JP2008506491A - ペースメーカをプログラムする装置および方法 - Google Patents

Abstract

ペースメーカ最適化装置は、個体内で連続的に血行動態測定値を非侵襲的または侵襲的に監視する構成要素（４）、および血行動態測定値を受信して、それに応答してペースメーカ・プログラミング信号を生成する処理装置（１５）を備える。また、ペースメーカ・プログラミング信号をペースメーカ（２）の制御システムに送信する通信装置（１７）が提供される。また、この装置が血行動態測定値を自動的に使用して、特定の個体内の特定のペースメーカの理想的設定値を判定し、相応してペースメーカの設定を更新することができる効率的プロセスの方法が提供される。
【選択図】 図１

Description

本発明は、ペースメーカ・プログラミング装置、そのコンピュータ・プログラムおよびペースメーカをプログラムする方法に関する。

心臓学の分野では、患者を悩ますことが知られている状態の１つは遅い心拍動の存在である。これは眩暈、呼吸困難、失神または患者の死さえ招くことがある。遅い心拍動には多くの異なる原因があり得る。患者に規則的な心拍を戻すために、心臓の伝導系につながる動脈の閉塞のような幾つかの原因は、そのものを治療することができる。それ以外では、遅い心拍動の治療は、通常、患者にペースメーカ、特に標準的な２室ペースメーカを取り付けることである。

心室ペーシングの１つの副作用は、心拍出量の減少など、「ペースメーカ症候群」として知られる症状群である。ペースメーカ症候群の診断にフィナプレス２３００という非侵襲性の連続血圧記録装置を使用可能であることが報告されている（Ｓ．Ｓｚａｂａｄｏｓ他、Ｏｒｖ Ｈｅｔｉｌ、１９９４、１３５、２３、１２５５−８）。

遅い心拍以外の状態を患う患者にペースメーカを取り付けることも知られている。特に、心室（人間の心臓の主要な給送室）の壁が既に同期していない慢性心疾患を患う患者では、心臓再同期療法を実行するために両室（または再同期）ペースメーカとして知られる別のクラスのペースメーカを使用することができる。両室ペースメーカは、房室の遅延を短縮するために心臓の左右両側を刺激し（参考文献１、２）、心室収縮の同期性を改善するが（参考文献３、４）、必ずしも本質的に心拍を変動させるものではない。両室ペースメーカを適切な患者に取り付けると、血行状態が即座に改善する結果になることが観察されており（参考文献５、６、７、８）、心室内圧のピーク上昇率が増加して（参考文献１０、２）、１回拍出量が増加し（参考文献１１）、その結果、全身系動脈血圧が上昇している（参考文献１２）。

原則的に、実際には２クラスの両室ペースメーカがある。房室ペースメーカは、以下の３つの基本的属性を有し、その設定を調節することができる。

１）心拍数。再同期ペースメーカを付けた患者の多くで、患者の自然の心拍数は満足できるものであり、ペースメーカは、自然な心拍数に従うためにしかプログラムされない。他の患者では、自然な心拍数が遅すぎ、より速い速度でペースを調整するためにペースメーカをプログラムする。両方のグループの患者で、ペースメーカは、自然の心拍数に従うことと、例えば患者が身体運動を実行している場合などに心拍数を積極的に制御することとの間で変更することができる。

２）房室（「ＡＶ」）遅延。これは、心房と心室が電気的刺激を受ける間隔である。この遅延は、ペースメーカを最初に植え込む場合に約１２０ｍｓに設定することが多い。

３）左心室対右心室（「ＬＶ−ＲＶ」または単純に「ＶＶ」）遅延。これは、左心室と右心室が電気的刺激を受け取る時間間隔である。これはペースメーカの製造時に０ｍｓに設定することが多い。４ｍｓのようにゼロではない小さい下限にする製造業者もあり、これは実際的目的には０ｍｓとして扱うことができる。

他方のクラスの両室ペースメーカは２本の心室リード線を有するが、房室ペースメーカとは異なり、ＶＶ遅延の設定のみ調節することができ、ＡＶ遅延の設定は調節することができない。

対照的に、心房リード線と（１本の）心室リード線がある標準的な２室ペースメーカでは、ＡＶ遅延の設定しか調節できず、ＶＶ遅延の設定を調節することはできない。

これらの属性、特に房室（ＡＶ）遅延の最適設定を提供するために、特定の患者では多くのセンタが心エコー的手法を用いて、ペースメーカのプログラミングを選択する。最も一般的に使用されている方法は、安静時の心拍数にて、心室収縮期によって途切れない完全な心房収縮期に関連する最長の充填時間を判定することである（参考文献１９、２０、２１）。しかし、この手法の１つの問題は、この手法が、再同期ペースメーカを有する慢性心疾患の患者の血行動態を最適化するということを示唆するデータが少ないことである（参考文献２２）。

両室ペーシングの開始時に血圧上昇が認められており、したがって患者の血圧を測定しながらペースメーカの属性を調節することによって、両室ペースメーカの活動を最適化することが理論的に可能である。これらの状況で血圧を測定するためにアームバンド・カフ付きの普通の血圧計を使用することの問題は、血圧を測定する度に多大な時間が必要であることで、実際には最適化プロセス中に多くの異なる測定値をとらねばならなくなる。したがって、この方法による最適化は全く非現実的である。

患者の血圧の侵襲性血行動態監視によって両室ペースメーカの属性を最適化しながら、血圧を判定することも提案されている（参考文献６）。しかし、この手法の問題は、関係する臨床的複雑さおよび侵襲性血圧監視に伴う些細でない危険性のせいで、通常の実行時にペースメーカの属性設定を日常的に最適化するには不適切になることである。

さらに、ペースメーカを最適化する上記の手法のそれぞれで以前に認識されていない問題は、患者の心拍数が安静時である場合にペースメーカの属性の最適化が有効であることを想定している。

また、以前の手法には、測定する場合に（心エコー検査法でも血圧測定でも）生理的ノイズがあるという問題もある。例えば、先行技術の手法は、時の経過とともに自然に生じる血圧のランダムな浮動を考慮に入れていない。

本発明は、以上の問題の１つまたは複数を軽減することを目指し、１つまたは複数のクラスのペースメーカ（すなわち、標準的な２室ペースメーカおよびいずれかのクラスの両室ペースメーカ）に適用可能である。

本発明の１つの態様によれば、ペースメーカ・プログラミング装置が提供される。該装置は、
個体の各心拍にて個体の血行動態測定値を判定し、血行動態測定値に関連する血行動態測定表示信号を生成することができる監視装置と、
血行動態測定表示信号を受信し、血行動態測定表示信号に応答してペースメーカ・プログラミング信号を生成する処理装置とを備える。

装置は、また、ペースメーカ・プログラミング信号をペースメーカに送信する通信装置を備えることが好ましい。

好ましい監視装置は、
個体の身体端部を受け取る収縮性カフと、
収縮性カフで受け取った身体端部に配向可能な光源と、
光源からの光を検出する光センサとを備え、光源は、収縮性カフで受け取った身体端部が光源と光センサの間に入るように配置され、光センサは、光源から検出された光の強度に応答して血行動態測定表示信号を生成することができる。

別の方法としては、監視装置は、パルス酸素濃度計またはバイオインピーダンス・モニタのような、１回拍出量を示す心臓周期中のインピーダンスの変化を検出する非侵襲性監視装置の別の形態を備える。別の方法としては、監視装置は侵襲性である。幾つかの実施形態では、血圧監視装置は、植え込んだペースメーカ・システムの構成要素である（加速度計またはドップラー・ビームなど）。他の実施形態では、別個の侵襲性監視装置である。

処理装置は、ペースメーカの属性の設定調節のために、個体の血行動態測定表示信号から導出された血行動態測定値の変化を判定することにより、ペースメーカ・プログラミング信号を生成すると都合がよい。

本発明の別の態様によれば、ペースメーカ・プログラミング装置が提供される。該装置は、
血行動態測定表示信号に応答してペースメーカ・プログラミング信号を生成することができる処理装置と、
ペースメーカ・プログラミング信号を個体のペースメーカに送信する通信装置とを備え、処理装置は、ペースメーカの属性の設定調節のために、個体の血行動態測定表示信号から導出された血行動態測定値の変化を判定することにより、ペースメーカ・プログラミング信号を生成する。

血行動態測定表示信号は、第１の上昇心拍数で血行動態測定値を示すことが好ましい。

本発明のさらに別の態様によれば、ペースメーカ・プログラミング装置が提供される。該装置は、
血行動態測定表示信号に応答してペースメーカ・プログラミング信号を生成ことができる処理装置と、
ペースメーカ・プログラミング信号を個体のペースメーカに送信する通信装置とを備え、血行動態測定表示信号は、第１の上昇心拍数で個体の血行動態測定値を示す。

処理装置は、第１の上昇心拍数における個体の血行動態測定値、および第２の上昇心拍数における個体の血行動態測定値に応答して、ペースメーカ・プログラミング信号を生成可能であると有利である。

装置は、さらに、個体の呼吸相および／または身体運動を検出するために処理装置と通信するアーチファクト・センサを備えることが好ましい。アーチファクト・センサは歪みゲージを備えることが特に好ましい。

本発明の別の態様によれば、ペースメーカ・プログラミング装置のコンピュータ・プログラムが提供される。該プログラムは、
個体内のペースメーカの第１の属性の設定調節中に獲得された血行動態測定表示信号を受信するコードを含む検査モジュールと、
ペースメーカの第１の属性の設定調節中に、血行動態測定表示信号から個体の血行動態測定値の変化を判定するコードを含む判定モジュールと、
個体の血行動態測定値の変化に応答して第１の属性の設定を選択するコードを含む設定選択モジュールとを備える。

検査モジュールは、
ペースメーカの第１の属性の設定を選択するコードを含む第１のモジュールと、
個体から獲得した血圧表示信号を受信するコードを含む第２のモジュールと、
第１の属性の設定および個々の血圧表示信号を記録するコードを含む第３のモジュールと、
第１の属性の少なくとも１つの異なる設定で所定の回数だけ活動を繰り返すように第１、第２および第３のモジュールに指令するコードを含む第４のモジュールとを備え、
判定モジュールが、第１の属性の各設定によって引き起こされる個体の血行動態測定値の変化を判定するコードを含み、
設定選択モジュールが、個体の血行動態測定血圧の個々の変化に応答して、第１の属性の設定を選択するコードを含むと都合がよい。

コンピュータ・モジュールは、さらに、第１の属性を選択し、選択した第１の属性を実行するように検査モジュールに指令するコードを含む属性選択モジュールを備えることが好ましい。

属性選択モジュールは、第１の属性を選択し、第１の属性に基づいて動作するように検査モジュール、判定モジュールおよび設定選択モジュールに指令し、次に第２の属性を選択し、第２の属性に基づいて動作するように検査モジュール、判定モジュールおよび設定選択モジュールに指令するコードを含むと有利である。

第１のモジュールは、また個体内のペースメーカの第２の属性の設定を選択するコードを含み、
第３のモジュールは、第１および第２の属性の設定の組合せ、および個々の血圧表示信号を記録するコードを含み、
第４のモジュールは、第１および／または第２の属性の少なくとも１つの異なる設定で何回かその活動を繰り返すように第１、第２および第３のモジュールに指令するコードを含み、
判定モジュールは、第１および第２の属性の設定の各組合せによって引き起こされる個体の血行動態測定値の変化を判定するコードを含み、
設定選択モジュールは、個体の血行動態測定値の個々の変化に応答して、第１および第２の属性の設定を選択するコードを含むと都合がよい。

第１の属性は、ＡＶ遅延とＶＶ遅延の一方であり、第２の属性は、ＡＶ遅延とＶＶ遅延の他方であることが好ましい。

第１の属性はＡＶ遅延とＶＶ遅延の一方であると有利である。

第４のモジュールは、その活動の交互の繰り返しにおいて、第１の属性、および任意選択で第２の属性の同じ設定を選択するように第１のモジュールに指令するコードを含むと都合がよい。

第４のモジュールは、その活動の各繰り返しにおいて、第１の属性、および任意選択で第２の属性の異なる設定を選択するように第１のモジュールに指令するコードを含むことが好ましい。

コンピュータ・プログラムは、さらに、個体の心拍数を示す信号を受信し、個体の心拍数と同等の時間の長さだけその活動の各繰り返しを実行するように第１、第２および第３のモジュールに指令するコードを含む心拍数検出モジュールを備えると有利である。

心拍数は１０であると都合がよい。

本発明の別の態様によれば、ペースメーカ・プログラミング装置のコンピュータ・プログラムが提供される。該プログラムは、
上昇心拍数にて個体のペースメーカの第１の属性の設定調節中に獲得された血行動態測定表示信号を受信するコードを含む検査モジュールと、
血行動態測定表示信号に応答して、第１の属性の設定を選択するコードを含む設定選択モジュールとを備える。

検査モジュールは、
ペースメーカの第１の属性の設定を選択するコードを含む第１のモジュールと、
個体から獲得された血行動態測定表示信号を受信するコードを含む第２のモジュールと、
第１の属性の設定および個々の血行動態測定表示信号を記録するコードを含む第３のモジュールと、
第１の属性の少なくとも１つの異なる設定で、何回かその活動を繰り返すように第１、第２および第３のモジュールに指令するコードを含む第４のモジュールとを備え、
設定選択モジュールは、個々の血行動態測定表示信号に応答して、第１の属性の設定を選択するコードを含むと都合がよい。

コンピュータ・プログラムは、さらに、第１の属性を選択し、選択された第１の属性に基づいて動作するように検査モジュールに指令するコードを含む属性選択モジュールを備えることが好ましい。

属性選択モジュールは、第１の属性を選択し、第１の属性に基づいて動作するように検査モジュールおよび設定選択モジュールに指令し、次に第２の属性を選択し、第２の属性に基づいて動作するように検査モジュールおよび設定選択モジュールに指令するコードを含むと有利である。

第１のモジュールは、また個体内のペースメーカの第２の属性の設定を選択するコードを含み、
第３のモジュールは、第１および第２の属性の設定の組合せ、および個々の血行動態測定表示信号を記録するコードを含み、
第４のモジュールは、第１および／または第２の属性の少なくとも１つの異なる設定で所定の回数だけ活動を繰り返すように第１、第２および第３のモジュールに指令するコードを含み、
設定選択モジュールは、個々の血行動態測定表示信号に応答して、第１および第２の属性の設定を選択するコードを含むと都合がよい。

第１の属性は、ＡＶ遅延とＶＶ遅延の一方であり、第２の属性は、ＡＶ遅延とＶＶ遅延の他方であることが好ましい。

第１の属性はＡＶ遅延とＶＶ遅延の一方であると有利である。

第４のモジュールは、その活動の交互の繰り返しにおいて、第１の属性、および任意選択で第２の属性の同じ設定を選択するように第１のモジュールに指令するコードを含むと都合がよい。

第４のモジュールは、その活動の各繰り返しにおいて、第１の属性、および任意選択で第２の属性の異なる設定を選択するように第１のモジュールに指令するコードを含むことが好ましい。

コンピュータ・プログラムは、さらに、個体の心拍数を示す信号を受信し、個体の心拍数と同等の時間の長さだけその活動の各繰り返しを実行するように第１、第２および第３のモジュールに指令するコードを含む心拍数検出モジュールを備えると有利である。

心拍数は１０であると有利である。

コンピュータ・プログラムは、さらに、血圧表示信号から、ペースメーカの第１の属性、および任意選択で第２の属性の設定調節中に個体の血行動態測定値の変化を判定するコードを含む判定モジュールを備え、設定選択モジュールは、個体の血行動態測定値の変化に応答して、第１の属性、および任意選択で第２の属性の設定を選択するコードを含むと都合がよい。

設定選択モジュールは、検査モジュールの第１のモジュールによって選択された設定で、個体の血行動態測定値の個々の変化または血圧表示信号を補間することによって第１の属性の設定または第１および第２の属性の設定を選択するコードを含むことが好ましい。

設定選択モジュールは、検査モジュールの第１のモジュールによって選択された設定で、個体の血行動態測定値の変化または血圧表示信号を放物線に適合させることによって補間するコードを含むと有利である。

コンピュータ・プログラムは、さらに、設定選択モジュールによって選択された第１の属性、および任意選択で第２の属性の設定に合わせてペースメーカを設定するために、ペースメーカ・プログラミング信号を生成するコードを含むプログラミング・モジュールを備えると都合がよい。

第４のモジュールは、第１および／または第２の属性の２つの設定間で活動を交互するように第１、第２および第３のモジュールに指令するコードを含むことが好ましい。

第４のモジュールは、所定の回数、好ましくは３回、２つの設定間で活動を交互させるように第１、第２および第３のモジュールに指令するコードを含むと有利である。

第４のモジュールは、同じ設定で属性または各属性の連続的測定値における個体の血行動態測定値の比較に応答して、２つの設定間で第１、第２および第３のモジュールの活動を交互させる回数を選択するコードを含むと都合がよい。これは、同じ設定での属性または各属性の連続する測定値が有意に異なることに応答して、活動を交互させる回数を増加させ、同じ設定での属性または各属性の連続する測定値がほぼ同様であることに応答して、活動を交互させる回数を減少させることによって実行することが好ましい。「有意に異なる」とは、相互から１％、２％、５％、１０％、２０％、３０％、４０％または５０％以上異なるという意味である。「ほぼ同様」とは、相互から１％、２％、５％。１０％、２０％、３０％、４０％または５０％未満の違いであるという意味である。

コンピュータ・プログラムは、さらに、個体の呼吸周期を示す信号を受信し、呼吸周期の検出された長さに関連する時間の長さだけ、活動の各繰り返しを実行するように第１、第２および第３のモジュールに指令するコードを含む呼吸周期検出モジュールを備えることが好ましい。

呼吸周期検出モジュールは、個体の完全な１呼吸周期の時間の長さだけ活動の各繰り返しを実行するように第１、第２および第３のモジュールに指令するコードを含むと有利である。

コンピュータ・プログラムは、さらに、個体の心拍数を示す信号を受信し、少なくとも判定モジュールが、第１および／または第２の属性、および好ましくは最初の２心拍の各設定で個体の少なくとも第１の心拍の血行動態測定値の変化の判定を省略するように、１つまたは複数のモジュールに指令するコードを含む心拍検出モジュールを備えると都合がよい。

本発明の別の態様によれば、処理装置が上記コンピュータ・プログラムでプログラムされる上記ペースメーカ・プログラミング装置が提供される。

本発明のさらに別の態様によれば、個体内のペースメーカをプログラムする方法が提供される。該方法は、
ペースメーカの第１の属性の設定を調節しながら、個体の血行動態測定値を判定するステップと、
血行動態測定値に応答して、ペースメーカの第１の属性の設定を選択するステップと、
選択された設定に合わせてペースメーカの属性を調節するステップとを含む。

本発明の別の態様によれば、個体内のペースメーカをプログラムする方法が提供される。該方法は、
ペースメーカの第１の属性の設定を調節しながら、個体の血行動態測定値の変化を判定するステップと、
設定の結果生じた血行動態測定値の変化に応答して、ペースメーカの第１の属性の設定を選択するステップと、
選択された設定に合わせてペースメーカの属性を調節するステップとを含む。

個体の血行動態測定値の変化を判定するステップは、
個体の身体端部を締め付けるステップと、
締め付けた身体端部に光を配向するステップと、
締め付けた身体端部を通過する光を検出するステップとを含むと都合がよい。

本発明のさらに別の態様によれば、個体内のペースメーカをプログラムする方法が提供される。該方法は、
個体の心拍数を上昇させるステップと、
心拍数を上昇させ、ペースメーカの第１の属性の設定を調節しながら、個体の血行動態測定値を判定するステップと、
血行動態測定値に応答して、ペースメーカの第１の属性の設定を選択するステップと、
選択された設定に合わせてペースメーカの属性を調節するステップとを含む。

個体の血行動態測定値を判定するステップは、
個体の身体端部を締め付けるステップと、
締め付けた身体端部に光を配向するステップと、
締め付けた身体端部を通過する光を検出するステップとを含むことが好ましい。

血行動態測定値、またはその変化は、侵襲的または非侵襲的に判定することができる。前者の例はペースメーカとともに埋め込まれた加速度計またはドップラー・ビームである。後者の例は、パルス酸素濃度計またはバイオインピーダンス・モニタである。

個体の血行動態測定値を判定するステップは、個体の血行動態測定値の変化を判定するステップを含むと有利である。

第１の属性はＡＶ遅延およびＶＶ遅延の一方であると都合がよい。

方法は、さらに、個体のペースメーカの第２の属性に関して方法をその後に繰り返すステップを含むことが好ましい。

個体の血行動態測定値または血行動態測定値の変化を判定するステップは、第１の属性の設定を調節し、第２の属性の設定を調節しながら実行すると都合がよい。

第１の属性はＡＶ遅延およびＶＶ遅延の一方であり、第２の属性はＡＶ遅延およびＶＶ遅延の他方であることが好ましい。

個体の血行動態測定値または血行動態測定値の変化を判定するステップは、３つ以上の設定の間でペースメーカの第１の属性、および任意選択で第２の属性を調節するステップを含むと有利である。

個体の血行動態測定値または血行動態測定値の変化を判定するステップは、標準的設定とある範囲の検査設定のうち１つとの間で第１の属性、および任意選択で第２の属性の設定を交互させるステップを含むと有利である。

個体の血行動態測定値または血行動態測定値の変化を判定するステップは、ある範囲の検査設定の間で、第１の属性、および任意選択で第２の属性の設定を調節することを含むと都合がよい。

第１の属性の設定を選択し、任意選択で第２の属性の設定を選択するステップは、判定されている血行動態測定値または血行動態測定値の変化の間を補間するステップを含むことが好ましい。

補間ステップは、判定されている血行動態測定値または血行動態測定値の変化を放物線に適合させることによって実行すると有利である。

ペースメーカの第１の属性、および任意選択で第２の属性の設定を調節しながら、血行動態測定値または血行動態測定値の変化を判定するステップは、血行動態測定値または血行動態測定値の変化を判定しながら、幾つかの心拍にわたって第１の属性、および任意選択で第２の属性を特定の設定に維持するステップを含むと都合がよい。

心拍数は１０であることが好ましい。

第１の属性、および任意選択で第２の属性の設定は、血行動態測定値を判定する場合に、２つの設定の間で交互にすると都合がよい。

設定は、所定の回数、好ましくは３回交互にすることが好ましい。

設定は、同じ設定で連続的測定値における個体の血行動態測定値の比較に応答して、計算された回数だけ交互すると有利である。

設定は、同じ設定での連続する測定値が有意に異なることに応答して、増加した回数だけ交互させ、同じ設定での連続する測定値がほぼ同様であることに応答して、減少した回数だけ交互させることが好ましい。「有意に異なる」とは、相互から１％、２％、５％、１０％、２０％、３０％、４０％または５０％以上異なるという意味である。「ほぼ同様」とは、相互から１％、２％、５％。１０％、２０％、３０％、４０％または５０％未満の違いであるという意味である。

個体の呼吸周期を監視するステップ、および個体の血行動態測定値またはその変化を判定することは、呼吸周期の検出された長さに関連する時間の長さだけ実行すると都合がよい。

個体の血行動態測定値またはその変化を判定するステップは、個体の完全な１呼吸周期の時間の長さだけ実行することが好ましい。

個体の心拍を監視するステップ、および個体の血行動態測定値またはその変化を判定するステップは、ペースメーカの第１および／または第２の属性の設定で個体の少なくとも第１の心拍、および好ましくは個体の最初の２心拍からの結果を省略して実行すると有利である。

個体の呼吸相および／または身体運動を監視するステップ、および血行動態測定値またはその変化を判定する上で、個体の呼吸相および／または任意の身体運動の効果を考慮するステップがあると都合がよい。

血行動態測定値は、個体の血圧、時間のある１点または時間の複数の点における個体の血圧の絶対値、ある期間にわたる個体の血圧の変化、個体の１回拍出量または個体の心送血量であると有利である。

個体の血圧は、心収縮期圧、心拡張期圧、平均圧、脈拍圧、圧力の変化率、または圧力のピーク変化率であると都合がよい。

ペースメーカは両室ペースメーカ、好ましくは心房両室ペースメーカであることが好ましい。

したがって本発明の実施形態により、異なる心拍で複数の測定を実行することができ、心エコー検査法より感度が高い。本発明の実施形態は単純で実際的であり、必要とされる専門家の技術が少なく、したがってオペレータへの依存性が低い。本発明の実施形態により、合併症の危険なく心臓再同期の血行動態的有効性を迅速に評価することができる。本発明の実施形態により、侵襲的検査には必ずある限定された環境を越えて、様々な環境で検査（および再検査）をすることができる。さらに、本発明の実施形態は、上昇した心拍数で検査し、必ずしも患者の絶対血圧ではなく、血圧の変化などの血行動態測定値を判定することによって、より正確な最適化をもたらす。

本明細書では、特定の用語および語句を使用し、その意味についてここでさらに詳細に説明する。

「身体端部」という用語は、脈拍を有する人体の任意の指、肢または他の隆起を意味する。これは人の手の指、親指および足指を含むが、それに制限されない。

「血行動態測定表示信号」という語句は、個体の血行動態測定値の特徴に関する情報を含む、電子的形式で符号化された信号などの信号を意味する。「血行動態測定表示信号」の一例は、「血圧表示信号」である。例えば、この特徴は、特定の時点における個体の絶対血圧、複数の時点における個体の絶対血圧、またはある期間にわたる個体の血圧変化でよい。さらに、扱われる血圧の態様は、心収縮期圧、心拡張期圧、平均圧、脈拍圧、圧力の変化率、圧力のピーク変化率、または両室ペーシングを適用した場合に有意の改善を示す血圧の任意の他の態様でもよい。最後に、「血圧」という用語は、推定された１回拍出量または心送血量の血圧信号からの計算値を含む。この計算の１つのこのような方法は、ＭＯＤＥＬＦＬＯ法である。別の方法は、圧記録解析法（ＰＲＡＭ法）である（参考文献３３）。

「血行動態測定値」という語句は、患者の血行動態測定表示信号から導き出された表示を意味する。したがって、「血行動態測定値」の一例は、「血圧」である。このように、血行動態測定値は、特定の時点における個体の血圧の絶対値、複数の時点における個体の血圧の絶対値、ある期間にわたる個体の血圧の変化、またはある時間にわたる別の計算でよい。扱われる血圧表示信号の態様は、心収縮期圧、心拡張期圧、平均圧、脈拍圧、圧力の変化率、圧力のピーク変化率、または両室ペーシングを適用した場合に有意の改善を示す血圧の任意の他の態様でもよい。さらに、血行動態測定値は、本質的に血圧値以外の何かでよい。例えば、これは、推定された１回拍出量または心送血量の血圧信号からの計算値でよい。この計算の１つのこのような方法は、フィナプレス装置に付随するＭＯＤＥＬＦＬＯ法である。別の方法は、圧記録解析法（ＰＲＡＭ法）である（参考文献３３）。

したがって、「血行動態測定値」という用語は、これらの特定の実施形態に言及するために、本明細書で現れた場合、常に「血圧」という用語と置換することができることを理解されたい。

血行動態測定値の「変化」とは、絶対測定値と対比した測定値の相対的差を意味する。

「ペースメーカの属性」という用語は、ペースメーカのファンクションの特定の特徴を意味し、通常は心拍数、ＡＶ遅延またはＶＶ遅延のうち１つを指す。

「属性の設定」という語句は、ペースメーカのある属性を特定の時に実行するレベルを意味する。例えば、ペースメーカのＡＶ遅延の設定は１２０ｍｓでよい。

「ペースメーカ・プログラミング信号」という語句は、ペースメーカの属性を設定するために十分な情報を含む、電子的に符号化された信号などの信号を意味する。例えば、この情報は、心拍数、房室（ＡＶ）遅延、または左心室対右心室（ＶＶ）の遅延の設定でよい。

「ペースメーカの調節」という語句は、ペースメーカの少なくとも１つの属性の設定変化を意味する。

「上昇した心拍数」という語句は、安静時（すなわち、動かずに座っているか、横になっている間）の個体の心拍数より高い心拍数を意味する。これは、例えば、平均的安静時心拍数より１０％速く、または安静時心拍数より速い固定心拍数で心臓をペーシングすることによって達成することができる。

「状態」という用語は、ペースメーカに関して使用した場合、ペースメーカの属性の設定の特定の組合せを意味する。例えば、１つの状態は、１２０ｍｓのＡＶ遅延および０ｍｓのＶＶ遅延でよい。

「備える（ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ）」という用語は、「含む」または「構成される」という意味である。同様に、「備える（ｃｏｍｐｒｉｓｅｓ）」という用語は、「含む」または「構成される」という意味である。

本発明をさらに容易に理解するために、したがってそのさらなる形体を認識できるように、次に本発明の実施形態を添付の図面を参照しながら説明するが、この説明は単なる例示としてのものにすぎない。

図１を参照すると、植え込んだ心房両室ペースメーカ２が前もって取り付けられている患者１が、人差し指３に取り付けられたフィナプレス４を有しているペースメーカ最適化セッションを示す。

フィナプレスは血圧を連続的に監視する装置である。フィナプレス（Ｆｉｎａｐｒｅｓ）は、指動脈圧力（ＦＩＮｇｅｒ Ａｒｔｅｒｉａｌ ＰＲＥＳｓｕｒｅ）の頭字語である。フィナプレス装置は当技術分野で、例えば、オランダ特許第ＮＬ−Ａ−８１０５３８１号およびチェコ特許第ＣＳ−Ａ−２７２０５７号から周知である。フィナプレス４の働きを理解するために、次に図２を参照する。

フィナプレス４は、ほぼ円筒形の開口部６が設けられているハウジング５を備える。開口部６は、人間の人差し指を受け取るような構成である。他の実施形態では、開口部６は人差し指以外の指を受け取るような構成であるか、別の身体端部を受け取るような構成である。開口部６の入口の周囲には、環状カフ７があり、これはポンプ９から通じたパイプ８を介して膨張可能である。

開口部６の上には光源１０があり、これは例えば発光ダイオードでよい。光源１０は、線１１を介して電源１２から電力供給される。

開口部６の下で、したがって光源１０の反対側には、光センサ１３が設けられている。光センサ１３は、それに入射する光源１０からの光に応答して電気信号を生成する。信号は、光源１３から通じた伝送線１４を下る。

再び図１を参照すると、伝送線１４は処理装置１５に通じ、これは、以下でさらに詳細に説明する方法でペースメーカ・プログラミング信号を生成するために、光センサ１３からの信号を処理するようにプログラムされる。

処理装置１５からは通信線１６が通じており、これは患者１の身体上にペースメーカ２の隣に配置された送信機１７へと延在する。送信機１７は、ペースメーカ・プログラミング信号を磁気誘導によって経皮的にペースメーカ２へと伝送する。幾つかの実施形態では、データはペースメーカ２から送信機１７、次に通信線１６を介して処理装置１５へも伝送される。例えば幾つかの実施形態では、患者１の心拍に関するデータがペースメーカ２から処理装置１５へと送信される。

この配置構成によって、ディジタル写真体積変動記録法（ｄｉｇｉｔａｌ ｐｈｏｔｏｐｌｅｔｈｙｍｏｇｒａｐｈｙ）を使用してペースメーカ２のプログラミングを最適化することができる。

使用時には、フィナプレス４が次に説明するように患者１の血圧を連続的に測定する。人差し指３を締め付けるように、環状カフ７を患者１の人差し指３の周囲で膨張させる。その間に、光センサ１３が光源１０からの光を検出する。患者１の人差し指３が光源１０と光センサ１３の間に挿入され、光源１０からの光を遮断する。特に、人差し指３は指の血管、主に２本の動脈中の赤血球のせいで光を吸収するか、散乱させる。

環状カフ７が患者１の人差し指３を漸進的に締め付けると、人差し指３を灌流する血液の量が減少し、したがって光を中断する赤血球が少なくなるので、光センサ１３に到達する光の量が増加する。環状カフ７によって提供される圧力が動脈内圧を超えると、人差し指３の血管が虚脱し、光センサ１３の受け取る光が最大になる。

ポンプ９の給送活動を変動させることにより、最大値（すなわち、心収縮期）と最小値（すなわち、心拡張期）の動脈内血圧になるように、環状カフ７内の圧力を調節し、したがって各心臓周期中に患者１の人差し指３の血管が虚脱し、開く。

心臓周期中に、光センサ１３はこのように、心拡張期には光の最高レベルを、心収縮期には光の最低レベルを検出する。さらに、ある期間にわたって、検出される光の最高レベルと最低レベルの間に、検出される光が中間で横ばい状態になることが観察され、これは動脈が開いたばかりで、したがって動脈内血圧が環状カフ７内の圧力とほぼ同じである圧力である時間を示す。したがって、光センサ１３によって生成された信号は、個体の血圧を判定できる情報を含む。

フィナプレス４は、患者１の絶対血圧を判定するには非常に正確ではないが、本発明では実際に幾つかの利点を有する。第一に、血圧を連続的に測定するので、アームバンド・カフがある血圧計よりはるかに良好な一時的分解能を与え、心収縮期血圧および心拡張期血圧ばかりでなく、平均血圧、圧力の変化率、推定１回拍出量、推定された心送血量、および心収縮期および心拡張期の値のみでは獲得できない血圧の他の特徴もサンプリングする機会を提供する。したがって、フィナプレス４は、患者１の血圧だけでなく、ある範囲の血行動態測定値も判定することができる信号を提供することができる。第二に、血圧のサンプルは３０秒毎ではなく心拍１回ごとに取得されるので、値を平均して、血圧の変化を非常に確実に表示することができる（すなわち、個体の絶対血圧ではなく、ある期間にわたる個体の相対的血圧）。第三に、アームバンド・カフがある血圧計とは異なり、アームバンド・カフの膨張と収縮のサイクルを待つのではなく、血圧を非常に迅速に判定することが可能である。これによって、ペースメーカ属性の設定変更の即座の効果を測定することができる。第四に、侵襲的動脈血圧判定とは異なり、フィナプレスは非侵襲的であり、したがって患者１に過度な危険を与えずに血圧監視を実行することができ、操作者側に必要とされる専門的技術が大幅に少なくなる。第五に、心エコー検査法とは異なり、フィナプレス４は、熟練した操作者の技術を必要とせずに、処理装置が直接解釈するために非常に素直なクリアな信号を提供する。さらに、操作者は心エコー用プローブを所定の位置に維持する必要がない。

フィナプレス４からの信号は、伝送線１４を介して処理装置１５に送信される。処理装置１５は、患者１の血圧、またはさらに重要なことであるが、基準状態にある患者１の恣意的な標準血圧を判定する。この実施形態では、基準状態は、両室ペースメーカ２の心拍数、ＡＶ遅延およびＶＶ遅延を工場設定値に設定してある。

次に、処理装置１５はペースメーカ２の属性の１つ（すなわち、心拍数、ＡＶ遅延またはＶＶ遅延の１つ）の設定を調節するために、通信線１６を介して送信機１７に命令を送信する。しかし通常、心拍数は自然な心拍数に応答して自動的に設定されるので、これはＡＶ遅延またはＶＶ遅延である。

属性を異なる設定に合わせて調節したこの検査状態で、患者の血圧を処理装置１５で判定し、基準状態で測定した血圧と比較する。

次に、このプロセスを数回繰り返し、その都度、両室ペースメーカ２の属性の設定を調節して、患者１の血圧を判定し、属性の設定およびその結果の血圧を記録する。

その後、処理装置は、各状態の患者１の血圧を比較し、最適血圧を選択して、最適血圧となる属性の設定を記録する。次に、通信線１６および送信機１７を介してペースメーカ・プログラミング信号を送信し、両室ペースメーカ２の属性を最適設定値に設定する。

上記実施形態で、１つの処理装置１５に言及したことは多少恣意的であることを理解されたい。何故なら、実際には、フィナプレス４は患者１の血圧を連続的に判定するために自身の処理装置を組み込んでよく、次に情報がペースメーカの設定を最適化するために、その後の処理ステップ用に処理装置１５へと集められるからである。しかし、本説明では、１つの処理装置についてのみ述べる。

上記実施形態では、ペースメーカの属性を、基準状態で工場設定値にされている。しかし他の実施形態では、属性は基準状態で他の設定を有する。幾つかの実施形態では、属性は基準状態で１２０ｍｓのＡＶ遅延および０ｍｓのＶＶ遅延のように他の一定の設定値に合わせて調節される。幾つかの他の実施形態では、属性の設定値は、基準状態を画定するために、最適化セッションの開始時に操作者が調節する。幾つかの代替実施形態では、基準状態は、ペースメーカの属性の設定値が、最適化セッションに患者が到達した場合のものであると定義される。したがって、患者が連続するペースメーカ最適化セッションを有すると、そのペースメーカは、以前の最適設定値から開始して再度最適化される。

幾つかの実施形態では、次に第２の属性でプロセスを繰り返す。例えば、プロセスは、最初にペースメーカを最適ＡＶ遅延に合わせて設定するように実行し、その後にペースメーカ２の最適ＶＶ遅延を判定し、その最適設定値で設定する。

幾つかの好ましい実施形態では、特定の属性の最適設定は、患者１の最高の血行動態測定値に、特に最高血圧になる設定である。その理由を説明するために、最初に高い血圧が患者の循環を損傷し、しかも患者の心臓が給送する能力の改善を反映していることを理解されたい。先進国の一般的な「健康な」人口（その大部分は良好な心収縮期ファンクションを有する）では、循環への損傷が高血圧の圧倒的に重要な効果となっている。したがって一般的な人口では、血圧が高いほど、ほぼ常に予後の低下につながる。しかし、進行した心不全の患者では、高血圧は圧倒的に欠陥があるポンプ機能の改善を伴い、したがって血圧が高い方が、逆説的に良好な予後の徴候になる。これは、人口に基づく研究（参考文献１４、１５、１６、１７）と臨床試験（参考文献１８）の両方で示されている。したがって、好ましい実施形態では、属性の最適設定は、患者の最大血行動態測定値となる設定である。

好ましい実施形態では、ペースメーカ２の属性の最適設定は、患者１の心拍数が上昇している間に判定する。これは、上記プロセスを実行している間に心拍数を上げるために、患者が運動する（例えば、トレッドミル上でジョギングする）ことによって達成される。血行動態測定値を判定するためにフィナプレス４を使用することは、比較的影響が少なく、したがって患者１はペースメーカのプログラミングを実行する間にも運動することができることを理解されたい。これは、侵襲的血圧監視または心エコー検査法の間に患者１が運動することが、不可能ではないまでも困難である先行技術の手法とは対照的である。

患者の心拍数が上昇している時にペースメーカ２の属性の最適設定を判定することの利点は、本発明の発明者により、ほぼ全ての患者が両室ペースメーカのクリアな最適設定値を示すのは、心拍数が上昇している場合のみであることが発見されたことである。逆に、安静時の心拍数では、大部分の患者でペースメーカの属性の設定がそれほど重要でなくなる。

例えば、患者の血行動態測定値の変化を、Ｘ軸上の属性（例えば、ＡＶ遅延）の設定の変化に対して、グラフのＹ軸にプロットすると、このデータは通常、放物線を形成する。しかし、患者の心拍数が高めの場合のみ、放物線が十分に曲線になっているのが見える。放物線の頂点は、属性の最適設定を特定する（すなわち、血行動態測定値の増加が最大になる）。

したがって、患者の典型的な安静時心拍数が７０ｂｐｍの場合、１つの実施形態では、患者の心拍数が毎分１１０回に上昇し、その心拍数でペースメーカの属性の最適設定を判定する。

この実施形態の幾つかの変形例では、ペースメーカの属性の最適設定を、複数の上昇した心拍数で判定する（例えば、安静時心拍数が７０ｂｐｍであった場合に、１１０ｂｐｍおよび１３０ｂｐｍ）。次に、処理装置１５が（直線または他の方法で）補間し、最適設定値を判定した心拍数の間の心拍数で両室ペースメーカの属性の最適設定を判定する。これらの変形例では、ペースメーカ・プログラミング信号は、患者の心拍数が変化した場合に、ペースメーカ２が属性の設定を変動させることができるように、ペースメーカにある範囲の心拍数で属性の最適設定を提供する情報を含む。

好ましい実施形態では、限られた数の実際の測定値を使用して、測定した設定値を補間し、属性の最適設定（すなわち、血行動態測定値の最高値を与えるように補間された設定）を特定する。例えば、血行動態測定値のパターンは、通常、放物線に類似することが判明している。したがって、下式に従ってデータ・ポイントを放物線に自動的に適合することが可能である。

ｈ＝ａｓ^２＋ｂｓ＋ｃ
ここで、ｈ＝血行動態測定値、ｓ＝設定値である。

次に、下式を使用して、「設定値」の最適値を補間する。

ｅ＝−（ｂ／２ａ）
ここで、ｅ＝推定された最適設定値である。

任意の所与の個体のペースメーカでは、（例えば、ＡＶ遅延を１０ｍｓの倍数でしか設定できないような装置の制約のために）想定可能な全ての設定値を達成できるわけではないが、この手法では、幾つかの測定値から補間された最適設定値を迅速に特定し、次に最も近い達成可能な設定値を選択することが可能である。代替実施形態では、より高次の多項式曲線の適合、または正弦近似、または他の曲線の適合が適用される。

幾つかの代替変形例では、属性の最適設定値を複数の上昇心拍数で判定し、次に心拍数が変化した場合に設定が変化しなくても、属性の設定が、心拍数にかかわらず最適設定に最も近くなるようになるように、属性の最適設定を選択する。

本発明の発明者は、ある時間にわたって患者の血圧に自然な機会的浮動があることも発見した。その結果、ペースメーカの可能な各属性設定で、患者の絶対血圧値を測定することは望ましくない。血圧の浮動によって引き起こされる生理的ノイズが、最適設定を曖昧にするからである。したがって幾つかの実施形態では、ペースメーカの属性の最適設定は、異なる血行動態測定値に応じて以下のように判定される。

処理装置１５は、所定の心拍数（例えば、１０回）だけ続く検査期間にわたって１つの属性の基準設定にペースメーカ２を（伝送線１６および送信機１７を介して）設定し、その間に患者の血圧を測定する。検査期間の後、属性の設定を第１の検査設定値に変更し、第２の検査期間にわたって患者の血圧を測定する。次に、ペースメーカを第３の検査期間にわたって基準設定に戻し、その間に患者の血圧を判定する。その後、別の検査期間にわたってペースメーカの属性を第２の検査設定に合わせて調節し、その間に患者の血圧を測定する。ペースメーカの属性の設定を基準設定と様々な検査設定の間で交互させた状態で、このプロセスを繰り返す。例えば、基準設定は、１２０ｍｓのＡＶ遅延および４０ｍｓ段階で４０ｍｓから２４０ｍｓまでの検査設定範囲を表すことができる。

この実施形態の利点は、各検査設定での血圧を、直前および直後の基準設定での血圧と比較することができ、したがって達成される血圧の変化、すなわち、「相対的利益」を明らかにできることである。これは、血圧に漸進的動向がある場合に、その効果を解消する。例えば、血圧が１分の期間にわたって下方向の動向がある場合、ペースメーカが検査設定である場合の心拍１０回の検査期間の平均は、ペースメーカが基準設定にある状態の先行および後続検査期間の平均と同様になる。したがってこの実施形態では、血行動態測定値は、検査設定と先行および後続の基準設定との間の血圧の相対的変化である。

さらに、交互する遷移の性質は、血圧の遅い動向の効果を解消するのに役立つ。例えば、ＡＶ遅延の１２０ｍｓ→１６０ｍｓへの遷移が６ｍｍＨｇの血圧上昇を引き起こすが、血圧が、遷移の測定期間中に２ｍｍＨｇの下方向アーチファクトを生成するのに十分な率で、数分間にわたってゆっくり下方向に動向する状況を考えてみる。１２０ｍｓ→１６０ｍｓへの「順方向」遷移中に、ΔＢＰの測定値は４ｍｍＨｇ（すなわち、６〜２ｍｍＨｇ、過小評価）になるが、その後の１６０ｍｓ→１２０ｍｓへの「逆方向」遷移中に、ΔＢＰの測定値は−８ｍｍＨｇ（−６〜２ｍｍＨｇ、振幅の過大評価）になる。１２０→１６０への遷移の平均ΔＢＰは、順方向遷移および逆方向遷移（そのΔＢＰ値は言うまでもなく、同等にするために記号を逆にしなければならない）のΔＢＰ測定値全部から計算される。したがって、ここで考察した２つのΔＢＰ測定値の寄与は４および８になり、その平均値は６である（すなわち、遅い下方向浮動によって誘発されるエラーが相殺されている）。したがって、この実施形態では一定の漸進的動向が血行動態測定値の変化の平均測定値に影響しない。

幾つかの実施形態では、ペースメーカの属性の設定が、基準設定と各検査設定の間で複数回交互する。これによって、受信したデータを平均し、データ中のアーチファクトの効果を低下させることができる。これらの実施形態の幾つかのバージョンでは、交互する回数を予め決定する。例えば１つの実施形態では、３回交互し、その結果、基準設定と各検査設定の間で６回遷移する。これらの実施形態の他のバージョンでは、交互する回数を、連続する重複した交互にわたる血行動態測定値の比較の結果に応答して変更する。１つの実施形態では、例えば血行動態測定値が連続する交互の間で有意に異なる場合、交互する回数を標準回数より増加させるが、血行動態測定値が連続する交互の間でほぼ同じである場合、交互する回数を標準回数より減少させる。

代替実施形態では、ペースメーカの属性の設定を、例えば心拍１０回などの検査期間にわたって維持するが、検査設定と基準設定の間で交互するのではなく、ペースメーカを属性の検査設定の間でランダムに移動させる。この実施形態の利点は、属性の検査設定を調査する最適化セッションに、より長い時間を使用できることである。

両室ペースメーカは、通常、３つの設定、すなわち、心拍数、ＡＶ遅延およびＶＶ遅延を有し、通常はＡＶ遅延およびＶＶ遅延の最適設定を判定する必要があることを理解されたい。幾つかの実施形態では、これは、２つの最適設定を相互に独立して判定するように、１つの属性（例えば、ＡＶ遅延）に関してのみプロセスを実行し、次に他の属性（例えば、ＶＶ遅延）を変動させてプロセスを繰り返すことによって達成される。代替実施形態では、両方の属性の最適設定を判定するために、両方の属性を同時に変動させる。例えば１つの実施形態では、ＡＶ遅延およびＶＶ遅延の特定の設定で、基準状態を画定する。最適化セッションで、ペースメーカを、基準状態の検査期間と、ＡＶ遅延およびＶＶ遅延の設定を様々な検査設定に合わせて調節する検査期間との間で変更する。連続する各検査設定で、ＡＶ遅延とＶＶ遅延は以前の検査設定と異なる。

上記実施形態では、ペースメーカは房室両室ペースメーカである。しかし他の実施形態では、ペースメーカは、２本の心室リード線があり、ＶＶ遅延の設定のみ最適化された両室ペースメーカであるか、ＡＶ遅延の設定のみ最適化された標準的２室ペースメーカである。さらなる実施形態では、ペースメーカは、例えば、複数のリード線を心房および／または心室に配置する場合、４本以上のリード線を有する。

次に処理装置１５の動作を参照する。上記のように動作するために、処理装置１５は、検査中にペースメーカ２を調節し、フィナプレス４からの血圧表示信号を解析して、ペースメーカ２をプログラムするためのペースメーカ・プログラミング信号を生成するために、コンピュータ・プログラムでプログラムする。コンピュータ・プログラムは、属性選択モジュールを備え、これは属性を選択し、選択された属性に基づいて動作するように検査モジュールに指令する。

検査モジュールは、ペースメーカ２の選択された属性の設定を調節しながら、血圧表示信号を受信するコードを含む。特に、検査モジュールは、属性の設定を選択する第１のモジュール、血圧表示信号を受信する第２のモジュール、および属性の設定およびその属性の設定値の結果である個々の血圧表示信号を記録する第３のモジュールを備える。検査モジュールは、また、第１、第２および第３のモジュールの活動をループさせる第４のモジュールを備える。幾つかの実施形態では、第４のモジュールは、繰り返すループの１回おきに属性の同じ設定を選択するように第１のモジュールに指令する。すなわち、交互の繰り返しが同じ設定を有する。他の実施形態では、第４のモジュールは、ループを繰り返す度に属性の異なる設定を選択するように第１のモジュールに指令する。

コンピュータ・プログラムは、また、検査モジュールの第３のモジュールによって記録された血圧表示信号のシリーズから、属性の各設定における個体の血圧の変化を判定するコードを含む判定モジュールを備える。

幾つかの実施形態では、コンピュータ・プログラムは、さらに、心拍数検出モジュールを備え、これは個体の心拍数を示す信号を受信するコードを含む。ペースメーカ２が送信機１７を介して処理装置１５にデータを伝送する実施形態では、この信号はペースメーカ２から受信する。他の実施形態では、個体のパルスを別々に検出する。心拍数検出モジュールは、例えば心拍数１０回など、所定の心拍数にわたって活動の各ループを実行するように第１、第２および第３のモジュールに指令する。

コンピュータ・プログラムは、判定モジュールによって生成されたデータを比較し、最適血圧となる設定、好ましくは血圧の上昇が最大になる設定を選択することによって属性の設定を選択するコードを含む設定選択モジュールも含む。

コンピュータ・プログラムは、また、通信線１６および送信機１７を介してペースメーカ２に伝送するために設定選択モジュールによって選択されている属性の設定を符号化するペースメーカ・プログラミング信号を生成するコードを含むプログラミング・モジュールを備える。したがって、このモジュールは最適設定でペースメーカ２を永久的に（または少なくとも半永久的に）プログラムする。

幾つかの実施形態では、属性選択モジュールは、第１の属性に関連する活動が終了したら、第２の属性に基づいて動作するように第１のモジュールに指令するコードも含む。別の方法としては、第１のモジュールは、また第２の属性の設定を選択するコードを含み、第３のモジュールは、第１および第２の属性の設定の組合せ、およびその組合せの結果である血圧表示信号を記録するコードを含む。したがって、第１および第２の属性の最適設定が同時に判定される。

これらの実施形態では、２つの属性の最適設定を判定する場合、判定モジュールは、第２の属性の設定の調節中に個体の血圧の変化を判定するコードも含む。同様に、設定選択モジュールおよびプログラミング・モジュールは、第２の属性の最適設定を選択し、第２の属性の選択された設定を個々に符号化するペースメーカ・プログラミング信号を生成するようにも構成される。

以前に説明したように、好ましい実施形態では、コンピュータ・プログラムは、患者１の心拍数が上昇した場合に動作するような構成である。

ペースメーカ２が最適設定でプログラムされたら、患者は自由に通常の活動をし、ペースメーカはプログラムされた属性の設定に従って作用する。１年から２年毎に、および心筋梗塞のような患者の臨床的状態の変化後に、最適化を繰り返すことが好ましい。

本発明の上記実施形態では、ペースメーカの最適化は通常、異なる属性の設定で患者の絶対血圧を判定して、最高絶対血圧となる設定を選択するか、異なる設定で患者の血圧の相対的増加を判定し、血圧の上昇が最大となる設定を選択することにより達成される。しかし、本発明の他の実施形態では、異なる血行動態測定値を使用することを理解されたい。例えば幾つかの実施形態では、血行動態測定値は、複数の時点における患者の絶対血圧であるか、ある期間にわたる患者の血圧の変化であるか、さらにはある期間にわたる別の計算値である。さらに、血行動態測定値は、血圧表示信号の特定の態様に関してもよい。扱われる血圧表示信号の態様は、心収縮期圧、心拡張期圧、平均圧、脈拍圧、圧力の変化率、圧力のピーク変化率、または両室ペーシングを適用した場合に有意の改善を示す血圧の任意の他の態様でもよい。さらに、血行動態測定値は、本質的に血圧値以外の値でよい。例えば、血圧信号から計算した１回拍出量または心送血量の推定値でよい。必要な数の設定にて血行動態測定値を判定したら、最適血行動態測定値が突き止められ、最適血行動態測定値になる属性の設定が選択される。

本発明の上記実施形態はフィナプレス４を備えるが、フィナプレス４は本発明の基本的形体ではないことを理解されたい。例えば、本発明の他の実施形態では、パルス酸素濃度計またはバイオインピーダンス・モニタなど、フィナプレス４の代わりに異なるタイプの非侵襲的血圧測定装置を提供する。別の方法としては、植え込んだペースメーカ・システムに含まれる装置（例えば加速度計またはドップラー・ビーム）などの侵襲的血圧測定装置を使用する。

幾つかの実施形態では、フィナプレス４（または別の血圧測定装置）を使用して血圧を監視することに加えて、個体の呼吸相を監視し、呼吸信号を生成する装置も提供する。また、個体の身体運動を監視する装置を提供する。幾つかの実施形態では、装置は歪みゲージである。これらの装置からの出力は処理装置１５に伝送され、処理装置１５は、このような活動によって引き起こされるような血圧の測定における全てのアーチファクトを除去するように、呼吸相および検出された身体運動を考慮に入れるようにプログラムされる。処理装置は、血行動態信号を呼吸信号と比較し、属性の設定が変化しない安定期間中に２つの信号間の伝達関数を判定することによって、これを達成する。検査期間中に、処理装置は、遷移中の呼吸の効果を予測し、予測された呼吸の効果を血行動態信号から引くために、この伝達関数を、遷移中に観察された呼吸信号と一緒に使用する。

上記実施形態では、検査期間は所定の心拍数だけ続く。しかし、これは本発明の基本的形体ではなく、他の実施形態では、検査期間の長さは異なる方法で決定される。例えば幾つかの実施形態では、個体の呼吸周期を監視し、検査期間は呼吸周期に関連する時間の長さだけ続く。例えば１つの実施形態では、検査期間は完全な１呼吸周期だけ続く。

幾つかの実施形態では、各検査期間で、個体の最初の数心拍の期間中に、患者の血圧または他の血行動態測定値を無視する。各検査期間で、個体の最初の２心拍の期間中に、血圧または他の血行動態測定値を無視することが、特に好ましい。その理由は、属性のある設定から別の設定への遷移の直接的効果が、多くの患者では、アーチファクトを心拍数１回または２回分持続させ、これは実際の結果的信号より大きいからである。したがって、この期間中に取得した全てのデータを含まないことにより、アーチファクトが解析に含まれない。幾つかの実施形態では、データを無視する時間の長さは、個体の心拍数５回分より短い。
実施例
方法
主題
標準的な臨床背景で両室ペースメーカまたは両室除細動器をその場に植え込んだ１２人の外来患者（ＮＹＨＡ ＩＩＩまたはＩＶの心不全、ＱＲＳ＞１２０ｍｓ、最大薬物療法）を、本研究の実施例に登録した。ペースメーカは、事前に１カ月から２年の間にわたって挿入されている。ＶＶ遅延は研究中に変更せず、全患者で４ｍｓに設定された。患者には、現地の倫理委員会によって承認された本研究について、インフォームド・コンセントが与えられた。患者の特徴が表１に要約されている。

測定
データ取得
フィナプレスモデル２３００のディジタル写真体積変動記録器を使用して、非侵襲的指動脈圧力測定を実行した。詳細な説明でさらに説明されるこの技術は、Ｐｅｎａｚ（参考文献２８）およびＷｅｓｓｅｌｉｎｇ（参考文献２９）によって開発されたもので、人差し指の周囲に配置したカフ、および内蔵の光電子体積変動記録器を、動脈圧を動的に辿る体積クランプ回路と組み合わせて使用する、と要約することができる。この技術は、血圧の瞬間的変化を測定する実証済み方法である（参考文献３０）。ＥＣＧ信号も記録した。これらの信号は、発明者の研究室（参考文献３１）で開発した特注ソフトウェアを使用して、アナログ・ディジタル・カード（Ｎａｔｉｏｎａｌ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ， Ａｕｓｔｉｎ， ＴＸ）を介して取得し、Ｍａｔｌａｂプラットフォーム（ＭａｔｈＷｏｒｋｓ， Ｎａｔｉｃｋ， ＭＡ）に基づくさらなる特注ソフトウェアでオフラインにて解析した。
実施例１
様々なＡＶ遅延での血圧の相対的変化の測定
被験者の両室ペースメーカのＡＶ遅延を調節する間に、心拍毎の圧力を記録した。避けがたい血圧の瞬間的変動の効果を最小限に抑えるために、各ＡＶ遅延を固定したＡＶ遅延と比較した。ペースメーカの再プログラミング時に、動脈血圧が即座に変化した（図３参照）。数分間にわたって、血圧の瞬間的な機会的動向および遅い変動のせいで、ペースメーカの再プログラミングに関連する増分を正確に特定することが困難になる。再プログラミング直前に１０回の心拍、および直後に１０回の心拍をとり、その１回の遷移について平均心収縮期血圧（ΔＢＰ）の差を計算することにより、相対的な血圧の効果を推定し、短期の呼吸ノイズと長期の変動との両方を最小限に抑えた。この遷移（図４参照）を繰り返し、逆の遷移についてはΔＢＰの記号を逆転させて、ΔＢＰ毎に少なくとも６つの重複測定値を取得した。これらの組合せで、ＡＶ遅延毎に、平均値の標準誤差とともに平均ΔＢＰを取得し、精度を推定した。

ΔＢＰを、図５で示したように、各ＡＶ遅延（４０ｍｓ、８０ｍｓ、１６０ｍｓ、２００ｍｓ、２４０ｍｓ）について上記方法で測定した。
統計
少なくとも６つの個体の遷移から観察された血圧変化の平均をとることにより、各ＡＶ遅延について、基準ＡＶ遅延（１２０ｍｓ）に対してΔＢＰの値を判定した。平均値および平均値の標準誤差として、ΔＢＰをプロットした（図５）。スチューデントの対ｔ検定を使用して対比較を実行した。反復測定ＡＮＯＶＡを使用して、複数の心拍を比較した。フィッシャの正確な検査（ｅｘａｃｔ ｔｅｓｔ）を使用して、比率を比較した。０．０５未満のｐ値を、統計学的に有意とみなした。解析には、統計的パッケージのＳｔａｔｖｉｅｗ ５．０（ＳＡＳ Ｉｎｓｔｉｔｕｔｅ Ｉｎｃ．， Ｃａｒｙ， ＮＣ）を使用した。
両室ペーシングの効果
１２人の患者全員から、容易に解析可能なデータが得られた。図３で示すように、ＡＶ遅延を変更すると、心収縮期血圧が即座に変化した。３人の患者では、除細動器の設定との相互作用により、検査した最長ＡＶ遅延は２４０ｍｓ未満であった。

この実施例は、連続的な非侵襲的血行動態監視によって、心臓再同期した患者で、ＡＶ遅延の変化の全身血行動態効果が即座に検出可能であったことを示す。

再同期で様々な血行動態の改善が急性的に生じたことが認められ（参考文献１、６、７、１１、１２）、それぞれが血行動態最適化の潜在的ガイドとなる。ランダムな変動の効果を低下させるために、複数の心拍数の平均をとると有利である。左心室カテーテル導入をしていない場合は、複数回測定する（必然的に記録が相対的に長くなる）方が安全である。したがって、動脈血圧を急性的血行動態測定値として使用することができる。
実施例２
次に、ペースメーカの下限速度を再プログラムすることにより、他の心拍数でプロトコルを繰り返し、患者毎に４つの別個な曲線（安静時速度、毎分９０拍、１１０拍、１３０拍）を生成した。血圧の相対的変化の測定値および統計結果を実施例１のように計算した。
安静時心拍数でのＡＶ遅延の変更の効果
患者３のデータを図６に示し、１２人の患者各々の個体データを図７に示す。患者同士を比較できるように、血圧は全て、１２０ｍｓの基準ＡＶ遅延で個々の患者から取得した血圧に対する相対値（ΔＢＰ）として表してある。１２０ｍｓが基準ＡＶ遅延であったので、各曲線は１２０ｍｓのＡＶ遅延にてゼロｍｍＨｇのΔＢＰを通る。安静時データは、各パネルの点線曲線で示してある。

安静時心拍数では、ＡＶ遅延は４０ｍｓから２４０ｍｓの範囲で変動したので、心収縮期血圧には検出可能な変動があったが、この変動は小さかった。患者毎に「様々なＡＶ遅延にわたるΔＢＰ値の範囲」を安静時心拍数にて計算した（図５参照）。１２人の患者全員で、安静時心拍数では様々なＡＶ遅延にわたるΔＢＰの範囲が平均６．５ｍｍＨｇであった。
より高い心拍数でのＡＶ遅延変更の効果
１２人の患者全員で、ＡＶ遅延の変更は、図７で見られるように低い心拍数より高い心拍数の方でＢＰに及ぼす効果が顕著であった。心拍数が上昇すると、様々なＡＶ遅延にわたるΔＢＰの範囲が、全体としてグループになって漸進的に広がり（ｐ＜０．０００１、ＡＮＯＶＡによる、図８）、１３０ｂｐｍで１７．４ｍｍＨｇに達した。１２人中１２人の患者が全員、高い方の心拍数でクリアな血行動態の最適値を示し、安静時心拍数では１２人中３人の患者しかこれを示さなかった（ｐ＜０．０００５、フィッシャの正確な検査による）。個々の患者は、異なる最適ＡＶ遅延を有していた（最短は１２０ｍｓ、最長は２００ｍｓ）。

したがって、この実施例は、ＡＶ遅延調節の効果が、安静時心拍数より高い心拍数において大きいことを示す。

低い方の心拍数では、ＡＶ遅延は、心収縮期血圧との差が比較的小さいことが観察された。しかし高い方の心拍数では、最適ＡＶ遅延で血圧の比較的大きい増分が記録された（１３０ｂｐｍで２５ｍｍＨｇだけ変動）。任意の特定の説明に拘束されたくないが、この観察結果には生理学的説明がつくと考えられる。再同期は心筋活動に２つの重要な効果を有する。最初に、収縮をさらに同期させて、ＬＶｄｐ／ｄｔを増加させ（参考文献１０）、したがってより効果的な心収縮になる。第二に、左心室の充填に使用可能な時間が長くなる。多くの患者で、安静時にこの充填の改善は重要でない。充填時間が既に十分なことがあるからである。しかし、高い方の心拍数では、充填時間が制限要素になることがあり、したがって充填時間を改善する最適化は動脈血圧を改善する。

最適でないＡＶ遅延の結果は、動脈血圧の重大な喪失として見られ、これは心拍数が上昇するにつれて大きさが大きくなる。心不全の患者の多くは、運動時のみ症状を報告するので、心臓再同期の最適評価を高い方の心拍数で実行すると有利である。
実施例３
この実施例では、患者の最適値から離れてＡＶ遅延を調節して、各患者の血圧を解析した。
個々の患者の最適でないＡＶ遅延の効果
ＡＶ遅延を個々の患者の血行動態的最適値から離れるように変更すると、血圧が漸進的に低下することが観察された。全患者の平均低下を、１３０ｂｐｍの心拍数について図９に示す。２０ｍｓのＡＶ遅延での小さい変更でも、統計的に有意の低下を引き起こす（最適値より２０ｍｓ短いＡＶ遅延でｐ＜０．００２、最適値より２０ｍｓ長いＡＶ遅延でｐ＝０．０１）。

したがって、この実施例は最適値からのＡＶ遅延の変化が小さくても、動脈血圧に有意の効果があることを示す。

ＡＶ遅延を最適値から２０ｍｓまたは４０ｍｓ変化させることによって引き起こされる血圧の変化は表面上は小さく見えるかもしれないが、血行動態的状態の小さい違いも、慢性心不全の患者では結果に有意の絶対的違いを伴うことが知られている。例えば、慢性心不全の患者で血圧が１ｍｍＨｇ低下すると、死亡率の約４％上昇という死亡率の危険の相対的増加を伴うことが知られている（参考文献１５）。これは、血圧の見かけ上小さい差を無視できないことを示す。
実施例４
心エコー検査法
１回拍出量は、ＬＶＯＴ寸法から判定した断面積と組み合わせて、大動脈流出路で記録された脈波ドップラーの速度時間積分から計算した。複数の心拍を記録し、特注の信号平均化ソフトウェアを使用して、少なくとも３０拍の平均速度時間積分を求めた。最大心送血量を提供するＡＶ遅延を、１３０ｂｐｍの心拍数で求めた。

波を中断せずに最長拡張期充満時間を提供するエコー法を使用し、Ｒｉｔｔｅｒ（参考文献１９、２０、２１）によって以前に説明されたようなＬＶ流入時間を最大化して、ＡＶ最適化も実行した。標準的な臨床研修に従い、これは安静時心拍数で実行した。
心エコー検査法での測定値との比較
ドップラー左心室流出路速度の速度時間積分（ＶＴＩ）を、心拍数が１３０ｂｐｍの各患者で４０ｍｓと２４０ｍｓの間のＡＶ遅延にて測定した（図１０に示す実施例）。６人の患者では、心エコー検査法での最適ＡＶ遅延（ＶＴＩが最大になる遅延）は、連続的な非侵襲的血行動態による最適ＡＶ遅延と同じであった。残り６人のうち５人では、２つの手法による最適ＡＶ遅延は相互から４０ｍｓ以内であった。方法間の最適ＡＶ遅延の平均絶対差は１８（標準誤差６）ｍｓであった。

患者は、Ｒｉｔｔｅｒ（参考文献１９、２０、２１）の左心室流入心エコー検査法により理論的最適ＡＶ遅延の選択も実行した。ＬＶ流入法と連続的血行動態的方法との最適ＡＶ遅延に平均絶対差は３６（標準誤差６）ｍｓであった。

動脈血圧の最適値は、広く大動脈流出路のドップラー・エコーにより評価した通りの１回拍出量最適値に対応することが観察された。この近似一致は、最適値が等しいことの何らかの証拠であるが、方法間の一致は常に、各々の測定値における本質的なノイズによって制限される。「信号対雑音比」は、２つのＡＶ遅延における測定値間の差を、２つのＡＶ遅延における標準誤差の平均値で割って計算することができる。信号対雑音比は、心エコー検査法の測定値（１２人の患者全員で平均２．６）より血圧評価（１２人の患者全員で平均５．５）の方が高かった。

最適化のために、心エコー検査法のＶＴＩ測定値には、熟練した操作者が必要であり、長時間の研究のためにプローブおよび患者の一定位置を維持し、ドップラー信号を速度に数量化するというハンディキャップがある。信号対雑音比のこのような２倍以上の利点は、第一に、ディジタル写真体積変動記録法の方が簡単に最適値を特定できることであり、第二に、心エコー検査法のＶＴＩと比較して、実証することが困難なことである。
実施例５
ＶＶ遅延を血行動態的最適値より短縮および延長して、ペースメーカを植え込んだ１５人の患者の急性的血圧を測定した。結果が図１１にプロットされ、これはＶＶ遅延が血行動態的最適値から離れるにつれて急性的血圧が低下することを示す。
実施例６
前もってインフォームド・コンセントを与えて、本発明の方法を使用し、従来通りの心エコー検査法を使用して、患者３人のペースメーカのプログラミングを最適化した。患者のペースメーカは、２つの方法各々を順番にして最適化し（ランダム・ブラインド・オーダ）、患者は２つの設定の各々で心肺運動検査を実行した。運動検査を実行し、最適化した方法を知らない操作者が解析した。ピーク酸素摂取量（ピークＶＯ２）を測定し、その結果を表２および図１２に示す。

データは、従来の心エコー検査法と比較して、本発明の方法を使用して達成可能な運動能力の差のタイプを示す。

本発明の１つの実施形態によるペースメーカ・プログラミング装置の略図である。 本発明の実施形態によるペースメーカ・プログラミング装置の一部の略断面図である。 ＡＶ遅延の変化に対する患者の血圧反応の記録を示すグラフである。グラフは、ＡＶ遅延が変化した場合の血圧の即時の変化を示す。 図３の記録の比較的長い区画を示すグラフである。（８０ｍｓと１２０ｍｓという基準値との間の）ＡＶ遅延の幾つかの代替値は、ΔＢＰの幾つかの反復測定値を与える。図４の長円は図３で示した区画に対応する。 ＡＶ遅延が４０ｍｓから２４０ｍｓへと変動する場合の、表１の患者３でΔＢＰが変動する様子を示すグラフである。 表１の患者３について、４つの異なる心拍数、すなわち、安静時、９０ｂｐｍ、１１０ｂｐｍ、および１３０ｂｐｍで結果を表示したこと以外は、図３で示したようなグラフである。 表１の各患者のグラフを示す。各グラフは、ＡＶ遅延が４０ｍｓと２４０ｍｓの間で変動した場合のΔＢＰ（１２０ｍｓの基準ＡＶ遅延における心収縮期血圧に対する心収縮期血圧）を示す。さらに、４つの心拍数、すなわち、安静時、９０ｂｐｍ、１１０ｂｐｍ、および１３０ｂｐｍそれぞれでのデータについて曲線が図示されている。 異なる心拍数における心収縮期血圧へのＡＶ遅延最適化の効果を示すグラフである。各心拍数で、棒は、ＡＶ遅延が４０ｍｓから２４０ｍｓの値のスペクトルにわたって変動した状態でΔＢＰ内の患者体内変動の平均を表す。グラフは、心拍数が多いほどＡＶ遅延の最適化が大きい影響を及ぼすことを示す。 ＡＶ遅延が患者の個別化した最適値から離れる場合の、心収縮期血圧（全患者で平均化）の変化を示すグラフである。最適値からの統計的に有意の差にはラベルが付けられている。 １３０ｂｐｍの心拍数で表１の患者３の４０ｍｓと２４０ｍｓの間のＡＶ遅延の心エコー検査法による１回拍出量データを示す。 ＶＶ遅延が患者の個別化した最適値から離れる場合の、心収縮期血圧（１５人の患者で平均化）の変化を示すグラフである。最適値からの統計的に有意の差にはラベルが付けられている。 従来の心エコー検査法を使用して最適化してあるペースメーカを有する患者のピーク酸素摂取量（ピークＶＯ２）を示すグラフである。 本発明の実施形態の方法を使用して最適化してあるペースメーカを有する患者のピーク酸素摂取量（ピークＶＯ２）を示すグラフである。

＜参照文献＞
１．Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ、１９９９年、９９号、第１５６７頁〜第１５７３頁、Ｋａｓｓ ＤＡ、Ｃｈｅｎ ＣＨ、Ｃｕｒｒｙ Ｃ他著、「Ｉｍｐｒｏｖｅｄ ｌｅｆｔ Ｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ Ｍｅｃｈａｎｉｃｓ Ｆｒｏｍ Ａｃｕｔｅ ＶＤＤ Ｐａｃｉｎｇ ｉｎ Ｐａｔｉｅｎｔｓ ｗｉｔｈ Ｄｉｌａｔｅｄ Ｃａｒｄｉｏｍｙｏｐａｔｈｙ ａｎｄ Ｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ Ｃｏｎｄｕｃｔｉｏｎ Ｄｅｌａｙ」
２．Ｊ Ａｍ Ｃｏｌｌ Ｃａｒｄｉｏｌ、２００２年、１０８号、第９２９頁〜第９３２頁、Ａｕｒｉｃｃｈｉｏ Ａ、Ｄｉｎｇ Ｊ、Ｓｐｉｎｅｌｌｉ ＪＣ他著、「Ｃａｒｄｉａｃ ｒｅｓｙｎｃｈｒｏｎｉｚａｔｉｏｎ ｔｈｅｒａｐｙ ｒｅｓｔｏｒｅｓ ｏｐｔｉｍａｌ ａｔｒｉｏｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ ｔｉｍｉｎｇ ｉｎ ｈｅａｒｔ ｆａｉｌｕｒｅ ｐａｔｉｅｎｔｓ ｗｉｔｈ ｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ ｃｏｎｄｕｃｔｉｏｎ ｄｅｌａｙ」
３．Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ、２００４年、１０９号、第３００頁〜第３０７頁、Ａｕｒｉｃｃｈｉｏ Ａ、Ａｂｒａｈａｍ ＷＴ著、「Ｃａｒｄｉａｃ ｒｅｓｙｎｃｈｒｏｎｉｚａｔｉｏｎ ｔｈｅｒａｐｙ： Ｃｕｒｒｅｎｔ ｓｔａｔｅ ｏｆ ｔｈｅ Ａｒｔ ｃｏｓｔ ｖｅｒｓｕｓ ｂｅｎｅｆｉｔ」
４．Ｊ Ａｍ Ｃｏｌｌ Ｃａｒｄｉｏｌ、２０００年、３５号、第１２２１〜７頁、Ｋｅｒｗｉｎ Ｗ、Ｂｏｔｖｉｎｉｃｋ Ｅ、０’Ｃｏｎｎｅｌｌ ＪＷ他著、「Ｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ Ｃｏｎｔｒａｃｔｉｏｎ Ａｂｎｏｒｍａｌｉｔｉｅｓ ｉｎ Ｄｉｌａｔｅｄ Ｃａｒｄｉｏｍｙｏｐａｔｈｙ： Ｅｆｆｅｃｔ ｏｆ Ｂｉｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ Ｐａｃｉｎｇ ｔｏ Ｃｏｒｒｅｃｔ Ｉｎｔｅｒｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ Ｄｙｓｓｙｎｃｈｒｏｎｙ」
５．Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ、１９９９年、９９号、第２９９３頁〜第３００１頁、Ａｕｒｉｃｃｈｉｏ Ａ、Ｓｔｅｌｌｂｒｉｎｋ Ｃ、Ｂｌｏｃｋ Ｍ他著、「Ｅｆｆｅｃｔ ｏｆ ｐａｃｉｎｇ ｃｈａｍｂｅｒ ａｎｄ ａｔｒｉｏｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ ｄｅｌａｙ ｏｎ ａｃｕｔｅ ｓｙｓｔｏｌｉｃ ｆｕｎｃｔｉｏｎ ｏｆ ｐａｃｅｄ ｐａｔｉｅｎｔｓ ｗｉｔｈ ｃｏｎｇｅｓｔｉｖｅ ｈｅａｒｔ ｆａｉｌｕｒｅ」
６．Ａｍ Ｊ Ｐｈｙｓｉｏｌ Ｈｅａｒｔ Ｃｉｒｃ Ｐｈｙｓｉｏｌ、２００３年、２８５号、第Ｈ２７８８頁〜第Ｈ２７９６頁、Ｙｕ Ｙ、Ｋｒａｍｅｒ Ａ、Ｓｐｉｎｅｌｌｉ Ｊ、Ｄｉｎｇ Ｊ、Ｈｏｅｒｓｃｈ Ｗ、およびＡｕｒｉｃｃｈｉｏ Ａ著、「Ｂｉｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ ａｓｙｎｃｈｒｏｎｙ ｐｒｅｄｉｃｔｓ ｈｅｍｏｄｙｎａｍｉｃ ｅｆｆｅｃｔ ｏｆ ｕｎｉ− ａｎｄ ｂｉｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ ｐａｃｉｎｇ」
７．Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ、２００１年、１０４号、第３０２６頁〜第３０２９頁、Ｂｕｔｔｅｒ ＣＤ、Ａｕｒｉｃｃｈｉｏ Ａ、Ｓｔｅｌｌｂｒｉｎｋ Ｃ他著、「Ｅｆｆｅｃｔ ｏｆ ｒｅｓｙｎｃｈｒｏｎｉｚａｔｉｏｎ ｔｈｅｒａｐｙ ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ ｓｉｔｅ ｏｎ ｔｈｅ ｓｙｓｔｏｌｉｃ ｆｕｎｃｔｉｏｎ ｏｆ ｈｅａｒｔ ｆａｉｌｕｒｅ ｐａｔｉｅｎｔｓ」
８．Ｈｅａｒｔ Ｒｈｙｔｈｍ、２００４年、第１巻、１号、第５８１頁、Ｂｕｔｔｅｒ ＣＤ、Ｓｔｅｌｌｂｒｉｎｋ Ｃ、Ｓｃｈｌｅｇｌ Ｍ他著、「Ｌｏｎｇ ｔｅｒｍ ｅｆｆｅｃｔ ｏｆ ｃａｒｄｉａｃ ｒｅｓｙｎｃｈｒｏｎｉｓａｔｉｏｎ ｔｈｅｒａｐｙ ｏｎ ｂａｓａｌ ｈｅｍｏｄｙｎａｍｉｃｓ」
９．Ａｍ Ｈｅａｒｔ Ｊ、２００２年、１４３号、第３４頁〜第４４頁、Ｂｒｅｉｔｈａｒｄｔ Ｏ、Ｓｔｅｌｌｂｒｉｎｋ Ｃ、Ｆｒａｎｋｅ Ａ他著、「Ａｃｕｔｅ ｅｆｆｅｃｔｓ ｏｆ ｃａｒｄｉａｃ ｒｅｓｙｎｃｈｒｏｎｉｚａｔｉｏｎ ｔｈｅｒａｐｙ ｏｎ ｌｅｆｔ ｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ Ｄｏｐｐｌｅｒ ｉｎｄｉｃｅｓ ｉｎ ｐａｔｉｅｎｔｓ ｗｉｔｈ ｃｏｎｇｅｓｔｉｖｅ ｈｅａｒｔ ｆａｉｌｕｒｅ」
１０．Ａｍ Ｊ Ｃａｒｄｉｏｌ、２００４年、９３号、第１５００頁〜第１５０３頁、Ｖａｎ Ｇｅｌｄｅｒ ＢＭ、Ｂｒａｃｋｅ ＦＡ、Ｍｅｉｊｅｒ Ａ他著、「Ｅｆｆｅｃｔ ｏｆ Ｏｐｔｉｍｉｚｉｎｇ ｔｈｅ ＶＶ Ｉｎｔｅｒｖａｌ ｏｎ Ｌｅｆｔ Ｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ Ｃｏｎｔｒａｃｔｉｌｉｔｙ ｉｎ Ｃａｒｄｉａｃ Ｒｅｓｙｎｃｈｒｏｎｉｓａｔｉｏｎ Ｔｈｅｒａｐｙ」
１１．Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ、２０００年、１０２号（２５）、第３０５３頁〜第３０５９頁、Ｎｅｌｓｏｎ ＧＳ、Ｂｅｒｇｅｒ ＲＤ、Ｆｅｔｉｃｓ ＢＪ、Ｔａｌｂｏｔ Ｍ、Ｓｐｉｎｅｌｌｉ ＪＣ、Ｈａｒｅ Ｊ Ｍ、およびＫａｓｓ ＤＡ著、「Ｌｅｆｔ Ｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ ｏｒ Ｂｉｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ Ｐａｃｉｎｇ Ｉｍｐｒｏｖｅｓ Ｃａｒｄｉａｃ Ｆｕｎｃｔｉｏｎ ａｔ Ｄｉｍｉｎｉｓｈｅｄ Ｅｎｅｒｇｙ Ｃｏｓｔ ｉｎ Ｐａｔｉｅｎｔｓ Ｗｉｔｈ Ｄｉｌａｔｅｄ Ｃａｒｄｉｏｍｙｏｐａｔｈｙ ａｎｄ Ｌｅｆｔ Ｂｕｎｄｌｅ−Ｂｒａｎｃｈ Ｂｌｏｃｋ」
１２．Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ、１９９７年、９６号、第３２７３頁〜第３２７７頁、Ｂｌａｎｃ ＪＪ、Ｅｔｉｅｎｎｅ Ｙ、Ｇｉｌａｒｄ Ｍ、Ｍａｎｓｏｕｒａｔｉ Ｊ、Ｍｕｎｉｅｒ Ｓ、Ｂｏｓｃｈａｔ Ｊ、Ｂｅｎｄｉｔｔ ＤＧ、Ｌｕｒｉｅ ＫＧ著、「Ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ ｏｆ ｄｉｆｆｅｒｅｎｔ ｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ ｐａｃｉｎｇ ｓｉｔｅｓ ｉｎ ｐａｔｉｅｎｔｓ ｗｉｔｈ ｓｅｖｅｒｅ ｈｅａｒｔ ｆａｉｌｕｒｅ： ｒｅｓｕｌｔｓ ｏｆ ａｎ ａｃｕｔｅ ｈｅｍｏｄｙｎａｍｉｃ ｓｔｕｄｙ」
１３．Ａｍ Ｈｅａｒｔ Ｊ、１９９２年４月、１２３号（４Ｐｔ１）、第９９３〜７頁、Ｇｈａｌｉ ＪＫ、Ｋａｄａｋｉａ Ｓ、Ｂｈａｔｔ Ａ他著、「Ｓｕｒｖｉｖａｌ ｏｆ ｈｅａｒｔ ｆａｉｌｕｒｅ ｐａｔｉｅｎｔｓ ｗｉｔｈ ｐｒｅｓｅｒｖｅｄ ｖｅｒｓｕｓ ｉｍｐａｉｒｅｄ ｓｙｓｔｏｌｉｃ ｆｕｎｃｔｉｏｎ： ｔｈｅ ｐｒｏｇｎｏｓｔｉｃ ｉｍｐｌｉｃａｔｉｏｎ ｏｆ ｂｌｏｏｄ ｐｒｅｓｓｕｒｅ」
１４．Ｈｅａｒｔ、２０００年、８３号、第５０５頁〜第５１０頁、Ｃｏｗｉｅ ＭＲ、Ｗｏｏｄ ＤＡ、Ｃｏａｔｓ ＡＪＳ他著、「Ｓｕｒｖｉｖａｌ ｏｆ ｐａｔｉｅｎｔｓ ｗｉｔｈ ａ ｎｅｗ ｄｉａｇｎｏｓｉｓ ｏｆ ｈｅａｒｔ ｆａｉｌｕｒｅ： ａ ｐｏｐｕｌａｔｉｏｎ ｂａｓｅｄ ｓｔｕｄｙ」
１５．Ｉｎｔ Ｊ Ｃａｒｄｉｏｌ、１９９９年、７０号、第１７１〜７８頁、Ｓｈａｍｉｎ Ｗ、Ｆｒａｎｃｉｓ ＤＰ、Ｙｏｕｓｕｆｕｄｄｉｎ Ｍ他著、「Ｉｎｔｒａｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ ｃｏｎｄｕｃｔｉｏｎ ｄｅｌａｙ： ａ ｐｒｏｇｎｏｓｔｉｃ ｍａｒｋｅｒ ｉｎ ｃｈｒｏｎｉｃ ｈｅａｒｔ ｆａｉｌｕｒｅ」
１６．Ｊ Ｃａｒｄ Ｆａｉｌ、２００３年、９号、第２９頁〜第３５頁、Ｄａｖｏｓ Ｃ、Ｄｏｅｈｎｅｒ Ｗ、Ｒａｕｃｈｈａｕｓ Ｍ他著、「Ｂｏｄｙ Ｍａｓｓ ａｎｄ Ｓｕｒｖｉｖａｌ ｉｎ Ｐａｔｉｅｎｔｓ ｗｉｔｈ Ｃｈｒｏｎｉｃ Ｈｅａｒｔ Ｆａｉｌｕｒｅ ｗｉｔｈｏｕｔ Ｃａｒｄｉａｃ Ｃａｃｈｅｘｉａ： Ｔｈｅ Ｉｍｐｏｒｔａｎｃｅ ｏｆ Ｏｂｅｓｉｔｙ」
１７．Ｈｅａｒｔ、２００３年、８９号、第６０５頁〜第６０９頁、Ｂｏｕｖｙ ＭＬ、Ｈｅｅｒｄｉｎｋ ＥＲ、Ｌｅｕｆｋｅｎｓ ＨＧＭ、Ｈｏｅｓ ＡＷ著、「Ｐｒｅｄｉｃｔｉｎｇ ｍｏｒｔａｌｉｔｙ ｉｎ ｐａｔｉｅｎｔｓ ｗｉｔｈ ｈｅａｒｔ ｆａｉｌｕｒｅ： ａ ｐｒａｇｍａｔｉｃ ａｐｐｒｏａｃｈ」
１８．Ｊ Ａｍ Ｃｏｌｌ Ｃａｒｄｉｏｌ、２００４年、４３号、第１４２３〜９頁、Ｒｏｕｌｅａｕ ＪＬ、Ｒｏｅｃｋｅｒ ＥＢ、Ｔｅｎｄｅｒａ Ｍ他著、「Ｉｎｆｌｕｅｎｃｅ ｏｆ Ｐｒｅｔｒｅａｔｍｅｎｔ Ｓｙｓｔｏｌｉｃ Ｂｌｏｏｄ Ｐｒｅｓｓｕｒｅ ｏｎ ｔｈｅ Ｅｆｆｅｃｔ ｏｆ Ｃａｒｖｅｄｉｌｏｌ ｉｎ Ｐａｔｉｅｎｔｓ Ｗｉｔｈ Ｓｅｖｅｒｅ Ｃｈｒｏｎｉｃ Ｈｅａｒｔ Ｆａｉｌｕｒｅ． Ｔｈｅ ＣＯＰＥＲＮＩＣＵＳ ｓｔｕｄｙ」
１９．ＥｕｒｏＰＡＣＥ、１９９４年、第４巻、２号、第１６３頁、Ｒｉｔｔｅｒ Ｐ、Ｄｉｂ ＪＣ、Ｌｅｌｉｅｖｒｅ Ｔ他著、「Ｑｕｉｃｋ ｄｅｔｅｒｍｉｎａｔｉｏｎ ｏｆ ｔｈｅ ｏｐｔｉｍａｌ ＡＶ ｄｅｌａｙ ａｔ ｒｅｓｔ ｉｎ ｐａｔｉｅｎｔｓ ｐａｃｅｄ ｉｎ ＤＤＤ ｍｏｄｅ ｆｏｒ ｃｏｍｐｌｅｔｅ ＡＶ ｂｌｏｃｋ」
２０．ＥｕｒｏＰＡＣＥ、１９９９年、１号、第１２６頁〜第１３０頁、Ｒｉｔｔｅｒ Ｐ、Ｐａｄｅｌｅｔｔｉ Ｌ、Ｇｉｌｌｉｏ−Ｍｅｉｎ Ｌ、およびＧａｇｇｉｎｉ Ｇ著、「Ｄｅｔｅｒｍｉｎａｔｉｏｎ ｏｆ ｔｈｅ ｏｐｔｉｍａｌ ａｔｒｉｏｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ ｄｅｌａｙ ｉｎ ＤＤＤ ｐａｃｉｎｇ」
２１．Ｂｅｒｌｉｎ，Ｓｐｒｉｎｇｅｒ、１９９８年、第１９１頁、Ｆｉｓｃｈｅｒ Ｗ、Ｒｉｔｔｅｒ ＰＨ著、「Ｃａｒｄｉａｃ ｐａｃｉｎｇ ｉｎ ｃｌｉｎｉｃａｌ ｐｒａｃｔｉｃｅ」
２２．Ｈｅａｒｔ Ｒｈｙｔｈｍ、２００４年、第１巻、１号（増補）、第５７９頁、Ｊａｎｓｅｎ ＡＨ、Ｄａｎｔｚｉｇ Ｊ、Ｂｒａｃｋｅ ＦＡ他著、「Ｄｅｔｅｒｍｉｎａｔｉｏｎ ｏｆ ｄｉｆｆｅｒｅｎｔ ｅｃｈｏｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈｉｃ ｍｅｔｈｏｄｓ ｆｏｒ ｏｐｔｉｍｉｚａｔｉｏｎ ｏｆ ａｔｒｉｏ−ｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ ｄｅｌａｙ ｉｎ ｃａｒｄｉａｃ ｒｅｓｙｎｃｈｒｏｎｉｚａｔｉｏｎ ｔｈｅｒａｐｙ」
２３．Ｊ Ａｍ Ｃｏｌｌ Ｃａｒｄｉｏｌ、２００２年、３９号、第１９４頁〜第２０１頁、Ｌｅｃｌｅｒｑ Ｃ、Ｋａｓｓ ＤＡ著、「Ｒｅｔｉｍｉｎｇ ｔｈｅ ｆａｉｌｉｎｇ ｈｅａｒｔ： ｐｒｉｎｃｉｐｌｅｓ ａｎｄ ｃｕｒｒｅｎｔ ｃｌｉｎｉｃａｌ ｓｔａｔｕｓ ｏｆ ｃａｒｄｉａｃ ｒｅｓｙｎｃｈｒｏｎｉｓａｔｉｏｎ」
２４．Ｎ Ｅｎｇｌ Ｊ Ｍｅｄ、２００１年、３４４号、第８７３頁〜第８８０頁、Ｃａｚｅａｕ Ｓ、Ｌｅｃｌｅｒｃｑ Ｃ、Ｌａｖｅｒｇｎｅ Ｔ他著、「Ｔｈｅ ｍｕｌｔｉｓｉｔｅ ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ ｉｎ ｃａｒｄｉｏｍｙｏｐａｔｈｉｅｓ （ＭＵＳＴＩＣ） ｓｔｕｄｙ ｉｎｖｅｓｔｉｇａｔｏｒｓ． Ｅｆｆｅｃｔｓ ｏｆ ｍｕｌｔｉｓｉｔｅ ｐａｃｉｎｇ ｉｎ ｐａｔｉｅｎｔｓ ｗｉｔｈ ｈｅａｒｔ ｆａｉｌｕｒｅ ａｎｄ ｉｎｔｒａｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ ｃｏｎｄｕｃｔｉｏｎ ｄｅｌａｙ」
２５．ＰＡＣＥ、２０００年、３４６号、第１８４５頁、Ｊａｉｓ Ｐ他著、「Ｍｉｄ−ｔｅｒｍ ｆｏｌｌｏｗ ｕｐ ｏｆ ｅｎｄｏｃａｒｄｉａｌ ｂｉｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ ｐａｃｉｎｇ」
２６．Ｎ Ｅｎｇｌ Ｊ Ｍｅｄ、２００２年、２４６号、第１８４５〜５３頁、Ａｂｒａｈａｍ ＷＴ、Ｆｉｓｈｅｒ ＷＧ、Ｓｍｉｔｈ ＡＬ他著、「Ｃａｒｄｉａｃ ｒｅｓｙｎｃｈｒｏｎｉｚａｔｉｏｎ ｉｎ ｃｈｒｏｎｉｃ ｈｅａｒｔ ｆａｉｌｕｒｅ」
２７．Ｎ Ｅｎｇｌ Ｊ Ｍｅｄ、２００４年、３５０号、第２１４０〜５０頁、Ｂｒｉｓｔｏｗ ＭＲ、Ｓａｘｏｎ ＬＡ、Ｂｏｅｈｍｅｒ Ｊ他著、「Ｃａｒｄｉａｃ−ｒｅｓｙｎｃｈｒｏｎｉｚａｔｉｏｎ Ｔｈｅｒａｐｙ ｗｉｔｈ ｏｒ ｗｉｔｈｏｕｔ ａｎ ｉｍｐｌａｎｔａｂｌｅ Ｄｅｆｉｂｒｉｌｌａｔｏｒ ｉｎ Ａｄｖａｎｃｅｄ Ｃｈｒｏｎｉｃ Ｈｅａｒｔ Ｆａｉｌｕｒｅ」
２８．Ｄｒｅｓｄｅｎ、１９７３年、第１０４頁（要約）、Ｐｅｎａｚ Ｊ著、「Ｐｈｏｔｏｅｌｅｃｔｒｉｃ ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ ｏｆ ｂｌｏｏｄ ｐｒｅｓｓｕｒｅ， ｖｏｌｕｍｅ ａｎｄ ｆｌｏｗ ｉｎ ｔｈｅ ｆｉｎｇｅｒ． Ｄｉｇｅｓｔ ｏｆ ｔｈｅ ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｃｏｎｆｅｒｅｎｃｅ ｏｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ａｎｄ Ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ」
２９．Ｈｏｍｅｏｓｔａｓｉｓ、１９９５年、３６号、第６７頁〜第８２頁、Ｗｅｓｓｌｉｎｇ ＫＨ、Ｄｅ Ｗｉｔ Ｂ、Ｖａｎ ｄｅｒ Ｈｏｅｖｅｎ ＧＭ、Ｖａｎ Ｇｏｕｄｏｖｅｒ Ｊ、およびＳｅｔｔｅｌｓ Ｊ著、「Ｐｈｙｓｉｏｃａｌ ｃａｌｉｂｒａｔｉｎｇ ｆｉｎｇｅｒ ｖａｓｃｕｌａｒ ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｙ ｆｏｒ Ｆｉｎａｐｒｅｓ」
３０．Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃ、Ｒｅｓ、１９９８年、３８号、第６０５頁〜第６１６頁、Ｉｍｈｏｌｚ ＢＰＭ、Ｗｅｉｌｉｎｇ Ｗ、Ｍｏｎｔｆｒａｎｓ ＧＡ、Ｗｅｓｓｅｌｉｎｇ ＫＨ著、「Ｆｉｆｔｅｅｎ ｙｅａｒｓ ｅｘｐｅｒｉｅｎｃｅ ｗｉｔｈ ｆｉｎｇｅｒ ａｒｔｅｒｉａｌ ｐｒｅｓｓｕｒｅ ｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇ： ａｓｓｅｓｓｍｅｎｔ ｏｆ ｔｈｅ ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ」
３１．Ｃｌｉｎ Ｓｃｉ（Ｌｏｎｄ）、１９９９年、９７号、第５１５頁〜第５２２頁、Ｄａｖｉｅｓ ＬＣ、Ｆｒａｎｃｉｓ ＤＰ、Ｊｕｒａｋ Ｐ、Ｋａｒａ Ｔ、Ｐｉｅｐｏｌｉ Ｍ、Ｃｏａｔｓ ＡＪＳ著、「Ｒｅｐｒｏｄｕｃｉｂｉｌｉｔｙ ｏｆ ｍｅｔｈｏｄｓ ｆｏｒ ａｓｓｅｓｓｉｎｇ ｂａｒｏｒｅｆｌｅｘ ｓｅｎｓｉｔｉｖｉｔｙ ｉｎ ｎｏｒｍａｌ ｃｏｎｔｒｏｌｓ ａｎｄ ｉｎ ｐａｔｉｅｎｔｓ ｗｉｔｈ ｃｈｒｏｎｉｃ ｈｅａｒｔ ｆａｉｌｕｒｅ」
３２．Ｈｅａｒｔ Ｒｈｙｔｈｍ、２００４年、１号、第５７９頁、Ｊａｎｓｅｎ ＡＨ、Ｖａｎ Ｄａｎｔｚｉｇ Ｊ、Ｂｒａｃｋｅ ＦＡ他著、「Ｄｅｔｅｒｍｉｎａｔｉｏｎ ｏｆ ｒｅｌｉａｂｉｌｉｔｙ ｏｆ ｄｉｆｆｅｒｅｎｔ ｅｃｈｏｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈｉｃ ｍｅｔｈｏｄｓ ｆｏｒ ｏｐｔｉｍｉｓａｔｉｏｎ ｏｆ ａｔｒｉｏ−ｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ ｄｅｌａｙ ｉｎ ｃａｒｄｉａｃ ｒｅｓｙｎｃｈｒｏｎｉｓａｔｉｏｎ ｔｈｅｒａｐｙ」
３３．Ｃｒｉｔ Ｃａｒｅ Ｍｅｄ、２００２年、３０号、第１８３４頁〜第１８４１頁、Ｒｏｍａｎｏ ＳＡ、Ｐｉｓｔｏｌａｓｉ Ｍ著、「Ａｓｓｅｓｓｍｅｎｔ ｏｆ Ｃａｒｄｉａｃ Ｏｕｔｐｕｔ ｆｒｏｍ ｓｙｓｔｏｌｉｃ ａｒｔｅｒｉａｌ ｐｒｅｓｓｕｒｅ ｉｎ ｈｕｍａｎｓ」

Claims (73)

1. ペースメーカ・プログラミング装置であって、
   個体の各心拍にて前記個体の血行動態測定値を判定し、前記血行動態測定値に関連する血行動態測定信号を生成することができる非侵襲的監視装置と、
   前記血行動態測定信号を受信し、前記血行動態測定信号に応答してペースメーカ・プログラミング信号を生成する処理装置と、
   前記ペースメーカ・プログラミング信号をペースメーカに送信する通信装置とを備えるペースメーカ・プログラミング装置。
2. 前記監視装置が、
   個体の身体端部を受け取る収縮性カフと、
   前記収縮性カフで受け取った身体端部に配向可能な光源と、
   前記光源からの光を検出する光センサとを備え、前記光センサは、前記収縮性カフで受け取った身体端部が前記光源と前記光センサの間に入るように配置され、前記光センサが、前記光源から検出された光の強度に応答して前記血行動態測定表示信号を生成することができる、請求項１に記載のペースメーカ・プログラミング装置。
3. 前記監視装置が、パルス酸素濃度計またはバイオインピーダンス・モニタを備える、請求項１に記載のペースメーカ・プログラミング装置。
4. ペースメーカとともに使用し、個体の各心拍数にて前記個体の血行動態測定値を判定し、前記血行動態測定値に関連する血行動態測定信号を生成することができる監視装置を備えるペースメーカ・プログラミング装置であって、
   前記血行動態測定信号を受信し、前記血行動態測定信号に応答してペースメーカ・プログラミング信号を生成する処理装置と、
   前記ペースメーカ・プログラミング信号を前記ペースメーカに送信する通信装置とを備えるペースメーカ・プログラミング装置。
5. 前記処理装置が、前記ペースメーカの属性の設定調節のために、前記血行動態測定値の変化を判定することにより、ペースメーカ・プログラミング信号を生成する、前記請求項のいずれか１項に記載のペースメーカ・プログラミング装置。
6. ペースメーカ・プログラミング装置であって、
   血行動態測定信号に応答してペースメーカ・プログラミング信号を生成することができる処理装置と、
   前記ペースメーカ・プログラミング信号を個体のペースメーカに送信する通信装置とを備え、前記処理装置が、前記ペースメーカの属性の設定調節のために、前記血行動態測定値の変化を判定することにより、前記ペースメーカ・プログラミング信号を生成するペースメーカ・プログラミング装置。
7. 前記血行動態測定信号が、第１の上昇心拍数での血行動態測定値を示す、前記請求項のいずれか１項に記載のペースメーカ・プログラミング装置。
8. ペースメーカ・プログラミング装置であって、
   血行動態測定表示信号に応答してペースメーカ・プログラミング信号を生成することができる処理装置と、
   前記ペースメーカ・プログラミング信号を個体のペースメーカに送信する通信装置とを備え、前記血行動態測定表示信号が、第１の上昇心拍数における前記個体の血行動態測定値を示すペースメーカ・プログラミング装置。
9. 前記処理装置が、前記第１の上昇心拍数における前記個体の血行動態測定値、および第２の上昇心拍数における前記個体の血行動態測定値に応答して、ペースメーカ・プログラミング信号を生成することができる、請求項７または８に記載のペースメーカ・プログラミング装置。
10. 前記個体の呼吸相および／または身体運動を検出するアーチファクト・センサをさらに備え、前記アーチファクト・センサが前記処理装置と通信する、前記請求項のいずれか１項に記載のペースメーカ・プログラミング装置。
11. 前記アーチファクト・センサが歪みゲージを備える、請求項１０に記載のペースメーカ・プログラミング装置。
12. ペースメーカ・プログラミング装置のコンピュータ・プログラムであって、
    個体内のペースメーカの第１の属性の設定調節中に獲得された血行動態測定表示信号を受信するコードを含む検査モジュールと、
    前記ペースメーカの前記第１の属性の設定調節中に、前記血行動態測定表示信号から前記個体の血行動態測定値の変化を判定するコードを含む判定モジュールと、
    前記個体の前記血行動態測定値の前記変化に応答して前記第１の属性の設定を選択するコードを含む設定選択モジュールとを備えるコンピュータ・プログラム。
13. 前記検査モジュールが、
    前記ペースメーカの前記第１の属性の設定を選択するコードを含む第１のモジュールと、
    前記個体から獲得した行動態測定表示信号を受信するコードを含む第２のモジュールと、
    前記第１の属性の前記設定および前記個々の行動態測定表示信号を記録するコードを含む第３のモジュールと、
    前記第１の属性の少なくとも１つの異なる設定で所定の回数だけ活動を繰り返すように前記第１、第２および第３のモジュールに指令するコードを含む第４のモジュールとを備え、
    前記判定モジュールが、前記第１の属性の各設定によって引き起こされる前記個体の血行動態測定値の前記変化を判定するコードを含み、
    前記設定選択モジュールが、前記個体の前記血行動態測定値の個々の変化に応答して、前記第１の属性の前記設定を選択するコードを含む、請求項１２に記載のコンピュータ・プログラム。
14. 前記第１の属性を選択し、前記選択した第１の属性を実行するように前記検査モジュールに指令するコードを含む属性選択モジュールをさらに備える、請求項１２または１３に記載のコンピュータ・プログラム。
15. 前記属性選択モジュールが、前記第１の属性を選択し、前記第１の属性に基づいて動作するように前記検査モジュール、前記判定モジュールおよび前記設定選択モジュールに指令し、次に第２の属性を選択し、前記第２の属性に基づいて動作するように前記検査モジュール、前記判定モジュールおよび前記設定選択モジュールに指令するコードを含む、請求項１４に記載のコンピュータ・プログラム。
16. 前記第１のモジュールが、また前記個体内の前記ペースメーカの第２の属性の設定を選択するコードを含み、
    前記第３のモジュールが、前記第１および第２の属性の前記設定の組合せ、および前記個々の血行動態測定表示信号を記録するコードを含み、
    前記第４のモジュールが、前記第１および／または第２の属性の少なくとも１つの異なる設定で何回かその活動を繰り返すように前記第１、第２および第３のモジュールに指令するコードを含み、
    前記判定モジュールが、前記第１および第２の属性の前記設定の各組合せによって引き起こされる前記個体の血行動態測定値の前記変化を判定するコードを含み、
    前記設定選択モジュールが、前記個体の前記血行動態測定値の個々の変化に応答して、前記第１および第２の属性の前記設定を選択するコードを含む、請求項１３に記載のコンピュータ・プログラム。
17. 前記第１の属性が、ＡＶ遅延とＶＶ遅延の一方であり、前記第２の属性が、前記ＡＶ遅延と前記ＶＶ遅延の他方である、請求項１５または１６に記載のコンピュータ・プログラム。
18. 前記第１の属性が前記ＡＶ遅延と前記ＶＶ遅延の一方である、請求項１２から１６のいずれか１項に記載のコンピュータ・プログラム。
19. 前記第４のモジュールが、その活動の交互の繰り返しにおいて、前記第１の属性、および任意選択で前記第２の属性の同じ設定を選択するように前記第１のモジュールに指令するコードを含む、請求項１３または請求項１３に従属する請求項１４から１８のいずれか１項に記載のコンピュータ・プログラム。
20. 前記第４のモジュールが、その活動の各繰り返しにおいて、前記第１の属性、および任意選択で前記第２の属性の異なる設定を選択するように前記第１のモジュールに指令するコードを含む、請求項１３または請求項１３に従属する請求項１４から１８のいずれか１項に記載のコンピュータ・プログラム。
21. 前記個体の心拍数を示す信号を受信し、前記個体の心拍数と同等の時間の長さだけその活動の各繰り返しを実行するように前記第１、第２および第３のモジュールに指令するコードを含む心拍数検出モジュールをさらに備える、請求項１３または請求項１３に従属する請求項１４から２０のいずれか１項に記載のコンピュータ・プログラム。
22. 前記心拍数が１０である、請求項２１に記載のコンピュータ・プログラム。
23. ペースメーカ・プログラミング装置のコンピュータ・プログラムであって、
    上昇心拍数にて個体のペースメーカの第１の属性の設定調節中に獲得された血行動態測定表示信号を受信するコードを含む検査モジュールと、
    前記血行動態測定表示信号に応答して、前記第１の属性の設定を選択するコードを含む設定選択モジュールとを備えるコンピュータ・プログラム。
24. 前記検査モジュールが、
    前記ペースメーカの前記第１の属性の設定を選択するコードを含む第１のモジュールと、
    前記個体から獲得された血行動態測定表示信号を受信するコードを含む第２のモジュールと、
    前記第１の属性の前記設定および前記個々の血行動態測定表示信号を記録するコードを含む第３のモジュールと、
    前記第１の属性の少なくとも１つの異なる設定で、何回かその活動を繰り返すように前記第１、第２および第３のモジュールに指令するコードを含む第４のモジュールとを備え、
    前記設定選択モジュールが、個々の血行動態測定表示信号に応答して、前記第１の属性の前記設定を選択するコードを含む、請求項２３に記載のコンピュータ・プログラム。
25. 前記第１の属性を選択し、前記選択された第１の属性に基づいて動作するように前記検査モジュールに指令するコードを含む属性選択モジュールをさらに備える、請求項２３または２４に記載のコンピュータ・プログラム。
26. 前記属性選択モジュールが、前記第１の属性を選択し、前記第１の属性に基づいて動作するように前記検査モジュールおよび前記設定選択モジュールに指令し、次に第２の属性を選択し、前記第２の属性に基づいて動作するように前記検査モジュールおよび前記設定選択モジュールに指令するコードを含む、請求項２５に記載のコンピュータ・プログラム。
27. 前記第１のモジュールが、また前記個体内の前記ペースメーカの第２の属性の設定を選択するコードを含み、
    前記第３のモジュールが、前記第１および第２の属性の前記設定の組合せ、および前記個々の血行動態測定表示信号を記録するコードを含み、
    前記第４のモジュールが、前記第１および／または第２の属性の少なくとも１つの異なる設定で何回かその活動を繰り返すように前記第１、第２および第３のモジュールに指令するコードを含み、
    前記設定選択モジュールが、個々の血行動態測定表示信号に応答して、前記第１および第２の属性の前記設定を選択するコードを含む、請求項２４に記載のコンピュータ・プログラム。
28. 前記第１の属性が、前記ＡＶ遅延と前記ＶＶ遅延の一方であり、前記第２の属性が、前記ＡＶ遅延と前記ＶＶ遅延の他方である、請求項２６または２７に記載のコンピュータ・プログラム。
29. 前記第１の属性が前記ＡＶ遅延と前記ＶＶ遅延の一方である、請求項２３から２７のいずれか１項に記載のコンピュータ・プログラム。
30. 前記第４のモジュールが、その活動の交互の繰り返しにおいて、前記第１の属性、および任意選択で前記第２の属性の同じ設定を選択するように前記第１のモジュールに指令するコードを含む、請求項２４または請求項２４に従属する請求項２５から２９のいずれか１項に記載のコンピュータ・プログラム。
31. 前記第４のモジュールが、その活動の各繰り返しにおいて、前記第１の属性、および任意選択で前記第２の属性の異なる設定を選択するように前記第１のモジュールに指令するコードを含む、請求項２４または請求項２４に従属する請求項２５から２９のいずれか１項に記載のコンピュータ・プログラム。
32. 前記個体の心拍数を示す信号を受信し、前記個体の心拍数と同等の時間の長さだけその活動の各繰り返しを実行するように前記第１、第２および第３のモジュールに指令するコードを含む心拍数検出モジュールをさらに備える、請求項２４または請求項２４に従属する請求項２５から３１のいずれか１項に記載のコンピュータ・プログラム。
33. 前記心拍数が１０である、請求項３２に記載のコンピュータ・プログラム。
34. 前記血行動態測定表示信号から、前記ペースメーカの前記第１の属性、および任意選択で前記第２の属性の設定調節中に前記個体の血行動態測定値の前記変化を判定するコードを含む判定モジュールをさらに備え、前記設定選択モジュールが、前記個体の前記血行動態測定値の前記変化に応答して、前記第１の属性、および任意選択で前記第２の属性の設定を選択するコードを含む、請求項２３から３３のいずれか１項に記載のコンピュータ・プログラム。
35. 前記第４のモジュールが、前記第１および／または第２の属性の２つの設定間で活動を交互するように前記第１、第２および第３のモジュールに指令するコードを含む、請求項１３または２４または請求項１３に従属する請求項１４から２０のいずれか１項または請求項２４に従属する請求項２５から３４のいずれか１項に記載のコンピュータ・プログラム。
36. 前記第４のモジュールが、所定の回数、好ましくは３回、前記２つの設定間で活動を交互させるように前記第１、第２および第３のモジュールに指令するコードを含む、請求項３５に記載のコンピュータ・プログラム。
37. 前記第４のモジュールが、前記２つの設定で前記属性または各属性の連続的測定値における前記個体の前記血行動態測定値の比較に応答して、前記２つの設定間で前記第１、第２および第３のモジュールの活動を交互させる回数を選択し、これが、前記同じ設定での前記属性または各属性の連続する測定値が有意に異なることに応答して、前記活動を交互させる回数を増加させ、前記同じ設定での前記属性または各属性の連続する測定値がほぼ同様であることに応答して、前記活動を交互させる回数を減少させることによって実行することが好ましいコードを含む、請求項３５に記載のコンピュータ・プログラム。
38. 前記個体の前記呼吸周期を示す信号を受信し、前記呼吸周期の前記検出された長さに関連する時間の長さだけ、活動の各繰り返しを実行するように前記第１、第２および第３のモジュールに指令するコードを含む呼吸周期検出モジュールをさらに備える、請求項１３または２４または請求項１３に従属する請求項１４から２３のいずれか１項または請求項２４に従属する請求項２５から３１または３４のいずれか１項に記載のコンピュータ・プログラム。
39. 前記呼吸周期検出モジュールが、前記個体の完全な１呼吸周期の時間の長さだけ活動の各繰り返しを実行するように前記第１、第２および第３のモジュールに指令するコードを含む、請求項３８に記載のコンピュータ・プログラム。
40. 前記個体の心拍数を示す信号を受信し、少なくとも前記判定モジュールが前記第１および／または第２の属性、および好ましくは最初の２心拍の各設定で前記個体の少なくとも前記第１の心拍の前記血行動態測定値の前記変化の判定を省略するように、１つまたは複数の前記モジュールに指令するコードを含む心拍検出モジュールをさらに備える、請求項１３または３４または請求項１３に従属する請求項１４から２７のいずれか１項または請求項３４に従属する請求項３５から３９のいずれか１項に記載のコンピュータ・プログラム。
41. 前記設定選択モジュールが、前記個体の前記血行動態測定値の個々の変化の間、または前記検査モジュールの前記第１のモジュールによって選択された前記設定での前記血圧表示信号の間を補間することによって、前記第１の属性の前記設定または前記第１および第２の属性の前記設定を選択するコードを含む、請求項１３、１６、２４または２７のいずれか１項に記載のコンピュータ・プログラム。
42. 前記設定選択モジュールが、前記検査モジュールの前記第１のモジュールによって選択された前記設定で、前記個体の血行動態測定値の前記変化または血圧表示信号を放物線に適合させることによって補間するコードを含む、請求項４１に記載のコンピュータ・プログラム。
43. 前記設定選択モジュールによって選択された前記第１の属性、および任意選択で前記第２の属性の設定に合わせてペースメーカを設定するために、ペースメーカ・プログラミング信号を生成するコードを含むプログラミング・モジュールをさらに備える、請求項１２から４０のいずれか１項に記載のコンピュータ・プログラム。
44. 前記処理装置が、請求項４３に記載のコンピュータ・プログラムでプログラムされる、請求項１から１１のいずれか１項に記載のペースメーカ・プログラミング装置。
45. 個体内のペースメーカをプログラムする方法であって、
    前記ペースメーカの第１の属性の設定を調節しながら、個体の各心拍数として前記個体の血行動態測定値を非侵襲的に判定するステップと、
    前記血行動態測定値に応答して、前記ペースメーカの前記第１の属性の設定を選択するステップと、
    前記選択された設定に合わせて前記ペースメーカの前記属性を調節するステップとを含む方法。
46. 個体内のペースメーカをプログラムする方法であって、
    前記ペースメーカの第１の属性の設定を調節しながら、前記個体の血行動態測定値の変化を判定するステップと、
    前記設定の結果生じた前記血行動態測定値の前記変化に応答して、前記ペースメーカの前記第１の属性の設定を選択するステップと、
    前記選択された設定に合わせて前記ペースメーカの前記属性を調節するステップとを含む方法。
47. 個体内のペースメーカをプログラムする方法であって、
    前記個体の心拍数を上昇させるステップと、
    前記心拍数を上昇させ、前記ペースメーカの第１の属性の設定を調節しながら、前記個体の血行動態測定値を判定するステップと、
    前記血行動態測定値に応答して、前記ペースメーカの前記第１の属性の設定を選択するステップと、
    前記選択された設定に合わせて前記ペースメーカの前記属性を調節するステップとを含む方法。
48. 前記個体の前記血行動態測定値またはその変化を判定する前記ステップが、
    前記個体の身体端部を締め付けるステップと、
    前記締め付けた身体端部に光を配向するステップと、
    前記締め付けた身体端部を通過する前記光を検出するステップとを含む、請求項４５から４７のいずれか１項に記載の方法。
49. 前記個体の前記血行動態測定値またはその変化を判定する前記ステップが、パルス酸素濃度計またはバイオインピーダンス・モニタを使用することを含む、請求項４５から４７のいずれか１項に記載の方法。
50. 前記個体の前記血行動態測定値またはその変化を判定する前記ステップが、前記個体の血行動態測定値を非侵襲的に監視するステップを含む、請求項４６または４７に記載の方法。
51. 前記個体の前記血行動態測定値を判定する前記ステップが、前記個体の前記血行動態測定値の前記変化を判定することを含む、請求項４７またはそのいずれかの従属項による方法。
52. 前記第１の属性が前記ＡＶ遅延および前記ＶＶ遅延の一方である、請求項４５から５１のいずれか１項に記載の方法。
53. 前記個体の前記ペースメーカの第２の属性に関して前記方法をその後に繰り返すステップをさらに含む、請求項４５から５２のいずれか１項に記載の方法。
54. 前記個体の前記血行動態測定値または前記血行動態測定値の前記変化を判定する前記ステップが、前記第１の属性の前記設定を調節し、第２の属性の前記設定を調節しながら実行される、請求項４５から５２のいずれか１項に記載の方法。
55. 前記第１の属性が前記ＡＶ遅延および前記ＶＶ遅延の一方であり、前記第２の属性が前記ＡＶ遅延および前記ＶＶ遅延の他方である、請求項５３または５４に記載の方法。
56. 前記個体の前記血行動態測定値または前記血行動態測定値の前記変化を判定する前記ステップが、３つ以上の設定の間で前記ペースメーカの前記第１の属性、および任意選択で前記第２の属性を調節するステップを含む、請求項４５から５１のいずれか１項に記載の方法。
57. 前記個体の前記血行動態測定値または前記血行動態測定値の前記変化を判定する前記ステップが、標準的設定とある範囲の検査設定のうち１つとの間で前記第１の属性、および任意選択で前記第２の属性の設定を交互させることを含む、背球項５６に記載の方法。
58. 前記個体の前記血行動態測定値または前記血行動態測定値の前記変化を判定する前記ステップが、ある範囲の検査設定の間で、前記第１の属性、および任意選択で前記第２の属性の前記設定を調節することを含む、請求項５６に記載の方法。
59. 第１の属性の設定を選択し、任意選択で第２の属性の前記設定を選択する前記ステップが、判定されている前記血行動態測定値または血行動態測定値の前記変化の間を補間することを含む、請求項５６から５８のいずれか１項に記載の方法。
60. 前記補間ステップが、判定されている前記血行動態測定値または前記血行動態測定値の変化を放物線に適合させることによって実行される、請求項５９に記載の方法。
61. 前記ペースメーカの第１の属性、および任意選択で第２の属性の前記設定を調節しながら、前記血行動態測定値または血行動態測定値の変化を判定する前記ステップが、前記血行動態測定値または血行動態測定値の変化を判定しながら、幾つかの心拍にわたって前記第１の属性、および任意選択で前記第２の属性を特定の設定に維持することを含む、請求項４５から６０のいずれか１項に記載の方法。
62. 前記心拍数が１０である、請求項６１に記載の方法。
63. 前記第１の属性、および任意選択で前記第２の属性の前記設定を、前記血行動態測定値を判定する場合に、２つの設定の間で交互にする、請求項５６から６０のいずれか１項に記載の方法。
64. 前記設定を、所定の回数、好ましくは３回交互にする、請求項６３に記載の方法。
65. 前記設定が、同じ設定で連続的測定値における前記個体の前記血行動態測定値の比較に応答して、計算された回数だけ交互する、請求項６４に記載の方法。
66. 前記設定を、同じ設定での連続する測定値が有意に異なることに応答して、増加した回数だけ交互させ、同じ設定での連続する測定値がほぼ同様であることに応答して、減少した回数だけ交互させる、請求項６５に記載の方法。
67. 前記個体の前記呼吸周期を監視するステップをさらに含み、前記個体の前記血行動態測定値またはその変化を判定することが、前記呼吸周期の前記検出された長さに関連する時間の長さだけ実行される、請求項４５から６６のいずれか１項に記載の方法。
68. 前記個体の前記血行動態測定値またはその変化を判定する前記ステップが、前記個体の完全な１呼吸周期の時間の長さだけ実行される、請求項６７に記載の方法。
69. 前記個体の心拍数を監視するステップをさらに含み、前記個体の前記血行動態測定値またはその変化を判定する前記ステップが、前記ペースメーカの前記第１および／または第２の属性の前記設定の後、前記個体の少なくとも前記第１の心拍、および好ましくは前記個体の最初の２心拍からの結果を省略して実行される、請求項４５から６８のいずれか１項に記載の方法。
70. 前記個体の呼吸相および／または身体運動を監視するステップと、前記血行動態測定値またはその変化を判定する上で、前記個体の前記呼吸相および／または身体運動の効果を考慮するステップとをさらに含む、請求項４５から６９のいずれか１項に記載の方法。
71. 前記血行動態測定値が、前記個体の前記血圧、時間のある１点または時間の複数の点における前記個体の前記血圧の絶対値、ある期間にわたる前記個体の前記血圧の前記変化、前記個体の１回拍出量または前記個体の心送血量である、前記請求項のいずれか１項に記載のペースメーカ・プログラミング装置、コンピュータ・プログラムまたは方法。
72. 前記個体の前記血圧が、心収縮期圧、心拡張期圧、平均圧、脈拍圧、圧力の変化率、または圧力のピーク変化率である、請求項７１に記載のペースメーカ・プログラミング装置、コンピュータ・プログラムまたは方法。
73. 前記ペースメーカが両室ペースメーカ、好ましくは心房両室ペースメーカである、前記請求項のいずれか１項に記載のペースメーカ・プログラミング装置、コンピュータ・プログラムまたは方法。

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