JP2023546063A - 心房カーディオバージョン療法用の除細動器インターフェースデバイス - Google Patents

Abstract

本開示の特定の実施形態は、心房カーディオバージョンシステムで使用するための除細動器インターフェースデバイスに関する。一実施形態では、除細動器インターフェースデバイスは、除細動器に結合されたときに除細動器から入力信号を受信するように構成された入力端子と、複数の心臓リード線に結合されたときに、少なくとも１つの離散パルスを含む出力信号を複数の心臓リード線に送達するように構成された出力端子と、入力信号エネルギーを削減することによって出力信号を生成するように構成された減衰回路とを含む。【選択図】図２

Description

関連出願の相互参照
本願は、その開示がその全体で参照することにより本明細書に組み込まれる、２０２０年１０月８日に出願された米国仮特許出願第６３／０８９，２８７号の優先権の利益を主張する。

本願は、心房カーディオバージョン療法及び心房カーディオバージョン療法で使用するためのデバイスに関する。

心房細動などの心律動障害は、頻繁に発生する出来事である。特に、術後の心房細動は、心臓手術後の最も頻繁な心拍障害であり、その発生は、心臓の基礎疾患及び処置に応じて変化する。術後の心房細動の検出は、その頻度のため、及びそれが、多くの場合、死亡、致命的ではない心筋梗塞、及び致命的ではない脳卒中のリスクの上昇に関連しているため、重大である。

現在の慣例では、通常、患者の治療には薬理学的治療及び／または電気ショック変換が規定されている。電気ショック変換は大量のエネルギーを必要とし、この手法を使用してサイナスリズムを維持することは困難である。さらに、従来の手法は、異常な心調律に苦しむ患者の治療にさらなる問題を提起している。従来の外部電気除細動処置は、通常、多量の電気エネルギー（つまり、約５０～１５０ジュール）を必要とし、強い衝撃とそれに関連する患者の不快感の結果として、通常は、ともに時間を要する処置である全身麻酔または深い鎮静の後に行われる。さらに、患者をサイナスリズムに戻すために必要とされる大量のエネルギーは、高価な鎮静用の薬剤を必要とし、外部の皮膚の損傷及び痛みを引き起こす可能性がある。

さらに、外部衝撃除細動は、麻酔専門医、心臓専門医、及び看護婦を含む追加の医療関係者を必要とする時間のかかるプロセスである。処置自体に、患者の生命に対する重大なリスクがないわけではない。外部電気ショック手順の従来の全身使用に関連する多数の合併症、欠点、及び失敗により、治療及び患者ケアを大幅に改善するための多くの試みが促されてきた。

経胸腔電気カーディオバージョンはサイナスリズムの回復に効果的であるが、新たな不整脈、麻酔関連の問題、及び異なる組織層での電気皮膚火傷などの深刻な合併症にも関連している。この問題に対処するために、経胸腔電気カーディオバージョンの代替的な手法として、一時的な心外膜リードを通して低エネルギー送達を提供する試みが行われてきた。しかしながら、心房での縫合中の技術的な難しさ、処置の時間の増加、及びリード抽出中の出血のリスクがこれらの手法を困難にしている。

以下の概要は、本開示の様々な態様の簡略化された概要を提示して、そのような態様の基本的な理解を提供する。本概要は、本開示の広範囲な概要ではない。本概要は、本開示の鍵となる要素または重大な要素を特定することも、本開示の特定の実施形態のいかなる範囲もしくは特許請求の範囲のいかなる範囲を説明することも意図していない。本概要の唯一の目的は、後に提示されるより詳細な説明への序文として、本開示のいくつかの概念を簡略な形で提示することである。

一態様では、除細動器インターフェースデバイスは、除細動器に結合されたときに除細動器から入力信号を受信するように構成された入力端子と、複数の心臓リード線に結合されたときに、少なくとも１つの離散パルスを含む出力信号を複数の心臓リード線に送達するように構成された出力端子と、出力信号中の離散パルスごとのパルスエネルギーが６ジュール未満になるように入力信号を出力信号に変換するように構成された減衰回路とを含む。

少なくとも１つの実施形態では、パルスエネルギーは５．５ジュール未満、５．０ジュール未満、４．５ジュール未満、４．０ジュール未満、３．５ジュール未満、３．０ジュール未満、２．５ジュール未満、２．０ジュール未満、１．５ジュール未満、１．０ジュール未満、０．５ジュール未満、０．４ジュール未満、０．３ジュール未満、０．２５ジュール未満、または０．２ジュール未満である。

少なくとも１つの実施形態では、出力信号の離散パルスの少なくとも１つは、方形波形、プラトー波形、切頂指数関数波形、曲線的な波形、またはそれらの単相形式または二相形式を含む。

少なくとも１つの実施形態では、除細動器インターフェースデバイスは、出力端子と複数の心臓リード線との間で結合されたカーディオバージョンケーブルを含む。

少なくとも１つの実施形態では、入力端子は、除細動器パドルと物理的に接触することなくケーブルコネクタを介して除細動器に結合するように構成される。

別の態様では、除細動器インターフェースデバイスは、除細動器に結合するように構成された入力端子と、複数の心臓リード線に結合するように構成された出力端子と、入力端子を出力端子に結合するように構成された減衰回路とを含む。少なくとも１つの実施形態では、減衰回路は、分圧器構成で配置された複数の抵抗器を含み、複数の抵抗器のそれぞれは、１ｋΩ未満の抵抗を示す。

少なくとも１つの実施形態では、入力端子は、介在する電圧放電管なしに減衰回路に直接的に結合される。

少なくとも１つの実施形態では、抵抗器は、減衰回路によって生成される出力パルスのパルスエネルギーが６ジュール未満になるように選択される。

少なくとも１つの実施形態では、除細動器インターフェースデバイスは、減衰回路と出力端子との間に並列に結合された少なくとも１つの電圧放電管をさらに含む。

少なくとも１つの実施形態では、入力端子は、除細動器パドルと物理的に接触することなくケーブルコネクタを介して除細動器に結合するように構成される。

別の態様では、心房カーディオバージョンシステムは、除細動器と、除細動器パドルと物理的に接触することなくケーブル接続を介して除細動器に電気的に結合された除細動器インターフェースデバイスと、患者の心臓に結合されたときに、除細動器インターフェースデバイスから患者の心臓に信号を送達するために除細動器インターフェースデバイスに電気的に結合された複数の心臓リード線とを含む。

少なくとも１つの実施形態では、除細動器インターフェースデバイスは、除細動器からの入力パルス信号を、患者の心臓に送信される出力パルス信号に変換するように構成される。少なくとも１つの実施形態では、出力パルス信号のパルスエネルギーは６ジュール未満である。

少なくとも１つの実施形態では、パルスエネルギーは５．５ジュール未満、５．０ジュール未満、４．５ジュール未満、４．０ジュール未満、３．５ジュール未満、３．０ジュール未満、２．５ジュール未満、２．０ジュール未満、１．５ジュール未満、１．０ジュール未満、０．５ジュール未満、０．４ジュール未満、０．３ジュール未満、０．２５ジュール未満、または０．２ジュール未満である。

少なくとも１つの実施形態では、出力パルス信号は、方形波形、プラトー波形、切頂指数関数波形、曲線的な波形、またはそれらの単相形式または二相形式を含む。

少なくとも１つの実施形態では、システムは、除細動器インターフェースデバイスと複数の心臓リード線との間で結合されたカーディオバージョンケーブルをさらに含む。

別の態様では、心房カーディオバージョンを実行する方法は、除細動器インターフェースデバイスの入力端子によって、除細動器から、除細動器を入力端子に結合するケーブルコネクタを介して入力パルスを受信することと、減衰回路によって、入力パルスを６ジュール未満のパルスエネルギーを有する出力パルスに変換することと、患者の心臓と接触している複数の心臓リード線を介して、出力パルスを患者の心臓に送信することとを含む。

少なくとも１つの実施形態では、パルスエネルギーは５．５ジュール未満、５．０ジュール未満、４．５ジュール未満、４．０ジュール未満、３．５ジュール未満、３．０ジュール未満、２．５ジュール未満、２．０ジュール未満、１．５ジュール未満、１．０ジュール未満、０．５ジュール未満、０．４ジュール未満、０．３ジュール未満、０．２５ジュール未満、または０．２ジュール未満である。

少なくとも１つの実施形態では、出力パルスは、方形波形、プラトー波形、切頂指数関数波形、曲線的な波形、またはそれらの単相形式または二相形式を含む。

少なくとも１つの実施形態では、方法は、入力端子を除細動器パドルと物理的に接触させることなく、ケーブルコネクタを介して除細動器インターフェースデバイスの入力端子を結合することをさらに含む。

少なくとも１つの実施形態では、減衰回路は、介在する電圧放電管なしに入力端子に電気的に結合される。

少なくとも１つの実施形態では、成功した心房カーディオバージョンは、０．１Ｊより大きく１Ｊ未満、０．９Ｊ未満、０．８Ｊ未満、０．７Ｊ未満、０．６Ｊ未満、０．５Ｊ未満、０．４Ｊ未満、０．３Ｊ未満、または０．２Ｊ未満の除細動閾値で達成される。少なくとも１つの実施形態では、心房カーディオバージョンの成功は、単段階エネルギー送達を使用して達成される。

本開示のより完全な理解を容易にするために、ここで、類似した要素が類似した数字で参照される添付図面が参照される。これらの図面は、本開示を限定するものとして解釈されるべきではなく、例示のみを目的としている。

特定の実施形態による例示的な心房カーディオバージョンシステムを示すブロック図である。 特定の実施形態による例示的な除細動器インターフェースデバイスを示すブロック図である。 特定の実施形態による減衰回路及びガス放電管を示す概略図である。 誘導された心房細動の心電図トレースを示す。 特定の実施形態による除細動器インターフェースデバイスを利用した、誘導された心房細動から正常なサイナスリズムへの完全な復帰を示す。 特定の実施形態に従ってカーディオバージョンを実行するための例示的な方法を示すフローチャートである。

本開示の実施形態は、例えば心房カーディオバージョン療法中に、除細動器によって患者の心臓に送達されるエネルギーの量を削減するために、心房カーディオバージョンシステムで使用するための除細動器インターフェースデバイスに関する。除細動器インターフェースデバイスは、（除細動器から受信された）入力信号を、エネルギーが削減された出力信号（例えば、６ジュール未満）に変換するための減衰回路を含む。

術後の心房細動は、一般に予後診断が好ましい良性の臨床症状であるが、術後の心房細動に関連する合併症が、患者の死亡率を上昇させる可能性がある。術後の心房細動の治療目的は、血行動態安定性を維持することと、症状を抑制することと、血栓塞栓症を防ぐこととを含む。治療の指針は、薬物療法によって、または電気カーディオバージョンの使用によって達成されるレートコントロールまたはカーディオバージョンに基づいているが、最適な医学療法に対するコンセンサスはない。

電気カーディオバージョン治療は、術後の心房細動の治療努力の約１０％に相当する。この治療法は、火傷、不整脈、及び痛みなどの副作用を生じさせることが知られており、麻酔管理を危険にさらす可能性がある。さらに、電気カーディオバージョンは、通常は有害事象を伴う鎮静剤（例えば、ミダゾラム、プロポフォール、ケタミン）を必要とする。

心房細動を治療するための電気カーディオバージョンでの従来の手法は、約１００ジュール（Ｊ）の初期エネルギーを使用し、最初の衝撃が失敗した場合１００Ｊのインクリメントで最大４００Ｊまで増加する。心房細動を難治性と分類する前に投与できる衝撃の回数は議論されており、外部カーディオバージョン中に安全に送達できる衝撃の数を決定する上で役立つ可能性がある強力なデータはない。従来の手法の他の制限は、ワイヤの脱落のリスク及び出血のリスクの増加を含む。これらの制限及び他を考慮すると、慢性的な設定と術後の設定の両方で心房除細動カーディオバージョンのためのエネルギー送達の代替方法を開発することが望ましい。

本開示の実施形態は、心房細動から正常なサイナスリズムへの変換のための低エネルギー方法を提供することによってこれらの制限及び他の制限に対処する。実施形態は、従来の電気的変換手法に対するより安全でより高速かつ潜在的に痛みがない代替策を提供する。特定の実施形態は、市販の除細動器、ペースメーカー、及び心外膜ワイヤとともに使用できる除細動器インターフェースデバイスを利用し、約０．２Ｊ未満の単段階除細動エネルギー閾値を使用してよりカーディオバージョンを有利にかつ効果的に達成する。本明細書で使用する場合、エネルギー送達の文脈での「単段階」は、単一の二相衝撃から生じるエネルギー送達を指す。本明細書に説明される実施形態の利点は、低エネルギーカーディオバージョンの成功、心房面でのリードの縫合または取り外しによる損傷の減少または最小化、ならびに抗不整脈薬剤への曝露及びそれらの対応する副作用の減少を含むが、これらに限定されない。

特定の実施形態では、除細動器への接続は直接ケーブルを通して達成され、これは、有利なことに、除細動器パッド／パドルがインターフェースデバイスへの電気的接続を行う必要性を排除する。これはまた、有利なことに、通常、除細動器のパドルまたはパッドの一部である安全スイッチの使用の必要性、及びパドルまたはパッドの適切な位置決めを確実にする必要性を排除する。また、パドル／パッドの接続を排除することにより、高圧で保護されていない接続に関連するリスクも取り除かれる。

現在の除細動器インターフェースデバイスの設計は、入力ごとにその入力端子でガス放電管を利用する。ガス放電管は、閾値電圧（つまり放電開始電圧）に達するまで開回路として機能し、その時点でガス放電管は通電する。ガス放電管は通常、現在のシステムでは入出力絶縁及びエネルギー伝達表示に使用されるが、ガス放電管はいくつかの複雑な事態の原因である。例えば、ガス放電管は、放電開始電圧を下回るいかなる入力も妨げるため、可能な最小エネルギー伝達を（一般には２Ｊ以上に）制限する。ガス放電管はまた、関連する電圧降下（通常、１５Ｖ）を有し、エネルギー効率の損失につながる。ガス放電管はまた、出力信号の二相波形を歪ませ、その結果、二相パルスの２つのパルスのどちらも放電開始電圧を超えることができない可能性がある。さらに、入力でのガス放電管はまた、除細動器が、負荷不一致のために予想される患者負荷に衝撃を送達することを妨げ、その結果、所望のエネルギーを送達できない可能性がある。

パドル／パッドの使用を回避することによって、これは入出力絶縁の必要性を排除し、入力端子でのガス放電管の排除が可能になる。これは、出力波形の形状に対する悪影響を有利に回避するため、方形波形、プラトー波形、切頂指数関数波形、曲線的な波形、またはそれらの単相形式または二相形式などの明確に定義されたパルスの患者の心臓への送達を可能にする。

図１は、特定の実施形態による心房カーディオバージョンシステム１００である。心房カーディオバージョンシステム１００は、除細動器１１０と、ペースメーカー１２０と、除細動器インターフェースデバイス２００と、患者の心臓とインターフェースをとるために適合された複数の心臓ワイヤ１０８とを含む。図２に関してより詳細に説明される除細動器インターフェースデバイス２００は、術後の心房細動を起こしやすい心臓外科患者における心房カーディオバージョンを容易にする。心臓手術中に埋め込まれる一時的なペーシングワイヤ及びカーディオバージョン心臓ワイヤを含む心臓ワイヤ１０８は、患者が術後心房細動を起こしにくくなったとき、通常は７日以内に取り外すことができる。

特定の実施形態では、除細動器１１０は、同期したカーディオバージョンを実行できる外部の調整可能な低エネルギー二相除細動器（ＬＩＦＥＰＡＫ（登録商標）除細動器など）である。除細動器１１０は、インターフェースケーブル１０２を介して除細動器インターフェースデバイス２００に結合され得る。除細動器インターフェースデバイス２００は、図２に関して以下により詳細に説明される。

インターフェースケーブル１０２は、除細動器１１０と互換性があるケーブル（例えば、ＬＩＦＥＰＡＫ（登録商標）ＱＵＩＫ－ＣＯＭＢＯ治療ケーブル）を含み得る。インターフェースケーブル１０２は、除細動器１１０を除細動器インターフェースデバイス２００の入力端子に直接的に接続し得る。特定の実施形態では、インターフェースケーブル１０２は、入力端子を除細動器パッドまたはパドルと物理的に接触させることなく除細動器インターフェースデバイス２００に接続される。例えば、インターフェースケーブル１０２は、除細動器インターフェースデバイス２００と直接有線接続を確立する。特定の実施形態では、インターフェースケーブル１０２は、除細動器１１０と互換性がある市販のケーブルを改変してパッド／パドルを取り除き、露出されたリード線を除細動器インターフェースデバイス２００の入力端子に接続することによって製造され得る。特定の実施形態では、除細動器インターフェースデバイス２００でインターフェースケーブル１０２にかかる応力を減らすために、除細動器インターフェースデバイス２００の入力端子は、インターフェースケーブル１０２の入信リード線を密封し、インターフェースケーブル１０２の入信リード線に張力緩和を提供する張力緩和コネクタを含み得る。例えば、張力緩和コネクタは、先細のねじナット及び／またはゴムＯリングを含み得る。

ペースメーカー１２０は、Ｍｅｄｔｒｏｎｉｃモデル５３９２及び５３４０１など、心房カーディオバージョンと互換性がある任意の適切な一時的な外部ペースメーカーであってよい。特定の実施形態では、ペースメーカー１２０は、心室及び心房のペーシングのために２本の一時的な二極ペーシングワイヤを受け入れることができる。ペースメーカー１２０は、心室ペーシングケーブル１２２及び心房ペーシングケーブル１２４を介して心臓ワイヤ１０８のサブセットに接続し得る。

特定の実施形態では、心室ペーシングケーブル１２２は、ペースメーカー１２０を心室ペーシングワイヤ１０８Ａに接続する延長ケーブルである。心室ペーシングケーブル１２２は、例えば、Ｍｅｄｔｒｏｎｉｃ ５４３３Ｖ Ｒｅｕｓａｂｌｅ ＥＰＧ心室安全ケーブルまたはＭｅｄｔｒｏｎｉｃ ５４８７の６フィート滅菌使い捨て患者安全ケーブルであってよい。

特定の実施形態では、心房ペーシングケーブル１２４は、ペースメーカー１２０を心房ペーシング心臓ワイヤ１０８Ｃに接続する延長ケーブルである。心房ペーシングケーブル１２４は、例えば、Ｍｅｄｔｒｏｎｉｃ ５４３３Ａ Ｒｅｕｓａｂｌｅ ＥＰＧ心室安全ケーブルまたはＭｅｄｔｒｏｎｉｃ ５４８７の６フィート滅菌使い捨て患者安全ケーブルであってよい。

特定の実施形態では、カーディオバージョン延長ケーブル１０４は、除細動器インターフェースデバイス２００を心臓ワイヤ１０８の少なくとも１つのサブセットに接続して、患者の体内に埋め込まれたときの心臓ワイヤ１０８が患者の体の外部から延びる短い距離のため、除細動器インターフェースデバイス２００と患者の心臓との間の距離を埋める。心臓ワイヤ１０８は、心臓ペーシング及び心房カーディオバージョンを可能にするために患者の心臓への直接的な接続を提供する。心臓ワイヤ１０８は、最大７日の埋め込みのために設計され得、優しく牽引することで引き出すことができる。

特定の実施形態では、心臓ワイヤ１０８は、３本の異なるワイヤを含む。第１のワイヤは、二極心筋心室ペーシングを提供する二極リードを含む心室ワイヤ１０８Ｂである。リードは、電極の遠位に固定機構を含み得る。リードの近位端は、電極ごとにコネクタで二又に分岐され得る。

第２のワイヤは、右心房ワイヤ１０８Ｄである。右心房ワイヤは、一方の端部は単極心外膜変換電極を提供し、他端は二極心筋心房ペーシング／感知電極を提供する、二又に分かれた遠位端を有する三極リードである。ペーシング二又端部は、電極の遠位に固定機構を含み得る。リードの近位端は、電極ごとにコネクタピンを有し、三又に分岐され得る。

第３のワイヤは、単極心外膜心臓変換リードである左心房ワイヤ１０８Ｅである。

心臓ワイヤ１０８の共通の特徴は、コネクタ、胸部針、及び心臓針を含む。特定の実施形態では、コネクタは心臓ワイヤ１０８の近位端にあり、単極ピンタイプコネクタである。所与の心臓ワイヤの各コネクタは、リードを皮膚を通して外部に置くことを可能にするために胸部針に取り付けられる。ペーシング時の露出したピンは、ペーシングケーブルに接続されていないときは覆われている。

心臓ワイヤ１０８の最も近位の端部は、コネクタピンに取り付けられたまっすぐな胸部針を含む。まっすぐな胸部針は、皮膚を通る外在化のためにその取り付け部から心臓まで心臓ワイヤを通すために使用され得る。外在化の後、胸部針はコネクタピンから取り除き得、ピンは、そのそれぞれのデバイスへの接続のために分離し得る。

心房カーディオバージョンシステム１００のデバイスを心臓に結合するための心臓ワイヤ１０８及び他の構成要素の構成が単なる例示的であること、及び当業者により理解されるであろうように、他の構成が利用され得ることを理解されたい。例えば、特定の実施形態では、ペースメーカー１２０及び関連する構成要素は、心房カーディオバージョンシステム１００から省略されている。そのような実施形態では、心房カーディオバージョンシステム１００は、カーディオバージョン延長ケーブル１０４を心臓に接続するために一対の単極心外膜ワイヤが使用されるように、除細動器１１０、除細動器インターフェースデバイス２００、及び関連する接続性のみを利用し得る。

各心臓ワイヤ分岐の最も遠位の端部は、湾曲した心臓針を含み得る。湾曲した心臓針は、電極を心臓に取り付けるために使用され得る。ペーシング分岐で、心臓針はまた、電極配置の固定のために固定機構を心筋に埋め込むために使用し得、使用後に取り除き得る。

心房カーディオバージョンシステム１００は、心臓ワイヤケーブルガイド１０６をさらに利用して、右心房ワイヤ１０８Ｄが二又に分岐して心房ペーシング心臓ワイヤ１０８Ｃをカーディオバージョン延長ケーブル１０４に接続する応力を減らす。

図２は、特定の実施形態による除細動器インターフェースデバイス２００を示す。除細動器インターフェースデバイス２００は、（インターフェースケーブル１０２に接続するための）入力端子２０２と、（カーディオバージョン延長ケーブル１０４に接続するための）出力端子２０４と、減衰回路２１０と、１つまたは複数のガス放電管２２０とを含む。除細動器インターフェースデバイス２００は、（除細動器が、エネルギー伝達インジケータ２４０によって視覚的に示される設定されたエネルギー量を放出したことを示すための）エネルギー放出及び過電圧検出回路２３０と、サージ保護インジケータ２５０と、電池の状態を視覚的に表すための電池充電インジケータ２７０及び電池放電インジケータ２８０を有する電池状態回路２６０と、電池状態をチェックするためのボタン２９０とをさらに含む。当業者によって理解されるであろうように、構成要素のいくつかが省略または改変されてよいこと、及び追加の構成要素が存在し得ることを理解されたい。

特定の実施形態では、減衰回路２１０は、除細動器１１０からの入力信号を、心房カーディオバージョンと互換性があるレベルまで減衰させ、除細動器１１０が、例えば５２．３～５７オーム（Ω）の範囲内の低いインピーダンスを見ることを確実にするように設計される。特定の実施形態では、減衰回路２１０の抵抗器は、患者の心臓に送達される波形の位相シフトを防ぐ、または減らすように非誘導性である。特定の実施形態では、減衰回路２１０は、パルス当たりのエネルギー量を、６ジュール（Ｊ）以下、５ジュール（Ｊ）以下、４ジュール（Ｊ）以下、３ジュール（Ｊ）以下、２ジュール（Ｊ）以下、１ジュール（Ｊ）以下、０．５ジュール（Ｊ）以下、０．２ジュール（Ｊ）以下（約０．１７Ｊなど）、０．１ジュール（Ｊ）以下に、またはこれらの値のいずれかによって定められる任意の範囲内（例えば、０．１Ｊ～２Ｊ）に減らすように設計され得る。さらに、特定の実施形態における減衰回路２１０は、介在する電圧放電管なしに入力端子２０２に直接的に結合される。

図３は、特定の実施形態による減衰回路２１０を示す概略図である。特定の実施形態では、減衰回路２１０は、分圧器構成で配置された複数の抵抗器を含み、複数の抵抗器のそれぞれは１ｋΩ未満の抵抗を示す。特定の実施形態では、抵抗器は、Ｒ１＝２０Ω、Ｒ２＝１７Ω、Ｒ３＝２０Ω、Ｒ４＝２０Ω、Ｒ５＝２０Ω、及びＲ６＝１７５Ωとなるように選択される。Ｒ６の値は、ＬＩＦＥＰＡＫ（登録商標）２０除細動器などの特定の除細動器と互換性をもつために、１．５ｋΩ未満または１ｋΩ未満になるように選択され得る。Ｒ６の値は、特定の実施形態では、使用に適した範囲内（例えば、約１８０Ω～約２５０Ω未満にある減衰回路２１０のインピーダンスを識別するために、除細動器１１０の出力仕様に基づいて調整され得る。Ｒ６を１ｋΩ（または具体的には１７５Ω）未満となるように選択して、その結果、約４０～４３Ωまでの低い除細動器負荷抵抗とすることによって、分圧器性能は悪影響を及ぼされない。これは、大部分の除細動器が、選択されたエネルギーが送達されるときに衝撃送達を終了することによって適応的なエネルギー送達を示す傾向があるためである（例えば、減衰回路２１０からの出力の変化に対応するためにパルス幅を拡張する。

特定の実施形態では、Ｒ２は、Ｒ１、Ｒ３、Ｒ４、及びＲ５より低くなるように選択される。例えば、Ｒ２は１７Ωとなるように選択され得、一方、Ｒ１、Ｒ３、及びＲ４、及びＲ５は２０Ωとなるように選択される。このより低い抵抗は、５０Ωの公称患者負荷未満（例えば、その約８０％）である目標減衰を達成するために選択され得る。

特定の実施形態では、除細動器インターフェースデバイス２００は、図３に示されるように並列で配置されてよい減衰回路２１０と出力端子２０４との間で接続された１つまたは複数のガス放電管２２０を含む。１つまたは複数のガス放電管は、過剰な衝撃電圧が患者に放電されるのを防ぐために使用され得る。ガス放電管は、電圧が放電開始電圧を超えるまで高インピーダンスオフ状態を維持し、放電開始電圧時点で、ガス放電管中のガスはイオン化され、１マイクロ秒未満続く電流のパルスを生じさせる。弧絡中、ガス放電管は低いインピーダンスを示し、非常に低いオン状態電圧（弧絡電圧）を生じさせる。これは、事実上、過電圧を低レベルに制限し、関連するフォロー電流に下流の構成要素及び回路から離れる分路を作る。サージイベントが収まり、システム電圧が正常レベルに戻ると、ガス放電管はその高インピーダンス（オフ）状態にリセットされる。

特定の実施形態では、４００Ｖの（または４００Ｖに近い）放電開始電圧定格が、ガス放電管が１５Ｊ以上の放電が患者の心臓に送達されるのを防ぐために選ばれる。特定の実施形態では、ガス放電管の１つが高圧で導通できない場合、複数のガス放電管が使用される。

特定の実施形態では、エネルギー放出及び過電圧検出回路２３０は、減衰回路２１０とは別個であり、減衰回路２１０及び出力信号との干渉を回避するように設計される。これは、例えば、抵抗器Ｒ３にわたってタップされた高インピーダンス経路を使用して達成することができる。他の実施形態では、ガス放電管は、除細動器インターフェースデバイス２００にまったく存在していない場合がある。

特定の実施形態では、心房カーディオバージョンシステム１００は、心房細動を治療するための１つまたは複数の離散パルスまたは（０．１ミリアンペア未満の最大電流振幅を有する）低エネルギーパルスのシーケンスを含むペーシング信号を送達するように適合され得る。特定の実施形態では、離散パルスが印加され、ペーシング信号の印加が後に続く。心臓に送達されるエネルギーＥは、Ｅ（ｔ）＝Ｖ（ｔ）Ｉ（ｔ）ｔであり、Ｖは除細動器インターフェースデバイス２００の出力電圧であり、Ｉ（ｔ）は出力電流であり、ｔは時間である。出力電流Ｉの振幅は、Ｖ＝ＩＲによって出力電圧Ｖに関連し、Ｒは心臓を通る電流経路の抵抗である。所与のパルスのエネルギー量は、パルスの持続時間にわたって出力電圧Ｖを積分することによって計算することができる。パルスの連続シーケンスの場合、送達される総エネルギーは、信号が心臓に印加される時間の総長を積分することによって計算できる。特定の実施形態では、離散パルスの電圧振幅、持続時間、及び形状は、６ジュール未満であるエネルギーの総量を送達するように選択され得る。例えば離散パルスの持続時間は、０．１秒以下であってよい。同様に、特定の実施形態では、ペーシング信号は、電流振幅が１００マイクロアンペアを超えない（例えば、最大電流振幅が１００マイクロアンペ以下、５０マイクロアンペア以下、１０マイクロアンペア以下、または１マイクロアンペア以下に留まる）ように生成され得、ペーシング信号の全体持続時間は、総エネルギー送達が６ジュール未満となるように維持される。

実例
以下の実施例は、本開示の理解を補助するために記載されるものであり、本明細書に記載されかつ特許請求される実施形態を具体的に限定するものと解釈すべきではないことは言うまでもない。当業者の技量内であろう、現在公知であるかまたは後に開発されるすべての均等物の置換、及び製剤における変更または実験計画における小さな変更を含む実施形態のそのような変形形態は、本明細書に組み込まれている実施形態の範囲内に含まれるものとして解釈されたい。すべてのデータは、標準偏差を有する平均値として報告される。

麻酔及び外科的処置
平均体重が６０．６±９ｋｇの雄の家畜豚３頭が使用された。動物は、テラゾール（３ｍｇ／ｋｇ）の筋肉内注射で前投薬された。動物は、直視下で、適切なサイズに作られたカフ付き気管内チューブを挿管され、麻酔が１．５％イソフルランで行われた。心電図が、処置を通して電気生理学記録システム（ＢＡＲＤ Ｅｌｅｃｔｒｏｐｈｙｓｉｏｌｏｇｙ Ｌａｂ Ｓｙｓｔｅｍ）を使用して連続的に監視された。動物は、背臥位に置かれ、準備を整えられ、布で覆われた。

各動物について、胸骨正中切開により胸が開かれ、心臓が露出された。それぞれに遠位部分に６センチメートルの絶縁されていない領域がある１対の特注のステンレス鋼ワイヤ電極（Ｍｅｄｔｒｏｎｉｃ Ｓｔｒｅａｍｌｉｎｅ電極）が、基部で左右の心耳に１つずつ心筋内に編み込まれた。遠位の非絶縁部分はカーディオバージョン電極として使用された。リードを配置して直線を作成する間、２～４回の咬創が使用された。全層咬創で観察される出血のリスクを減らし、組織の伝導性を高めるために、心外膜下への配置が好まれた。すべてのワイヤは、剣状突起下のプロセスのレベルで皮下に押し出され、非吸収性縫合糸で固定された。

インピーダンス測定
心房組織の電気インピーダンスは、１００Ωの既知の抵抗器を使用して測定された。パルス幅０．５ミリ秒の一定の２Ｖのパルス信号が、１００Ωの既知の抵抗器を通して、１ヘルツ（Ｈｚ）の周波数で心房リードを通って心房に供給された。既知の抵抗器にわたって結果として生じる電圧は、オシロスコープを使用して測定された。心房インピーダンスは、次にこれらの測定された電圧から計算された。

心房細動の誘導
心房細動は、ハイブリッドな手法（薬理学的及び電気的）で誘導された。２．５ｍｇのネオスチグミンＩＶボーラスが投与され、続いて右心房及び上大静脈の接合部で、ＳＡ結節の近くに０．５ｍｇのアセチルコリンが直接注射された（薬理学的手法）。続いて、心房細動が確立されるまで、両方の心房の表面上のワイヤ電極またはワニ口クリップを用いて、１０Ｈｚのペーシングバーストが送達された（電気的手法）。図４は、心房細動誘導の心電図トレースを示しており、ＳＶＣ／ＲＡ接合部へのアセチルコリンの注入及び１０Ｈｚでのバーストペーシングによる心房細動のハイブリッド誘導を示している。処置全体の間に、心電図リードＩ、ＩＩ、ＩＩＩ、ａＶＲ、ａＶＦ、ａＶＬ、及び Ｖ１～Ｖ６が記録された。持続性心房細動が、以下の基準、つまり、離散的な「Ｐ」波の欠如、「ｆ」波の存在、及び心室反応の非反復パターンなど、心電図の１分間の中断のない変化により定義された。

心房細動カーディオバージョン
心房カーディオバージョンリードは、除細動器（ＬｉｆｅＰａｋ２０、Ｍｅｄｔｒｏｎｉｃ）へのブリッジとして機能する、本明細書に説明される除細動器インターフェースデバイス（例えば、除細動器インターフェースデバイス２００）に接続された。エネルギーレベルの選択は除細動器を用いて実行されたが、除細動器インターフェースデバイスは減衰し、最終的な出力を送達した。

超低エネルギーが、上述のように、左右の心耳に縫合された一時的な心房カーディオバージョンリードを通して送達された。心室細動を誘導するのを回避するために、衝撃は心室Ｒ波に同期された。初期の衝撃エネルギーは０．１５Ｊであった。失敗した場合、衝撃エネルギーは、０．３Ｊまで０．０３Ｊインクリメントで増加し、次に以下のエネルギーレベル、つまり０．４５Ｊ、０．６Ｊ、０．９Ｊ、１．５Ｊ、２．１Ｊ、及び３Ｊで送達された。エネルギーを次に高いレベルにインクリメントする前に、すべてのエネルギーレベルが少なくとも２回試された。

成功した電気カーディオバージョンは、６０秒のカーディオバージョン以内に心房細動の早期再発がない、心房細動から正常なサイナスリズムへの変化として定義された。除細動閾値（ＤＦＴ）は、２つの別々の事象で、心房細動を正常なサイナスリズムに無事に変換するために必要とされる最も低い衝撃エネルギーとして定義された。図５は、０．２１ＪのＤＦＴでのＡＦＩＢからサイナスリズムへの完全復帰を示す。

図６は、特定の実施形態に従ってカーディオバージョンを実行するための例示的な方法６００を示すフローチャートであり、本項に説明される方法を要約している。ブロック６１０で、初期エネルギーレベルが選択される（例えば、０．１Ｊ、０．１５Ｊ、０．２Ｊなど）。ブロック６２０で、カーディオバージョンが、上述のように試みられる。ブロック６３０で、カーディオバージョンが成功した場合、次に、方法６００は、正常なサイナスリズムへの復帰が観察されるブロック６４０に進む。それ以外の場合、方法６００はブロック６５０に進む。特定の実施形態では、ブロック６５０で、カーディオバージョンは同じエネルギーレベルで再度試みられる。ブロック６６０で、カーディオバージョンが成功した場合、方法６００はブロック６４０に進む。それ以外の場合、方法６００は、血行動態安定性に達するまで時間が経過するブロック６７０に進む。エネルギーレベルは次にインクリメントされ（例えば、０．０３Ｊインクリメント、０．３Ｊインクリメントなど）、方法６００はブロック６２０に進む。カーディオバージョンでの試みは、正常なサイナスリズムに達するまで、または最大エネルギーレベルに達するまで（例えば、３Ｊ）繰り返され得る。

リード抽出
上述のように、リードは、左右の心耳両方の心外膜表面に直線形状で取り付けられ、剣状突起下のプロセスのレベルで皮下に押し出された。この技術的な詳細は、臨床環境での心臓手術後の一時的なリードの配置を模倣するために行われた。リード取り外しの安全性を保証するために、両方のワイヤとも順々に手で引き戻された。研究が完了すると、動物は深い麻酔下で安楽死させられ、心臓は外科医による肉眼的剖検を受けた。

結果

心房の一時的なリード配置は、すべての研究で平穏無事であった。平均４．６±１．２４回の心房細動の誘導が行われ、誘導の成功率は１００％であった。表１は、研究ごとのエネルギー、除細動閾値（ＤＦＴ）、及びインピーダンスの平均値を要約している。研究の持続期間中に、心房細動の早期再発の事象は認められなかった。試験が終了されたとき、一時的なワイヤは通常の経皮的手動牽引で取り外され、リードは容易に取り外され、出血は観察されなかった。肉眼的剖検は、縫合咬創以外のいずれの大きな損傷も示さなかった。衝撃に関連する損傷は観察されなかった。

この研究での平均除細動閾値は０．８７±０．５２Ｊであり、最小ＤＦＴ値は０．２１Ｊであり、これは、心外膜ワイヤによる除細動の単段階エネルギー値としては予想外に低い値である。

上述の説明では、多数の詳細が述べられている。しかしながら、本開示は、これらの具体的な詳細なしに実施され得ることが、本開示の利益を有する当業者に明らかになる。いくつかの事例では、本開示を曖昧にするのを回避するために、周知の構造及びデバイスが、詳細よりむしろ、ブロック図の形式で示されている。

言葉「例」または「例示的な」は、本明細書では、例（ｅｘａｍｐｌｅ）、実例（ｉｎｓｔａｎｃｅ）、または実例（ｉｌｌｕｓｔｒａｔｉｏｎ）として役立つことを意味するために使用される。本明細書に「例」または「例示的」として説明されるいかなる態様または設計も、必ずしも、他の態様または設計よりも好ましいまたは有利と解釈されるべきではない。むしろ、言葉「例」または「例示的な」の使用は、具体的に概念を提示することを意図する。本出願で使用される場合、「または」は、排他的な「または」ではなく包含的な「または」を意味することが意図される。つまり、別様に指定されない限り、または文脈から明らかでない限り、「ＸはＡまたはＢを含む」とは、あらゆる自然な包括的置換を意味することが意図される。つまり、ＸがＡを含む場合、ＸがＢを含む場合、またはＸがＡとＢの両方を含む場合には、「ＸはＡまたはＢを含む」は、あらゆる上述の実例の下で満たされる。加えて、本出願及び添付の特許請求の範囲で使用される冠詞「ａ」及び「ａｎ」は概して、他に指定されない限り、または文脈から単数形を指すことが明らかでない限り、「１つ以上」を意味すると解釈されるべきである。「一実施形態（ａｎ ｅｍｂｏｄｉｍｅｎｔ）」または「一実施形態（ｏｎｅ ｅｍｂｏｄｉｍｅｎｔ）」に対する本明細書全体での参照は、その実施形態と関係して記載される特定の機能、構造、または特性が、少なくとも１つの実施形態に含まれることを意味する。したがって、本明細書全体の様々な箇所で出現するフレーズ「一実施形態」または「一実施形態」は、必ずしもすべて同じ実施形態を言及しているわけではない。

本開示は、本明細書に記載の特定の実施形態によって範囲を限定されるものではない。実際に、本明細書中記載されるものだけでなく、本開示に対する他の様々な実施形態及び変更形態は、説明及び添付の図面から当業者に明らかとなるだろう。したがって、そのような他の実施形態及び変更形態は、本開示の範囲に入ることが意図される。さらに、本開示は、特定の目的のための特定の環境における特定の実施形態の文脈で説明されてきたが、当業者は、その有用性がそれに限定されないこと、及び本開示が、任意の数の目的のために任意の数の環境で有益に実施され得ることを認識する。したがって、以下に示す特許請求の範囲は、本明細書に記載の本開示の完全な広さ及び趣旨、ならびにそのような特許請求の範囲が権利を有する均等物の全範囲とともに解釈されるべきである。

Claims (22)

1. 除細動器インターフェースデバイスであって、
   除細動器に結合されたときに前記除細動器から入力信号を受信するように構成された入力端子と、
   複数の心臓リード線に結合されたときに、少なくとも１つの離散パルスを含む出力信号を前記複数の心臓リード線に送達するように構成された出力端子と、
   前記出力信号中の離散パルスごとのパルスエネルギーが６ジュール未満になるように前記入力信号を前記出力信号に変換するように構成された減衰回路と
   を備える、前記除細動器インターフェースデバイス。
2. 前記パルスエネルギーが０．２ジュール未満である、請求項１に記載の除細動器インターフェースデバイス。
3. 前記出力信号の前記離散パルスの少なくとも１つが、方形波形、プラトー波形、切頂指数関数波形、曲線的な波形、またはそれらの単相形式または二相形式を含む、請求項１または請求項２のどちらかに記載の除細動器インターフェースデバイス。
4. 前記出力端子と前記複数の心臓リード線との間で結合されたカーディオバージョンケーブルをさらに備える、先行請求項のいずれかに記載の除細動器インターフェースデバイス。
5. 前記入力端子が、除細動器パドルと物理的に接触することなくケーブルコネクタを介して前記除細動器に結合するように構成される、先行請求項のいずれかに記載の除細動器インターフェースデバイス。
6. 除細動器インターフェースデバイスであって、
   除細動器に結合するように構成された入力端子と、
   複数の心臓リード線に結合するように構成された出力端子と、
   前記入力端子を前記出力端子に結合するように構成された減衰回路であって、前記減衰回路が分圧器構成で配置された複数の抵抗器を備え、前記複数の抵抗器のそれぞれが１ｋΩ未満の抵抗を示す、前記減衰回路と
   を備える、前記除細動器インターフェースデバイス。
7. 前記入力端子が、介在する電圧放電管なしに前記減衰回路に直接的に結合される、請求項６に記載の除細動器インターフェースデバイス。
8. 前記抵抗器が、前記減衰回路によって生成される出力パルスのパルスエネルギーが６ジュール未満になるように選択される、請求項６または請求項７のいずれかに記載の除細動器インターフェースデバイス。
9. 前記減衰回路と前記出力端子との間に並列に結合された少なくとも１つの電圧放電管をさらに備える、請求項６～８のいずれかに記載の除細動器インターフェースデバイス。
10. 前記入力端子が、除細動器パドルと物理的に接触することなくケーブルコネクタを介して前記除細動器に結合するように構成される、請求項６～９のいずれかに記載の除細動器インターフェースデバイス。
11. 心房カーディオバージョンシステムであって、
    除細動器と、
    除細動器パドルと物理的に接触することなくケーブル接続を介して前記除細動器に電気的に結合された除細動器インターフェースデバイスと、
    患者の心臓に結合されたときに、前記除細動器インターフェースデバイスから患者の心臓に信号を送達するために前記除細動器インターフェースデバイスに電気的に結合された複数の心臓リード線と
    を備える、前記心房カーディオバージョンシステム。
12. 前記除細動器インターフェースデバイスが、前記除細動器からの入力パルス信号を、前記患者の心臓に送信される出力パルス信号に変換するように構成され、前記出力パルス信号のパルスエネルギーが６ジュール未満である、請求項１１に記載のシステム。
13. 前記パルスエネルギーが０．２ジュール未満である、請求項１２に記載のシステム。
14. 前記出力パルス信号が、方形波形、プラトー波形、切頂指数関数波形、曲線的な波形、またはそれらの単相形式または二相形式を含む、請求項１２に記載のシステム。
15. 前記除細動器インターフェースデバイスと前記複数の心臓リード線との間で結合されたカーディオバージョンケーブルをさらに備える、請求項１１～１４のいずれかに記載のシステム。
16. 心房カーディオバージョンを実行する方法であって、
    除細動器インターフェースデバイスの入力端子によって、除細動器から、前記除細動器を前記入力端子に結合するケーブルコネクタを介して入力パルスを受信することと、
    減衰回路によって、前記入力パルスを６ジュール未満のパルスエネルギーを有する出力パルスに変換することと、
    患者の心臓と接触している複数の心臓リード線を介して、前記出力パルスを前記患者の心臓に送信することと
    を含む、前記方法。
17. 前記パルスエネルギーが０．２ジュール未満である、請求項１６に記載の方法。
18. 前記出力パルスが、方形波形、プラトー波形、切頂指数関数波形、曲線的な波形、またはそれらの単相形式または二相形式を含む、請求項１６または請求項１７に記載の方法。
19. 前記入力端子を除細動器パドルと物理的に接触させることなく、前記ケーブルコネクタを介して前記除細動器インターフェースデバイスの前記入力端子を結合すること
    をさらに含む、請求項１６～１８のいずれかに記載の方法。
20. 前記減衰回路が、介在する電圧放電管なしに前記入力端子に電気的に結合される、請求項１６～１９のいずれかに記載の方法。
21. 成功した心房カーディオバージョンが、０．１Ｊより大きく１Ｊ未満、０．９Ｊ未満、０．８Ｊ未満、０．７Ｊ未満、０．６Ｊ未満、０．５Ｊ未満、０．４Ｊ未満、０．３Ｊ未満、または０．２Ｊ未満の除細動閾値で達成される、請求項１６～２０のいずれかに記載の方法。
22. 前記成功した心房カーディオバージョンが、単段階エネルギー送達を使用して達成される、請求項２１に記載の方法。