JP2008502444A - 個人の心室間遅延最適化のための方法および装置 - Google Patents

Abstract

心臓調律管理システムは、心音形態に基づく心臓機械的非同期性の評価、および、心臓機械的非同期性に対するペーシング作用の評価に基づくペーシング・パラメータの最適化を提供する。心臓機械的非同期性の程度は、三尖弁閉鎖と僧房弁閉鎖との間の時間遅延および／または肺動脈弁閉鎖と大動脈弁閉鎖との間の時間遅延によって測定される。心臓再同期治療は、心臓ペーシングによって心臓機械的非同期性の最低の程度をもたらすように、治療パラメータを確定することによって最適化される。

Description

関連出願

（優先権の主張）
優先権の利益は、２００４年６月１０日に出願され、その出願が、参照により本明細書に組み込まれる、米国特許出願第１０／８６５，４９８号に対して請求される。

（関連出願の相互引用）
本出願は、同時係属中の同一譲受人に譲渡された、２００２年１２月３０日に出願された「ＭＥＴＨＯＤ ＡＮＤ ＡＰＰＡＲＡＴＵＳ ＦＯＲ ＭＯＮＩＴＯＲＩＮＧ ＯＦ ＤＩＡＳＴＯＬＩＣ ＨＥＭＯＤＹＮＡＭＩＣＳ」という名称の米国特許出願第１０／３３４，６９４号、および、２００２年１２月２日に出願された「ＰＨＯＮＯＣＡＲＤＩＯＧＲＡＰＨＩＣ ＩＭＡＧＥ−ＢＡＳＥＤ ＡＴＲＩＯＶＥＮＴＲＩＣＵＬＡＲ ＤＥＬＡＹ ＯＰＴＩＭＩＺＡＴＩＯＮ」という名称の米国特許出願第１０／３０７，８９６号に関し、両出願は、参照によりその全体が組み込まれる。

本文書は、一般に、心臓調律管理（ＣＲＭ）システムに関し、特に、制限としてではないが、心音を使用した心臓治療の最適化を提供するシステムに関する。

心臓は、人の循環系の中心である。心臓は、２つの主要なポンピング機能を実施する複雑な電気機械システムを含む。心臓は、４つの腔、すなわち、右心房（ＲＡ）、右心室（ＲＶ）、左心房（ＬＡ）、左心室（ＬＶ）を含む。ＲＡは、体の器官から脱酸素化された血液を取り出し、三尖弁を通してその血液をＲＶ内に注入する。ＲＶは、脱酸素化された血液を、肺動脈弁を通して肺に圧送する。血液は、肺内で酸素化される。ＬＡは、肺から酸素化された血液を取り出し、僧房弁を通してその血液をＬＶ内に注入する。ＬＶは、酸素化された血液を、大動脈弁を通して体の器官に圧送して、酸素についての器官の代謝需要を器官に供給する。これらの機械式ポンピング機能は、心筋（心臓の筋肉）の収縮によって行われる。

正常な心臓において、洞房（ＳＡ）結節、心臓の自然のペースメーカは、活動電位と呼ばれる電気インパルスを生成し、電気インパルスは、電気伝導系を通って心臓の種々の領域に伝播して、これらの領域の心筋組織が励起される。正常な電気伝導系において活動電位の伝播における協調した遅延によって、心臓の種々の領域にある筋肉が、ポンピング機能が効率的に実施されるように、機械的に同期して収縮する。

正常な循環動態性能によって示される、心臓の正常なポンピング機能は、活動電位を生成し、適切なタイミングで心筋の指定された部分に活動電位を送出するための正常な電気システム、十分な強度で収縮することができる正常な心筋、および、心臓の全ての領域が、活動電位によって励起されるような正常な電気機械的連携を必要とする。閉塞するか、または、その他で異常な電気伝導、および／または、低下した心筋組織によって、心臓の非同期性収縮が生じ、心臓や体のその他の部分への血液供給の減少を含む循環動態性能の低下がもたらされる。心臓が、体の代謝需要を満たすのに十分な血液を圧送することに失敗する状況は、心不全として知られる。

ポンピング機能は機械的機能であるため、循環動態性能は、最終的には、心臓の機械的同期性によって決まる。こうした理由や他の理由で、心臓機械的非同期性の直接評価についての必要性が存在する。評価は、心臓の機械的同期性を回復する心臓治療についての効力の直接の尺度として役立つ。

心臓調律管理（ＣＲＭ）システムは、心音形態に基づく心臓機械的非同期性の評価、および、心臓機械的非同期性に対するペーシング作用の評価に基づくペーシング・パラメータの最適化を提供する。心臓機械的非同期性の程度は、三尖弁閉鎖と僧房弁閉鎖との間の時間遅延および／または肺動脈弁閉鎖と大動脈弁閉鎖との間の時間遅延によって測定される。心臓再同期化治療は、心臓ペーシングによって心臓機械的非同期性の最低の程度をもたらすように、治療パラメータを確定することによって最適化される。

一実施態様では、心臓を解析するシステムは、心音入力部と、心音検出器と、コンピュータ・ベース心音形態学的解析器とを含む。心音入力部は、心音を示す１つまたは複数の信号を受け取る。心音検出器は、少なくとも１つの所定のタイプの心音を検出する。コンピュータ・ベース心音形態学的解析器は、検出された心音の測定値に基づいて心臓機械的非同期性の程度を示す少なくとも１つの非同期性パラメータを生成する。心音形態学的解析器は、それぞれが、検出された心音の少なくとも１つの形態学的特徴に基づく、１つまたは複数のパラメータを測定する心音測定モジュールを含む。形態学的特徴は、一心周期における、心臓の第１心臓弁の閉鎖と第２心臓弁の閉鎖との間の時間間隔を示す。

一実施態様では、心臓を解析するシステムは、埋込み可能システムとその埋込み可能システムと通信する外部システムを含む。埋込み可能システムは、１つまたは複数の埋込み可能心音センサと埋込み可能医療デバイスを含む。１つまたは複数の埋込み可能心音センサは、それぞれが、心音を示す前記１つまたは複数の信号を検知する。埋込み可能医療デバイスは、１つまたは複数の心音信号を処理するためのインプラント・コントローラと、１つまたは複数の心音信号を外部システムに送信するためのインプラント・テレメトリ・モジュールとを含む。外部システムは、１つまたは複数の心音信号を受信する外部テレメトリ・モジュールと、１つまたは複数の心音信号を処理する外部コントローラとを含む。外部コントローラは、心臓機械的非同期性の程度を示す少なくとも１つの非同期性パラメータを生成する心音形態学的解析器を含む。心音形態学的解析器は、それぞれが、少なくとも１つの所定のタイプの心音の少なくとも１つの形態学的特徴に基づく、１つまたは複数のパラメータを測定する心音測定モジュールを含む。形態学的特徴は、一心周期における、心臓の第１心臓弁の閉鎖と第２心臓弁の閉鎖との間の時間間隔を示す。

一実施態様では、心臓ペースメーカを動作させる方法が提供される。心音を示す１つまたは複数の心音信号が受け取られる。少なくとも１つの所定のタイプの心音が検出される。それぞれが、心臓機械的非同期性の程度を示す、１つまたは複数の非同期性パラメータが、自動心臓機械的非同期性アルゴリズムを実行することによって検出された心音の少なくとも１つの形態学的特徴に基づいて生成される。心臓機械的非同期性の程度を最低にするための１つまたは複数のペーシング・パラメータが、１つまたは複数の非同期性パラメータに基づいて確定される。

この要約は、本出願の教示の一部の概要であり、本主題の排他的または網羅的な扱いを意図しない。本主題についてのさらなる詳細は、詳細な説明および添付特許請求の範囲に見出される。本発明の他の態様は、以下の詳細な説明を読み、理解し、詳細な説明の一部を形成する図面を見ることによって、当業者に明らかになるであろう。図面および説明はそれぞれ、制限的な意味で考えられるべきでない。本発明の範囲は、添付特許請求項およびその等価物によって規定される。

例示的な目的のためだけであり、必ずしも一定比例尺に従わない図面において、同じ数字は、いくつかの図にわたって同じ構成要素を記述する。図面は、一般に、例によって、しかし、制限としてではなく、本文書で説明される種々の実施形態を示す。

以下の詳細な説明において、詳細な説明の一部を形成し、本発明を実施することができる特定の実施形態が例として示される添付図面が参照される。これらの実施形態は、当業者が、本発明を実施することを可能にするように十分詳細に述べられ、実施形態が組み合わされてもよいこと、または、他の実施形態が利用されてもよいこと、および、本発明の精神および範囲から逸脱することなく、構造的、論理的、電気的な変更を行ってもよいことが理解されるであろう。以下の詳細な説明は、例を提供し、本発明の範囲は、添付特許請求の範囲およびその等価物によって規定される。

本開示における「ある（ａｎ）」、「１つの（ｏｎｅ）」、または「種々の（ｖａｒｉｏｕｓ）」実施形態に対する参照は、必ずしも同じ実施形態に対するものではなく、こうした参照は、２つ以上の実施形態を考慮することが留意されるべきである。

本文書は、とりわけ、心音によって示される心臓の機械的性能に基づいて治療を最適化する方法およびシステムを説明する。心音、または、一般に、心臓の機械的振動から生じるエネルギーは、三尖弁、肺動脈弁、僧房弁、大動脈弁の開放と閉鎖を含む心臓の機械的活動を示す。循環動態性能は、最終的に、心臓の機械的同期性によって決まるため、心音は、同期して収縮する心臓の能力を回復することを意図した治療についての効力の直接の尺度を提供する。

本文書全体を通して、「心音」は、加速度計によって検知することができる心臓機械的活動によって引き起こされる可聴および不可聴の機械的振動を含む。Ｓ１は、一般に、文脈に応じて、「第１心音」、または、第１心音の１つまたは複数の発生または事例として知られている心音タイプのことを言う。Ｓ２は、一般に、文脈に応じて、「第２心音」、または、第２心音の１つまたは複数の発生または事例として知られている心音タイプのことを言う。「ユーザ」は、本文書に報告されている方法および装置の１つまたは複数を使用して、患者を検査し、かつ／または、処置する医師または他の介護者を含む。

図１は、一心周期にわたる、検知された心音信号１００と処理された心音信号１０２を示すグラフである。信号１００、１０２は共にＳ１とＳ２を示す。検知された心音信号１００は、心臓の機械的振動を検知する加速度計や、心臓から発生する可聴音を検知するマイクロフォンなどの心音センサの出力を表す。信号は、心音信号１０２を生成するために、少なくとも包絡線検出によって調整される。以下のシステムおよび方法の説明における「心音信号」は、信号１００などで示す、心音センサの出力としての心音信号か、信号１０２などで示す包絡線検出された心音信号のいずれかのことを言う。

各心周期は、三尖弁を通してＲＶを、僧房弁を通してＬＶを、その間に充満させる拡張相、および、肺動脈弁を通してＲＶから、また、大動脈弁を通してＬＶから、血液がその間に駆出される収縮相を含む。Ｓ１は、とりわけ、拡張相を開始する、三尖弁閉鎖と僧房弁閉鎖に関連する機械的振動から発生することが知られている。Ｓ２は、とりわけ、収縮相を開始する、肺動脈弁閉鎖と大動脈弁閉鎖に関連する機械的振動から発生することが知られている。

図２は、心周期にわたって種々の心音センサによって検知された心臓機械的同期性を示す心音信号を示すグラフである。「全体的な」心音信号２０２Ｇは、心臓全体から発生する心音を検知する単一心音センサによって検知される。心音信号２０２Ｇは、同期して収縮する心臓についてＳ１_G（全体的なＳ１）とＳ２_G（全体的なＳ２）を示す。Ｓ１_Gは、単一ピークと正常なＳ１幅範囲内に入るＳ１幅２１０によって形態学的に特徴付けられる。Ｓ２_Gは、単一ピークと正常なＳ２幅範囲内に入るＳ２幅２２０によって形態学的に特徴付けられる。

「局所的な」心音信号２０２Ｒと２０２Ｌは、それぞれが、右部分や、左部分などの、心臓の一部分から発生した心音を主に検知する２つのセンサを使用して同時に検知される。一実施形態では、心音信号２０２Ｒは、ＲＶ内に設置された心音センサによって検知され、心音信号２０２Ｌは、ＬＶ内に設置された心音センサによって検知される。ＲＶ心音信号２０２Ｒは、Ｓ１_RV（ＲＶで検知されるＳ１）とＳ２_RV（ＲＶで検知されるＳ２）を示す。Ｓ１_RVは、三尖弁閉鎖を示す。Ｓ２_RVは、肺動脈弁閉鎖を示す。ＬＶ心音信号２０２Ｌは、Ｓ１_LV（ＬＶで検知されるＳ１）とＳ２_LV（ＬＶで検知されるＳ２）を示す。Ｓ１_LVは、僧房弁閉鎖を示す。Ｓ２_LVは、大動脈弁閉鎖を示す。

同期して収縮する心臓において、三尖弁閉鎖（Ｓ１_RV）と僧房弁閉鎖（Ｓ１_LV）は、ほぼ同時に起こる。三尖弁閉鎖と僧房弁閉鎖の音は、実質的に重なり、正常Ｓ１_Gを生成する。肺動脈弁閉鎖（Ｓ２_RV）と大動脈弁閉鎖（Ｓ２_RV）は、ほぼ同時に起こる。肺動脈弁閉鎖と大動脈弁閉鎖の音は、実質的に重なり、正常なＳ２_Gを生成する。

図３は、心周期にわたって種々の心音センサによって検知された心臓機械的非同期性を示す心音信号を示すグラフである。「全体的な」心音信号３０２Ｇは、心臓全体から発生する心音を検知する単一心音センサによって検知される。「局所的な」心音信号３０２Ｒと３０２Ｌは、それぞれが、心臓の一部分から発生した心音を主に検知する２つのセンサを使用して同時に検知される。心音信号３０２Ｇは、心音信号２０２Ｇに相当し、心音信号３０２Ｒは、心音信号２０２Ｒに相当し、心音信号３０２Ｌは、心音信号２０２Ｌに相当する。信号２０２Ｇ、２０２Ｒ、２０２Ｌは、心臓同期性を示す心音信号を示すが、信号３０２Ｇ、３０２Ｒ、３０２Ｌは、心臓非同期性を示す心音信号を示す。

心臓の種々の領域にある心臓筋肉が、同期して収縮するのに失敗するとき、すなわち、心臓機械的非同期性が起こるとき、弁閉鎖と弁閉鎖との相対的なタイミングは、その正常タイミングから逸脱する。三尖弁閉鎖（Ｓ１_RV）と僧房弁閉鎖（Ｓ１_LV）との間の遅延３１４は、三尖弁と僧房弁が、もはや実質的に同時に閉じないことを示す。遅延によって、２重のピークを持ったＳ１_Gおよび／またはＳ１_Gに関連する異常に大きなＳ１幅３１０が生じる。肺動脈弁閉鎖（Ｓ２_RV）と大動脈弁閉鎖（Ｓ２_LV）との間の遅延３１６は、肺動脈弁と大動脈弁が、もはや実質的に同時に閉じないことを示す。遅延によって、２重のピークを持ったＳ２_Gおよび／またはＳ２_Gに関連する異常に大きなＳ２幅３１２が生じる。個人の状況に応じて、同期して収縮することに失敗する心臓は、遅延３１４と遅延３１６の１つまたは両方、および／または、Ｓ１幅３１０とＳ２幅３１２の１つまたは両方によって示される場合がある。

図３に示される、Ｓ１_RVとＳ１_LVとの間の相対的タイミングならびにＳ２_RVとＳ２_LVとの間の相対的タイミングは、具体的に示すだけのための例を示すことが理解される。図３は、左脚ブロック（ＬＢＢＢ）を患う患者の例示的な心音信号を示し、Ｓ１_RVは、時間的にＳ１_LVに先行し、Ｓ２_RVは、時間的にＳ２ＬＶに先行する。しかし、以下で説明されるシステムおよび方法は、一般に、遅延３１４、遅延３１６、異常に長いＳ１幅３１０、異常に長いＳ２幅３１２のうちの任意の１つまたは複数によって示される心臓機械的非同期性に適用可能である。

心臓を再同期させるための有効な処置は、遅延３１４と３１６のいずれか、または、両方を短縮するか、または、なくし、幅３１０と３１２を共にその正常な値に回復させる。換言すれば、処置の目標は、（ｉ）Ｓ１_Gの２つのピークを合体させること、および、Ｓ２_Gの２つのピークを合体させること、または、（ｉｉ）Ｓ１_RVとＳ１_LVを一直線に揃えること、および、Ｓ２_RVとＳ２_LVを一直線に揃えることを含む。Ｓ１に関する目標とＳ２に関する目標が、共に満たされない場合、（ｉ）Ｓ２_Gの２つのピークを合体させること、または、（ｉｉ）Ｓ２_RVとＳ２_LVを一直線に揃えることに、より高い優先度が与えられる。

こうした処置の一例は、心臓再同期治療（ＣＲＴ）の適用であり、心臓再同期治療（ＣＲＴ）は、適切なタイミングを使用して、心室ペーシング・パルスを送出することによって、心臓、特に、心室の収縮を再同期させる。治療が、心臓同期性を回復させる程度は、遅延３１４または３１６が減少する程度、または、幅３１０、３１２が正常値に戻る程度によって示される。

以下のシステムおよび方法の説明において、心音信号３０２Ｇ、３０２Ｒ、３０２Ｌ、および、心音Ｓ１_G、Ｓ２_G、Ｓ１_RV、Ｓ２_RV、Ｓ１_LV、Ｓ２_RVは、具体的に示すために使用されるが、制限するためには使用されない。心音信号３０２Ｇは、一般に、単一センサによって検知され、心臓のどこかから発生する心音を示す「全体的な」心音を含む。心音信号３０２Ｒと３０２Ｌは、２つのセンサによって同時に検知された２つの心音信号を含む。心音信号３０２Ｒは、一般に、心臓の右側から主に発生する心音を示し、ＲＶ内に設置されたセンサなどによって検知される「局所的な」心音を含む。心音信号３０２Ｌは、一般に、心臓の左側から主に発生する心音を示し、ＬＶ内に設置されたセンサなどによって検知される別の「局所的な」心音を含む。Ｓ１_Gは、一般に、三尖弁閉鎖と僧房弁閉鎖の組合せから生じた心音を含む。Ｓ２_Gは、一般に、肺動脈弁閉鎖と大動脈弁閉鎖の組合せから生じた心音を含む。Ｓ１_RVは、一般に、三尖弁閉鎖から生じた心音を含む。Ｓ２_RVは、一般に、肺動脈弁閉鎖から生じた心音を含む。Ｓ１_LVは、一般に、僧房弁閉鎖から生じた心音を含む。Ｓ２_LVは、一般に、大動脈弁閉鎖から生じた心音を含む。Ｓ１は、一般に、Ｓ１_G、Ｓ１_RV、Ｓ１_LVを含む「第１心音」、または、「第１心音」の１つまたは複数の発生として知られている心音タイプのことを言う。Ｓ２は、一般に、Ｓ２_G、Ｓ２_RV、またはＳ２_RVを含む、「第２心音」、または、「第２心音」の１つまたは複数として知られている心音タイプのことを言う。

図４は、心臓機械的非同期性評価に基づいてペーシング・パラメータを最適化するシステム４００の一実施形態を示すブロック図である。システム４００は、心音センサ４０２、心音信号プロセッサ４０３、呼吸センサ４０４、呼吸信号プロセッサ４０５、心臓機械的非同期性評価モジュール４１０、ペーシング・パラメータ最適化モジュール４３０、ペーシング・コントローラ４３２、ペーシング回路４３４を含む。一実施形態では、システム４００の所定の部分が、コンピュータ・ベース・システムとして実施される。

心音センサ４０２は、それぞれが、心音を示す信号を検知する１つまたは複数のセンサを含む。１つまたは複数のセンサの例は、加速度計やマイクロフォンを含む。一実施形態では、心音センサ４０２は、心音信号３０２Ｇを検知する単一心音センサを含む。１つの特定の実施形態では、単一心音センサは、心臓の外に設置される。別の特定の実施形態では、単一心音センサは、心腔内に設置される。別の実施形態では、心音センサ４０２は、それぞれが、心臓の特定の部分から発生する心音を示す信号を検知する複数の心音センサを含むセンサ・システムである。１つの特定の実施形態では、複数の心音センサは、心音信号３０２Ｒを検知するＲＶ心音センサと、心音信号３０２Ｌを検知するＬＶ心音センサを含む。１つの特定の実施形態では、ＲＶ心音センサは、少なくとも、三尖弁閉鎖と肺動脈弁閉鎖を示す心音信号を検知するために、ＲＶ内に設置するための心臓内心音センサであり、ＬＶ心音センサは、少なくとも、僧房弁閉鎖と大動脈弁閉鎖を示す心音信号を検知するために、ＬＶ内に設置するための別の心臓内心音センサである。別の特定の実施形態では、ＲＶ心音センサは、少なくとも、三尖弁閉鎖と肺動脈弁閉鎖を示す心音信号を検知するために、ＲＶ内に設置するための心臓内心音センサであり、ＬＶ心音センサは、少なくとも、僧房弁閉鎖と大動脈弁閉鎖を示す心音信号を検知するために、ＬＶを覆う心外膜壁上に設置するための心外膜心音センサである。

心音信号プロセッサ４０３は、心音センサ４０２によって検知された１つまたは複数の心音信号を調整する。心音信号プロセッサ４０３は、心音信号３０２Ｇおよび／または心音信号３０２Ｒと３０２Ｌを生成する包絡線検出器を含む。一実施形態では、心音信号プロセッサ４０３はさらに、集合平均することによって、１つまたは複数の心音信号のそれぞれの信号対雑音比を改善する集合平均回路を含む。

呼吸センサ４０４は、それぞれが、吸気相と呼気相を含む呼吸周期を示す呼吸信号を検知する。一実施形態では、呼吸センサ４０４は、吸気と呼気を示す加速度信号を検知する加速度計を含む。別の実施形態では、呼吸センサ４０４は、分時換気センサを含む。１つの特定の実施形態では、分時換気センサは、分時換気を示す胸部インピーダンスを検知する埋込み可能インピーダンス・センサである。

呼吸信号プロセッサ４０５は、心臓機械的非同期性評価モジュール４１０が使用するために、呼吸信号を調整する。一実施形態では、呼吸信号プロセッサ４０５は、呼吸周期の各呼気相を検出し、指示する呼気検出器を含む。

心臓機械的非同期性評価モジュール４１０は、心音センサ４０２によって検知され、心音信号プロセッサ４０３によって前処理された少なくとも１つまたは複数の心音信号に基づいて、それぞれが、心臓機械的非同期性の程度を示す、１つまたは複数の非同期性パラメータを生成する。心臓機械的非同期性評価モジュール４１０は、心音入力部４１２、呼吸信号入力部４１３、心音検出器４１４、心音形態学的解析器４２０を含む。一実施形態では、心臓機械的非同期性評価モジュール４１０は、コンピュータ・ベース・システムとして実施される。１つの特定の実施形態では、心臓機械的非同期性評価モジュール４１０は、入力として、１つまたは複数の心音信号および／または検出されたＳ１とＳ２を使用して、自動心臓機械的非同期性アルゴリズムを実行することによって、１つまたは複数の非同期性パラメータを生成する。

心音入力部４１２は、心音信号３０２Ｇおよび／または心音信号３０２Ｒや３０２Ｌなどの１つまたは複数の心音信号を受け取る。呼吸信号入力部４１３は、呼気相中に、Ｓ２_Gおよび／またはＳ２_RVまたはＳ２_LVのうちのどの発生が検出されたかを示す呼吸信号を受け取る。

心音検出器４１４は、１つまたは複数の心音信号から心音を検出する。心音検出器４１４は、少なくとも、Ｓ１検出器４１６とＳ２検出器４１８を含む。一実施形態では、Ｓ１検出器４１６はＳ１_Gを検出し、Ｓ２検出器４１８はＳ２_Gを検出し、両者は心音信号３０２Ｇからのものである。別の実施形態では、Ｓ１検出器４１６は、心音信号３０２ＲからのＳ１_RVおよび心音信号３０２ＬからのＳ１_LVを検出し、Ｓ２検出器４１８は、心音信号３０２ＲからのＳ２_RVおよび心音信号３０２ＬからのＳ２_LVを検出する。

心音形態学的解析器４２０は、１つまたは複数の非同期性パラメータを生成する。一実施形態では、心音形態学的解析器４２０は、自動心臓機械的非同期性アルゴリズムを実行することによって１つまたは複数の非同期性パラメータを生成するコンピュータ・ベース解析器である。自動心臓機械的非同期性アルゴリズムは、以下で述べるように、検出されたＳ１とＳ２の形態学的特徴を検出し、形態学的特徴に関連する測定を行い、測定結果に基づいて１つまたは複数の非同期性パラメータを生成するように設計される。

心音形態学的解析器４２０は、少なくとも、Ｓ１_G（またはＳ１_RVとＳ１_LV）に関連する非同期性パラメータを生成するＳ１形態学的解析器４２２、および、Ｓ２_G（またはＳ２_RVとＳ２_LV）に関連する別の非同期性パラメータを生成するＳ２形態学的解析器４２６を含む。一実施形態では、Ｓ２形態学的解析器４２６は、呼吸周期の呼気相中に検出されたＳ２_G（またはＳ２_RVとＳ２_LV）のみに基づいて、Ｓ２_G（またはＳ２_RVとＳ２_LV）に関連する非同期性パラメータを生成する。心音形態学的解析器４２０は、１つまたは複数の心音の形態学的特徴に関連するパラメータを測定する１つまたは複数の心音測定モジュールを含む。Ｓ１形態学的解析器４２２は、Ｓ１測定モジュール４２４を含む。Ｓ２形態学的解析器４２６は、Ｓ２幅測定モジュール４２８を含む。

一実施形態では、各心音測定モジュールは、心音の幅を測定する心音幅測定モジュールを含む。Ｓ１測定モジュール４２４は、Ｓ１幅３１０（Ｓ１_Gの幅）を測定するＳ１幅測定モジュールを含む。Ｓ２測定モジュール４２８は、Ｓ２幅３１２（Ｓ２_Gの幅）を測定するＳ２幅測定モジュールを含む。

別の実施形態では、各心音測定モジュールは、心音信号３０２Ｇなどの単一心音信号内の心音によって示される、心臓弁閉鎖の遅延を測定する心音遅延測定モジュールを含む。各心音遅延測定モジュールは、ピーク検出器とタイマを含む。ピーク検出器は、それぞれが１つの弁閉鎖を示す心音内のピークを検出する。２つのピークが、心音内で検出される場合、タイマは、２つのピーク間の時間間隔として遅延を測定する。この実施形態では、Ｓ１測定モジュール４２４は、Ｓ１_G内で検出された２つのピーク間の時間間隔としてＳ１遅延３１４を測定するＳ１遅延測定モジュールを含む。Ｓ２測定モジュール４２８は、Ｓ２_G内で検出された２つのピーク間の時間間隔としてＳ２遅延３１６を測定するＳ２遅延測定モジュールを含む。一実施形態では、組織ドプラ・イメージング（ＴＤＩ）、エコーカーディオグラフィ、または、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）などのイメージング技法が、Ｓ１_Gの２つのピークを区別するために適用される。これは、Ｓ１_G内で、三尖弁閉鎖に関連するピークと僧房弁閉鎖に関連するピークの識別を可能にする。通常、肺動脈弁閉鎖は、吸気相中に遅延する。一実施形態では、このことは、Ｓ２_Gの２つのピークを区別するのに利用される。これは、Ｓ２_G内で、肺動脈弁閉鎖に関連するピークと大動脈弁閉鎖に関連するピークの識別を可能にする。一実施形態では、形態学的解析器４２０の各心音測定モジュールは、これらのピーク識別技法を使用して、定期的に、または、必要に応じて較正される。

別の実施形態では、各心音測定モジュールは、心音信号３０２Ｒと３０２Ｌなどの２つの心音信号内の心音によって示される、心臓弁閉鎖の遅延を測定する心音遅延測定モジュールを含む。各心音遅延測定モジュールは、１つの心音信号内で検出された心音と別の心音信号内で検出された心音との間の時間間隔である遅延を測定するタイマを含む。この実施形態では、Ｓ１測定モジュール４２４は、Ｓ１_RVとＳ１_LVとの時間間隔としてＳ１遅延３１４を測定するＳ１遅延測定モジュールを含む。Ｓ２測定モジュール４２８は、Ｓ２_RVとＳ２_LVとの時間間隔としてＳ２遅延３１６を測定するＳ２遅延測定モジュールを含む。

別の実施形態では、心音形態学的解析器４２０は、１つまたは複数の心音信号のそれぞれについて、少なくとも１つの時間−周波数表現を生成し、それぞれが、１つの時間−周波数表現の少なくとも１つの特徴に関連する、１つまたは複数の非同期性パラメータを生成する心音時間−周波数解析器を含む。一実施形態では、心音時間−周波数解析器は、さらに、時間−周波数表現の少なくとも１つの特徴に基づいて肺動脈圧を示すパラメータを生成する。心音時間−周波数解析器は、例として、また、制限としてではなく、短時間フーリエ変換（ＳＴＦＴ）モジュール、低減干渉（ＲＩＤ）モジュール、ウェーブレット変換（ＷＴ）モジュールのうちの１つまたは複数を含む。ＳＴＦＴモジュールは、１つまたは複数の心音信号を表すデータに対してスライディング・ウィンドウを適用することによって、信号の時間対周波数表現を生成する。窓付きフーリエ変換（ＦＴ）の基づくスペクトル表現は、窓位置が更新されるたびに計算される。ＲＩＤモジュールは、低減干渉による結果を提示することによって、ウィグナ−ビル（Ｗｉｇｎｅｒ−Ｖｉｌｌｅ）の時間−周波数分布に基づくＳＴＦＴに比べて分解能の改善を提供する。ＷＴモジュ−ルは、高周波数は、時間上でよりよく分解されるが、低周波数は、周波数上でよりよく分解されることを利用する。この処理は、ハイパス・フィルタやローパス・フィルタ・セットによって、１つまたは複数の心音信号を表すデータを異なるスケールで再帰的にフィルタリングすることを含む。

ペーシング・パラメータ最適化モジュール４３０は、１つまたは複数の非同期性パラメータに基づいて、１つまたは複数のほぼ最適なペーシング・パラメータを確定する。ほぼ最適なペーシング・パラメータは、ほぼ最低の程度の心臓機械的非同期性を実現する。ペーシング・コントローラ４３２は、心臓機械的非同期性の程度に及ぼすパラメータの作用によってパラメータを評価するペーシング・パラメータ最適化モジュール４３０によって提供されるパラメータを使用して、ペーシング回路４３４から心臓へのペーシング・パルスの送出を制御する。ほぼ最適なペーシング・パラメータは、評価されるパラメータの全てから、１つまたは複数の非同期性パラメータによって示される心臓機械的非同期性の程度の最低の程度に関連するパラメータを選択することによって確定される。

一実施形態では、ペーシング・パラメータ最適化モジュール４３０は、１つまたは複数のペーシング・パラメータを１つまたは複数の非同期性パラメータのそれぞれのほぼ最適な値に調整することによって、１つまたは複数のペーシング・パラメータを最適化する。ほぼ最適な値は、１つまたは複数のペーシング・パラメータを調整することによって得られる最低の程度の心臓機械的非同期性に関連する値である。ペーシング・パラメータ最適化モジュール４３０は、１つまたは複数のペーシング・パラメータを調整するパラメータ調整回路を含む。パラメータ調整回路は、ペーシング部位選択器、房室遅延（ＡＶＤ）調整回路、心室間遅延（ＬＶＤ）調整回路のうちの１つまたは複数を含むが、それに限定されない。ペーシング部位選択器は、ペーシング・パルスが送出される１つまたは複数のペーシング部位を選択する。ＡＶＤ調整回路は、心室ペーシング・パルスが送出される１つまたは複数のＡＶＤを調整する。ＩＶＤ調整回路は、心室ペーシング・パルスが送出される１つまたは複数のＩＶＤを調整する。ペーシング部位、ＡＶＤ、ＩＶＤのうちの任意の１つまたは複数をそれぞれ調整した後、ペーシング・コントローラ４３２は、調整されたパラメータを使用して、ペーシング回路４３４からペーシング・パルスの送出を制御する。最適化プロセスは、ほぼ最低の、または、それ以外で満足できる程度の心臓機械的非同期性に達するまで、調整されたパラメータを使用して、パラメータの調整とペーシング・パルスの送出の繰り返しを含む。

別の実施形態では、ペーシング・パラメータ最適化モジュール４３０は、心臓機械的非同期性の程度に及ぼすペーシング・パラメータの作用について、１つまたは複数のペーシング・パラメータについての値の種々の組合せを試験することよって、１つまたは複数のペーシング・パラメータを最適化する。ペーシング・パラメータ最適化モジュール４３０は、それぞれが、１つまたは複数のペーシング・パラメータのそれぞれについての値を含む、複数のペーシング・パラメータ値のセットを生成するパラメータ発生器を含む。パラメータ発生器は、ペーシング部位発生器、ＡＶＤ発生器、ＩＶＤ発生器のうちの１つまたは複数を含むが、それに限定されない。ペーシング部位発生器は、ペーシング・パルスが送出される複数のペーシング部位またはペーシング部位の組合せを発生する。ＡＶＤ発生器は、心室ペーシング・パルスが送出される複数のＡＶＤを発生する。ＩＶＤ発生器は、心室ペーシング・パルスが送出される複数のＩＶＤを発生する。２つ以上のペーシング・パラメータが試験される実施形態では、ペーシング・パラメータ値のセットがそれぞれ、試験されるパラメータについて、固有の値の組合せを含む。ペーシング・コントローラ４３２は、ペーシング回路４３４からの複数のペーシング・パルス・シーケンスの送出を制御する。各シーケンスは、ペーシング・パラメータ値のセットのうちの１つのセットを使用して送出される複数のペーシング・パスルを含む。最適化プロセスは、ほぼ最低の、または、それ以外で満足できる程度の心臓機械的非同期性を生成するペーシング・パラメータ値のセット識別することを含む。一実施形態では、ペーシング・パラメータ最適化モジュール４３０は、最適化プロセス中にペーシングによって生成される最低の程度の心臓機械的非同期性に関連する最適なパラメータ値のセットを選択する最適パラメータ選択器を含む。

ペーシング・パラメータ、特に、ペーシング部位、ＡＶＤ、ＩＶＤの最適化が、例として説明されるが、心臓機械的非同期性の尺度を使用して治療を調整する、または、最適化する考えは、ペーシング治療の最適化に限定されないことが理解される。最低の程度の心臓機械的非同期性を実現する治療パラメータを確定することによって、治療を調整する、または、最適化する基本的な考えは、一般に、他のペーシング・パラメータの最適化、および、他の電気治療、物理的治療、化学的治療、生物学的治療を含むが、それに限定されない他の治療に適用される。

図５は、心臓調律管理（ＣＲＭ）システム５００と、このシステム５００が使用される環境の所定部分の一実施形態の図である。システム５００は、埋込み可能システム５０５、外部システム５５５、埋込み可能システム５０５と外部システム５５５との間の通信を可能にするテレメトリ・リンク５４０を含む。

埋込み可能システム５０５は、とりわけ、埋込み可能医療デバイス５１０とリード線システム５０８を含む。種々の実施形態では、埋込み可能医療デバイス５１０は、ペースメーカ、カーディオバータ／ディフィブリレータ、心臓再同期治療（ＣＲＴ）デバイス、心臓リモデリング制御治療（ＲＣＴ）デバイス、薬物送出デバイス、生物学的治療デバイスのうちの１つまたは複数を含む埋込み可能ＣＲＭデバイスである。一実施形態では、埋込み可能医療デバイス５１０は、心臓機械的非同期性評価モジュール４１０とペーシング・パラメータ最適化モジュール４３０によって使用される信号を検知する埋込み可能センサを含む。別の実施形態では、埋込み可能医療デバイス５１０とリード線システム５０８は、それぞれ、埋込み可能センサの１つまたは複数を含む。図５に示すように、埋込み可能医療デバイス５１０は、体５０２の中に埋め込まれる。リード線システム５０８は、埋込み可能医療デバイス５１０と心臓５０１との間の接続を提供する。種々の実施形態では、リード線システム５０８は、生理的信号を検知し、ペーシング・パルス、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／または薬剤または他の物質を送出するリード線を含む。一実施形態では、少なくとも１つの埋込み可能センサは、心臓５０１内または心臓５０１の周りに設置するために、リード線システム５０８のあるリード線内に組み込まれる。

一実施形態では、外部システム５５５は、外部デバイス５５０、ネットワーク５６０、遠隔デバイス５７０を含む患者管理システムである。外部デバイス５５０は、埋込み可能医療デバイス５１０の近傍内にあり、テレメトリ・リンク５４０を介して埋込み可能医療デバイス５１０と双方向に通信する。遠隔デバイス５７０は、遠隔位置にあり、ネットワーク５６０を介して外部デバイス５５０と双方向に通信し、それによってユーザが、離れた位置から患者を監視し、処置することを可能にする。別の実施形態では、外部システムは、テレメトリ・リンク５４０を介して埋込み可能医療デバイス５１０と双方向に通信するプログラマを含む。

システム５００は、心臓機械的非同期性評価に基づいてペーシング・パラメータを最適化するシステム４００を含む。一実施形態では、システム５００はまた、心臓機械的非同期性状況および／または他の心臓血管状況を示す心音信号をユーザに提供することによって、診断目的および／または治療目的に役立つ。システム５００内でのシステム４００の分布は、各システム構成要素のサイズと電力消費や、種々の位置から種々の設定で患者を監視する能力などの、設計と患者管理の考慮事項に依存する。一実施形態では、埋込み可能医療デバイス５１０は、全システム４００を含む。別の実施形態では、埋込み可能医療デバイス５１０は、システム４００の所定の部分を含み、外部システム５５５は、システム４００の残りの部分を含む。１つの特定の実施形態は、制限としてではなく例として、図６を参照して以下で説明される。

図６は、システム５００の回路の一実施形態を示すブロック図であり、埋込み可能システム５０５、外部システム５５５、２つのシステムに無線で結合するテレメトリ・リンク５４０を含む。

埋込み可能システム５０５は、リード線システム５０８、心音センサ４０２、呼吸センサ４０４、埋込み可能医療デバイス５１０を含む。リード線システム５０８は、それぞれが、心腔内に設置される少なくとも１つの電極を有するペーシング・リード線を含む。各ペーシング・リード線は、電極が設置されている心臓位置へのペーシング・パルスの送出、および、その位置からの心臓電気活動の検知を可能にする。一実施形態では、リード線システム５０８は、１つまたは複数の心房ペーシング・リード線と１つまたは複数の心室ペーシング・リード線を含む。１つまたは複数の心房ペーシング・リード線は、少なくとも１つのＲＡペーシング・リード線を含む。１つまたは複数の心室ペーシング・リード線は、１つまたは複数のＲＶペーシング・リード線および／または１つまたは複数のＬＶペーシング・リード線を含む。一実施形態では、心音センサ４０２は、心音信号３０２Ｇを検知するために、埋込み可能医療デバイス５１０内に収容される１つのセンサを含む。別の実施形態では、心音センサ４０２は、心音信号３０２Ｇを検知するため、心腔内に設置するために、リード線システム５０８のペーシング・リード線内に組み込まれた１つの心臓内センサを含む。別の実施形態では、心音センサ４０２は、心音信号３０２Ｒを検知するために、ＲＶペーシング・リード線内に組み込まれた１つの心臓内センサ、および、心音信号３０２Ｌを検知するために、ＬＶペーシング・リード線内に組み込まれた別の心臓内センサまたは心外膜センサを含む。一実施形態では、呼吸センサ４０４は、埋込み可能医療デバイス５１０内に収容される。別の実施形態では、呼吸センサ４０４は、心腔内に設置するために、リード線システム５０８のペーシング・リード線内に組み込まれる。埋込み可能医療デバイス５１０は、ペーシング回路４３４、検知回路６０３、インプラント・コントローラ６３６、インプラント・テレメトリ・モジュール６４２を含む。ペーシング回路４３４は、ペーシング・パルスを生成し、リード線システム５０８を介して心臓にペーシング・パルスを送出する。検知回路６０３は、心臓電気活動を示す電位図を検知する。インプラント・コントローラ６３６は、少なくとも、ペーシング・コントローラ４３２、心音信号プロセッサ４０３、呼吸信号プロセッサ４０５を含む。ペーシング・コントローラ４３２は、少なくとも、検知回路６０３によって検知される心臓活動とインプラント・コントローラ６３６内にプログラムされるペーシング・パラメータとを使用して、選択されたペーシング・アルゴリズムを実行することによって、ペーシング回路４３４を制御する。

外部システム５５５は、外部テレメトリ・モジュール６４４と外部コントローラ６５２を含む。外部コントローラ６５２は、心臓機械的非同期性評価モジュール４１０とペーシング・パラメータ最適化モジュール４３０を含む。外部システム５５５が、外部デバイス５５０、ネットワーク５６０、遠隔デバイス５７０を含む一実施形態では、遠隔デバイス５７０は、心臓機械的非同期性評価モジュール４１０とペーシング・パラメータ最適化モジュール４３０を含む。これによって、長期の治療最適化が、患者の存在しているところから離れた位置において、ユーザによって、または、システム５００によって自動的に実施されることが可能になる。一実施形態では、システム５００は、連続して治療最適化を行う。別の実施形態では、システム５００は、定期的など、所定の予定通りに治療最適化を行う。別の実施形態では、システム５００は、埋込み可能システム５０５によって、または、埋込み可能システム５０５を通して検出された患者の状況の変化に応答して治療最適化を行う。別の実施形態では、システム５００は、ユーザによって入力されたコマンドに応答して治療最適化を行う。治療最適化によって、インプラント・コントローラ６３６内にプログラムされる１つまたは複数の最適ペーシング・パラメータ値がもたらされる。

インプラント・テレメトリ・モジュール６４２と外部テレメトリ・モジュール６４４はテレメトリ・リンク５４０をサポートする。テレメトリ・リンク５４０は、無線双方向データ伝送リンクである。一実施形態では、テレメトリ・リンク５４０は、２つのコイル（１つのコイルは、インプラント・テレメトリ・モジュール６４２に接続され、他のコイルは、外部テレメトリ・モジュール６４４に接続される）が、互いに近くに設置されると形成される誘導性結合である。この実施形態では、患者またはユーザは、埋込み可能医療デバイス５１０の上方で、体５０２の上に外部デバイス５５０に接続されたコイルを設置する。別の実施形態では、テレメトリ・リンク５４０は、埋込み可能医療デバイス５１０と外部デバイス５５０が、少なくとも１０フィートであるテレメトリ範囲にわたって通信することを可能にする遠方場無線周波数テレメトリ・リンクである。一実施形態では、インプラント・テレメトリ・モジュール６４２は、埋込み可能システム５０５によって取得された心音および呼吸信号を送信し、外部テレメトリ・モジュール６４４は、これらの信号を受信する。

図７は、心臓機械的非同期性評価に基づいてペーシング・パラメータを最適化する方法の一実施形態を示すフローチャートである。一実施形態では、方法は、システム４００によって実施される。

少なくともＳ１とＳ２を示す１つまたは複数の心音信号は、７００にて検知される。一実施形態では、１つまたは複数の心音信号は、心臓の機械的振動を示す１つまたは複数の加速度信号を含む。別の実施形態では、１つまたは複数の心音信号は、心臓から発生した１つまたは複数の音声信号を含む。一実施形態では、心音信号３０２Ｇは、７００にて検知される。別の実施形態では、心音信号３０２Ｒと３０２Ｌは、７００にて検知される。別の実施形態では、心音信号３０２Ｇならびに心音信号３０２Ｒと３０２Ｌは、全て、７００にて検知される。一実施形態では、それぞれが、吸気相および呼気相を含む、呼吸周期を示す呼吸信号もまた検知される。１つの特定の実施形態では、呼吸信号は、分時換気を示すインピーダンス信号を含む。

１つまたは複数の心音信号は、７１０にて処理される。プロセスは、整流し、ローパス・フィルタリングすることによって、１つまたは複数の心音信号の包絡線検出することを含む。一実施形態では、包絡線検出された各心音信号は、その信号対雑音比を改善するために、集合平均される。一実施形態では、呼吸信号もまた、７１０にて処理される。プロセスは呼気相の検出を含む。

心臓機械的非同期性は、７２０で、１つまたは複数の心音信号に基づいて評価される。１つまたは複数の心音信号は、７２２で受け取られる。一実施形態では、呼吸信号もまた、７２２で受け取られる。一実施形態では、呼吸周期の呼気相中に起こるＳ２_Gおよび／またはＳ２_RVとＳ２_LVは、心臓機械的非同期性を評価するために使用される。Ｓ１とＳ２は、７２４にて、１つまたは複数の心音信号から検出される。一実施形態では、Ｓ１_GとＳ２_Gは、心音信号３０２Ｇから検出される。別の実施形態では、Ｓ１_RVとＳ２_RVは、心音信号３０２Ｒから検出され、Ｓ１_LVとＳ２_LVは、心音信号３０２Ｌから検出される。それぞれが、心臓機械的非同期性の程度を示す、１つまたは複数の非同期性パラメータは、７２６で、Ｓ１とＳ２の形態学的特徴に基づいて、または、Ｓ１とＳ２に関連して生成される。一実施形態では、７２６で、自動心臓機械的非同期性アルゴリズムを実行して、検出されたＳ１とＳ２の形態学的特徴が検出され、形態学的特徴に関連した測定が行われ、測定結果に基づいて、１つまたは複数の非同期性パラメータが生成される。形態学的特徴は、心臓弁閉鎖遅延を示す。一実施形態では、Ｓ１に関連する第１非同期性パラメータとＳ２に関連する第２非同期性パラメータが、７２６にて生成される。非同期性パラメータの生成は、形態学的特徴に関連する１つまたは複数のパラメータを測定することを含む。

一実施形態では、Ｓ１幅３１０とＳ２幅３１２は、心音信号３０２Ｇから測定される。別の実施形態では、Ｓ１遅延３１４とＳ２遅延３１６は、心音信号３０２Ｇから測定される。Ｓ１遅延３１４は、僧房弁閉鎖に関連するＳ１_Gのピークと、三尖弁閉鎖に関連するＳ１_Gのピークとの間の時間間隔として測定される。Ｓ２遅延３１６は、大動脈弁閉鎖に関連するＳ２_Gのピークと、肺動脈弁閉鎖に関連するＳ２_Gのピークとの間の時間間隔として測定される。別の実施形態では、Ｓ１遅延３１４とＳ２遅延３１６は、心音信号３０２Ｒと３０２Ｌから測定される。Ｓ１遅延３１４は、Ｓ１_RVとＳ１_LVとの間の時間間隔として測定される。Ｓ２遅延３１６は、Ｓ２_RVとＳ２_LVとの間の時間間隔として測定される。別の実施形態では、１つまたは複数の心音信号のそれぞれについての、少なくとも１つの時間−周波数表現が生成される。時間−周波数表現は、たとえば、ＳＴＦＴ、ＲＩＤ、ＷＴの１つまたは複数を実施することによって生成される。１つまたは複数の非同期性パラメータは、それぞれ、時間−周波数表現内の少なくとも１つの特徴に基づいて生成される。さらなる実施形態では、時間−周波数表現内の少なくとも１つの特徴に基づいて肺動脈圧を示すパラメータが生成される。

１つまたは複数のペーシング・パラメータは、７２６で生成された１つまたは複数の非同期性パラメータに基づいて、７３０にて最適化される。１つまたは複数のペーシング・パラメータは、１つまたは複数の非同期性パラメータが、心臓機械的非同期性のほぼ最低の程度を示すときに最適化される。一実施形態では、１つまたは複数のペーシング・パラメータは、Ｓ２測定に基づいて生成された少なくとも１つの非同期性パラメータに基づいて最適化される。最適化は、肺動脈弁閉鎖と大動脈弁閉鎖との間の時間間隔を最小にすることである。別の実施形態では、１つまたは複数のペーシング・パラメータは、Ｓ１測定に基づいて生成された少なくとも１つの非同期性パラメータに基づいて最適化される。最適化は、三尖脈弁閉鎖と僧房弁閉鎖との間の時間間隔を最小にすることである。別の実施形態では、１つまたは複数のペーシング・パラメータは、Ｓ１とＳ２の両方の測定に基づいて生成された非同期性パラメータに基づいて最適化される。肺動脈弁閉鎖と大動脈弁閉鎖との間の時間間隔、および、三尖脈弁閉鎖と僧房弁閉鎖との間の時間間隔が、１つまたは複数の同じペーシング・パラメータに関して、最小にすることができない場合、肺動脈弁閉鎖と大動脈弁閉鎖との間の時間間隔の最小化が、より高い優先度を有する。

一実施形態では、１つまたは複数のペーシング・パラメータは、１つまたは複数の非同期性パラメータのそれぞれのほぼ最適な値に調整される。ほぼ最適な値は、１つまたは複数のペーシング・パラメータを調整することによって得られるほぼ最低の程度の心臓機械的非同期性に関連する値である。１つまたは複数のペーシング・パラメータを調整することは、ペーシング・パルスが送出される１つまたは複数のペーシング部位を選択することや、心室ペーシング・パルスが送出される１つまたは複数のＡＶＤを調整すること、心室ペーシング・パルスが送出される１つまたは複数のＩＶＤを調整することを含むが、それに限定されない。各パラメータ調整後に、複数のペーシング・パルスが、１つまたは複数の調整されたペーシング・パラメータを使用して心臓に送出される。最適化プロセスは、ほぼ最低の、または、それ以外で満足できる程度の心臓機械的非同期性に達するまで、調整されたパラメータを使用した、パラメータの調整とペーシング・パルスの送出の繰り返しを含む。

別の実施形態では、１つまたは複数のペーシング・パラメータは、１つまたは複数の非同期性パラメータに対する１つまたは複数のペーシング・パラメータの値の種々の組合せの作用を試験することによって最適化される。複数のペーシング・パラメータ値のセットが発生する。各ペーシング・パラメータ値のセットは、１つまたは複数のペーシング・パラメータのそれぞれについての値を含む。複数のペーシング・パラメータ値のセットを発生することは、ペーシング・パルスが送出される、複数のペーシング部位またはペーシング部位の組合せを発生することや、心室ペーシング・パルスが送出される複数のＡＶＤを発生すること、心室ペーシング・パルスが送出される複数のＩＶＤを発生することを含むが、それに限定されない。複数のペーシング・パラメータ値のセットが送出された後、複数のペーシング・パルス・シーケンスが送出される。各シーケンスは、複数のペーシング・パラメータ値のセットのうちの１つのペーシング・パラメータ値のセットを使用して送出される複数のペーシング・パルスを含む。最適パラメータ値のセットは、複数のペーシング・パラメータ値のセットから選択される。最適ペーシング・パラメータ値のセットは、１つまたは複数の非同期性パラメータの少なくとも１つのパラメータのほぼ最適値に関連する。ほぼ最適値は、複数のペーシング・パラメータ・セットによってペーシングすることによって得られる最低の程度の心臓機械的非同期性に関連する。

先の詳細な説明は、例示的であり、制限的でないことを意図されることを理解すべきである。たとえば、心臓非同期性を評価する方法は、埋込み可能でないシステムによって実施できる。ペーシング・パラメータを最適化する方法は、心臓ペーシング以外の治療のパラメータの最適化に適用することができる。本文書で説明したシステム構成要素の任意の可能な置換を含む他の実施形態は、上記説明を読み、理解することによって、当業者に明らかになるであろう。したがって、本発明の範囲は、請求が権利を与えられる均等物の全範囲と共に、添付特許請求の範囲を参照して決められる。

包絡線検出の前または後の、検知された心音信号を示すグラフである。 種々の心音センサによって検知された心臓機械的同期性を示す心音信号を示すグラフである。 種々の心音センサによって検知された心臓機械的非同期性を示す心音信号を示すグラフである。 心臓機械的非同期性評価に基づいて、ペーシング・パラメータを最適化するシステムの一実施形態を示すブロック図である。 ＣＲＭシステムおよびＣＲＭが使用される環境の部分の一実施形態の図である。 ＣＲＭシステムの回路の一実施形態を示すブロック図である。 心臓機械的非同期性評価に基づいて、ペーシング・パラメータを最適化する方法の一実施形態を示すフローチャートである。

Claims (72)

1. 第１心臓弁と第２心臓弁を有する心臓を解析するシステムであって、
   それぞれが、心音を示す、１つまたは複数の信号を受け取る心音入力部と、
   前記心音入力部に結合され、前記１つまたは複数の信号から少なくとも１つの所定のタイプの心音を検出するための心音検出器と、
   前記心音検出器に結合され、心臓機械的非同期性の程度を示す少なくとも１つの非同期性パラメータを生成するための、コンピュータ・ベース心音形態学的解析器とを備え、その心音形態学的解析器のそれぞれが、前記少なくとも１つの所定のタイプの心音の少なくとも１つの形態学的特徴に基づく、１つまたは複数のパラメータを測定する心音測定モジュールを含み、前記少なくとも１つの形態学的特徴が、一心周期における、前記第１心臓弁の閉鎖と第２心臓弁の閉鎖との間の時間間隔を示すシステム。
2. 前記少なくとも１つの所定のタイプの心音が第１心音（Ｓ１）を含み、前記心音形態学的解析器が、Ｓ１に関連する第１非同期性パラメータを生成するＳ１形態学的解析器を備え、前記Ｓ１形態学的解析器のそれぞれが、三尖弁閉鎖と僧房弁閉鎖との間の第１時間間隔を示す少なくともＳ１形態学的特徴に基づく、１つまたは複数のパラメータを測定するＳ１測定モジュールを含む請求項１に記載のシステム。
3. 前記少なくとも１つの所定のタイプの心音が第２心音（Ｓ２）を含み、前記心音形態学的解析器が、Ｓ２に関連する第２非同期性パラメータを生成するＳ２形態学的解析器を備え、前記Ｓ２形態学的解析器のそれぞれが、肺動脈弁閉鎖と大動脈弁閉鎖との間の第２時間間隔を示す少なくともＳ２形態学的特徴に基づく、１つまたは複数のパラメータを測定するＳ２測定モジュールを含む請求項１に記載のシステム。
4. 前記心音入力部が、第１心音（Ｓ１）と第２心音（Ｓ２）を示す１つまたは複数の信号を受け取り、前記心音検出器がＳ１とＳ２を検出し、前記心音形態学的解析器が、
   Ｓ１に関連する第１非同期性パラメータを生成するＳ１形態学的解析器を備え、そのＳ１形態学的解析器のそれぞれが、三尖弁閉鎖と僧房弁閉鎖との間の第１測定時間間隔を示す少なくともＳ１形態学的特徴に基づく、１つまたは複数のパラメータを測定するＳ１測定モジュールを含み、
   Ｓ２に関連する第２非同期性パラメータを生成するＳ２形態学的解析器を備え、そのＳ２形態学的解析器のそれぞれが、肺動脈弁閉鎖と大動脈弁閉鎖との間の第２測定時間間隔を示す少なくともＳ２形態学的特徴に基づく、１つまたは複数のパラメータを測定するＳ２測定モジュールを含む請求項１に記載のシステム。
5. 前記心音入力部が、
   少なくとも、右心室（Ｓ１_RV）から検知されるＳ１と右心室（Ｓ２_RV）から検知されるＳ２を示す信号を受け取る右心室心音入力部と、
   少なくとも、左心室（Ｓ１_LV）から検知されるＳ１および左心室（Ｓ２_LV）から検知されるＳ２を示す信号を受け取る左心室心音入力部とを備え、
   前記Ｓ１心音測定モジュールが、Ｓ１_RVとＳ１_LVとの間の時間間隔であるＳ１遅延を測定するＳ１遅延測定モジュールを備え、
   前記Ｓ２心音測定モジュールが、Ｓ２_RVとＳ２_LVとの間の時間間隔であるＳ２遅延を測定するＳ２遅延測定モジュールを備える請求項４に記載のシステム。
6. 少なくとも、Ｓ１_RVとＳ２_RVを示す信号を検知するようになっている第１埋込み可能心臓センサと、少なくとも、Ｓ１_LVとＳ２_LVを示す信号を検知するようになっている第２埋込み可能心臓センサをさらに備える請求項５に記載のシステム。
7. 前記Ｓ１心音測定モジュールがＳ１幅を測定するＳ１幅測定モジュールを備え、
   前記Ｓ２心音測定モジュールがＳ２幅を測定するＳ２幅測定モジュールを備える請求項４から６のいずれかに記載のシステム。
8. 前記Ｓ１心音測定モジュールが、前記三尖弁閉鎖を示す形態学的特徴と僧房弁閉鎖を示す形態学的特徴との間の時間間隔であるＳ１遅延を測定するＳ１遅延測定モジュールを備え、
   前記Ｓ２心音測定モジュールが、前記肺動脈弁閉鎖を示す形態学的特徴と大動脈弁閉鎖を示す形態学的特徴との間の時間間隔であるＳ２遅延を測定するＳ２遅延測定モジュールを備え請求項４から６のいずれかに記載のシステム。
9. 少なくとも、Ｓ１とＳ２を示す信号を検知する少なくとも１つの埋込み可能心音センサをさらに備える請求項４から８のいずれかに記載のシステム。
10. 少なくとも、Ｓ１とＳ２を示す前記信号を集合平均する集合平均回路をさらに備える請求項９に記載のシステム。
11. 呼吸周期の吸気相と呼気相を示す呼吸信号を受け取る呼吸信号入力部をさらに備え、少なくとも前記Ｓ２心音測定モジュールが、前記呼気相中において前記１つまたは複数のパラメータを測定するようになっている請求項３から１０のいずれかに記載のシステム。
12. 前記呼吸信号を検知する埋込み可能呼吸センサをさらに備える請求項１１に記載のシステム。
13. 前記埋込み可能呼吸センサが、吸気と呼気を示す加速度信号を検知する埋込み可能加速度計を備える請求項１２に記載のシステム。
14. 前記埋込み可能呼吸センサが、分時換気を示すインピーダンス信号を検知する埋込み可能インピーダンス・センサを備える請求項１２に記載のシステム。
15. 前記心音形態学的解析器が、前記１つまたは複数の信号のそれぞれについて、少なくとも１つの時間−周波数表現を生成し、その少なくとも１つの時間−周波数表現に基づいて前記少なくとも１つの非同期性パラメータを生成する心音時間−周波数解析器を備える前記請求項のいずれかに記載のシステム。
16. 前記心音時間−周波数解析器が、前記少なくとも１つの時間−周波数表現内の少なくとも１つの特徴に基づいて、肺動脈圧を示すパラメータをさらに生成するようになっている請求項１５に記載のシステム。
17. 前記心音時間−周波数解析器が、短時間フーリエ変換（ＳＴＦＴ）モジュールを備える請求項１５に記載のシステム。
18. 前記心音時間−周波数解析器が、低減干渉（ＲＩＤ）モジュールを備える請求項１５に記載のシステム。
19. 前記心音時間−周波数解析器が、ウェーブレット変換（ＷＴ）モジュールを備える請求項１５に記載のシステム。
20. 前記少なくとも１つの非同期性パラメータに基づいて、１つまたは複数のペーシング・パラメータを最適化するようになっているペーシング・パラメータ最適化モジュールをさらに備える前記請求項のいずれかに記載のシステム。
21. 前記パラメータ最適化モジュールが、前記少なくとも１つの非同期性パラメータについて、１つまたは複数のペーシング・パラメータをほぼ最適値になるように調整することによって、前記１つまたは複数のペーシング・パラメータを最適化するようになっており、前記ペーシング・パラメータ最適化モジュールが、前記１つまたは複数のペーシング・パラメータを調整するパラメータ調整回路を備える請求項２０に記載のシステム。
22. 前記パラメータ調整回路が、ペーシング・パルスが送出される１つまたは複数のペーシング部位を選択するペーシング部位選択器を備える請求項２１に記載のシステム。
23. 前記パラメータ調整回路が、心室ペーシング・パルスが送出される１つまたは複数の房室遅延（ＡＶＤ）を調整する房室遅延（ＡＶＤ）調整回路を備える請求項２１と２２のいずれかに記載のシステム。
24. 前記パラメータ調整回路が、心室ペーシング・パルスが送出される１つまたは複数の心室間遅延（ＩＶＤ）を調整する心室間遅延（ＩＶＤ）調整回路を備える請求項２１から２３のいずれかに記載のシステム。
25. ペーシング・パルスを送出するペーシング回路と、
    前記ペーシング回路と前記ペーシング・パラメータ最適化モジュールに結合されるペーシング・コントローラとをさらに備え、
    前記ペーシング・パラメータ最適化モジュールのそれぞれが、１つまたは複数の調整可能ペーシング・パラメータを含む複数のペーシング・パラメータ・セットを生成するペーシング・パラメータ発生器を備え、前記ペーシング・コントローラのそれぞれが、前記複数のペーシング・パラメータ・セットのうちの１つのペーシング・パラメータ・セットを使用して送出される複数のペーシング・パルスを含む複数の前記ペーシング・パルス・シーケンスの送出を制御するようになっている請求項２０に記載のシステム。
26. 前記ペーシング・パラメータ最適化モジュールが、前記複数のペーシング・パラメータ・セットの各ペーシング・パラメータ・セットを、前記少なくとも１つの非同期性パラメータの値に関連付ける効力解析器を備える請求項２５に記載のシステム。
27. 前記ペーシング・パラメータ最適化モジュールが、前記複数のパラメータ・セットのうちの最適パラメータ・セットを選択する最適パラメータ選択器をさらに備え、前記最適パラメータ・セットが、前記少なくとも１つの非同期性パラメータの最小値に関連する請求項２６に記載のシステム。
28. 前記ペーシング・パラメータ発生器が、その１つまたは複数に対して、前記ペーシング・パルスが送出される複数のペーシング部位を生成するペーシング部位発生器を備える請求項２５から２７のいずれかに記載のシステム。
29. 前記ペーシング・パラメータ発生器が、心室ペーシング・パルスが送出される複数の房室遅延（ＡＶＤ）を生成するＡＶＤ発生器を備える請求項２５から２８のいずれかに記載のシステム。
30. 前記ペーシング・パラメータ発生器が、心室ペーシング・パルスが送出される複数の心室間遅延（ＩＶＤ）を生成するＩＶＤ発生器を備える請求項２５から２９のいずれかに記載のシステム。
31. 埋込み可能システムと、前記埋込み可能医療デバイスに通信可能に結合される外部システムとをさらに備え、
    前記埋込み可能システムが、
    それぞれが、心音を示す前記１つまたは複数の信号を検知する１つまたは複数の埋込み可能心音センサと、
    埋込み可能医療デバイスとを含み、その埋込み可能医療デバイスが、
    前記１つまたは複数の埋込み可能心音センサに結合され、前記１つまたは複数の信号を処理するためのインプラント・コントローラと、
    前記埋込み可能コントローラに結合され、前記１つまたは複数の信号を送信するためのインプラント・テレメトリ・モジュールとを含み、
    前記外部システムが、
    前記１つまたは複数の信号を受信する外部テレメトリ・モジュールと、
    前記外部テレメトリ・モジュールに結合する外部コントローラとを含み、
    その外部コントローラが、前記心音入力部、前記心音検出器、前記心音形態学的解析器を含むさらに請求項１に記載のシステム。
32. 前記埋込み可能医療デバイスが密閉ハウジングを備え、前記１つまたは複数の心音センサの少なくとも１つが前記密閉ハウジング内に収容される請求項３１に記載のシステム。
33. 前記埋込み可能医療デバイスがペーシング回路を備え、前記埋込み可能医療システムが前記ペーシング回路に結合した１つまたは複数のペーシング・リード線をさらに備え、前記１つまたは複数の心音センサの少なくとも１つが前記１つまたは複数のペーシング・リード線の１つのペーシング・リード線内に組み込まれる請求項３１に記載のシステム。
34. 前記１つまたは複数のペーシング・リード線が、少なくとも右心室（ＲＶ）電極を含むＲＶペーシング・リード線と、少なくとも左心室（ＬＶ）電極を含むＬＶペーシング・リード線とを備え、前記１つまたは複数の心音センサが、前記ＲＶ電極の近くで、前記ＲＶペーシング・リード線内に組み込まれたＲＶ心音センサと、前記ＬＶ電極の近くで、前記ＬＶペーシング・リード線内に組み込まれたＬＶ心音センサとを備える請求項３３に記載のシステム。
35. 前記１つまたは複数の心音センサが少なくとも１つの加速度計を備える請求項３１から３４のいずれかに記載のシステム。
36. 前記１つまたは複数の心音センサが少なくとも１つのマイクロフォンを備える請求項３１から３４のいずれかに記載のシステム。
37. 前記埋込み可能システムのそれぞれが、吸気相と呼気相を含む呼吸周期を示す呼吸信号を検知する呼吸センサをさらに備え、前記心音測定モジュールが、前記呼気相中に前記１つまたは複数のパラメータを測定するようになっている請求項３１から３６のいずれかに記載のシステム。
38. 前記呼吸センサが、前記埋込み可能医療デバイス上に組み込まれた分時換気インピーダンス・センサを備える請求項３７に記載のシステム。
39. 前記呼吸センサが、前記埋込み可能医療デバイス上に組み込まれた加速度計を備える請求項３７に記載のシステム。
40. 前記外部システムが患者監視システムを備え、前記患者監視システムが、
    テレメトリを介して前記埋込み可能医療デバイスに通信可能に結合する外部デバイスと、
    前記外部デバイスに結合する電気通信ネットワークと、
    前記電気通信ネットワークに結合し、遠隔位置から、前記埋込み可能医療デバイスとの通信を可能にする遠隔デバイスとを含む請求項３１から４０のいずれかに記載のシステム。
41. 前記心音形態学的解析器が、前記遠隔デバイス内に含まれる請求項４０に記載のシステム。
42. 前記外部コントローラが、前記少なくとも１つの非同期性パラメータに基づいて１つまたは複数のペーシング・パラメータを最適化するようになっているペーシング・パラメータ最適化モジュールをさらに含む請求項３１から４１のいずれかに記載のシステム。
43. 前記埋込み可能医療デバイスが心臓再同期治療（ＣＲＴ）デバイスを備える請求項３１から４２のいずれかに記載のシステム。
44. 心臓ペースメーカを動作させる方法であって、
    少なくとも１つの所定のタイプの心音を示す１つまたは複数の心音信号を受け取るステップと、
    前記少なくとも１つの所定のタイプの心音を検出するステップと、
    自動心臓機械的非同期性アルゴリズムを実行することによって、前記少なくとも１つの所定のタイプの前記検出された心音の少なくとも１つの形態学的特徴に基づいて、それぞれが心臓機械的非同期性の程度を示す、１つまたは複数の非同期性パラメータを生成するステップと、
    前記１つまたは複数の非同期性パラメータに基づいて、前記心臓機械的非同期性の程度を最低にするための１つまたは複数のペーシング・パラメータを確定するステップと
    を含む方法。
45. １つまたは複数の埋込み可能心音センサを使用して前記１つまたは複数の心音信号を検知するステップをさらに含む請求項４４に記載の方法。
46. 前記１つまたは複数の心音信号を検知するステップが、１つまたは複数の加速度信号を検知することを含む請求項４５に記載の方法。
47. 前記１つまたは複数の心音信号を検知するステップが、１つまたは複数のマイクロフォンを使用して、１つまたは複数の音声信号を検知することを含む請求項４５に記載の方法。
48. 前記１つまたは複数の心音信号を検知するステップが、右心室（ＲＶ）から心音信号を検知するステップと、左心室（ＬＶ）から別の心音信号を検知することを含む請求項４５から４７のいずれかに記載の方法。
49. 前記１つまたは複数の心音信号のそれぞれを整流し、ローパス・フィリタリングすることによって、前記１つまたは複数の心音信号のそれぞれの包絡線を生成するステップと、
    前記１つまたは複数の心音信号のそれぞれを集合平均するステップであって、それによって、前記１つまたは複数の心音信号のそれぞれの信号対雑音比を改善する、集合平均するステップをさらに含む請求項４５から４８のいずれかに記載の方法。
50. 前記１つまたは複数の心音信号を検知するステップのそれぞれが、少なくとも、第１心音（Ｓ１）と第２心音（Ｓ２）を示す１つまたは複数の心音信号を検知することを含む請求項４５から４９のいずれかに記載の方法。
51. 前記１つまたは複数の非同期性パラメータを生成するステップが、Ｓ１に関連する第１非同期性パラメータを生成するステップと、Ｓ２に関連する第２非同期性パラメータを生成することを含む請求項５０に記載の方法。
52. それぞれが、吸気相と呼気相を含む呼吸周期を示す呼吸信号を受け取るステップと、
    呼気相を検出するステップとをさらに含み、
    Ｓ２に関連する第２非同期性パラメータを生成するステップが、前記呼気相中に検出されたＳ２の少なくとも１つの形態学的特徴に基づいてＳ２に関連する第２非同期性パラメータを生成することを含む請求項５１に記載の方法。
53. 分時換気を示す胸部インピーダンス信号を検知することによって、呼吸信号を検知するステップをさらに含む請求項５２に記載の方法。
54. 吸気と呼気を示す加速度信号を検知することによって、呼吸信号を検知するステップをさらに含む請求項５２に記載の方法。
55. Ｓ１に関連する第１非同期性パラメータを生成するステップが、Ｓ１幅を測定することを含み、Ｓ２に関連する第２非同期性パラメータを生成するステップが、Ｓ２幅を測定することを含む請求項５１から５４のいずれかに記載の方法。
56. Ｓ１に関連する第１非同期性パラメータを生成するステップが、一心周期中で、三尖弁閉鎖と僧房弁閉鎖との間の時間間隔を表すＳ１遅延を測定するステップを含み、Ｓ２に関連する第２非同期性パラメータを生成するステップが、一心周期中で、肺動脈弁閉鎖と大動脈弁閉鎖との間の遅延を表すＳ２遅延を測定することを含む請求項５１から５４のいずれかに記載の方法。
57. Ｓ１に関連する第１非同期性パラメータを生成するステップが、Ｓ１の時間−周波数表現を生成するステップと、Ｓ１の時間−周波数表現内の少なくとも１つの特徴に関連する第１非同期性パラメータを生成するステップとを含み、Ｓ２に関連する第１非同期性パラメータを生成するステップが、Ｓ２の時間−周波数表現を生成するステップと、Ｓ２の時間−周波数表現内の少なくとも１つの特徴に関連する第２非同期性パラメータを生成することを含む請求項５１から５６のいずれかに記載の方法。
58. 少なくとも、前記Ｓ２の時間−周波数表現に基づいて肺動脈圧を示すパラメータを生成するステップをさらに含む請求項５７に記載の方法。
59. 前記Ｓ１の時間−周波数表現と前記Ｓ２の時間−周波数表現を生成するステップが、それぞれ、短時間フーリエ変換（ＳＴＦＴ）を実施することを含む請求項５７に記載の方法。
60. 前記Ｓ１の時間−周波数表現と前記Ｓ２の時間−周波数表現を生成するステップが、それぞれ、低減干渉（ＲＩＤ）を実施することを含む請求項５７に記載の方法。
61. 前記Ｓ１の時間−周波数表現と前記Ｓ２の時間−周波数表現を生成するステップが、それぞれ、ウェーブレット変換（ＷＴ）を実施することを含む請求項５７に記載の方法。
62. 前記１つまたは複数のペーシング・パラメータを確定するステップが、少なくとも前記第２非同期性パラメータに基づいて前記１つまたは複数のペーシング・パラメータを最適化することを含む請求項５１から６１のいずれかに記載の方法。
63. 前記１つまたは複数のペーシング・パラメータを確定するステップが、前記第１非同期性パラメータに基づいて前記１つまたは複数のペーシング・パラメータを最適化するステップをさらに含む請求項６２に記載の方法。
64. 前記１つまたは複数のペーシング・パラメータを使用して、ペーシング・パルスを送出するステップをさらに含む請求項４４から６３のいずれかに記載の方法。
65. 前記１つまたは複数のペーシング・パラメータを確定するステップが、前記１つまたは複数のペーシング・パラメータを前記１つまたは複数の非同期性パラメータのそれぞれのほぼ最適値に調整するステップを含み、前記ほぼ最適値が、前記１つまたは複数のペーシング・パラメータを調整することによって得られる心臓機械的非同期性のほぼ最低の程度に関連する値である請求項４４から６４のいずれかに記載の方法。
66. 前記１つまたは複数のペーシング・パラメータを調整するステップが、ペーシング・パルスが送出される１つまたは複数の部位を選択することを含む請求項６５に記載の方法。
67. 前記１つまたは複数のペーシング・パラメータを調整するステップが、心室ペーシング・パルスが送出される１つまたは複数の房室遅延（ＡＶＤ）を調整することを含む請求項６５と６６のいずれかに記載の方法。
68. 前記１つまたは複数のペーシング・パラメータを調整するステップが、心室ペーシング・パルスが送出される１つまたは複数の心室間遅延（ＩＶＤ）を調整することを含む請求項６５から６７のいずれかに記載の方法。
69. 前記１つまたは複数のペーシング・パラメータを確定するステップが、
    それぞれが、１つまたは複数の調整可能なペーシング・パラメータを含む複数のペーシング・パラメータ・セットを生成するステップと、
    それぞれが、前記複数のペーシング・パラメータ・セットのうちの１つのペーシング・パラメータ・セットを使用して送出される複数のペーシング・パルスを含む複数の前記ペーシング・パルス・シーケンスを送出するステップと、
    前記複数のペーシング・パラメータ・セットの各ペーシング・パラメータ・セットを前記１つまたは複数の非同期性パラメータの少なくとも１つの値に関連付けるステップと、
    前記複数のパラメータ・セットのうちの最適パラメータ・セットを選択するステップとを含み、前記最適パラメータ・セットが、前記１つまたは複数の非同期性パラメータの少なくとも１つの最適値に関連し、前記最適値が、心臓機械的非同期性の最低の程度に関連する請求項４４から６３のいずれかに記載の方法。
70. 前記複数のペーシング・パラメータ・セットを生成するステップが、その１つまたは複数に対して、前記ペーシング・パルスが送出される複数のペーシング部位を生成することを含む請求項６９に記載の方法。
71. 前記複数のペーシング・パラメータ・セットを生成するステップが、心室ペーシング・パルスが送出される複数の房室遅延（ＡＶＤ）を生成することを含む請求項６９と７０のいずれかに記載の方法。
72. 前記複数のペーシング・パラメータ・セットを生成するステップが、心室ペーシング・パルスが送出される複数の心室間遅延（ＩＶＤ）を生成することを含む請求項６９から７１のいずれかに記載の方法。

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