JP2010509024A - 模擬運動のための装置 - Google Patents

Abstract

心不全及びＭＩ後の患者について心機能を向上させるためにペーシング療法を心臓に施す装置及び方法。ペーシング療法は、運動の効果に似ていて且つ運動不耐性の患者であっても症状を改善する仕方で施される。規定されたスケジュールに従って且つ／或いは検出された条件又はイベントに応答して運動模擬ペーシングを間欠的に送り出すのが良い。

Description

本発明は、心臓疾患の治療のための器械及び方法並びに電気刺激を心臓に与える装置、例えば心臓ペースメーカに関する。

〔関連出願の説明〕
本願は、２００６年１１月１３日に出願された米国特許出願第１１／５５９，１３１号の優先権主張出願であり、この米国特許出願を参照により引用し、その記載内容を本明細書の一部とする。

心不全（ＨＦ）は、心臓機能の異常により周辺組織の代謝需要に見合ったレベルを下回る場合のある通常以下の心拍出量を生じさせる臨床的症候群を意味する消耗性の疾患である。心不全は、種々の病因に起因している場合があり、虚血心臓疾患が最も良く見られる。心臓による動脈系中への血液の不適切なポンピング（心ポンプ機能）は、「前方不全」と呼ばれる場合があり「後方不全」は、肺及び全身性静脈に結果として生じ、うっ血を招く圧力増大を意味している。後方不全は、肺動脈及び静脈系中の血液がポンプ作用で送り出されないので前方不全の必然的結果である。前方不全は、例えば冠動脈疾患に起因する心室の収縮障害又は例えば全身性高血圧又は心臓弁機能不全に起因した後負荷の増大（即ち、血液の駆出に抵抗する力）により引き起こされる場合がある。心拍出量を増大させるよう働く一つの生理学的代償機構は、後方不全により心室の拡張期充填圧力が増大し、それにより前負荷（即ち、拡張期の終わりのところで心室内の血液の量により心室が引き伸ばされる程度）が増大することに起因している。前負荷の増大により、拡張期中の一回拍出量が増大し、この現象は、フランク‐スターリング原理と呼ばれている。かくして、心不全は、少なくとも部分的に、この機構により補償される場合があるが、肺動脈及び／又は全身のうっ血という犠牲が生じる場合がある。

心室が所与の期間にわたって前負荷の増大に起因して引き伸ばされると、心室は、拡張状態になる。心室容積の拡大により、収縮期圧力が所与の場合、心室壁ストレスが増大する。心室により行われる圧力‐容積仕事の増大と共に、これは、心室心筋層の肥大の刺激として作用し、これにより、細胞構造が変化し、このプロセスは、心室再造形（リモデリング）と呼ばれている。心室再造形により、心室のコンプライアンスが減少し（それにより、拡張期充填圧力が増大し、その結果うっ血が更に増悪する）、最終的に壁が薄くなり、それにより心臓機能の一層の劣化が生じるので一層の機能不全が生じる。心室再造形の程度は、ＨＦ患者の死亡率の増大と正の相関関係があることが判明した。

心筋梗塞（ＭＩ）は、虚血により心筋の分節に対して生じた非可逆性の損傷であり、心筋からは、血液供給の中断に起因して適度の酸素及び代謝産物が奪われる。これは、通常、心臓発作と通称されている冠動脈の突然の血栓性閉塞冠動脈が完全に閉塞状態になり、患部への側副血流が乏しくなった場合、結果的に貫壁性又は全壁厚梗塞が生じる場合があり、この場合、この患部の収縮機能の大部分が失われる。１ヶ月乃至２ヶ月経過すると、壊死した組織は治癒し、瘢痕が後に残る。この最も極端な例は、心室性動脈瘤であり、この患部の筋肉線維の全てが破壊され、線維性瘢痕組織で置き換えられる。梗塞の結果としての心室機能不全がたとえすぐに生命を脅かすものでなくても、特に左心室における貫壁性心筋梗塞又は任意の主要なＭＩの良く見られる後遺症は、心室の形状寸法の変化を生じさせる梗塞の血行力学的効果に応答した心室再造形によって引き起こされる心不全である。再造形は、梗塞野並びに梗塞に起因して収縮性が低下した隣接の及び／又は点在した生存可能な心筋組織の収縮機能が損なわれることによって生じる心臓ストレス（応力）及び歪みの再分布に応答して開始される。ＭＩに続き、梗塞野は、虚血壊死を生じる組織を含み、通常の心筋層によって包囲されている。瘢痕組織が生じるまで、更にこれが形成された後でも、梗塞野の周りの野は、心室内の拡張力に対して特に易損性又は脆弱であり、数時間〜数日にわたり拡張を生じる。瘢痕組織が生じた後、更に数日又は数ヶ月が経つと、全体的再造形及び腔の拡張が、梗塞野と非梗塞野の両方を含む心室のアーキテクチャの複雑な変更に起因して生じる。収縮期終わり及び拡張期終わりの左心室容積の測定によって表される梗塞後の後の期間における左心室再造形の程度は、結果としての死亡率について、冠動脈疾患の程度よりも強力な予測手段である。

再造形は、主として心筋壁ストレスに応答して生じる血行力学、神経的要因及びホルモン性要因の複雑な相互作用の結果であると考えられる。上述したように、心拍出量を増大させるよう働く一つの生理学的な代償機構は、血液の量の増大が肺及び静脈系中に残されたときの心室の拡張期充填圧力の増大であり、かくして、前負荷が増大する。前負荷の増大に起因して生じる心室拡張により、ラプラスの法則に従って、収縮期圧力は所与の場合、心室壁ストレスが増大する。これは、心室によりなされる圧力‐容積仕事の増大のほかに、心室心筋層の代償肥大の刺激として働く。肥大は、収縮期圧力を増大させる場合があるが、肥大が壁ストレスの増大に見合うのに不十分であれば、その結果として、拡張が一段と且つ累進的に生じる。この非代償拡張により、壁が薄くなり、左心室機能が一段と損なわれる。また、肥大を生じさせる持続性のストレスが、心筋細胞のアポトーシス（即ち、プログラム細胞死）を引き起こす場合がある。かくして、心室拡張及び肥大はまず最初に代償性であり、心拍出量を増大させる場合があるが、プロセスの最終結果として、一層の劣化及び機能不全が生じる。

心筋は、好適に運動に応答して結果的にポンピング効果を増大させることが知られてから久しい。研究の示すところによれば、ＨＦ及びＭＩ後患者は、規則的な運動周期により自分の心臓機能及び予後を向上させることができる。しかしながら、多くのＨＦ及びＭＩ後患者は、衰弱するので運動を行うことができず、或いは運動を効果的に行うに足るほど良好な運動に耐えることができない。

例示のペーシング装置の物理的構成を示す図である。 例示の装置のコンポーネントを示す図である。 例示の装置の電子回路のブロック図である。 間欠的模擬運動ペーシングを具体化する例示のアルゴリズムを示す図である。 リードに組み込まれたペーシング装置の一実施形態を示す図である。 リードに組み込まれたペーシング装置の別の実施形態を示す図である。 リードに組み込まれたペーシング装置の別の実施形態を示す図である。 リードに組み込まれたペーシング装置の別の実施形態を示す図である。

臨床的研究結果の示すところによれば、定期的な（例えば、２０分／日、１週間に３回の）運動治療方針に従ったＨＦ及びＭＩ後患者は、坐位の患者と比較して症状の改善が見られた。しかしながら、ＨＦ及びＭＩ後患者は、自分の心臓疾患又は他の消耗性条件に起因して、全員が運動できるわけではない。本明細書は、心不全の発生からの保護及び／又は心臓疾患増悪の減衰／逆転をもたらすために、運動に似るように設計されたペーシング療法の短い持続時間を用いる方法及び装置を開示する。

心拍出量が代謝需要の増大に応じるには不十分である場合、体は、交感神経系の活動が増大する状況に応答し、かかる状況は、とりわけ、心拍数、心筋収縮性及び血液の量を増大させる。非常に有益ではあるが、交感神経系の活動の増大の長期間にわたる影響は、有害であり、それにより例えば上述したような心室再造形が行われる。慢性心臓疾患の特徴は、交感神経の活動と比較して副交感神経の活動レベルが減衰した異常な自律神経の緊張である。しかしながら、例えば規則的な運動で生じる定期的な短い期間で心臓にストレスが加わる場合、効果は、心筋機能と自律神経緊張の両方に対して有益であり、それにより副交感神経の活動レベルが増大する。運動の効果に似るようにするために、ペーシング療法を運動に類似した、心臓にストレスをかける仕方で短期間で施すのが良い。本明細書では、かかるペーシング療法を模擬運動ペーシングと称する。模擬運動ペーシングでは、一般に、比較的不十分な心室収縮及び／又は或る程度の房室不同期性を生じさせることにより心拍出量を一時的に損ねる仕方で心臓をペーシングするのが良い。

以下に説明するように、かかる模擬運動ペーシングを送り出す装置は、更に徐脈ペーシング、ＣＲＴ、心臓除細動／細動除去ショック及び／又は神経刺激（例えば、迷走神経刺激）を送り出す能力を備えた装置であるのが良い。この装置は、１日当たり所定の時間の長さ（例えば、３０分）にわたり模擬運動ペーシングを送り出すようプログラムされているのが良い。療法送り出しの開始時期は、ランダム（１日当たり１回、ランダムな時刻）であっても良く、毎日特定の時刻であっても良く、或いは、特定のイベント（例えば、患者が寝たとき、患者が起きたとき又は患者の労作レベルが或る特定のしきい値を下回った場合）によってトリガされても良い。

１．例示の心臓用装置
図１は、血管作用療法及びに場合によっては他形式の療法を心臓に施す植込み型パルス発生器１００を示している。植込み型心臓用装置、例えばペースメーカは、代表的には、リードがこの装置を心腔内に配置されていて、センシング及び／又は刺激のために用いられる電極に接続するよう心臓内に静脈内的に通された状態で患者の胸部内に皮下的に又は筋下的に配置される。電極は、種々の手段によって心外膜上に位置決めされても良い。

プログラム可能な電子コントローラにより、ペーシングパルスは経過時間及び／又は検出された電気的活動度（即ち、ペーシングパルスの結果としてではない固有の心拍動）に応答して出力される。装置は、１つ又は２つ以上のセンシングチャネルにより固有心臓電気的活動度をセンシングし、センシングチャネルの各々は、電極のうちの１つ又は２つ以上を収容している。固有心拍動が存在していない場合に心筋組織を興奮させるため、或る特定のしきい値よりも高いエネルギーを持つペーシングパルスを、１つ又は２つ以上のペーシングチャネルを通って１つ又は２つ以上のペーシングサイトに送り出し、これらペーシングチャネルの各々は、電極のうちの１つ又は２つ以上を収容している。図１は、２本のリード２００，３００を備えた例示の装置を示しており、各リードは、電極２０１〜２０３及び電極３０１〜３０３をそれぞれ備えた多極（即ち、多電極型）リードである。電極２０１〜２０３は、右心室及び／又は中隔領域を興奮させ又はセンシングするために右心室内に配置され、電極３０１〜３０３は、左心室を興奮させ又はセンシングするために冠静脈洞内に配置される。他の実施形態は、互いに異なる心筋サイトを興奮させるために、単極リード及び／又は多極リードの形態で任意の数の電極を用いることができる。以下に説明するように、装置及びリードをいったん植え込むと、装置のペーシング及び／又はセンシングチャネルは、特定の心筋サイトを選択的にペーシングし又はセンシングするために多数の電極のうちの選択されたものを備えるよう構成されるのが良い。

図２は、植込み型装置１００のコンポーネントを詳細に示している。植込み型装置１００は、患者の胸部内に皮下又は筋下的に配置される気密封止ハウジング１３０を有している。ハウジング１３０は、導電性金属、例えばチタンで作られるのが良く、このハウジングは、電気刺激を送り出し又は単極構成でセンシングする電極としての役目を果たすことができる。絶縁材料で作られるのが良いヘッダ１４０が、リード２００，３００を受け入れるためにハウジング１３０に取り付けられており、これらリードは、この場合、パルス発生回路及び／又はセンシング回路に電気的に接続されるのが良い。ハウジング１３０内には、本明細書において説明する装置に機能性を与える電子回路１３２が収容されており、かかる電子回路１３２は、電源、センシング回路、パルス発生回路、装置の動作を制御するプログラム可能電子コントローラ及び外部プログラマ又は遠隔モニタ装置と通信できるテレメトリ（遠隔計測）トランシーバを有するのが良い。

図３は、回路１３２のブロック図である。バッテリ２２が、回路に電力を供給する。コントローラ１０は、プログラムされた命令及び／又は回路形態に従って、装置の全体的動作を制御する。コントローラは、マイクロプロセッサを利用したコントローラとして具体化されるのが良く、かかるコントローラは、マイクロプロセッサ及びデータとプログラムを記憶するメモリを有し、専用ハードウエアコンポーネント、例えばＡＳＩＣ（例えば、有限状態機械）を備えた状態で具体化され、又はこれらの組み合わせとして具体化される。コントローラは、経過時間及びスケジュールイベントを測定するために用いられるタイマを具体化するタイミング回路、例えば外部クロックを更に有する。本明細書で用いる「コントローラのプログラミング」という表現は、マイクロプロセッサによって実行されるコード又は特定の機能を実行するハードウエアコンポーネントの特定の構成を意味している。センシング回路２０及びパルス発生回路３０が、コントローラにインタフェースされており、かかる回路２０，３０により、コントローラは、センシング信号を解釈し、ペーシングモードに従ってペース（pace）の送り出しを制御する。コントローラは又、時間の経過を追うと共にリアルタイム操作、例えばスケジュールされた模擬運動ペーシングを実施するために外部クロック信号に由来するタイマを実現する。

センシング回路２０は、センシング電極から心房及び／又は心室電位図信号を受け取り、このセンシング回路は、センシング増幅器、センシング増幅器からのセンシング信号入力をディジタル化するアナログ‐ディジタル変換器及びセンシング増幅器の利得及びしきい値を調節するために書き込み可能なレジスタを有している。ペースメーカの検出回路は、特定のチャネルにより生じた電位図信号（即ち、心臓電気的活動度を表す電極によって検出された電圧）が指定された検出しきい値を超えている場合、腔のセンス（sense ）、換言すると、心房センスか心室センスかのいずれかを検出する。特定のペーシングモードで用いられるペーシングアルゴリズムは、かかるセンスを用いてペーシングをトリガし又は抑制し、固有心房レート及び／又は心室レートを検出するのに、心房センスと心室センスとの間のそれぞれの時間間隔を測定するのが良い。

パルス発生回路３０は、心臓内に配置されたペーシング電極にペーシングパルスを送り、かかるパルス発生回路は、容量型放電又は電流源パルス発生器、パルス発生器を制御するためのレジスタ及びペーシングパラメータ、例えばパルスエネルギー（例えば、パルス振幅及び幅）を調節するレジスタを有する。装置は、ペーシングパルスによる心筋組織の補足（即ち、伝搬性活動電位の開始）を保証するためにペーシングパルスエネルギーの調節を可能にする。パルス発生回路は、頻脈性不整脈の検出時にショック電極を介して心臓除細動／細動除去ショックを送り出すショックパルス発生器を更に有するのが良い。

テレメトリ（遠隔計測）トランシーバ８０が、コントローラにインタフェースされており、かかるテレメトリトランシーバにより、コントローラは、外部装置、例えば外部プログラマ及び／又は遠隔モニタユニットと通信することができる。外部プログラマは、ペースメーカに問い合わせてペースメーカの記憶データを受け取ると共にペースメーカの動作パラメータを直接調節することができる関連の表示及び入力手段を備えたコンピュータ化装置である。外部装置は又、植込み型装置がネットワークにより臨床係員にデータ及び警告メッセージを送ったり植込み型装置を遠隔からプログラムしたりすることができる患者管理ネットワークにインタフェースされるのが良い遠隔モニタユニットであっても良い。外部装置と患者管理ネットワークとの間のネットワーク接続は、例えば、インターネット接続により、電話線により、或いはセルラーワイヤレスリンクにより具体化できる。また、磁気作動式又は接触作動式スイッチ２４が、この実施形態では患者が或る特定の条件又はイベントを信号により植込み型装置に送ることができるようにコントローラにインタフェースされた状態で示されている。コントローラは、運動模擬ペーシングの開始及び／又は終了を行うようスイッチ２４の作動を可能にするようプログラムされているのが良い。

ペーシングチャネルは、電極に接続されたパルス発生器で構成され、センシングチャネルは、電極に接続されたセンス増幅器で構成されている。電極４０₁〜４０_Nが図示されており、この場合、Ｎは、或る整数である。電極は、互いに同一又は異なるリード上に位置するのが良く、かかる電極は、ＭＯＳスイッチマトリックス７０に電気的に接続されている。スイッチマトリックス７０は、コントローラにより制御され、このスイッチマトリックスは、センシング又はペーシングチャネルをそれぞれ構成するために、センス増幅器の入力又はパルス発生器の出力に選択された電極を切り替えるために用いられる。装置は、センシング又はペーシングチャネルを形成するよう恣意的に組み合わせ可能な任意の数のパルス発生器、増幅器及び電極を備えるのが良い。したがって、装置は、運動模擬を目的として、シングルサイト（単一サイト）又はマルチサイト（多サイト）心室ペーシングを送り出すと共に従来型ペーシングを送り出すことができる。また、電気刺激を送り出して交感神経及び／又は副交感神経を刺激するための１つ又は２つ以上のペーシングチャネルを適当なリードの配置及びパルスエネルギー／周波数設定によって構成することができる。例えば、その神経を刺激し、副交感神経活動を増大させるために刺激電極を備えたリードを自律神経の近くに配置するのが良い。また、スイッチマトリックス７０により、利用可能な植込み電極のうちの選択されたものを単極構成か双極構成かのいずれかでセンシング及び／又はペーシングチャネル内に組み込むことができる。双極センシング又はペーシング構成は、電位のセンシング又は２つの密に間隔を置いた電極相互間のペーシングパルスの出力を意味し、この場合、２つの電極は、通常、同一のリード上に位置する（例えば、双極リードのリング及び先端電極又は多極リードの２つの選択された電極）。単極センシング又はペーシング構成は、センシングされた電位又は電極により出力されたペーシングパルスを導電性装置ハウジング又は別の遠くに位置する電極に対して参照する場合である。

コントローラは、検出されたイベント及び時間の終了に応答してパルスをどれほど出力するかを定める多数のプログラムされたペーシングモードで装置を動作させることができる。徐脈を治療する大抵のペースメーカは、指定された時間内で生じる検出された心臓イベントがペーシングパルスをトリガし又は抑制するいわゆるデマンドモードで同期して動作するようプログラムされている。抑制デマンドペーシングモードは、検出された固有の活動にしたがってペーシングを制御してペーシングパルスが腔による固有の心拍動が検出されない規定された補充収縮間隔の収容後にのみ心臓周期中、心腔に送り出されるようにする補充収縮間隔を利用する。心室ペーシングのための補充収縮間隔は、心室又は心房イベントによって再開可能であり、心房イベントにより、ペーシングは、固有の心房拍動を追跡すると共に／或いは心房ペースに追随することができる。労作レベルセンサ（例えば、図３に示す加速度計２６若しくは毎分換気量２５又は代謝需要に関連したパラメータを測定する他のセンサ）により、コントローラは、患者の身体活動の変化に従ってペーシングレートを適応させることができる。以下に説明するように、労作レベルセンサは又、模擬運動ペーシングの送り出しをスケジュール設定する際にも使用できる。

今説明したばかりのペーシング装置は、ペーシング療法をペーシングチャネルの種々の構成及び種々のペーシングパラメータ設定値の状態で多くのペーシングモードで送り出すよう構成されているのが良い。例えば、装置は、シングルサイト心室ペーシング、両心室ペーシング又はマルチサイト心室ペーシングを送り出すようプログラムされているのが良い。かかるペーシングは、心房追跡モード（例えば、ＤＤＤ及びＶＤＤ）及び心室センスが終了前に生じない場合心房センス又はペースに続くＡＶ遅延間隔の終了時に心室ペースが送り出されるＡＶ順次モード（例えば、ＤＶＩ，ＤＤＩ）を用いて送り出されるのが良い。ペーシングは又、非心房追跡モード、例えば、終了前に心室センスが生じない場合心室センス又はペースによって開始される心室補充収縮間隔の終了時にペースが送り出されるＶＶＩで送り出されても良い。これらペーシングモードは、徐脈ペーシングモードの例である。というのは、これらペーシングモードは、元来、或る最小心拍数を強いることにより徐脈を治療するために開発されたものであるからである。しかしながら、かかる徐脈ペーシングモードと関連して送り出されるペーシングも又、徐脈以外の病態を治療するために使用できる。心不全の患者の中には、心室内及び／又は心室間伝導欠陥（例えば、脚ブロック）に苦しんで電気刺激と心室収縮の同期化を改善することにより心拍出量を増大させるのが良い患者が存在することが判明した。これらの問題を解決するため、心臓再同期化療法（ＣＲＴ）と呼ばれる心房及び／又は心室収縮の協調を改善しようとして、適当に時刻設定された電気刺激を１つ又は２つ以上の心腔に提供する植込み型心臓用装置が開発された。心室再同期化は、心不全を治療するうえで有用である。というのは、直接的に変力性を発揮するわけではないが、再同期化の結果として、心室の協調された収縮が得られ、ポンピング効率が向上すると共に心拍出量が増大する。現在、最も一般的な形態のＣＲＴは、刺激パルスを両方の心室に、同時に又は指定された両心室オフセット間隔により分離された状態で、そして固有の心房収縮の検出又は心房ペースの送り出しに対して指定された房室遅延間隔後に適応する。

２．模擬運動ペーシングの送り出し
上述したように、心筋梗塞及び／又は心不全により、有害な心室再造形が生じる場合がある。再造形及び／又は患者のクオリティオブライフは、定期的な運動（例えば、１週間に３回の割合で１日つき３０分）の養生が施されたＭＩ／ＨＦ患者では向上することが判明した。かくして、体に対するストレスの短い間隔により、長期的な利益（即ち、トレーニング効果）が得られる。同様な利点は、心拍出量を損ねるよう設計された本明細書では模擬運動ペーシングと呼ぶ間欠的ペーシング療法により、分離されたストレスの短い間隔を心室に適応することによって得られる。模擬運動ペーシングは、以下の行為、即ち、１）拡張期に左心室充填の減少を生じさせる短いＡＶ遅延を用いて心房追跡又はＡＶ順次ペーシングモードで心室をペーシングする行為、２）拡張期に左心室充填に寄与する心房収縮を制限するようＶＶＩモードで心室をペーシングする行為、３）非同期且つ非効率的な心室収縮を生じさせる１つ又は複数のサイトのところで一方又は両方の心室をペーシングする行為、４）非効率的な心臓収縮を生じさせるよう設計された心室間ペーシング遅延により両心室をペーシングする行為、５）適当な心室充填を阻止するレートで任意のペーシングモードを用いて迅速に（心房又は心室を）ペーシングする行為のうちの任意の１つ又は全てを含むのが良い。かかる模擬運動ペーシングに応答して、体は、心拍数を増大させ、心筋収縮性を増大させると共に／或いは血液量を増大させることによって、心拍出量の減少を補償する。このように心臓に連続的にストレスを及ぼすことは、有害であるが、追加のストレスを間欠的に送り出すことは、トレーニング効果をもたらし、心臓にとって有益である。模擬運動ペーシングは、例えば、毎日数分間適応され又は他の方式で間欠的に送り出されるのが良い。これら短期間のストレスに続き、副交感神経を活動状態にするのが良く、それにより治療効果が得られる。一時的な運動が体全体に提供する利点に類似して、模擬運動ペーシングによって引き起こされる心室に対して局所化された間欠的ストレスにより、心臓は、強固になり、将来のストレスのかかる状況に対して耐性を示すことができる。

上述したように模擬運動ペーシングを送り出すことにより心臓にストレスを及ぼすことにより、個々の患者がどのように反応するかに応じて、心拍出量の低下が生じる場合があり又はそうでない場合がある。例えば、或る患者は、心拍出量の顕著な減少を阻止する仕方で模擬運動ペーシングのストレスに応答することができる。他の患者では、ＭＩ後又は心不全中、悪化状態の心室は、通常の心拍出量を全く維持することができない場合がある。心臓性能支障を分析し、それに応じて療法の送り出しを調節するフィードバック機構を具体化するのが良い。例えば、インピーダンス技術を用いて心室容積を測定する心拍出量センサを装置に組み込むのが良い。次に、模擬運動ペーシングは、心拍出量が指定されたしきい値よりも高いか、或いは低いことが分かったかに応じて送り出され又は送り出されないようにし、指定されたしきい値は、測定された労作レベルに応じて設定されるのが良い。以下に説明するように、模擬運動ペーシングは又、患者の生理学的状態に関連した或る特定の条件の検出に応じて、開始及び／又は終了が行われても良い。模擬運動ペーシング療法は又、他の装置療法、例えば徐脈、頻脈、心臓再同期化又はＭＩ後ペーシングと組み合わせ可能である。

上述したように、運動の利点としての効果を真似る仕方でペーシングを心臓に送り出すのが良い。しかしながら、長期の模擬運動ペーシングは、ＨＦ又はＭＩ後患者の心臓に過剰にストレスを及ぼす場合があり、危険である場合がある。したがって、模擬運動ペーシングは、間欠的に送り出されるべきである。例えば図１及び図２に示されているような装置は、経過時間に応答して且つ（或いは）１つ又は２つ以上の特定のトリガイベント又は条件に応答して切り替えを特定する或る規定されたスケジュールに従って通常動作モードから模擬運動モードに切り替えることによって模擬運動ペーシングを送り出すよう構成されているのが良い。装置がトリガイベント又は条件に応答して模擬運動モードに切り替わるよう構成されている場合、指定された期間にわたって送り出される刺激の量に或る限度が課される場合がある。通常の動作モードでは、装置は、療法を全く送り出さず、或いは、療法、例えば徐脈ペーシング又は心臓再同期化ペーシングを送り出すよう構成されている場合がある。模擬運動モードへの切り替わり後、装置は、次に、通常動作モード中に送り出されたペーシングとは異なる１つ又は２つ以上のペーシングモード、形態及び／又はパラメータ設定値を用いてペーシングを送り出すのが良い。また、模擬運動モードにより、通常動作モードの療法、例えば徐脈ペーシング、心臓再同期化ペーシング及び／又はショック又は抗頻脈ペーシングを頻脈性不整脈の検出に応答して続くことが可能である。

間欠的模擬運動ペーシングを提供するため、装置は、経過時間に基づいて且つ（或いは）１つ又は２つ以上の特定のトリガ条件又はイベントの検出に応答してその通常動作モードから模擬運動モードに切り替わる。別の実施形態では、装置は、或る指定された期間の間に模擬運動モジュールへの切り替えのための指令を受け取った際に模擬運動モジュールに切り替えることができ、かかる指令は、外部プログラマから受け取り可能であり、又は患者管理ネットワークから受け取り可能である。規定されたスケジュールは、定期的な間隔で（例えば、毎日５分間）又は毎日若しくは他の指定された期間中のランダムな時刻に模擬運動モードへの切り替えを特定することができる。かかる規定されたスケジュールは又、患者が目を覚ますことが予想された場合又は患者が寝ることが予想された場合に模擬運動モードに切り替わる時間を特定することができる。規定されたスケジュールは又、装置が模擬運動モードで動作する指定された期間にわたって時間の長さを定めることができる。例えば、規定されたスケジュールは、模擬運動ペーシングが毎日１時間にわたって送り出されることを定めることができる。この場合、コントローラは、規定されたスケジュールの規定内容に応じるために１つ又は２つ以上のトリガ条件を満たした場合、模擬運動モードに日和見的に切り替わるようプログラムされているのが良い。有り得るトリガ条件の例は、測定労作レベルが、指定された開始（エントリ）範囲内に収まっていること、測定心拍数が、指定された開始範囲内に収まっていること、患者によって装置内に組み込まれた磁気作動式又は接触作動式スイッチの作動が、模擬運動ペーシングを開始させたことである。かかる実施形態では、この場合、トリガイベントに応答して送り出される模擬運動ペーシングは、或る指定された期間にわたって量又は持続時間が制限される場合がある。例えば、装置は、かかるトリガイベントに応答して毎日３０分以下の模擬運動ペーシングを送り出すようプログラムされているのが良い。

図４は、模擬運動ペーシングを心臓用装置により実施することができる一方法を示している。この実施形態では、装置のコントローラは、Ａ１〜Ａ６で示された多くの種々の状態を取らせるようプログラムされている。状態Ａ１では、その通常の動作モードで動作する。状態Ａ２では、状態Ａ１で動作し続けながら、装置は、経過時間又はトリガ条件に基づいて模擬運動モードに切り替わるべきかどうかを判定する。オプションとして、装置は又、状態Ａ３によって実施される模擬運動モードへの切り替え前に、１つ又は２つ以上の特定の開始条件について試験するよう構成されていても良い。模擬運動モードへの切り替え前に満足しなければならない開始条件の例は、測定労作レベルが指定された開始範囲内に収まっていること、測定された心拍数が、指定された開始範囲内に収まっていること、心臓不整脈が検出されないこと、心臓虚血が検出されないこと、装置内に組み込まれた磁気作動式又は接触作動式スイッチの患者による作動により模擬運動ペーシングの送り出しが可能であることが挙げられる。状態Ａ３では、装置は、１つ又は２つ以上の開始条件が満足されたかどうかを確認し、もしそうでなければ状態Ａ１に戻る。適当な開始条件が満足された場合、状態Ａ４において、装置は、模擬運動モードに切り替わる。上述したように、模擬運動モードは、模擬運動ペーシングを実施するのに必要な程度まで通常動作モードに取って代わるが、通常動作モードで実施される或る特定の機能が続行できるようにするのが良い。変形例として、模擬運動モードは、通常動作モードの特定の機能を組み込んでいるということができ、これら機能は、必要ならば、模擬運動ペーシングを送り出すよう改変される。装置は、模擬運動モードで動作している間、オプションとして、装置が通常動作モードに戻るようにする１つ又は２つ以上の終了条件についてモニタするよう構成されているのが良い。かかる終了条件は、模擬運動モードに入る前に満足しなければならない開始条件と同一又はこれとは異なる条件である場合がある。状態Ａ５では、装置は、模擬運動モードで動作しながら、１つ又は２つ以上の終了条件の発生、例えば測定労作レベルが指定された許容範囲から外れていること、測定心拍数が、指定された許容範囲から外れていること、心臓不整脈が存在すること、心臓虚血が存在すること、装置に組み込まれた磁気作動式又は接触作動式スイッチの患者による作動によって模擬運動ペーシングの送り出しが停止されたかどうかについてモニタする。終了条件が生じている場合、装置は、状態Ａ１で通常動作モードに戻る。そうでなければ、装置は、状態Ａ６に進み、規定された量及び／又は持続時間の模擬運動ペーシングが送り出されたかどうかを確認する。規定された量又は持続時間の模擬運動ペーシングが送り出されている場合、装置は、状態Ａ１に戻り、通常動作モードを再開する。もしそうでなければ、装置は、状態Ａ５にループバックして終了条件が存在しているかどうかについてモニタする。

模擬運動モードへの切り替え時に所望の血行力学的効果を確実に提供するため、装置は、模擬運動モード中、その目的のために設計された補充収縮間隔を用いるようプログラムされているのが良い。例えば、模擬運動ペーシングを、あらかじめ定められた房室（ＡＶ）及び室室（ＶＶ）補充収縮間隔の心房トリガ同期モード（例えば、ＤＤＤ又はＶＤＤ）で、或いは、補充収縮間隔の長さを、結果的に拡張期終わりの心室充填量を減少させる値に設定することができるあらかじめ定められた心室補充収縮間隔の非心房トリガ心室ペーシングモード（例えば、ＶＶＩ）で心室に送り出すことができる。しかしながら、切り替え前に追加のステップをアルゴリズムに組み込むことが望ましい場合がある。例えば、模擬運動モードに関する補充収縮間隔を、所望の血行力学的効果を保証するためにモード切り替え前に動的に決定するのが良い。模擬運動モードが非心房トリガペーシングモードである実施形態では、装置は、モード切り替え前に患者の固有の心拍数を測定し、次に心室補充収縮間隔を設定して模擬運動ペーシングモードに関するペーシングレートが固有レートよりも高くなるようにするのが良い。患者が通常動作モードでレート適応心室ペーシング療法を受け入れている場合、模擬運動ペーシングモードに関する心室補充収縮間隔は、同様に、労作レベル測定によって調節可能である。模擬運動ペーシングが心房トリガペーシングモードで送り出される実施形態では、装置は、モード切り替え前に患者の固有ＡＶ間隔（例えば、モード切り替え前の多くのサイクルにわたる平均値）を測定して、心室ペーシングを送り出すＡＶ補充収縮間隔を、結果的に或る程度の房室非同期性が生じるようにする値に設定することができるようにするのが良い。

３．トリガ条件、開始条件及び終了条件の検出
上述したように、１つ又は２つ以上の指定された開始条件が満たされた場合にのみ規定されたスケジュールに従って装置が模擬運動モードに切り替わることが望ましい場合がある。開始条件が採用されるにせよそうでないにせよ、１つ又は２つ以上の指定された終了条件が生じた場合に、装置が模擬運動モードから出ることが望ましい場合もある。最後に、模擬運動モードに切り替わるための規定されたスケジュールは、満たされるとモード切り替えを生じさせる１つ又は２つ以上の指定されたトリガ条件を用いるのが良い。適当に構成された植込み型装置により検出でき、開始、終了及び／又はトリガ条件として用いることができる条件の例について以下に説明する。

トリガ及び／又は開始条件の一例は、測定労作レベルが指定範囲内に収まっている場合であり、労作レベルは、例えば、毎分換気量センサにより毎分換気量として測定でき、又は加速度計により活動レベルとして測定でき、或いはかかる測定値の幾つかの組み合わせとして得ることができる。トリガ及び／又は開始条件のもう１つの例は、患者の心拍数が指定された範囲内に収まっているかどうかであり、心拍数は、心臓センシングチャネルにより測定される。或る患者に関し、指定された値を下回る測定労作レベル及び／又は心拍数により反映されるように患者が活動状態にない場合に模擬運動モードが起こることが望ましい場合がある。他方、他の患者の場合、指定された値を上回る労作レベル及び／又は心拍数により判定されるように患者が活動状態にあるものと見なされた場合にのみ模擬運動モードに切り替わることが望ましい場合がある。指定された範囲を上回る又は下回る測定労作レベル及び／又は心拍数は又、或る指定された期間について模擬運動モードを開始させるトリガイベントとして利用可能である。測定労作レベル又は心拍数は又、測定労作レベル及び／又は心拍数が指定された許容範囲から外れている場合、装置が模擬運動モードから通常動作モードに戻るようプログラムされているような終了条件として利用できる。

また、患者が或る程度の心臓虚血を現時点において生じている場合且つ（或いは）心臓不整脈が検出された場合、模擬運動モードへの切り替え及び／又は通常動作モードへの戻りを抑制することが望ましい場合がある。装置は、固有心拍動又はペーシングされた心拍動中に集められた電位図の形態学的分析から心臓虚血を検出するよう構成されているのが良く。後者は、誘発反応と呼ばれる場合がある。虚血の検出のための電位図は、心臓周期中、心筋層の脱分極及び再分極をセンシングするセンシングチャネルから記録される。この目的のために用いられるセンシングチャネルは、心臓不整脈及び／又は固有心拍動を検出するために用いられるセンシングチャネルであって良く、或いは、専用チャネルであっても良い。虚血変化を検出するため、電位図を基準電位図と比較して損傷電流が存在しているかどうかを確かめるのが良い。比較にあたっては、例えば、記録電位図と基準電位図を相互相関させ又はＳＴ分節振幅、勾配又は集積値を基準値と比較するのが良い。虚血を指示する記録電位図の変化が検出されると共に／或いは心臓不整脈が検出された場合、コントローラは、模擬運動モードへの切り替えを抑制するようプログラムされると共に／或いは通常動作モードに戻るようプログラムされているのが良い。心臓虚血又は心臓不整脈の検出は又、ペースメーカのメモリの臨床的に意味のあるイベントとしてログ記録され、この場合、虚血又は不整脈を示すイベントログ記録及び／又は記録電位図は、後で外部プログラマ及び／又は患者管理ネットワークを介して分析のために臨床医に後でダウンロードされるのが良い。他の分析又は他のセンシングモダリティに由来する情報も又、心臓虚血をより具体的に検出するために使用できる。例えば、呼吸困難症又は他の異常な呼吸パターンは、センサからの経胸的インピーダンス信号を異常パターンを表すテンプレートと比較するようコントローラをプログラムすることにより毎分換気量センサを用いて検出できる。

４．一体形リード実施形態
多くの場合、上述したような模擬運動ペーシングは、或る一時的な期間について必要であるに過ぎない場合がある。例えば、ＭＩ後及びＨＦ患者の中には、時間の経過につれて普通に運動することができ、模擬運動を必要としないほど十分に回復する患者が存在する。これら患者の場合、患者が装置により送り出された他の療法を必要としないと仮定すると、例えば図１及び図２に示されているような従来通りに植え込まれるペーシング装置を植え込み、そして或る期間（例えば、数ヶ月）後に取り出すのが良く、その後においては、模擬運動療法は、もはや不要である。

模擬運動療法を一時的に送り出すペーシング装置の特に適当な実施形態は、全体がリード中に組み込まれたペーシング装置である。すなわち、図３に示すペーシング回路を患者の胸部上に植え込まれたハウジング（又は缶（通常このように呼ばれている））内に収容するのではなく、ペーシング回路は、血管内リード内に収納される。ペーシングシステム全体をリード内に組み込んだ場合には、幾つかの利点が存在する。第１に、それにより、合併症の発生率が低くなる。というのは、植込み状態のハウジングから感染状態及び／又は刺激状態になる筋下又は皮下ポケットが存在していないからである。

第２に、大抵の患者は、快適さと見た目の両方の理由で、嵩張ったハウジングが自分の胸部上に植え込まれるわけではないペーシング装置を容易に受け入れるからである。第３に、リード／ヘッダ接続部は、従来型ペースメーカにおける良く見受けられる問題源であり、リードに組み込まれたペーシング装置は、信頼性に関して固有の利点を有する。というのは、リードのためのかかるヘッダ接続部が存在しないからである。

ペーシング装置をリード内に組み込むには、ペーシング装置のコンポーネントが小形であり、比較的薄いリード中にパッケージ化できることが必要である。幾つかの実施形態では、用いられるバッテリの形式に応じて、バッテリが小形であるという要件により、バッテリに貯蔵できるエネルギーの量が制限される場合がある。これら実施形態では、ペーシング装置は、或る限定された期間にわたって機能するだけであり、一時的な用途のためだけに適宜使用される場合がある。上述したように、ペーシング療法の１つの重要な一時的用途は、模擬運動ペーシングを送り出すことである。他の実施形態では、バッテリは、充電可能であり、それにより装置を永続的ペーシングに用いることができる。充電技術、例えば音響及び／又は誘導結合を利用するのが良い。さらに別の実施形態では、効率の高いバッテリを用いると、一体形リード／ペーシング装置が機能する時間を延ばすことができ、したがってこの装置によるペーシング療法の他の用途が可能である。いずれにしても、以下に説明する一体形リード／ペーシング装置は、模擬運動ペーシングだけでなく、他の用途、例えば従来型徐脈ペーシング、心臓再同期化ペーシング、ストレス減少ＭＩ後ペーシング又はモニタ専用用途にも利用できる。

図５は、複数の可撓性リード区分５００Ｆによって分離された複数個の剛性リード区分５００Ｒで構成された一体形リード／ペースメーカの中間部分の断面図である。リードの剛性区分５００Ｒは、回路コンポーネントを収容するのが良く、可撓性区分５００Ｆは、剛性区分内に収容された回路コンポーネントを互いに接続する導体の螺線区分５１０を収容するのが良い。可撓性区分５００Ｆにより、リードを曲げることができ、そして患者の血管を通って所望の場所までナビゲートすることができる。植込みガイドワイヤのためのルーメン５０５が、リード内に設けられており、このルーメンは、リードの内部の周辺部分に沿ってリード内の回路コンポーネントの側部まで延びている。図５には、複数個のバッテリ５２０が、剛性区分５００Ｒ内に収容された状態で示されており、これらバッテリは、並列接続されるのが良い。一実施形態では、バッテリは、気密封止隆起構造体である。他の実施形態では、バッテリは、積み重ね薄膜バッテリであり、更に別の実施形態では、バッテリは、薄膜可撓性バッテリである。

図６は、複数個の可撓性区分５００Ｒによって分離された複数個の剛性区分５００Ｒを有する一体形リード／ペースメーカの端部の断面図である。リードの端部は、装置に機能をもたらし、剛性区分５００Ｒの気密封止コンパートメント内に収納された電子モジュールを収容している。図６に示す電子モジュールは、電源モジュール５３０（これは、調整された供給電力を発生する）、テレメトリモジュール５５０、ペース／センス回路モジュール５６０及び出力ペーシングキャパシタモジュール５７０を含む。他の実施形態では、他の電子モジュール、例えば加速度計モジュール（レート適応ペーシングのため）及びバッテリ充電モジュールを含むのが良い。リング電極５８０及び先端部電極５８１が、リードの遠端部のところに配置されている。一実施形態では、ペース／センス回路は、信号に生じるノイズの量を最小限に抑えるために電極のすぐ近くに配置されている。この実施形態は、伝統型のペースメーカにより必要とされる濾波の量から、信号に生じる必要のある濾波の量を減少させる。

図７は、一体形リード／ペースメーカの単一チャンバ形態を示している。図示の実施形態では、電極から見て最も遠くに位置するリードの近位部分は、不動な不活性区分５００Ｉ（シリコーン及び／又はポリウレタンで作られ、補強のために金属螺線構造体が設けられる場合がある）である。不活性区分５００Ｉは、非機能性であり、かかる不活性区分により、植込みを行っている医師は、機能を損なうことなく過剰のリード長さを切断することができる。これにより、植え込まれた状態のリードは、もし万が一取り出さなければならない場合に低侵襲で（鎖骨下方式で）端部に到達することができるほど遠くに延びることができるが、過剰部分を皮下ポケット内でコイル状に巻く必要がある（伝統的なリードではこのようにするのが普通である）ほど遠くまで延びることはない。一実施形態では、リードは、センシングを行わないでペースのみを送り（例えば、ＶＯＯ又はＡＯＯモード）、別の実施形態では、リードは、ペースとセンスの両方を送り出す（例えば、ＶＶＩ又はＡＡＩモード）。ペーシング／センシング電極の能動型固定バージョンと受動型固定バージョンの両方を用いることができる。１本のリードは、２つの電極を収容することができ、一方の電極は、遠位先端部のところに設けられ、心室に接触し、第２の電極は、心房に接触するよう遠位先端部から約４〜１０ｃｍ近くのところでリード本体に設けられる。これにより、リードは、心房と心室の両方をセンシングすると共にこれらに刺激を与えることができる。

図８は、２つの端部５００Ａ，５００Ｂに枝分かれした中間部分５００Ｍを備えた実施形態を示している。２つの端部５００Ａ，５００Ｂの各々は、マルチサイトペーシング及び／又はセンシング（例えば、デュアルチャンバペーシング及び／又はセンシング）を可能にするペーシング／センシング電極を備えている。ガイドワイヤを２つの端部５００Ａ，５００Ｂの各々に設けられているルーメンを下って選択的に舵取りしてリードの各枝を所望の場所に固定することができるようにするのが良い。かかるリードは、例えば、ＤＤＤ又はＤＤＤＲペーシングモードを支援することができる。３つ以上のリード端部に枝分かれすることによって、３つ以上のペーシング及び／又はセンシングサイトを達成することができる。かかるリードは、例えば、両心室ペーシングを送り出すよう構成されているのが良い。別の実施形態では、ペーシングシステムは、別々に植え込まれ、ワイヤレス通信によりこれらのペーシングを協調させる２本又は３本以上のシングルチャンバペーシング／センシングリード（例えば、図７に示されている）で構成されるのが良い。かかるペーシングシステムは、デュアルペーシング／センシング、両心室ペーシング／センシング、又は他のマルチサイトペーシング／センシングを送り出すために使用できる。ペーシングシステムの互いに異なるリード相互間の通信は、音響テレメトリ技術、Ｅ‐フィールドテレメトリ技術又はＲＦテレメトリ技術を用いて実施できる。

本発明を上述の特定の実施形態と関連して説明したが、多くの置換例、変形例及び改造例が当業者には明らかであろう。他のかかる置換例、変形例及び改造例は、特許請求の範囲に記載された本発明の範囲に含まれるものである。

Claims (18)

1. 心臓用装置であって、
   ペーシングパルスを１つ又は２つ以上の心筋サイトに送り出す１つ又は２つ以上のペーシングチャネルと、
   前記装置を通常動作モード又は模擬運動モードかのいずれかで動作させるようプログラムされたコントローラとを有し、
   前記模擬運動モードでは、前記コントローラは、前記通常動作モードと比較して心臓心拍出量を減少させるペーシングモードを用いてペースを前記１つ又は２つ以上の心筋サイトに送り出すようプログラムされており、
   前記コントローラは、規定されたスケジュールに従って前記通常動作モードから前記模擬運動モードに定期的に又は間欠的に切り替えるようプログラムされている、心臓用装置。
2. 前記模擬運動モードは、心室補充収縮間隔が患者の固有心拍数よりも短い状態のＶＶＩペーシングモードを用いて心室サイトをペーシングすることを含む、請求項１記載の装置。
3. 前記模擬運動モードは、心房追跡又はＡＶ遅延間隔が患者の固有ＡＶ遅延間隔よりも短いＡＶ順次ペーシングモードを用いて心室サイトをペーシングすることを含む、請求項１記載の装置。
4. 前記模擬運動モードは、非同期性且つ非効率的心室収縮を生じさせる１つ又は複数のサイトのところで一方又は両方の心室をペーシングすることを含む、請求項１〜３のうちいずれか一に記載の装置。
5. 前記模擬運動モードは、非効率的心臓収縮を生じさせるよう設計された心室間ペーシング遅延を以て両心室をペーシングすることを含む、請求項１〜３のうちいずれか一に記載の装置。
6. 前記模擬運動モードは、拡張期中、適度の心室充填を阻止するレートで心房又は心室サイトをペーシングする態様を含む、請求項１記載の装置。
7. 患者の労作レベルを測定する労作レベルセンサを更に有し、前記コントローラは、測定された労作レベルが指定された開始範囲内である場合にのみ前記模擬運動モードに切り替わるようプログラムされている、請求項１〜６のうちいずれか一に記載の装置。
8. 心臓活動度を感知するセンシングチャネルを更に有し、前記コントローラは、測定された心拍数が指定された開始範囲内である場合にのみ前記模擬運動モードに切り替わるようプログラムされている、請求項１〜６のうちいずれか一に記載の装置。
9. 前記コントローラは、心臓不整脈が検出されない場合にのみ前記模擬運動モードに切り替わるようプログラムされている、請求項８記載の装置。
10. 心臓活動度を感知するセンシングチャネルを更に有し、前記コントローラは、心臓虚血を検出し、心臓虚血が検出されない場合にのみ前記模擬運動モードに切り替わるようプログラムされている、請求項１〜６のうちいずれか一に記載の装置。
11. 患者の労作レベルを測定する労作レベルセンサを更に有し、前記コントローラは、測定された労作レベルが指定された終了範囲内である場合に前記模擬運動モードから前記通常動作モードに切り替わるようプログラムされている、請求項１〜６のうちいずれか一に記載の装置。
12. 心臓活動度を感知するセンシングチャネルを更に有し、前記コントローラは、測定された心拍数が指定された終了範囲内である場合に前記模擬運動モードから前記通常動作モードに切り替わるようプログラムされている、請求項１〜６のうちいずれか一に記載の装置。
13. 心臓活動度を感知するセンシングチャネルを更に有し、前記コントローラは、心臓不整脈が検出された場合に前記模擬運動モードから前記通常動作モードに切り替わるようプログラムされている、請求項１〜６のうちいずれか一に記載の装置。
14. 心臓活動度を感知するセンシングチャネルを更に有し、前記コントローラは、心臓虚血を検出し、心臓虚血が検出された場合に前記模擬運動モードから前記通常動作モードに切り替わるようプログラムされている、請求項１〜６のうちいずれか一に記載の装置。
15. 前記規定されたスケジュールは、前記模擬運動モードに切り替わる１日のうちの特定の時刻を規定する、請求項１〜６のうちいずれか一に記載の装置。
16. 前記規定されたスケジュールは、前記装置が前記模擬運動モードで動作する指定された期間にわたり所与の長さの時間を指示し、前記コントローラは、前記規定されたスケジュールの指示に合うようにするために１つ又は２つ以上の指定されたトリガ条件が満たされた場合に前記模擬運動モードに日和見的に切り替えるようプログラムされている、請求項１〜６のうちいずれか一に記載の装置。
17. 患者作動式スイッチを更に有し、前記１つ又は２つ以上の指定されたトリガ条件は、前記スイッチが作動されることを含む、請求項１６記載の装置。
18. 前記装置は、前記コントローラと一緒に血管内に植え込まれるようになったリード内に組み込まれているパルス発生回路及び検出回路を有する、請求項１記載の装置。

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