JP4689612B2 - 要求ベースの心機能治療 - Google Patents

Description

本特許出願は、心臓病を治療するための方法および装置に関する。詳細には、電気刺激療法で心機能を改善する方法および装置に関する。

選択した心室腔に電気刺激を与える植込み型心臓機器が、幾つかの心疾患を治療するために開発されてきた。たとえばペースメーカは、最も一般的には、心室の拍動が遅すぎる徐脈の治療のために、ペーシング・パルスで定期的に心臓を鼓動させる機器である。房室間伝達異常（すなわち房室ブロック）や洞機能不全症候群は、永久的ペーシングが必要とされる徐脈の最も一般的な原因である。ペースメーカは、適正に機能する場合は、心臓の鼓動の不能を適正なリズムで補って、最低心拍数を確保することによって代謝要求を満たす。埋め込み型機器は、抗頻脈ペーシングまたは電気衝撃を送って心房や心室の細動を停止することにより、速すぎる心リズムの治療に使用することもできる。

血液の効率的なポンピングを促進するために、心室腔が心周期中に収縮する方法と程度に影響を与える埋め込み型機器も開発されてきた。心臓は室が協調して収縮する場合により効果的にポンピングし、その結果は、通常、心筋中の興奮（すなわち脱分極）の迅速な伝導を可能にする心房と心室の両方の特殊な伝導経路によってもたらされる。こうした経路は、興奮刺激を洞房結節から心房心筋に、房室間結節に、そこから心室心筋に伝導して、両心房と両心室の協調した収縮をもたらす。この両方により、それぞれ室の筋繊維の収縮が同期化され、各心房または心室の収縮が対側性心房または心室に同期化される。正常に機能する特殊伝導経路による同期がないと、心臓のポンピング効率は大幅に低下する。こうした伝導経路の病理や他の心室間または心室内の伝導障害が、心不全の原因因子である可能性があり、それは、心機能異常により心拍出量が周辺組織の代謝要求を十分に満たすレベルよりも低下する臨床上の症候群を指す。こうした問題に対処するため、心臓再同期療法（ＣＲＴ）と呼ばれる心房および／または心室の収縮の協調の改善を試みて、１つまたは複数の心室腔に適正な時間間隔で電気刺激を与える埋め込み型心臓機器が開発されてきた。心室再同期は、心筋に直接変力を加えるものではないが、再同期は心室のより協調的な収縮をもたらし、ポンピング効率を上げ、心拍出量を増加させるため、心不全の治療に有用である。現在、最も一般的な形のＣＲＴでは、刺激パルスが両心室に同時に、または指定の両室オフセット間隔で別々に、かつ固有の心房収縮の検出に関して指定の房室間遅延間隔の後に与えられる。

心臓ペーシング治療は、同期的に提供される場合は、要求ベースで行われる。すなわち、心臓の固有のリズムが十分な心拍数を維持できないときにだけ、ペーシング・パルスが送出される。しかし現在は、最低心拍数を維持する以外の目的で送出される心臓の電気刺激が、患者の状態の変化に関係なく、大体定期的に送出されている。

本発明は、要求ベースで心機能治療を提供する方法および機器に関する。本発明によれば、心機能治療を提供するための埋め込み型機器は、定期的に、または外部プログラマからのコマンドにより、こうした治療を一時停止するようにプログラミングされる。次いで血行力学的パフォーマンスに関する測定が、機器に組み込まれた１つまたは複数の感知モダリティを使用して行われる。機器は、こうした測定値に基づき、判定アルゴリズムを使用して心機能治療のさらなる提供が必要であるかどうかを判定する。

上記のように、最新の心臓ぺーシング機器は要求ベースのものである。すなわち、ペーシング・モードまたはペースメーカは全て、固有心拍数がプログラミングされた基本レートに満たない場合にのみ出力パルスを送出する。したがって要求の間隔によって、同じ心室内の２つの連続するペーシングされた事象間の期間が、感知事象を介在せずに指定される。以下に記載するように、心機能治療を提供する埋め込み型機器を、心筋梗塞後の患者または心不全の患者用に規定して、心拍出量を増加し、かつ／または心臓リモデリングを逆転することができる。その場合、本発明により、心機能治療の提供を要求ベースで使用可能にすることができる。

（１．心機能治療）
心機能を改善するための電気刺激療法の一例は、ＣＲＴである。心室再同期療法では、心室を２つ以上の部位でペーシングして、興奮の広がりに影響を与え、より協調した収縮をもたらし、それによって心室間または心室内の伝導異常を克服する。両室ペーシングは、両室をペーシングしてそれぞれの収縮を同期化する再同期療法の一例である。再同期療法は、１つの室だけに複数部位のペーシング与えることも含む。たとえば、１つの心室の複数の部位を興奮性刺激パルスでペーシングして、ペーシング部位から出る複数の脱分極波を生成させる。それによって、より協調した心室の収縮をもたらし、存在する可能性がある心室内の状態の異常を補うことができる。

他のタイプの心機能治療は、ストレス低減ペーシングであり、それは、複数部位のペーシングで心室収縮の協調性を変えて、心拍周期中に心室が受ける壁ストレスの配分を変えるものである。心筋繊維が収縮前に伸張する程度を前負荷と呼ぶ。筋繊維の最大張力と短縮速度は、前負荷の増加と共に上がる。前負荷の増加と共に心臓の収縮性反応が増大することは、Ｆｒａｎｋ−Ｓｔａｒｌｉｎｇの法則として知られている。心筋領域の収縮が他の領域より遅れると、それらに対向する領域の収縮によって遅れて収縮する領域が伸張され、前負荷が増大する。心筋繊維が収縮するときに心筋繊維にかかる張力またはストレスの程度を後負荷と呼ぶ。心室内の圧力は、血液が大動脈や肺動脈内にポンピングされるときに拡張期の値から収縮期の値まで急速に上がるため、興奮性刺激パルスによって最初に収縮する心室の部分は、遅れて収縮する心室の部分よりも低い後負荷に対して収縮する。したがって、他の領域より遅れて収縮する心筋領域は、増大した前負荷と後負荷の両方を受ける。この状況が、心不全と心室機能不全に関連した心室伝導遅延によって頻繁にもたらされる。増大した前負荷および後負荷からもたらされる不規則なストレスに対する心臓の初期生理反応は、心筋のこうした遅れて収縮する領域の代償肥大である。リモデリングの後期では、この領域が、ストレスの増加により壁が薄くなる萎縮性変化を受ける恐れがある。一方、周期においてより早く収縮する心筋部分は、より少ないストレスを受け、肥大性リモデリングを受ける可能性が低い。この現象を使用して、心周期中に心室（または心房）内の１つまたは複数の部位を指定のパルス出力シーケンスで１つまたは複数の興奮性刺激パルスでペーシングすることによって、リモデリングの逆転を行うことができる。収縮期中の早期に事前にストレスを受けリモデリングされた心筋の領域を興奮させるように、１つまたは複数のペースを提供して、心筋が受ける後負荷と前負荷をより少なくする。リモデリングされた領域を他の領域に対してこのように事前に興奮させることにより、領域から機械的ストレスが取り除かれ、リモデリングの逆転を起こすことができるようになる。

（２．ハードウェア・プラットフォーム）
埋め込み型心臓機器は、通常、患者の胸の皮下または筋下に配置され、リードが静脈内を縫うように通って心臓内に入り、機器を電極に接続する。電極は、感知と刺激に使用される。様々な手段によって、リードを心外膜上に配置することもできる。プログラム可能な電子コントローラは、時間間隔の経過と感知された電気活動（すなわち、刺激パルスの結果として生じたのではない固有の心拍）に呼応して、出力すべき刺激パルスを発生する。機器は、感知すべき室付近に配置された内部電極によって、固有の心臓電気活動を感知する。機器によって感知された心房または心室の固有の収縮と関連した脱分極波は、それぞれ心房センスまたは心室センスと呼ばれる。固有の拍動が存在しない場合にこうした収縮を起こすために、一定の閾値を超えるエネルギーを有する刺激パルス（別名、一定リズムを確保するために送出されるペースまたはペーシング・パルス）が室に送出される。

図１は、本発明の実施に適したマイクロプロセッサベースの心臓機器を示すシステム図である。この機器は、心房または心室の複数部位を感知かつ／またはペーシングするように物理的に構成することができる複数の感知チャネルおよびペーシング・チャネルが装備されている。図１で示した機器は、心房または心室の心臓再同期ペーシング、かつ／または心筋ストレス低減ペーシング用に構成して、心筋の少なくとも１つの領域を事前に興奮させ、１つまたは複数の心臓部位を感知かつ／またはペーシングするようにすることができる。複数の感知／刺激チャネルを、たとえば、両心室再同期治療を提供するための１つの心房と２つの心室の感知／刺激チャネルを有し、心房感知／刺激チャネルを使用して心房トラッキング・モードで両心室再同期治療を行うと共に必要に応じて心房をペーシングするように構成することができる。ペースメーカのコントローラ１０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である。メモリ１２は、通常、プログラム記憶用のＲＯＭ（読取り専用メモリ）とデータ記憶用のＲＡＭ（ランダムアクセス・メモリ）を含む。コントローラは、状態マシン型設計を使用する他のタイプの論理回路（たとえば個別の構成要素またはプログラム可能な論理アレイ）によって実装することもできるが、マイクロプロセッサベースのシステムが好ましい。本明細書で使用するように、用語「回路」は、個別の論理回路またはマイクロプロセッサのプログラミングを指すものであると考えられたい。

図には、「ａ」から「ｄ」で示した４つの例示の感知チャネルとペーシング・チャネルが示されており、それらは、リング電極３４ａ〜ｄと先端電極３３ａ〜ｄを有する双極リード、感知増幅器３１ａ〜ｄ、パルス発生器３２ａ〜ｄ、チャネル・インターフェース３０ａ〜ｄを備える。したがって、各チャネルは、電極に接続されたパルス発生器からなるペーシング・チャネルと電極に接続された感知増幅器からなる感知チャネルを含む。チャネル・インターフェース３０ａ〜ｄは、マイクロプロセッサ１０と双方向に通信し、各インターフェースは、感知増幅器からの感知信号入力をディジタル化するためのアナログ・ディジタル変換機と、ペーシング・パルスを出力し、ペーシング・パルス振幅を変更し、感知増幅器の利得と閾値を調整するためのマイクロプロセッサによって書込み可能なレジスタを備えている。ペースメーカの感知回路は、特定チャネルによって生成された電位図信号（すなわち、電極によって感知される心臓の電気活動を表す電圧）が指定の検出閾値を越えた場合に、心房センスまたは心室センスのどちらかの室センスを検出する。特定のペーシング・モードで使用されるペーシング・アルゴリズムは、こうしたセンスを使用してペーシングを開始または抑制し、それぞれ心房と心室センス間の時間間隔を測定することによって、固有の心房および／または心室のレートを検出することができる。

各双極リードの電極は、マイクロプロセッサによって制御されるＭＯＳ交換ネットワーク７０にリード内部の導体を介して接続される。この交換ネットワークを使用して、電極を感知増幅器の入力に切り替えて、固有の心臓活動を検出し、パルス発生器の出力に切り替えてペーシング・パルスを送出する。交換ネットワークは、機器が、リードのリング電極と先端電極の両方を使用する双極モード、またはリードの電極を１つだけ使用し、機器のハウジングすなわち缶６０が接地電極として働くようにする単極モードで、感知またはペーシングするようにすることもできる。以下で説明するように、機器がペーシングの空間分布を変更することができる一方法では、単極から双極ペーシングに（あるいはその逆に）切り替え、または双極ペーシング中に双極リードの電極の陰極と陽極を交換する。衝撃パルス発生器５０もコントローラとインターフェースをとり、衝撃を与える可能性がある頻把性不整脈が検出されると、除細動衝撃を一対の衝撃電極５１を介して心房または心室に送出する。

コントローラ１０は、メモリに格納されたプログラミングされた命令に従って機器の動作全体を制御する。命令には、ペーシング・チャネルを介したペースの提供の制御、感知チャネルから受信される感知信号の解釈、補充間隔と感覚不応期を規定するためのタイマの実行が含まれる。運動レベル・センサ３３０（たとえば、加速度計、分ベンチレーション・センサ、または代謝要求に関連するパラメータを測定する他のセンサなど）は、コントローラが患者の身体活動の変化に従ってペーシング・レートを適合できるようにするものである。コントローラが外部プログラマと通信できるようにするテレメトリ・インターフェース４０も設けられる。

一実施形態では、運動レベル・センサは分ベンチレーション・センサであり、エクサイターとインピーダンス測定回路を備える。エクサイターは、指定の振幅の励起電流を（たとえば一定振幅のパルス波形として）胸に配置された励起電極に供給する。電圧感知電極は、胸部の選択した領域に配置されて、励起電流が供給されている間の電極間の電位差が電圧感知電極間の経胸インピーダンスを表すようになされている。導電ハウジングすなわち缶を電圧感知電極の１つとして使用することができる。インピーダンス測定回路は、電圧感知電極からの電圧感知信号を処理して、インピーダンス信号を導出する。インピーダンス信号をさらに処理することによって、電圧感知電極の胸部内の位置による呼吸活動および／または心血量を表す信号を導出することができる。（たとえば、参照により本明細書に組み込む、本発明の譲受人に譲渡された米国特許第５，１９０，０３５号、および第６，１６１，０４２号を参照されたい。）インピーダンス信号がフィルタリングされて、呼吸成分が除去される結果、心臓の血量を表す信号を常に得ることができ、従って、１回拍出量の計算し、および心拍数と組み合わせると心拍出量の計算が可能になる。

コントローラは、感知された事象と時間間隔を置いた呼気に応答してパルスが出力される方法を規定する幾つかのプログラミングされたペーシング・モードで機器を操作することができる。徐脈を治療するための大抵のペースメーカは、規定の間隔内に生じる感知された心臓事象がペーシング・パルスを開始または抑制する場合に、いわゆる要求モードで同期に動作するようにプログラミングされる。抑制された要求ペーシング・モードでは、補充間隔を使用して感知された固有の活動に従ってペーシングを制御し、室による固有の拍動が検出されない期間の規定の補充間隔の呼気の後にだけ、心周期中にペーシング・パルスが心室腔に送られるようになされる。心室ペーシング用の補充間隔を心室または心房事象によって再開することができ、後者によってペーシングが固有の心房拍動を追跡することができる。心機能治療は、心臓再同期またはリモデリングの逆転のために、徐脈ペーシング・モードで最も都合よく送り出され、たとえば複数の興奮性刺激パルスが心周期中に複数の部位に送られて、徐脈モードで心臓をペーシングし、かつ選択した部位を事前に興奮させる。

心機能治療を提供するための特定のペーシング・モードは、ストレス低減でも再同期でも、規定のパルス出力構成とパルス出力シーケンスを含み、パルス出力構成ではペーシング・パルスの送出に使用すべき使用可能な電極の特定のサブセットが指定され、パルス出力シーケンスでは、パルス間のタイミング関係が指定される。パルス出力構成は、ペーシング・パルスの出力に使用される特定のペーシング・チャネルを選択するコントローラによって、かつスイッチ・マトリクス７０と共にチャネルで使用する特定の電極を選択することによって規定される。心筋壁ストレスを選択的に低減することによってリモデリングの逆転を最適に行うパルス出力構成とシーケンスは、心室収縮を再同期化することによって血行力学的パフォーマンスを最大化するための最適パルス出力構成とシーケンスでもよく、そうでなくてもよい。たとえば、心筋領域全てを同時に興奮させることによって、血行力学的により効果的な収縮を得ることができるが、それは、肥大またはリモデリングの逆転を効果的に促進させるものではないこともある。

（３．要求ベースの心機能治療）
心機能治療を要求ベースで提供するため、埋め込み型心臓機器のコントローラを、心機能治療の提供を一時停止し、１つまたは複数の感知モダリティによって患者の心機能を評価するようにプログラミングする。次いで判定アルゴリズムを使用して、その後の治療を決定する。一実施形態では、バイナリ判定アルゴリズムによって、心機能の評価に基づいて心機能治療を継続し、または無期限に中止する。たとえば、ストレス低減治療を心不全または心筋梗塞後の患者に使用して、心臓リモデリングの逆転を行うことができる。心機能の評価で、患者の状態が変わらない、または悪化したことが示された場合、機器はストレス低減治療を再開する。他方で、患者の心機能が十分に改善された場合は、機器は無期限に治療を終了する。心臓再同期治療の提供を心機能の評価に基づいて同様に継続し、または終了することができる。心機能治療の終了後に、定期的に、または他の方法で、機器が患者の心機能の監視を継続して、必要に応じて治療を再開することができる。また、機器が定期的に治療をスイッチ・オンして、患者の状態が徐々に進行したかどうか、また治療の提供が再び必要であるかどうかを判断する。

他の実施形態では、心機能治療の提供が心機能の評価によって変更される。パルス出力構成、パルス出力シーケンス、および／または様々なペーシング・パラメータの変更によって、心機能治療を変更することができる。たとえば機器は、心機能の評価の結果、リモデリングの逆転に最適であると考えられるパルス出力構成とシーケンスから、再同期ペーシングに最適であると考えられるものに、またはその逆に変更することができる。他の実施形態では、１つまたは複数の補充間隔の長さ、両心室ペーシングのための両心室のオフセット間隔、または心房トラッキングのための房室遅延間隔あるいは房室連続ペーシングなどペーシング・パラメータが心機能の評価に従って変更される。

（ａ．心機能の評価）
心機能を評価することができる一方法は、心拍出量を測定し、それを患者の測定済み運動レベルと比較することによる。上記のように、経胸インピーダンスを測定し使用して１回拍出量を計算するインピーダンス方式によって、心拍出量を測定することができる。長期にわたり積分した（または平均して心拍数を掛け算した）１回拍出量は患者の心拍出量である。参照テーブルまたは一次関数を使用して、所与の運動レベルに十分であると考えられる心拍出量を計算することができる。機器は、こうした測定値に基づいて、心機能治療が必要であるかどうかを判断することができる。

心機能を評価する他の方法は、患者の自律神経バランスを決定することによる。周知のように、交感神経系の活動の増加は、代謝ストレスや心拍出量の増加の必要性を示す。交感神経活動の増加を検出することができる一方法は、心拍数変異性の分光分析によるものである。心拍数変異性とは、洞リズム中の連続する心拍間の時間間隔の変異性を指し、それは主に自律神経系の交感神経と副交感神経のアームの間の相互作用によるものである。心拍数変異性の分光分析では、連続する拍動間の間隔を表す信号を、異なる振動周波数で信号の振幅を表す別々の成分に分解する。判明しているように、範囲０.０４から０.１５Ｈｚの低周波数（ＬＦ）帯域の信号電力量は、交感神経系と副交感神経系の両方の活動レベルによる影響を受けるが、範囲０.１５から０.４０Ｈｚの高周波数（ＨＦ）帯域の信号電力量は、主に副交感神経活動の関数である。したがって、ＬＦ／ＨＦ比として示された信号電力の比は、自律神経バランスの状態を良好に示すものであり、高いＬＦ／ＨＦ比は交感神経活動が増加したことを示す。指定閾値を超えるＬＦ／ＨＦ比は、心機能が十分でないことを示すと考えられる。

機器の心室感知チャネルから受信されるデータを分析してＬＦ／ＨＦ比を決定するように、心リズム管理機器をプログラミングすることができる。ＲＲ間隔と呼ばれる連続心室センス間の間隔をある期間にわたり、または指定の拍動数について、測定し収集することができる。洞リズム中の心拍数変異性を表す信号を導出するために、異所性心室拍動（すなわち心室期外収縮またはＰＶＣ）は、ＰＶＣ前後のＲＲ間隔が、補間され、または他の方法でフィルタリングされた値に変更され、Ｐ波が各Ｒ波に先行しているかどうかを監視することによって、検出できる。次いで、得られた一連のＲＲ間隔値を別々の信号として記憶する。信号を心拍ごとに指標を付けて直接使用し、各信号の値が特定の心拍についてのＲＲ間隔を表すようにすることができる。しかし好ましくは、信号を指定のサンプリング周波数で再サンプリングして、信号値間の時間間隔を均一にし、それによって信号を個々の時間信号に変換する。その場合、サンプリング周波数は、対象の周波数に関してナイキストの基準を満たすように選択される。いずれにせよ、上記のように、ＲＲ間隔信号を分析して、高周波数帯域と低周波数帯域の信号のエネルギーを決定することができる。

ＲＲ間隔信号の分光分析を、個別のフーリエ変換または自動回帰法を使用して周波数領域で直接行うことができる。周波数領域分析は計算で集約されるが、埋め込み型機器には実用的ではない。したがって、信号の高周波数と低周波数成分を決定する時間領域法を使用することが好ましい。図２は、そのための例示のシステムの機能構成要素を示す図であり、コントローラおよび／または専用ハードウェア構成要素によって実行されるコードとして実装することができる。上記のようにして得られたＲＲ間隔信号は、低周波帯域ディジタル・フィルタ２０１と高周波帯域ディジタル・フィルタ２０２の両方に入力される。低周波帯域フィルタ２０１は、ＬＦ帯域（たとえば０.０４から０.１５Ｈｚ）に対応する通過帯域を有する帯域フィルタであり、高周波帯域フィルタ２０２は、ＨＦ帯域（たとえば０.１５から０.４０Ｈｚ）に対応する通過帯域を有する帯域フィルタである。次いで、フィルタ２０１、２０２の出力がそれぞれ電力検出器２０３、２０４に入力されて、それぞれＬＦとＨＦ帯域のＲＲ間隔信号の電力に比例する信号が導出される。電力検出は、たとえば、信号の振幅を二乗し、指定の平均時間にわたり積分して行うことができる。したがって、電力検出器２０３の出力はＬＦ帯域のＲＲ間隔信号の電力を表す信号Ｐ１であり、電力検出器２０４の出力は、ＨＦ帯域の電力を表す信号Ｐ２である。次に、信号Ｐ１とＰ２とをディバイダ２０５に入力し、ディバイダ２０５がＬＦ／ＨＦ比と等しい量Ｓ１／Ｓ２を計算する。次いで、ＬＦ／ＨＦ比を移動平均フィルタ２０６に入力し、移動平均フィルタ２０６が指定期間（たとえば５分）にわたり比の平均値を計算する。更新されたＬＦ／ＨＦ比をこの方法で拍動間ベースで計算することもできる。

上の記述では、心拍数変異性が正常な洞リズム中にＲＲ間隔信号から導出された。正常な洞リズムが存在する場合は、ＲＲ間隔が連続する心房センス間の間隔に等しいことも理解されたい。したがって、本明細書で使用するように、用語ＲＲ間隔は、拍動が心房であっても心室であっても、洞リズム中の心拍間の間隔として考えられたい。また、時間領域フィルタリングの代替形態として、参照により本明細書に組み込む、２００３年５月１２日に出願の米国出願第１０／４３６，８７６号に記載されているように、ＬＦ／ＨＦ比を推定する統計法を使用することもできる。

心機能を評価する他の方法を使用して、要求ベースで心機能治療を提供することもできる。上記で論じた心拍出量を測定するインピーダンス方式を使用して、拡張末期と収縮末期の容積など心周期の様々な段階で心室容積を測定し、駆出分画など心機能を反映するパラメータを計算することができる。埋め込み型機器は、図１で示した圧力変換器８５など他の感知モダリティを装備することもできる。こうした圧力変換器を血管内リードに取り付け、適切に配置して、拡張期の充填圧力および／または収縮期のパルス圧力を測定することができる。

（ｂ．例示のアルゴリズム）
図３は、埋め込み型機器コントローラの適切なプログラミングによって実装可能な要求ベースの心機能治療の例示のアルゴリズムを示す。機器は、ステップ２００で始動し、指定のペーシング・モードで、かつ指定のパルス出力構成とパルス出力シーケンスを使用する、ストレス低減ペーシングまたは再同期ペーシングなど心機能治療を開始する。ステップ２０１で、定期的な間隔で、またはテレメトリ・インターフェースを介した外部プログラマからのコマンドにより、機器は心機能治療のさらなる提供を停止する。ステップ２０２で、機器は次に、１つまたは複数の感知モダリティを使用して、患者の心機能の評価を開始する。この実施形態では、機器は、胸腔内インピーダンス方式で心拍数と心臓の１回拍出量の測定によって心拍出量を計算する。次いで、患者の運動レベル２０３（たとえば、活動レベルまたは分時換気）を測定し、ステップ２０３で測定された心拍出量と比較して、患者の心拍出量が前記特定の運動レベルに十分であるかどうかを判断する。ステップ２０４で、この比較に基づいて第１の心機能パラメータＣＦＰ１を計算することができ、それが指定閾値未満の場合は、心機能が不十分であることが示される。次にステップ２０５で患者の自律神経バランスを評価し、患者が受けた代謝ストレスの程度を示す第２の心機能パラメータＣＦＰ２を計算する。決定のために、このパラメータを指定閾値と比較することもできる。ステップ２０６で、機器は、計算された心機能パラメータＣＦＰ１とＣＦＰ２に基づいて、患者の心機能が不十分かどうかを判断する。不十分な場合、機器はステップ２００に戻り、心機能治療を継続する。一方、計算された心機能パラメータにより、患者の心機能が十分に改善されたことが示された場合は、機器はステップ２０７で心機能治療のさらなる提供を無期限に停止する。

本発明を上記の特定の実施形態と併せて説明したが、当業者には、多くの代替実施形態、変形実施形態、および変更実施形態が明らかであろう。他のこうした代替実施形態、変形実施形態、変更実施形態は、添付の特許請求の範囲内に包含されるものとする。

複数部位を刺激し感知するように構成された心臓機器を示すシステム図である。 ＬＦ／ＨＦ比を計算するための例示の構成要素を示すブロック図である。 本発明を実装するための例示のアルゴリズムを示す図である。

符号の説明

１０ コントローラ、１２ メモリ、３０ａ〜ｄ チャネル・インターフェース、３１ａ〜ｄ 感知増幅器、３２ａ〜ｄ パルス発生器、３３ａ〜ｄ 先端電極、３４ａ〜ｄ リング電極、４０ テレメトリ・インターフェース、５０ 衝撃パルス発生器、５１ 衝撃電極、７０ ＭＯＳ交換ネットワーク、８５ 圧力変換器

Claims (6)

1. ペーシング・パルスを複数の心室部位に送出するようための複数のペーシング・チャネルに組み込むための一つ以上のパルス発生器と、
   一つ以上のストレスを受けた或いは肥大性の心室領域を他の心室領域に対して事前に興奮させる方法で、前記心室領域にペーシング・パルスを送出することにより、心室リモデリングの逆転を行う心機能治療を提供するようにプログラムされたコントローラと、
   心拍出量センサと、
   運動レベルセンサと、を備え、
   前記コントローラは、測定された心拍出量を測定された運動レベルと比較し、患者の心拍出量が前記測定された運動レベルに対して十分であるか否かを示す心機能パラメータを計算することによって、患者の心機能を評価するように更にプログラムされ、
   前記コントローラは、心機能治療の提供を一時停止し、心機能治療が提供されない間に、心機能パラメータを閾値と比較することによって患者の心機能を評価し、患者の心機能が不十分だと判断された場合には、心機能治療の提供を継続し、患者の心機能が特定の程度まで改善したと判断された場合には、心機能治療の提供を終了するように更にプログラムされる、ことを特徴とする心機能治療を患者に提供するための埋め込み型機器。
2. 前記心拍出量センサが、経胸インピーダンス測定回路である請求項１に記載の機器。
3. 前記心機能の評価に、患者の心拍数変異性の測定による患者の自律神経バランスの評価が含まれる請求項１または２に記載の機器。
4. 連続する室センス間の時間間隔を測定し、収集し、その収集した間隔を別々のＲＲ間隔信号として記憶し、前記ＲＲ間隔信号を規定の高周波数帯域と低周波数帯域にフィルタリングし、それぞれＬＦとＨＦと呼ばれる各低周波数帯域と高周波数帯域のＲＲ間隔信号の信号電力を決定する回路と、
   ＬＦ／ＨＦ比を計算し、前記ＬＦ／ＨＦ比と指定した比の閾値とを比較することによって心機能を評価する回路とをさらに備える請求項３に記載の機器。
5. 前記コントローラが、心機能治療の提供を一時停止し、外部プログラマからのコマンドにより患者の心機能を評価するようにプログラミングされる請求項１から４のいずれか１項に記載の機器。
6. 前記コントローラが、心機能治療の提供を一時停止し、定期的な間隔で患者の心機能を評価するようにプログラミングされる請求項１から５のいずれか１項に記載の機器。

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