JP4629673B2

JP4629673B2 - 電気的に効果的な神経興奮性刺激

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Publication number: JP4629673B2
Application number: JP2006523283A
Authority: JP
Inventors: デノ，カーティス・ディー; オイラー，デイビッド・イー; ムリガン，ローレンス・ジェイ; ダッフィン，エドワード・ジー; イーゲル，デイビッド・エイ
Original assignee: Medtronic Inc
Current assignee: Medtronic Inc
Priority date: 2003-08-11
Filing date: 2004-08-10
Publication date: 2011-02-09
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Also published as: DE602004026607D1; US7292888B2; JP2007502160A; CA2535553A1; WO2005016449A1; US20050038479A1; IL173671A0; EP1663388B1; EP1663388A1

Description

本発明は、心臓ペーシングに関し、より詳細には、心筋に隣接するか、又は、心筋に埋め込まれている心臓神経に対する神経興奮性刺激の送出に関する。

本明細書で使用される「心不全」（ＨＦ）という用語は、Hunt等によって著されたアメリカ心臓病学会(the American College of Cardiology)／アメリカ心臓学協会(American Heart Association)の診療ガイドラインに関するタスクフォース（心不全の評価及び管理についての１９９５年のガイドラインを改定するための委員会）の報告書（成人の慢性心不全の評価及び管理のためのACC/AHAガイドライン：全体要旨, J Am Coll Cardiol 2001; 38(7):2101-2113）に記載される、アメリカ心臓病学会及びアメリカ心臓協会によって規定される、うっ血性心不全及び／又は慢性心不全を包含する。概して、心不全（ＨＦ）は、心臓が体の他の部分に対して適切な血液供給量を送り出すことができない症候群である。

神経興奮性刺激は、心筋組織に送出されると、心臓神経を興奮させるが、周囲の心筋組織の電気的脱分極をトリガせず、その結果、心臓の機械的収縮をトリガしない刺激である。この理由で、神経興奮性刺激は、非興奮性刺激と呼ばれることがある。刺激が弱過ぎる、すなわち、刺激閾値より低いためか、又は、刺激が、組織が不応である期間中に心筋組織に送出されるため、刺激は、機械的収縮をトリガしない。心筋組織が絶対不応状態にある時には、どんな量の電気刺激エネルギーも脱分極をトリガしないであろう。

組織の不応期中における心筋組織に対する神経興奮性刺激の送出は、組織の収縮性、すなわち、収縮強度を増加させることが示唆されている。心室の収縮性の増加によって、心室が、より高い圧力を生成し、その結果、各収縮によってより多くの血液を駆出することができる。その結果、神経興奮性刺激は、とりわけ、心不全のための処置として提案されている。

提案されている神経興奮性刺激波形は、ペーシングパルスより大幅に大きく、したがって、埋め込み可能医療デバイスの寿命を短縮させ、好ましくなくことには、短い期間後にデバイス外植及び置換を必要とする、幅及び振幅を有するパルスを含む。提案されている高エネルギー神経興奮性パルスはまた、パルスがその心臓に送出される患者に、苦痛を感じさせる可能性がある。

本発明は、心筋組織に電気的に効果的な神経興奮性刺激を送出する医療デバイスを提供する。

一般に、本発明は神経興奮性刺激を送出する医療デバイスを対象とする。
医療デバイスは、心筋組織に対して、組織が不応である期間中に１つ又は複数の神経興奮性刺激パルスを送出する。一部の実施形態では、医療デバイスは、組織の脱分極後の約４０〜８０ミリ秒の期間中にパルスを送出する。例示的な実施形態では、医療デバイスは、埋め込み可能医療デバイスの形態をとる。

一般に、本発明による医療デバイスによって送出される神経興奮性刺激パルスのエネルギーレベルは、ペーシングパルスのエネルギーレベルと同じである。その結果、こうしたパルスは、苦痛を引き起こすか、又は、埋め込み可能医療デバイスの電池寿命を好ましくないことには短縮する可能性が低い。パルスの幅は約２分の１ミリ秒以下である。一部の実施形態では、パルスの電流振幅は約２０ミリアンペア以下である。例示的な実施形態では、医療デバイスは、約１０ミリ秒以上である間隔だけ互いから分離された、６以下のパルスから成るパルス列を送出する。さらに、例示的な実施形態では、パルスは、心臓の、左心室か、右心室か、又は両方の心室のいずれかの１つ又は複数の部位に送出される。一部の実施形態では、パルスは、心房収縮性を高めるために、心房にも印加される。

一部の実施形態では、医療デバイスは、心内圧又は加速度等の患者の生理的パラメータを検出するセンサを含み、生理的パラメータに応じて神経興奮性刺激パルスを送出する。他の実施形態では、医療デバイスは、メモリに記憶したスケジュールに従って、たとえば、１日の一定期間中に刺激パルスを送出する。別法として、医療デバイスは、ｎが１以上の整数であるような、ｎ番目の心周期ごとに刺激パルスを送出するか、又は、ｍが１以上の整数であり、ｎがｍより大きい整数であるような、ｎ番目の心周期ごとの、ｍ個の連続する心周期の間に刺激パルスを送出する。

医療デバイスは、電位図信号内の、たとえば、ＱＴ間隔及び／又は形態、或いは、ＳＴ部分の変化を監視することによって、心臓虚血エピソードの発生を検出することが可能であってよい。こうした実施形態では、医療デバイスは、心臓虚血の検出に基づいて神経興奮性刺激パルスの送出を一時中止するか、又は、保留する。

１つの実施形態では、本発明は、患者の心筋組織に対して、組織が不応である期間中に刺激パルスを送出する方法を対象とする。パルスの幅は、約２分の１ミリ秒以下であり、パルスの電流振幅は、約２０ミリアンペア以下である。

別の実施形態では、本発明は、患者内に埋め込み可能な電極と、電極を介して患者の心筋組織に対して刺激パルスを送出するパルス発生器と、組織が不応である期間中に刺激パルスを送出するようにパルス発生器を制御するプロセッサとを備える医療デバイスを対象とする。パルスの幅は、約２分の１ミリ秒以下であり、パルスの電流振幅は、約２０ミリアンペア以下である。

別の実施形態では、本発明は、命令を含むコンピュータ読み取り可能媒体を対象とする。その命令は、プログラム可能プロセッサが、電極を介しての患者の心筋組織に対する、組織が不応である期間中における刺激パルスの送出を制御するようにさせる。パルスの幅は、約２分の１ミリ秒以下であり、パルスの電流振幅は、約２０ミリアンペア以下である。

別の実施形態では、本発明は、電極を介して患者の心筋組織に対して刺激パルスを送出する手段と、組織が不応である期間中に刺激パルスを送出するように送出手段を制御する手段とを備える医療デバイスを対象とする。パルスの幅は、約２分の１ミリ秒以下であり、パルスの電流振幅は、約２０ミリアンペア以下である。

別の実施形態では、本発明は、患者の心筋組織に対して、心筋組織が不応である期間中に刺激パルス列を送出する方法を対象とする。刺激パルス列の各パルスの幅は、約２分の１ミリ秒以下であり、刺激パルス列の隣接パルスは、少なくとも約１０ミリ秒だけ分離される。

本発明の１つ又は複数の実施形態の詳細は、添付図面及び以下の説明で述べられる。本発明の他の特徴、目的、及び利点は、説明と図面から、また、特許請求の範囲から明らかになるであろう。

図１は、本発明による、心筋組織に神経興奮性刺激（ＮＥＳ）パルスを送出する例示的な埋め込み可能医療デバイス（ＩＭＤ）１０を示す概念図である。一部の実施形態では、ＩＭＤ１０は、多腔心臓ペースメーカの形態をとる。図１に示す例示的な実施形態では、ＩＤ１０は、患者１２に埋め込まれ、患者１２の心臓１６内に延びるリード線１４Ａ、１４Ｂ、及び１４Ｃ（ひとまとめに「リード線１４」）に結合される。

より詳細には、右心室（ＲＶ）リード線１４Ａは、１本又は複数本の静脈（図示せず）、上大静脈（図示せず）、及び右心房２４を通り、右心室１８内に延びる。左心室（ＬＶ）冠状静脈洞リード線１４Ｂは、静脈、大静脈、及び右心房２４を通り、心臓１６の左心室２２の自由壁の隣接するポイントまで冠状静脈洞２０内に延びる。右心房（ＲＡ）リード線１４Ｃは、静脈及び大静脈を通り、心臓１６の右心房２４内に延びる。

リード線１４はそれぞれ、電極（図示せず）を含み、ＩＭＤ１０は、電極を使用して、心臓１６の脱分極及び再分極に付随する電気信号を検知する。ＩＭＤ１０は、リード線１４の１つ又は複数の上に配置される電極を介して、１つ又は複数のロケーションにおいて、心臓１６の組織にＮＥＳパルスを送出する。一部の実施形態では、ＩＭＤ１０はまた、リード線１４の１つ又は複数上に配置される電極を使用して、心臓１６にペーシングパルスを送出する、すなわち、心臓１６の脱分極及び収縮を引き起こすように意図されたパルスを送出する。たとえば、図示される多腔ＩＭＤ１０は、心臓１６に心臓再同期化治療（ＣＲＴ）を提供するために、或る心室間遅延がパルス間にある状態で、リード線１４Ａ及び１４Ｂ上に配置される電極を介して心室１８及び２２にペーシングパルスを送出することができる。リード線１４上に配置される電極は、当技術分野でよく知られているように、単極又は２極である。

ＩＭＤ１０は、組織が不応である期間中に、たとえば、刺激エネルギーが組織の脱分極をトリガしない時に、心臓１６の組織に１つ又は複数のＮＥＳパルスを送出する。例示的な実施形態では、ＩＭＤ１０によって送出されるＮＥＳパルスのエネルギーレベルは、ペーシングパルスのエネルギーレベルと同じである。こうした実施形態では、ＩＭＤ１０によるＮＥＳパルスの送出は、ＩＭＤ１０の電池（図示せず）をそれほど消耗せず、患者１２に苦痛を経験させる可能性が小さい。

図１に示すＩＭＤ１０及びリード線１４の構成は、例示に過ぎない。種々の実施形態では、ＩＭＤ１０は、心臓１６の中又は外の種々の位置に延びる任意の数のリード線１４に結合する。たとえば、一部の実施形態では、ＩＭＤ１０は、心臓１６の左心房２６に延びるリード線１４、又は、心臓１６の外面上の任意の位置に延びる心外膜リード線１４に結合する。その結果、種々の実施形態では、ＩＭＤ１０は、リード線１４上に配置される電極を介して、心臓１６の中又は外の任意のロケーションにおいて、心筋組織に対してＮＥＳパルスを送出することが可能である。さらに、本発明の一部の実施形態に従ってＮＥＳパルスを送出する医療デバイスは、患者１２に埋め込まれるのではなく、代わりに、患者１２の皮膚を通して、心臓１６の中又は外の種々の位置に延びる皮下リード線１４に結合する。

図２は、ＩＭＤ１０及び患者１２の心臓１６をさらに示す概念図である。一部の実施形態では、リード線１４はそれぞれ、管状絶縁シースによって相互に分離された複数の同心のコイル状導体を保持する細長い絶縁リード線本体を含む。示す実施形態では、２極電極３０と３２、３４と３６、及び３８と４０は、それぞれ、リード線１４Ａ、１４Ｂ、及び１４Ｃの遠位端に隣接して配置される。例示的な実施形態では、電極３０、３４、及び３８は、リング電極の形態をとってもよく、電極３２、３６、及び４０は、それぞれ、絶縁電極ヘッド４２、４４、及び４６内に伸縮可能に取り付けられた伸長式のらせん先端電極の形態をとる。電極３０〜４０はそれぞれ、その関連するリード線１４のリード線本体内のコイル状導体のうちの１つに結合する。

センス／ペース電極３０、３２、３４、３６、３８、及び４０は、心臓１６の脱分極及び再分極に付随する電気信号を検知する。電気信号は、リード線１４を介してＩＭＤ１０に伝導される。一部の実施形態では、上述したように、ＩＭＤ１０は、２極電極対の１つ又は複数を介してペーシングパルスを送出する。図示される実施形態では、ＩＭＤ１０はまた、ＩＭＤ１０の密封されたハウジング５０の外面と一体に形成された不関ハウジング電極４８を含む。こうした実施形態では、ＩＭＤ１０は、ハウジング電極４８と共に、単極検知又はペーシングのための電極３０、３２、３４、３６、３８、及び４０のうちの任意の電極を使用することが可能である。

ＩＭＤ１０は、電極３０〜４０及び４８の任意の組み合わせによってＮＥＳパルスを送出することが可能である。一部の実施形態では、ＩＭＤ１０は、リード線１４の１つ又は複数の上に保持された細長いコイルディフィブリレーション電極（図示せず）を介して心臓１６にディフィブリレーション及び／又はカーディオバージョンショックを送出する。こうした実施形態では、ＩＭＤはまた、これらのディフィブリレーション電極の１つ又は複数と共に電極３０〜４０のうちの任意の電極を介してＮＥＳパルスを送出することが可能である。

一部の実施形態では、ＩＭＤ１０は、患者１２の生理的パラメータに応じて信号を生成するセンサ５２を含み、生理的パラメータに応じて心臓１６の組織にＮＥＳパルスを送出する。例示的な実施形態では、センサ５２は、心内圧の微分係数等の、心臓の収縮性を反映する生理的パラメータに応じて信号を生成し、ＩＭＤ１０は、信号を監視して、心臓性能の増加についての必要性を識別する。こうした必要性に応答して、ＩＭＤ１０は、心臓１６の組織の収縮性を増加させるためにＮＥＳパルスを送出し、それによって、心臓１６の心拍出量を増加させることができる。心臓１６の心拍出量の最も大幅な増加は、ＩＭＤ１０が心室１８及び２２の一方又は両方の組織にＮＥＳパルスを送出する実施形態において一般に達成される。

図２に示す実施形態では、センサ５２は、リード線１４Ａ上に保持され、右心室１８内に配置される心内圧センサである。一部の実施形態では、センサ５２は、ここで参照によりその全体が本明細書に援用される、Halperin他に対する米国特許第５，５６４，４３４号に記載される容量性絶対圧センサ、圧電結晶、又は圧電抵抗性圧力変換器である。センサ５２が右心室１８内に配置された状態で、ＩＭＤ１０は、センサ５２によって生成された右心室圧力信号の最大の正の傾斜のポイントにおける右心室１８の圧力に基づいて肺動脈拡張期圧を推定することが可能である。肺動脈拡張期圧の増加は、肺動脈血管系のうっ血及び心臓１６による心臓性能の増加の必要性を指示することができる。

しかしながら、本発明は、任意の特定の種類のセンサ５２、センサ５２の任意の特定のロケーション、又は、任意の特定の生理的パラメータに限定されない。たとえば、一部の実施形態では、センサ５２は、等容性加速度を測定するために、リード線１４Ｂの遠位端に配置される加速度計、又は、流量変化の代用物として酸素飽和度を測定するためにリード線１４Ａ上に配置される酸素濃度計の形態をとる。これらの場合のいずれにおいても、測定されるパラメータは、心臓収縮性を反映する。さらに、本発明は、患者１２の生理的パラメータに応じて信号を生成するセンサを含むＩＭＤ１０の実施形態に限定されない。

図３は、ＩＭＤ１０の機能ブロック図である。図示される実施形態では、ＩＭＤ１０は、マイクロプロセッサベースのアーキテクチャを有する多腔ペースメーカの形態をとる。しかしながら、本発明は、ＮＥＳパルスを提供するが、心臓ペーシングを提供しないデバイスを含む、いろいろなデバイス実施態様で実施されてもよいことが考えられるため、この図は、本発明の種々の実施形態をその中で具体化することができるデバイスのタイプの例示であると考えられるべきであり、制限として考えられるべきではない。

ＩＭＤ１０はマイクロプロセッサ（μＰ）５０を含む。マイクロプロセッサ５０は、メモリ、たとえば、ＲＯＭ（図示せず）、ＥＥＰＲＯＭ（図示せず）、および／または、ＲＡＭ５２等のコンピュータ読み取り可能媒体内に記憶されたプログラム命令を実行する。コンピュータ読み取り可能媒体内に記憶され、マイクロプロセッサ５０によって実行されるプログラム命令は、本明細書において、マイクロプロセッサ５０が持っているとみなされる機能を実施するようにマイクロプロセッサ５０を制御する。マイクロプロセッサ５０は、たとえば、アドレス／データバス５４を介してＩＭＤ１０の種々の他の構成部品と通信する、および／または、それらの構成部品を制御するために結合される。

ＩＭＤ１０は、心臓１６内の電気的活動を検知する。電極３０及び３２は、増幅器（ＡＭＰ）５６に結合し、増幅器５６は、測定されるＲ波振幅に応じて調整可能な検知閾値を提供する自動利得制御式増幅器である。電極３０と３２の間で検知される信号が、現在の検知閾値を超える時はいつでも、ＲＶＯＵＴライン５８上に信号が生成される。そのため、電極３０及び３２並びに増幅器５６は、内因性右心室脱分極を検出するために使用される。

電極３４及び３６は、増幅器（ＡＭＰ）６０に結合し、増幅器６０も同様に、測定されるＲ波振幅に応じて調整可能な検知閾値を提供する自動利得制御式増幅器の形をとる。電極３４と３６の間で検知される信号が、現在の検知閾値を超える時はいつでも、ＬＶＯＵＴライン６２上に信号が生成される。そのため、電極３４及び３６並びに増幅器６０
は、内因性左心室脱分極を検出するために使用される。

電極３８及び４０は、増幅器（ＡＭＰ）６４に結合し、増幅器６４は、測定されるＰ波振幅に応じて調整可能な検知閾値を提供する自動利得制御式増幅器の形をとる。電極３８と４０の間の信号が、現在の検知閾値を超える時はいつでも、ＲＡＯＵＴライン６６上に信号が生成される。そのため、電極３８及び４０並びに増幅器６４は、内因性心房脱分極を検出するために使用される。

ＩＭＤ１０は、心臓１６の組織にＮＥＳパルスを送出する。ペーサタイミング／制御回路６８は、電極３０〜４０を介して出力回路７０〜７４の１つ又は複数によってＮＥＳパルスの送出を制御する。出力回路７０〜７４は、スイッチ、コンデンサ等のような、記憶及びパルスの形態でのエネルギーの送出のための知られている回路要素を含む。

ペーサタイミング／制御回路６８は、ＮＥＳパルスの送出のタイミングを制御するプログラム可能デジタルカウンタを含む。ペーサタイミング／制御回路６８はさらに、出力回路７０〜７４によって送出されるＮＥＳパルスの幅及び振幅を制御する。ペーサタイミング／制御回路６８は、データバス５４を介してマイクロプロセッサ５０から受け取る情報に基づいて、出力回路７０〜７４によって送出されるＮＥＳパルスのタイミング、幅、及び振幅を制御する。本発明によるＩＭＤ１０によって送出されるＮＥＳパルスのタイミング、幅、及び振幅は、以下でさらに詳細に述べられるであろう。

ＮＥＳパルスがいつ送出されるか、ＮＥＳパルスが、電極３０〜４０及び４８のどの電極を介して送出されるか、並びに、送出されるＮＥＳパルスのタイミング、幅、及び振幅を、ペーサタイミング／制御回路６８に指示することによって、マイクロプロセッサ５０は、ＩＭＤ１０によるＮＥＳパルスの送出を制御する。一部の実施形態では、マイクロプロセッサ５０は、ＮＥＳパルスがｎ番目の心周期ごとに送出されるように、ＮＥＳパルスの送出を制御し、ここで、ｎは１以上の整数である。別の実施形態では、マイクロプロセッサ５０は、ｎ番目の心周期ごとに、ｍ個の連続する心周期の間にＮＥＳパルスを送出するように、ＮＥＳパルスの送出を制御し、ここで、ｍは１以上の整数であり、ｎはｍ以上の整数である。一部の実施形態では、マイクロプロセッサ５０は、ＮＥＳパルスの送出のための時刻(times of day)等を指示する、ＲＡＭ５２等のメモリに記憶されたスケジュールに従って、ＮＥＳパルスの送出を可能にする。

一部の実施形態では、マイクロプロセッサ５０は、先に説明したように、患者１２の生理的パラメータに応じてＮＥＳパルスの送出を制御する。パラメータモニタ７６は、パラメータに応じてセンサ５２によって生成される信号を受け取り、この信号を処理して、マイクロプロセッサ５０にパラメータの値を提供する。たとえば、センサ５２が心内圧センサの形態をとる場合、パラメータモニタ７６は、センサ５２によって生成される信号を処理し、検出された圧力値をマイクロプロセッサ５０に提供するために、Medtronic, Inc.によって製造され、且つ、市販されているＣｈｒｏｎｉｃｌｅ（商標）埋め込み可能血行力学モニタ内に含まれる回路要素等の圧力監視回路要素を含む。マイクロプロセッサ５０は、パラメータの値を、メモリ、たとえば、ＲＡＭ５２に記憶した１つ又は複数の閾値と比較し、この比較に基づいてＮＥＳパルスの送出を指示する。

一部の実施形態では、マイクロプロセッサ５０は、心臓１の虚血を検出し、さもなくば検出に基づくＮＥＳパルスの指示される送出を保留する。例示的な実施形態では、マイクロプロセッサは、デジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）を含み、心臓１６の電気的活動を表す電位図信号を解析して、ＱＴ間隔長、ＳＴ部分の上昇、および／またはＱＴ間隔とＳＴ部分のいずれか、又は、両方の形態の変化に基づいて虚血を検出する。スイッチマトリクス７８は、利用可能な電極３０〜４０及び４８のうちのどの電極が、デジタル信号解析において使用するために、広帯域（０．５〜２００Ｈｚ）増幅器８０に結合されるかを選択するのに使用される。電極の選択は、アドレス／データバス５４を介してマイクロプロセッサ５０によって制御され、選択は、所望に応じて変わってもよい。

選択された電極から導出され、増幅器（ＡＭＰ）８０によって増幅されたアナログ信号は、Ａ／Ｄ変換器８２によって、マルチビットデジタル信号に変換され、このデジタル信号は、たとえば、信号内におけるＳＴ部分の上昇又は低下を検出するために、マイクロプロセッサ５０によってデジタル処理される。一部の実施形態では、デジタル信号は、マイクロプロセッサ５０が後で解析するために、ダイレクトメモリアクセス回路（ＤＭＡ）８４の制御下でＲＡＭ５２に記憶される。他の実施形態では、ＩＭＤ１０は、マイクロプロセッサ５０に虚血の指示を提供する、デジタル信号の解析用の別個のデジタルプロセッサ（ＤＳＰ）を含む。電位図信号に基づいて虚血を検出する例示的な技法に関するさらなる詳細は、参照によりその全体が本明細書に援用され、それぞれ、２０００年９月５日及び２０００年１０月３日に発行された、共にStadler他に対する、同一譲受人に譲渡された米国特許第６，１１５，６２８号及び第６，１２８，５２８号に見出される。

本明細書では、マイクロプロセッサベースのペースメーカの実施形態であるＩＭＤ１０の状況で述べられるが、本発明は、ＤＳＰ、ＦＰＧＡ、又は他のデジタルロジック回路であってもよい、１つ又は複数のプロセッサを含む種々の埋め込み可能医療デバイスで具体化されてもよい。さらに、一部の実施形態では、ＩＭＤ１０は、虚血を検出するために、電位図信号をデジタル処理しない。たとえば、ＩＭＤ１０は、当技術分野で知られているように、電位図信号内の、ＱＴ間隔および／またはＳＴ部分を識別し、測定するために、アナログ傾斜又は閾値検出増幅器回路を含んでもよい。

一部の実施形態では、ＩＭＤ１０は心臓１６をペーシングする。ペーサタイミング／制御回路６８は、ペーシングモードに関連する基本時間間隔を制御するプログラム可能デジタルカウンタを含む。ペーサタイミング／制御回路６８はまた、ペーシングに関連する補充間隔を制御することが好ましい。たとえば、ＩＭＤ１０が右心房２４をペーシングする場合、ペーサタイミング／制御回路６８は、心房補充間隔の終了時に、電極３８及び４０に結合するペーサ出力回路７４によるペーシングパルスの生成をトリガする。

ＩＭＤ１０は、心臓再同期化治療のために２心室ペーシングを提供することができる。心臓再同期化治療のために２心室ペーシングを提供する時、ペーサタイミング／制御回路要素６８は、Ａ−Ｖ補充間隔の終了時に、ペーサ出力回路７０と７２の１つによってそれぞれ心室１８と２２の一方の心室についてペーシングパルスの生成を、また、Ｖ−Ｖ補充間隔の終了時に、ペーサ出力回路７０と７２の１つによってそれぞれ心室１８と２２の他方の心室についてペーシングパルスの生成をトリガする。

ペーサタイミング／制御回路６８は、Ｒ波又はＰ波の検出時、或いはペーシングパルスの生成時に補充間隔カウンタをリセットし、それによって、心臓ペーシング機能の基本タイミングを制御する。ペーサタイミング／制御回路６８によって規定される間隔はまた、検知されたＲ波及びＰ波が、その間は補充間隔のタイミングを再び開始するのに有効でない不応期並びにペーシングパルスのパルス幅を含む。これらの間隔の持続時間は、ＲＡＭ５２に記憶されたデータに応答して、マイクロプロセッサ５０によって確定され、アドレス／データバス５４を介してペーサタイミング／制御回路６８に伝達される。ペーサタイミング／制御回路６８はまた、マイクロプロセッサ５０の制御下で心臓ペーシングパルスの振幅を確定する。

マイクロプロセッサ５０は、割り込み駆動式デバイスとして動作し、検知されるＰ波及びＲ波の発生に対応し、また、心臓ペーシングパルスの生成に対応する、ペーサタイミング／制御回路６８からの割り込みに応答する。これらの割り込みはアドレス／データバス５４を介して提供される。マイクロプロセッサ５０によって実施される任意の必要な数学的計算、及び、ペーサタイミング／制御回路６８によって制御される値又は間隔の任意の更新は、こうした割り込みに続いて起こる。

図４は、一例の電位図信号９０及び本発明の一実施形態に従って、ＩＭＤ１０によって送出される例示的なＮＥＳパルス９２Ａ〜９２Ｃ（ひとまとめに「ＮＥＳパルス９２」）を示すタイミング図である。図示の例では、電位図信号９０は、心室電位図信号、たとえば、リード線１４Ａ及び１４Ｂの一方によって検出される信号である。さらに、図４に示すように、ＮＥＳパルス９２は、リード線１４Ａ及び１４Ｂの一方によって心室１８及び２２の一方に送出される。

ＩＭＤ１０は、組織が不応である期間９４中に心臓１６内の組織にＮＥＳパルス９２を送出する。マイクロプロセッサ５０によって、ＮＥＳパルスの送出を制御するように指示されると、ペーサタイミング／制御回路６８は、図３を参照して先に述べた方法でＲ波９６の発生を検出し、Ｒ波９６に続く組織が不応である期間９４中にＮＥＳパルスを送出する。例示的な実施形態では、ペーサタイミング／制御回路６８は、組織が不応であること、及び、ＮＥＳパルス９２が組織の第２脱分極の前に送出されることを確実にするために、Ｒ波９６の検出後の４０〜８０ミリ秒間に及ぶ期間９４中にＮＥＳパルスの送出を制御する。ＮＥＳパルス９２が、心房２４及び２６の一方の組織に送出される場合、不応期９４は、先に述べた方法で、ペーサタイミング／制御回路６８によるＰ波の検出に基づいて確定されてもよい。

先に指示したように、例示的な実施形態では、パルス９２のエネルギーレベルは、従来のペーシングパルスと同じである。パルス９２のそれぞれの幅９８は、約２分の１ミリ秒以下である。さらに、一部の実施形態では、パルス９２のそれぞれの電流振幅１００は、約２０ミリアンペア以下である。

同じ幅９８及び振幅１００を有するように示されるが、ペーサタイミング／制御回路６８は、異なる幅９８及び振幅１００でパルス９２のそれぞれを送出することができる。さらに、本発明は、ＮＥＳパルス９２の示す波形に限定されない。たとえば、種々の実施形態では、パルス９２は、２極又は３極である、且つ／又は、非方形パルス形状を有する。

ペーサタイミング／制御回路６８は、不応期９４中に、１つ又は複数のＮＥＳパルス９２の送出を制御する。図４に示す例では、ペーサタイミング／制御回路６８は、不応期９４中に、３つのパルスから成る列９２Ａ〜９２Ｃの送出を制御する。例示的な実施形態では、ペーサタイミング／制御回路６８は、不応期９４中に、６以下のＮＥＳパルス９２を含むパルス列の送出を制御する。

ペーサタイミング／制御回路６８は、パルス９２が、パルス間の間隔１０２だけ分離されるようにパルス９２の送出を制御する。例示的な実施形態では、間隔１０２は、１０ミリ秒以下である。一定の間隔１０２だけ分離されているとして示されるが、一部の実施形態では、パルス９２は、パルスごとに変わる間隔１０２だけ分離される。

図５は、ＮＥＳパルス９２を送出するＩＭＤ１０の一例の動作モードを示すフロー図である。特に、図５は、ＩＭＤ１０が、監視される生理的パラメータに応じてＮＥＳパルス９２を送出し、虚血の検出に基づいてＮＥＳパルスの送出を保留するモードを示す。

マイクロプロセッサ５０は、心内圧及び電位図信号を受け取る（１１０）。先に述べたように、パラメータモニタ７６は、センサ５２から心内圧信号を受け取り、圧力値をマイクロプロセッサ５０に提供する。マイクロプロセッサ５０は、電位図信号を表すデジタル信号をＡ／Ｄ変換器８２から受け取る。

マイクロプロセッサ５０は、モニタ７６から受け取った圧力を、ＲＡＭ５２に記憶した閾値と比較する（１１２）。例示的な実施形態では、圧力値は、肺動脈拡張期圧の推定値であり、閾値を超える圧力値は、心臓１６の心拍出量の増加についての必要性を指示する。マイクロプロセッサ５０は、デジタル電位図信号をデジタル処理して、信号内のＳＴ部分をＲＡＭ５２に記憶したベースライン値と比較する（１１４）。

圧力値が閾値を超えると、マイクロプロセッサ５０は、ＮＥＳパルスの送出を制御するようにペーサタイミング／制御回路６８に指示し（１１６）、ＮＥＳパルス９２が、心筋組織に送出される（１２０）。しかしながら、虚血が、ベースラインからのＳＴ部分の変化によって指示される場合、マイクロプロセッサ５０は、ＮＥＳパルス９２の送出を保留する（１１８）。

２分の１ミリ秒の幅及び１〜２０ミリアンペアの種々の振幅を有する２〜６のＮＥＳパルスから成るパルス列の送出を含む実験が、本発明者によって行われた。単一極性内のパルス及び２相パルスが、本明細書で説明した種々の電極の組み合わせを使用して試験された。所定期間にわたる心室圧の変化（ｄＰ／ｄｔ）が、心臓収縮性の指標として監視された。約５〜１０％のｄＰ／ｄｔの有意の増加が、試験されたＮＥＳパルス列に関して達成された。

本発明の種々の実施形態が述べられた。しかしながら、本発明の範囲から逸脱することなく、これらの実施形態に対して、種々の変更を行うことができることを、当業者は認識するであろう。たとえば、本明細書では、心不全のための処置として述べたが、ＮＥＳパルスの送出は、この使用に限定されない。一部の実施形態では、本発明によるＮＥＳパルスは、検出される電気機械解離を処置するために送出される。一部の実施形態では、ＮＥＳパルスは、開心手術後、又は、ディフィブリレーションショックの送出後すぐに送出される。

さらに、述べた状況以外の医療状況を、ＮＥＳパルスの送出を保留する根拠として使用することができる。たとえば、本発明の一部の実施形態による医療デバイスは、頻脈又は細動のエピソードが検出されている間、ＮＥＳパルスの送出を保留する。一部の実施形態では、ＮＥＳ治療は、当技術分野で知られているタイプの磁石作動器等の患者作動器を使用して患者によって始動される。これらの、また、他の実施形態は、添付の特許請求項の範囲内である。

患者に埋め込まれた、本発明に従って神経興奮性刺激パルスを送出する例示的なの埋め込み可能医療デバイスを示す概念図である。図１の埋め込み可能医療デバイス及び患者の心臓をさらに示す概念図である。図１の埋め込み可能医療デバイスの機能ブロック図である。一例の電位図及び例示的な神経興奮性刺激パルスを示すタイミング図である。神経興奮性刺激パルスを送出する図１の埋め込み可能医療デバイスの一例の動作モードを示すフロー図である。

Claims

医療デバイスであって、
患者内に埋め込み可能な電極と、
前記患者の心筋組織に対して刺激パルスを送出するパルス発生器であって、前記パルスの幅は、２分の１ミリ秒以下であり、前記パルスの電流振幅は、２０ミリアンペア以下である、パルス発生器と、
前記組織が不応である期間中に前記刺激パルスを送出するように前記パルス発生器を制御するプロセッサと、
を備える、医療デバイス。
プログラム可能プロセッサが、患者の心筋組織に対する、該組織が不応である期間中における刺激パルスの送出を制御するようにさせる命令を含むコンピュータ読み取り可能媒体であって、前記パルスの幅は、２分の１ミリ秒以下であり、前記パルスの電流振幅は、２０ミリアンペア以下である、コンピュータ読み取り可能媒体。
医療デバイスであって、
患者の心筋組織に対して刺激パルスを送出する手段であって、前記パルスの幅は、２分の１ミリ秒以下であり、前記パルスの電流振幅は、２０ミリアンペア以下である、刺激パルスを送出する手段と、
前記組織が不応である期間中に前記刺激パルスを送出するように前記送出手段を制御する手段と、
を備える、医療デバイス。