JP4611972B2 - 心室圧測定値に基づいて心室後負荷を推定する方法及び装置 - Google Patents

Description

本発明は、心室圧の測定値から、心室の血液駆出相中に心室からの血液の駆出に対する抵抗を呈する心室後負荷を推定する方法及び装置に関する。血液を駆出する心室の能力を損なうほとんど全ての心臓疾患は、心臓の構造及び機能が容赦なく低下していくという進行過程をとり、心不全（ＨＦ）の複合臨床症候群を生じる。心不全（ＨＦ）は、人口の約１．５〜２．０％（米国で４８０万人）を苦しめる一般的な病状であり、また、米国特許第６，４４０，０７８号に述べられているように、症状の軽い患者では毎年５〜１０％の死の危険があり、病状が進行した患者では毎年３０〜４０％もの高率に上昇する。

近年、医師は、ＨＦ症状を処置するために、Medtronic, Inc.及び他の会社によって販売されているＤＤＤ及びＤＤＤＲペーシングシステムを含む、従来の房室性（ＡＶ）同期ペーシングシステムの埋め込みを、一定の患者に処方してきた。徐脈が有るか又は無いＨＦ症状を患う一定の患者グループは、心室の充満とその後の収縮に対する心房収縮の寄与が加わることによって、ＡＶ同期ペーシングを血行力学的にはるかにうまく処理する傾向がある。しかしながら、こうした患者における、固定の又は生理的センサ駆動式レート応答ペーシングは、心拍出量の改善、及び、こうした疾病プロセスに付随する症状の緩和に常につながるわけではない。その理由は、ＨＦによって引き起こされる心拍出量の低下の程度を評価すること、及び、心拍出量を最大にするのに最適であるペーシングパラメータ、特に、ＡＶ遅延を決定することが難しいためである。最適なＡＶ遅延を決定することは、心エコー検査法の研究を行うこと、又は、圧力データを取得することを必要とし、本発明の譲受人に譲渡された米国特許第５，６２６，６２３号に記載されるような患者の徹底的な精密検査を伴う。

外部ホルター心電計からのデータにより、電気的不安定性すなわち不整脈を伴うかどうかを判定することができる。しかしながら、こうしたホルター心電計は、機械的心臓機能の血圧又は他の指標を測定することができない。その結果、機械的及び／又は電気的な心臓機能を監視する埋め込み可能な生理的心臓モニタが提案されており、場合によっては、長時間にわたって、ＥＧＭ及び機械的性能データを導出するとともに記憶するように実施されてきた。

特に、Ｍｅｄｔｒｏｎｉｃ（登録商標）ＣＨＲＯＮＩＣＬＥ（登録商標）埋め込み可能血行力学モニタ（ＩＨＭ）システムは、心腔内の血圧を検知するＭｏｄｅｌ ４３２８Ａ圧力センサリード線と結合された、本発明の譲受人に譲渡された米国特許第５，３６８，０４０号に記載されるタイプのＣＨＲＯＮＩＣＬＥ（登録商標）Ｍｏｄｅｌ ９５２０ ＩＨＭ、及び、本発明の譲受人に譲渡された米国特許第５，５６４，４３４号で開示されるタイプの圧力検知トランスジューサを使用した心臓のＥＧＭを備える。ＣＨＲＯＮＩＣＬＥ（登録商標）Ｍｏｄｅｌ ９５２０ ＩＨＭは、絶対血圧を測定し、患者はまた、同時点の気圧値を記録するための、同一譲受人に譲渡された米国特許第５，８１９，７３５号に記載されるタイプの外部装着式のＭｅｄｔｒｏｎｉｃ（登録商標）ＭｏｄｅｌＮｏ．２９５５ＨＦ気圧基準モニタを装備する。

ＣＨＲＯＮＩＣＬＥ（登録商標）Ｍｏｄｅｌ ９５２０ ＩＨＭは、ＲＶ収縮期圧（サンプリング窓における最大圧）、ＲＶ拡張期圧（サンプル窓の第１サンプル）、脈圧（ＲＶ収縮期圧−ＲＶ拡張期圧）、駆出前間隔（ＰＥＩ）、収縮期時間間隔（ＳＴＩ）、最大正圧及び最大負圧ｄＰ／ｄｔ、推定された肺動脈拡張圧（ｅＰＡＤ）、患者活動レベル、及び心拍数を測定するようにプログラムされ得る。圧力パラメータは、２５６サンプル／秒のサンプリングレートでサンプリングされ、デジタル化され、メモリレジスタに記憶される。サンプルは、Ｒ波が早期に起こらない限り、Ｒ波の検出に続く２０ｍｓ〜５００ｍｓの各心周期のサンプリング窓内で取得される。Ｍｏｄｅｌ ９５２０ ＩＨＭは、外部Ｍｏｄｅｌ９７９０プログラマを利用して、又は、大容量ＦＩＦＯバッファ内に記憶された傾向データをプログラム可能な分解能でＲＡＭ内に蓄積するＣＨＲＯＮＩＣＬＥ（登録商標）ソフトウェアを有するＰＣを利用してプログラムされ、問合せられる。バッファは、最高分解能を使用して約１時間で、又は、最低分解能を使用して約２ヶ月で一杯になり得る。

ＣＨＲＯＮＩＣＬＥ（登録商標）Ｍｏｄｅｌ ９５２０ ＩＨＭ及び外部装着式のＭｅｄｔｒｏｎｉｃ（登録商標）ＭｏｄｅｌＮｏ．２９５５ＨＦ気圧基準モニタのメモリバッファは、問合わせを受けて、測定されて記憶された圧力データ及び他のデータを、データの一時記憶のために、近くにあるＭｏｄｅｌ９５２１ＨＦ対話式遠隔モニタにテレメトリ送信することができ、それによって、バッファを空にする。Ｍｏｄｅｌ９５２１ＨＦ対話式遠隔モニタ外部医療デバイスは、蓄積されたデータを定期的に遠隔のデータ処理センターへ送信し、このデータ処理センターは、そのデータを処理して傾向データを生成し、担当の医師は、ＨＦ状態を評価するために、患者の検査及び問診で得た他の患者のデータを用いてその傾向データを見直す。

さらに、ＩＨＭシステムは、患者の安静時か、又は、トレッドミルで運動している間に、リアルタイムの血圧を観察し、且つ心拍数測定を行うために、臨床の場で使用され得る。患者データは、長期にわたる履歴又はベンチマーク比較使用のために外部臨床システム内に記憶されることができる。

このように、心臓不整脈又はＨＦを患う患者に埋め込まれたＩＨＭシステムは、長期間にわたって、また、患者が臨床的に試験されるか、又は日常の活動に従事している間に、心臓の状況判定に役立ち得る、日時スタンプ付き血圧データを蓄積することができる。種々の他のＩＨＭ機能、並びに、ＩＨＭ内に蓄積されたＥＧＭ、圧力、及び他のパラメータデータの使用は、たとえば、米国特許第５，４１７，７１７号、第６，１０４，９４９号、第６，１５５，２６７号、第６，２８０，４０９号、第６，２７５，７０７号、第６，３０９、３５０号、及び第６，４３８，４０８号に記載される。米国特許第５，７５８，６５２号は、埋め込み可能な絶対血圧モニタ、及び、呼吸作用を除去するためにフィルタリングされた血圧信号を利用することによって、患者の心臓の状況を測定する方法を記載している。

米国のおそらく２千万もの数の人々は、心臓機能の無症候性欠陥を有し、むこう１〜５年のうちに慢性ＨＦの症状を発症する可能性があると推定される。個人の健康及び公衆衛生に対して極めて大きな効果を達成するために、こうした個人を早期特定して適切に治療することが非常に望ましい。慢性ＨＦの早期段階の指標の１つは、心室後負荷であり、この心室後負荷は、本発明者の知る限りでは、ＩＭＤを使用して測定されたことがない。

心室後負荷は、たとえば、W. R. Milnor著「心室負荷としての動脈インピーダンス（Arterial Impedance as Ventricular Load）」 Circulation Research, 1975;36:565-70に述べられるように、心室駆出に対抗する機械力として規定されてもよい。粘弾性動脈系を通る粘性血液の流れに対するこの機械的対抗力は、動脈系の機械的特性によって決まる２つの主要な機械的成分を有し、流体抵抗及び動脈コンプライアンスを含む。

流体抵抗は、動脈寸法を決める、動脈系の平滑筋の緊張と、大動脈弁又は肺動脈弁の寸法及び開存性、心室流出路の形状、心室心筋層の厚み、動脈血管の長さ、及び血液の粘性を含むいくつかの因子の関数である。流体抵抗は、心室後負荷に比例し、且つ一般に、全身の血管抵抗（総末梢抵抗とも呼ぶ）が、平均動脈圧と中心静脈圧との差を心拍出量で割ったものに等しいと述べるポアズイユの法則又はオームの法則によって表すことができる。流体抵抗は通常、平均動脈圧及び心拍出量の侵襲的又は非侵襲的推定によって、臨床的に推定される。

動脈コンプライアンスは、収縮中に心室によって動脈系に送出されたエネルギーの一部を格納し、拡張期の動脈血圧及び血流を維持するために、心室拡張中に動脈血液にそのエネルギーを戻す動脈血管の能力を表す。動脈コンプライアンスは、心室後負荷に逆比例する。動脈コンプライアンスの臨床的推定値は測定するのが難しい。動脈コンプライアンスは、大動脈伸展性、すなわち、大動脈圧の変化を大動脈断面積の変化で割ったものによって近似されることがある。動脈コンプライアンスの別の推定値は、たとえば、R. P Kelly他によって「ヒトの動脈血管負荷の指標としての有効動脈エラスタンス（Effective Arterial Elastance as an Index of Arterial Vascular Load in Humans）」Circulation 1992;86:513-521に述べられる「有効動脈エラスタンス」である。このパラメータの推定は、心室圧及び容積の測定を必要とする。

動脈抵抗と動脈コンプライアンスとの両方を含む心室後負荷はまた、たとえば、K.H. Wesseling他著「非線形３要素モデルを利用したヒトにおける圧力からの動脈流の計算（Computation of Aortic Flow from Pressure in Humans Using a Non-linear, Three-element Model）」J. Appl. Physiol., 1993;74:425-35によって述べられる３要素ウィンドケッセルモデル等の、集中型又は分散型数学的モデルを使用して推定されてもよい。これらのモデルに対する数学的な解は、大動脈血圧と血流量との両方の測定を必要とする。

「心室動脈連結」という用語は、たとえば、M.R. Starling著「正常なヒト心臓における左心室−動脈連結関係（Left Ventricular-arterial Coupling Relations in the Normal Human Heart）」Am. Heart J., 1993;125:1659-66によって述べられる心室駆出中の心室と動脈系との間の機械的関係を指す。心室収縮性機能が、心室後負荷の代償性(compensatory)減少によって（抵抗の減少か、コンプライアンスの増加か、又は、その両方によって）低下しても、心臓血管機能は維持される場合がある。たとえば、心筋虚血エピソード中にニトログリセリンを投与すると、心室収縮性が減少するにもかかわらず、動脈緊張の減少、動脈コンプライアンスの増加、およびそれによる心室後負荷の減少によって、心拍出量を維持することができる。心室動脈連結パラメータの測定は、心室圧と容積との両方の測定を含む。

動脈抵抗及び動脈コンプライアンスを含む心室後負荷の局所的又は大域的変化は、動脈波反射パターンを変える場合がある。動脈波反射パターンのこれらの変化は、たとえば、M.O’Rourke著「高血圧における左心室と動脈系との連結（Coupling Between the Left Ventricle and Arterial System in Hypertension）」Eur. Heart J. 1990;11(G):24-28によって立証されるように、動脈又は心室内で測定される圧力信号の変化によって明らかになる場合がある。そのため、心室又は動脈血圧信号の形態計測の変化は、動脈系の抵抗性特性及び伸展性特性の変化を示し、したがって、心室後負荷の変化を示す場合がある。

ＨＦにおいて変化する心臓血管機能の中心的なものは、心臓収縮性の低下である。したがって、右心室後負荷又は左心室後負荷を含む心臓血管機能の適切な評価は、重要な診断的及び治療的意味を有する。特に急性心筋梗塞の合併症として、又は、かねてからの代償性慢性ＨＦの症状の悪化として、急性ＨＦを患う患者は、最初の１２ヶ月以内に約３０％という高い死亡率を有する。この臨床病状では、心室後負荷の適切な評価は、プロセスの深刻さを評価するための診断のために、及び、筋変力作用剤(inotropic)、血管拡張薬、又は利尿治療についての指針として、極めて重要である。通常、抵抗指数は、収縮期動脈血圧、全身血管抵抗、又は最大心室壁応力等の心室後負荷を評価するのに使用されるが、これらのパラメータは、動脈コンプライアンスを無視するために、かなりの制限を有する。心室後負荷は、大動脈（又は肺動脈）入力インピーダンスを使用して推定されてもよい。しかしながら、この指数は、圧力と流量との両方の測定を必要とし、臨床的に解釈することが難しい。

心臓弁膜症、高血圧、心室肥大、肥大型心筋症、アテローム硬化性プラーク形成、動脈血栓、全身性ショック等を含む複数の臨床病理は、急性又は慢性の心室後負荷の変化をもたらす場合がある。さらに、限定はしないが、ニトログリセリン、ニトロプルシドナトリウム、ネオシネフリン、又は、エピネフリン等の、動脈又は静脈緊張に影響を与える任意の血管作用性物質は、心室後負荷を著しく変えることができる。したがって、薬理学方法又は他の方法により、動脈抵抗を最小にし、動脈コンプライアンスを最大にし、且つ反射波のタイミングを制御することによって、心室後負荷を監視し且つ最小にする能力は、非常に重要である。

したがって、心臓血管機能、すなわち、全ての末梢組織の栄養必要量を提供する心臓及び血管系の能力は、４つの別個の機械システムの複雑な相互作用に依存するということを、現在の技術水準から認めることができる。これらは、静動脈（又は前負荷）系の粘弾性機械特性、心室の拡張期機械特性、心室の収縮期機械特性、及び、動脈（又は心室後負荷）系の粘弾性特性を含む。

したがって、本発明は、心室圧測定値から導出される心室後負荷の推定値を生成する方法及び装置に関する。
本発明の方法、及び、本発明のデバイスは、独立請求項で特徴付けられる一方、本発明の好ましい実施形態は、従属請求項で述べられる。本発明は、好ましくは埋め込み可能医療デバイス（ＩＭＤ）によって、心室後負荷の短期に又は長期継続的に蓄積された推定値から心不全状態を評価するという重要な利点を有する。

心室後負荷の推定値は、心不全、高血圧、及び上述した他の臨床病理を患う患者の心臓血管機能を最適にするために、心臓血管機能の現在の状態を定量化し、心臓血管機能の状態の経時的な変化を識別し、ＩＭＤによって送出される治療を選択又は変更するのに使用されてもよい。

本発明によれば、心室後負荷の一定の推定値は、測定された右心室又は左心室絶対血圧値、及び、測定された右心室又は左心室絶対血圧値の微分から導出される。特に、各心室収縮中に、心室血圧波形は、所定のサンプリングレートでサンプリングされてデジタル化される。サンプリングされた圧力データ値は、リアルタイムで処理及び比較されて、サンプリングされた圧力値の中の最大正圧値Ｐ_ｂ、圧力波形の最大正微分圧ｄＰ／ｄｔ_ＰＰ、及び圧力波形の最大負微分圧ｄＰ／ｄｔ_ＮＰが決定される。サンプリングされた最大正圧値Ｐ_ｂに関連するサンプル時間（ｔ_ｂ）、圧力拍動の最大正微分圧ｄＰ／ｄｔ_ＰＰに関連するサンプル時間（ｔ_ａ）、及び圧力拍動の最大負微分圧ｄＰ／ｄｔ_ＮＰに関連するサンプル時間（ｔ_ｃ）が決定される。時間ｔ_ｃにおける絶対血圧もまた、圧力Ｐ_ｃとして決定される。

最大正圧Ｐ_ｂの相対タイミングの指数αは、α＝（ｔ_ｂ−ｔ_ａ）／（ｔ_ｃ−ｔ_ａ）を計算することによって決定される。最大正圧Ｐ_ｂの相対タイミングのこの指数αは、圧力値を「計算」しない。最大正圧Ｐ_ｂの相対タイミングの指数αの値は、心室後負荷に比例し、０〜１の値に制限される。

動脈コンプライアインスが通常高いことに起因して、駆出相全体を通して心室圧が減少する時、最大心室圧Ｐ_ｂは駆出中の早期に起こり、αは０に近づき、これは心室後負荷が低いことを意味する。逆に、低い動脈コンプライアンスのために、駆出相全体を通して心室圧の減少が妨げられるか、又は、遅延する時、最大心室圧は駆出中の後期に起こり、αは１に近づいて、これは心室後負荷が高いことを意味する。

早期駆出圧の傾斜の指数βは、β＝（Ｐ_ｃ−Ｐ_ｂ）／（ｔ_ｃ−ｔ_ｂ）を計算することによって決定される。この指数βは、最大圧Ｐ_ｂからＰ_ｃへの心室圧の下降の近似線形傾斜を記述する。指数βの大きさは心室後負荷に比例する。すなわち、指数βの大きさが高ければ高いほど、心室後負荷が高くなることを意味する。指数βの大きさは上限がない。

そのため、最大正圧Ｐ_ｂの相対タイミングの指数α、及び、早期駆出圧の傾斜の指数βは、右心室又は左心室の圧力測定値から心室後負荷を定量化するための、独立した、且つ、２者択一であるが相互関連のある２つの方法である。

監視の状況では、解析のために後で外部医療デバイスへアップリンクテレメトリ送信するために、各指数はＩＭＤ内のメモリに記憶される。たとえば、ＨＦ又は高血圧症状を軽減するために処方された薬剤治療又は電気刺激治療に応答する心室後負荷の変化は、たとえば、最大正圧Ｐ_ｂの相対タイミングの指数α、及び、早期駆出圧の傾斜の指数βの変化から評価されることができる。

治療送出の状況では、薬剤治療又はＩＭＤによって送出される治療は、指数α及び／又はβを最小にするように変更されることになる。たとえば、単腔ペーシング又は２腔ペーシング又は左右の心臓ペーシングを提供する埋め込み可能ペーシングシステムのペーシングモード又はペーシングパラメータは、変更されることができ、それによって、指数α及び／又はβが、求められ且つ比較されて、指数α及び／又はβの最小値をもたらす最適ペーシングレートが決定される。

心室後負荷の推定値は、ＩＭＤによって行われる心室圧測定から導出されることが有利である。しかしながら、心室後負荷の指標は、一時的に埋め込まれた圧力測定機器を使用して患者を診断するために、短期に実施される可能性がある心室圧測定から導出されることが有利であることが理解されるであろう。

本発明のこの要約は、従来技術において存在していた問題を本発明が解決する方法の一部を指摘し且つ本発明を従来技術から区別するためだけに本明細書で提示されており、特許出願において最初に提示され且つ最終的に認可される特許請求の範囲の解釈に対して、いかなる形でも制限として作用することを意図しない。

本発明の、これらの利点及び他の利点並びに特徴は、本発明の好ましい実施形態の以下の詳細な説明から、図面とともに考察されると容易に理解されるであろう。図面では、同じ参照符号は、いくつかの図を通して同じ構造を示す。

以下の詳細な説明では、本発明を実施する具体的な実施形態が参照される。本発明の範囲から逸脱することなく、他の実施形態が利用されてもよいことが理解される。本発明の一実施形態は、例示的なＩＭＤについて詳細に開示される。この例示的なＩＭＤは、右心室又は左心室内で圧力測定を行う１つ又は複数の血圧センサを使用して、患者の心臓のＨＦ状態を指示する、最大正圧Ｐ_ｂの相対タイミングの指数α、及び、早期駆出圧の傾斜の指数βを推定するために変更される。

本発明を組み込むＩＭＤは、或る期間にわたって、他の患者データとともに、上述の指数を取得し、記憶するのに利用されてもよいことが、以下の説明から理解される。担当の医師は、記憶された患者データのアップリンクテレメトリを始動して、所定期間にわたって収集された推定された指数データから患者の心臓のＨＦ状態の評価を行うためにデータを見直すことができる。医師は、その後、特定の治療が適切であるかどうかを判定し、且つ適用された治療が有益であるか否かを判定するために後で見直し及び評価するために、記憶された患者データを再び蓄積しながら、或る期間にわたって治療を処方することができ、それによって、適切である場合には治療における定期的な変更が可能になる。

本発明の示される実施形態は、ＩＨＭにおいて具体化されるが、上述の通り、たとえば、ＨＦ及び／又は徐脈を処置するため、心房検知事象及び心房ペーシング事象と同期した左右の心室の脱分極と収縮との同期性を回復するために、要求に応じて動作し、心房追従し、且つトリガー式ペーシングを行う、ＡＶ順次、２心房及び２心室ペーシングシステムのような治療送出ＩＭＤに組み込まれてもよい。したがって、本発明の実施形態は、上部心腔と下部心腔との同期、左右の心房腔及び／又は心室腔の脱分極同期性を回復させるＡＶ同期動作モードを有する２、３、及び４チャンネル・ペーシングシステムとして動作するようにプログラム可能な多腔ペーシングシステムを備えてもよい。さらなる治療は、薬剤治療、及び、ＰＥＳＰ刺激を含む他の電気刺激治療を含む。さらに、悪性頻脈性不整脈を患い易い患者では、頻脈性不整脈の検出又は分類と、送出される治療についてのパラメータとを設定する時にＨＦ状態の評価が考慮されてもよい。

図１及び図２に示す例示的なシステムは、例示的なＩＭＤ１００と、患者の心臓１０の流出路近くの、右心室内に血圧センサ２０を配置する血圧リード線１２とを備える。例示的なシステムは、同時点の気圧値を記録するための、外部装着式か、又は、その他の方法で保持される気圧基準モニタ２００と、外部プログラマ３００とをさらに備える。外部プログラマ３００は、ＩＭＤ１００及び気圧基準モニタ２００と通信して、ＩＭＤ１００の動作モード及びパラメータをプログラムし、又はＩＭＤ１００及び気圧基準モニタ２００のメモリに記憶されたデータに問い合わせるのに使用される。

ＩＭＤ１００は、好ましくは、先に参照した圧力データ、検知された心室ＥＧＭからの心拍数データ、及び、活動センサ１０６によって監視される患者活動レベルを導出して記憶する能力を有する、先に参照したＭｅｄｔｒｏｎｉｃ（登録商標）ＣＨＲＯＮＩＣＬＥ（登録商標）Ｍｏｄｅｌ ９５２０ ＩＨＭを備える。圧力センサリード線１２は、好ましくは、本発明の譲受人に譲渡された米国特許第５，５６４，４３４号に記載されるタイプの圧力検知トランスジューサ２０を使用して血圧を検知する、先に参照したＭｏｄｅｌ４３２８Ａ圧力センサリード線である。圧力センサリード線１２はまた、遠位ＥＧＭセンス電極２６、及び、当該技術分野でよく知られている方法で心尖部へのセンス電極２６の受動的固定を可能にする従来の柔軟歯(tin)を組み込む。圧力センサリード線１２の近位コネクタアセンブリは、双極ペーシングリード線用のＩＳ−１規格に適合するように構成され、且つ従来の方法でＩＭＤ１００のコネクタ・ヘッダ１８０の適合穴内に嵌合する。心臓のＥＧＭ、特にＰＱＲＳＴ群のＲ波は、従来の単極構成において、能動遠位先端電極２６と、ＩＭＤ１００の密閉されたハウジング又は円筒(can)１７８によって形成される不関電極との間で検知される。ＩＭＤ１００の他の可能な構成は、ＨＦを患う患者の心拍出量を改善するために、好ましくは、上部及び下部並びに右及び左の心腔を同期してペーシングするための、付加的な埋め込み可能な心臓リード線及び電極を必要とするカーディオバージョン／ディフィブリレーション及び／又はペーシング治療を提供することができる。

ＣＨＲＯＮＩＣＬＥ（登録商標）Ｍｏｄｅｌ ９５２０ ＩＨＭは、絶対血圧を測定するため、患者はまた、気圧基準モニタ２００、たとえば、先に参照したＭｅｄｔｒｏｎｉｃ（登録商標）ＭｏｄｅｌＮｏ．２９５５ＨＦ気圧基準モニタを装備する。気圧基準モニタ２００は、任意選択で時計機能２５０を含む、患者の手首に装着されているものとして概略的に示されるが、モニタ２００は、患者の毎日の日課において患者に同行することができるように他の可搬型構成をとってもよい。ＩＭＤ１００及びプログラマ３００に関連する例示的な気圧基準モニタ２００の機能は、本発明の譲受人に譲渡された米国特許第５，９０４，７０８号に開示される。

先に特定した時点及び相対圧力値は、指数α及びβを推定する方程式を解くのに十分であるため、気圧基準モニタ２００による気圧値の導出及び記憶は、本発明を実施するのに必要ではない。最大正圧Ｐ_ｂの相対タイミングの指数α、及び、早期駆出圧の勾配の指数βは、サンプリングされた右と左の心室圧信号から直接導出されることができる。しかしながら、最大正圧Ｐ_ｂの相対タイミングの指数α、及び、早期駆出圧の傾斜の指数βの推定は、たまたま気圧基準モニタ２００も含むシステム内の、先に特定したＩＭＤ１００を使用して実施されることができる。

ＩＭＤ１００のＲＦテレメトリアンテナ１３４（ＩＭＤ１００のコネクタ１８０から延びているとして概略的に示す）と、外部プログラマ３００のテレメトリアンテナ３３４との間のアップリンクテレメトリ（ＵＴ）伝送及びダウンリンクテレメトリ（ＤＴ）伝送は、図１に概略的に示される。同様に、気圧基準モニタ２００のＲＦテレメトリアンテナ２３４と、外部プログラマ３００のテレメトリアンテナ３３４との間のＵＴ伝送及びＤＴ伝送も、図１に示される。気圧データが、気圧基準モニタ２００のメモリから読み出される時にＲＦテレメトリアンテナ２３４と３３４との間での、示したＵＴ伝送及びＤＴ伝送を採用するのではなく、気圧基準モニタ２００のポートと外部プログラマ３００の間で直接のケーブル接続又はプラグイン接続が行われる場合があることが理解されるであろう。ＲＦテレメトリシステムは、好ましくは、比較的高い周波数範囲で、約２メートル以上の長い範囲で動作する。説明の便宜上、好ましい実施形態は、長い範囲のＲＦテレメトリ伝送を使用して以下の通りに述べられるが、本発明及び添付の特許請求の範囲は、制限されるものとして解釈されるべきではない。同様に、用語「テレメータ」、「テレメトリ伝送」等は、ＩＭＤ１００、気圧基準モニタ２００、及び、外部プログラマ３００又は他の監視デバイスの間でデータ及びコマンドを伝達する任意のこうした動作及び方法を包含することが意図される。

図１に示すシステムの従来の使用では、絶対血圧データ及び気圧データの記憶は、何日もの期間にわたって続き、データは、外部プログラマ３００を操作する医療従事者によって始動されるテレメトリセッション中に外部プログラマ３００へ周期的に送信される。気圧は絶対圧データを補正するのに採用される。

上述したように、指数α及び／又はβを推定するために、本発明に従って処理される絶対圧データは、こうした補正を必要としない。本発明は、好ましくは、気圧データを使用することなく、拍動ごとの血圧サンプル及び関連する時間データから指数α及び／又はβを導出する、図３のフローチャートに従って動作する図１及び図２に示すシステムにおいて実施される。圧力値はリアルタイムで処理され、比較されて、圧力拍動の最大正圧値Ｐ_ｂ、最大正微分圧ｄＰ／ｄｔ_ＰＰ、及び最大負微分圧ｄＰ／ｄｔ_ＮＰが決定される。圧力拍動の最大正圧値Ｐ_ｂに関連するサンプル時間（ｔ_ｂ）、最大正微分圧ｄＰ／ｄｔ_ＰＰに関連するサンプル時間（ｔ_ａ）、及び最大負微分圧ｄＰ／ｄｔ_ＮＰに関連するサンプル時間（ｔ_ｃ）もまた決定される。時間ｔ_ｃにおける絶対血圧もまた、圧力Ｐ_ｃとして決定される。

図２は、患者の心臓１０に関連する、圧力検知リード線１２及びＩＭＤ１００の簡略化したブロック図である。リード線１２は、コネクタ１８０から、遠位固定機構２６の近くに配設された血圧センサ２０へ、また、遠位先端センス電極２６へ延びる第１のリード線導体１４及び第２のリード線導体１６を有する。血圧センサ２０は、好ましくは、可変ピックオフコンデンサ及び固定式基準コンデンサ、並びに、復調器１５０において血圧信号値及び温度信号値として復号される、血圧及び温度両方の時間変調された間隔を生成する、先に援用した本発明の譲受人に譲渡された‘４３４号特許及び‘７５２号特許で詳細に記載される信号変調回路を含む。リード線１２の近位端は、従来の双極インラインペーシングリード線コネクタとして形成され、従来の双極インラインペースメーカパルス発生器コネクタブロックアセンブリとして形成されるモニタコネクタ１８０に結合される。

ＩＭＤ１００の回路機構は、電池１０８によって駆動され、一般に、活動センサ１０６に結合する入力／出力回路１１２とデータ通信バス１３０を通して結合するマイクロコンピュータ１１４、テレメトリアンテナ１３４、リード線導体１４、１６、及び水晶１１０を備える。入力／出力回路１１２は、デジタルコントローラ／タイマ回路１３２、並びに、水晶発振器１３８、パワー−オン−リセット（ＰＯＲ）回路１４８、Ｖｒｅｆ／ＢＩＡＳ回路１４０、ＡＤＣ／ＭＵＸ回路１４２、ＲＦ送信機／受信機回路１３６、任意選択の活動回路１５２、及び圧力信号復調器１５０を含む関連部品を含む。

水晶発振器回路１３８及び水晶１１０は、デジタルコントローラ／タイマ回路１３２用の基本タイミングクロックを提供する。Ｖｒｅｆ／ＢＩＡＳ回路１４０は、デジタルコントローラ／タイマ回路１３２内の回路、並びに、マイクロコンピュータ１１４及び復調器１５０を含む他の特定される回路のために、電池１０８から安定した電圧基準Ｖｒｅｆ及び電流レベルを生成する。パワー−オン−リセット回路１４８は、初期動作条件を規定するために、電池１０８に対する回路の初期接続に応答し、同様に、低電池電圧条件の検出に応答して動作条件をリセットする。アナログ−デジタル変換器（ＡＤＣ）及びマルチプレクサ回路１４２は、復調器１５０からデジタルコントローラ／タイマ回路１３２によって受け取られたアナログ信号Ｖｐｒｓ及びＶｔｅｍｐを、マイクロコンピュータ１１４による記憶のためにデジタル化する。

ＡＤＣ／ＭＵＸ回路１４２は、テレメトリ中に、ＲＦ送信機／受信機回路１３６を通して送信出力されたデータ信号をマルチプレクスする。電圧基準及びバイアス回路１４０、ＡＤＣ／ＭＵＸ回路１４２、ＰＯＲ回路１４８、水晶発振器１３８、任意選択の活動回路１５２は、現在市販されている心臓ペースメーカＩＰＧで現在使用されている回路の任意の回路に相当してもよい。

デジタルコントローラ／タイマ回路１３２は、データ通信バス１３０を通してマイクロコンピュータ１１４と接続されるタイマのセット及び関連するロジック回路を含む。マイクロコンピュータ１１４は、マイクロプロセッサ１２０を含むオンボードチップ、関連するシステムクロック１２２、及びオンボードＲＡＭチップ１２４及びオンボードＲＯＭチップ１２６をそれぞれ収容する。さらに、マイクロコンピュータ１１４は、さらなるメモリ容量を提供するために、別個のＲＡＭ／ＲＯＭチップ１２８を含むオフボード回路１１８を含む。マイクロプロセッサ１２０は、割り込み駆動式であり、通常は低減された電力消費モードで動作し、規定の割り込み事象に応答して目覚める。この割り込み事象は、監視されるデータを記憶するための、データサンプリング間隔の周期的なタイムアウト、バス１３０上へのトリガー信号及びデータ信号の転送、及び、プログラミング信号の受け取りを含んでもよい。日時に対して、記憶されたデータ、特に、指数α及び／又はβを関係付けるために、リアルタイムクロック及びカレンダ機能もまた含まれてもよい。

マイクロコンピュータ１１４は、バス１３０を介して、デジタルコントローラ／タイマ回路１３２の動作機能を制御し、どのタイミング間隔が採用されるかを指定し、且つ種々のタイミング間隔の継続期間を制御する。特定の電流動作モード及び間隔値がプログラム可能である。プログラム入力されるパラメータ値及び動作モードは、アンテナ１３４を通して受信され、ＲＦ送信機／受信機回路１３６において復調され、ＲＡＭ／ＲＯＭチップ１２８に記憶される。

図１の外部プログラマ３００への及びプログラマ３００からのデータ伝送は、テレメトリアンテナ１３４及び関連するＲＦ送信機及び受信機１３６によって達成され、ＲＦ送信機及び受信機１３６は、受信したＤＴ伝送波を復調することと、外部プログラマ３００へデータをＵＴ伝送することの両方を行う。先に援用され、本発明の譲受人に譲渡された‘４３４号特許及び‘７５２号特許に詳細に記載されている、多数の電力、タイミング及び制御信号が、デジタルコントローラ／タイマ回路１３２によって復調器１５０へ供給されて、血圧センサ２０の動作を始動し、駆動し、圧力信号Ｖｐｒｓ及び温度信号Ｖｔｅｍｐが選択的に読み出される。能動リード線導体１６は、復調器１５０の入力端子及び出力端子にコネクタブロック端子を通して取り付けられ、出力端子において電圧ＶＲＥＧを供給する。受動リード線導体１４は、復調器１５０のＶＤＤ供給端子に結合する。入力端子において受け取られた電流パルス間の間隔から生ずる電圧信号Ｖｐｒｓ及びＶｔｅｍｐは、復調器１５０によってデジタルコントローラ／タイマ回路１３２へ提供される。電圧信号Ｖｐｒｓ及びＶｔｅｍｐは、当該技術分野でよく知られている方法で、ＡＤＣ／ＭＵＸ回路１４２において２値データに変換され、ＲＡＭ／ＲＯＭチップ１２８に一時的に記憶される。

このように、ＩＭＤ１００は、具体的には、絶対圧及び温度センサ２０からのデジタル化された血圧及び温度データを監視し且つ記憶するための、埋め込み可能な生理的信号センサとして機能する。患者活動及びＥＧＭデータも記憶されることができる。心臓のＥＧＭ、特に、ＰＱＲＳＴ群のＲ波は、能動遠位先端電極２６と、ＩＭＤ１００の密閉されたハウジング又は円筒１７８によって形成される不関電極との間で、従来の単極検知構成のセンス増幅器１７０によって検知される。センス増幅器１７０は、Ｒ波が検知されるとＶ−ＥＶＥＮＴを宣言し、Ｖ−ＥＶＥＮＴは、デジタルコントローラ／タイマ回路１３２に供給され、当該技術分野でよく知られた方法で、マイクロプロセッサ１２０への割り込みとして機能する。

図２はまた、破線で示す治療送出システムブロック４０を包含することによる治療送出デバイスの構成を示す。特定の治療送出システム４０は、上述したシステム、たとえば、先に参照した｀６２３号特許に開示されるタイプの単腔又は２腔ペーシングシステムの１つ又は複数を含んでもよい。

本発明によれば、デジタルコントローラ／タイマ回路１３２は、先に参照した｀０４０号特許に開示されるタイプの圧力信号プロセッサ、及び、各圧力拍動のサンプリングされ且つデジタル化されたＶ_ｐｒｓ信号から、最大正圧値Ｐ_ｂ、最大正微分圧ｄＰ／ｄｔ_ＰＰ、及び最大負微分圧ｄＰ／ｄｔ_ＮＰを導出するのに採用されるリアルタイムクロックを含む。サンプル時間ｔ_ｂ、ｔ_ａ及びサンプル時間ｔ_ｃはまた、デジタルコントローラ／タイマ回路１３２内の圧力信号プロセッサによって決定される。サンプル時間ｔ_ａ、ｔ_ｂ、及びｔ_ｃの決定は、圧力信号測定の前に宣言されるＶ−ＥＶＥＮＴの時間ｔ_０を基準にして行われることができる。時間ｔ_ａ及びｔ_ｃにおける絶対血圧もまた、それぞれ、圧力Ｐ_ａ及びＰ_ｃとして決定される。

これらのデジタル化された値及びサンプル時間は、専用の記憶レジスタ又はＲＡＭ／ＲＯＭユニット１２８内のＲＡＭ内に一時的に記憶される。マイクロコンピュータ１１６は、Ｖ−ＥＶＥＮＴ、又は、心室収縮に関連する他の割り込みによってトリガーされて、以下の方程式、すなわち、
α＝（ｔ_ｂ−ｔ_ａ）／（ｔ_ｃ−ｔ_ａ）
β＝（Ｐ_ｂ−Ｐ_ｃ）／（ｔ_ｂ−ｔ_ｃ）
に従って、記憶された値及び時間から心室後負荷の指数α及び／又はβの推定値の計算を行う。

計算は、心周期中に行われ、次のＶ−ＥＶＥＮＴによって終了することができる。
こうした血圧データ点の収集及び指数α及びβの計算は図３に示される。ステップＳ１００〜Ｓ１０４は、図２においてＶ−ＥＶＥＮＴの宣言をもたらす正常洞調律（ＮＳＲ）Ｒ波の検出を示し、ステップＳ１０６〜Ｓ１１６は、本発明による、デジタル化したＶ_ｐｒｓ及び関連する時間データの処理を示す。ステップＳ１１４及びＳ１１６における計算した指数α及びβの記憶は、傾向を示す指数値の圧縮によって、又は、決定される１つの指数のみを毎日記憶することによって、又は、計算された指数α及びβの移動平均を記憶することによって、利用可能なメモリに対処するのが容易になることができる。ＮＳＲにおいて、Ｒ波は、心室血圧波が生ずる前に、図１及び図２に示すように規定された心室センスベクトルにわたって検知されるため、Ｖ−ＥＶＥＮＴを使用して、Ｖ−ＥＶＥＮＴに続く時間窓について圧力検知を可能にし、それによって、ＩＭＤ電池の電流ドレインを減らすことができる。したがって、ステップＳ１０６〜Ｓ１１０における心室血圧データの収集及び処理、並びに、ステップＳ１１４及びＳ１１６に示す指数α及びβの決定は、ステップＳ１０２〜Ｓ１０４において心拍数がＮＳＲを示すと判定される時にのみ起こることが好ましい。さらに、心室後負荷の指数α及び／又はβの決定を、ステップＳ１０２において規定の頻脈性不整脈心拍数より低いと判定される心拍数のＮＳＲ事象に制限することが望ましい場合がある。

ＩＭＤが治療を送出する場合、ステップＳ１１８にて、治療送出モード又はパラメータが最適化される。治療モード又はパラメータの最適化は、モード又はパラメータを逐次的に調整すること、指数α及びβの更新された値を取得するために、１回又は複数回に渡りステップＳ１００〜Ｓ１１６を繰り返すこと、α値及びβ値から、変更が心室後負荷を減少させるか又は増加させるかを判定すること、改善を示す方向にモード又はパラメータを再調整すること、及び、ステップＳ１００〜Ｓ１１６を繰り返すことを含む。ステップＳ１１８は、定期的に、たとえば、患者が休息状態にあると推定される１日に１回、自動的に行われるか、又は、外部プログラマ３００とのテレメトリセッションにおいて、リアルタイムで医師の存在下のみで行われてもよい。

種々の条件下における例示的な血圧波からの指数α及びβの決定が、図４〜図９に示される。図４〜図９に示す例示的な血圧波は、短期に機器を装備され、麻酔をかけた犬の外科的に露出した心臓から取得された、リアルタイムの、指示された左又は右の心室圧測定値からプロットされた。左心室圧（ＬＶＰ）測定値は、外頚動脈内への刺創を介して、各心臓の左心室内に高信頼性マイクロマノメータ（Millar Instruments（テキサス州、ヒューストン））を設置することによって取得された。マイクロマノメータからのアナログ圧力信号は、アナログ−デジタル変換器と、特化されたデータの採集及び処理ソフトウェア（Ｓｏｎｏｍｅｔｒｉｃｓ，Ｖｅｒｓｉｏｎ３．２．２（カナダ、モントリオール））とを装備するパーソナルコンピュータを使用して、２５０Ｈｚのサンプリング周波数でデジタル化された。

最大圧Ｐ_ｂ及びｄＰ／ｄｔ値は、データ採集及び処理ソフトウェアを使用して、デジタル化した心室圧データからデジタル的に計算された。一部の実験では、近位部下行大動脈の周囲にスネアを巻いて締め付け、大動脈閉塞を作成し、この大動脈閉塞が、抵抗を増加させ、動脈コンプラアインスを減少させることによって、心室後負荷を増加させた。一部の実験では、それぞれ右心房付属器及び右心室心尖部に縫合された、一時的心房及び心室ペーシングワイヤに結合した一時的２腔ペースメーカパルス発生器から、選択されたペーシングモードで一時的ペーシングが心臓に施行された。

図４及び図５は、それぞれ、コントロール心室収縮を伴うコントロール圧力波の間、及び、大動脈が閉塞している間の心室収縮を伴う圧力波の間の点「ａ」、「ｂ」、「ｃ」において、ステップＳ１０６〜Ｓ１１０において導出された上述の圧力及び時間データ点から、ステップＳ１１４及びＳ１１６において指数α及びβを決定することを示すグラフ図である。図４では、指数α＝０．３３、指数β＝−１１４ｍｍＨｇ／ｓであり、心室後負荷が比較的低いことを意味する。図５では、指数α＝０．６１、指数β＝−５０６ｍｍＨｇ／ｓであり、心室後負荷は、この例では、スネアを締め付けることによる一時的な大動脈の閉塞のために増加していることを意味する。

したがって、大動脈が、図４に示すように正常である時、又は、図５に示すように一時的に閉塞される時に導出されるαの値及びβの大きさの比較によって、心室後負荷が心臓に影響を与える程度が、αの値及びβの大きさから評価できることが立証される。ヒト患者におけるαの値及びβの大きさの導出は、患者の現在のＨＦ状態を評価する時に価値があり得ることが論理的に結論付けられることができる。さらに、当然のことながら、αの値及びβの大きさを繰り返し導出し比較することは、ＨＦ状態、高血圧、又は、心室後負荷に影響を与えるか、又は、心室後負荷に関連する他の病理の、経時的な進行を評価する時に有用であり得ることになる。

図６は、ＡＶ遅延を１００ｍｓに設定されたＶＤＤペーシングモードでペーシングされている心臓の、点「ａ」、「ｂ」、「ｃ」での、ステップＳ１０６〜Ｓ１１０において導出された上述の圧力及び時間データ点から、ステップＳ１１４及びＳ１１６において指数α及びβを決定するグラフ図である。図６では、指数α＝０．７６、指数β＝−５５０ｍｍＨｇ／ｓであり、心室後負荷が比較的高いことを意味し、心室後負荷を減少させるためにペーシングモード又はペーシングパラメータ（たとえば、ＡＶ遅延）が変更されるべきであることが示唆される。

図７は、ＶＶＩペーシングモードでペーシングされている心臓の、点「ａ」、「ｂ」、「ｃ」での、ステップＳ１０６〜Ｓ１１０において導出された上述の圧力及び時間データ点から、ステップＳ１１４及びＳ１１６において指数α及びβを決定するグラフ図である。図７では、指数α＝０．３６、指数β＝−２１１ｍｍＨｇ／ｓであり、心室後負荷が比較的低いことを意味する。図７では、右心室心尖部の非同期ＶＶＩペーシングによって、心室収縮の効率が低くなり、再び、心室後負荷の増加につながる。

ペーシングモードの実験は、犬の心臓に対して行われた。この犬の心臓は、必ずしもペーシングを必要としなかったため、ペーシング補充間隔は、内因性心拍数を超えるペーシングされた心拍数にある心臓を捕捉するようにペーシングを提供するよう選択された。それにも関わらず、図６及び図７の例は、指数α及びβが、ペーシングモード及びペーシングパラメータに敏感であることを示唆する。図６及び図７の例はまた、ペースメーカに依存する患者の心臓に対して確立されるペーシングモードが、心室後負荷に悪い影響を与える可能性のあることを示唆する。したがって、指数α及びβは、心室後負荷を最小にするような、患者対するペーシングモード及び選択されたペーシングモードのペーシングパラメータを選択するために、患者の精密検査において使用され得る。さらに、当然のことながら、αの値及びβの大きさを繰り返し導出し比較することは、ペーシングモードの心臓における経時的な作用を評価する時に価値があり得ることになる。

現在、埋め込み用に市販されている、長期継続して埋め込み可能な圧力センサ搭載リード線は、図１〜図３を参照して上述したように、正しい右心室圧測定を行うために、右心室又は右心室流出路内に埋め込まれることが推奨されている。しかしながら、これらの長期継続して埋め込み可能な圧力センサ搭載リード線は、左心室においても機能するが、血塊形成及び動脈系への放出の可能性があるために、こうした埋め込みは明確には推奨されないことが理解される。そのため、本発明の技術は、ＬＶＰを測定するのに利用可能である。

ＲＶ及びＬＶの両方の圧力測定値から指数α及びβを生成することができることが望ましい。右及び左の心室後負荷は、互いに独立である。すなわち、患者は、肺高血圧の兆候である高ＲＶ後負荷、又は高ＬＶ後負荷を示す可能性がある。高ＲＶ後負荷は、右心不全につながる可能性がある肺高血圧、右心室拡張、ＲＶ肥大、三尖弁逆流、末梢浮腫、心房不整脈及び心室不整脈、低酸素、及び死に関連する。高ＬＶ後負荷は、動脈高血圧、肺浮腫、僧帽弁逆流、ＬＶ拡張、ＬＶ肥大、心房拡張、心房不整脈、ＬＶ不全、心室不整脈、急性虚血、及び死に関連する。

したがって、図８及び図９に示す圧力波形及びデータは、左心室圧（ＬＶＰ）の圧力及び時間データ点、又は、右心室圧（ＲＶＰ）の圧力及び時間データ点をそれぞれ導出するために、犬の心臓の左心室及び右心室のそれぞれに上述のマイクロマノメータを設置することによる短期実験において導出され、これらデータ点から、ＬＶＰ及びＲＶＰの指数α及びβが決定された。図８（図６に対応する）及び図９では、犬の心臓は、１００ｍｓのＡＶ遅延を有するＶＤＤペーシングモードで、上述したように短期にペーシングされる。図８では、圧力Ｖ_ＰＲＳが左心室で測定され、その結果、指数α＝０．７６及び指数β＝−５５０ｍｍＨｇ／ｓが得られる。図９では、圧力Ｖ_ＰＲＳが右心室で測定され、指数α＝０．２１及び指標β＝−５０ｍｍＨｇ／ｓが得られる。ＬＶＰ及びＲＶＰのαの値及びβの大きさの大きな差は、健康な犬の心臓では、一般的に理解されるように、ＲＶ後負荷がＬＶ後負荷よりずっと低いことを意味する。

図３を参照すると、同じ心臓の同じ駆出期間中に取得された、ステップＳ１０６〜Ｓ１１０において点「ａ」、「ｂ」、「ｃ」で周期的に導出されたＬＶＰ及びＲＶＰ時間データ点と、ステップＳ１１４及びＳ１１６において周期的に決定された圧力波形データとは、図８及び図９に示すのと同じように異なると考えられ得る。それでも、ＲＶＰ導出したαの値及びβの大きさは、現在の右心室後負荷、長期継続的に蓄積されたデータから求められた右心室後負荷の変化を評価するために、または、最適なペーシングモード及びパラメータを評価する時に有用であり得ることが予想される。

そのため、心室圧測定値から導出される心室後負荷の推定値を生成するための例示的な方法及び装置が述べられた。心室後負荷の推定値は、心不全、高血圧、及び上述の他の臨床病理を患う患者の心臓血管機能を最適にするために、心臓血管機能の現在の状態を定量化し、心臓血管機能の状態の経時的な変化を識別し、ＩＭＤによって送出される治療を選択又は変更するのに使用されてもよい。

さらに、ＩＭＤの使用によって心室圧測定値から導出される心室後負荷の推定値を生成するための例示的な方法及び装置が述べられたが、心室圧測定値から導出される心室後負荷の指数は、一時的に埋め込まれた圧力測定機器を使用して患者を診断するために、有利には、短期に実施されてもよいことが理解されるであろう。

本明細書で参照される全ての特許及び出版物は、参照によりその全体が援用される。

本発明が実施されるのが好ましい例示的なシステムの概略図である。 本発明に従って、心室血圧からの血圧変数の監視によって、心室後負荷に関連する１つ又は複数の推定された指数を決定することが可能になる、図１のシステムで採用されるＩＭＤ回路機構及び関連するリード線の一実施形態の簡略ブロック図である。 心室収縮を伴う心室血圧波中に、心室後負荷の指数α及びβを決定するステップを示すフローチャートである。 コントロール心室収縮を伴うコントロール圧力波中に指数α及びβを決定するグラフである。 大動脈が閉塞している間の心室収縮を伴う圧力波中に指数α及びβを決定するグラフである。 心臓がＶＤＤペーシングモードでペーシングされている間の心室収縮を伴う圧力波中に指数α及びβを決定するグラフである。 心臓がＶＶＩペーシングモードでペーシングされている間の心室収縮を伴う圧力波中に指数α及びβを決定するグラフである。 心臓がＶＤＤペーシングモードでペーシングされている間の心室収縮を伴う圧力波中に、左心室圧（ＬＶＰ）の読み出しから指数α及びβを決定するグラフである。 心臓がＶＤＤペーシングモードでペーシングされている間の心室収縮を伴う圧力波中に、右心室圧（ＲＶＰ）の読み出しから指数α及びβを決定するグラフである。

Claims (10)

1. 血液駆出相中に心室からの血液の駆出に対する抵抗を呈する心室後負荷の指数をデバイスにより導出する方法であって、
   心室内の血圧の心室圧値のセットを、前記心室の前記血液駆出相中のサンプル時間に取得するステップと、
   前記心室圧値のセットから、最大正圧値Ｐｂ、最大正微分圧ｄＰ／ｄｔＰＰ、及び最大負微分圧ｄＰ／ｄｔＮＰを決定するステップと、
   前記心室圧値のセットに関連する前記サンプル時間から、最大正圧のサンプル時間ｔｂ、最大正微分圧ｄＰ／ｄｔＰＰのサンプル時間ｔａ、及び最大負微分圧ｄＰ／ｄｔＮＰのサンプル時間ｔｃを決定するステップと、
   式α＝（ｔｂ−ｔａ）／（ｔｃ−ｔａ）に従って、前記血液駆出相における最大正圧Ｐｂの相対タイミングの指数αを計算するステップと、
   を含み、心室後負荷の大きさが、０〜１の範囲における指数αの値に比例する、心室後負荷の指数をデバイスにより導出する方法。
2. 前記心室圧値のセットから、前記最大負微分圧ｄＰ／ｄｔＮＰに関連する減少圧Ｐｃを決定するステップと、
   式β＝（Ｐｃ−Ｐｂ）／（ｔｃ−ｔｂ）に従って、前記血液駆出相における早期駆出圧の傾斜の指数βを計算するステップと、
   をさらに含み、心室後負荷の大きさが前記指数βの大きさに比例する、請求項１に記載の心室後負荷の指数をデバイスにより導出する方法。
3. 血液駆出相中に心室からの血液の駆出に対する抵抗を呈する心室後負荷の指数をデバイスにより導出する方法であって、
   心室内の血圧の心室圧値のセットを、前記心室の前記血液駆出相中のサンプル時間に取得するステップと、
   前記心室圧値のセットから、最大正圧値Ｐｂ、最大負微分圧ｄＰ／ｄｔＮＰ、及び、最大負微分圧ｄＰ／ｄｔＮＰに関連する減少圧Ｐｃを決定するステップと、
   前記心室圧値のセットに関連する前記サンプル時間から、最大正圧のサンプル時間ｔｂ、及び最大負微分圧ｄＰ／ｄｔＮＰのサンプル時間ｔｃを決定するステップと、
   式β＝（Ｐｃ−Ｐｂ）／（ｔｃ−ｔｂ）に従って、前記血液駆出相における早期駆出圧の傾斜の指数βを計算するステップと、
   を含み、心室後負荷の大きさが前記指数βの大きさに比例する、心室後負荷の指数をデバイスにより導出する方法。
4. 前記計算した指数αをデータ記憶メモリに記憶するステップを含む請求項１に記載の心室後負荷の指数をデバイスにより導出する方法。
5. 前記計算した指数βをデータ記憶メモリに記憶するステップを含む請求項２又は３に記載の心室後負荷の指数をデバイスにより導出する方法。
6. 調整可能な治療送出動作モード及びパラメータに従って治療を送出するために患者の体内に埋め込まれるようになっており、圧力信号処理回路機構と結合される圧力センサと、治療を送出する治療送出手段とを備える埋め込み可能医療デバイスの作動方法であって、
   請求項１又は４に記載の心室後負荷の指数を導出する方法を実行するステップと、
   前記指数値αを最小にするために、治療送出動作モード又はパラメータのうちの１つを調整するステップと、
   を備えることを特徴とする埋め込み可能医療デバイスの作動方法。
7. 調整可能な治療送出動作モード及びパラメータに従って治療を送出するために患者の体内に埋め込まれるようになっており、圧力信号処理回路機構と結合される圧力センサと、治療を送出する治療送出手段とを備える埋め込み可能医療デバイスの作動方法であって、
   請求項２、３又は５いずれか１項に記載の心室後負荷の指数を導出する方法を実行するステップと、
   前記指数βの大きさを最小にするために、治療送出動作モード又はパラメータのうちの１つを調整するステップと、
   を備えることを特徴とする埋め込み可能医療デバイスの作動方法。
8. 血液駆出相中に心室からの血液の駆出に対する抵抗を呈する心室後負荷の指数を導出する装置であって、請求項１〜７のいずれか一つに記載の方法ステップを実行する手段を備える心室後負荷の指数を導出する装置。
9. 患者の体内に埋め込まれるようになっており、圧力信号処理回路機構と結合される圧力センサと、データ記憶のためのメモリとを備える埋め込み可能心臓モニタであって、請求項８に記載の装置を備える埋め込み可能心臓モニタ。
10. 調整可能な治療送出動作モード及びパラメータに従って治療を送出するために患者の体内に埋め込まれるようになっており、圧力信号処理回路機構と結合される圧力センサと、治療を送出する治療送出手段とを備える埋め込み可能医療デバイスであって、請求項８に記載の装置を備える埋め込み可能医療デバイス。

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