JP2012520157A - 容積検知 - Google Patents

Abstract

１つ以上のセンサ対のそれぞれのセンサが、特定の組織、例えば、それぞれ、第１の組織位置および第２の組織位置に関連付けられる。特定の組織位置での組織は、例えば、筋肉組織、脂肪組織等の固体、または例えば、血液、浮腫に関連する流体等の流体であり得る。１対のセンサに関連付けられる２つの組織位置の間の領域は、固体組織、流体組織、腔、またはこれらの組み合わせを含むことができる。該少なくとも１対のセンサのそれぞれのセンサ対に関して、そのセンサ対の間の、第１の周波数に関連付けられる第１のインピーダンス測定値が判定される。少なくとも１対のセンサのそれぞれのセンサ対に関して、そのセンサ対の間の、第２の周波数に関連付けられる第２のインピーダンス測定値が判定される。

Description

本出願は、２００９年３月１３日に出願の米国特許出願第６１／２３５，９７９号の利益を主張するもので、この出願は、全ての目的のために、参照により本明細書に組み込まれる。

臓器容積は、ほぼ連続的に、リアルタイムにおいて、ならびに、身体の移動および体位の変動にかかわらず、測定され得る場合、非常に有用であろう。しかしながら、これを行なうのは容易ではない。現在まで、非常に制約された設定および非常に制約された体位において、臓器容積を測定することが可能なだけである。

心臓再同期療法（ＣＲＴ）および様々な他の心臓治療法は、心機能を最適化するか、または改善し得る。心機能は、例えば、組織運動および血液量等の様々な心臓パラメータの評価によって評価され得る。

現行の実践において、幾つかの心臓特性が、外部測定を介して概算され得る。一例において、外部の超音波測定を使用して、幾つかの組織パラメータを計算する。
しかしながら、超音波技術の現行の使用は、外部超音波検査法を介した壁位置測定に限定されている。

現行の超音波技術の使用に対する潜在的な欠点は、この技術が、一般に、臨床設定において行なわれる特別な手順に制限されることである。したがって、患者の心臓パラメータは、仮にこの技術を使用したとしても、特定の時間間隔でのみ入手可能であり、継続的な、例えば、連続的な形で入手することはできない。

さらに別の潜在的な欠点は、患者が、一般的に、仰臥位に固定される超音波手順を受けることである。したがって、患者の心臓の活動は、この位置に関連したパラメータのみを反映する。したがって、このことから、外部超音波検査法は、一連の活動および姿勢の型にわたって心臓パラメータを測定するために不適切な道具であることが認識されよう。

現実の状況における患者と関連する様々な心臓関連パラメータを正確に確認し、リアルタイムおよび／または連続的な形で心臓関連パラメータを受けとる手段を有することは有益であろう。このような手段が考案され得る場合、管理された心臓治療を含む、様々な技術領域での適用が見出され、このような臨床情報を得るための医療療法において重要な前進を示し得る。

１つ以上のセンサ対のそれぞれのセンサは、特定の組織、例えば、それぞれ、第１の組織位置および第２の組織位置に関連付けられる。特定の組織位置での組織は、例えば、筋肉組織、脂肪組織等の固体、または例えば、血液、浮腫等に関連する流体等の流体であることができる。１対のセンサに関連付けられる２つの組織位置の間の領域は、固体組織、流体組織、腔、またはこれらの組み合わせを含むことができる。少なくとも１対のセンサのそれぞれのセンサ対に関して、そのセンサ対の間の、第１の周波数に関連付けられる第１のインピーダンス測定値が判定される。少なくとも１対のセンサのそれぞれのセンサ対に関して、そのセンサ対の間の、第２の周波数に関連付けられる第２のインピーダンス測定値が判定される。ある時点の第１のインピーダンス測定値と、対応する時点の第２のインピーダンス測定値との比率の比較は、第１の組織位置と第２の組織位置との間に位置する領域に関連付けられる容積関連値を判定するために行なうことができる。

被検者の臓器における検知配置を示す。 このような検知に使用され得るリード線を示す。 このようなリード線の詳細を示す。

組織容積および流体容積を含む様々なパラメータを判定するための、デバイス、システム、および方法を記載する。一態様において、例えば、心臓の容積を検知するリード線等の多重リード線は、流体量、例えば、心腔から送り出される血液量を見積もることができる。この見積もりは、ＣＲＴ最適化および様々な他の療法を含む様々な使用に対して適応することができる。

さらに、本発明の方法は、心臓、動脈または静脈血管系、および、他の身体構造等の、任意の好適な身体構造に実施され得る。身体構造の例には、心臓組織等の組織、および膀胱、胃、肺等の臓器などが含まれる。

例えば、肺のうっ血を測定すること、どのくらいの流体が脳中にあるかを判定すること、膀胱の膨張を評価すること、胃の内容積を評価すること、肢と関連する浮腫または血液貯留を評価すること等の様々な適用が、容易に明らかであろう。

様々な態様は、電気的プレチスモグラフィー技術を利用し得る。一般に、電気的プレチスモグラフィー技術は、流体によって発生する電気的エネルギー、例えば、流体の不在、流体の存在、および／または流量を検出する。さらに具体的には、電場を発生し得る。異なる周波数でのインピーダンス測定値（単数または複数）は、電場における様々な点の間で判定され得る。インピーダンス測定値（単数または複数）は、単独、または他のデータと組み合わせて用いられ、様々な情報を得ることができ、様々な決定を知らせることができる。

１つのシナリオにおいて、電場が発生し、生物の少なくとも一部に、外部から、内部から、またはその両方の組み合わせで印加される。

このシナリオと共に、様々な適用および決定は、様々なデバイス、システム、および前述の組み合わせを用いて、様々な方法を介してなされ得る。

一例において、１つ以上のセンサ対のそれぞれのセンサは、特定の組織、例えば、それぞれ、第１の組織位置および第２の組織位置に関連付けられる。特定の組織位置での組織は、例えば、筋肉組織、脂肪組織等の固体、または例えば、血液、浮腫に関連する流体等の流体であることができる。１対のセンサに関連付けられる２つの組織位置の間の領域は、固体組織、流体組織、腔、またはこれらの組み合わせを含むことができる。

少なくとも１対のセンサのそれぞれのセンサ対に関して、そのセンサ対の間の、第１の周波数に関連付けられる第１のインピーダンス測定値が判定される。このような一連のインピーダンス測定値は、例えば、ｔ１、ｔ２、ｔ３等の第１の時間間隔にわたって判定することができる。

少なくとも１対のセンサのそれぞれのセンサ対に関して、そのセンサ対の間の、第２の周波数に関連付けられる第２のインピーダンス測定値が判定される。このような一連のインピーダンス測定値は、例えば、ｔ４、ｔ５、ｔ６等の第２の時間間隔にわたって判定することができる。

ある時点の第１のインピーダンス測定値と、対応する時点の第２のインピーダンス測定値との比率の比較は、第１の組織位置と第２の組織位置との間に位置する領域に関連付けられる容積関連値を判定するために行なうことができる。例えば、ｔ１での第１のインピーダンス測定値は、ｔ４での第２のインピーダンス測定値と比較され、ｔ２での第１のインピーダンス測定値は、ｔ５での第２のインピーダンス測定値と比較され、ｔ３での第１のインピーダンス測定値は、ｔ６での第２のインピーダンス測定値と比較される。

容積関連値（比率）は、既知の値に対して比較され得るか、または、様々な値および結論を得るおよび知らせるようにさらに処理され得る。例えば、１対のセンサは、右心室の壁のそれぞれに対して様々に位置し、９０％のインピーダンス比は、固体筋肉組織に関連付けられる組織容積を示し得る。ｔ１／ｔ４、ｔ２／ｔ５、およびｔ３／５６の比率が、それぞれ、３０％、６０％、および９０％である場合、固体組織と同じである、９０％の容積関連値は、収縮期の右心室からの血液の高い射出率をもたらす、右心室の完全収縮を、事実上示し得る。このような高い駆出率（９０％）は、心臓の十分なポンプ作用の指標として解釈され得る。さらに、時間間隔を通じた比率の分析および比較および／または複数の対のセンサに関連付けられる複数の比率の分析および比較は、データ、例えば、容積関連データおよび周波数関連データ、例えば、心臓病患者の治療計画を調節する場合、どんな割合で駆出率が時間とともに改善するかを、さらに強化し得る。

一例において、リード線デバイスは、前述のものを達成するために使用することができる。該リード線デバイスは、例えば、（少なくとも１対のセンサのそれぞれのセンサ対で）第１の時点の少なくとも１対のセンサ間の第１の周波数に関連付けられる第１のインピーダンス測定値を判定し、第２の時点の少なくとも１対のセンサ間の第２の周波数に関連付けられる第２のインピーダンス測定値を判定し、そして、第１のインピーダンス測定値と第２のインピーダンス測定値との比率を比較して第１の組織位置と第２の組織位置の間に位置する領域に関連付けられる容積関連値を判定するために、それぞれの第１の組織位置およびそれぞれの第２の組織位置および論理モジュールとの関連付けが可能な少なくとも１対のセンサを含み得る。

さらに、論理モジュールは、第１の時間間隔にわたって、第１の周波数に関連付けられるインピーダンス測定値の第１のシーケンスを判定し、第２の時間間隔にわたって、第２の周波数に関連付けられるインピーダンス測定値の第２のシーケンスを判定し、そして、第１のシーケンスの測定値と第２のシーケンスの対応する測定値との比率を比較して第１の組織位置と第２の組織位置との間に位置する領域に関連付けられる容積関連データおよび周波数データを判定し

このようなデバイスは、比率比較モジュールおよび／または電場発生モジュールをさらに含み得る。比率比較モジュールは、判定すべき少なくとも１対のセンサのそれぞれのセンサ対に関連付けられる測定値のそれぞれの比率を比較し、少なくとも１対のセンサの全てのセンサ対に関連付けられる容積関連データおよび周波数データを判定し得る。電場モジュールは、交流の電場を発生することができる。身体構造に対して外部から、身体構造に対して内部から、ならびに身体構造に対して外部および内部からの様式のうちの少なくとも１つにおいて、交流の電場を印加する。

システムは、例えば、リード線デバイス、およびあて先デバイスと互換性のあるフォーマットにこの測定値を変換し、あて先デバイスに変換した測定値を通信する通信モジュールを含み得る。

さらに、該システムは、あて先デバイス、例えば、缶を含み得る。

さらに、該システムは、電場を発生させるための送達要素を含み得る。発生した電場の、２つの組織位置間のインピーダンスは、一連の測定値、例えば、２つの異なる周波数でのサンプリングが発生する時間系列にわたって、測定され得る。例えば、周波数は、比較的高い周波数および比較的低い周波数であり得る。比較的高い周波数の例は、約１００ｋＨｚである。比較的低い周波数の例は、約１０〜１５ｋＨｚである。他の方法および周波数が使用され得ることが認識されよう。

例えば、交流（ＡＣ）場は、心臓等の構造全体に発生させることができる。様々な点でのＡＣ場の強度の測定値から、これらの点間の電気インピーダンスを判定することができる。ある周波数で、心臓組織の電気伝導性は、血液組織の電気伝導性とは異なる。時間に応じて様々な点間のインピーダンスを判定することによって、時間に応じたこれらの点のそれぞれの間の血液組織に対する心臓組織の量の比率を確定することができる。比率の比較から、心腔中の血液量の見積もりを生成することができる。一時的な期間にわたる見積もりの比較は、詳細情報、例えば、診断および／または臨床推論を引き出し得る情報を提供し得る。臨床推論を引き出し得る計算の一例は、駆出率、即ち、心腔から駆出すると判定される血液量である。駆出率は、しばしば、例えば、全体的および／または特定の心機能の指標として臨床診療で使用される。

さらに具体的に、また様々な態様において、様々な周波数での流体物質と固体物質との間の、周波数に応じたインピーダンスの変動の差異を活用するＡＣ場を設定するために、１つを超える周波数を使用することができる。様々な態様において、ＡＣ場は、身体構造に対して外部から、または内部から印加され得、これらのそれぞれは、以下に説明される。

このようなリード線、要素等の例としては、米国特許公開第２００６−００５８５８８Ａ１号、同第２００６−０１１６５８１Ａ１号、同第２００６−０２１７７９３Ａ１号、同第２００７−０１２３９４４Ａ１号、同第２００７−０１３５７２１Ａ１号、同第２００７−０１６１８９４Ａ１号、同第２００８−０１８３０７２Ａ１号、同第２００８−００５８６５６Ａ１号、同第２００８−０２５５６４７Ａ１号、同第２００８−０２９４２１８Ａ１号、同第２００９−０２９９４４７Ａ１号、同第２００８−０２０８０６８Ａ１号、同第２００９−００３６７６９Ａ１号に開示される／記載されるものが含まれるが、これらに限定されず、これらの開示は、それらの全体が、全ての目的のために、参照により本明細書に組み込まれる。

図１は、ヒト等の被検動物に使用される、本発明の実施形態を示す。表皮３０１は、空気３０２と被検者の身体３０３を区別する。身体３０３内で、臓器３０４は、組織３０５の一部に構成される。臓器３０４は、心臓であり得る（以下の例に言及されるように）か、または膀胱または胃等の幾つかの他の臓器のいずれかであり得る。本例において、心臓３０４は、血液を収容する内部３０６（これは、この文脈において、異なる組織であると考えられ得る）を有する。

上述のように、ある方法が、臓器２０４内の液体体積を測定するか、または直接または間接指示を与えてさまざまな測定を実行すると認められる場合に、より役立つ多くの治療または診断目標がある。例えば、特定の領域において、第１の組織（例えば、血液）と第２の組織（例えば、心筋）との比率の一部の見積もりを達成できることは、非常に有用であり得る。上方または下方への比率の変動は、臓器内の液体体積の変化を示し得る。

本実施形態において、付属体３１０、３１１を有するリード線３１７（図２）を提供し、これについては、さらに以下に述べる。第１の部分３０８および第２の部分３０７を有するリード線を図１に示し、缶３０９および第２の部分に接続される第１の部分を、臓器３０４内に示す。

図３は、付属体３１１および隣接する構造における例示的な機能ブロック図を示す。第１の部分３０８は、第１および第２の導体３１２、３１３を含み、これは、付属体３１１に接続し、第２の部分３０７を貫通する。付属体３１１内で、導体３１２、３１３は、統合した回路チップ３１４に接続する。チップ３１４は、電極３１５、３１６に接続され、これは、隣接する組織または液体と接触することができる。

好ましい実施形態において、チップ３１４は、導体３１２、３１３から動力を引き出し、これらの導体を用いて、例えば、缶３０９からの指令を受け取る。缶３０９が単一の付属体３１０または３１１によって実行される指令を発することができるように、これらの指令は、アドレス可能であり、好適なプロトコルを用いて、他の特定の指令は、２つ以上の付属体によって実行される。特定の指令は、チップ３１４に、導体３１２、３１３の１つに電極３１５、３１６の１つを連結するように指示することができる。他の指令は、チップ３１４に、缶３０９に戻すメッセージ応答を用いて、応答するように指示することができる。

本明細書における説明を考慮すると、付属体数は、図１および２にあるように２つである必要はなく、幾つかの他の数であり得ることが認識されよう。同様に、特定の付属体の電極数は、図３にあるように２つである必要はないが、１つまたは２つ以上となり得る。リード線の末端のデバイスが、身体内に埋め込まれた缶３０９であることが好ましいと考えられるが、例えば、リード線が、境界線３０１を貫通し、身体３０３の外部にある電子装置に接続する場合には、他の配置が可能である。これらおよび他の変形は、決して本発明から逸脱しないものとする。

また、リード線３１７が、全くいかなる電子装置を欠く非常に単純なリード線であり、金属導体および金属電極からなり得ることも認識されよう。

これより、事象の例示的なシーケンスを説明する。電気エネルギーは、付属体３１０から付属体３１１へと通過する。電流が測定され、付属体を通した電圧降下が測定される。電圧と電流との比率は、その間で測定されたインピーダンスを画定する。このように、付属体３１０および３１１に隣接する組織のインピーダンスが測定される。それが判明する場合、血液または心筋等の異なる組織は、しばしば、放出されるエネルギーの周波数の関数として違う異なるインピーダンスを有する。例えば、より高い周波数または周波数帯で、インピーダンスは、両方の組織型においてほぼ同じであり得、より低い周波数または周波数帯で、心臓組織および血液のインピーダンスは、異なる場合がある、例えば、心臓組織のインピーダンスが、血液のインピーダンスよりも低い場合がある。

したがって、第２の帯の（または第２の周波数での）インピーダンスに対する１つの帯の（または第１の周波数での）インピーダンスは、臓器内の血液量の指標であり得ることが認識されよう。特定の瞬間に、血液が少ない場合、リード線に隣接するより多くの組織が心筋であり、より低いインピーダンスを生じる。異なる特定の瞬間に、血液が多い場合、リード線に隣接するより少ない組織が心筋であり、より高いインピーダンスを生じる。

測定比率は、補正係数の十分な較正および適用を伴い、臓器内の液体の絶対容積の信頼できる測定に達することが可能であり得る。しかし、本発明は、絶対容積の測定に達成する目標を設定しなかった場合でさえ、多くの利益を得ることができる。例えば、時間経過に伴う比率の単なる追跡傾向は、診断または治療目的に対して非常に有用な情報を提供し得る。単一の例を得るために、薬物の特定の投与量は、特定の測定された比率、および投与量の第１の増加と相関し得、測定された比率の対応する変化を生じる。さらに、投与量の第２のさらなる増加は、測定された比率のいかなるさらなる変化も生じさせない。これにより、第２の増加のレベルで薬物の投与を継続しないことを決定することができる。

同様に、比率のこのような傾向の追跡は、（一方では）比率の所望の変化と相関し、（他方では）比率の変化と相関しないか、または所望の方向に対して反対の方向にある比率の変化と相関すると見られる、薬物を区別するために候補薬物をスクリーニングすることができる。

周波数測定（例えば、毎秒あたりの幾つかの測定値）は、高いまたは低い点、例えば、心臓のポンプサイクル中の点での臓器容積の幾つかの表示を達成することができる。同様に、これにより、障害の予測を支援するか、または他の診断もしくは治療目標に役立つように、時間経過に伴う心臓機能を追跡することが可能である。

比較的単純な実施形態において、測定プロセスは、第１の周波数での（または第１の周波数帯内の）インピーダンスの測定から始めることができ、その後、第２の周波数での（または第２の周波数帯内の）インピーダンスの測定と共に継続することができる。このような単純な実施形態において、生じ得ることは、心臓の鼓動または他の物的移動等の事象が、幾つかの他の周波数で早期もしくは後期の測定と比較して幾つかの周波数でのある測定を摂動し得ることである。このような摂動は、所望の「シグナル」／ノイズ比（測定比率）を生じさせ得る。

刺激エネルギーは、多かれ少なかれ継続的に放出され得るか、またはバースト、パルス、もしくはチャープで放出され得、利用可能なエネルギー収支等の要因によって異なり、周期的に測定される値の範囲は、継続的に測定された値を必要とせずに、診断または治療必要性に役立ち得る。

図４および５は、心臓１０２に関連付けられる心臓の容積を検知するリード線１００の図を提供する。本例において、示されるように、外部から印加されたＡＣ場１０８がある。このリード線は、様々な位置、および缶（図４および５において明確にするために除外された）に関連付けられる２ワイヤーバスでの多くの電極１０４、例えば、電極１０４ａ〜１０４ｉを含む。２ワイヤーバスは、リード線の下を行き、電極のそれぞれに接続することができる。

それぞれの電極１０４、例えば、電極１０４ａ〜１０４ｉにおいて、その周波数でＡＣ電圧を測定し、電圧測定をデジタル数字に変換するＡＣ電圧変換器があり得る（図示せず）。それぞれの電極は、２ワイヤーバスにアップしてデジタル数字を送信し、缶に戻し得る。

それぞれの電極位置にＡＣ電圧変換器を提供するよりむしろ、別の選択肢は、１つまたは２つのみの電極１０４を２ワイヤーバスに接続するように電極をプログラミングすることであり、このようにして、１つまたは２つの電極での電場が、バスを通って中央制御装置に送信されてもよい（図示せず）。中央制御装置内で、電子装置は、シグナルを別々の周波数にフィルターをかけ、それぞれのワイヤーにおけるそれぞれのシグナルのそれぞれの周波数の振幅を判定し得る。中央制御装置は、振幅をデジタル値に変換し得る。

様々な態様において、ＡＣ場１０８は、例えば、心臓１０２の上部および下部を通って、心臓に外部から印加し得る。電圧は、電極１０４、例えば、電極１０４ａ〜１０４ｉでモニターされ得る。電圧比は、それぞれの電極１０４でモニターされた電圧から判定され得、即ち、電極での電圧は、それらの間のインピーダンスの相対比率に基づいて変化する。例えば、ＡＣ場１０８は、遠位電極、例えば、電極１０４ｉは、−１００ｍＶ ＡＣであり、近位電極、例えば、電極１０４ａは、＋１００ｍＶ ＡＣであるように、駆動される。例として、限定されないが、８つの電極１０４が、比較的均等に間隔をあける場合、電極間のインピーダンスは、均一であり、中央の電極、例えば、電極１０４ｃは、０ｍＶ ＡＣにとどまる。したがって、電極１０４は、近位電極と遠位電極との間の点で、比較的均等に間隔をあけ得る、例えば、電極１０４ｂは、７５ｍＶ ＡＣであり、電極１０４ｃは、５０ｍＶ ＡＣであり、電極１０４ｄは、２５ｍＶ ＡＣであり、電極１０４ｅは、０ｍＶ ＡＣであり、電極１０４ｆは、−２５ｍＶ ＡＣであり、電極１０４ｇは、−５０ｍＶ ＡＣであり、電極１０４ｈは、−７５ｍＶ ＡＣである。（陰性および陽性電圧指定は、位相方向に使用される。）

電極１０４の近くのＡＣ場１０８は、心臓組織の異質組成物のため、均一に変化し得ない。結果として、電極１０４間のインピーダンスは、均一でも静的でもない。このようにして、それぞれの電極１０４でサンプリングされた電圧は、心臓１０２の様々な位置に関連付けられるそれぞれの電極１０４間の相対インピーダンスに対応する。

容積を決定するために、電極１０４のそれぞれで、電圧を測定し得る。測定された電圧のそれぞれから、実効抵抗（ここでは、インピーダンス）が、計算され得、心臓組織の抵抗は、ブロードキャスト電極からの組織を通して流れる電流によって生じるが、これらの電極によってサンプリングされるように、導出され得る。

様々な態様において、これらの電極点を示す電圧マップは、幾つかの曲率および幾つかの変形を示し得、これらの異なる電極点での電圧がサンプリングされ得る。このような電極点間の電圧変化量は、心臓１０２を通ってリード線１００の動作によって作用し得、ひいては、電圧場のみを使用する場合、幾つかの不正確があり得る。しかしながら、これらの電極点間の変化はまた、血液組織および心臓組織のインピーダンスの変化によって支配され得る。概して、血液組織および心臓組織のインピーダンスは、比較的高い周波数で非常に類似し、血液組織および心臓組織のインピーダンスは、比較的低い周波数で異なる。

概して、腔、例えば、左心室（ＬＶ）に相当量の血液組織がある場合、電極１０４間の電圧降下は、腔に比較的わずかな量の血液組織がある場合とは異なる。収縮期中、例えば、比較的少量の血液組織が、ＬＶに存在する。心臓の隔壁および左壁が収縮し、したがって、ＬＶの大きさは比較的小さく、相当量の心臓組織が心臓拡張期中、通常は血液組織により占められる領域に存在する。したがって、収縮期中、これらの線は、電圧が実際に降下する点から見て、変化する傾向がある。

様々な態様において、電圧は、複数の周波数で測定され得る。例えば、電圧は、１０ｋＨｚならびに１００ｋＨｚで測定される。別の例示説明において、電圧は、５００ｋＨｚおよび１ＭＨｚで測定される。複数の周波数測定のサンプリングおよびこれらの周波数のそれぞれでの電圧は、例えば、毎秒約１００〜４００回の既定の時間間隔でデジタル数字に変換され得る。それぞれの電極１０４は、２ワイヤーバスを通って缶にそれぞれのデジタル番号を送信し得る。

様々な態様において、様々なプロトコル／スキームを使用して、缶へのデジタル番号情報を伝達し得る。一例において、時分割多重化スキームを利用し得、ここで、それぞれの電極１０４は、電極１０４がシグナルを送信し得る時点を有する。別例において、周波数分割多重化スキームを利用し得、ここで、それぞれの電極１０４は、缶へのデジタル番号情報を有するシグナルを送信する異なる周波数を与えることができる。

様々な態様において、様々な効果、例えば、前後に移動するリード線の効果を取り消すため、または異なる配向においてインピーダンスを測定するために、異なる方向で印加される複数のＡＣ場１０８を有することは、有益であり得る。

図５は、本発明の実施形態にしたがって、内部に印加される場１０８を有する心臓１０２に関連付けられる図１の心臓の容積を検知するリード線１００の図を提供する。リード線１００は、様々な位置で多くの電極を含む。

様々な態様において、ＡＣ場１０８は、内部に印加され得る。このように、２ワーヤーバスは、前述のように、例えば、電圧を送達する要素、または電流を付与する要素、ならびに電圧をサンプリングする要素等の刺激のエフェクターとして、両方に使用することができる。

例えば、一端の電極は、例えば、一端で瞬時＋１００ｍＶ値および他の末端で−１００ｍＶ値を生じさせる、所望の電圧を発する他の末端での電極と比較して、ある量のＡＣ電流を駆動することができる。

一例において、１００ｍＶが使用され得、推定上、電流は、場を設定するために皮膚を通過させる必要がないため、低電流が必要とされ得る（外部に印加される場と比較して）。２つの末端間における様々な電極は、局所的に、電圧をサンプリングし、バスに戻して情報を通信し、それ故に電子装置を分析することができる。

様々な態様において、内部に印加される場１０８は、全くいかなる外部電極も有し得ない。例えば、その電極を有するリード線は、心臓１０２内に完全に埋め込むことができ、容積変化の排出量は、常にモニターすることができる。このように、リアルタイムおよび／または持続的な心拍出量データを提供することができる。

様々な態様において、リード線１００は、ＬＶの心静脈において少なくとも部分的に位置され得、リード線１００において電極１０４を使用して、例えば、ＣＲＴの利益のために、心臓組織を刺激し得る。このように、リード線１００は、心臓の健康を測定するために使用することができ、様々な目的のために使用される情報を提供することができる。目的には、弁を交換する際に見積もりすることを含み、医薬を処方するために使用されるフィードバックを提供し、医薬等の有効性を判定するために使用されるフィードバックを提供する。

様々な態様において、リード線１００は、例えば、肺領域に戻る血液組織の逆流との調整の範囲により異なる、逆流の流れを測定するために使用することができる。したがって、このような測定値が、血液組織と容積の比に対応するため、これらの特定の電極点のそれぞれのインピーダンスの比率は、測定することができる。

例えば、血液組織３０６および心臓組織３０５は、有意に異なるインピーダンスを有すると仮定する。拡張期中、心臓は、弛緩し、腔を拡張し、ＬＶ腔への血液組織３０６の有意な容積の参入を可能にする。２つの測定点間に有意な容積の血液組織３０６および比較的わずかな量の心臓組織３０５があると仮定する。血液組織３０６が、心臓組織３０５よりもこの特定の周波数でさらに抵抗があると仮定すると、既定の電流に対する有意な電圧量は、これらの２つの点間で発生する、つまり、より高い全体のインピーダンスを示す。既定の電流に対する電圧量は、比較的高く、これは、例えば、心臓拡張期、ある時点での血液量、時間間隔での血液量等の様々な状態および／またはパラメータの指標として使用され得る。

収縮期中、心臓１０２は収縮し、心臓壁、例えば、心臓組織３０５を厚くし、血液組織、例えば、腔からの血液組織３０６を駆出する。血液組織３０６は、心臓組織３０５よりもこの特定の周波数でさらに抵抗があると仮定される。わずかな量の血液組織３０６および比較的有意な量の心臓組織３０５がある場合、比較的少ない電圧降下は、２つの電極間を流れる既定の電流量および関連組織に対して２つの電極を発生するため、より低いインピーダンス値を得られる。したがって、任意の２つの電極１０４からの、血液組織と心臓組織の比率の見積もりが得られ得る。比率から、例えば、ＬＶ腔等の腔に存在する血液組織の、量、例えば、容積の見積もりを行なうことができる。

様々な態様は、ペーシングデバイスとして、埋め込みデバイスとして、またはこれらの組み合わせとして、埋め込むことができる多重システムを含む。

様々な態様は、これらの位置のそれぞれで、電流および電圧のサンプリングを提供する。さらなる特性は、バス１０６、例えば、２ワイヤーバスを通って缶に送信することができる、ＡＣ電圧からデジタル番号にシグナルを変換することが必要である電子装置を有する電極を含む。

様々な態様において、刺激およびその時間を提供するために、好ましい心臓の設置位置に関して決定を支援し得るＣＲＴの最適化システムへのフィードバックを提供し得る。

様々な態様において、リード線１００は、例えば、左心室を覆う心静脈に位置する、心臓の右側に位置するような１つ以上の心腔と関連し得る。心臓組織に対する心臓の血液組織の比率が測定され、シグナルは電極１０４の対のいずれかの間に電流がないため、適用は、いかなる心室または心房に限定されないが、全心臓に関連し得る。したがって、大なり小なり、複数の位置および時間での複数の電圧のサンプリングが発生し得、これは、電極が実際に設置される場所により異なる。

例えば、リード線（図示せず）は、右心室（左心室まで進むリード線１０４に加えて）に、少なくとも部分的に設置され得る。右心室に設置されたリード線は、右心室に関連付けられる一連の電極も有し得る。一連の電極は、左心室中のリード線１０４と連動して、または右心室中に設置されたリード線を用いてのみ行なわれる心臓中の心臓血液量の別々の測定値を有するように、別々のいずれかで、それぞれの位置で場をさらにサンプリングすることができる。さらに、心室中のカテーテルとは対照的に、心臓容積の測定は、心静脈中のリード線を用いて達成され得る。

様々な態様において、リード線は、様々な電極数で構成され得る。概して、電極数が多いほど、任意の２つの電極間の血液と容積の比率の測定に関してさらに高い分解能を提供し得る。電極の地理的分離は、心臓のより広範な領域の範囲を提供し得、ひいては、心臓のこの広範な領域の点間の血液量の見積もりを提供し得る。

様々な態様において、周波数も変化し得る。電極数、電極位置、周波数等に関して、ユーザが決定でき、設定可能な決定点がある場合がある。例えば、より少ない電極位置とは対照的に、ある量の位置を超えた、より多くの電極位置に対して、帰路の逓減がある場合がある。より少ない電極位置とは対照的に、ある量の周波数を超えた、さらに高い周波数に対して、帰路の逓減がある場合がある。例えば、様々なリード線は、８つの電極、１６の電極、４つの電極、５つの電極、６つの電極等で構成され得、これは、所望の結果によって異なる。

本発明の事例的応用は、以下の例を含む。較正するために、２つの電極または付属体は、心臓壁または心静脈に対して、および互いに近くに位置付けられ得る。付属体は、組織をサンプリングし、組織位置に関連付けられる周波数の比率を得る。主に血液を含み得る右心房をサンプリングし、比率を決定する。これらの測定は、ベンチマークとして使用され得る。１つは、主に血液組織であり、１つは、主に固体組織である。いかなる知られていない値は、組織に対する血液の百分率の比率を得る。例えば、右心室において、壁および２つの電極に付属された電極、例えば、付属体を取り囲む血液をサンプリングするリード線自体の付属体があり得る。固体組織に関して、これらの２つの近隣している付属体間のインピーダンス量を測定するために、心静脈中に２つの電極／付属体を置く。心室を横断する固体組織／血液組織の量の比率が判定され、例えば、右心室および右心室中隔中の電極、および左心室を覆う心静脈中の少なくとも１つの電極／付属体が存在し得る。これらの２つの間のインピーダンス比は、これらの２点間の組織と比較して、血液組織の量を与える。これは、時間経過に伴い変化するため、例えば、駆出率等のパラメータを測定するために、心臓容積に関連する。非同期心臓状態、即ち、隔壁の収縮時間に対して心臓壁の収縮の最適時間に満たない状態の下で、同じモデリングプロセスが使用され得る。モデリングは、例えば、まず、隔壁が収縮し、次いで、壁が収縮し、壁が収縮している間、隔壁は弛緩するような、タイミングの差異を示し得、これは、最適なポンプ作用を示す。

情報は、さらに、数が変化する速度を示し、これは、患者の健康が改善される、または悪化する相対頻度を示す。一部の患者において、心臓は、これまでのところ、膨張し、３０％または４０％の比率が測定され得る。このような場合に５０％までの比率の増加は、このような患者の健康の顕著な改善である。したがって、このような増加が比較的短期間にわたって生じることができる場合、かかる改善を促進する治療計画は、極めて効果的であると考えられ得る。逆に、８５％の評価から９０％の評価までの時間経過を伴う比較的緩やかな増加は、増加が見られる速度を改善するように治療療法を調節するための機会を示し得る。

別の特徴は、複数の電極対／付属体を使用することができるため、上述のデバイス、システム、および／または方法を用いて、腔、例えば、右心室もしくは左心室、右心房もしくは左心房を横断する全心臓の相対距離関数を生成する能力であり得る。

別の特徴は、精密測定であり得る。電極点間のインピーダンスは、非常に重要であるが、任意の２つの先行技術デバイス間の最大の電圧降下は、電極界面で起こることが判明する。電圧降下に関連付けられる不正確を削除するか、または低減する１つの方法は、サンプルに対して２つの隣接した電極を使用することである。これらの電極の１つは、ソース電流、またはシンク電流のいずれかを使用し、隣接したものは、近隣の組織における電位をサンプリングする。これは、対で行なうことができる。したがって、同じリード線の１つのソース電流またはシンク電流に２つの付属体がある場合、それらは共に、Ｓ１（２ワイヤーバスの２つの導体のうちの一方）と比較して電位を測定することができる。Ｓ１は、電極の両方に対する局所接地であり、Ｓ２（２ワイヤーバスの２つの導体のうちの他方）は、次いで、ソースまたはシンクの電流に変換されるエネルギーを提供する。

別の特徴は、心臓および心臓組織自体を含む。センサ対が動脈瘤付近に位置する場合、比率自体は、低く、ほとんど血液は存在しない。したがって、心臓周期中、その変化も、ほとんど変化しない。したがって、このような比率のパターンは、虚血状態を示し得る。

別の特徴は、前述のように、複数のセンサ対、例えば、電極および／または付属体を用いて、所与の組織領域を「マッピングする」ことを含む。例えば、複数のリード線は、心臓の様々な領域の内外を行く血液を「マップする」ように、心臓内／周辺に設置され得る。

他の例示的な適用は、膀胱のモニタリング、例えば、さらなる決定または行動を知らせる、例えば、排尿する、および排尿を促すためにデバイスを作動させるように、患者に電子メールを出すような膀胱の相対的充満を判定することを含む。同様に、胃への適用は、胃の内容積に基づいて情報に基づいた行動および決定、例えば、収縮デバイスを作動させる、および患者に摂食を中止するよう通知する電子メールを出すこと等が可能である。

別の特徴は、例えば、一方の足から別の足をモニタリングすることによって、身体中の全血液量の判定である。さらなる推論は、どのくらいの血液貯留または浮腫があるかの判定、例えば、糖尿病、心臓病等に関連する健康であることの指標を含み得る。一例において、脚に過剰な血液が貯留していることの判定を受けて、一部の貯留を軽減するための手段として、起き上がり、歩行するように電子メールによって患者に警告してもよい。

当業者は、本発明から逸脱することなく、本発明の無数の明らかな改善および変更を考案することにいずれの困難も有しないであろう。このような改善および変更は、付随する特許請求の範囲内に包含されると意図される。

Claims (37)

1. 少なくとも第１の電極および第２の電極を有するリード線を用いて使用し、少なくとも２つの異なる周波数帯での前記少なくとも第１の電極と第２の電極との間のインピーダンスを測定するための手段を有する回路を用いて使用するための方法であって、前記リード線は、初めに滅菌され、滅菌包装材の中に収容され、前記方法は、
   前記滅菌包装材から前記リード線を取り外すステップと、
   臓器内に前記リード線を埋め込むステップと、
   前記回路に前記リード線を接続するステップと、を含む、方法。
2. 前記接続するステップの後に行なわれる、前記少なくとも２つの異なる周波数帯での前記少なくとも第１の電極と第２の電極との間のインピーダンスを測定し、それによって前記臓器の液体体積の表示に到達するステップをさらに含む、請求項１に記載の方法。
3. 前記少なくとも２つの異なる周波数での前記インピーダンス測定は、それぞれかつ異なる時間に起こる、請求項１に記載の方法。
4. 少なくとも第１の電極および第２の電極を有するリード線を用いて使用するための方法であって、前記リード線は、臓器内に配置され、前記リード線は、少なくとも２つの異なる周波数帯での前記少なくとも第１の電極と第２の電極との間のインピーダンスを測定するための手段を欠く第１の回路に接続され、前記方法は、
   前記第１の回路から前記リード線の接続を切るステップと、
   第２の回路に前記リード線を接続するステップであって、前記第２の回路は、前記少なくとも第１の電極と第２の電極との間のインピーダンスを測定するための手段を有する、ステップと、を含む、方法。
5. 前記接続するステップの後に行なわれる、前記少なくとも２つの異なる周波数帯での前記少なくとも第１の電極と第２の電極との間のインピーダンスを測定し、それによって前記臓器の液体体積の表示に到達するステップをさらに含む、請求項４に記載の方法。
6. 前記少なくとも２つの異なる周波数での前記エネルギーの放出は、それぞれかつ異なる時間に起こる、請求項４に記載の方法。
7. 少なくとも第１の電極および第２の電極を有するリード線であって、臓器内に埋め込まれるリード線を用いて使用し、前記少なくとも第１の電極と第２の電極との間のインピーダンスを測定するための手段を有する回路を用いて使用するための方法であって、
   少なくとも２つの異なる周波数帯での前記第１の電極と第２の電極との間のインピーダンスを測定するステップと、
   検知されたインピーダンスに関数を適用し、それによって、前記臓器の液体体積の表示に到達するステップと、を含む、方法。
8. 前記少なくとも２つの異なる周波数での前記エネルギーの前記放出は、それぞれかつ異なる時間に起こる、請求項７に記載の方法。
9. 少なくとも第１の電極および第２の電極を有するリード線と、
   前記少なくとも第１の電極と第２の電極との間のインピーダンスを測定するための手段を有する回路と、
   滅菌され、滅菌包装材の中に収容される前記リード線と、を備える、システム。
10. 前記回路は、前記少なくとも２つの異なる周波数での前記エネルギーの前記放出が、それぞれかつ異なる時間に起こることを特徴とする、請求項９に記載のシステム。
11. 少なくとも第１の電極および第２の電極を有するリード線と、
    前記少なくとも第１の電極と第２の電極との間のインピーダンスを測定するための手段を有する回路と、
    生体対象の臓器内に埋め込まれ、前記回路に接続される前記リード線と、を備える、システム。
12. 前記回路は、前記少なくとも２つの異なる周波数での前記エネルギーの前記放出が、それぞれかつ異なる時間に起こることを特徴とする、請求項１１に記載のシステム。
13. 前記回路は、前記対象に埋め込まれる、請求項１１に記載のシステム。
14. 少なくとも１対のセンサのそれぞれのセンサを、それぞれの第１の組織位置およびそれぞれの第２の組織位置と関連付けるステップと、
    前記少なくとも１対のセンサのそれぞれのセンサ対に対して、
    第１の時点で、前記少なくとも１対のセンサ間の第１の周波数に関連付けられる第１のインピーダンス測定値を判定するステップと、
    第２の時点で、前記少なくとも１対のセンサ間の第２の周波数に関連付けられる第２のインピーダンス測定値を判定するステップと、
    前記第１のインピーダンス測定値と前記第２のインピーダンス測定値との比率を比較し、前記第１の組織位置と前記第２の組織位置との間に位置する領域に関連付けられる容積関連値を判定するステップと、を含む、方法。
15. 前記領域は、固体組織および流体組織のうちの少なくとも１つを含む、請求項１４に記載の方法。
16. 前記流体組織は、血液組織および非血液組織のうちの少なくとも１つを含む、請求項１５に記載の方法。
17. 前記領域は、前記第１の組織位置と前記第２の組織位置との間に腔を形成する、請求項１４に記載の方法。
18. 第１の時間間隔にわたって、第１の周波数に関連付けられるインピーダンス測定値の第１のシーケンスを判定するステップと、
    第２の時間間隔にわたって、第２の周波数に関連付けられるインピーダンス測定値の第２のシーケンスを判定するステップと、
    前記第１のシーケンスの測定値と、前記第２のシーケンスの対応する測定値との比率を比較し、前記第１の組織位置と前記第２の組織位置との間に位置する領域に関連付けられる容積関連データおよび周波数データを判定するステップと、をさらに含む、請求項１４に記載の方法。
19. 前記少なくとも１対のセンサのそれぞれのセンサ対に関連付けられる測定値のそれぞれの比率を比較し、前記少なくとも１対のセンサの全てのセンサ対に関連付けられる容積関連データおよび周波数データを判定するステップをさらに含む、請求項１８に記載の方法。
20. 交流の電場を発生させるステップをさらに含む、請求項１４に記載の方法。
21. 前記身体構造に関連付けられる電場を発生させる前記ステップは、
    前記身体構造に対して外部から前記電場を印加するステップ、および
    前記身体構造に対して内部から前記電場を印加するステップのうちの少なくとも１つを含む、請求項１４に記載の方法。
22. 前記第１の組織位置およい前記第２の組織位置のうちの少なくとも１つは、本質的に、心臓、膀胱、胃、脳、および少なくとも片脚からなる群から選択される、請求項１４に記載の方法。
23. あて先デバイスと互換性のあるフォーマットに前記測定値を変換するステップと、
    あて先デバイスに前記変換した測定値を伝達するステップと、をさらに含む、請求項１４に記載の方法。
24. あて先デバイスへの前記変換した測定値を通信するステップは、時分割多重化スキームおよび周波数分割多重化スキームのうちの少なくとも１つを利用することを含む、請求項１０に記載の方法。
25. それぞれの第１の組織位置およびそれぞれの第２の組織位置との関連付けが可能な少なくとも１対のセンサと、
    論理モジュールであって、
    前記少なくとも１対のセンサのそれぞれのセンサ対に対して、
    第１の時点で、前記少なくとも１対のセンサ間の第１の周波数に関連付けられる第１のインピーダンス測定値を判定し、
    第２の時点で、前記少なくとも１対のセンサ間の第２の周波数に関連付けられる第２のインピーダンス測定値を判定し、
    前記第１のインピーダンス測定値と前記第２のインピーダンス測定値との比率を比較し、前記第１の組織位置と前記第２の組織位置との間に位置する領域に関連付けられる容積関連値を判定するための論理モジュールと、を備える、リード線デバイス。
26. 前記領域は、固体組織および流体組織のうちの少なくとも１つを含む、請求項２５に記載のデバイス。
27. 前記流体組織は、血液組織および非血液組織のうちの少なくとも１つを含む、請求項２６に記載のデバイス。
28. 前記領域は、前記第１の組織位置と前記第２の組織位置との間に腔を形成する、請求項２５に記載のデバイス。
29. 前記論理モジュールは、
    第１の時間間隔にわたって、第１の周波数に関連付けられるインピーダンス測定値の第１のシーケンスを判定することと、
    第２の時間間隔にわたって、第２の周波数に関連付けられるインピーダンス測定値の第２のシーケンスを判定することと、
    前記第１のシーケンスの測定値と、前記第２のシーケンスの対応する測定値との比率を比較し、前記第１の組織位置と前記第２の組織位置との間に位置する領域に関連付けられる容積関連データおよび周波数データを判定することと、を特徴とする、請求項２５に記載のデバイス。
30. 前記少なくとも１対のセンサのそれぞれのセンサ対に関連付けられる測定値のそれぞれの比率を比較し、前記少なくとも１対のセンサの全てのセンサ対に関連付けられる容積関連データおよび周波数データを判定するための、比率比較モジュールをさらに備える、請求項２９に記載のデバイス。
31. 交流の電場を発生させるための場モジュールをさらに備える、
    請求項２５に記載のデバイス。
32. 前記場モジュールは、
    前記身体構造に対して外部から、
    前記身体構造に対して内部から、
    ならびに前記身体構造に対して外部および内部からの様式のうちの少なくとも１つで、前記交流の電場を印加する、請求項３１に記載のデバイス。
33. 前記第１の組織位置および前記第２の組織位置のうちの少なくとも１つは、本質的に、心臓、膀胱、胃、脳、および少なくとも片脚からなる群から選択される、請求項２５に記載のデバイス。
34. それぞれの第１の組織位置およびそれぞれの第２の組織位置との関連付けが可能な少なくとも１対のセンサを有する、リード線デバイスと、
    論理モジュールであって、
    前記少なくとも１対のセンサのそれぞれのセンサ対に対して、
    第１の時点で、前記少なくとも１対のセンサ間の第１の周波数に関連付けられる第１のインピーダンス測定値を判定し、
    第２の時点で、前記少なくとも１対のセンサ間の第２の周波数に関連付けられる第２のインピーダンス測定値を判定し、
    前記第１のインピーダンス測定値と、前記第２のインピーダンス測定値との比率を比較し、前記第１の組織位置と前記第２の組織位置との間に位置する領域に関連付けられる容積関連値を判定するための論理モジュールと、
    あて先デバイスと互換性のあるフォーマットに前記測定値を変換し、あて先デバイスに前記変換した測定値を通信するための通信モジュールと、を備える、システム。
35. 前記あて先デバイスをさらに備える、請求項３４に記載のシステム。
    
36. 前記あて先デバイスは、缶をさらに備える、請求項３５に記載のシステム。
37. 電場を発生させるための送達要素をさらに備える、請求項３４に記載のシステム。

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