JP4990884B2 - 機械的心臓非同期性を処置する装置 - Google Patents

Description

関連出願

（優先権の主張）
本出願は、参照により本明細書に組み込まれている、２００５年４月２５日に出願した米国特許出願第１１／１１３，８２７号の優先権の利益を主張するものである。

（関連出願）
本出願は、２００３年１２月２２日に出願した「ＭＥＴＨＯＤ ＡＮＤ ＳＹＳＴＥＭ ＦＯＲ ＳＥＴＴＩＮＧ ＣＡＲＤＩＡＣ ＲＥＳＹＮＣＨＲＯＮＩＺＡＴＩＯＮ ＴＨＥＲＡＰＹ ＰＡＲＡＭＥＴＥＲＳ」という名称の米国特許出願第１０／７４４，２３７号に関連し、その開示は、参照により本明細書に組み込まれる。

本発明は、心疾患を電気治療で処置する方法および装置に関する。

心調律管理機器は、心調律障害を処置するために、選択された心腔に電気的な刺激を与える埋込み型の機器である。例えばペースメーカは、タイミングがとれたペーシング・パルスで心臓のペースを調整する心調律管理機器である。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の処置においてである。永続的または断続的な房室伝導欠陥（すなわちＡＶブロック）や、洞不全症候群は、永久に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。適切に機能している場合、ペースメーカは、最低心拍数を強制することおよび／またはＡＶ伝導を人工的に回復させることによって、代謝要求を満たすために心臓が適切な調律でそれ自体のペースを調整できないのを補う。

ペーシング治療を心不全の処置に使用することもできる。心不全は、心臓機能の異常が、抹消組織の代謝要求を満たすのに十分なレベル未満に低下する正常値に達しない心拍出量になる臨床的な症候群を意味する。それが非代償性であるとき、通常、付随する静脈性の肺の鬱血により、鬱血性心不全として現れる。心不全は、様々な病因による可能性があり、虚血性心疾患が最も一般的である。一部の心不全患者は、心室内および／または心室間の伝導欠陥（例えば脚ブロック）を患っていて、心室収縮の同期化を電気的刺激で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。これらの問題を扱うためには、心房および／または心室の収縮の協調を改善するために、タイミング調整した電気刺激を１つまたは複数の心腔に適切に与える埋込み型心臓用機器が開発されており、心臓再同期治療（ＣＲＴ）と呼ばれる。心室再同期は、心不全の処置に有用である。というのは、再同期は、直接筋収縮を支配しないが、ポンピング効率を向上させかつ心拍出量を増やして、心室のより協調のとれた収縮をもたらすことができるからである。現在、ＣＲＴの最も一般的な方式では、刺激パルスを両心室に対して同時にまたは特定の両心室のオフセット間隔で分けてかつ固有の心房収縮および／または心房ペースの検出に関する特定の心室遅延間隔の後で与える。

本明細書に記載するのは、異常な電気機械結合による非同期性心室収縮を有する患者を識別しかつ同期収縮を回復させるための最適ペーシング・パラメータを計算するシステムと方法である。かかる患者は、心室内と心室間の正常な伝導を有する場合があり、ＱＲＳ幅などの固有の伝導データだけで識別することはできない。異常な電気機械結合を補償するための最適再同期ペーシングを計算する技法についても記載される。

心臓再同期治療という用語は、一般に使用されているように、伝導遅延を補償する形で１つまたは複数の心腔に与えられる刺激を調整することである。心室再同期ペーシングは、心室内または心室間の伝導欠陥を有する患者の心不全の処置に有用である。というのは、再同期は、直接筋収縮を支配しないが、ポンピング効率を向上させかつ心拍出量を増やして、心室のより協調のとれた収縮をもたらすからである。心室再同期は、特定の患者において、左心室伝導欠陥を有する患者における右心室に代わる左心室のような単一の従来と異なる部位でペーシングすることによって達成される。再同期ペーシングは、左右心室に対するペースが同時にまたは順次行われる両心室ペーシングも含む場合があり、ペーシング間の間隔は、両心室オフセット（ＢＶＯ）間隔と呼ばれる（ＬＶオフセット（ＬＶＯ）間隔またはＶＶ遅延と呼ばれることもある）。オフセット間隔は、両心室を同時にペーシングするためにゼロとすることができ、あるいは左右心室を順次ペーシングするために非ゼロとすることができる。本明細書で使用されているように、ネガティブＢＶＯ（negative BVO）という用語は、右心室の前に左心室をペーシングすることを意味し、ポジティブＢＶＯ（positive BVO）という用語は、最初に右心室をペーシングすることを意味する。一例の両心室再同期ペーシング・モードでは、右心房のペーシングと感知が、満了時に心室の一方にペーシングを与えるＡＶＤ間隔と、右心室感知によって停止されるＡＶＤ間隔をトリガする。対側性心室ペースは、ＡＶＤ間隔の満了に関して特定のＢＶＯ間隔で行われる。

心臓再同期治療は、徐脈ペーシング・モードとともに行われるのが最も望ましい。徐脈ペーシング・モードは、特定の最低心拍数を強制する形で心房および／または心室のペース調整に使用されるペーシング・アルゴリズムを意味する。非同期ペースで不整脈を誘発する危険性があるので、徐脈を処置するためのほとんどのペースメーカは、感知された心イベントが決められた間隔内で起こると、ペーシング・パルスをトリガするかまたは抑制するいわゆるデマンド・モードで同期して動作するようにプログラミングされる。抑制デマンド・ペーシング・モードは、感知された固有の活性に従ってペーシングを制御するために補充収縮間隔を利用する。抑制デマンド・モードでは、心周期の間、心腔による固有の動悸がその間に検出されない決められた補充収縮間隔の満了後に限り、ペーシング・パルスが心腔に送り出される。例えば、心室をペーシングするための補充収縮間隔は、心室イベント相互間に決められたすることができ、これは心周期（ＣＣ）間隔と呼ばれ、その逆は下限レートすなわちＬＲＬである。ＣＣ間隔は、各心室の感知またはペースで再開される。心房トラッキング・モードとＡＶ順次ペーシング・モードでは、他の心室補充収縮間隔が、心房イベントと心室イベントとの間に決められ、これは房室ペーシング遅延間隔すなわちＡＶＤと呼ばれ、心室ペーシング・パルスは、心室感知が前に起こらなければ心房ペーシング遅延間隔の満了後に送られる。心房トラッキング・モードでは、房室ペーシング遅延間隔は、心房感知によってトリガされ、心室の感知とペースによって停止される。心房補充収縮間隔もまた、心房を単独でペーシングするかまたは心室をペーシングするのに加えてペーシングするために決められる。ＡＶ順次ペーシング・モードでは、房室遅延間隔は、心房ペースによってトリガされ、心室の感知またはペースによって停止される。心房トラッキング・ペーシングとＡＶ順次ペーシングは一般に、ＡＶＤが心房のペースまたは感知で開始するように組み合わされる。ＣＲＴに使用されるとき、ＡＶＤは、心房トラッキング・ペーシングとＡＶ順次ペーシングの場合に同じでも異なっていてもよい。ＡＶＤ間隔という用語は、本明細書で両心室ペーシングに対して使用されているように、心房イベント（すなわち心房の一方、一般に右心房におけるペースまたは感知）と心室領域を事前刺激する最初の心室ペースとの間の間隔を意味する。ＡＶＤ間隔は、それが心房の感知またはペースによって（すなわち、それぞれ心房トラッキング・モードおよびＡＶ順次ペーシング・モードで）開始されるかどうかに応じて、同じでも異なっていてもよい。事前刺激されていない心室に対するペーシングの瞬間は、それが心房イベント後に間隔ＡＶＤ＋ＢＶＯでペーシングされるように、ＢＶＯ間隔によって指定される。ＡＶＤ間隔とＢＶＯ間隔を指定するのは、各心室に対して別々のＡＶＤ間隔を指定するのと同じであり、右心室に対してＡＶＤＲ、左心室に対してＡＶＤＬと指定されることが理解されるべきである。

心臓再同期治療は、左脚ブロックなどの左心室伝導異常に起因するかまたはその原因となる左心室の機能障害により心不全を有する患者の処置に最も一般的に適用される。（よりまれに、一部患者は、右脚ブロックなどの右心室伝導欠損を有し、その患者の心室収縮同期化を実現するために右心室の事前刺激を必要とする。）左心室伝導欠損を有する患者では、左心室またはその一部は、それによってポンピング効率を損なう収縮期の間に正常よりも遅れて収縮する。そのような患者における心室収縮を再同期させるためには、左心室またはその一部が、それが固有の収縮で脱分極されるようになるはずのときに対して事前刺激されるように、ペーシング治療が適用される。左心室は、両心室ペーシングまたは左心室だけのペーシングで事前刺激される。一般的ではないが、一部の患者は、右脚ブロックなどの右心室伝導欠損を有し、その患者の心室収縮同期化を実現するために右心室の事前刺激を必要とする。本明細書に記載の技法は、右心室を含む任意の遅延収縮心室領域にも適用されうることが理解されるべきである。

最適血行動態のためには、再同期ペーシングであれ従来の徐脈ペーシングであれ、心室に事前に負荷をかける際に心房の機能を維持するために、心房トラッキング・モードおよび／またはＡＶ順次ペーシング・モードで心室ペーシングを行うことが望ましい（房室同期性と呼ばれることもある）。ＣＲＴの目的は患者の心臓のポンプ機能を改善することであるので、したがって、ＣＲＴは、心房トラッキング・モードおよび／またはＡＶ順次モードで行われ、ＡＶＤ間隔とＢＶＯ間隔の仕様を必要とし、それにより理想的には、心室は、心房収縮期中に最適に事前負荷がかけられた後、収縮期中に同期される。すなわち、最適心室間同期性と最適房室同期性の両方が実現される。無傷の正常に機能しているＡＶ伝導経路を有する患者では、事前刺激されていない心室は、仮にその心室が最適事前負荷を実現するために固有に活動化されるときに近づいた場合でもペース調整される。したがって、正常なＡＶ伝導を有する患者では、最適なＡＶＤ間隔とＢＶＯ間隔は、固有の房室間隔と、一方の心室が他方の心室に対して必要な事前刺激量（すなわち心室伝導欠損の程度）との両方に関係する。

所与の患者の左心室の最適事前刺激は、左心室自由壁を刺激する左心室に送られたペースで左心室を事前刺激することによって、両心室ペーシングまたは左心室だけのペーシングで得ることができる。所望の状況は、左心室自由壁と心室中隔の同時収縮（中隔−自由壁融合）である。心室中隔の刺激は、ＡＶノードからの内因活動化または右心室に送り出されたペースの結果とすることができる。右心室への固有のＡＶ伝導が正常である場合、心室中隔の内因活動化は、心房収縮期の間に心室の最適事前負荷を生成する心房収縮に続いて、ある間隔で起こる。したがって、右心室への正常な固有のＡＶ伝導を有するが左心室伝導欠損を有する患者では、左心室を事前刺激するための血行動態的に最適なＡＶＤ間隔は、心室中隔が内因活動化により伝導しているのと同時に、左心室自由壁がペースにより伝導するようになる間隔である。この状況は、左心室を最適ＡＶＤ間隔で左心室だけまたは両心室のペーシングで事前刺激することによってもたらされうる。両心室ペーシングの場合、実施によっては、ＡＶＤ間隔の満了に続いてＢＶＯ間隔で起こるようにスケジュール設定された右心室ペースは、固有の右心室活動化によって抑制されるか、右心室活動化で同時に起こるか、あるいは不応期間の固有の右心室活動化後に起こる可能性がある。

前述のように、ＣＲＴは、左心室に影響を与える伝導障害の処置に適用されることが最も多い。図１は、左心室外側自由壁に位置するＬと表示された第１の心室領域と、心室中隔に位置するＡと表示された第２の心室位置とを示す心臓の図である。図２Ａと２Ｂは、左心室への伝導が遅延する典型的な状況を示す。各図には、位置Ａから位置Ｌまでの心室位置の機械的電気的活動化が、時間を表す縦軸に対してプロットされており、活動化イベントは、機械的収縮に対してＭＡと表示され、電気的脱分極に対してＥＡと表示されている。図２Ａは、処置前のイベントの順序を示し、位置Ａは、左心室伝導欠損による固有の動悸の間に位置Ｌの前に電気的に活動化される。この例では、それぞれの心室位置で均一な電気機械結合があり、したがって、位置Ａの収縮時点と位置Ｌの収縮時点との間の機械的遅延ＭＤは、位置Ａの脱分極時点と位置Ｌの脱分極時点との間の電気的遅延ＥＤに等しい。機械的遅延は、心室中隔が収縮してから左心室自由壁が非同期心拍を引き起こすことを意味する。ＣＲＴは、図２Ｂに示されているように、位置Ｌをペーシング・パルスで事前刺激することによりこの電気的遅延を補償するために適用される。心室中隔内の位置Ａが固有の伝導によって活動化されるのと同時に位置Ｌの電気的活動化を引き起こす時点で、ペースを位置Ｌに送り出すことにより、所望の結果である位置Ａと位置Ｌの同時収縮が起こる。したがって、心房の感知またはペースに続いて、ペースを位置Ｌに送り出すための最適ＡＶＤ間隔は、位置Ａに対する固有の房室遅延間隔（ＩＡＶＤ₁と表す）と、位置Ｌに対する固有の房室遅延間隔（ＩＡＶＤ₂と表す）によって表すことができる位置Ａから位置Ｌまでの電気的遅延との関数である。したがって、最適ＡＶＤ間隔は、
ＡＶＤ＝Ｆ（ＩＡＶＤ₁，ＩＡＶＤ₂）
として計算することができる。位置Ａから位置Ｌまでの電気的遅延は、エレクトログラムのＱＲＳ幅や表面ＥＫＧなどの他の方法で表すこともできる。最適ＡＶＤ間隔を計算する手法は、「ＭＥＴＨＯＤ ＡＮＤ ＳＹＳＴＥＭ ＦＯＲ ＳＥＴＴＩＮＧ ＣＡＲＤＩＡＣ ＲＥＳＹＮＣＨＲＯＮＩＺＡＴＩＯＮ ＴＨＥＲＡＰＹ ＰＡＲＡＭＥＴＥＲＳ」という名称の同時係属の米国特許出願第１０／７４４，２３７号により詳細に記載されている。

図２Ａと２Ｂで示されているような電気伝導遅延を有する患者は、ＱＲＳ幅などの固有の伝導データや内部電極を用いた電気遅延の直接測定から識別される。そのような固有の伝導データは、ＡＶＤ間隔などのＣＲＴペーシング・パラメータを最適化するためにも使用される。しかし、一部の患者は、その患者のＱＲＳ幅などの固有の伝導データが正常範囲内にある間でも、非同期性心室収縮を示す。これらの患者では、電気伝導の遅延によるのではなく異常な電気機械結合のために、心室領域内での機械的活動化が遅延する。心筋細胞間の電気機械結合の異常分散により、心室の領域は、それらが同時に電気的に活動化されている間でも様々な時点で伝導する。図３Ａは、ある患者例におけるこうした状況を示す。心室位置ＡとＬは、同時に電気的に活動化されるとして示されている。しかし、異常な電気機械結合により、領域Ａは領域Ｌよりも遅れて収縮し、したがって非同期性心室収縮になる。この患者は、図３Ｂに示されているように、異常な電気機械結合を補償するために電気的分散を導入しているペーシング治療で処置される。次に、領域Ａの事前刺激ペーシングにより、領域Ａは、領域Ｌよりも早く電気的に活動化され、領域Ｌは、固有の伝導によって電気的に活動化される。しかし、異常な電気機械結合のために、領域ＡとＬは、同時に収縮して所望の同期収縮をもたらす。

本明細書に記載するのは、異常な電気機械結合を有する患者を識別しかつ同期収縮を回復させるための最適ペーシング・パラメータを計算するシステムと方法である。心周期中に異なる心室領域における機械的活動化のタイミングを決定するために、走査機器が使用される。走査機器は、心エコー検査法または他のタイプの超音波走査、磁気共鳴映像法、Ｘ線などの、心室筋の異なる領域の機械的収縮の検出を可能にする任意タイプの走査モダリティを利用することができる。一実施形態では、走査機器は、複数の心室領域が心房の感知またはペースに関連して収縮する時間を検出し、早期収縮心室領域と１つまたは複数の後期収縮心室領域とを識別できるようにする。後期収縮領域の近傍に配置される内部電極を含むセンシング・チャネル、および心房センシング・チャネルはそれぞれ、後期収縮領域と心房の電気的活動化を検出するために使用される。早期収縮部位での電気的活動化を検出するとともに、電気的遅延とその範囲があるかどうかを判定するために、他のセンシング・チャネルが使用されてもよい。あるいは、患者が電気伝導障害を有するかどうかを、表面ＥＫＧのＱＲＳ幅から判定することもできる。センシング・チャネルは、下記のように埋込み型機器の一部とすることができ、あるいは外部機器内に組み込むこともできる。処理機器（例えば外部プログラマまたは埋込み型機器のコントローラ）は、センシング・データを受け取り、固有の房室遅延（ＩＡＶＤ）を、心房の感知またはペースから後期収縮心室領域の固有の電気的活動化までの時間として測定する。処理機器は、走査機器によって生成された走査データも受け取り、機械的遅延（ＭＤ）を早期および後期の心室領域が心周期中に機械的に収縮する時間の差として計算するように設定される。この情報から、処理機器は、最適ＡＶＤを計算して、電気機械的分散を補償するために再同期治療を行うことができる。

以下に説明するのは、患者が異常な電気機械結合による心室非同期性を有するかどうかを判定するための、外部プログラマや走査機器と共に使用される例示的な埋込み型機器である。この機器は、異常な電気機械結合を補償するために、選択された心室領域の電気的活動化を分散させる適切な再同期ペーシングを行うように構成させることもできる。例示的な実施スキームについても説明する。

１．例示的なハードウェア・プラットフォーム
以下は、本発明を実施するために使用される例示的なハードウェア構成要素の説明である。複数のセンシング・チャネルとペーシング・チャネルを有する埋込み型心調律管理機器またはパルス発生器のブロック図が、図４に示されている。埋込み型機器を用いた心臓のペーシングは、心筋に電気的に接触する電極にペーシング・パルスを送り出すことによる心臓の興奮性電気刺激を必要とする。機器は、通常は患者の胸部の皮下に埋め込まれ、上部静脈系の血管から心臓の中に通したリードによって電極に接続される。電極は、心臓の電気的活動を表すエレクトログラム信号を電極位置に生成するセンシング・チャネル内に組み込むことができ、かつ／またはペーシング・パルスをその位置まで送るためのペーシング・チャネル内に組み込むこともできる。

図４の機器のコントローラは、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で構成され、メモリ１２は、典型的にはＲＯＭ（読取り専用メモリ）および／またはＲＡＭ（ランダム・アクセス・メモリ）を含む。コントローラは、状態機械タイプの設計を用いて他のタイプの論理回路（例えば個別構成要素またはプログラマブル・ロジック・アレイ）で実施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。本明細書で使用されているように、コントローラのプログラミングは、特定の関数を実行するように構成された個別論理回路あるいはマイクロプロセッサによって実行される符合を参照して行われるべきである。コントローラは、いくつかのプログラミングされたモードでペースメーカを操作することができ、プログラミングされたモードが、ペーシング・パルスが感知イベントと時間間隔の満了に応じてどのように出力されるのかを決める。

テレメトリ・インタフェース８０は、外部プログラマ３００と通信するために設けられる。外部プログラマは、ペースメーカに問い合わせかつ保存データを受け取るとともに、ペースメーカの動作パラメータを直接調整することができる、関連する表示装置と入力手段を備えるコンピュータ制御機器である。下記のように、ペーシング・パラメータを設定するシステムの特定の実施形態では、外部プログラマは、次いで自動的に設定されるかまたは推奨の形で医師に提示されるテレメトリ・リンクを通じて埋込み型機器から受け取ったデータから最適ペーシング・パラメータを計算するために利用される。走査機器３３０（例えば心エコー検査機器）も、心室における機械的遅延を決定するために設けられる。走査機器は、外部プログラマにインタフェースで接続され、かつ／または埋込み型機器に無線で接続されてもよい。走査機器によって生成された走査データは、機械的遅延を決定しかつ最適ペーシング・パラメータを計算するために、処理機器（例えば、外部プログラマまたは埋込み型機器・コントローラ）によって使用されうる。

図４に示されている実施形態は、４つのセンシング／ペーシング・チャネルを備え、ペーシング・チャネルは、電極に接続されたパルス発生器で構成され、センシング・チャネルは、電極に接続された感知増幅器で構成される。マイクロプロセッサによって制御されるＭＯＳスイッチング回路網７０は、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換えるために使用される。スイッチング回路網７０はまた、コントローラが、利用できる電極の様々な組合せでセンシング・チャネルとペーシング・チャネルを構成できるようにする。チャネルは、機器が、心房トラッキングの有無にかかわらず従来の心室単一部位ペーシングを、または両心室ペーシングを、あるいは単一チャンバの複数部位ペーシングを行うことができるようにする心房用または心室用チャネルとして構成することができる。一構成例では、左心房センシング／ペーシング・チャネルは、双極リード５３ｃのリング電極５３ａとチップ電極５３ｂと、感知増幅器５１と、パルス発生器５２と、チャネル・インタフェース５０とを含み、右心房センシング／ペーシング・チャネルは、双極リード４３ｃのリング電極４３ａおよびチップ電極４３ｂと、感知増幅器４１と、パルス発生器４２と、チャネル・インタフェース４０とを含む。右心室センシング／ペーシング・チャネルは、双極リード２３ｃのリング電極２３ａおよびチップ電極２３ｂと、感知増幅器２１と、パルス発生器２２と、チャネル・インタフェース２０とを含み、左心室センシング／ペーシング・チャネルは、双極リード３３ｃのリング電極３３ａおよびチップ電極３３ｂと、感知増幅器３１と、パルス発生器３２と、チャネル・インタフェース３０とを含む。チャネル・インタフェースは、マイクロプロセッサ１０のポートと双方向に通信し、センシング増幅器からのセンシング信号入力をデジタル化するためのアナログ・デジタル変換器と、センシング増幅器の利得と閾値を調整するための書込み可能なレジスタと、ペーシング・パルスの出力を制御しかつ／またはペーシング・パルス振幅を変更するためのレジスタとを含む。この実施形態では、機器には、ペーシング・パルスを出力しかつ／または固有の活性を感知するために使用される２つの電極を備える双極リードが装備されている。他の実施形態は、感知およびペーシング用の単一の電極を備える単極リードを用いることができる。スイッチング回路網７０は、機器のハウジングすなわち缶６０を有する単極リードまたは双極リードの電極を参照することによって、単極のセンシングまたはペーシング用チャネルを構成することができる。

コントローラは、メモリに保存されたプログラム学習に従って、機器の全オペレーションを制御する。コントローラは、センシング・チャネルからのエレクトログラム信号を解釈し、ペーシング・モードに従ってペーシングの送出を制御する。機器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、心房と心室のエレクトログラム信号を生成する。エレクトログラムは、表面ＥＫＧに類似しており、固有の動悸またはペース拍動の間に起こる心臓の脱分極と再分極の時間的経過と振幅を示す。心房または心室のセンシング・チャネル内のエレクトログラム信号が特定の閾値を超えたとき、コントローラは、それぞれ心房または心室の感知を検出し、そのペーシング・アルゴリズムは、ペーシングをトリガするかまたは抑制するために使用することができる。

２．例示的な実施
図５は、上述のシステム構成要素が、心臓の異常な電気機械結合のために心室非同期性を有する患者を診断しかつ処置するために使用される方法の一例を示す流れ図である。ステップＳ１において、心臓における機械的非同期性が、走査機器によって生成された走査データから決定される。そのような非同期性が存在する場合、ステップＳ２において、早期収縮心室領域と１つまたは複数の後期収縮領域が識別される。次にステップＳ３において、センシング電極が、後期収縮領域の近傍に配置される。必要に応じて、センシング電極は、電気的遅延やその範囲があるかどうかを判定するために、早期収縮領域の近傍に配置されてもよい。センシング電極は、埋込み型機器のセンシング・チャネル内に組み込むことができる。ステップＳ４において、早期収縮部位の機械的活動化と後期収縮部位の機械的活動化との間の機械的遅延ＭＤは、外部プログラマまたは埋込み型機器とすることができる処理機器によって走査データから推定される。内部心房センシング・チャネルによってあるいは表面ＥＫＧから生成されたデータを用いて、処理機器は、ステップＳ５において、固有の房室遅延（ＩＡＶＤ）を、心房の感知またはペースから後期収縮心室領域の固有の電気的活動化までの時間として測定する。次にステップＳ６において、処理機器は、房室遅延間隔（ＡＶＤ）を
ＡＶＤ＝ＩＡＶＤ−ＭＤ
として計算して、後期収縮心室領域を事前刺激するためにその領域に対して心臓再同期ペーシングを行う。

上記例は、患者が、異常な電気機械結合に加えて電気伝導異常を有していないことを前提とした。他の実施形態では、早期収縮心室領域と後期収縮心室領域の両方における電気的活動を検出するために、センシング・チャネルが設けられる。処理機器は、領域のどれが早期電気的活動化領域および後期電気的活動化領域であるのかを決定するために早期収縮心室領域および後期収縮心室領域が電気的に活動化した時間を決定し、早期収縮領域の収縮時間と後期収縮領域の収縮時間との間の機械的遅延を測定し、かつ早期電気的活動化領域の活動化時間と後期電気的活動化領域の活動化時間との間の電気的遅延を測定するように設定される。次に、処理機器は、房室遅延間隔（ＡＶＤ）を
ＡＶＤ＝Ｆ（ＩＡＶＤ₁，ＩＡＶＤ₂）−ＭＤ
として計算して、後期収縮心室領域を事前刺激するためにその領域に対して心臓再同期ペーシングを行うことができる。式中、Ｆ（ＩＡＶＤ₁，ＩＡＶＤ₂）は、早期活動化領域と後期活動化領域との間の電気的遅延を補償する形で後期収縮領域を事前刺激するために計算された、早期収縮心室領域ＩＡＶＤ₁と後期収縮心室領域ＩＡＶＤ₂に対する固有の房室遅延間隔の関数である。

上述のように機械的遅延を補償するために再同期ペーシング・パラメータを計算する技法は、いくつかの異なる方法で実施される。一実施形態では、ペーシング・パラメータを計算するシステムは、走査機器にインタフェースで接続され、かつその走査機器によって生成された走査データに基づいて心室領域間の機械的遅延を決定するようにプログラミングされた外部プログラマを含む。次に、固有の動悸の間に埋込み型心臓再同期機器のセンシング・チャネルによって生成されたエレクトログラム信号で構成されるかまたはそれから導出された固有の伝導データ（例えば固有の房室間隔または心室領域間の電気的遅延）は、無線テレメトリ・リンクを介して外部プログラマに送信される。次に、外部プログラマは、ＡＶＤやＢＶＯなどの適切な再同期ペーシング・パラメータを計算することができる。次に、自動システムでは、外部プログラマは、埋込み型機器を計算済み最適値で自動的にプログラミングし、半自動システムでは、外部プログラマは、計算済み最適値を推奨の形で医師に提示する。自動システムは、埋込み型機器だけで構成されてもよく、この機器は、テレメトリ・リンクを通じて無線でそれに送信された固有の伝導データと走査データを収集し、最適パラメータ値を計算し、次いでそれに応じてパラメータを設定する。マニュアル・システムと呼ばれることもある他の実施形態では、外部プログラマは、収集された固有の伝導データと走査データを医師に提示し、次いで医師は、例えば印刷されたルックアップ・テーブルと手順を使用することによって、埋込み型機器を固有の伝導データおよび走査データから計算されたパラメータでプログラミングする。特に断らない限り、この文書によるペーシング・パラメータを計算するかまたは設定するシステムへの言及は、今述べた自動システム、半自動システム、またはマニュアル・システムのいずれかを含むと受け取られるべきである。

本発明について前述の特定の実施形態に関連して説明してきたが、多くの代替形態、変形形態、および変更形態は、当業者には明らかであろう。他のそのような代替形態、変形形態、および変更形態は、添付の特許請求の範囲内に含まれるものとする。

第１および第２の心室領域を示す心臓の図である。 左心室への伝導が遅延する状況を示す図である。 心室内に異常な電気機械結合がある状況を示す図である。 異常な電気機械結合を診断しかつ心臓再同期治療を行うためのシステム構成要素のシステム図である。 システムが心室非同期性を有する患者を診断しかつ処置するために使用されうる方法の一実施例を示す流れ図である。

Claims (8)

1. 心臓再同期ペーシングを設定するためのシステムであって、
   第１の心室領域と第２の心室領域の機械的収縮を検出するための走査機器と、
   前記走査機器にインタフェースで接続された処理機器であって、機械的遅延（ＭＤ）を、前記第１と第２の心室領域が心周期中に機械的に収縮する時間の差として計算し、かつ前記領域のどれが早期収縮領域と後期収縮領域であるのかを決定するように設定された処理機器と、
   心房と前記後期収縮心室領域における電気的活動を検出するためのセンシング・チャネルとを備え、前記処理機器がさらに、固有の房室遅延（ＩＡＶＤ）を、心房の感知またはペースと前記後期収縮心室領域の固有の電気的活動化との間の時間として測定するように設定され、
   前記処理機器がさらに、房室遅延間隔（ＡＶＤ）を
   ＡＶＤ＝ＩＡＶＤ−ＭＤ
   として計算して、前記後期収縮心室領域を事前刺激するためにその領域に対して心臓再同期ペーシングを行うように設定される、システム。
2. 心臓再同期ペーシングを設定するためのシステムであって、
   第１の心室領域と第２の心室領域の機械的収縮を検出するための走査機器と、
   前記走査機器にインタフェースで接続された処理機器であって、機械的遅延（ＭＤ）を、前記第１と第２の心室領域が心周期中に機械的に収縮する時間の差として計算し、かつ前記領域のどれが早期収縮領域と後期収縮領域であるのかを決定するように設定された処理機器と、
   心房と前記第１及び第２の心室領域における電気的活動を検出するためのセンシング・チャネルとを備え、前記処理機器がさらに、固有の房室遅延（ＩＡＶＤ ₁ ）を、心房の感知またはペースと前記早期収縮心室領域の固有の電気的活動化との間の時間として測定し、固有の房室遅延（ＩＡＶＤ ₂ ）を、心房の感知またはペースと前記後期収縮心室領域の固有の電気的活動化との間の時間として測定するように設定され、
   前記処理機器が、前記早期と後期の機械的収縮領域のどれが早期と後期の電気的活動化領域であるのかを決定するために、前記早期と後期の収縮心室領域が電気的に活動化される時間を決定するように設定され、
   前記処理機器がさらに、房室遅延間隔（ＡＶＤ）を
   ＡＶＤ＝Ｆ（ＩＡＶＤ₁，ＩＡＶＤ₂）−ＭＤ
   として計算して、前記後期収縮心室領域を事前刺激するためにその領域に対して心臓再同期ペーシングを行うように設定され、
   式中、Ｆ（ＩＡＶＤ₁，ＩＡＶＤ₂）が、前記早期活動化領域と前記後期活動化領域との間の電気的遅延を補償する形で前記後期収縮領域を事前刺激するために計算された、前記早期収縮心室領域に対する固有の房室遅延間隔ＩＡＶＤ₁と前記後期収縮心室領域に対する固有の房室遅延間隔ＩＡＶＤ₂との関数である、システム。
3. 前記処理機器がさらに、前記早期収縮領域の収縮時間と前記後期収縮領域の収縮時間との間の機械的遅延を測定し、かつ前記早期電気的活動化領域の活動化時間と前記後期電気的活動化領域の活動化時間との間の電気的遅延を測定するように設定される請求項２に記載のシステム。
4. 再同期ペーシングを行うためにセンシング・チャネルとペーシング・チャネルが装備された埋込み型機器をさらに備える請求項１又は２に記載のシステム。
5. 前記処理機器が外部プログラマである請求項４に記載のシステム。
6. 前記処理機器が前記埋込み型機器のコントローラである請求項４に記載のシステム。
7. 前記走査機器が心エコー検査機器である請求項１又は２に記載のシステム。
8. 前記心房センシング・チャネルが、表面ＥＫＧ機器である請求項１又は２に記載のシステム。

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