JP2014530714A - 血行動態を用いて患者の心臓を治療する方法及び装置 - Google Patents

Abstract

患者の心臓を治療するための装置は、心臓の血行動態を測定するセンサを含む。本装置は処理装置を含み、処理装置は、センサから血行動態を受信し、心臓にショックを与えるか否かを血行動態を用いて決定する患者の心臓を治療する方法は、センサを用いて心臓の血行動態を測定するステップを含む。処理装置においてセンサから血行動態を受信して、処理装置により、心臓にショックを与えるか否かを血行動態を用いて決定するステップが含まれる。

Description

本発明は、心臓の血行動態を用いることで、心臓にショックを与えるか否かを決定することにより、患者の心臓を治療することに関する。

本節では、本発明の様々な態様に関連する可能性がある技術の様々な態様を読者に紹介することを意図している。以下の説明は、本発明についてのよりよい理解を促進する情報を提供することを意図している。従って、以下の議論における記載はこの観点で読まれるものであり、従来技術の認定として読まれるものではないということが理解されるべきである。

植込み型除細動器（Implantable Cardioverter Defibrillator：ＩＣＤ）は、心室性不整脈に起因する心臓性突然死（sudden cardiac death：ＳＣＤ）を防ぐことで寿命を延ばすことが立証された、植え込み可能な医療機器（implantable medical device：ＩＭＤ）である。ＩＣＤは、不整脈を検出し、時間を調節した抗頻脈ペーシング（anti-tachycardial pacing：ＡＴＰ）を与えることで治療を行い、又は、これが働かない場合には、心臓を正常洞調律に変換するためのショックを与えることで心臓の除細動を行う。

ＩＣＤは、心臓の１つの部屋（室）に植え込まれた少なくとも１つのリード線を有し、さらに、ＣＲＴ及びＩＣＤデバイスのための最大で３つまでのリード線を有する。これらの装置の大部分は、心臓の各部屋に植え込まれた１つ以上の電極で検出された電気信号（心臓内のＥＣＧ）の正確な分類に依存する。電気的な不整脈が検出される場合、ＩＣＤは、血行動態が不安定になる前にリズムを正常洞調律に戻すために、心臓にショックを与えるか、それとも心臓のペーシングを行うかを決定する。代替として、洞頻脈が生じる可能性があり、これは、ペーシングを行う対象でもショックを与える対象でもなく、観察の対象になる。現在、これらの決定は、心臓の血行動態の状態についての知識なしで行われるので、装置は、治療を必要としない一部の不整脈を誤って分類し、「不適当なショック」をもたらす可能性がある。これとは対照的に、医師が、拡張型の左心室不全に起因する鬱血性心不全の進行中の不整脈を有する患者を治療する場合、彼らは、血圧又は拍出量（cardiac output（stroke volume））など、血行動態のパラメータを決定するように訓練される。血圧及び拍出量が適切な場合、彼らは、ペーシング又は薬物の静脈内投与などの、不整脈を止めるための保守的な手段を試みるように訓練される。しかしながら、血圧又は拍出量が不安定であり、かつ低すぎる場合、医師は、電気除細動（電気的なショック）を与えるように訓練される。

非特許文献１〜５は背景技術文献であり、これらのすべては参照によって組み込まれる。

特許文献１〜３及び非特許文献６〜７は従来技術であり、これらのすべては参照によって組み込まれる。

Ａｄｍｉｔｔａｎｃｅ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓは、本特許出願につながる特許文献４〜８の成果の特許及び非特許文献８を取得し、また公開し、さらに、非特許文献８を開示し、これらのすべては参照によって組み込まれる。

発明者：Ｇ．Ｃｚｙｇａｎ、Ｍ．Ｌｉｐｐｅｒｔ、譲受人：Ｂｉｏｔｒｏｎｉｋ ＧｍｂＨ ＆ Ｃｏ． ＫＧ、「Intracardial impedance measuring arrangement」、米国特許出願公開ＵＳ２００５／００４９６４６Ａ１、２００５年３月３日。 発明者：Ｔ．Ｃｈｏｗ、譲受人：Ｍｅｄｔｒｏｎｉｃ， Ｉｎｃ．、「Assessment of cardiac wall motion using impedance measurements」、米国特許出願公開ＵＳ２０１１／００５４５５６Ａ１、２０１１年３月３日。 発明者：Ｂｏｒｎｚｉｎほか、譲受人：Ｐａｃｅｓｅｔｔｅｒ， Ｉｎｃ．、「Method and system for hemodynamic optimization using plethysmography」、米国特許出願公開ＵＳ２０１１／０１４４７１１Ａ１、２０１１年６月１６日。 発明者：Ｍ．Ｄ．Ｆｅｌｄｍａｎ、Ｃ．Ｗｕ、Ｃ．Ｍａｈｌｅｒ、譲受人：Ａｄｍｉｔｔａｎｃｅ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ， Ｉｎｃ．、「Conductance catheter measurements and dual-frequency」、米国特許ＵＳ６１１２１１５、２０００年８月２９日。 発明者：Ｍ．Ｄ．Ｆｅｌｄｍａｎ、Ｊ．Ｗ．Ｖａｌｖａｎｏ、Ｊ．Ａ．Ｐｅａｒｃｅ、譲受人：Ａｄｍｉｔｔａｎｃｅ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ， Ｉｎｃ．、「Multi-frequency conductance catheter-based system and method to determine LV function in a patient」、米国特許ＵＳ６４９４８３２、２００２年１２月１７日。 発明者：Ｍ．Ｄ．Ｆｅｌｄｍａｎ、Ｊ．Ｗ．Ｖａｌｖａｎｏ、Ｊ．Ａ．Ｐｅａｒｃｅ、Ｃ．Ｗｅｉ、譲受人：Ａｄｍｉｔｔａｎｃｅ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ， Ｉｎｃ．、「Method and apparatus for determining cardiac performance in a patient with a conductance catheter」、米国特許ＵＳ７９２５３３５、２０１１年４月１２日。 発明者：Ｍ．Ｄ．Ｆｅｌｄｍａｎ、Ｊ．Ｗ．Ｖａｌｖａｎｏ、Ｊ．Ａ．Ｐｅａｒｃｅ、譲受人：Ａｄｍｉｔｔａｎｃｅ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ， Ｉｎｃ．、「Method and apparatus for determining cardiac performance in a patient」、米国特許出願公開ＵＳ２００９／０２１００２０Ａ１、２００９年８月２０日。 発明者：Ｍ．Ｄ．Ｆｅｌｄｍａｎ、Ｊ．Ｅ．Ｐｏｒｔｅｒｆｉｅｌｄ、Ｋ．Ｒａｇｈａｖａｎ、Ｊ．Ｗ．Ｖａｌｖａｎｏ、Ｊ．Ａ．Ｐｅａｒｃｅ、譲受人：Ｂｏａｒｄ ｏｆ Ｒｅｇｅｎｔｓ， Ｔｈｅ Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ ｏｆ Ｔｅｘａｓ Ｓｙｓ、「Method and apparatus for monitoring an organ of a patient」、米国特許出願公開ＵＳ２０１０／０２８０３９７Ａ１、２０１０年１１月４日。

Daubert JC, Leclercq C, Mabo P, "Cardiac resynchronization therapy in combination with implantable cardioverter-defibrillator", Europace, 2009; 11 Suppl 5: v87-92. Mishkin JD, Saxonhouse SJ, Woo GW, Burkart TA, Miles WM, Conti JB, et al., "Appropriate evaluation and treatment of heart failure patients after implantable cardioverter-defibrillator discharge: time to go beyond the initial shock", J Am Coll Cardiol, 2009; 54(22): 1993-2000. Wilkoff BL, Williamson BD, Stern RS, Moore SL, Lu F, Lee SW, et al., "Strategic programming of detection and therapy parameters in implantable cardioverter-defibrillators reduces shocks in primary prevention patients: results from the PREPARE (Primary Prevention Parameters Evaluation) study", J Am Coll Cardiol, 2008; 52(7): 541-50. Poole JE, Johnson GW, Hellkamp AS, Anderson J, Callans DJ, Raitt MH, et al., "Prognostic importance of defibrillator shocks in patients with heart failure", N Engl J Med, 2008; 359(10): 1009-17 Francia P, Balla C, Uccellini A, Cappato R, "Arrhythmia detection in single- and dual-chamber implantable cardioverter defibrillators: the more leads, the better?", J Cardiovasc Electrophysiol, 2009; 20(9): 1077-82. Kaye et al., "Can transventicular intracardiac impedence measurement discriminate haemodynamically unstable ventricular arrhythmias in humans?", Europace 2007, 9, 122-126. Khoury D et al., "Continuous right ventricular volume assessment by catheter measurement of impedance for anti-tachycardia system control", Pacing Clin Electrophysiology 1989, 12, 1918-1926. Porterfield et al., "Left ventricular epicardial admittance measurement for detection of acute LV dilation", J Appl Physiol (2011), vol. 110 (3), pp. 799-806.

ＩＣＤを受けた患者のうちの２０〜３５％のいずれかの割合で、植え込みを行ってから最初の１〜３年内では「適切な」ショックを経験するであろうことが報告されている。ＩＣＤを受ける患者のうちの約１／３は「不適当な」ショックを経験しているが、これは不必要な治療が行われたことを示す。残りの１／３にはショックが与えられない（非特許文献２）。ショックを用いた治療を受けることは、これらの患者の死亡率における２倍から５倍の増加に関連付けられ、従って、最近十年間のＩＣＤ研究では、不必要なショックを除去することに大きな関心がもたれている。装置が不適切なショックを与えることの主な理由は、以下の事項にある。

１． 心室性頻脈（ventricular tachycardia）又は細動など、より深刻なリズムとして誤って分類される洞頻脈を含む心房細動（atrial fibrillation：ＡＦ）又は他の上室性頻脈（supra-ventricular tachycardia：ＳＶＴ）イベント。

２．ＩＣＤは、ＱＲＳ群及びＴ波を誤って読み取ることにより拍動ごとに心拍数を２回カウントする（オーバーセンシングと呼ばれる）ので、心拍数を誤って分類する。

３． リード線の破損又はリード線の移動などの、機械的な問題。

これらの問題のうちの最初の２つが生じる理由は、心臓の血行動態を決定するために心臓の電気系統（ＥＣＧ）が使用されてからである。明らかに、血行動態をより直接的に測定することが、より有用であろう。

関連出願への相互参照．
本願は、２０１１年１０月２０日に出願された米国仮特許出願シリアル番号６１／６２７，９００の本出願であり、かつ、２０１２年３月２０日に出願された米国特許出願シリアル番号１３／４２５，１１９の一部継続出願であり、米国特許出願シリアル番号１３／４２５，１１９は、２０１１年３月２０日に出願された米国仮特許出願シリアル番号６１／５１６，１３８の本出願であり、かつ、２０１１年１２月２日に出願された米国特許出願シリアル番号１３／３７３，８５０の一部継続出願であり、米国特許出願シリアル番号１３／３７３，８５０は、２０１０年１２月１０日に出願された米国仮特許出願シリアル番号６１／４５９，２８０の本出願であり、これらのすべては参照によってここに組み込まれる。

本発明は患者の心臓を治療するための装置に関する。本装置は、心臓の血行動態を測定するセンサを備える。本装置は処理装置を備え、処理装置は、センサから血行動態を受信し、心臓にショックを与えるか否かを血行動態を用いて決定する。

本発明は患者の心臓を治療する方法に関する。本方法は、センサを用いて心臓の血行動態を測定するステップを含む。処理装置においてセンサから血行動態を受信して、処理装置により、心臓にショックを与えるか否かを血行動態を用いて決定するステップが含まれる。

ＲＶ−ＬＶ及びＲＡ−ＬＶの構成において、２つ以上のカテーテルを用いて心臓の内部又は周囲に配置された４つの電極を示す。電極３４及び３２はＲＶに位置し、３８及び３６はＬＶ（冠状静脈洞）に位置する。他の２つの電極はＲＡに位置し、ＲＶ電極の代わりに使用可能である。 例示的な装置の電流刺激のブロック図である。この例は、図１からの２つのＲＶ電極及び図１からの２つのＬＶ電極を利用する。この例は、ディジタルマイクロコントローラ入力から１６〜３２ｋＨｚの正弦波の電流源を生成する、Ｓｉｎ−ＤＡＣと呼ばれる、以前に開示された新たな発明も利用している。 例示的な装置の電圧検出回路のブロック図である。 本発明の動作のための例示的なアルゴリズムを示す。このアルゴリズムは、血行動態のイベント、電気的な（ＥＣＧ）イベント、又は、規則的な時間間隔のイベントなどのペースメーカー／マイクロコントローラからの他のシグナリング、又はペーシングシーケンスを含む、トリガーとなる任意のイベントとともに用いられてもよい。 イヌにおける、リード線１のＥＣＧと、２Ｄのソノマイクロメトリー（sonomicrometry）から計算された容積と、ＬＶ−ＲＶ構成のリード線を用いて測定された血液のコンダクタンスとを示す。血液のコンダクタンスは拍動ごとにソノマイクロメトリーの容積に沿って変化するということに注意する。 ドーパミン／ペーシング実験の結果を示す。 ドーパミン／ペーシング実験の結果を示す。 ドーパミン／ペーシング実験の結果を示す。 ドーパミン／ペーシング実験の結果を示す。 図１の構成で測定するときのＩＶＣ閉塞の結果を示す。図から分かるように、心外膜のリード線１８、２０から測定された血液のコンダクタンスは、ソノマイクロメトリーを用いて測定された実際の距離に近接して変化する。 図６Ｂのように測定値を容積に変換すると、ＩＶＣ閉塞データもまたソノマイクロメトリーからの容積に沿って変化することを示すグラフである。 本発明の装置のブロック図である。 ショック電極及び心臓を示す。

添付の図面において、本発明の好ましい実施形態と、本発明を実施する好ましい方法とを示す。

ここで図面を参照すると、複数の図にわたって同じ参照番号は同様の又は同じ部分を示す。より具体的には、図１、図２、及び図９を参照すると、患者の心臓を治療するための装置１０が示される。装置１０は、心臓の血行動態を測定するセンサ１２を備える。本装置１０は処理装置２４を備え、処理装置２４は、センサ１２から血行動態を受信し、心臓にショックを与えるか否かを血行動態を用いて決定する

処理装置２４は、センサ１２で測定された心臓の血行動態から、心臓のインピーダンスの実数部及び虚数部を決定してもよい。処理装置２４は、心臓の心筋及び血液構成要素を決定してもよい。処理装置２４は、血液構成要素から心臓に関する容積を決定して心臓の現在の拍出量を識別してもよい。処理装置２４は、現在の拍出量をベースライン拍出量に比較してもよく、現在の拍出量が平均拍出量を少なくとも予め決められた量にわたって下回るとき、処理装置２４は、心臓にショックを与えるショック信号を発生する。現在の拍出量がベースライン拍出量の約８０％から１００％であるとき、処理装置２４は、何らかのアクションを実行させることを行わなくてもよい。現在の拍出量がベースライン拍出量の約６０％から８０％の間にあるとき、処理装置２４は、拍出量の検出頻度を増加させてもよい。現在の拍出量がベースラインストロークファイルの約４０％から６０％の間にあるとき、処理装置２４は、患者のＥＣＧを調査してもよく、心臓にショックを与えるショック信号を送信する。現在の拍出量がベースライン拍出量の約０％から４０％の間にあるとき、処理装置２４は、心臓にショックを与えるショック信号を送信してもよい。

装置１０は、処理装置及び心臓と電気的に通信する刺激装置１５であって、血行動態がしきい値未満であると処理装置２４が決定するとき、処理装置２４の制御下で心臓にショックを与える刺激装置１５を含んでもよい。

本発明は患者の心臓を治療する方法に関する。本方法は、センサ１２を用いて心臓の血行動態を測定するステップを含む。処理装置２４においてセンサ１２から血行動態を受信して、処理装置２４により、心臓にショックを与えるか否かを血行動態を用いて決定するステップが含まれる。

処理装置２４により、センサ１２で測定された心臓の血行動態から、心臓のインピーダンスの実数部及び虚数部を決定するステップが含まれてもよい。処理装置２４により、心臓の心筋５６及び血液構成要素５８を決定するステップが含まれてもよい。処理装置２４により、血液構成要素５８から心臓に関する容積６２を決定して心臓の現在の拍出量を識別するステップが含まれてもよい。処理装置２４により、現在の拍出量をベースライン拍出量６４に比較するステップが含まれてもよく、現在の拍出量が平均拍出量を少なくとも予め決められた量にわたって下回るとき、処理装置２４は、心臓にショックを与えるショック信号を発生する。現在の拍出量がベースライン拍出量の約８０％から１００％であるとき、処理装置２４により、何らかのアクションを実行させることを行わないステップが含まれてもよい。現在の拍出量がベースライン拍出量の約６０％から８０％の間にあるとき、処理装置２４により、拍出量の検出頻度を増加させるステップが含まれてもよい。現在の拍出量がベースラインストロークファイルの約４０％から６０％の間にあるとき、処理装置２４により、患者のＥＣＧを調査し、心臓にショックを与えるショック信号を送信するステップが含まれてもよい。現在の拍出量がベースライン拍出量の約０％から４０％の間にあるとき、処理装置２４により、心臓にショックを与えるショック信号を送信するステップが含まれてもよい。血行動態がしきい値未満であると処理装置２４が決定するとき、処理装置２４の制御下で、処理装置２４及び心臓と電気的に通信する刺激装置１５により心臓にショックを与えるステップが含まれてもよい。

本発明は、心臓の電気的なインピーダンス及び電気的なアドミタンスを測定するアルゴリズムであって、植込み型除細動器（ＩＣＤ）を有する患者が治療（洞調律を回復するためのショック）を必要としているか否かを決定することができるアルゴリズムを利用する。電気的なインピーダンス（Ｚ）は、電気的なエネルギーが物体を流れるときに、エネルギーを送ろうとする力を流れた量で割った比である。電気的なアドミタンス（Ｙ）は、エネルギーを送ろうとする力で流れた量を割った比である。生きた組織のインピーダンス及びアドミタンスは複素数であるが、これは、電気的なエネルギーが、組織を介して伝送されるときに、振幅について減少し、かつ、時間的に遅延する（位相シフト）ことを意味する。これらの電気的な測定値は、心臓の容積、心臓容積の変化、及び／又は拍出量を決定するために使用可能である。

拍出量の測定値は、特に、ＩＣＤ技術へのその応用のために興味深い。ＩＣＤは、心臓再同期療法（Cardiac Resynchronization Therapy：ＣＲＴ）のために設計されたペースメーカーとしばしば結び付けられ（非特許文献１）、心臓の全体にわたって複数のリード線を有する。ＩＣＤは、患者が彼らの心臓病の結果として危険な不整脈イベントに入っているか否かを決定し、心筋に直接的にショックを送って心臓を通常動作に戻すことで彼らの命を救う。

現在、心臓にショックを与える場合を決定するアルゴリズムは頻繁に誤動作し、ＩＣＤを受ける患者の３分の１よりも多くが、最初の１〜３年のうちに不適切なショックを受けている（非特許文献２）。これは、病的状態（非特許文献３）を悪化させてしばしば機能低下をもたらし、患者の死亡率の増加（非特許文献４）に関連付けられる。ショックが必要か否かを決定するために使用される電気的な測定値（ＥＣＧ）がしばしば誤って分類されたり誤ってトリガーされたりするので、不適切なショックが生じる。本発明は、われわれの電気的なインピーダンス／アドミタンス装置に基づく新たなアルゴリズムを利用して、初めて血行動態に基づいて、ショックを与える場合を決定している。したがって、本発明は、初めて、血行動態を異常な心調律と結びつけている。

血行動態（hemodynamics）は、Ｎｅｗ Ｏｘｆｏｒｄ Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｄｉｃｔｉｏｎａｒｙによれば、次のように定義される：「身体の器官及び組織内の血液の流れに関すること（of or relating to the flow of blood within the organs and tissues of the body）」。本発明において、それは、特に、単位時間にわたって心臓によって送られた血液の量に関する。具体的には、この用語は、以下の事項を測定できるという事実を示すように、ここで用いられる：
１）心臓の部屋内の血液の容積、及び
２）以下の事項を導出できるまでの時間：拍出量、拡張末期容積、収縮末期容積、収縮性、心外膜の運動、及び容積の変化率。

この情報が与えられたとき、ペースメーカー／ＩＣＤは、心臓機能が適切である場合（ベースライン拍出量）、又は、進行中の不整脈に起因して低下している場合（ベースラインから低下した拍出量）を、これらの装置のルーチン機能の一部として、正確に決定することができる。われわれの血行動態モニタリング技術の利点は３つある。
１）不適切なショックをそれぞれ防いでバッテリ寿命を保ち、バッテリを交換するための植え込み後の手術の必要性を削減すること、
２）患者の心臓への不必要な外傷（死亡率の増加をもたらしうる理由）が防がれること（非特許文献５）、及び、
３）不必要なショックが削減されることに関連付けられた病的状態の緩和のために、患者の生活の質が向上すること。

動作（本発明はどのように働くか）

従来技術は、４つの電極の技術を説明する。図１に示すように、４つの電極３２、３４、３６、３８は、心臓のまわり、又は心臓内に配置される。正弦波電流が電極（１）３４及び（４）３８に印加され、結果として生じる電圧が電極（２）３２及び（３）３６の間で測定される。説明では４つの電極の構成を参照しているが、本技術は、２つ以上の電極を用いる任意の構成でも動作する。電極の個数が４つ未満である場合、電極ペア１−２及び３−４のどちらか又は両方が共用される。４つよりも多くの電極を用いる場合、２つの電極は正弦波電流を供給するために使用され、残りの電極はペアとして使用されて、電極ペア間の容積を測定する。電気的な測定値を心臓の容積に変換する技術もまた、従来技術でカバーされる。アドミタンス信号から筋肉構成要素を除去する技術は、従来技術で説明される。本発明は、ＩＣＤ治療を行うか否か、及びどのタイプの治療（例えば、抗頻脈ペーシング対電気除細動）を行うかを決定する目的で、血行動態的に不安定な不整脈を決定するために使用される技術に注目している。

本発明は、好ましくは、完全にペースメーカーの金属容器１６内に存在し、コネクタ１７を介してペースメーカーのリード線１８及び２０とのインターフェースをとる。金属容器１６は、ＡＤＣ４６を備えたマイクロコントローラ２４、キャパシタ、抵抗、演算増幅器４２、及びフィルタ４４など、現在のペースメーカー内に既に存在する多数の部品を利用する。ペースメーカーと統合したとき、共用部品として大幅に重複させることができるので、本発明がペースメーカーに追加される場合でもサイズの増大を最小化することができる。金属容器１６は容器と考えられる。本質的には、任意の、密閉して封止され、生対適合性を有する容器は、金属容器として使用可能である。金属容器１６は、典型的には、ペースメーカー会社ごとにカスタムメイドであり、したがって、例示するものは、Ｓｔ． Ｊｕｄｅ ＭｅｄｉｃａｌのＭｅｄｔｒｏｎｉｃによって用いられる容器を含む。

本発明は、２つの電極（例えば冠血管リング３８及びＲＶリング３４）間で正弦波電流３５を生じさせ、２つ以上の他のリード線（例えば冠欠陥の先端３６及びＲＶの先端３２）からこの電流によって生じた電圧を検出することで、複素インピーダンスを測定する。血液は、筋肉よりも低い伝導性を有し、十分に低い周波数（例えば２０ｋＨｚ）では測定可能なサセプタンスをもたず、また、その生物学的な性質により、電流場中にどれだけの量の血液及びどれだけの量の心筋が存在するのかを決定することが可能になる。これらの概念は従来技術で説明される。

複素インピーダンスは、電流場３５内に存在する心筋及び血液の相対的な量に依存するので、血液量は、上述したわれわれの以前の特許（ｄ）及び（ｅ）の結果を用いて、このインピーダンスの測定値を用いてリアルタイムで計算することができる。

ＩＣＤ／両心室のペースメーカーと接続されたとき、装置は、図４に概要を示すアルゴリズムを用いて、ＶＴが発生していてショックを与えることが必要であるか否かを決定する。このアルゴリズムは、血行動態のイベント、電気的な（ＥＣＧ）イベント、又は、規則的な時間間隔のイベントなどのペースメーカー／マイクロコントローラからの他のシグナリング、又はペーシングシーケンスを含む、トリガーとなる任意のイベントとともに用いられてもよい。しきい値決定は、患者ごとを基礎として設定されるべきであり、処方する医師の判断であっても、製造時に設定されたデフォルト値であってもよい。ＳＶの検出は、拍動ごとに行われ、時間的なＳＶの相対変化を決定するために移動平均を用いる。治療（ショック）は、装置による介入を必要とするほど拍出量が十分に小さいとき、１０〜３０の拍動期間でベースラインの０〜６０％の間のどこかにあるときに行われる。ベースラインのこの割合は、「しきい値」として知られ、患者にショックを与えるときに関する決定要因である。ＳＶの移動平均を決定するのに使用された心拍動の回数は、心拍数に依存し、心臓がより速く拍動しているときは、確実に、より多くの拍動を必要とし、心臓がよりゆっくりと拍動しているときは、より少ない拍動を必要とする。このように、ＳＶ信号は、短い不整脈がショックをトリガーすることを防ぐように「重みづけられる」。

ベースラインは、プログラミングのときに、及び患者の医師が各病院を訪問するときに、決定される。このベースラインは、植え込まれたときの正常な設置位置における複数の拍動（例えば１０回）の平均であってもよい。患者が既存の装置からショックを与えられるごとに、現在では、病院を訪問することが必要であり、この訪問は、しきい値のための調節ポイントとして働く。ここで、再び、医師がしきい値を調節することになる。

ショックを与えることは必要ではないが患者の条件が変化している場合、ＳＶをよりゆっくり変化させるために、適応的に変化するしきい値を採用することができる。例えば、移動平均がますます多くの回数の心拍動にわたって得られるとき、この移動平均はずっと遅い「ドリフト」を表す。それは、治療を行うことを必要とすることなく、ベースラインしきい値の調節を必要とするかもしれない。「ドリフト」決定を決定する拍動の個数は、患者の状態がどれくらい安定しているかに基づいて、医師によって選ばれる。より安定した（変化しない）患者の状態は、より長い移動平均を必要とし、より変わりやすい（変化している）患者の条件は、より短い移動平均を必要とする。

しきい値の代わりに、「信頼区間（confidence interval）」を用いることが、実装で計画されるもの最も近くなる。これは、例えば、患者のＳＶが０に低下する場合には即時にショックを与える必要があるので、しきい値とは微妙に異なる。しかしながら、患者のＳＶが６０％に低下する場合、これが生命にかかわる事態か否かはそれほど明らかではない。この場合、ショックを与えることを決定する前に、よりよい測定値を確立するほうがよい可能性がある。この一例は次のとおりである。

信頼区間：

ＣＩ１：ベースラインＳＶの８０％〜１００％における現在のＳＶ｜アクション：なし｜検出：変化なし

ＣＩ２：ベースラインＳＶの６０〜８０％における現在のＳＶ｜アクション：なし｜検出：ＳＶを検出する頻度を増加させて、治療を必要とするイベントをより正確に決定する

ＣＩ３：ベースラインＳＶの４０〜６０％における現在のＳＶ｜アクション：ショックが必要であることの信頼性を向上させるために他の測定値をチェックする｜検出：ＥＣＧを含むがこれに限定されない、治療が必要であることを示す他の測定値をチェックして、電気的な活動がレート、リズム、及び形態の区別によってＳＶの低下を確証するか否かを決定する

ＣＩ４：ベースラインＳＶの０〜４０％における現在のＳＶ｜アクション：ショックを与える｜検出：なし、これは、治療を必要とする危険な状態をマークし、他の検出は必要ではない

最初に、トリガーとなるイベント５０は必要であり、これは、規則的な間隔で生じる時間を調節したイベントであってもよく、又は、ショックが必要かもしれないと決定するための他の多くのアルゴリズムのうちの１つであってもよい。より低電力の装置によって必要であると考えられたときのみ本発明を実行することは、最大のエネルギー節約を可能にする。いったん、血行動態の測定が必要であると決定すると、装置は、電力を節約するためにＤＦＴを利用して、インピーダンス５２の実数部及び虚数部を測定する。位相較正５４の後、心筋５６及び血液構成要素５８が計算される。オプションで、この時点６０において、血液構成要素は容積に変換される。装置における時間及び電力を節約するために、必要であれば、２つの電極間の抵抗の大きさを血液量の代わりとすることができる。この時点において、拍出量（stroke volume：ＳＶ）は、最大及び最小の血液量（あるいは所望であれば、抵抗）の差として既知６２である。イベント中に、ＳＶは、ショック（治療）を必要とするほど十分に低いか否かを決定するために、ＳＶの平均値と比較６４される。ＳＶがベースラインＳＶよりも認識可能なほど低い値に低下した場合、突然死を防ぐために患者にショックを与えることが必要になる。この治療は、図１０に示すようなショック電極３１を用いて最適に行われるが、オプションとして、電極３２、３４、３６、３８、又はＲＡリード線２０上のこれらの任意の組み合わせを用いて行うことができる。検出されたＳＶが以前に記録されたものと一致している場合、患者は安定した頻脈を経験している可能性があり、治療は必要ではない。その場合、不整脈がなお存在するか否か、又は、不整脈が自然に終了したか否かを決定するために、全手順が繰り返される。

大部分のペースメーカー／ＩＣＤがＥＣＧを測定するのに必要な機器を既に備えているので、従来技術に係るＶＴ検出は心電図記録法の（血行動態でない）測定を含んでいる。これにより、電気的な測定が、不整脈の分類のための最も自明な解決策になる。しかしながら、これらのアルゴリズムは、ＥＣＧの分類における誤りに起因して、低い特異性を有する。この理由で、血行動態のより直接的な測定は、これらの患者を治療するように医師を訓練する方法を組み込んでいるので、ＩＣＤ産業への重要な進歩になるだろう。

例示

ドーパミンの調査

大型の動物において、拍出量を増加させるために、１回の投与ごとに１０分間にわたって１．２５、２．５、５、７．５、及び１０μｇ／ｋｇ／ｍｉｎで静脈ドーパミンが投与された。同じ準備において、リアルタイムの拍出量（ＳＶ）を第１基準として決定するための機器が、上行大動脈の流れに対して設けられた。追加的に、ペースメーカーのリード線は、両心室のペースメーカーのための標準位置（ＲＡ、ＲＶ、及びＬＶの自由な壁部における冠状静脈洞）に配置された。決定された仮説は、ドーパミンの投与量が増加したとき、拍出量が本発明及び第１基準の両方によって検出されるということであった。

ペーシングの調査

同じ大型の動物において、心臓は、ＤＯＯ構成（ＡＶｄを固有ＡＶｄ未満の３０ミリ秒に設定して、ＲＡリード線及びＲＶリード線の両方を用いてペーシングを行い、心房のペーシングを行う間に測定される）を用いて、次第に加速しながら絶えずペーシングされた。この調査のポイントは、急速なペーシングに起因した前負荷を減少させることにより、流れ及びペースメーカーのリード線の両方によって測定される拍出量を削減することにもあった。

ＶＴの調査

同じ大型の動物において、固有の心拍数よりも高いレートを用いて、右心室のみが一定レートでペーシングされた（ＶＯＯ構成）。これは安定した心室性頻脈（Ventricular Tachycardia）をもたらし、これは、不規則な心拍動及び拍出量の検出におけるわれわれの測定の有用性を示す。この研究において、容積は、２Ｄのソノマイクロメトリーを用いて測定され、第１基準として使用された。一方、容積の測定は本発明を用いても行われた。

ＩＶＣ閉塞の調査

同じ大型の動物では、減少した前負荷に起因する動的な容積及びＳＶを本発明が正しく予測できるか否かを決定するために、一時的な下大静脈（Inferior Vena Cava：ＩＶＣ）閉塞が行われた。ＩＶＣ閉塞は、ペーシングの調査（上述）に比べて臨床的な適用可能性が低く、本発明が容積の減少に対してどれだけ速く応答できるのかを単に示す。

結果

図６Ａ〜図６Ｄ及び図７に結果を示す。図６Ａに、図１に示す構成に係るドーパミン及びペーシングの調査の結果を示す。拍出量（ＳＶ）の容積（２Ｄのソノマイクロメトリー）増加に関する基準として、本発明は、ストロークのコンダクタンス（ＡＧｂ、円形）の増加を示す。同様に、ペーシングレートの減少は、ＳＶの増加に対応する（ＡＧｂ、三角形）。同じデータを大きさのみを用いて分析するとき、それは図６Ｂに類似している。これらの調査は、容積の追跡を可能にするために複素アドミタンスの使用が必要であることを示す。

これらのパネルのすべてにおけるＸ軸は、２Ｄのソノマイクロメトリーを用いて測定されたＳＶである。この値が増加するとき、われわれの発明で測定された値は増加するはずである。パネル６Ａは、ドーパミン及びペーシングの実験中のＬＶ−ＲＶ構成の結果である。パネル６Ｂは、パネル６Ａと同様であるが、筋肉信号を分離していない結果である。これは、われわれのアドミタンス技術の主な利点のうちの１つである。なぜならば、他の装置は、筋肉を除去するのに必要な計算を行う機能を持たないからである。この図によれば、パネル６ＡがＧｂ及びＳＶの間の相関を示し、パネルＢがＺ及びＳＶの間の相関を示していないことは明らかである。パネル６Ｂ及び６Ｄは、図６Ａ及び図６Ｃと同様であるが、容積に変換するための簡単な補正因子を含む結果を示す。よりよい相関のためにより複雑な方程式を用いることができるかもしれないが、この簡単な乗算による補正は、本発明を用いてＳＶを正確に評価できることを示す。パネル６Ｄではより大きな「広がり」が存在することに注意する。

現在、２室のＩＣＤは、ショックが適切又は不適切であるときを決定するための最新技術である。これらの装置は、ＥＣＧ信号のレートの区別、リズムの区別、及び形態の区別による心臓内のＥＣＧを用いて、頻脈イベントの安定性（あるいは不安定性）を決定することに注目している。本発明は、血行動態の安定性（拍出量）の尺度を決定することができ、いつ電気除細動を行うべきか、又は、より保守的な治療を行うべきかに関して検討するように医師を訓練する方法を組み込んだ、最初の（かつ唯一の）装置であると信じる。

本発明は、説明の目的で先の実施形態に詳細に述べられているが、そのような詳細事項はその目的のためだけであり、当業者であれば、添付の請求の範囲に述べたことのほかは本発明の精神及び範囲から外れることなく、変形を実施可能であるということは理解されるべきである。

１０：装置。
１２：センサ。
１５：刺激装置。
１６：ペースメーカーの容器。ここで、本発明が電極とインターフェースをとる。
１７：ペースメーカーのリード線のコネクタ。これは、１６内に設けられた本発明とインターフェースをとり、ＬＶ１８、ＲＡ及びＲＶ２０のリード線に接続される。
１８：ＬＶリード線を用いて（冠状静脈洞中の）ＬＶ心外膜に配置された２つの電極から構成されるリード線。
２０：心臓（心室又は心房内）に配置された２つの電極から各々構成される、ＲＶ及びＲＡのリード線。
２４：マイクロコントローラ又はデジタル論理回路。使用可能な既存のマイクロコントローラの一例はテキサス・インスツルメンツＭＳＰ４３０Ｆ２０１３である。このマイクロコントローラは、２０４８バイトのフラッシュＥＥＰＲＯＭ、１２８バイトのＲＡＭを有し、１６ＭＨｚで動作する。それは、容積を測定するために使用可能であり、４×４×１ｍｍを占有する１６ピンの表面実装パッケージとして提供される。
２６：マイクロコントローラからのデジタル出力。
２８：われわれの以前の特許の対象物であり、デジタル論理回路を使用することにより電極を介して正弦波電流を駆動することを可能にする。
３０：ＳｉｎＤＡＣ出力を２０ｋＨｚの正弦波電流に変換するために使用されるＯＰＡ３３０ＡＩＤＣＫＴ演算増幅器。
３１：ショック電極。
３４、３８：刺激（電流）電極。
３５：電流電極間に流れるときの電流の経路。
３２、３６：電圧（リターン）電極。
４２：小電力増幅器。小電力増幅器の一例はテキサス・インスツルメンツＩＮＡ３２２である。この計装アンプは、４９０マイクロアンペアの供給電流で動作し、利得２５で帯域幅２ＭＨｚを有する。
４４：低域通過フィルタ（オプション）。このフィルタを用いないことのトレードオフは、より小さな電力のときにより小さな信号対雑音比になるということにある。
４６：入力電圧はマイクロコントローラＡＤＣを用いてサンプリングされる。
４８：データは、測定値をペースメーカー制御のための意味のある制御信号に変換するソフトウェアアルゴリズムの実行のために提供される。
５０：トリガーとなるイベントは、血行動態のイベントが必要であると決定する生理学的イベントである。可能な１つのイベントは、レートで区別される頻脈であってもよい。アルゴリズムは、特異性を増大させるために他のＶＴ検出アルゴリズムに加えて実行されてもよい。
５２：インピーダンスの実数部及び虚数部の計算は従来技術で説明されている。
５４：虚数部の較正。
５６：インピーダンスの筋肉構成要素の計算は、血液構成要素の正確な計算に必要であり、従来技術で説明されている。
５８：インピーダンスの血液構成要素の計算。
６０：血液インピーダンスから容積に変換することはオプションであり、Ｒｂのピークトゥピーク値は制御信号として使用可能である。
６２：拍出量の計算。
６４：ＳＶしきい値は、正常なＳＶの所定割合になるだろう。低下した拍出量に起因して、徴候的なＶＴが生じる。

処理装置２４は、センサ１２で測定された心臓の血行動態から、心臓のインピーダンスの実数部及び虚数部を決定してもよい。処理装置２４は、心臓の心筋及び血液構成要素を決定してもよい。処理装置２４は、血液構成要素から心臓に関する容積を決定して心臓の現在の拍出量を識別してもよい。処理装置２４は、現在の拍出量をベースライン拍出量に比較してもよく、現在の拍出量が平均拍出量を少なくとも予め決められた量にわたって下回るとき、処理装置２４は、心臓にショックを与えるショック信号を発生する。現在の拍出量がベースライン拍出量の約８０％から１００％であるとき、処理装置２４は、何らかのアクションを実行させることを行わなくてもよい。現在の拍出量がベースライン拍出量の約６０％から８０％の間にあるとき、処理装置２４は、拍出量の検出頻度を増加させてもよい。現在の拍出量がベースライン拍出量の約４０％から６０％の間にあるとき、処理装置２４は、患者のＥＣＧを調査してもよく、心臓にショックを与えるショック信号を送信する。現在の拍出量がベースライン拍出量の約０％から４０％の間にあるとき、処理装置２４は、心臓にショックを与えるショック信号を送信してもよい。

処理装置２４により、センサ１２で測定された心臓の血行動態から、心臓のインピーダンスの実数部及び虚数部を決定するステップが含まれてもよい。処理装置２４により、心臓の心筋５６及び血液構成要素５８を決定するステップが含まれてもよい。処理装置２４により、血液構成要素５８から心臓に関する容積６２を決定して心臓の現在の拍出量を識別するステップが含まれてもよい。処理装置２４により、現在の拍出量をベースライン拍出量６４に比較するステップが含まれてもよく、現在の拍出量が平均拍出量を少なくとも予め決められた量にわたって下回るとき、処理装置２４は、心臓にショックを与えるショック信号を発生する。現在の拍出量がベースライン拍出量の約８０％から１００％であるとき、処理装置２４により、何らかのアクションを実行させることを行わないステップが含まれてもよい。現在の拍出量がベースライン拍出量の約６０％から８０％の間にあるとき、処理装置２４により、拍出量の検出頻度を増加させるステップが含まれてもよい。現在の拍出量がベースライン拍出量の約４０％から６０％の間にあるとき、処理装置２４により、患者のＥＣＧを調査し、心臓にショックを与えるショック信号を送信するステップが含まれてもよい。現在の拍出量がベースライン拍出量の約０％から４０％の間にあるとき、処理装置２４により、心臓にショックを与えるショック信号を送信するステップが含まれてもよい。血行動態がしきい値未満であると処理装置２４が決定するとき、処理装置２４の制御下で、処理装置２４及び心臓と電気的に通信する刺激装置１５により心臓にショックを与えるステップが含まれてもよい。

Claims (15)

1. 患者の心臓を治療するための装置であって、上記装置は、
   上記心臓の血行動態を測定するセンサと、
   上記センサから上記血行動態を受信し、上記心臓にショックを与えるか、上記心臓にペーシングを行うか、それとも、治療を行うことなく上記心臓を観察するかを上記血行動態を用いて決定する処理装置とを備えた装置。
2. 上記処理装置は、上記センサで測定された上記心臓の血行動態から上記心臓のインピーダンスの実数部及び虚数部を決定する請求項１記載の装置。
3. 上記処理装置は上記心臓の心筋及び血液構成要素を決定する請求項２記載の装置。
4. 上記処理装置は、上記血液構成要素から上記心臓に関する容積を決定して上記心臓の現在の拍出量を識別する請求項３記載の装置。
5. 上記処理装置は、上記現在の拍出量をベースライン拍出量に対して比較し、
   上記現在の拍出量が平均拍出量を少なくとも予め決められた量にわたって下回るとき、上記処理装置は、上記心臓にショックを与えるショック信号を発生する請求項４記載の装置。
6. 上記現在の拍出量がベースライン拍出量の約８０％から１００％であるとき、上記処理装置は何らかのアクションを実行させることなく、
   上記現在の拍出量がベースライン拍出量の約６０％から８０％の間にあるとき、上記処理装置は上記拍出量の検出頻度を増加させ、
   上記現在の拍出量がベースラインストロークファイルの約４０％から６０％の間にあるとき、上記処理装置は、上記患者のＥＣＧを調査し、上記心臓にショックを与えるショック信号を送信し、
   上記現在の拍出量がベースライン拍出量の約０％から４０％の間にあるとき、上記処理装置は、上記心臓にショックを与えるショック信号を送信する請求項５記載の装置。
7. 上記処理装置及び上記心臓と電気的に通信する刺激装置であって、上記血行動態がしきい値未満であると上記処理装置が決定するとき、上記処理装置の制御下で上記心臓にショックを与える刺激装置を含む請求項６記載の装置。
8. 患者の心臓を治療する方法であって、上記方法は、
   センサを用いて上記心臓の血行動態を測定するステップと、
   処理装置において上記センサから上記血行動態を受信し、上記処理装置により、上記心臓にショックを与えるか、上記心臓にペーシングを行うか、それとも、治療を行うことなく上記心臓を観察するかを上記血行動態を用いて決定するステップとを含む方法。
9. 上記処理装置により、上記センサで測定された上記心臓の血行動態から上記心臓のインピーダンスの実数部及び虚数部を決定するステップを含む請求項８記載の方法。
10. 上記処理装置により、上記心臓の心筋及び血液構成要素を決定するステップを含む請求項９記載の方法。
11. 上記処理装置により、上記血液構成要素から上記心臓に関する容積を決定して上記心臓の現在の拍出量を識別するステップを含む請求項１０記載の方法。
12. 上記処理装置により、現在の拍出量をベースライン拍出量に比較するステップと、
    上記現在の拍出量が平均拍出量を少なくとも予め決められた量にわたって下回るとき、上記処理装置により、上記心臓にショックを与えるショック信号を発生するステップとを含む請求項１１記載の方法。
13. 上記現在の拍出量がベースライン拍出量の約８０％から１００％であるとき、上記処理装置により、何らかのアクションを実行させることを行わないステップと、
    上記現在の拍出量がベースライン拍出量の約６０％から８０％の間にあるとき、上記処理装置により、上記拍出量の検出頻度を増加させるステップと、
    上記現在の拍出量がベースラインストロークファイルの約４０％から６０％の間にあるとき、上記処理装置により、上記患者のＥＣＧを調査し、上記心臓にショックを与えるショック信号を送信するステップと、
    上記現在の拍出量がベースライン拍出量の約０％から４０％の間にあるとき、上記処理装置により、上記心臓にショックを与えるショック信号を送信するステップとを含む請求項１２記載の方法。
14. 上記血行動態がしきい値未満であると上記処理装置が決定するとき、上記処理装置の制御下で、上記処理装置及び上記心臓と電気的に通信する刺激装置により上記心臓にショックを与えるステップを含む請求項１３記載の方法。
15. 上記患者の体内に植え込まれるように適合した筐体であって、上記処理装置を内部に配置した筐体を含む請求項７記載の装置。

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