に少なくとも１回、前記検知された運動信号を数学的に積分する手段と、
    前記数学的に積分された運動信号を比較し、最小マグニチュードを有する積分された運動信号に対応するペーシングパラメータのセットを決定する手段と、
    前記ペーシングパラメータのセットを記憶する手段と、
    を備える装置。
32. 心臓ペーシングデバイスにおいて前記ペーシングパラメータの記憶されたセットを適用する手段をさらに備える、請求項３１に記載の装置。
33. ２心室ペーシング治療が患者に送出されるべきかどうかを判定する方法であって、
    心房ベースのペーシング治療が患者に送出されている時の、ある期間の間、心室中隔壁組織の或る部分の運動パラメータを測定するステップと、
    前記測定された運動パラメータを、所定の治療選択閾値、又は、前記心房ベースのペーシング治療が送出された時の、以前の期間の間に得られた、前記患者の心室壁運動の以前の測定値と比較するステップと、
    前記測定された運動パラメータが、前記所定の治療選択閾値を超えないか、又は、前記以前の測定値を超える場合に、２心室ペーシング治療の送出を取り消し、或いは、
    前記測定された運動パラメータが、前記所定の治療選択閾値を超えるか、又は、前記以前の測定値を超える場合に、前記２心室ペーシング治療の送出を再開するステップと、
    を含む方法。
34. 前記運動パラメータは、加速度パラメータ、速度パラメータ、変位パラメータのうちの１つを含む、請求項３３に記載の方法。
35. 前記２心室ペーシング治療は心臓再同期化治療を含む、請求項３３に記載の方法。
36. 前記心房ベースのペーシング治療は、ＡＡＩペーシング治療、ＡＤＩペーシング治療、ＡＡＩ／Ｒペーシング治療、ＡＤＩ／Ｒペーシング治療のうちの１つを含む、請求項３３に記載の方法。
37. ２心室ペーシング治療が患者に送出されるべきかどうかを判定する方法を実施する実行可能命令を記憶するコンピュータ読み取り可能媒体であって、
    心房ベースのペーシング治療が患者に送出されている時の、ある期間の間、心室中隔壁組織の或る部分の運動パラメータを測定する命令と、
    前記測定された運動パラメータを、所定の治療選択閾値、又は、前記心房ベースのペーシング治療が患者に送出されていた時の、以前の期間の間に得られた、前記患者の心室壁運動の以前の測定値と比較する命令と、
    前記測定された運動パラメータが、前記所定の治療選択閾値を超えないか、又は、前記以前の測定値を超えない場合に、２心室ペーシング治療の送出を取り消す命令、又は、
    前記測定された運動パラメータが、前記所定の治療選択閾値を超えるか、又は、前記以前の測定値を超える場合に、前記２心室ペーシング治療の送出を再開する命令とを含むコンピュータ読み取り可能媒体。
38. 前記運動パラメータは、加速度パラメータ、速度パラメータ、変位パラメータのうちの１つを含む、請求項３７に記載のコンピュータ読み取り可能媒体。
39. 前記２心室ペーシング治療は心臓再同期化治療を含む、請求項３８に記載のコンピュータ読み取り可能媒体。
40. 前記心房ベースのペーシング治療は、ＡＡＩペーシング治療、ＡＤＩペーシング治療、ＡＡＩ／Ｒペーシング治療、ＡＤＩ／Ｒペーシング治療のうちの１つを含む、請求項３７に記載のコンピュータ読み取り可能媒体。

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