JP5015933B2 - 除細動閾値推定システム - Google Patents

Description

本願は、一般に除細動閾値の推定に関し、より詳細には、心臓機能の管理システムに関する。

適切に機能している時には、ヒトの心臓はその独自の内因性調律を維持し、体の循環系中にわたって十分な血液を送り込むことができる。しかしながら、一部の人々は不整脈と呼ばれる不規則な心調律を持つ。そのような不整脈は、結果として血液循環を減少させる。不整脈を治療する一つの方法は、薬物治療を用いる。薬剤はしばしば正常な心調律を回復するのに効果的である。しかしながら、薬物治療は或る患者の不整脈を治療するのに必ずしも効果的とは限らない。そのような患者にとっては、代わりの治療方法が必要とされる。そのような代わりの治療方法の一つは、心調律管理システムの使用を含む。そのようなシステムは、しばしば患者に移植され、心臓に治療効果をもたらす。

心調律管理システムは、とりわけ、ペーサーとも呼ばれるペースメーカーを含む。ペーサーは、ペースパルス（pace pulses）と呼ばれる低エネルギー電気刺激の時系列（timed
sequences）を心臓に伝達し、例えば心臓の中もしくは周囲に配置された一つ以上の電極を持つ血管内のリード線もしくはカテーテル（“リード”と呼ばれる）を介する。心収縮はそのようなペースパルスに応じて開始される（これは心臓の“捕捉（capturing）”と呼ばれる）。ペースパルスの伝達を適切に時間調節することによって、心臓は適切な調律で収縮するように誘導され、ポンプとしてのその能率を大幅に改善することができる。ペーサーはしばしば徐脈性不整脈、すなわち、心臓の鼓動が遅過ぎるもしくは不規則過ぎる患者を治療するために用いられる。

心調律管理システムは、心臓により高エネルギーの電気刺激を伝達できる除細動器も含む。そのような除細動器は、そのような刺激の伝達を、感知された内因性心臓活動信号の一部に同調させる心臓除細動器も含む。除細動器は、しばしば頻脈性不整脈、すなわち、心臓の鼓動が速過ぎる患者を治療するために用いられる。心臓が血液を放出するために、収縮の前に血液で満たすのに十分な時間がないので、そのような速過ぎる心調律も、血液循環を減少させる。心臓によるそのようなポンプは非能率的である。除細動器は、高エネルギー電気刺激を伝達することができ、これは時に除細動カウンターショックと呼ばれ、単に“ショック”とも呼ばれる。カウンターショックは頻脈性不整脈を妨げ、心臓が血液を効率的にポンピングするために正常調律を回復することを可能にする。ペーサーに加えて、心調律管理システムは、とりわけ、ペーサーと除細動器の機能を兼ね備えるペーサー／除細動器、薬剤送達装置、および、任意の他の移植可能な、もしくは外部の、心不整脈を診断もしくは治療するためのシステムもしくは装置も含む。

心調律管理システムが直面する一つの問題は、頻脈性不整脈を正常な心調律に確実に変換するために、特定の除細動ショック波形に対して、所要閾値エネルギーを決定することである。心室および心房の細動は、ショック強度に対する用量‐反応関係を観察する確率的現象である。心室除細動閾値は、心室細動を正常調律に確実に戻すために、心臓に供給され得るエネルギーの最小量である。同様に、心房除細動閾値は、心房細動を終わらせる
エネルギーの閾値量である。そのような除細動閾値は患者毎に異なり、治療を供給するために用いられる電極の配置によって、一人の患者においても異なる可能性がある。そのような治療の有効性を保証し、そのような治療エネルギーのバッテリー源の寿命を最大化するために、除細動エネルギーが、閾値以上であるが、エネルギーを浪費して移植された装置の耐用期間を短縮する程大きくはない値に安全に設定され得るように、除細動閾値が決定されなければならない。

除細動閾値を決定するための一つの技術は、標的の頻脈性不整脈（例えば心室細動）を誘導し、その後、不整脈を正常の心調律に変換するために必要なエネルギーを決定するために、強度が変動するショックを加えることである。しかしながら、これは不整脈と治療の両方に関連するリスクと不快感を課すことを必要とする。心臓に供給される電気エネルギーは、心筋の損傷を引き起こすこと、患者を痛みに晒すこと両方の可能性を持つ。さらに、もし医師が最適なリード配置を決定するのを助けるために除細動閾値が得られている場合は、別の考えられるリード配置のために処置が繰り返されるにつれて、これらの欠点は悪化する。

“脆弱性の上限”技術と呼ばれる、除細動閾値を決定するための別の技術では、正常な心調律の状態にある患者は、心臓周期の脆弱な（T-波）期間の間ショックを与えられ、その時間の間、心臓組織は再分極を受けている。細動が誘発されるまで、強度が変動するショックが加えられる。当然、そのような細動が誘導された後、不整脈を妨げ、正常な心調律を回復するために、患者は再びショックを与えられるはずである。この技術では、対応する細動誘発ショック強度は、その後理論モデルを用いて除細動閾値エネルギーに関連付けられる。脆弱性の上限技術もまた、不整脈とショック治療の両方に関連するリスクと不快感を課すことに悩まされる。さらに、細動とカウンターショックに関連する不快感のために、患者は通常、全身麻酔下の鎮静状態にあり、これ自体、いくつかのさらなるリスクを持ち、医療費を増加させる。これらの、および他の理由のために、実際の不整脈を誘発もしくは終了させる除細動ショックに頼ることなく、除細動閾値を推定する必要がある。

例示的な方法は、第一非除細動・非細動誘発エネルギーを、第一内胸部位で供給することと、心臓の標的部位の中、もしくは付近の第二内胸部位で、第一派生電気信号を検出することを含む。第一派生電気信号は、標的部位内の第一電場強度の指標を提供する。方法は、第一非除細動・非細動誘発エネルギー、第一派生電気信号、および心臓の標的部位の標的電場強度を用いて、除細動閾値を推定することをさらに含む。

別の例示的な方法は、第一非除細動・非細動誘発エネルギーを第一内胸部位で供給することと、心臓の標的部位の中、もしくは付近の第二内胸部位で第一派生電気信号を検出することを含む。第一派生電気信号は、標的部位の第一電場強度の指標を提供する。方法は、第一非除細動・非細動誘発エネルギー、第一派生電気信号、および標的電場強度を用いて、第一除細動閾値を推定することをさらに含む。方法は、第二非除細動・非細動誘発エネルギーを第一内胸部位に供給することと、第二派生電気信号を第二内胸部位で検出することと、第一派生電気信号と第二派生電気信号を用いて除細動閾値の変化を決定することも含む。

別の例示的な方法は、第一非除細動・非細動誘発エネルギーを、第一除細動配置を用いて胸部に供給することと、第一派生電気信号を心臓の標的部位の中、もしくは付近の内胸部位で検出することを含む。第一派生電気信号は標的部位の第一電場強度の指標を提供する。方法は、第二非除細動・非細動誘発エネルギーを、第二除細動配置を用いて胸部に供給することと、第二派生電気信号を内胸部位で検出することも含む。第二派生電気信号は、第二除細動配置を用いて非除細動・非細動誘発エネルギーを供給する間、心臓の標的部
位の第二電場強度の指標を提供する。方法は、少なくとも一つの標的電場強度と、第一派生電気信号と第二派生電気信号のうちの少なくとも一つを用いて、少なくとも一つの除細動閾値を推定することをさらに含む。一つの実施例では、第一非除細動・非細動誘発エネルギーを、第一除細動配置を用いて胸部に供給することは、複数の電極を通してエネルギーを供給することを含み、また、第二非除細動・非細動誘発エネルギーを、第二除細動配置を用いて胸部に供給することは、複数の電極の配置を変えて、その後複数の電極を通してエネルギーを供給することを含む。一つの実施例では、複数の電極の配置を変えることは、少なくとも一つの電極の位置を変えること、もしくは少なくとも一つの電極を少なくとも一つの他の電極に電気的に接続することを含む。別の実施例では、第一非除細動・非細動誘発エネルギーの供給は、第一電極配置を用いて第一非除細動・非細動誘発エネルギーを供給することを含み、第二非除細動・非細動誘発エネルギーの供給は、第二電極配置を用いて第二非除細動・非細動誘発エネルギーを供給すること、かつ、そこから抗頻脈性不整脈治療を供給するために、より小さな除細動閾値を生み出す電極配置を選択して、少なくとも一つの除細動閾値を推定することを含む。

例示的なシステムは、非除細動・非細動誘発エネルギーを、少なくとも第一電極を用いて第一内胸部位に供給するように適応されたエネルギーモジュールと、少なくとも第二電極を用いて、心臓の標的部位の中、もしくは付近の第二内胸部位で派生信号を検出するように適応された応答信号モジュールを含み、応答信号はエネルギーの供給から派生し、第二内胸部位で電場強度の指標を提供し、かつ、エネルギーモジュールと応答信号モジュールに連通するよう接続されたコントローラーであって、非除細動・非細動誘発エネルギーと派生信号を用いて除細動閾値を推定するように適応されたコントローラーを含む。一つの実施例では、コントローラーは、検出された派生信号と、事前に検出された派生信号を比較して、除細動閾値の変化の指標となる派生信号の変化を検出するように、もしくは、推定された除細動閾値と、事前に推定された除細動閾値を比較して、除細動閾値の変化を検出するように適応されている。一つの実施例では、コントローラーは、もし変化した除細動閾値が検出される場合は通知を伝達し、あるいは、もし増加した除細動閾値が検出される場合は抗頻脈性不整脈の治療のエネルギーレベルを増加させるように適応される。

以下の詳細な記述では、本明細書の一部を成す添付の図面を参照し、図面においては、本発明が実施され得る特定の実施形態が例として示される。これらの実施形態は、当業者が本発明を実施できるように十分詳細に記述され、当然のことながら、実施形態は組み合わされてもよいし、もしくは他の実施形態が利用されてもよく、構造的、論理的、および電気的な変更が、本発明の範囲から逸脱することなくなされ得る。従って以下の詳細な記述は、限定的な意味でとられるものではなく、本発明の範囲は、添付の請求項とその均等物によって定義される。“および／または（and/or）”という用語は、包括的な“もしくは（or）”を意味する（すなわち、“Ａおよび／またはＢ”は、“ＡもしくはＢ”だけでなく“ＡおよびＢ”の両方を含む。）。

本方法と装置は、移植可能医療機器を含む用途において記述され、ペースメーカー、心臓除細動器／除細動器、ペーサー／除細動器、両心室もしくは他の複数位置の、協調もしくは再同期装置、および心調律管理のための薬剤送達システムなどの移植可能心機能管理システムを含むが、限定はされない。しかし当然のことながら、本方法と装置は非移植装置に用いられてもよく、体外式ペースメーカー、心臓除細動器／除細動器、ペーサー／除細動器、両心室もしくは他の複数位置の、協調もしくは再同期装置、モニター、プログラマーおよびレコーダーを含むが、限定はされない。

＜概説＞
推定除細動閾値エネルギーは、心臓の標的部位の所望電場強度に基づいて決定される。
一つの実施例では、エネルギーは心臓の中、上、もしくは付近の場所などの第一内胸部位で供給される。供給エネルギーは、必ずしもそうでなくてもよいが、非除細動・非細動誘発エネルギーであることが好ましい。派生電気信号は、心臓の標的部位の中、もしくは付近の第二内胸部位で検出される。一つの実施例では、エネルギーは心臓の右側に供給され、かつ、標的部位は心臓の左先端領域および／または左自由外側壁の中、上、もしくは付近である。派生電気信号は、標的部位に所望電場強度を作り出すために必要な除細動閾値エネルギーを推定するために用いられる。一つの実施例では、推定除細動閾値エネルギーは、供給エネルギーによって生み出された電場強度に対する所望（もしくは“標的”）電場強度の比（例えば5ボルト／cm）を用いて決定される。一つの実施例では、心室および／または心房除細動閾値が決定される。一つの実施例では、標的部位の中もしくは付近の派生電気信号の実測によって、透視距離測定（fluoroscopic distance measurement）と電場モデリング計算への依存が回避される。

一つの実施例では、除細動閾値が複数のショック電極配置に対して決定され、エネルギーを節約してバッテリー寿命を長持ちさせるために使用され得る、低閾値の配置の選択が可能になる。

除細動閾値の増加は、肥大、心室拡張、虚血もしくは心筋梗塞、瘢痕組織、もしくはリードの離脱（lead dislodgement）の指標となり得る。一つの実施例では、増加した除細動閾値が検出された場合、除細動治療エネルギーが増加するか、あるいは警告などの通知が伝達される。

本技術は通常、細動を誘発することなく、もしくは細動誘発ショックエネルギーを供給することなく、除細動閾値決定を可能にすることによって、患者へのリスクを軽減する。例えば、本技術を用いることで、医者が除細動閾値を決定するための標準除細動テストを行うことをためらうような重症患者に、患者の除細動閾値をテストするために除細動ショックを供給することを避けながら、除細動器を取り付けることができる。別の実施例では、除細動に適切な患者を特定するために、本技術を用いて患者が選別される。

＜例示的なシステム＞
図１は、限定としてではなく例として、心調律管理システム100の部分と、本システム100と関連技術が用いられる環境の部分の一つの実施形態を大まかにあらわす概略／ブロック図である。この実施例では、システム100はとりわけ、心調律管理装置105と、装置105と心臓115などの生体の部分との間で信号を伝達するためのリード線（“リード”）110、180を含む。装置105の実施形態は、徐脈および抗頻脈性不整脈ペースメーカー、心臓除細動器、除細動器、コンビネーションペースメーカー／除細動器、薬剤送達装置、および、診断すること、もしくは心臓115に治療を供給することが可能な、任意の他の移植可能もしくは外部の心調律管理装置を含むが、限定はされない。

図１は、分解図のブロック図の形で、例示的な装置105の部分をあらわす。一つの実施例では、図解された装置105は心臓に向かって伸びているリード110と180に接続されているが、分解図に関連する図解された接続線は一例に過ぎない。図１では、テストエネルギーモジュール150が、心臓の中、上、もしくは付近の位置などの内胸部位で、電極125、130、および／または140のうちの二つ以上などの電極によって供給されるエネルギーを作り出す。一つの実施例では、電極125、130、および140は全て別個の電極としてはたらく。もう一つの方法として、二つ以上の電極が電気的に共通に接続される。一つの実施例では、SVC電極130が筐体電極（housing electrode）140と電気的に共通に接続される。一つの実施例では、テストエネルギーモジュール150は、心臓の内因性電気的活動が比較的静かな時、心収縮の最後などの特定の時点でエネルギーを供給するように適応される。

除細動閾値エネルギーは、例えばリード180上の電極185、190に接続された応答信号モジュール155を介して決定され得る。一つの実施例では、電極185、190は、随意に心臓の標的部位の中、もしくは付近である、第二内胸部位に配置される。電極185、190は、エネルギーの供給から派生する応答電気信号を検出する。応答電気信号は第二内胸部位での電場強度の指標を提供する。一つの実施例では、テストエネルギーモジュール150は電流を供給するように適応され、応答信号モジュール155は応答電圧もしくは応答電流密度を検出するように適応される。応答検出信号（群）から、例えばコントローラー160内の除細動閾値推定モジュールによって、除細動閾値が計算される。コントローラー160はデバイス105内にあるか、あるいは、トランシーバー175などの、デバイス105内のトランスミッターもしくはレシーバーに連通するよう接続された、外部プログラマー170内にある。除細動閾値推定モジュールは、通常、マイクロプロセッサーもしくは他のマイクロシーケンサー上で、アナログ、デジタル、もしくは混合信号のハードウェアで、あるいは任意の適切なハードウェアおよび／またはソフトウェア構成で実行される一連の行動として実行される。

一つの実施例では、コントローラー160は、第一内胸部位に供給された時に、標的電場強度を満たす、もしくは超える心臓の標的部位の電場強度を作り出す、除細動閾値エネルギーを推定する。さらなる実施例では、コントローラー160は、推定除細動閾値を事前に推定された除細動閾値と比較し、除細動閾値の変化がもしあれば、それを検出する。一つの実施例では、コントローラー160は、もし増加した除細動閾値が検出された場合、抗頻脈性不整脈の治療のエネルギーレベルを増加する、および／または、もし増加した除細動閾値が検出された場合、通知（例えば警告）を伝達するように適応される。一つの実施例では、もし除細動閾値が規定時間内に規定量だけ増加する場合、通知が伝達される。例示的な実施例では、もし除細動閾値が3ヶ月にわたって少なくとも20%増加する場合、通知が伝達される。別の実施例では、もし除細動閾値が規定量だけ増加する場合、増加が起こる期間には関係なく、通知が伝達される。一つの実施例では、コントローラーは（異なる）第二電極配置に切り替えるように設定され、少なくとも第二電極配置に対して第二除細動閾値を推定し、少なくとも二つの電極配置に対して推定除細動閾値を比較し、かつ、推定除細動閾値を用いて特定の電極配置を随意に選択し、その後抗頻脈性不整脈治療を提供するために、選択された電極配置が使用され得るようになっている。

図１に示した実施例では、リード110は複数の電極を含み、通常、各電極からデバイス105に電気信号を独立して伝達するための個別導線を含む。一つの実施形態では、これらの電極は右心室（RV）チップ型電極120をリード110の遠位末端に含む。一つの実施形態では、電極120はおおよそ1 mm²と20 mm²の間であるものを含む肉眼で見える表面領域を有する。RVチップ電極120は、右心室で、その先端、もしくは先端の付近、もしくは任意の他の適切な位置などに配置されるような大きさと形状である。RVショック電極125は、通常、RVチップ電極120からの、これらの電極の端から測定された、既知の距離もしくは推定距離d1で、リード上に配置される。RVショック電極125は通常、右心室もしくは任意の他の適切な位置に配置される。一つの実施形態では、RVショック電極125は、おおよそ2 cm²と20
cm²の間であるものを含む、肉眼で見える表面領域を有するコイル型電極である。上大静脈（SVC）電極130は、通常、上大静脈、右心房、もしくは両方の部分、または任意の他の適切な位置に配置される。一つの実施形態では、SVC電極130はおおよそ2 cm²と20 cm²の間であるものを含む、肉眼で見える表面領域を有するコイル型電極である。RVチップ電極120、RVショック電極125、およびSVC電極130が、構造的特徴と配置場所に関して上記に特に記述されたが、当然のことながらこれらの電極は、当該分野で周知の様々な心臓もしくは類似の電極のいずれの形をとってもよく（例えば心外膜パッチ電極）、かつ、心臓115もしくは他の組織との関連のために他の場所に配置されてもよい。

システム100は、通常、心臓の左側の中、上、もしくは付近にある第二電極と第三電極1
85、190も含む。一つの実施例では、第二電極185は、末梢部、先端領域、および／または左心室の自由外側壁、もしくはその付近など、除細動エネルギーの影響が比較的少ないと思われる心臓の部分に配置され、そこでは除細動の間、標的電場強度（例えば5ボルト／cm）が望まれる。一つの実施形態では、この電極185は、左心室周辺（例えば冠状静脈洞および／または大心臓静脈など）に、経血管（transvascular）リード180によって右心房と冠状静脈洞を通して導入される。

一つの実施例では、リード180および／または電極185、190は、大心臓静脈もしくは心臓の左領域の中もしくは上の他の場所（左先端領域もしくは左自由外側壁の中もしくは上など）への移植のための大きさと形状をとる。別の実施形態では、電極185は、左心室の外部に配置されたパッチ型除細動電極である。リード180も追加電極を含み得る。

再び図１を参照すると、一つの実施形態では、装置105は、チタンなどの導電性金属から形成され、胸部もしくは腹部領域内など、患者内に移植された、密封されている筺体135を含む。一つの実施例では、筐体135（“ケース”もしくは“缶”とも呼ぶ）は“ケース”もしくは“缶”もしくは“筐体”電極140を形成する。当業者にわかるように、筐体電極140は心臓の中に配置されないが、時に“単極”検出もしくはペーシングもしくは除細動治療と呼ばれるものを提供するために心臓に結合されている。一つの実施形態では、例えばリード110を受けるために、ヘッダー145が筐体135の上に取り付けられる。ヘッダー145は成型プラスチックなどの絶縁物質で形成される。ヘッダー145は、例えばリード110を受けるために、およびリード110の導線を装置105に電気的に接続するために、少なくとも一つの容器（receptacle）も含む。ヘッダー145は一つ以上の追加電極も含み得る。

一つの実施例では、RVショック電極125とSVC電極130の間にショックを供給することによって、細動が処理される。別の実施例では、RVショック電極125と、SVC電極130と筐体電極140の共通に接続された連結との間に除細動ショックを供給することによって、心室細動が処理される。当然のことながら、これらの電極は異なって配置される可能性があり、かつより多くの、もしくはより少ない電極が用いられる可能性がある。

＜例示的な方法とシステム構成＞
様々な実施例では、非除細動・非細動誘発エネルギーを供給し、応答電気信号を検出し、そこから除細動閾値を決定するために、図１に示したシステムなどの、電極と少なくとも一つのプロセッサーのシステムが用いられる。

ここで図２Ａを参照すると、一つの実施例では、電極185と190が、大心臓静脈などの血管に挿入されたリード180上に、既知の（もしくは推定）距離（d）だけ離れて配置される。一つの実施例では、電極185はリング電極で、電極190はチップ電極である。例えばRVショック電極125とSVC電極130を用いて第一電圧V₁が印加される時、第二電圧V₂が電極185と190を用いて検出可能である。電圧V₂は電極185と190の周囲の標的部位の電場強度の指標を提供する。場強度（電位勾配）は、電圧V₂と、電極185と190の間の距離dから決定できる。つまり、V₂を距離dで除すると場強度が得られ、これは電極によって定められるベクトル上の電位勾配空間ベクトルの射影である。除細動閾値エネルギーは電圧V₁とV₂を用いて推定される。電位勾配V₂/dは、通常、実際の電位勾配空間ベクトルの比に過ぎないため、推定除細動閾値エネルギーは、通常いくらか控えめな見積もり（すなわち高い）をもたらす。例えば図７では、エネルギーが除細動電極705、710を用いて供給される時、検出電極715、720（距離dだけ離れた空間）にわたる電圧V₂は、検出電極によって定められるベクトル上の総電圧勾配V_Tの射影である。

一つの実施例では、推定除細動閾値エネルギーは、標的電場強度を満たす、もしくは超える心臓の標的部位の電場強度を作り出すように選択される。一つの実施例では、標的電
場強度は5ボルト／cmである。別の実施例では、標的電場強度は約1-2ボルト／cmである。一つの実施例では、標的電場強度は安全余裕率を含む標的電圧勾配を用いて選択される。

一つの実施例では、除細動閾値電圧は、V₁を、標的電位勾配（例えば5ボルト／cm）と測定電圧勾配（ΔV_L）の比で乗することによって決定される。

除細動閾値エネルギーE_DFTは、除細動閾値電圧と、治療を供給する装置に関連する除細動エネルギー保存容量（C）から決定できる。

当然のことながら、除細動閾値エネルギーはジュールなどのエネルギー単位で、あるいはもう一つの方法として、そこからエネルギー治療が供給されるキャパシタの充電電圧で、決定されるかあるいは表現できる。

一つの実施例では、標的部位は、エネルギーを供給する電極の所定の配置に対して比較的低い電場が予想される場所、もしくはその付近である。例えば、図１に示すように心臓の右側にエネルギーが供給される場合、心臓の左先端領域187もしくは左自由外側壁188が、比較的低い電場、かつ場合によっては、心臓における最低電場になると予想される。従って、除細動を実現するために十分な電場を標的部位に作り出すエネルギー（例えば5ボルト／cm）は、心臓の他の場所のほとんどもしくは全てにおいて、等しいもしくはより大きい電場を生み出すことが予想できる。

ここで図２Ａと２Ｂを参照すると、実施例では、電極の二つの異なる電気的配置を用いて、非除細動・非細動誘発エネルギーが供給および／または感知される。一つの実施例では、異なる電極配置はそのようなエネルギーを供給するため、もしくは応答電気信号を感知するために、異なるベクトルを提供する。例えば、図２Ｂは図２Ａに示された配置とは異なる電気的配置を示す。図２Ｂでは、電極130は筐体135の上の電極140に電気的に接続されている。一つの実施例では、図２Ａに示された電極配置を用いて第一非除細動・非細動誘発エネルギーが供給され、電極135は電極140に電気的に接続されておらず、第一派生電気信号が検出される。第二非除細動・非細動誘発エネルギーは図２Ｂに示された電極配置を用いて供給され、第二派生電気信号が検出される。第一派生電気信号と第二派生電気信号は、対応する除細動閾値エネルギーを決定するためにそれぞれ評価される。一つの実施例では、より低い除細動閾値エネルギーを持つ電極配置が選択される。

ここで図２Ａと図２Ｃを参照すると、一つの実施例では、二つ以上のセンサー電極配置に対応する二つ以上の派生電気信号を用いて、除細動閾値が決定される。図２Ｃは図２Ａと同じ構成要素を示すが、異なる配置で示す。つまり、リード180と電極185と190は、図２Ａにおいてよりも、図２Ｃでは心臓の先端191からもっと遠くに配置される。一つの実施例では、非除細動・非細動誘発エネルギーは図２Ｃに示された配置の電極で供給され、その後、図２Ａに示された配置に電極が配置されるまで、リード180が心臓上で血管にさらに挿入される。この時点で、別の非除細動・非細動誘発エネルギーが供給される。派生電気信号は両方のリード配置を用いて検出される。除細動閾値エネルギーは対応する派生電気信号のうちの一つもしくは両方を用いて推定される。一つの実施例では、二つ以上のリード180の配置が用いられる。別の実施例では、リード180が血管もしくは心臓に挿入されると、派生電気信号が時折、周期的に、もしくは連続的に検出される。異なる場所の電気信号も利用でき、例えば、左心室自由壁もしくは先端領域の異なる場所で電場を評価するために、および標的部位で最小電場を見つけるために利用できる。別の実施例では、最
も強い方向に射影された電場強度を推定するために、異なる方向の派生電場が用いられる。一つの実施例では、リード180が動かされても、リード110は固定位置に維持される。

別の実施例では、リード180上の電極を用いて検出された派生電気信号を用いて、二つ以上のリード110の配置が評価される。

ここで図２Ｄを参照すると、別の実施例では、第一派生電気信号を検出するために多極リードが用いられる。図２Ｄはリード181と電極191、192、193および194を示す。一つの実施例では、電極191、192、193、194のいくつかもしくは全てを含むリードの部分は、それぞれヘビ状（serpentine）もしくはらせんといった、二次元（2-D）もしくは三次元（3-D）形状などの非線形形状を有する。一つの実施例では、電極191、192、193、194は全て、第一派生電気信号を検出するために用いられる。一つの実施例では、電極は左先端領域187および／または左外側自由壁188に配置される。一つの実施例では、二部から成るプロセスが用いられる。第一に、心臓の同じ特定部位に関連する異なる方向の電位勾配が測定される。その領域に対して代表的な電位勾配が選択される（例えば、平均勾配、もしくはより典型的には、最大勾配）。第二に、心臓の様々な領域に対して代表電位勾配が決定された後、最小電位勾配を有するその特定領域が、その後除細動閾値エネルギーを推定するために用いられる。例えば、電極は最低電場を有する心臓の領域をあらわすという仮定の下に、除細動閾値エネルギーは、最小検出電圧差を有する心臓の領域にある電極間の特定電場を提供するように選択される。

派生電気信号を検出するために用いられる電極は必ずしも同じリード上にあるわけではない。一つの実施例では、派生電気信号を検出するために、リード110の遠位末端にある電極がリード180上の電極と組み合わされる。一つの実施例では、リード110が心臓の左側周囲に伸び、ショック電極125が、遠位末端での有用な検出を可能にするために、リードの遠位末端から十分遠くに配置される。

同様に、第一非除細動・非細動誘発エネルギーを供給するために用いられる電極は、必ずしも同じリード上にあるわけではない。例えば、除細動電極はリード180もしくは181上、もしくは別の別個のリード上に配置される可能性があり、かつ、エネルギーを供給するためにリード110上の電極125もしくは130と組み合わせて用いられる可能性がある。注目すべきは、除細動電極配置が変更される時、標的部位も変化し得ることである。

リードが心臓の中、上、もしくは付近に伸びることができることもまた理解される。一つの実施例では、リード180は心臓の付近に伸び、電極185、190は心臓の標的部位の外側に配置される。リード110は電極125、130が心臓の中、上、もしくは付近に配置されるように配置されることもできる。別の実施例では、非除細動・非細動誘発エネルギーを提供するための電極125、130は皮下に移植される。一つの実施例では、派生電気信号を検出するために遠距離場の検出が用いられる。

図は、心臓の右側へのエネルギーの供給と、心臓の左側の中、上、もしくは付近の派生電気信号の検出を大まかに描写するが、本明細書に記述された方法とシステムは、他の配置で利用できることも理解される。例えば、代わりの配置では、エネルギーは心臓の左側に供給され、皮下の電極によって供給されるか、もしくは冠状静脈洞に供給されるか、もしくは心外膜電極を通して供給される。

図３は方法の実施例を概略的にあらわすフローチャートである。305では、第一エネルギーが第一内胸部位に供給される。一つの実施例では、第一エネルギーは非除細動・非細動誘発である。一つの実施例では、エネルギーは心臓の中および／または付近の場所に供給される。一つの実施例では、エネルギーは皮下の場所に供給される。一つの実施例では
、エネルギーは非刺激的である。一つの実施例では、エネルギーは患者の痛覚閾値以下、および／または患者の知覚閾値以下である。一つの実施例では、エネルギーは、心収縮の最後など、心臓周期の規定部分の間に供給される。

310では、第一派生電気信号が心臓の標的部位の中、もしくは付近の第二内胸部位で検出される。一つの実施例では、第二内胸部位は標的部位にある。一つの実施例では、エネルギーは右心室もしくは上大静脈などの心臓の右領域の中、もしくは付近の場所に供給され、第一派生電気信号は左先端領域の中、もしくは付近、および／または左自由外側壁の中、もしくは付近などの、心臓の左領域の中、もしくは付近の場所で検出される。一つの実施例では、エネルギーの供給は電流の供給を含み、派生信号の検出は二つの電極間の電圧もしくは電流密度の検出を含む。一つの実施例では、第一派生電気信号は、心臓の左側の血管系など、心臓の上もしくは中の血管系に挿入されたリードを通して検出される。一つの実施例では、リードは慢性的に移植される。一つの実施例では、第一派生電気信号は、随意に心臓の左側に配置される双極リードもしくは多極リードの電極を通して検出される。一つの実施例では、第一派生電気信号は誘導線を用いて検出され、例えば誘導線上の電極、もしくは誘導線の電極と、リード線上の電極との間の電圧差を検出することによって検出される。一つの実施例では、誘導線の遠位末端とリード上の電極との間の距離は、誘導線の近位端にある一つ以上の特徴もしくは目印を用いて推定される。一つの実施例では、誘導線の近位端にある目印の位置は記録され、誘導線の遠位末端の位置に関連付けられる。誘導線が伸展されると、誘導線の遠位末端の変位は、近位端にある目印を用いて推定される。

別の実施例では、リードは心臓の中もしくは周囲に一時的に挿入され、派生電気心臓信号を検出するために用いられる。一つの実施例では、一時マッピングカテーテル（temporary mapping catheter）が心臓の中もしくは周囲に挿入される。一つの実施例では、一時マッピングカテーテルは、心臓の中もしくは周囲の場所で派生電気信号を検出する非常に多数の電極（例えば16もしくは24の電極）を持つ。一つの実施例では、各電極は個別の導線（例えばマッピングリードは16の導線と16の電極を持つ）につながれている。別の実施例では、リードアセンブリはスイッチング性能（switching capacity）（例えばマルチプレクサー）を含み、選択された電極の選択された組み合わせを用いて派生電気信号が検出できるようになっている。一つの実施例では、除細動閾値を推定するために派生電気信号のうちの一つ以上が用いられる。

図３を参照すると、315で除細動閾値エネルギーが推定される。一つの実施例では、除細動閾値はエネルギー、電圧、電流および／または持続時間を含む。除細動閾値エネルギーは第一内胸部位に供給されると、標的電場強度を満たす、もしくは超える心臓の標的部位の電場強度を作り出す。一つの実施例では、派生信号の検出は、電極の間（もしくは三つ以上の電極間）の少なくとも一つの電圧差を検出することを含み、推定は、少なくとも一つの電圧差と電極の既知の配置から、第一電場強度を決定することを含む。一つの実施例では、推定は、除細動倍率を決定するために標的除細動電場強度を第一電場強度で除することと、除細動閾値電圧もしくは電流を決定するために第一非除細動・非細動誘発電圧もしくは電流を除細動倍率で乗することをさらに含む。一つの実施例では、除細動閾値エネルギーの推定は、三つ以上の電極から場を組み合わせることを含む。随意に、325では、除細動閾値が推定される前に、少なくとも一つの固有電気信号が第一派生電気信号から分離される。一つの実施例では、電気的ノイズを差し引くために後処理技術が用いられる。一つの実施例では、検出された派生電気信号の残りは、第一内胸部位でのエネルギーの供給に実質的に起因する。一つの実施例では、派生電気信号の残りは除細動閾値を推定するために用いられる。一つの実施例では、検出された派生電気信号から少なくとも一つの固有電気信号を分離するために、ブラインド音源分離技術（blind source separation technique）が用いられる。ブラインド音源分離技術は、2004年6月24日出願の同時係属中の
U.S. patent application no. 10/876,008、表題“Automatic Orientation Determination for ECG Measurements Using Multiple Electrodes”に記載され、参照により本明細書にその全容が組み込まれる。

再び図３を参照すると、320では、もし推定除細動閾値エネルギーが規定値もしくは値の規定変化を満たす、もしくは超える場合、通知が伝達される。一つの実施例では、例えばビープ音などの可聴音を検出することによって、通知が患者によって受け取られる。別の実施例では、例えば無線もしくは別のやり方で移植装置と通信する外部装置を用いることによって、通知が医者によって受け取られる。なおも別の実施例では、インターネットもしくは他の通信ネットワーク上の通信を介して、通知が医者によって受け取られる。一つの実施例では、もし推定除細動閾値エネルギーが所定の除細動エネルギー値を満たす、もしくは20%超える場合、通知が伝達される。330では、除細動閾値エネルギーは、例えば外部プログラマーに伝達される。335では、推定除細動閾値エネルギーの履歴が保存される。推定除細動閾値エネルギーの履歴の保存は、例えば生理学的な状態の監視を可能にする。これはリード位置の変化もしくは離脱の監視も可能にする。除細動閾値は経時変化する可能性があり、例えば心筋梗塞、心臓リモデリング、薬剤変更、肥大、姿勢変化、もしくはリード離脱のために変化し得る。340では、除細動治療は除細動閾値エネルギーを満たす、もしくは超えるように適応される。

345では、除細動閾値を満たす、もしくは超える除細動治療エネルギーが供給される。一つの実施例では、抗頻脈性不整脈治療は電極を通して供給され、この電極はそこから除細動閾値が決定されるエネルギーを供給するためにも用いられる。一つの実施例では、抗頻脈性不整脈治療は推定除細動閾値を満たす、もしくは超えるエネルギーで供給される除細動ショックを含む。一つの実施例では、頻脈性不整脈などの不整脈は検出されるか判定され、非除細動・非細動誘発エネルギーが供給され、そこから除細動閾値が決定され、その後除細動閾値を満たす、もしくは超えるエネルギーを有する抗頻脈性不整脈治療が供給される。

では次に図４に示したフローチャートを見ると、405で第一エネルギーが第一内胸部位に供給され、410で第一派生電気信号が検出され、415で第一除細動閾値が推定される。420では、第二エネルギーが第一内胸部位に供給される。425では、第二派生電気信号が検出される。

430では、除細動閾値の変化が第一派生電気信号と第二派生電気信号を用いて決定される。一つの実施例では、第一派生電気信号から決定された第一電場強度が、第二派生電気信号から決定された第二電場強度と比較される。一つの実施例では、第二電場強度と第二エネルギーの指標を用いて、第二除細動閾値エネルギーが心臓の標的部位に対して推定され、第二推定除細動閾値が第一除細動閾値と比較される。

図４に戻ると、445では、もし第二除細動閾値エネルギーが第一除細動閾値エネルギーを規定量だけ超える場合、通知が伝達される。一つの実施例では、もし第二除細動閾値が第一除細動閾値を規定時間にわたって規定量だけ超える場合、通知が伝達される。随意に、435では、少なくとも一つの他のセンサーからのデータが分析される。一つの実施例では、除細動閾値の変化を確認するために、または生理学的状態もしくは変化を特徴付けるために、他のセンサーからのデータが用いられる。一つの実施例では、そのような情報は、通知が伝達されたかどうか、または除細動治療が変更されるべきかどうかを判断するために用いられる。例えば姿勢などの要素は、除細動閾値に影響を与える可能性があり、そのような要素によって影響される除細動閾値は、必ずしも通知の伝達の正当な理由にはならない。440では、もし435で検出される生理学的変数が規定基準を満たす場合、通知が伝達されるかもしくは除細動治療が調節される。

ここで図５を参照すると、505では第一非除細動・非細動誘発エネルギーが第一内胸部位に供給される。510では、第一派生電気信号が心臓の標的部位の中もしくは付近の第二内胸部位で検出される。一つの実施例では、第一派生電気信号が一つ以上のペーシング／検出電極を用いて検出される。別の実施例では、第一派生電気信号が誘導線と血管内リードを用いて検出される。515では、第二非除細動・非細動誘発エネルギーが第一内胸部位で検出される。520では、第二派生電気信号が標的部位の中もしくは付近の第三内胸部位で検出される。一つの実施例では、第二内胸部位と第三内胸部位はリード上の電極の位置である。

一つの実施例では、第一電気信号の検出は、心臓の左側の冠状静脈に挿入されたリード上の第一部位で電気信号を検出することを含み、第二派生電気信号の検出は、心臓の左側の冠状静脈の第二部位にあるリードを通して電気信号を検出することを含む。図２Ａと図２Ｃは、例えば、冠状静脈の二つの位置にあるリードを示す。一つの実施例では、心臓の左側の冠状静脈にあるリードを通して電気信号を検出することは、リード上の電極間の少なくとも二つの電圧差を検出することを含む。一つの実施例では、例えば図２Ｄに示したように、リードは多極リードを含む。一つの実施例では、心臓の左側の冠状静脈にあるリードを通して電気信号を検出することは、例えばらせんバイアスなどの二次元経路もしくは三次元バイアスを持って伸びるリードの部分上の電極を通して電気信号を検出することを含む。一つの実施例では、3-Dバイアスを持つリードの部分上に電極を配置することで、組織との電気的接触が促進される。一つの実施例では、3-D経路をたどるリード上に電極を配置することで、例えば神経などの組織を刺激するのを避けるために、血管内の所望の接触位置に電極を配置することが可能になる。

図５を参照すると、525では、第一派生電気信号と第二派生電気信号の両方が組み合わされ、その組み合わせを用いて除細動閾値が推定される。一つの実施例では、第一派生電気信号と第二派生電気信号の平均を用いて除細動閾値が決定される。一つの実施例では、平均は加重平均である。一つの実施例では、多重測定（例えば派生電気信号の10もしくは100）を用いて除細動閾値が推定される。一つの実施例では、中央値もしくは平均からの規定標準偏差を用いて除細動閾値が推定される。一つの実施例では、空間ベクトル合成を用いて除細動閾値が推定される。ブラインド音源分離も除細動閾値を推定するために利用され得る。もう一つの方法として、530で、第一派生電気信号と第二派生電気信号の小さい方を用いて除細動閾値が決定される。一つの実施例では、電位勾配の最低値を有する領域を特定するために、心臓の中、上、もしくは付近の様々な場所で派生電気信号が検出される。最低電位勾配を用いた除細動閾値の決定によって、最低電位勾配が観察された場所が、治療エネルギーが供給される時に十分な除細動電位勾配に達することが確実となる。

ここで図６を参照すると、605では、非除細動・非細動誘発エネルギーが第一電極配置を用いて胸部に供給される。一つの実施例では、エネルギーが心臓の中、上、もしくは付近に供給される。610では、第一派生電気信号が心臓の標的部位の中もしくは付近の内胸部位で検出される。615では、第二非除細動・非細動誘発エネルギーが第二電極配置を用いて胸部に供給される。第二電極は物理的におよび／または電気的に第一電極配置とは異なる。一つの実施例では、第一エネルギーと第二エネルギーが同じ電極を用いて供給されるが、第二エネルギーの供給の間の電極の位置および／または電極の方向は、第一エネルギーの供給の間の電極の位置および／または方向とは異なる。第一エネルギーと第二エネルギーは随意に同じ大きさを持つ。620では、第二派生電気信号が内胸部位で検出される。625では、より小さい除細動閾値を生み出す電極配置が抗頻脈性不整脈治療の供給のために選択される。一つの実施例では、より低い除細動閾値の配置を選択することで、治療を供給するためにより少ないバッテリーエネルギーが用いられるので、装置の寿命が増加する。一つの実施例では、三つ以上の電極配置もしくは電極の組み合わせが比較される。
一つの実施例では、除細動閾値が第一派生電気信号と第二派生電気信号の少なくとも一つを用いて推定される。一つの実施例では、第一エネルギーと第二エネルギーは同じ大きさ（例えば同一の充電されたキャパシタ電圧もしくは同じジュール数）であり、除細動閾値はより大きな派生信号をもたらす電極配置に対して推定される。

図３、４、５および６の様々な操作を選択肢として示したが、当然のことながら様々な操作は他の操作と組み合わせて実施できる。

当然のことながら上記の記述は例示的なものであり、制限的なものではない。発明の多くの実施形態が発明の範囲から逸脱することなくなされ得るので、発明は下文に添付の請求項に属する。

例示的な心調律管理システムの一部と使用環境の一部をあらわす概略／ブロック図である。 電極と心臓の例示的な配置の説明図である。 心臓の中および／または上の電極を含む例示的なシステムと、装置上に少なくとも一つの電極を含む医療装置の説明図である。 電極のいくつかが異なる位置にある、図２Ａの電極の説明図である。 四つの電極を持つリードの説明図である。 エネルギーの供給、心臓の標的部位の中もしくは付近の派生電気信号を検出すること、および除細動閾値を推定することを含む例示的な方法をあらわすフローチャートである。 第一エネルギーと第二エネルギーを供給すること、それぞれの第一派生電気信号と第二派生電気信号を検出すること、および除細動閾値の変化を決定することを含む、例示的な方法をあらわすフローチャートである。 第一エネルギーと第二エネルギーの供給と、それぞれの第一派生電気信号と第二派生電気信号を異なる場所で検出することを含む、例示的な方法をあらわすフローチャートである。 異なる電極配置を用いてエネルギーを供給することを含む、例示的な方法をあらわすフローチャートである。 除細動電極によって作られる電場と、検出電極によって定められるベクトル上の電場ベクトルの射影の概略図である。

Claims (19)

1. 第一内胸部位で少なくとも第一電極を用いて非除細動・非細動誘発エネルギーを供給するように適応されたエネルギーモジュールと、
   除細動される心臓の標的部位の中、もしくは付近の第二内胸部位で少なくとも第二電極を用いて派生信号を検出するように適応された応答信号モジュールであって、前記標的部位は、前記心臓の前記第一内胸部位から通常離れた部位に位置して、除細動される心臓組織の大部分が、前記第一内胸部位と前記標的部位との間に位置し、前記派生信号は前記エネルギーの供給から派生し、かつ前記第二内胸部位で電場強度の指標を提供する、応答信号モジュールと、
   前記エネルギーモジュール及び前記応答信号モジュールに接続されたコントローラーであって、前記非除細動・非細動誘発エネルギー、前記派生信号、および前記心臓の標的部位における標的電場強度を用いて除細動閾値を推定するように構成されたコントローラーと
   を含むシステム。
2. 前記応答信号モジュールが、前記第二電極と、前記心臓の左側の中もしくは上の位置で、前記第二電極から既知もしくは推定された距離にある第三電極との間の電圧を検出するように構成された、請求項１のシステム。
3. 前記第二電極と第三電極とが、前記心臓の左先端領域もしくは左心室自由外側壁の中もしくは上に移植されるように構成されている、請求項２のシステム。
4. 前記心臓の左側の冠状血管に配置可能なリードをさらに含み、前記応答信号モジュールは、複数の派生信号を冠状血管の複数部位で検出するように適応され、かつ前記コントローラーが、前記応答信号モジュールによって検出される複数の前記派生信号を用いて除細動閾値を推定するように構成された、請求項１のシステム。
5. 検出された派生信号と事前に検出された派生信号を比較して、除細動閾値の変化、生理学的変化、姿勢変化、もしくはリード離脱の指標となる前記派生信号の変化のうちの少なくとも一つを検出するように前記コントローラーが構成された、請求項１のシステム。
6. 推定除細動閾値と事前に推定された除細動閾値を比較して、前記除細動閾値の変化を検出するように前記コントローラーが構成された、請求項１のシステム。
7. 変化した除細動閾値が検出された場合、通知を伝達するように前記コントローラーが構成された、請求項６のシステム。
8. 増加した除細動閾値が検出された場合、抗頻脈性不整脈治療のエネルギーレベルを増加させるように前記コントローラーが構成された、請求項６のシステム。
9. 前記コントローラーは、電極配置を変更し、少なくとも第二電極配置に対して第二除細動閾値を推定し、少なくとも二つの電極配置に対する推定除細動閾値を比較し、前記推定除細動閾値を用いて除細動電極配置を選択するように構成される、請求項１のシステム。
10. 内因性心信号検出回路をさらに含み、前記コントローラーが前記内因性心信号検出回路に接続され、かつ、心臓周期の特定の部分で前記非除細動・非細動誘発エネルギーを供給するように構成された、請求項１のシステム。
11. 呼吸検出回路をさらに含み、前記コントローラーが前記呼吸検出回路に接続され、かつ呼吸周期の特定の部分で前記非除細動・非細動誘発エネルギーを供給するように構成された、請求項１のシステム。
12. 内因性心信号検出回路をさらに含み、前記コントローラーが前記内因性心信号検出回路に接続され、かつ心臓周期もしくは呼吸周期の特定の部分で前記派生信号を検出するように構成された、請求項１のシステム。
13. 前記第一内胸部位が前記心臓の右側の中もしくは付近であり、かつ前記第二内胸部位が前記心臓の左側の中もしくは付近である、請求項１のシステム。
14. 第一非除細動・非細動誘発エネルギーを第一除細動配置を用いて胸部に供給し、
    前記標的部位の第一電場強度の指標を提供する第一派生信号を、心臓の前記標的部位の中もしくは付近の内胸部位で検出し、
    第二非除細動・非細動誘発エネルギーを第二除細動配置を用いて前記胸部に供給し、
    前記第二除細動配置を用いた前記第二非除細動・非細動誘発エネルギーの供給の間、前記心臓の前記標的部位の第二電場強度の指標を提供する第二派生信号を、前記内胸部位で検出し、
    少なくとも一つの標的電場強度と、前記第一および第二派生信号のうちの少なくとも一つを用いて、少なくとも一つの除細動閾値を推定するように構成される、請求項１のシステム。
15. 第一非除細動・非細動誘発エネルギーを第一除細動配置を用いて胸部に供給することが、前記エネルギーを複数の電極を通して供給することを含み、
    第二非除細動・非細動誘発エネルギーを第二除細動配置を用いて前記胸部に供給することが、前記複数の電極の配置を変更して、前記エネルギーを前記複数の電極を通して供給することを含む、請求項１４のシステム。
16. 前記複数の電極の配置を変更することが、少なくとも一つの電極の位置を変更することを含む、請求項１５のシステム。
17. 前記複数の電極の配置を変更することが、少なくとも一つの電極を少なくとも一つの他の電極に電気的に接続することを含む、請求項１５のシステム。
18. 第一非除細動・非細動誘発エネルギーを供給することが、少なくとも一つの電極を用いて、エネルギー、電圧、もしくは電流を供給することを含み、
    第二非除細動・非細動誘発エネルギーを供給することが、前記少なくとも一つの電極を用いて、異なるエネルギー、電圧、もしくは電流を供給することを含む、請求項１４のシステム。
19. 第一非除細動・非細動誘発エネルギーを供給することが、前記第一非除細動・非細動誘発エネルギーを第一電極配置を用いて供給することを含み、
    第二非除細動・非細動誘発エネルギーを供給することが、前記第二非除細動・非細動誘発エネルギーを第二電極配置を用いて供給することを含み、
    抗頻脈性不整脈治療を行うために、より小さい除細動閾値を生み出す電極配置を選択する少なくとも一つの除細動閾値を推定することを含む、
    請求項１４のシステム。

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