JP2008521578A - 機械的復元を監視して、高頻度調律の血行力学的耐性を予測する埋め込み可能システム - Google Patents

Abstract

【課題】高頻度心調律に対する血行力学的反応を予測する、埋め込み可能心臓刺激デバイス及び関連する方法を提供する。
【解決手段】システムは、埋め込み可能心臓刺激デバイス並びに電気的及び機械的心臓機能の関連するセンサを含む。関連する方法は、機械的復元（ＭＲ）パラメータ又はその代理物を測定すること、ＭＲパラメータの比較解析を実施すること、及び、比較解析に基づいて速い心拍数に対して不安定な血行力学的反応、又は、安定な血行力学的反応を予測することを含む。高頻度調律に対して不安定な血行力学的反応が予測される場合、頻脈を処置するために、より攻撃性の高い不整脈治療のメニューがプログラムされてもよい。安定な血行力学的反応が予測される場合、頻脈を処置するために、より攻撃性の低い治療のメニューがプログラムされてもよい。
【選択図】図２

Description

本発明は、包括的には心臓監視及び電気刺激デバイスに関し、より詳細には、機械的復元を監視して、高頻度調律（rapid rhythm：頻脈）の血行力学的耐性(hemodynamic tolerance)を予測する埋め込み可能システムに関する。

埋め込み可能カーディオバータ−ディフィブリレータ（ＩＣＤ）は、一般に、心臓電位図（ＥＧＭ）信号から得られる心臓事象間の時間間隔、すなわち、心房におけるＰ−Ｐ間隔、及び心室におけるＲ−Ｒ間隔に基づいて頻脈及び細動を検出する。このレートベースの情報に加えて、Ｐ−Ｒ間隔及びＲ−Ｐ間隔等の心臓事象のパターン並びにＥＧＭ信号形態が、異なるタイプの不整脈を識別する際に使用される場合がある。不整脈が、事象間隔、間隔パターン、形態、又は他のＥＧＭ情報に従って検出されて分類されると、不整脈を終了させるために、不整脈治療が選択されて送出され、正常洞調律を回復するという所望の成果が得られる。

通常、心室頻脈（ＶＴ）は、ＶＴ検出ゾーン内に収まる心室ＥＧＭ信号に関して所定の数のＲ−Ｒ間隔が測定されることに基づいて検出される。心室頻脈検出ゾーンは、遅い(slow)ＶＴゾーンと速い(fast)ＶＴゾーンとに分割される場合がある。その後、検出されたＶＴは、最初により攻撃性の低い不整脈治療で始まり、ＶＴが持続するか又は加速する場合、より攻撃性の高い治療に進む階層的治療(tiered therapy)のメニューで処置され得る。より攻撃性の低い治療は、抗頻脈ペーシングである場合があり、抗頻脈ペーシングは、必要とされるエネルギーが少なく、より攻撃性の高いカーディオバージョンショックと比較して患者にとって苦痛が少ない。心室細動（ＶＦ）等のより重篤な不整脈は、一般に、不整脈を迅速に終了させるために、カーディオバージョンショック又はディフィブリレーションショックで迅速に処置される。

レートベースの不整脈検出法又は間隔ベースの不整脈検出法は、ＶＴの血行力学的に安定な形態を不安定な形態から識別する際に制限を受ける。間隔パターン又は形態の解析は、上室頻脈とＶＴとを識別するのに役立つ場合があるが、検出されたＶＴの血行力学的安定性に関する情報を提供しない。したがって、ＶＴが検出される間の患者の血行力学的状態は、一般に、頻脈治療を送出するときに考慮されない。血行力学的又は他の生理的な検知パラメータを使用して、血行力学的に安定なＶＴと不安定なＶＴとを識別する方法が提案されてきた。たとえば、Erickson他に発行された米国特許第５，１７６，１３７号、Moberg他に発行された米国特許第５，４９６，３６１号、Turcottに発行された米国特許第６，４７７，４０６号、Baumann他に発行された第５，３１１，８７４号、及びCohenに発行された第４，９６７，７４９号を参照されたい。

本発明は、埋め込み可能心臓刺激デバイス、及び、高頻度心調律に対する血行力学的反応を予測する関連する方法を提供する。高頻度調律に対する予測される血行力学的反応を知ることは、不整脈治療、特に、頻脈治療を選択するときに有用である。機械的復元パラメータ又はその代理物の測定に基づいて不安定な又は安定な血行力学的反応が予測される。高頻度心室調律に対する血行力学的反応は、心室の機械的復元特性、及びに、最初の高頻度心臓拍動の直前の心周期長に依存するであろう。機械的復元を測定することによって、ＶＴのような高頻度調律が、血行力学的に補償されることになるか否か、又は、血行力学的機能不全をもたらすことが予想されるか否かについて予測を行うことができる。高頻度調律に対する不安定な血行力学的反応が予測される場合、頻脈を処置するために、より攻撃性の高い不整脈治療のメニューがプログラムされてもよい。安定な血行力学的反応が予測される場合、頻脈を処置するために、より攻撃性の低い治療のメニューがプログラムされてもよい。

添付図面に関連して考えられると、本発明が、以下の詳細な説明を参照してよりよく理解されるように、本発明の態様及び特徴は、容易に認識されるであろう。図面では、同様の参照数字は、図全体を通して同様の部品を指定する。

システムは、埋め込み可能心臓刺激デバイス、及び、心臓信号を検知し、電気刺激パルスを送出する関連する電極を含む。システムは、さらに、心臓機能の機械式センサを含む。刺激デバイスは、検知された電気的信号及び機械的信号を受信し処理する検知回路部、ペーシングパルス及び高電圧ショックパルスを送出するパルス発生回路部と、心臓に対する電気パルスのタイミング及び送出を制御するタイミング／制御回路と、マイクロプロセッサの形態であってよい制御システムとを含む。マイクロプロセッサは、検知された機械的信号及び／又は電気的信号を使用して、機械的復元（ＭＲ）パラメータ又はそのインジケータを測定し、ＭＲパラメータ又はそのインジケータに基づいて、速い調律に対する血行力学的反応の予測を行う方法を含むデバイス機能を制御するための、関連するメモリに記憶されるソフトウェアプログラムを実行する。

一実施形態では、ＭＲパラメータは、ＭＲ曲線の傾斜として求められる。機械的機能は、内因的に起こってもよく、又は、所定の期外収縮間隔（ＥＳＩ）で心臓刺激デバイスによって注入されてもよい、期外収縮拍動に関して機械式センサ信号から測定される。ＭＲ曲線の傾斜は、２つ以上の異なるＥＳＩで測定された機械的反応によって求められた２つ以上の点から計算される。比較的緩い傾斜は、高頻度調律に対する不安定な血行力学的反応を予測し、比較的急峻な傾斜は、高頻度調律に対する安定な血行力学的反応を予測する。

別の実施形態では、機械的機能測定値は、主（Ｓ１）拍動に関し、期外収縮（Ｓ２）拍動に関し、また、期外収縮後（Ｓ３）拍動に関して測定される。Ｓ３拍動に関する増大した機械的反応は、正常機械的復元を立証し、高頻度調律に対する安定な血行力学的反応を予測する。したがって、Ｓ１／Ｓ３又はＳ２／Ｓ３の比の機械的機能測定値は、高頻度調律に対する血行力学的反応を予測するのに使用されてもよい。比較的高いＳ１／Ｓ３又はＳ２／Ｓ３比は、不安定な血行力学的反応を予測する。比較的低いＳ１／Ｓ３又はＳ２／Ｓ３比は、安定な血行力学的反応を予測する。

別の実施形態では、高頻度調律に対する血行力学的反応を予測するときに使用するためのパラメータが求められてもよい。パラメータは、機械的機能対拡張間隔（ＤＩ）曲線の傾斜として測定されてもよい。ＤＩは、期外収縮に続いて、又は、高頻度ペーシングされる調律若しくは内因性調律の発症で測定される。関連する機械的機能は、機械式センサ信号から測定される。傾斜は、２つ以上のＤＩによって規定される２つ以上の点、及び、関連する機械的機能測定値から計算される。緩い傾斜は、患者が、高頻度調律を血行力学的に補償することができないであろうことを指示する。

代替の代理パラメータは、ＤＩ測定値間の連続する差として求められてもよい。ペーシングされた高頻度レート若しくは内因性高頻度レートの最初の数拍動中に、又は、注入された期外収縮に応答して、ＤＩが増加しない場合、患者は、高頻度調律を血行力学的に補償することができないであろう。

将来起こる、高頻度調律に対する安定な又は不安定な血行力学的反応の予測は、ＭＲパラメータ又はその代理物の定期的な測定に基づいて行われてもよい。予測は、不整脈治療を選択するときに臨床医によって使用されてもよく、又は、不整脈治療メニューを自動的に選択するために、埋め込み式デバイスによって使用されてもよい。代替的に、予測は、不整脈検出時に、又は、不整脈検出の直前に行われてもよい。予測は、最初のいくつかの高頻度心臓拍動中の、ＭＲパラメータ又はその代理物に基づく。この予測は、その後検出される不整脈に応答して送出される不整脈治療を自動的に選択するために、埋め込み式デバイスによって使用されてもよい。

本発明は、高頻度調律に対する血行力学的反応を予測するときに使用するために、機械的復元を監視するシステム及び方法を提供することを対象とする。頻脈に対して血行力学的に補償することが可能な患者において、検出された頻脈を処置することに対するより攻撃性の低い手法が、適切である場合がある。他方、調律が加速される間に血行力学的に補償することができない患者において、血行力学的に不安定な調律についての重篤な結果を防止するために、より攻撃性の高い治療手法が望ましい。そのため、高頻度調律に対して患者の血行力学的反応を予測する方法は、不整脈治療を選択するときに価値があるであろう。さらに、前もって、又は、高頻度調律の最初の数拍動内で、かなり確実に、血行力学的反応がどうなるかを知ることが望ましい。脈圧(pulse pressure)等の血行力学的尺度は、高頻度調律の最初の数秒において、安定な応答器と不安定な応答器との間でかなりの重なりを有する場合がある。したがって、安定な調律又は不安定な調律の差別的な血行力学的な立証を待つことは、治療の選択及び送出を遅延させる場合がある。

機械的復元とは、早期収縮に対する心腔の機械的反応のことを言い、心臓筋細胞のカルシウム処理特性に関連すると考えられる。心不全に伴う異常なカルシウム処理は、機械的復元の変化(altered mechanical restitution)をもたらし、低下した血行力学的出力で現れる。

機械的復元は、参照によりその全体が本明細書に組み込まれる、Mulligan他に発行された米国特許第６，４３８，４０８号において、心不全の状態を監視するときに有用なパラメータとして提案された。脈圧、壁移動、又は加速度等の心臓機能の機械的尺度又は血行力学的尺度は、様々な期外収縮間隔で測定されて、心臓機能対期外収縮間隔（ＥＳＩ）の機械的尺度で表される機械的復元曲線が取得されてもよい。その後、曲線の最も急峻な部分の最大傾斜、時定数、又は曲線上の最大応答（プラトー）等の、復元曲線を特徴付ける種々のパラメータが求められ、心臓機能を評価するときに使用されてもよい。

加速された調律の発症時における最初の２、３の高頻度心臓拍動に対する機械的反応は、心筋層が、細胞外空間内に及び細胞外空間外にカルシウムを循環させる能力に依存するであろう。この能力は、心臓の機械的復元の特定に反映される。したがって、期外収縮に対する心筋層の反応を知ることは、高頻度調律に対する血行力学的反応の予測に役立つ可能性がある。そのため、血行力学的に安定な頻脈及び不安定な頻脈を予測するか、又は、両者を識別するときに使用するか、及び、不整脈治療を選択するときに使用するために、機械的復元パラメータ又はその代理物を測定するシステム及び方法が本明細書で開示される。本発明は、不整脈治療を送出することが可能で、且つ、機械的心臓機能のセンサを装備するＩＣＤ等の埋め込み可能医療デバイス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医療デバイスを示す。埋め込み可能医療デバイス１０は、多腔ペースメーカ−カーディオバータ−ディフィブリレータとして具体化され、３つの心臓リード線６、１５、及び１６によって患者の心臓に結合される。本明細書で「ＩＣＤ」とも呼ばれる、デバイス１０は、心臓電気信号を受信して処理し、心臓ペーシング、カーディオバージョン及びディフィブリレーションを含む、電気刺激治療を心臓に送出することが可能である。デバイス１０は、３心腔又は４心腔において検知し、刺激するための電極を配置するのに使用される、右心室リード線１６、右心房リード線１５、及び冠状静脈洞リード線６の近位端を受け取るコネクタブロック１２を含む。

図１において、右心室リード線１６は、右心室において右心室心臓信号を検知し、電気刺激治療を送出するために、その遠位端が右心室内にあるように配置される。これらの目的のために、右心室リード線１６は、リング電極２４、電極ヘッド２８内に伸縮自在に任意選択で搭載される先端電極２６、及びコイル電極２０を装備しており、電極のそれぞれは、リード線１６の本体内の絶縁導体に接続される。絶縁導体の近位端は、コネクタブロック１２を介してデバイス１０に電気接続するようになっている、リード線１６の近位端でコネクタ１４によって保持される対応するコネクタに結合される。

右心房リード線１５は、その遠位端が、右心房及び上大静脈に近接するように配置される。リード線１５は、右心房において検知及び電気刺激治療を実施するために、リング電極２１、電極ヘッド１９内に伸縮自在に任意選択で取り付けられる先端電極１７及びコイル電極２３を装備する。

リング電極２１、先端電極１７、及びコイル電極２３はそれぞれ、右心房リード線１５の本体内の絶縁導体に接続される。各絶縁導体は、その近位端でコネクタ１３に結合される。

冠状静脈洞リード線６は、冠状静脈洞及び大心臓静脈を介して心臓の左側の血管系内に進む。冠状静脈洞リード線６は、カーディオバージョン治療及びディフィブリレーション治療のための電気ショックを送出するために、ＲＶコイル電極２０か、ＳＶＣコイル電極２３のいずれかと組み合わされて用いることができるディフィブリレーションコイル電極８を有するものとして、図１の実施形態に示される。冠状静脈洞リード線６はまた、心臓の左心室において、電気活動を検知し、電気刺激治療を送出するための、遠位先端電極９及びリング電極７を装備する。

コイル電極８、先端電極９、及びリング電極７はそれぞれ、近位コネクタ４への接続を提供する、リード線６の本体内の絶縁導体に結合される。代替の実施形態では、リード線６はさらに、左心房の検知及び刺激機能のために配置されるリング電極を含む。

電極１７と２１、２４と２６、及び７と９は、一般に「先端−リング」構成と呼ばれる２極対として、又は、一般に「筐体」又は「ケース」電極と呼ばれる不関電極として働く、デバイスハウジング１１を有する単極構成で個別に、検知及び刺激において使用されてよい。デバイス１０は、好ましくは、不整脈を予防するか、又は、終了させるために、抗不整脈ペーシング治療又は他のより攻撃性の低い電気刺激治療に加えて、高電圧カーディオバージョン及びディフィブリレーション治療を送出することが可能である。デバイスハウジング１１はまた、心房又は心室のディフィブリレーションのために、ディフィブリレーションコイル電極８、２０、又は２３のうちの１つ又は複数のコイル電極と組み合わせて皮下ディフィブリレーション電極の役割を果たしてもよい。

本発明に従って機械的復元を測定するために、埋め込み可能医療デバイスシステムは、心臓機能の少なくとも１つの機械式センサを装備する。図１に示すシステムでは、圧力センサ、加速度計、流量変換器、音響センサ、又は機械的心臓機能に関連する信号を生成することが可能な他のセンサとして具体化されてもよい、機械式センサを含む右心室リード線１６が示される。センサは、リード線１６によって保持されるリード線導体を通して、デバイス１０内に収容される電源回路部及びセンサ信号処理回路部に結合される。機械的心臓機能を測定するために、右心室内に配置された単一機械式センサが示されるが、機械的心臓機能の１つ又は複数のセンサは、機械的復元特性又はその相関物を測定するために、１つ又は複数の心腔に動作可能に配置されてもよいことが認識される。さらに、ペース／センス電極として同じリード線上に含まれる機械式センサが示されるが、機械式センサは、代替的に、別個のリード線本体上に設けられてもよく、別個のリード線本体は、経静脈リード線、心外膜リード線、皮下リード線、若しくは筋肉下リード線であってよく、又は、機械的心臓信号を受信するためにデバイス１０のハウジング１１上若しくはハウジング１１内に位置してもよい。

機械的心臓機能を監視する代替のセンサは、インピーダンス測定電極として具体化されることができる。一回拍出量等の血行力学的パラメータのインピーダンスベースの測定は、たとえば、Prutchiに発行された米国特許第５，５７８，０６４号に記載されるように、当技術分野で知られている。

特定の多腔デバイス及びリード線システムが、図１に示されるが、本発明に含まれる方法は、心臓電気信号を検知及び処理し、機械的信号を検知及び処理し、内因性心拍数又はペーシングされた心拍数に対して制御された時間間隔で電気刺激パルスを送出することが可能な、他の単腔デバイス、２腔デバイス、又は多腔デバイスと共に使用するようになっていてもよい。以下で述べるように、電気刺激パルスは、機械的復元パラメータ又はその代理物を測定するために既知の間隔で期外収縮を誘導するように、内因性主収縮事象又はペーシングされた主収縮事象に続いて注入されるであろう。こうしたデバイスは、通常、少なくとも電気刺激不整脈治療、たとえば、抗頻脈ペーシング治療及び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送出を含むことになり、また、任意選択で、徐脈ペーシング、心臓再同期化治療、及び期外収縮刺激治療等の他の電気刺激治療送出能力を含んでもよい。

デバイス１０の機能略図が図２に示される。この図は、本発明を具体化することができるデバイスのタイプの例示として考えられるべきであり、限定的なものとして考えられるべきでない。図２に示す開示される実施形態は、マイクロプロセッサ制御式デバイスであるが、本発明の方法はまた、専用アナログ回路部又は専用デジタル回路部を使用するデバイス等の他のタイプのデバイスで実施されてもよい。

図１に示す電極システムに関して、デバイス１０は、リード線６、１５、及び１６への電気接続を達成する多数の接続端子及びそれぞれの電極を備える。接続端子３１１は、単極刺激又は検知の間、不関電極として使用するためのハウジング１１への電気接続を提供する。接続端子３２０、３１０、及び３１８は、それぞれ、コイル電極２０、８、及び２３への電気接続を提供する。これらの接続端子３１１、３２０、３１０、及び３１８のそれぞれは、高電圧の出力回路２３４に結合されて、コイル電極８、２０、及び２３のうち１つ又は複数の電極、並びに、任意選択で、ハウジング１１を使用して、心臓への高エネルギーショックパルスの送出を容易にする。ハウジング１１及びそれぞれのコイル電極２０、８、及び２３が、デバイス１０の種々の検知及び刺激機能のために所望の構成で選択されるように、接続端子３１１、３２０、３１０、及び３１８はさらに、スイッチマトリクス２０８に接続される。

接続端子３１７及び３２１は、右心房に配置される先端電極１７及びリング電極２１への電気接続を提供する。接続端子３１７及び３２１はさらに、Ｐ波等の心房信号を検知する心房センス増幅器（ＡＭＰ）２０４に結合される。接続端子３２６及び３２４は、右心室に配置される先端電極２６及びリング電極２４への電気接続を提供する。接続端子３０７及び３０９は、冠状静脈洞に配置される先端電極９及びリング電極７への電気接続を提供する。それぞれ、右心室信号及び左心室信号を検知するために、接続端子３２６及び３２４は、さらに、右心室（ＲＶ）センス増幅器（ＡＭＰ）２００に結合され、接続端子３０７及び３０９は、さらに、左心室（ＬＶ）センス増幅器（ＡＭＰ）２０１に結合される。

心房センス増幅器２０４並びにＲＶセンス増幅器２００及びＬＶセンス増幅器２０１は、好ましくは、調整可能な検知しきい値を有する自動利得制御式増幅器の形態をとる。ＲＶセンス増幅器２００及びＬＶセンス増幅器２０１並びに心房センス増幅器２０４の全体の動作は、参照によりその全体が本明細書に援用される、Keimel他による米国特許第５，１１７，８２４号に開示される動作に対応してもよい。一般に、心房センス増幅器２０４によって受信される信号が、心房検知しきい値を越える時はいつでも、出力信号ライン（Ｐ ＯＵＴ）２０６上に信号が生成される。Ｐ波は通常、心房レートを検出するときに使用するためのＰ波検知しきい値に基づいて検知される。ＲＶセンス増幅器２００又はＬＶセンス増幅器２０１によって受信される信号が、それぞれ、ＲＶ検知しきい値又はＬＶ検知しきい値を越えるときはいつでも、対応する出力信号ライン２０２又は２０３上に信号が生成される。Ｒ波は、通常、心室レートを検出するときに使用するためのＲ波検知しきい値に基づいて検知される。

スイッチマトリクス２０８を使用して、デジタル信号解析で使用するために、利用可能な電極のうちのどれが広帯域増幅器（ＡＭＰ）２１０に結合されるかが選択される。電極の選択は、アドレス／データバス２１８を介してマイクロプロセッサ２２４によって制御される。選択された電極構成は、デバイス１０の、種々の検知機能、ペーシング機能、カーディオバージョン機能、及びディフィブリレーション機能について所望されるように変わってもよい。バンドパス増幅器２１０に結合するために選択された電極からの信号は、マルチプレクサ（ＭＵＸ）２２０に提供され、その後、ダイレクトメモリアクセス回路（ＤＭＡ）２２８の制御下でランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）２２６に記憶するために、Ａ／Ｄ変換器２２２によってマルチビットデジタル信号に変換される。マイクロプロセッサ２２４は、デジタル信号解析技法を使用して、ランダムアクセスメモリ２２６に記憶されたデジタル化信号を特徴付けし、当技術分野で知られている多数の信号処理方法の任意の方法を使用して、患者の心調律を認識し分類する。

プログラム可能な埋め込み可能医療デバイスでは従来からそうであるように、テレメトリ回路３３０は、アンテナ３３２によって、外部プログラマからダウンリンクテレメトリを受信し、外部プログラマへアップリンクテレメトリを送出する。プログラマへアップリンクされるべきデータ及びテレメトリ回路用の制御信号は、アドレス／データバス２１８を介してマイクロプロセッサ２２４によって提供される。受信されたテレメトリは、マルチプレクサ２２０を介してマイクロプロセッサ２２４に提供される。埋め込み可能デバイスでの使用について知られている多数のタイプのテレメトリシステムが使用されてもよい。

図２に示す回路部の残りは、心臓ペーシング、カーディオバージョン及びディフィブリレーション治療を提供するのに専用になった回路部の例示的な実施形態である。タイミング／制御回路２１２は、プログラム可能デジタルカウンタを含み、プログラム可能デジタルカウンタは、種々の単腔ペーシングモード、２腔ペーシングモード若しくは多腔ペーシングモード、又は、心房若しくは心室に送出される抗頻脈ペーシング治療と関連する基本時間間隔を制御する。タイミング／制御回路２１２はまた、マイクロプロセッサ２２４の制御下で心臓刺激パルスの振幅を決定する。

ペーシングの間に、タイミング／制御回路２１２内の補充間隔カウンタは、それぞれ、ライン２０２、２０３、及び２０６上の信号によって示されるＲＶＲ波、ＬＶＲ波、又は心房Ｐ波を検知するとリセットされる。選択されたペーシングモードに従って、ペーシングパルスが、心房出力回路（Ａ ＯＵＴ）２１４、右心室出力回路（ＲＶ ＯＵＴ）２１６、及び左心室出力回路（ＬＶ ＯＵＴ）２１５によって生成される。補充間隔カウンタは、ペーシングパルスが生成されるとリセットされ、それにより、徐脈ペーシング、心臓再同期化治療、及び抗頻脈ペーシングを含んでもよい心臓ペーシング機能の基本タイミングを制御する。

補充間隔の継続時間は、アドレス／データバス２１８を介してマイクロプロセッサ２２４によって決定される。検知されたＲ波又はＰ波によってリセットされた時の補充間隔カウンタに存在するカウント値を使用して、種々の不整脈の発生を検出するためのＲ−Ｒ間隔及びＰ−Ｐ間隔を測定することができる。

本発明によれば、タイミング／制御回路２１２は、さらに、機械的復元パラメータを測定するために、内因性収縮の検知か、ペーシング誘発性収縮の検知のいずれかに続く、選択された期外収縮間隔（ＥＳＩ）での期外収縮刺激パルスの送出を制御する。出力回路２１４、２１５、及び２１６は、スイッチマトリクス２０８を介して心臓ペーシング治療及び期外収縮刺激パルスを送出するために、所望の刺激電極に結合する。

マイクロプロセッサ２２４は、マイクロプロセッサ２２４の動作を制御する記憶式プログラムがその中に常駐する関連するＲＯＭを含む。メモリ２２６の或る部分は、不整脈を予測するか、又は、診断するためにマイクロプロセッサ２２４によって解析されるための一連の測定されたＲ−Ｒ又はＰ−Ｐ間隔を保持することが可能ないくつかの再循環バッファとして構成されてもよい。

頻脈の検出に応答して、検出された頻脈のタイプに従って、マイクロプロセッサ２２４からタイミング／制御回路２１２に療法をロードすることによって、抗頻脈ペーシング治療を送出することができる。より電圧の高いカーディオバージョンパルス又はディフィブリレーションパルスが必要とされる場合、マイクロプロセッサ２２４は、カーディオバージョン／ディフィブリレーション（ＣＶ／ＤＥＦＩＢ）制御回路２３０を起動して、高電圧充電制御ライン（ＣＨＡＲＧＥ）２４０の制御下で、充電回路２３６を介して高電圧コンデンサ２４６及び２４８の充電が開始される。高電圧コンデンサ上の電圧は、電圧コンデンサライン（Ｖ ＣＡＰ）２４４を介して監視され、マルチプレクサ２２０を通して渡される。電圧がマイクロプロセッサ２２４によって設定された所定の値に達すると、ロジック信号がコンデンサフル（ＣＦ）ライン２５４上に生成され、充電を終了させる。ディフィブリレーションパルス又はカーディオバージョンパルスは、タイミング／制御回路２１２の制御下で、制御バス２３８を介して出力回路２３４によって心臓に送出される。出力回路２３４は、カーディオバージョンパルス又はディフィブリレーションパルスを送出するのに使用する電極及びパルス波形を決定する。

ＩＣＤでは、特定の不整脈治療が、通常、医師によって前もってデバイスにプログラム入力され、治療のメニューが通常提供される。たとえば、頻脈の最初の検出によって、抗頻脈ペーシング治療が選択されてもよい。持続性頻脈又は頻脈の再検出によって、より攻撃性の高い抗頻脈ペーシング治療が予定されてもよい。抗頻脈ペーシング治療における繰り返しの試みが失敗する場合、その後、より高いレベルのカーディオバージョンパルス治療が選択されてもよい。カーディオバージョンショック又はディフィブリレーションショックの振幅は、細動を終了させるために、１つ又は複数の初期ショックの失敗に対応して増分されてもよい。抗頻脈治療のこうしたプリセット式治療メニューを示す特許には、参照によりその全体が本明細書に組み込まれる、Vollman他に発行された米国特許第４，７２６，３８０号、Holley他に発行された米国特許第４，５８７，９７０号、及びHaluskaに発行された米国特許第４，８３０，００６号が含まれる。機械的復元測定値に基づく、速いレート中の血行力学的安定性の予測によって、初期治療の選択及びより攻撃性の低い治療からより攻撃性の高い治療への進行が、影響を受ける場合がある点で、不整脈治療のこうした事前プログラム式メニューの使用は、本発明によって有利になることが予想される。

デバイス１０は、機械式センサからセンサ信号を受信するための端子３３３に結合したセンサ信号処理回路３３１を装備する。Ａ／Ｄ変換器２２２によってデジタル化されてもよいセンサ信号データは、機械的復元パラメータが、ＲＡＭ２２６に記憶されたアルゴリズムに従って求められるように、アドレス／データバス２１８を介してマイクロプロセッ
サ２２４に転送される。Mulliganに対する先に引用した米国特許第６，４３８，４０８号で実施される、機械的復元パラメータを求めるセンサ及び方法も、本発明と共に使用されてもよい。機械的復元を測定するための、本明細書に述べる方法は、マイクロプロセッサ２２４によって実行される、ＲＡＭ２２６に記憶されるソフトウェアにおいて実施されてもよい。代替的に、機械的復元パラメータ又はその代理物を測定するための一部又は全ての動作は、専用回路部において実施されてもよい。

図３は、本発明を実施するための一般的な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１０５にて、機械的復元（ＭＲ）パラメータが測定される。以下でより詳細に述べるように、機械的復元パラメータは、機械的復元曲線の急峻部分（プラトー部分ではない）の傾斜、時定数、又は、他の特徴であってよい。ステップ１１０にて、ＭＲパラメータは、パラメータが、頻脈を血行力学的に補償する能力の低下を指示するか否かを判定するための、しきい値又は値の範囲と比較される。新しい測定値が、期外収縮に対する機械的反応の悪化が指示されるか否かを判定する傾向と比較されるように、機械的復元傾向が、反復したＭＲパラメータ測定から求められてもよい。

決定ステップ１１５に従って、また、比較ステップ１１０で使用される比較基準に基づいて、ステップ１０５にて測定されたＭＲパラメータが、高頻度心調律中に血行力学的不安定性を予測する場合、ステップ１２５にて、臨床医は、より攻撃性の高い階層的ＶＴ治療メニューをプログラムするときにこの情報を使用してもよい。ステップ１０５にて測定されるＭＲパラメータが、血行力学的不安定性を予測しないと、決定ステップ１１５にて判定される場合、臨床医は、基準的な(nominal)、又は、一般により攻撃性の低い階層的治療メニューに従ってＶＴ治療をプログラムしてもよい。代替的に、ステップ１１５で行われる予測に基づく、ステップ１２０及び１２５におけるＶＴ治療の選択は、埋め込み式デバイスによって自動的に行われてもよい。埋め込み式デバイスは、血行力学的不安定性が予測される場合、より攻撃性の高い治療メニューを、血行力学的安定性が予測される場合、より攻撃性の低い治療メニューを自動的に選択してもよい。

心室の寄与は、血行力学的出力に対して、心房の寄与よりも重要であり、したがって、血行力学的安定性のより大きな決定要素であるため、方法１００は、ステップ１２０及び１２５において、ＶＴを処置するための不整脈治療をプログラムすることに言及する。この例では、ステップ１０５にて測定されるＭＲパラメータは、通常、心室活動を検知するために配置された機械式センサから取得される、圧力、壁移動、又は他のセンサ信号に基づくであろう。本明細書で述べる方法は、心室腔において適用されると、最も大きな利益を提供することが予想されるが、本明細書で述べる方法は、心房腔で使用されるようになってもよい。

図４は、高頻度心調律中に血行力学的安定性を予測するために機械的復元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。ステップ１５５にて、機械的復元測定が始動される。ＭＲ測定は、予定された周期で、たとえば、１日ごとに、１週間ごとに、又は１ヶ月ごとに行われてもよい。ＭＲ測定はまた、外部プログラミングデバイスを使用して臨床医によって手動で始動されてもよい。決定ステップ１６０にて、方法１５０は、埋め込み可能デバイスが、目下、不整脈を検出していないことを確認する。好ましくは、ＭＲパラメータを測定するための期外収縮刺激パルスの注入が、既に加速された調律又は不安定な調律に干渉しないように、ＭＲ測定は、正常洞調律中に実施される。不整脈エピソードが継続している場合、方法１５０は、ステップ１６３にて終了し、今回はＭＲ測定は行われない。

デバイスが、目下、不整脈を検出しない間、方法１５０は、ステップ１６５に進み、第１の期外収縮間隔（ＥＳＩ）を設定する。検知された主収縮又はペーシングされた主収縮及びＥＳＩに続いて、ステップ１７０にて、期外収縮（ＥＳ）パルスが送出される。ステップ１７５にて、期外収縮に対する機械的反応が測定される。機械的反応は、機械的心臓機能又は血行力学的心臓機能に関連する信号を提供する、先に述べた機械式センサを使用して測定される。したがって、ステップ１７５にて測定される機械的反応は、ピーク血圧、血圧の最大上昇レート（ｄＰ／ｄｔ）、最大壁加速、インピーダンスベース一回拍出量等であってよい。

ステップ１８０にて、第２のＥＳＩが設定され、検知された主収縮又はペーシングされた主収縮及び第２のＥＳＩに続いて、ステップ１８５にて、ＥＳパルスが送出される。ステップ１９０にて、第２のＥＳＩでの期外収縮に対する機械的反応が測定される。１つ又は複数のＥＳパルスは、各ＥＳＩで送出されてもよく、機械的反応は、各ＥＳパルスについて実施されたステップ１７５及び１９０で測定され、所与のＥＳＩについて平均される。

ステップ１９５にて、適用された２つのＥＳＩ間でＭＲ曲線の傾斜が計算され、記憶される。ＭＲ曲線の傾斜は、方法１５０で適用される２つのＥＳＩによって規定されるただ２点及び対応する機械的反応測定値に基づいて推定されてもよい。しかし、ＭＲ曲線上の点を取得し、対応する傾斜を計算するのに、２つ以上のＥＳＩが適用されてもよい。適用されるＥＳＩは、好ましくは、点が機械的復元曲線の急峻部分上に収まるように選択される。

ステップ１９５にて求められたＭＲ曲線傾斜は、その後、しきい値又は傾向値と比較するための図３の方法１００によって使用されてもよい。比較的緩い傾斜は、ＥＳに対する鈍い(blunted)血行力学的反応を指示し、高頻度調律中の血行力学的不安定性の予測器である。

図５は、ＥＳパルスの適用、及び、ＭＲ曲線の傾斜を推定するために測定されてもよい、期外収縮に対する機械的反応を示すタイムラインである。Ｓ１パルス３５０は、ペーシングされるか、又は、検知された事象であってよい主収縮事象を表す。機械的反応は、心室圧（Ｐ）信号によって表される。各Ｓ１３５０事象は、ピーク圧３６２を有する「正常」脈圧反応を伴う。Ｓ１パルスに続き、第１のＥＳＩ３５２が適用され、その後、ＥＳパルス（Ｓ２）３５４が送出される。ＥＳパルスに対する機械的反応の振幅は減少し、かなり低いピーク圧３６４が生じる。ＥＳパルス（Ｓ２）３５４に続く期外収縮後事象（Ｓ３）３５６は、通常、主収縮ピーク圧３６２と比較して、増加したピーク圧３６６で示される増大した機械的反応を伴う。

後続の主収縮（Ｓ１）３５７事象に続いて、第１のＥＳＩ３５２より長い第２のＥＳＩ３５８が適用される。ＥＳパルス（Ｓ２）３６０は、短いＥＳＩ３５２での期外収縮（Ｓ２）３５４に対する反応より比較的高いが、主収縮（Ｓ１）３５７に対する「正常」機械的反応と比較して減少した機械的反応を生成する。そのため、第２の長いＥＳＩ３５８に続いて測定されるピーク圧３６８は、第１の短いＥＳＩ３５２に続いて測定されるピーク圧３６４より大きいが、主収縮ピーク圧３６２より依然として小さい。それぞれ、２つの異なるＥＳＩ３５２及び３５８で測定されるピーク圧３６４及び３６８を使用して、ＭＲ曲線のある部分の傾斜が計算されてもよい。

図６は、或る範囲のＥＳＩにわたって起こる期外収縮に対する、正常で健康な血行力学的反応及び異常で減少した血行力学的反応を表す機械的復元曲線の図である。ＥＳＩは、Ｘ軸に沿ってプロットされ、機械的心臓機能又は血行力学的心臓機能の尺度は、Ｙ軸に沿ってプロットされる。この例では、心室脈圧（Ｐ）は、Ｙ軸に沿ってプロットされる。ＭＲ曲線４０２は、正常で健康な人についての典型的なＭＲ曲線を示す。急峻相の後にプラトー相が続く。急峻相は、機械的反応を生じない非常に短いＥＳＩと、最大の機械的反応を生成する最も短いＥＳＩとの間に起こる期外収縮に対して、増加した機械的反応を表す。ＥＳＩがさらに増加すると、機械的反応は増加せず、ＭＲ曲線４０２のプラトー相が生成される。

ＭＲ曲線の急峻相に沿う２つのＥＳＩにおける機械的反応を測定することによって、急峻相の傾斜を計算することができる。図５に示す第１の短いＥＳＩ３５２を参照して、第１のピーク圧測定が、ＭＲ曲線４０２に沿って行われ、点４０４としてプロットされる。第２のピーク圧測定は、第２の長いＥＳＩ３５８に続く期外収縮中に行われ、点４０６としてプロットされる。点４０４と４０６との間の傾斜４０８は、期外収縮に対する機械的反応のメトリックとして使用されてもよいＭＲパラメータを表す。比較的急峻な傾斜４０８は、速い心拍数を血行力学的に補償することによって、患者が、高頻度調律に対して有利に反応することが出来る可能性があることを示す。こうした患者では、検出されるＶＴは、ＭＲ曲線の急峻な傾斜に基づいて安定なＶＴであると予測されてもよい。血行力学的に安定であると予測されるＶＴを、より攻撃性の低い抗頻脈ペーシングを用いて終了するように最初に試みることが望ましい場合がある。

ＭＲ曲線４１０は、健康でない患者における期外収縮に対する機械的反応を示す。上述したのと同じ方法で、第１の短いＥＳＩ３５２と第２の長いＥＳＩ３５８で送出された期外収縮中に機械的反応を測定することによって、点４１２と４１４が求められてもよい。計算された傾斜４１６は、健康な人の傾斜４０８より小さく、健康な人のＭＲ曲線４０２の急峻相と比較して、ＭＲ曲線４１０の比較的平坦な急峻相を反映する。健康でない人の期外収縮に対する血行力学的反応は、カルシウム処理が損なわれるため鈍る。この鈍い血行力学的反応は、こうした患者が、高頻度調律に対する耐性がある可能性がないことを示唆する。こうした患者において検出されるＶＴは、不十分な血行力学的出力によって不安定である可能性がある。したがって、ＶＴを処置することに対してより攻撃性の高い手法が望まれる場合がある。こうして、ＭＲパラメータを監視することによって、安定なＶＴと不安定なＶＴが、予測され、事前プログラムされたＶＴ治療を選択するときに使用されてもよい。

図７は、速い調律に対する血行力学的反応を予測する代替の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。心不全患者は、力／周波数反応(force/frequency response)が減少していると推測される。期外収縮に対する正常な機械的反応は、図５に示すように、期外収縮後拍動に関して増大した機械的機能を生成する。したがって、期外収縮後拍動に関して測定される脈圧は、期外収縮に先行する主収縮に関して測定される脈圧より大きく、期外収縮に関する脈圧よりはるかに大きいと予想される。

速いレートに対して不安定な血行力学的反応を有すると予想される患者において、期外収縮後拍動に関する機械的反応は減少すると予想される。期外収縮後の、この減衰した又は減少した機械的反応は、心臓が、短縮した収縮間隔に対処するために、拡張間隔を伸張させることができないことで一部は説明されてもよい。健康な心臓では、拡張間隔は、変化する収縮間隔に対処するように動的に変化するであろう。したがって、期外収縮後の機械的機能の測定は、高頻度心室レート中に血行力学的安定性を予測するために、期外収縮に関する機械的機能の測定に対する代替として、又は、機械的機能の測定に加えて使用されてもよい。

ステップ４５５にて、先に述べたように、ＭＲ測定が始動される。方法４５０は、調律の加速中に期外収縮パルスを送出することを避けるために、決定ステップ４６０にて、デバイスが、目下、不整脈を検出していないことを確認する。不整脈エピソードが検出されている場合、方法４５０はステップ４６５にて終了する。

不整脈エピソードが検出されていない場合、ステップ４６８にて、機械的機能信号が検知されて、期外収縮後拍動に関し、並びに、以下で述べるように、期外収縮拍動及び先行する主収縮拍動の少なくとも一方又は両方に関して機械的機能の測定が可能になる。ステップ４７０にて、所定のＥＳＩで期外収縮パルスが送出される。ステップ４７２にて、第１の期外収縮後拍動（図５に示すＳ３）に関する機械的反応が測定される。さらに、主収縮拍動（図５に示すＳ１）及び期外収縮拍動（図５に示すＳ２）のいずれか又は両方に対する機械的反応が測定される。

その後、ステップ４７４にて、第１の期外収縮後（ＰＥＳ）に関する機械的機能と主収縮（Ｓ１）に関する機械的機能の比、及び／又は、第１のＰＥＳに関する機械的機能と期外収縮（ＥＳ）に関する機械的機能の比として、機械的反応比が計算されてもよい。速い調律に対する安定な反応を有する患者において、ＰＥＳ機械的機能は、Ｓ１機械的機能より大きく、ＥＳ機械的機能よりはるかに大きいと予想される。

こうして、ステップ４７４にて計算される機械的反応比は、速い調律に対する血行力学的反応を予測するために、図３の方法１００の代替のＭＲパラメータとして使用されてもよい。比は、図３のステップ１１０にてしきい値又は傾向値と比較されてもよく、比が、予想値より小さく、鈍い期外収縮後の機械的反応を指示する場合、方法１００のステップ１１５にて、血行力学的不安定性が予測されてもよい。

図８は、ＰＥＳ機械的機能測定を使用することによって、速い調律に対する血行力学的反応を予測する代替の方法の詳細を提供するフローチャートである。方法４７５のステップ４５５〜４７２は、ステップ４７２にて、ＰＥＳ又はＳ３拍動、主収縮又はＳ１拍動、及びＥＳ又はＳ２拍動の全てに関して、機械的機能が測定されることを除いて、図７の方法４５０に含まれる同じラベルが付けられたステップに相当する。これらの測定値を取得した後、決定ステップ４７６にて、主収縮又はＳ１拍動に関する機械的機能は、ＥＳ又はＳ２拍動に関する機械的反応と比較される。Ｓ１拍動が、Ｓ２拍動よりかなり大きい場合、方法４７５はステップ４７８に進んで、ＰＥＳ又はＳ３拍動の機械的反応が評価される。

しかし、Ｓ１拍動が、Ｓ２拍動に比べてそれほど大きくないと決定ステップ４７６にて判定される場合、ＥＳＩは、長過ぎて、予想されるＰＥＳ作用を達成することができない場合があるか、又は、患者は、変化するレートに対して異常な反応を持つ場合がある。ＥＳＩが長過ぎる場合、Ｓ２拍動は、Ｓ１拍動に非常に似ていることになり、同様に、Ｓ３拍動は、Ｓ１拍動及びＳ２拍動に非常に似ていることになる。したがって、ＥＳパルスを注入するのに使用されるＥＳＩは、ステップ４８０にて、或る最小ＥＳＩまで短縮されると決定ステップ４８２にて判定されてもよい。ＥＳＩは、好ましくは、患者によっては、不整脈を誘発する場合がある、いわゆる受攻期中にＥＳパルスが送出される点まで短縮されない。最小ＥＳＩに達しない場合、方法４７５は、ステップ４６８に戻って、機械的機能信号を検知し続け、短縮したＥＳＩで新しいＥＳパルスを送出することを続ける。

主Ｓ１拍動に比べて、ＥＳ（Ｓ２）拍動に関する機械的機能を実質的に弱化させることなく、最小ＥＳＩに達した場合、方法４７５は、ステップ４８４にて、高頻度調律に対する血行力学的不安定性を予測して終了する。Ｓ１拍動に比べて、Ｓ２拍動に関する機械的弱化が無いことは、異常な機械的復元の証明であってよい。こうした異常な機械的機能に照らして、高頻度調律に対する不安定な血行力学的反応が予想される。

ＥＳ機械的機能が、主Ｓ１拍動に比べて実質的に弱化したことがわかると決定ステップ４７６にて判定される場合、方法４７５はステップ４７８に進んで、期外収縮後Ｓ３拍動に関する機械的機能が主Ｓ１拍動に関する機械的機能と比較される。期外収縮後の機械的機能が、主収縮と比較して増大する（すなわち、Ｓ１／Ｓ３機械的機能の比が比較的低い）場合、ステップ４８６にて、高頻度調律に対して安定な血行力学的反応が予測される。期外収縮後の機械的機能がそれほど増大しない（すなわち、Ｓ１／Ｓ３機械的機能の比が比較的高い）場合、ステップ４８４にて、高頻度調律に対して不安定な血行力学的反応が予測される。代替的に、Ｓ２／Ｓ３機械的機能の比が調査されてもよい。比較的低いＳ２／Ｓ３比は安定な反応を予測し、比較的高いＳ２／Ｓ３比は高頻度調律に対する不安定な反応を予測する。ＰＥＳに関する鈍い機械的反応は、正常なＭＲ曲線と比較して、比較的平坦なＭＲ曲線に関連することが予想される。そのため、（主Ｓ１拍動又は期外収縮Ｓ２機械的機能に対する）期外収縮後の機械的機能の評価は、早いレートに対する患者の血行力学的反応を予測するときに使用するためのＭＲ曲線パラメータを求めるための代替法として使用されてもよい。

図９は、拡張間隔に対してプロットされた心室脈圧を示すグラフである。ＤＩ間隔が増加するにつれて、生成する脈圧（ＰＰ）は最大脈圧まで増加する。通常、心周期長が短縮すると、拡張間隔（ＤＩ）が伸張する。ＤＩが伸張する結果として生成する脈圧は、図９の曲線によって示されるように増大する。この反応は、力−周波数反応と呼ばれ、増加した周波数では、生成圧が増加する。一部の患者は、速いレートに応答して、拡張間隔（ＤＩ）を大幅に伸張させることができず、したがって、各拍動に関して生成する脈圧を増加させることができない。これらの患者は、力−周波数反応が損なわれる(impair)ため、速いレート中に血行力学的不全を経験する場合がある。高頻度調律の最初の数拍動内で、ＤＩを伸張させることができる患者は、一般に、長いＤＩから生じる増大した圧力生成のために、速いレートの間に血行力学的安定性を経験するであろう。したがって、高頻度調律の最初の数拍動中における、又は、期外収縮に応答したＤＩの測定は、高頻度調律に対する血行力学的反応を予測するための代理パラメータを提供する場合がある。

図１０は、ＥＧＭ信号、圧力信号、及び加速度計信号の図であり、ＤＩを測定する方法を示す。２つのＲ−Ｒ間隔、ＲＲ_１及びＲＲ_２が、ＥＧＭ信号上に示される。収縮間隔（ＳＩ）は、時間的に、等容性弛緩の開始から大動脈弁及び肺動脈弁の閉鎖（加速度計信号上で測定される第２の心臓音Ｓ_２を生成する）にほぼ相当する、検出されたＲ波から圧力信号の微分の最小ｄＰ／ｄｔ（ｍｉｎ）までの時間として測定されてもよい。後続の心周期上での拡張間隔は、前のＳＩ及び目下のＲ−Ｒ間隔に依存するであろう。そのため、ＤＩは、ＥＧＭ信号から測定される目下のＲ−Ｒ間隔と、検知されたＲ波と圧力信号上の後続のｄＰ／ｄｔ（ｍｉｎ）又は加速度計信号上の第２の心臓音との間で測定される前のＳＩとの差として求められてもよい。また、第２の心臓音は、時間的に、ＥＧＭ信号のＴ波にほぼ相当する。したがって、ＤＩは、検知されたＴ波と後続の検知されたＲ波との間隔を測定することによって、ＥＧＭ信号から推定することができる。

代替的に、拡張間隔は、心臓機能の機械的信号のみを使用して推定されてもよい。たとえば、ＤＩは、図１０Ａに示す加速度計信号から求められてもよい第２の心臓音（大動脈弁及び肺動脈弁の閉鎖）と、後続の第１の心臓音（房室弁の閉鎖）との間の間隔として推定されてもよい。図１０Ｂは、ＤＩを測定する代替の方法を示すｄＰ／ｄｔ曲線の図である。心臓の機械的周期は、２つの連続するｄＰ／ｄｔピーク（ｄＰ／ｄｔｍａｘ）間に延びる。収縮間隔は、ｄＰ／ｄｔｍａｘで始まり、引き続くｄＰ／ｄｔｍｉｎで終わる。ＤＩは、図示するように、ｄＰ／ｄｔ（ｍｉｎ）と引き続くｄＰ／ｄｔ（ｍａｘ）との間の間隔として測定されてもよく、大動脈弁の開放及び急速駆出の開始に相当する。心臓機能の電気的信号及び／又は機械的信号に基づいてＤＩを測定するか、又は、推定するための多数の方法が考えられてもよいことが認識される。

図１１は、ＤＩの測定値に基づいて、速いレートに対する血行力学的反応を予測する代替の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。ＤＩの測定値は、速いレートに対する血行力学的反応を予測するときのＭＲパラメータについての代理尺度として使用される。したがって、ステップ５５５にて、ＭＲ代理物の測定が始動される。先に述べたのと同じ方法で、この始動ステップが、予定された周期で起こるように、又は、臨床医によってトリガされてもよい。好ましくは、方法５５０は、安定な調律中に実施され、したがって、決定ステップ５６０にて、不整脈が目下検出されていないことの確認が行われる。そうでなければ、方法５５０は、ステップ５６２にて終了する。

不整脈が目下検出されていない場合、ステップ５６５にて、機械的機能信号の検知がイネーブルされる。方法５５０の目的は、患者が、自分のＤＩを伸張させ、速いレートに対する正常な力−周波数反応を有することができるか否かを判定することである。したがって、ステップ５７０にて、速い内因性レートが検知されるか、又は、心臓が速いレートでペーシングされてもよい。速い内因性レートは、患者に運動するように頼むことによって誘発されてもよい。速い内因性レート又はペーシングされたレートの開始時に、ＤＩは、連続であってもよく、又は、１つ又は複数の拍動で分離していてもよい、少なくとも２つの連続する心臓拍動に関して測定される。ＤＩ測定は、好ましくは、速いレートの開始後の最初の数拍動内で行われる。しかし、１つ又は複数のＤＩ測定が、ＤＩがおそらく定常状態に達したときの最初の数拍動後にさらに行われてもよい。ＤＩ測定は、図１０に関連して先に述べたように行われてもよい。

ＤＩを測定することに加えて、ステップ５８０に示すように、対応する心周期について機械的機能測定値を得るために、機械的機能信号が処理される。機械的機能及びＤＩを測定することによって、機械的機能対ＤＩ曲線が近似されてもよい。２つのＤＩ測定値に基づくこの曲線上の少なくとも２つの点と対応する機械的機能パラメータを有することによって、ステップ５８５に示すように、傾斜が求められてもよい。

傾斜が、正常な力−周波数反応を指示するか否かを判定するために、決定ステップ５９０にて、傾斜が、しきい値と比較されてもよい。比較的低い傾斜が測定される、すなわち、機械的機能の増加がほとんど無く、ＤＩの変化が小さいか、又は全く無い場合、ステップ５９２に示すように、患者が、速いレートに対して不安定な血行力学的反応を有すると予測される。傾斜が比較的高い場合、患者が、速いレートの間にＤＩ及び機械的機能を増加させることによって、速いレートに対して適切に反応すると予想される。ステップ５９４にて、速い調律中の血行力学的安定性が予測される。

図１２は、速いレートに対する血行力学的反応を予測するときにＭＲパラメータを求めるため、代理物としてＤＩの測定値を使用する代替の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６００では、ステップ５５５〜５７５は、図１１の方法５５０に含まれる同じラベルの付いたステップに相当する。ステップ６０５にて、ステップ５７５にて測定された連続するＤＩ間の差が求められる。

連続するＤＩの差が、ＤＩが伸張するパターンを指示すると決定ステップ６１０にて判定される場合、ステップ６１５にて、速い調律に対する安定な血行力学的反応が予測される。ＤＩが伸張するパターンが指示されない場合、ステップ６２０にて、速い調律に対する不安定な血行力学的反応が予測される。速い調律の開始時に自分のＤＩを伸張させることができない患者は、ＭＲ曲線の急峻相を「上り(move up)」、自分の血行力学的反応を増加させることができないであろう。そのため、速い調律の開始時にＤＩの変化だけを調査することによって、速い調律に対する血行力学的反応の予測が行われてもよい。

図１３は、ＶＴエピソードの検出中に、安定なＶＴを不安定なＶＴから識別するため、ＭＲパラメータ又は代理測定値を使用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。これまで、本明細書で述べた方法は、将来起こる速い調律に対する反応を予測するために、安定な調律中に使用することを意図されてきた。しかし、ＭＲパラメータ又は代理パラメータは、患者が、血行力学的に安定な方法で反応しようとしているか否か、又は、患者が、血行力学的不全を経験する可能性があるか否かを判定するために、速い調律の開始時に求められてもよい。ＶＴ検出の開始時又はＶＴ検出の直前における、安定なＶＴと不安定なＶＴのこうした識別は、ＶＴ治療を自動的に選択するために、埋め込み可能デバイスによって使用されてもよい。

方法５００は、速い間隔を検出することによって、ステップ５０５にて始動される。たとえば、ＶＴ検出ゾーン内に収まる速いＲ−Ｒ間隔が検出されてもよい。ステップ５１０にて、ＭＲパラメータが測定されてもよい。ＭＲパラメータは、検出された第１の速い間隔に対する機械的反応及びＶＴ検出ゾーン内に収まる、続いて起こる間隔の１つ又は複数を測定することによって測定されてもよい。代替的に、速い間隔の直前に起こる収縮の機械的反応が測定されてもよい。少なくとも２つの異なるＲ−Ｒ間隔に対する機械的反応の２つ以上の測定値を取得することによって、ＭＲ曲線傾斜を表す傾斜が計算されてもよい。上述したように、代替的に、又は付加的に、機械的機能対ＤＩの傾斜又は連続するＤＩの差等の代理パラメータが測定されてもよい。

ステップ５１０にて測定されるパラメータは、しきい値又は所定の範囲の値又は先に求めたＭＲパラメータ傾向と比較されてもよい。ＶＴ検出基準が満たされると決定ステップ５２０にて判定される場合、方法５００は決定ステップ５２５に進む。ＶＴ検出基準が満たされない場合、方法５００は、ステップ５０５に戻って、次の速い間隔の検出を待ってもよい。ＶＴ検出基準は、間隔解析、間隔パターン解析、及び／又はＥＧＭ形態解析を含む、既知の不整脈検出アルゴリズムに基づいてもよい。

ＶＴが検出される場合、方法５００は、ＶＴが、ステップ５１５にて行われた比較に基づいて血行力学的に不安定であると予測されるか否かを判定する。不安定なＶＴが予測される場合、ステップ５３５に指示されるように、攻撃性のあるＶＴ治療が選択されてもよい。たとえば、患者が、血行力学的機能不全に伴う症状を経験する前に、ＶＴを迅速に終了させるために、ＣＶショックが即座に送出されてもよい。ＶＴが、安定であると予測される場合、先のプログラミングに従って、より攻撃性の低いＶＴ治療メニューが選択されてもよい。たとえば、ステップ５３０にて指示されるように、抗頻脈ペーシング（ＡＴＰ）が始動されてもよい。

上述した技法の一部は、マイクロプロセッサ２２４等のプログラム可能プロセッサ用の命令を含むコンピュータ読み取り可能媒体として具体化されてもよい。プログラム可能プロセッサは、独立して、又は協調して働いてもよい、１つ又は複数の個々のプロセッサを含んでもよい。「コンピュータ読み取り可能媒体」は、フロッピー（登録商標）ディスク、従来型ハードディスク、ＣＤ−ＲＯＭ、フラッシュＲＯＭ、不揮発性ＲＯＭ、ＲＡＭ、及び、磁気又は光記憶媒体等の任意のタイプのコンピュータメモリを含むが、それに限定されない。媒体は、本発明に従って埋め込み可能医療デバイスにおいて治療を送出するために、上述した特徴の任意の特徴をプロセッサが実施するようにさせる命令を含んでもよい。

したがって、速い調律に対する血行力学的反応を予測するときに使用するためのシステム及び関連する方法が、本明細書で述べられた。不安定な調律が予測されると、より攻撃性の高い治療手法がとられることを可能にする、不整脈治療を選択するときに、予測された血行力学的反応が使用されてもよい。多数の変形がかなり詳細に述べられたが、本明細書で提供される教示の利益を受ける当業者は、速い調律に対する血行力学的反応を予測するときに有用なＭＲパラメータ又は代理パラメータを測定するか、又は推定する代替の手法を考えてもよいことが認識される。本明細書に述べる方法は、特許請求の範囲に関して例示的であり、限定的でないことが意図される。

本発明を実施することができる埋め込み可能医療デバイスを示す図である。 図１に示すデバイスの機能略図である。 本発明を実施するための一般的な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。 高頻度心調律中に血行力学的安定性を予測するために機械的復元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。 期外収縮パルスの適用、及び、ＭＲ曲線の傾斜を推定するために測定されてもよい、期外収縮に対する機械的反応を示すタイムラインである。 或る範囲のＥＳＩにわたって起こる期外収縮に対する、正常で健康な血行力学的反応及び異常で鈍い血行力学的反応を表す機械的復元曲線の図である。 本発明による、速い調律に対する血行力学的反応を予測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。 本発明による、期外収縮後機械的機能測定を使用することによって、速い調律に対する血行力学的反応を予測する方法の詳細を提供するフローチャートである。 拡張間隔に対してプロットされた心室脈圧を示すグラフである。 ＥＧＭ信号、圧力信号、及び加速度計信号の図であり、本発明による、ＤＩを測定する方法を示す。 ｄＰ／ｄｔ信号の図であり、本発明による、ＤＩを測定する方法を示す。 本発明による、ＤＩの測定値及び関連する機械的機能に基づいて、速いレートに対する血行力学的反応を予測する方法のフローチャートである。 本発明による、速いレートに対する血行力学的反応を予測するときにＭＲパラメータを求めるための、ＤＩの差の測定値の使用を示すフローチャートである。 本発明による、ＶＴエピソードの検出中に、安定なＶＴを不安定なＶＴから識別するために、ＭＲパラメータ又は代理測定値を使用する方法のフローチャートである。

Claims (28)

1. 機械的復元パラメータを測定すること、
   前記測定された機械的復元パラメータの比較解析を実施すること、及び
   前記比較解析に基づいて速い心拍数に対する血行力学的反応を予測すること
   を含む方法。
2. 速い心拍数に対する前記予測された血行力学的反応に基づいて不整脈治療を選択することをさらに含む、請求項１に記載の方法。
3. 前記機械的復元パラメータを測定することは、機械的復元曲線の傾斜を測定することを含む、請求項１に記載の方法。
4. 前記機械的復元曲線の傾斜を測定することは、
   期外収縮刺激パルスを送出すること、及び
   前記期外収縮刺激パルスに応答して機械的復元パラメータを測定すること
   をさらに含む、請求項３に記載の方法。
5. 前記期外収縮刺激パルスを送出することは、少なくとも２つの異なる期外収縮間隔で送出される複数の期外収縮刺激パルスを送出することを含む、請求項４に記載の方法。
6. 前記機械的復元パラメータを測定することは、
   主収縮拍動に関して機械的反応を測定すること、
   期外収縮拍動に関して機械的反応を測定すること、及び
   期外収縮後拍動に関して機械的反応を測定すること
   をさらに含む、請求項１に記載の方法。
7. 前記比較解析を実施することは、
   前記期外収縮後拍動の前記機械的反応を、前記主収縮拍動の前記機械的反応又は前記期外収縮拍動の前記機械的反応と比較することを含む、請求項６に記載の方法。
8. 前記機械的復元パラメータを測定することは、
   拡張間隔を測定すること、
   ２つ以上の測定される拡張間隔に対する機械的反応を測定すること、及び
   前記２つ以上の測定される拡張間隔における前記測定された機械的反応によって規定される前記曲線の傾斜を求めること
   をさらに含む、請求項１に記載の方法。
9. 前記機械的復元パラメータを測定することは、
   頻脈の発症中に、連続する拡張間隔を測定すること、及び
   前記測定された連続する拡張間隔の連続する差を求めること
   をさらに含む、請求項１に記載の方法。
10. 医療デバイスから患者に治療を送出する方法であって、
    前記患者の前記機械的復元に関連するパラメータを求めること、
    前記パラメータが心拍数の増加に応答して血行力学的補償の減少を指示するか否かを判定すること、及び、
    前記パラメータが、血行力学的補償の減少を指示するか否かを判定することに応答して前記治療の送出を調整することを含む医療デバイスから患者に治療を送出する方法。
11. 前記パラメータを求めることは、
    第１の期外収縮間隔を設定すること、
    検知される主収縮及びペーシングされる主収縮のうちの一方に続いて送出される第１のパルスに対する第１の機械的反応及び前記第１の期外収縮間隔を測定すること、
    第２の期外収縮間隔を設定すること、並びに
    検知される主収縮及びペーシングされる主収縮のうちの一方に続いて送出される第２のパルスに対する第２の機械的反応及び前記第２の期外収縮間隔を測定すること
    を含む、請求項１０に記載の医療デバイスから患者に治療を送出する方法。
12. 前記パラメータが血行力学的補償の減少を指示するか否かを判定することは、前記第１の機械的反応及び前記第２の機械的反応に相当する傾斜を求めることを含み、減少の指示は、前記求められる傾斜が減少するにつれて増加する、請求項１１に記載の医療デバイスから患者に治療を送出する方法。
13. 前記第２の期外収縮間隔は、前記第１の期外収縮間隔より大きい、請求項１１に記載の医療デバイスから患者に治療を送出する方法。
14. 前記第１の期外収縮間隔及び前記第２の期外収縮間隔は、機械的復元曲線の傾斜部分に相当し、該傾斜部分は、該傾斜部分以外に相当する傾斜より大きな傾斜を有する、請求項１１に記載の医療デバイスから患者に治療を送出する方法。
15. 前記パラメータが血行力学的補償の減少を指示するか否かを判定することは、前記第２の機械的反応が前記第１の機械的反応より大きいか否かを判定することを含む、請求項１１に記載の医療デバイスから患者に治療を送出する方法。
16. 前記第１のパルスに続いて所定の間隔で送出される第３のパルスに対する第３の機械的反応を測定すること、並びに
    前記第３の機械的反応と前記第１の機械的反応との第１の比、及び、前記第３の機械的反応と前記第２の機械的反応との第２の比を求めること
    をさらに含み、血行力学的補償の減少は、前記第１の比及び前記第２の比に応じて求められる、請求項１１に記載の医療デバイスから患者に治療を送出する方法。
17. 前記パラメータは、機械的機能及び拡張間隔の曲線の傾斜に相当する、請求項１０に記載の医療デバイスから患者に治療を送出する方法。
18. 前記パラメータは、拡張間隔測定値間の連続する差に相当する、請求項１０に記載の医療デバイスから患者に治療を送出する方法。
19. 患者に治療を送出する装置であって、
    前記患者の前記機械的復元に関連するパラメータを求める手段と、
    前記パラメータが心拍数の増加に応答して血行力学的補償の減少を指示するか否かを判定する手段と、
    前記パラメータが血行力学的補償の減少を指示するか否かを判定することに応答して前記治療の送出を調整する手段と
    を備える患者に治療を送出する装置。
20. 前記パラメータを求める手段は、
    第１の期外収縮間隔を設定する手段と、
    検知される主収縮及びペーシングされる主収縮のうちの一方に続いて送出される第１のパルスに対する第１の機械的反応及び前記第１の期外収縮間隔を測定する手段と、
    第２の期外収縮間隔を設定する手段と、
    検知される主収縮及びペーシングされる主収縮のうちの一方に続いて送出される第２のパルスに対する第２の機械的反応及び前記第２の期外収縮間隔を測定する手段と
    を備える、請求項１９に記載の患者に治療を送出する装置。
21. 前記パラメータが血行力学的補償の減少を指示するか否かを判定する手段は、前記第１の機械的反応及び前記第２の機械的反応に相当する傾斜を求める手段を含み、減少の指示は、前記求められる傾斜が減少するにつれて増加する、請求項２０に記載の患者に治療を送出する装置。
22. 前記第２の期外収縮間隔は、前記第１の期外収縮間隔より大きい、請求項２０に記載の患者に治療を送出する装置。
23. 前記第１の期外収縮間隔及び前記第２の期外収縮間隔は、機械的復元曲線の傾斜部分に相当し、該傾斜部分は、該傾斜部分以外に相当する傾斜より大きな傾斜を有する、請求項２０に記載の患者に治療を送出する装置。
24. 前記パラメータが血行力学的補償の減少を指示するか否かを判定する手段は、前記第２の機械的反応が前記第１の機械的反応より大きいか否かを判定する手段を含む、請求項２０に記載の患者に治療を送出する装置。
25. 前記第１のパルスに続いて所定の間隔で送出される第３のパルスに対する第３の機械的反応を測定する手段と、
    前記第３の機械的反応と前記第１の機械的反応との第１の比、及び、前記第３の機械的反応と前記第２の機械的反応との第２の比を求める手段と
    をさらに含み、血行力学的補償の減少は、前記第１の比及び前記第２の比に応じて求められる、請求項２０に記載の患者に治療を送出する装置。
26. 前記パラメータは、機械的機能及び拡張間隔の曲線の傾斜に相当する、請求項１９に記載の患者に治療を送出する装置。
27. 前記パラメータは、拡張間隔測定値間の連続する差に相当する、請求項１９に記載の患者に治療を送出する装置。
28. 方法を実施するコンピュータ実行可能命令を有するコンピュータ読み取り可能媒体であって、該方法は、
    前記患者の前記機械的復元に関連するパラメータを求める手段と、
    前記パラメータが心拍数の増加に応答して血行力学的補償の減少を指示するか否かを判定する手段と、
    前記パラメータが血行力学的補償の減少を指示するか否かを判定することに応答して前記治療送出を調整する手段と
    を含む、方法を実施するコンピュータ実行可能命令を有するコンピュータ読み取り可能媒体。

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