JP4689594B2 - ペーシング・パラメータを設定するための方法および装置 - Google Patents

Description

本発明は、ペースメーカ、および心機能不全を治療するための他の埋込型デバイスなどの心臓調律管理デバイスに関する。

心臓調律管理デバイスは心臓調律異常を治療するために選択した心腔に電気刺激を与える埋込型のデバイスである。例えば、ペースメーカは定期的なペーシング・パルスを使用して心臓にペーシングを行う心臓調律管理デバイスである。ペースメーカが使用される最も一般的な状態は、心室拍数が遅すぎる徐脈を治療する時である。持続的または断続的な房室伝導障害（すなわちＡＶブロック）や洞不全症候群が徐脈の最も一般的な原因であり、恒久的にペーシングを必要とする。ペースメーカは適切に機能すると、最低限の心拍数を確保し、かつ／または房室伝導を人工的に回復させることによって、心臓が代謝要求に応えるために無力の心臓を適切な調律で拍動させる。

また、ペーシング療法は心機能の異常が原因で１回拍出量が正常より低く、周辺組織の代謝要求に応えるのに十分なレベルを下回る恐れのある臨床症候群である心疾患を治療するために使用することもできる。異常が補償されないと、通常は、静脈鬱血や肺鬱血を伴うことによる鬱血性心不全として表れる。心不全は様々な病因によって起こり得るが、最も一般的なものは虚血性心疾患である。心不全患者は、心室内および／または心室間の伝導障害（例えば、脚ブロックなど）を患うものもいるが、電気刺激を使用して心室収縮の同期を改善することによって心拍出量を増加させることができることが明らかになっている。心房内でも他の伝導障害は起こり得る。したがって、心臓再同期療法とよばれる、心臓収縮の同調を改善しようと試みて１つまたは複数の心室（または心房）にペーシング刺激を与える心臓調律管理デバイスが開発されてきた。心機能の最適な改善を達成するために、ペーシングを行う方法を指定する様々なペーシング・パラメータを適切に指定することが必要であり、本発明は主にこの問題に関する。

一態様では、本発明は、心室に再同期療法を施行するために異常早期興奮タイミング・パラメータを最適に決定するための方法に関する。この方法は、個々の患者に対して行われる異常早期興奮療法の量を自動最適化する目的で、センシング・チャネルから受け取ったデータを利用してこのような療法を行うように構成された埋込型心臓調律管理デバイスによって実行される。本発明によれば、デバイスは固有拍動中に生成された電位図信号から１つまたは複数の固有伝導パラメータを測定する。次いで、異常早期興奮タイミング・パラメータは、指定の係数のセットによって定義されるように、測定された固有伝導パラメータの線形結合を含む公式に従って自動的に設定される。指定係数は、心機能を反映する別のパラメータを同時に測定することによって決定されるように、測定された固有伝導パラメータの特定の値を異常早期興奮タイミング・パラメータの最適値に関連させる、臨床群データの線形回帰分析から導出することもできる。このようにしてデバイスに自動的に設定される異常早期興奮タイミング・パラメータの一例は、心室の心房トラッキングまたはＡＶ順次ペーシングで使用される房室遅延である。

心臓再同期療法を最も効果的に行うには、多数のペーシング・パラメータを最適に選択する必要がある。心室伝導遅延を補償し心室収縮の協調を改善するために、左心室（ＬＶ）および／または右心室（ＲＶ）に再同期ペーシングを行うよう設定可能な心臓調律管理デバイスについて、以下で説明する。デバイスはさらに、あるペーシング・パラメータをセンシング・チャネルから集められた情報に従って自動的に設定するようにプログラムすることができる。このようにして設定されたペーシング・パラメータの中で、ペーシングを行う心腔の選択、房室遅延間隔、両室刺激遅延またはＬＶオフセット、代替的ＬＶペーシング部位などが選択される。

１．例示的なデバイスの実施形態
埋込型ペースメーカによる従来の心臓ペーシングは、心筋に電気的に接触している電極にペーシング・パルスを送ることによって、心臓に興奮性電気刺激を与えることを含む。ペースメーカは一般に患者の胸部皮下に埋め込まれ、上大静脈系の血管中を通って心臓に達するリードによって電極に接続されている。電極は、電極部位での心臓の電気活動を表す電位図信号を生成するセンシング・チャネルに組み込むこともでき、かつ／または電極部位にペーシング・パルスを送るペーシング・チャネルに組み込むこともできる。

図１に、複数のセンシング・チャネルとペーシング・チャネルを有する複数部位ペースメーカのブロック図が示されている（ここで使用される「ペースメーカ」という用語は、ペーシング機能を有する埋込型電気徐細動器など、任意の心臓調律管理デバイスを意味する）。ペースメーカの制御装置は、双方向データバスを介してメモリ１２と通信するマイクロプロセッサ１０から構成され、メモリ１２は一般に、プログラム保存用のＲＯＭ（読出し専用メモリ）とデータ保存用のＲＡＭ（ランダム・アクセス・メモリ）を含む。制御装置は、状態機械型の設計を利用して、他の型式の論理回路（例えば、個別のコンポーネントやプログラマブル論理アレイなど）によって構築することもできるが、好ましくはマイクロプロセッサ型のシステムである。ここで制御装置のプログラミングとは、特定の機能を実行するように構成された個別の論理回路、またはマイクロプロセッサで実行されるコードのどちらかを指す。制御装置は、多くのプログラムされたモードでペースメーカを作動させることができ、プログラムされたモードは、感知されたイベントや時間間隔の経過に応答してペーシング・パルスを出力する方法を定義する。外部プログラマと通信するために、テレメトリ・インターフェース８０も設けられている。

図１の実施形態は、３つのセンシング／ペーシング・チャネルを有し、ペーシング・チャネルは電極に接続されたパルス発生器から構成され、センシング・チャネルは電極に接続された感知増幅器から構成される。電極を感知増幅器の入力からパルス発生器の出力に切り替えるために、マイクロプロセッサによって制御されるＭＯＳスイッチング・ネットワーク７０が使用される。また、スイッチング・ネットワーク７０によって、センシング・チャネルとペーシング・チャネルを、様々な使用可能電極の組合せで制御装置によって構成することが可能である。チャネルは、心房チャネルまたは心室チャネルのどちらに構成することもでき、それによってデバイスは心房トラッキングを備えた、または備えない、従来の単一部位の心室ペーシング、両室ペーシング、または単一の心腔での複数部位ペーシングを行うことができる。構成例では、右心房センシング／ペーシング・チャネルが双極リード４３ｃのリング電極４３ａと先端電極４３ｂ、感知増幅器４１、パルス発生器４２、チャネル・インターフェース４０を含む。右心室センシング／ペーシング・チャネルが双極リード２３ｃのリング電極２３ａと先端電極２３ｂ、感知増幅器２１、パルス発生器２２、チャネル・インターフェース２０を含み、左心室センシング／ペーシング・チャネルが双極リード３３ｃのリング電極３３ａと先端電極３３ｂ、感知増幅器３１、パルス発生器３２、チャネル・インターフェース３０を含む。チャネル・インターフェースは、マイクロプロセッサ１０のポートと双方向に通信し、感知増幅器からのセンシング信号入力をデジタル化するアナログ／デジタル変換機、感知増幅器の利得と閾値を調整するために書き込むことのできるレジスタ、さらにペーシング・パルスの出力を制御するため、および／またはペーシング・パルスの振幅を変化させるためのレジスタを含む。本実施形態では、デバイスは、ペーシング・パルスを出力するため、および／または固有の活動を感知するために２つの電極を含む双極リードを備える。他の実施形態では、単一電極の単極リードを利用してセンシングとペーシングを行うこともできる。スイッチング・ネットワーク７０は、デバイスのケースまたは容器６０の単極または双極リードの電極を参照することによって、単極センシングまたはペーシングのためのチャネルを構成することもできる。

制御装置１０は、メモリに保存されたプログラム済みの命令に従ってデバイスのオペレーション全体を制御する。制御装置１０は、センシング・チャネルからの電位図信号を判断し、ペーシング・モードに応じてペーシングの実行を制御する。ペースメーカのセンシング回路は、特定のチャネルの電極によって感知された電圧から、心房と心室電位図信号を生成する。心房と心室センシング・チャネルでの電位図信号が指定の閾値を超えると、制御装置は心房センスまたは心室センスをそれぞれ検出し、ペーシング・アルゴリズムを利用してペーシングをトリガまたは抑制する。電位図は表面心電図に類似しており、時間経過と、固有拍動中またはペーシングした拍動中に発生した心臓脱分極の振幅を示す。

２．心臓再同期ペーシング療法
心臓再同期療法は、最も簡便には徐脈ペーシング・モードと組み合わせて行われる。徐脈ペーシング・モードとは、ある最低心拍数を実現するように心房および／または心室にペーシングを行うために使用されるペーシング・アルゴリズムをいう。非同期ペーシングでは、不整脈を誘発する危険性があるので、徐脈を治療するためのほとんどのペースメーカは、同期的に作動するようにプログラムされている。これはデマンド・モードと呼ばれ、所定の間隔内で起こる心臓のイベントを感知することによって、ペーシング・パルスをトリガまたは抑制する。抑制型デマンド・ペーシング・モードでは、補充収縮間隔を利用して、感知された固有活動に応じてペーシングを制御する。抑制型デマンド・モードでは、心腔での固有心拍が検出されずに指定の補充収縮間隔が経過したときだけ、心周期中にペーシング・パルスが心腔に送られる。例えば、心室ペーシングのための心室補充収縮間隔は、心室イベントと心室イベントの間に定義することができる。これはＶＶ間隔とよばれ、この逆数が最小レート限度またはＬＲＬである。ＶＶ間隔は、それぞれ心室センスまたはペースから再開される。心房トラッキング・モードと房室順次ペーシング・モードでは、心房イベントと心室イベントの間に房室ペーシング遅延間隔またはＡＶＤとよばれる別の心室補充収縮間隔が定義され、心室センスが起こらずに房室ペーシング遅延間隔が経過すると、心室ペーシング・パルスが送られる。心房トラッキング・モードでは、房室伝導遅延間隔が心房センスによってトリガされ、心室センスまたはペースによって終了する。心房補充収縮間隔を、単独で、または心室へのペーシングに加えて心房にペーシングを送るために決めることもできる。房室順次ペーシング・モードでは、房室遅延間隔が心房ペースによってトリガされ、心室センスまたはペースによって終了する。心房トラッキングと房室順次ペーシングは、一般に、ＡＶＤが心房ペースまたはセンスのどちらかで開始されるように組み合わせられる。

上述のように、心臓再同期療法は伝導遅延を補償するような方法で１つまたは複数の心腔に送られるペーシング刺激である。心室再同期ペーシングは、直接的な変力作用はないが、再同期によってポンプ効率が改善され心拍出量が増加することによって、より協調した心室の収縮がもたらされるので、心室間または心室内伝導障害患者の心不全を治療する際に有用である。心室再同期は、左心室伝導障害の患者の右心室ではなく左心室など、ある患者に慣例的でない単一の部位にペーシングを行うことによって、達成することができる。再同期ペーシングは、同時式または非同時式の両室ペーシングも含むことができる。後者は両室オフセット・ペーシングとよばれることもある。オフセット間隔は、両心室に同時にペーシングするためにはゼロ、右心室の後で左心室にペーシングするためには正、または右心室の前に左心室にペーシングするためには負に設定することができる。

心臓再同期療法は、最も一般的には、心室伝導異常によって引き起こされる、または心室伝導異常が一因となる左心室機能障害による心疾患患者の治療に適用される。このような患者では、収縮期中の左心室または左心室の一部の収縮が正常より遅く、それによりポンプ効率が低下する。このような患者の心室収縮を再同期させるために、ペーシング療法が適用され、左心室または左心室の一部が固有収縮で脱分極が起こるよりも早期に興奮するようになる。所与の患者における最適な異常早期興奮は、左心室を右心室より前、後、または右心室と同時にペーシングする、または左心室のみをペーシングする両室オフセット・ペーシングによって達成することができる。

特定の再同期ペーシング・モードをある患者に選択すると、その方法に影響するペーシング・パラメータを指定し、異常早期興奮が適用される程度を指定しなければならない。このような異常早期興奮タイミング・パラメータには、例えば房室ペーシング遅延間隔と、両室または左心室オフセット間隔がある。両室と左心室のオフセット間隔は、左心室が右心室イベントに対して異常早期興奮する方法を決定する。固有の房室遅延に対する指定のＡＶＤの長さは、心室に行われるペーシング刺激の程度、したがって患者に与えられる異常早期興奮の量を示す。これらのパラメータを最適に指定するために、患者は請求後に医療検査を受ける必要があり、心機能の評価に従ってパラメータを変化させる。例えば、最大左心室圧変化（ｄＰ／ｄｔ）など、心機能を反映するパラメータを測定することによって決定されるように、最大心機能をもたらすパラメータ値を決定するために異常早期興奮タイミング・パラメータを変化させながら、患者に再同期刺激を行うことができる。

３．異常早期興奮タイミング・パラメータの自動設定
上記で論じた異常早期興奮タイミング・パラメータの最適値は、患者によって異なるだけでなく、個々の患者においても時間の経過とともに変化することもあるので、心臓再同期デバイスはこれらの最適値を自動的に決定する手段を有することが望ましい。患者の洞調律が正常である場合に心房トラッキング・モードでこれを行うことを試みる１つの方法では、デバイスの房室ペーシング遅延間隔および／または両室オフセット間隔を、最も遅い固有心房拍数となる値に調整する。したがって、心拍を調節するための身体の圧受容体反射機能が、心拍出量の代用測度として使用される。ただし、この方法は長いペーシング手順の実行を必要とし、心拍数を調節する経路に損傷がない患者において心房にペーシングを行わないペーシング・モードのときにしか適用できない。

本発明の手法では、埋込型心臓再同期デバイスは、固有拍動中に生成される電位図信号から１つまたは複数の固有伝導パラメータを測定するようにプログラムされる。測定された固有伝導パラメータは、指定の固有拍動数の間に得られた値の平均を表すことができる。次いでデバイスは、測定された固有伝導パラメータに指定係数を掛けたものの線形和を異常早期興奮タイミング・パラメータの最適値とする公式に従って、ＡＶＤや両室オフセット間隔などの異常早期興奮タイミング・パラメータを自動的に設定する。デバイスを後でプログラミングする際の指定係数を導出するために、心機能を反映する別のパラメータ（例えば、最大ｄＰ／ｄｔまたは最小心房拍動数）を同時に測定することによって決定されるように、測定された固有伝導パラメータを異常早期興奮タイミング・パラメータの最適値に関連させる臨床群データが取得される。次いで異常早期興奮タイミング・パラメータを設定するために公式で使用される指定係数の値を導出するために線形回帰分析が行われ、したがって指定係数は回帰係数となる。

ＡＶＤ間隔は再同期によって行われる異常早期興奮の量を決定し、任意の特定の患者における最適値は固有の房室間隔と患者の伝導経路の程度によって決まる。後者は表面心電図のＱＲＳ波の幅によって反映される固有収縮中の心室脱分極の時間の長さに関連する。固有の左心室脱分極の時間の長さはデバイスのセンシング・チャネルで生成されるなど、心腔内心電図から判断することもできる。したがってデバイスは、これらの固有伝導パラメータを電位図信号から測定し、上述したようにＡＶＤを最適に設定するように線形回帰によって得られる公式で使用するようにプログラムすることができる。

図２は、適切にプログラムされた埋込型心臓デバイスで実行することができるような、ＡＶＤを自動的に設定するための上述の方法の例示的な実施形態を示す。この実施形態では、最適ＡＶＤは次の公式に従って設定される。
ＡＶＤ＝ｋ₁ＡＶ_R＋ｋ₂ＡＱ^＊ _L＋ｋ₃Ｑ^＊Ｓ^＊＋ｋ₄
式中、ＡＶ_Rは心房センスと右心室センスの間の間隔として測定された右の固有房室遅延であり、ＡＱ^＊ _Lは心房センスと電位図による左心室脱分極開始時の間の間隔として測定された左の固有房室遅延であり、Ｑ^＊Ｓ^＊は電位図による左心室脱分極開始時と左心室脱分極終了時の間の間隔として測定された心室脱分極の時間の長さである。心室脱分極の開始と終了は、心腔センスを検出するために使用するのと同様の閾値基準を使用して、電位図からデバイスによって検出することができる。指定係数はＫ₁、Ｋ₂、Ｋ₃、Ｋ₄であり、現在プログラムされているモードと左心室のペーシング・リード位置で、ペーシングを行う心腔に応じて異なる係数のセットを使用することができる。指定係数の各セットは、最適ＡＶＤを、１つまたは複数の特定の心腔をペーシングするためのペーシング・モードで、また左心室ペーシング・リードの特定位置で測定された固有伝導パラメータに関連付ける、臨床データの回帰分析によって導出することができる。

図２を参照すると、ステップＡ１とＡ２で、デバイスは右心室ペーシング・モード（ＲＶモード）、両室ペーシング・モード（ＢＶモード）、または左心室ペーシング・モード（ＬＶモード）のいずれで動作するかを決定する。ＲＶモードの場合、そのモードでのＡＶＤ間隔を最適に設定する指定係数がステップＡ５ｅで求められる。ＢＶモードの場合、ステップＡ３でデバイスは左心室のペーシング・リードを心室前側または横側のどちらの位置とするかを決定する。後者は左心室の自由壁に相当する。左心室のペーシング・リードを横側とする場合、その状況でのＡＶＤ間隔を最適に設定する指定係数がステップＡ５ａで求められ、左心室のペーシング・リードを前側とする場合、そのモードでのＡＶＤ間隔を最適に設定する指定係数がステップＡ５ｂで求められる。同様に、ステップＡ２でデバイスがＬＶモードで動作することが決定される場合、左心室のペーシング・リードの位置がステップＡ４で決定され、左心室のペーシング・リードを横側または前側のどちらに置くかに応じて、ＡＶＤを設定するための指定係数がそれぞれステップＡ５ｃまたはＡ５ｄのどちらかで求められる。次に、計算されたＡＶＤ値はステップＡ７で右の固有房室遅延と比較される。計算されたＡＶＤ値が右の固有房室遅延より大きい場合、ＡＶＤは後者に指定マージン（この場合は３０ｍｓ）を加えた値に設定される。ステップＡ９からＡ１２で、計算されたＡＶＤ値は指定の最大限度値と最小限度値（この場合はそれぞれ３００ｍｓおよび５０ｍｓ）と比較される。計算されたＡＶＤ値が最大限度値を超える場合、ＡＶＤは最大限度値に設定される。計算されたＡＶＤ値が最小限度値を下回る場合、ＡＶＤは最小限度値に設定される。代替実施形態では、計算されたＡＶＤ値が、右の固有房室遅延の固定パーセンテージの最小値（例えば７０％）または固定値（例えば３００ｍｓ）より大きい場合、ＡＶＤは２つの値の小さいほう（すなわち、固有房室遅延の固定パーセンテージまたは固定値のどちらか）に設定され、計算されたＡＶＤ値が最小限度値より小さい場合、最小限度値に設定される。

様々な固有伝導パラメータを使用するＡＶＤを計算するために代替公式を利用することもできる。例えば次のように表される。
ＡＶＤ＝ｋ₁ＡＶ_R＋ｋ₂ＡＶ_L＋ｋ₃Ｑ^＊Ｓ^＊＋ｋ₄
ＡＶＤ＝ｋ₁ＡＶ_R＋ｋ₂Ｑ^＊Ｓ^＊＋ｋ₃
ＡＶＤ＝ｋ₁ＡＶ_L＋ｋ₂ＡＶ_R＋ｋ₃
ＡＶＤ＝ｋ₁ＡＶ_R＋ｋ₂ＱＲＳ＋ｋ₃
式中、ＡＶ_Lは心房センスと左心室センスの間の間隔として測定された左の固有房室遅延であり、ＱＲＳは表面心電図で測定されるＱＲＳ複合波の幅である。所与の状況においてどの公式が最良の結果をもたらすかは、個々の患者と埋め込まれた特定のデバイスの両方によって決まる。表１から３は、上述の３つの異なる公式を用いてＡＶＤ間隔を計算するための指定係数値の例を示す。各公式の係数は、最適ＡＶＤを公式の固有伝導パラメータに関連させる、特定の臨床群から得られるデータの線形回帰分析によって計算される。表では、ペーシング・モードの後に付された添字は、左心室のペーシング部位が前側（Ａｎｔ）または横側自由壁（Ｆｗｌ）のどちらであるかを示す。

図３は、ＡＶＤを計算するため、ならびに以下に述べる手順で他のペーシング・パラメータを設定するために使用される固有伝導パラメータを求めるための例示的なアルゴリズムを示す。埋込型デバイスは、ペーシング療法が適用されない間のデータ収集中にアルゴリズムを実行する。ステップＢ１で、ＲＶとＬＶ電位図を取得するためのセンシング・チャネルが選択され、拍動カウンタ変数が起動される。心房センスが起こると、拍動がステップＢ２で検出され、拍動カウンタ変数が増加する。続いて心室センスが起こらない場合、拍動はステップＢ３で変異性拍動として廃棄され、拍動カウンタ変数がステップＢ４で検査された指定限度値を超えない場合、アルゴリズムはステップＢ２で次の拍動の検出を待つ。そうでない場合、固有伝導遅延パラメータＡＶ_L、ＡＶ_R、ＡＱ^＊ _L、Ｑ^＊Ｖ_L、Ｑ^＊Ｓ^＊ _Lが、拍動中に生成されたＲＶとＬＶ電位図信号から測定され、ステップＢ５で保存される。ＡＶ_L、ＡＶ_R、ＡＱ^＊ _L、Ｑ^＊Ｓ^＊ _Lは上記のように定義され、Ｑ^＊Ｖ_Lは左心室分極の開始から左心室センスまでで測定された間隔である。ステップＢ６で、拍動カウンタ変数は別の指定限度値（この場合は１５）と比較され、その値に限度値が達しない場合、アルゴリズムは次の拍動を待つ。１５拍動からの遅延パラメータが保存された後、ステップＢ７でパラメータ測定値の平均、中央、標準偏差値が計算される。ステップＢ８で、すべての遅延パラメータ測定値について平均に対する標準偏差の比率が計算され、指定限度値Ｃと比較される。ＡＶ_LとＡＶ_Rの場合はＣ＝０．２５であり、ＡＱ^＊ _L、Ｑ^＊Ｖ_L、Ｑ^＊Ｓ^＊ _Lの場合はＣ＝０．４である。計算された比率がすべてＣよりも小さい場合、各伝導パラメータの保存された測定値の平均値が記録され、ステップＢ９で伝導パラメータを表すために使用される。この実施形態では保存された測定値の平均値は中央値を使用するが、他の実施形態では平均、標準偏差、または同様の統計を利用することもできる。さらに、心室間伝導遅延パラメータΔ_L−Rは、ＡＶ_Lの平均値とＡＶ_Rの平均値の間の差異として計算される。

図４は、左心室のリード位置を決定するために制御装置によって実行することのできるアルゴリズムを示し、その情報は図２に示すようにＡＶＤを計算するためのアルゴリズムで使用される。ステップＣ１で決定されるように、手入力パラメータが利用可能な場合は、アルゴリズムは手入力に従ってステップＣ２でリード位置を設定する。そうでない場合、ステップＣ３でＱ^＊Ｖ_Lパラメータの代表値が呼び出され、ステップＣ４で限度値（この場合１００ｍｓ）と比較される。Ｑ^＊Ｖ_Lパラメータが限度値よりも小さい場合、リード位置はステップＣ５で前側に設定される。そうでない場合、リード位置はステップＣ６で左心室自由壁に設定される。

４．他のペーシング・パラメータの自動設定
埋込型心臓再同期デバイスは、測定した固有伝導パラメータを使用して、最適な治療を行うための他のペーシング・パラメータを自動的に設定することもできる。このようなパラメータは、どの心腔にペーシングするか、左心室にペーシングするためにどの代替ＬＶペーシング部位間を使用するかを含む。

センシングとペーシングに使用される左心室のリードは、双極または多極リードとすることができ、それによってデバイスは左心室にペーシングするための代替部位を利用できるようになる。再同期療法を最適に行うための代替ＬＶペーシング部位間の選択は、異なる部位で測定された相対的な固有ＡＶ伝導遅延に基づいて決定される。ほとんどの状況において、固有収縮中に伝導遅延のほとんどが発生する左心室領域に、その遅延を補償するために異常早期興奮させることが望ましい。例えば、２つのＬＶペーシング部位Ｌ１、Ｌ２が利用可能である場合、部位Ｌ１、Ｌ２で生成される電位図からそれぞれ検出される心房センスと左心室センスの間の間隔である固有伝導パラメータＡＶ_L1、ＡＶ_LV2を測定することができる。より長いＡＶ遅延間隔によって反映される固有拍動中に後で興奮するほうのペーシング部位をＬＶペーシング部位に選択することができる。

図５はＡＶ_L1とＡＶ_LV2パラメータを求め、Δ_L1−L2として指定される、それらの差異を計算するための例示的なアルゴリズムを示す。ステップＤ１で、拍動カウンタ変数が再設定され、デバイスが代替部位Ｌ１、Ｌ２からの電位図を受け取るように設定される。これは、図１に示す特定のデバイスで、スイッチング・ネットワーク７０を介してＬ１、Ｌ２部位で電極を有する２つのセンシング・チャンネルを構成することを含む。ステップＤ２からＤ４は、変異性拍動を廃棄し、上述した図３のステップＢ２からＢ４と同様である。ステップＤ５で、伝導パラメータＡＶ_L1およびＡＶ_LV2は２つの電位図から測定される。ステップＤ６で、拍動カウンタ変数は別の指定限度値（この場合は５）と比較され、その値に限度値が達しなかった場合、アルゴリズムは次の拍動を待つ。５拍動からの遅延パラメータが保存された後、ステップＤ７でＡＶ_L1およびＡＶ_LV2測定値の平均、中央、標準偏差値が計算される。ステップＤ８で、平均に対する標準偏差の比率が計算され、指定限度値（この場合は０．２５）より小さいことが分かった場合、Δ_L1−L2はＡＶ_L1およびＡＶ_LV2の中間値の間の差異として計算される。次いでデバイスは、計算された、Δ_L1−L2パラメータに応じてＬＶペーシング部位を選定するようにプログラムされ、例示的な手順を図６に示す。ステップＥ１で、デバイスはペーシング部位Ｌ２が利用可能かどうかをチェックし、利用可能でない場合、ステップＥ５で部位にデフォルト部位Ｌ１を選択する。Ｌ１、Ｌ２の両方が利用可能である場合、Δ_L1−L2パラメータがステップＥ２で呼び出され、ステップＥ３でゼロと比較される。Δ_L1−L2パラメータが負の場合、固有収縮中に部位Ｌ１が部位Ｌ２よりも早く興奮することを示し、ステップＥ４で部位Ｌ２がＬＶペーシング部位として選択される。Δ_L1−L2パラメータがゼロであるか、ゼロより小さい場合、部位Ｌ１が部位Ｌ２よりも遅くまたはＬ２と同時に興奮することを示し、ステップＥ５で部位Ｌ１がＬＶペーシング部位として選択される。

デバイスはまた、測定した固有伝導パラメータに基づいて、心室再同期を行うときにどの心腔をペーシングするかを自動的に選定するようにプログラムすることもでき、例示的なアルゴリズムを図７に示す。ステップＦ１で、デバイスは左心室のリードが自由壁に置かれているかどうかをチェックする。自由壁に置かれている場合、Δ_L−RおよびＡＶ_RがステップＦ２で呼び出される。ステップＦ３でΔ_L−Rの絶対値が２０ｍｓより大きいと判断された場合、次いでデバイスはステップＦ６で両室ペーシングを選択する。そうでない場合は、Δ_L−Rが２０ｍｓを超えるかどうかをステップＦ４で判断する。超えていない場合、デバイスはステップＦ９で右心室ペーシングを選択する。そうでない場合、ＡＶ_Rが２５５より小さいかどうかをステップＦ５で判定する。小さい場合、デバイスはステップＦ７で左心室ペーシングを選択し、小さくない場合はステップＦ６で両室ペーシングを選定する。ステップＦ１で左心室のリードが自由壁には存在しないと判断される場合、ステップＦ８でΔ_L−Rが−２０ｍｓと比較される。Δ_L−Rのほうが大きい場合、デバイスはステップＦ７で左心室ペーシングを選択する。そうでない場合、ステップＦ９で右心室ペーシングを選択する。

したがって、上述のアルゴリズムは埋込型心臓デバイスで再同期療法を適切に施行するためにペーシング・パラメータを自動的に設定するために使用することができる。再同期療法を行う前にパラメータを開始するためにデバイスの制御装置によって１つまたは複数のアルゴリズムを実行することができ、および／またはパラメータを更新するために周期的に実行することができる。例示的な実施形態では、埋込型心臓調律管理デバイスが、心房や左右両心室の電位活動に対応する電位図信号を生成するためのセンシング・チャネル、左心室と右心室にペーシング・パルスを送る左心室と右心室ペーシング・チャネル、ペーシング・パルスの出力を制御し電位図信号を判断する制御装置を含み、その制御装置は、少なくとも１つの異常早期興奮タイミング・パラメータによって定義される方法で少なくとも１つの心室をペーシングし、センシング・チャネルで生成される電位図信号から、各心室センシング・チャネルでの固有房室遅延間隔および心室脱分極時間の長さを含む、センシング・チャネルで生成された電位図信号から、固有拍動中の複数の固有伝導パラメータを測定するようにプログラムされる。次いで、測定された固有伝導パラメータに基づいて、両室、右心室、または左心室ペーシング・モードを選択し、かつ／または指定係数で定義されるように、測定された固有伝導パラメータの線形結合を含む公式に従って、異常早期興奮タイミング・パラメータの値を設定するように制御装置をさらにプログラムすることができる。異常早期興奮タイミング・パラメータは、ＡＶＤおよび／または両室または左心室のみにペーシングを行うオフセット間隔とすることができる。制御装置は、測定された固有伝導パラメータ、および左心室センシングとペーシング・チャネルで使用される左心室リードの特定位置に基づいて、両室、右心室、または左心室ペーシング・モードを選択し、左心室リードの位置がユーザ入力によって指定される、またはＱ^＊Ｖ_Lの値から決定される。デバイスはまた、複数のセンシング／ペーシング電極、感知増幅器、パルス発生器、選択された電極対を選択された感知増幅器に接続することによってセンシング・チャネルを構成するように、また選択された電極対を選択されたパルス発生器に接続することによってペーシング・チャネルを構成するように、制御装置によって操作されるスイッチング・ネットワークを備えることができる。複数のセンシング／ペーシング電極は、異なる左心室部位に位置する少なくとも２つの代替左心室電極を含むことができ、測定された固有伝導パラメータは、少なくとも２つの代替左心室電極から測定されたＡＶ伝導遅延を含むことができる。次いで、制御装置は左心室ペーシング・チャネルを、代替左心室電極からそれぞれ測定された固有ＡＶ伝導遅延に基づいて、左心室ペーシング・チャネルを、例えば代替左心室電極のうち、そこから測定された固有ＡＶ伝導遅延の長いほうと構成することによって、代替左心室電極間を選択するようにプログラムされる。

以上、本発明を上述の特定の実施形態と併せて説明したが、多くの改変、変形、および修正が当業者には明らかである。他のそのような改変、変形、および修正は添付の特許請求の範囲内に含まれるものとする。

本発明を実施するための例示的な心臓デバイスのブロック図である。 心房トラッキング・モードと房室順次ペーシング・モードで使用される房室遅延間隔を計算するための例示的なアルゴリズムの図である。 固有伝導パラメータを測定するための例示的なアルゴリズムの図である。 左心室リード位置を決定するための例示的なアルゴリズムの図である。 ２つの左心室部位での相対的な固有ＡＶ伝導遅延を測定するための例示的なアルゴリズムの図である。 ２つの代替左心室ペーシング部位を選択するための例示的なアルゴリズムの図である。 心臓再同期療法を行うためにペーシングを行う心腔を選択するための例示的なアルゴリズムの図である。

Claims (31)

1. 心房での電気活動に対応する電位図信号を生成する心房センシング・チャネルと、
   左右心室での電気活動に対応する電位図信号をそれぞれ生成する左右心室のセンシング・チャネルと、
   左右心室にペーシング・パルスをそれぞれ送る左右心室のペーシング・チャネルと、
   ペーシング・パルスの出力を制御し、電位図信号を判断する制御装置と
   を含み、
   前記制御装置が、心房トラッキング・モードで心房センスの後にプログラム可能な房室遅延（ＡＶＤ）間隔が経過したとき少なくとも１つの心室にペーシングを行うようにプログラムされ、
   前記制御装置が、
   固有拍動中の電位図信号から少なくとも１つの固有房室遅延間隔と心室脱分極時間の長さを測定し、
   指定係数によって定義される、前記測定された固有房室遅延と前記測定された心室脱分極時間の長さの線形結合を含む公式に従って、前記ＡＶＤ間隔を設定するように作動させる命令を含むようにプログラムされている、心臓調律管理デバイス。
2. 前記測定された固有房室遅延と前記測定された心室脱分極時間の長さがそれぞれ平均値を表し、前記制御装置が指定数の固有拍動中に固有房室遅延間隔と心室脱分極時間の長さを測定し、そこから平均値を計算するようにプログラムされている請求項１に記載のデバイス。
3. 前記制御装置が左右の固有房室遅延間隔を測定するようにプログラムされ、前記ＡＶＤ間隔を設定するための前記公式が、前記測定された左右の固有房室遅延と前記測定された心室脱分極時間の長さとの線形結合を含む請求項１に記載のデバイス。
4. ＡＶ_Rとして示される前記右の固有房室遅延が、心房センスと右心室センスの間の間隔として測定され、ＡＶ_Lとして示される前記左の固有房室遅延が、心房センスと左の心室センスの間の間隔として測定され、前記ＡＶＤを設定するための公式が、
   ＡＶＤ＝ｋ₁ＡＶ_R＋ｋ₂ＡＶ_L＋ｋ₃であり、
   式中、ｋ₁、ｋ₂、ｋ₃は指定係数である請求項１に記載のデバイス。
5. ＡＶ_Rとして示される前記右の固有房室遅延が、心房センスと右心室センスの間の間隔として測定され、ＡＱ^* _Lとして示される前記左の固有房室遅延が、心房センスと電位図における左心室脱分極の開始の間の間隔として測定され、Ｑ^*Ｓ^*として示される前記心室脱分極の時間の長さが、電位図における左心室脱分極の開始から左心室脱分極の終了までの間隔として測定され、前記ＡＶＤを設定するための公式が、
   ＡＶＤ＝ｋ₁ＡＶ_R＋ｋ₂ＡＱ^* _L＋ｋ₃Ｑ^*Ｓ^*＋ｋ₄であり、
   式中、ｋ₁、ｋ₂、ｋ₃、ｋ₄は指定係数である請求項３に記載のデバイス。
6. ＡＶ_Rとして示される前記固有房室遅延が、心房センスと右心室センスの間の間隔として測定され、Ｑ^*Ｓ^*と示される前記心室脱分極の時間の長さが、電位図における左心室脱分極の開始から左心室脱分極の終了までの間隔として測定され、前記ＡＶＤを設定するための公式が、
   ＡＶＤ＝ｋ₁ＡＶ_R＋ｋ₂Ｑ^*Ｓ^*＋ｋ₃であり、
   式中、ｋ₁、ｋ₂、ｋ₃は指定係数である請求項１に記載のデバイス。
7. 心房ペーシング・チャネルをさらに含み、前記制御装置が、ＡＶ順次ペーシング・モードで心房ペースの後にプログラム可能な房室遅延（ＡＶＤ）間隔が経過したとき少なくとも１つの心室にペーシングを行うようにさらにプログラムされている請求項１に記載のデバイス。
8. 心機能を反映するパラメータの測定値によって決定される心臓再同期療法を行うために、前記測定された固有房室遅延間隔と前記測定された心室脱分極時間の長さの線形結合を定義する前記指定係数が、前記測定された固有房室遅延間隔と前記測定された心室脱分極時間の長さを最適ＡＶＤに関連させる臨床群データの線形回帰分析から導出されている請求項１に記載のデバイス。
9. 前記制御装置が左心室、両室、または右心室ペーシング・モードでペーシングを行うようにプログラムされているかどうかによって、前記制御装置が、前記ＡＶＤの設定に使用される前記測定された固有房室遅延間隔と前記測定された心室脱分極時間の長さの線形結合を定義する指定係数の異なるセットを選択するようにプログラムされている請求項１に記載のデバイス。
10. 前記左心室ペーシング・チャネルによってペーシング・パルスを送るために使用される左心室リードの位置に従って、前記制御装置が、前記ＡＶＤの設定に使用される前記測定された固有房室遅延間隔と前記測定された心室脱分極時間の長さの線形結合を定義する指定係数の異なるセットを選択するようにプログラムされている請求項９に記載のデバイス。
11. 前記制御装置が、Ｑ^*Ｖ_Lとして示される、左心室分極の開始から左心室センスまでの間隔を測定し、Ｑ^*Ｖ_L値に基づいて左心室リードの位置を決定するようにプログラムされている請求項１０に記載のデバイス。
12. 心臓調律管理デバイスの制御装置によって以下のステップを行う、心臓調律管理デバイスを制御するための方法であって、
    心房と左右心室での電気活動に対応する電位図信号を生成するステップと、
    心房トラッキング・モードで、心房センスの後にプログラム可能な房室遅延（ＡＶＤ）間隔が経過したとき少なくとも１つの心室にペーシングパルスを出力するステップと、
    固有拍動中の電位図信号から固有房室遅延間隔と心室脱分極時間の長さを測定するステップと、
    指定係数によって定義される、前記測定された固有房室遅延と前記測定された心室脱分極時間の長さの線形結合を含む公式に従って、前記ＡＶＤ間隔を設定するステップと
    を含む、心臓調律管理デバイスを制御するための方法。
13. 指定の固有拍動数中の固有房室遅延間隔と心室脱分極時間の長さの測定値を取り込むステップと、前記測定された固有房室遅延と前記測定された心室脱分極時間の長さがそれぞれ平均値を表すように、それらの測定値の平均を計算するステップとをさらに含む請求項１２に記載の方法。
14. 左右の固有房室遅延間隔を測定するステップをさらに含み、前記ＡＶＤ間隔を設定するための公式が、前記測定された左右の固有房室遅延と前記測定された心室脱分極時間の長さとの線形結合をさらに含む請求項１２に記載の方法。
15. ＡＶ_Rとして示される前記右の固有房室遅延が、心房センスと右心室センスの間の間隔として測定され、ＡＶ_Lとして示される前記左の固有房室遅延が、心房センスと左心室センスの間の間隔として測定され、前記ＡＶＤを設定するための公式が、
    ＡＶＤ＝ｋ₁ＡＶ_R＋ｋ₂ＡＶ_L＋ｋ₃であり、
    式中、ｋ₁、ｋ₂、ｋ₃は指定係数である請求項１４に記載の方法。
16. ＡＶ_Rとして示される前記右の固有房室遅延が、心房センスと右心室センスの間の間隔として測定され、ＡＱ^* _Lとして示される前記左の固有房室遅延が、心房センスと電位図における左心室脱分極開始の間の間隔として測定され、Ｑ^*Ｓ^*として示される前記心室脱分極の時間の長さが、電位図における左心室脱分極開始から左心室脱分極終了までの間隔として測定され、前記ＡＶＤを設定するための公式が、
    ＡＶＤ＝ｋ₁ＡＶ_R＋ｋ₂ＡＱ^* _L＋ｋ₃Ｑ^*Ｓ^*＋ｋ₄であり、
    式中、ｋ₁、ｋ₂、ｋ₃、ｋ₄は指定係数である請求項１４に記載の方法。
17. ＡＶ_Rとして示される前記固有房室遅延が、心房センスと右心室センスの間の間隔として測定され、Ｑ^*Ｓ^*として示される前記心室脱分極の時間の長さが、電位図における左心室脱分極開始から左心室脱分極終了までの間隔として測定され、前記ＡＶＤを設定するための公式が、
    ＡＶＤ＝ｋ₁ＡＶ_R＋ｋ₂Ｑ^*Ｓ^*＋ｋ₃であり、
    式中、ｋ₁、ｋ₂、ｋ₃は指定係数である請求項１２に記載の方法。
18. 心機能を反映するパラメータの測定値によって決定される心臓再同期療法を行うために、前記測定された固有房室遅延と前記測定された心室脱分極時間の長さの線形結合を定義する前記指定係数が、前記測定された固有房室遅延間隔と前記測定された心室脱分極時間の長さを最適ＡＶＤに関連させる臨床群データの線形回帰分析から導出されている請求項１２に記載の方法。
19. 前記制御装置が左心室、両室、または右心室ペーシング・モードでペーシングを行うようにプログラムされているかどうかによって、前記制御装置が、前記ＡＶＤの設定に使用される前記測定された固有房室遅延間隔と前記測定された心室脱分極時間の長さの線形結合を定義する指定係数の異なるセットを選択するステップをさらに含む請求項１２に記載の方法。
20. 前記左心室ペーシング・チャネルによってペーシング・パルスを送るために使用される左心室リードの位置に応じて、前記ＡＶＤの設定に使用される前記測定された固有房室遅延間隔と前記測定された心室脱分極時間の長さの線形結合を定義する前記指定係数の異なるセットを選択するステップをさらに含む請求項１２に記載の方法。
21. ＡＶ_Rとして示される前記固有房室遅延が、心房センスと右心室センスの間の間隔として測定され、前記心室脱分極の時間の長さが、表面ＥＫＧにおけるＱＲＳ複合波の時間の長さとして測定され、ＡＶＤを設定するための公式が、
    ＡＶＤ＝ｋ₁ＡＶ_R＋ｋ₂ＱＲＳ＋ｋ₃であり、
    式中、ｋ₁、ｋ₂、ｋ₃は指定係数である請求項１２に記載の方法。
22. 心房での電気活動に対応する電位図信号を生成する心房センシング・チャネルと、
    左右心室での電気活動に対応する電位図信号をそれぞれ生成する左右心室のセンシング・チャネルと、
    左右心室にペーシング・パルスをそれぞれ送る左右心室ペーシング・チャネルと、
    固有収縮で脱分極が起こるよりも早期に興奮させるための少なくとも１つの異常早期興奮タイミング・パラメータによって定義される方法で、少なくとも１つの心室にペーシングを行うようにプログラムされており、ペーシング・パルスの出力を制御し、電位図信号を判断する制御装置と
    を含み、
    前記制御装置が、
    各心室センシング・チャネル内の固有房室遅延間隔及び心室脱分極時間の長さを含む、センシング・チャネルにおいて生成された電位図信号から固有拍動中に複数の固有伝導パラメータを測定し、
    前記測定された固有伝導パラメータに基づいて、両室、右心室のみ、左心室のみのペーシング・モードのうちいずれかを選択し、
    指定係数によって定義される、前記測定された固有伝導パラメータの線形結合を含む公式に従って、異常早期興奮タイミング・パラメータ値を設定することを
    実行させる命令を含むようにプログラムされている、心臓調律管理デバイス。
23. 心機能を反映するパラメータの測定値によって決定される心臓再同期療法を行うために、異常早期興奮タイミング・パラメータの値を設定するための、前記測定された固有伝導パラメータの長さの線形結合を定義する前記指定係数が、前記測定された固有伝導パラメータを最適な異常早期興奮タイミング・パラメータ値に関連させる臨床群データの線形回帰分析から導出されている請求項２２に記載のデバイス。
24. 前記制御装置が、心房トラッキング・モードで、心房センスの後にプログラム可能な房室遅延（ＡＶＤ）間隔が経過したとき、少なくとも１つの心室にペーシングを行うようにプログラムされており、異常早期興奮タイミング・パラメータがＡＶＤである請求項２２に記載のデバイス。
25. 前記制御装置が、反対側の心室でのペースまたはセンスに対してプログラム可能なオフセット間隔の範囲内で、少なくとも１つの心室にペーシングを行うようにプログラムされており、異常早期興奮タイミング・パラメータがＡＶＤである請求項２２に記載のデバイス。
26. 前記測定した固有伝導パラメータが、左右の心室センシング・チャネルで生成される電位図からそれぞれ測定される、左右の固有房室遅延間隔を含む請求項２２に記載のデバイス。
27. 前記制御装置が、測定された固有伝導パラメータと左心室センシングとペーシング・チャネルで使用される左心室リードの特定の位置に基づいて、両室、右心室のみ、左心室のみのペーシング・モードから選択するようにプログラムされている請求項２２に記載のデバイス。
28. 前記複数の測定された固有伝導パラメータが、Ｑ^*Ｖ_Lとして示される、左心室分極開始から左心室センスまでの間の間隔を含み、前記制御装置が、Ｑ^*Ｖ_L値から左心室センシングとペーシング・チャネルで使用される左心室リードの位置を決定するようにプログラムされている請求項２７に記載のデバイス。
29. 選択された心筋部位付近に配設するための複数のセンシング／ペーシング電極と、
    １対の電極から受け取った電位図信号を増幅するための複数の感知増幅器と、
    １対の電極にペーシング・パルスを出力するための少なくとも１つのパルス発生器と、
    選択された電極対を選択された感知増幅器に接続することによってセンシング・チャネルを構成するため、および選択された電極対を選択されたパルス発生器に接続することによってペーシング・チャネルを構成するために制御装置によって操作されるスイッチング・ネットワークとをさらに含む請求項２２に記載のデバイス。
30. 前記複数のセンシング／ペーシング電極が、異なる左心室部位に位置する少なくとも２つの左心室電極を含み、
    前記測定された固有伝導パラメータが少なくとも２つの代替左心室電極から測定されたＡＶ伝導遅延を含み、
    前記制御装置が、各代替左心室電極から測定された固有ＡＶ遅延に基づいて、左心室ペーシング・チャネルを構成するために前記代替左心室電極のうちの１つを選択するようにプログラムされている請求項２９に記載のデバイス。
31. 前記制御装置が、左心室ペーシング・チャネルを、代替左心室電極のうち、測定された最も長い固有ＡＶ伝導遅延を有する代替左心室電極を持つように構成するようプログラムされている請求項３０に記載のデバイス。

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