JP5027797B2 - 心臓再同期化のための多重電極ペーシングの自動最適化 - Google Patents

Description

（関連出願の引用）
本願は、３５Ｕ．Ｓ．Ｃ．§１１９（ｅ）に基づいて、米国仮特許出願第６０／６６７，５７５号（２００５年３月３１日出願）、米国仮特許出願第６０／６６７，５２９号（２００５年３月３１日出願）米国仮特許出願第６０／６８４，７５１号（２００５年５月２５日出願）米国仮特許出願第６０／６９５，５７７号（２００５年６月２９日出願）の出願日の優先権を主張する。上記出願の開示は、本願明細書において参考により援用される。

（背景）
（発明の分野）
本発明は生体組織における電気信号の監視と管理に関する。特に、本発明は心臓再同期療法のための多電極ペースメーカーを自動的に最適化するための方法とシステムに関する。

（関連技術）
心臓再同期療法（ＣＲＴ）は、うっ血性心不全に苦しむ患者のための重要で新しい医学的介入である。うっ血性心不全においては、身体の生理的欲求を満たすために血液を供給するような機械ポンプとして、心臓が十分に機能できなくなることにより症状が進行する。うっ血性心不全は、心機能の緩やかな低下によって典型的に特徴付けられ、最終的に死をもたらす重篤な悪化が時々起こる。米国において５００万を超す患者がこの疾患に苦しんでいると推定されている。

心臓再同期ペーシングの目的は、心室中隔と左心室自由壁がほぼ同時に収縮するように誘導することである。再同期療法は、心臓による最小の総エネルギー消費量で効率的に最大心拍出量を産生できる収縮時間シーケンスを提供しようとする。一般的には、最適なタイミングは左心室における圧力波形の一次時間導関数である、ｄＰ／ｄｔなどの血行動態パラメータを参照にして計算されてもよい。ｄＰ／ｄｔパラメータは、左室収縮能についての十分に立証されたプロキシである。

最近の実施例では、体外式超音波測定がｄＰ／ｄｔパラメータを計算するために使用される。体外式超音波は壁運動を直接観察するために使用される。臨床医は左心室自由壁に対する中隔の変位の経時変化を評価するために、組織ドプライメージング（ＴＤＩ）として知られている特性を提供する、組織ドプラ法で超音波システムを使用する。ＴＤＩまたは同様の手法を用いる超音波評価は患者のＣＲＴへの適応を確定するための重要な手段となりうる。

現在のところ報告されているＣＲＴは、半数から３分の２の再同期化装置を埋め込まれた患者において効果的である。およそ３分の１のこれらの患者において、ニューヨーク心臓協会（ＮＹＨＡ）心機能分類に基づいて測定したところ、ＣＲＴは患者の症状において２度の改善提供している。他の３分の１においては、循環器症状における１度の改善が達成できる。残りの３分の１では、改善が見られないか、またはごく一部の少数において心仕事量の悪化さえ認められた。この３分の１の患者グループは、無効例とされる。さらに、少数グループに認められた好ましくない結果を鑑みると、ＮＹＨＡ１度の有効例はわずかなまたは部分的な改善のみを経験する可能性がある。

同期療法は、最適であるために心臓壁部分における最大遅延ポイントに狙いを定め、中隔などのより早く収縮している心臓の部位と収縮を同期させるためにそのタイミングを早める。ＣＲＴ装置のための最新の設置技術は、ほぼ経験的なものである。医師は通常、文献によってもっとも効果的と説明される部位にあると思われる静脈にカニューレを挿入する。その後医師は、ペーシング装置を配置し、刺激を実施することができる。横隔膜ペーシングなどの外部心刺激の不足が確認されている。最新の利用可能な技術は、心臓再同期プロセスを最適化するための十分な時間または手段をほとんど提供しない。

一般に、ＣＲＴ最適化は、様々なリード位置と様々な心室内伝導遅延（ＩＶＤ）設定にて心臓壁運動を評価する、超音波検査術者によって行われる困難な手作業の方法を介して行われなければならない。ＩＶＤは、異なる場所、例えば右心室と左心室に送られるペーシング拍動のタイミング間の差である。ペースメーカーは、両心房と心室、または両心室に送られる刺激間の遅延である、房室伝導遅延を変化させることができる。これらのタイミング設定は左心室でのペースメーカー電極の場所と共に重要である。

内部センサーを介して心臓の動きを評価しようとするいくつかの研究努力が過去に行われてきた。特許文献１「Ｏｒｉｅｎｔａｔｉｏｎ ｏｆ Ｐａｔｉｅｎｔ’ｓ Ｐｏｓｉｔｉｏｎ Ｓｅｎｓｏｒ Ｕｓｉｎｇ Ｅｘｔｅｒｎａｌ Ｆｉｅｌｄ」（Ｋｒｏｌｌら、２００１年８月２４日申請）は、患者の垂直加速度を示すための位置加速度計を開示する。特許文献２「Ｍｕｌｔｉ−Ａｘｉａｌ Ａｃｃｅｌｅｒｏｍｅｔｅｒ−Ｂａｓｅｄ Ｓｅｎｓｏｒ ｆｏｒ ａｎ Ｉｍｐｌａｎｔａｂｌｅ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｄｅｖｉｃｅ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ ｏｆ Ｍｅａｓｕｒｉｎｇ Ｍｏｔｉｏｎ Ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔｓ Ｔｈｅｒｅ ｆｒｏｍ」（Ｍｏｕｃｈａｗａｒら、１９９５年２月１７日申請）は加速度計を用いる心臓壁運動検出器開示する。特許文献３「Ｓｙｓｔｅｍ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ Ｍｅａｓｕｒｉｎｇ Ｃａｒｄｉａｃ Ａｃｔｉｖｉｔｙ」（Ｐａｒｋら、１９９７年１０月１７日申請）は、心拍感応型ペーシングのための加速度計の使用を開示する。特許文献４「Ｉｍｐｌａｎｔａｂｌｅ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｄｅｖｉｃｅ Ｈａｖｉｎｇ ａｎ Ａｃｃｅｌｅｒｏｍｅｔｅｒ」（Ｎｉｌｓｓｏｎ、１９９７年９月１９日申請）は速度制御を提供する容器内加速度計を開示する。

ペースメーカーリードにセンサーを内蔵するのに加え、ペーシング場所の選択において柔軟性を提供するために、ペースメーカーリードは多重ペーシング電極を取り付けることができる。特許文献５「Ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ Ａｃｔｉｖａｔｉｏｎ ｏｆ Ｅｌｅｃｔｒｏｄｅｓ ｗｉｔｈｉｎ ａｎ Ｉｍｐｌａｎｔａｂｌｅ Ｌｅａｄ」（Ｓｃｈａｌｌｈｏｒｎら、２０００年３月２日）は、活性化された電極の近傍の組織を電気的に興奮させるための、含有される電極の選択的活性化を可能にするために採用される移植可能な多電極リードを開示する。Ｓｃｈａｌｌｈｏｒｎシステムは各電極につきコントローラを、そしてこれらのコントローラにアナログ励起パルス設定コマンドを送るための別個のコンダクタを必要とする。その結果として、これらのコントローラ回路とコンダクタはＳｃｈａｌｌｈｏｒｎシステムを巨大に、そして多くのサイズ感受性の応用に不適当なものにしてしまう。特許文献６「Ｂｕｓ Ｓｙｓｔｅｍ ｆｏｒ Ｉｎｔｅｒｃｏｎｎｅｃｔｉｎｇ ａｎ Ｉｍｐｌａｎｔａｂｌｅ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｄｅｖｉｃｅ ｗｉｔｈ ａ Ｐｌｕｒａｌｉｔｙ ｏｆ Ｓｅｎｓｏｒｓ」（Ｒｅｎｇｅｒ、１９９５年１月２７日）は生理的センサーをペースメーカーに接続するための２コンダクターバス型システムを開示する。２コンダクターバスはセンサーに入力電圧を提供し、センサーの出力信号は２本のワイヤー上で修飾される。

可能な設定の数は利用可能な電極の数とともに幾何学的に増加するため、多電極リードの柔軟性と共に最適な電極とタイミング設定の選択における困難がついてくる。最近では、ＴＤＩは同期不全を正確に特徴づけるための一般的な技術である。ＴＤＩは心臓周期を通じて心筋運動を測定し、同期不全の存在を示唆する左心室の複数の領域におけるピーク組織運動間のタイミングの差を定量化できる。ＴＤＩはまた、通常は、弁膜機能、心拍出量、またはまれに同期性指数を測定する目的で、体外式超音波検査を介して心臓壁位置を決定するために使用できる。しかし、ＴＤＩは複雑な手作業の手技で、それゆえに時間がかかり大きな労働力を要する。現在のところ、実質上自動、またはリアルタイム機械可読原理において、最適なＣＲＴ設定を決定するための臨床的に有用な技術はない。
米国特許第６，６２５，４９３号明細書 米国特許第６，００２，９６３号明細書 米国特許第５，９９１，６６１号明細書 米国特許第６，０４４，２９９号明細書 米国特許第６，４７３，６５３号明細書 米国特許第５，５９３，４３０号明細書

故に、心臓再同期化のための多電極ペースメーカーの自動最適化の方法に対するニーズが高まっている。

（概要）
本発明の一つの実施形態は、多電極ペースメーカーリードを用いるＣＲＴ手技を自動的に最適化するためのシステムを提供する。操作中、このシステムは、患者に挿入される一つ以上のペースメーカーリード上の一つ以上のサテライトを選択するために、第一の反復を行う。一つのペースメーカーリードは複数のペースメーカーサテライトを含み、一つのペースメーカーサテライトは個別にアドレス指定が可能で、かつ電気信号の通信または検出が可能な複数の電極を含む。次にシステムは、選択されたサテライト上の一つ以上の電極を選択するための第二の反復を行う。システムはさらに、一つ以上の選択された電極を介して送信されるペーシング信号のための一つ以上のタイミング設定を選択するために、第三の反復を行う。

本発明のさらなる実施形態は、複数のペースメーカーサテライトに適応する心臓ペースメーカーリードを設定するためのグラフィカルユーザインターフェース（ＧＵＩ）を提供する。ＧＵＩは、各ペースメーカーサテライト上の複数の電極の状態を示す、ペースメーカーリードの図を提供する。ＧＵＩはまた、ペースメーカーリードへ送信されるものである、ペーシング信号の極性、速度、振幅、およびパルス幅をユーザーが設定できるようにする、選択領域も提供する。

本発明は、心臓再同期療法（ＣＲＴ）からの結果の改善において、重要な臨床的応用を持つ。ｄＰ／ｄｔパラメータは、左室収縮能に対する十分に裏付けされたプロキシである。本発明を使用することで、ｄＰ／ｄｔパラメータによって求められるように約５〜５０％、より厳密には約１０〜２０％の間、最も厳密には約１５％のＣＲＴの最適化が可能になる。同様の改善もまた、有効例の主張、心拍出量、および同期性指数の基準における変更を用いて認められる。

（詳細な説明）
以下の説明は、全ての当業者が本発明を作成し使用できるようにするために提示され、特定の応用の文脈とその必要条件において提供される。開示される実施形態に対する様々な修正は、当業者には容易に理解できるものであり、本書で定義される一般原則は本発明の精神と範囲から逸脱することなしに他の実施形態や応用に適用されてもよい。従って、本発明は示される実施形態に限定されることを意図するものではないが、本書で開示される原則と特徴に一致する最大の範囲に合致するものである。

この詳細な説明において説明される操作を実行するためのデータ構造とプログラムは通常、機械可読記憶媒体に保存されるが、これはコンピュータシステムによる使用のためにコードおよび／またはデータを保存できる全てのデバイスまたは媒体であってもよい。これには、特定用途ＩＣ（ＡＳＩＣ）、フィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）、半導体メモリ、ならびにディスクドライブ、磁気テープ、ＣＤ（コンパクトディスク）、およびＤＶＤ（デジタル多用途ディスクまたはデジタルビデオディスク）などの磁気および光学記憶媒体が含まれるがこれに限定されない。

本発明の実施形態は、心臓ペーシングのため、ならびにリードに内蔵されるセンサーからの信号を検出するための多電極ペースメーカーリードの設定を自動的に最適化するシステムを提供する。一つの実施形態によると、一つのペースメーカーリードは、多数の「サテライト」と呼ばれる多数の電極をさらに含むペースメーカー回路素子を含む。各サテライトとその中の電極は、低出力制御チップを介して個々にアドレス指定され制御されることができる。サテライトは、ペーシング制御システムにつながれるが、これはペースメーカーの容器または外部コントロールシステムであってもよい。そのような多電極ペースメーカーリードの一つの実施形態は、本発明者達の幾人かによって、先行する出願書類において説明される。

多電極ペースメーカーリードは、それぞれが複数の電極を含む多数のサテライトを含むことができる。従って双極または単極（例えば、ペースメーカーの容器が信号回帰として使用されている場合）ペーシング信号を送信するのに、多数の組み合わせが可能である。さらに、心拍間の遅延はおよそ一秒であり、心臓の同期性はおよそミリ秒で測定されるため、２つの場所に送られる２つのペーシング信号間の最適なタイミング遅延を特定することは、数百あるいは数千もの試験データポイントを含むことになる。可能なタイミング設定の数は、可能なサテライト／電極の組み合わせで乗じた場合、最適化のコストを非常に高いものにする。例えば、八つのサテライトを有するリードを少なくとも一つ持つ両心室ペースメーカーシステムおいて、各サテライトが四つの電極を持つ場合、様々なサテライト／電極／タイミングの組み合わせを持つ数十億もの設定に臨床医は直面することになる。全ての設定を手作業でスキャンするためにＴＤＩを用いるのは不可能である。自動最適化処理がなければ、臨床医は少数の設定を用いた実験しかできない。そのような経験的手法は、最適に確実または効率的ではない。

本発明の実施形態は、階層反復を実行することにより有効なサテライトと電極の組み合わせを即時に特定できるシステムを提供する。このシステムは次に、各電極の組み合わせのための最適化されたタイミング設定を見つけるために指令サーチを用いる。システムは続いて、最適な同期性のピークを検出し、対応するサテライト／電極とタイミング設定を医師に提供する。もし特定された設定が許容不可能な場合、システムはリードの配置の変更が必要かもしれないということをさらに示すことができる
（多電極ペースメーカーリード）
図１は、本発明の実施形態に従って、多電極ペースメーカーリードに内蔵される多数のペースメーカーサテライトの場所を図示する。ペーシングおよび信号検出システム１０１は、心臓外伝達と制御要素を総合システムに提供する。いくつかの実施形態では、ペーシングおよび信号検出システム１０１は、例えば外部または体外部位に存在するペースメーカーの容器であってもよい。

右室リード１０２はペーシングおよび信号検出システム１０１から現れ、ペーシングおよび信号検出システム１０１から皮下部位そして患者の体内へ（例えば、好ましくは鎖骨下静脈アクセスで）、そして上大静脈を介して右心房内へと走行する。右心房からは、右室リード１０２は、右心室の壁に沿う場所へ三尖弁を介して通り抜ける。右室リード１０２の先端部は、好ましくは心室中隔に沿って位置し、右室心尖部での固定をもって終端とする。右室リード１０２は、場所１０３と１０４に位置するサテライトを含む。心室リード１０２におけるサテライトの数は制限されておらず、図１に示されるサテライトの数より多くても少なくてもよい。

同様に、左室リード１０５はペーシングおよび信号検出システム１０１から現れ、右室リード１０２と実質的に同じ経路をたどる（例えば、鎖骨下静脈アクセスと上大静脈を介して右心房へ）。右心房内では、左室リード１０５は心臓後壁付近の冠静脈洞を介して、冠静脈洞に流れる心静脈へ進む。左室リード１０５は、両心室ペーシングにとって有利な位置である可能性が高い、左心室の壁に沿って横方向に提供される。図１は、左室リード１０５に沿う場所１０６と１０７に位置するサテライトを示す。

右室リード１０２は、右心室内に任意に圧力センサー１０８を提供されてもよい。信号多重化処理は、リードがそのような能動素子（例えば、圧力センサー１０８）をペーシングと信号収集の目的のために含むことを可能にする（例えば、右室リード１０２）。ペーシングおよび信号検出システム１０１は、場所１０３、１０４、１０６、および１０７のサテライトのそれぞれと伝達する。心臓の脱分極信号を検出するために、サテライトによって制御される電極もまた使用されてもよい。さらに、加速度計、ひずみゲージ、角度計、および温度センサーなどの他の種類のセンサーがリードのうちどれに含まれてもよい。

図２は、本発明の実施形態に従って、多数のペースメーカーサテライトの典型的な外観図を図示する。一つの実施形態によると、一つのペースメーカーリード２００（例えば、図１の右室リード１０２または左室リード１０５）は、多数の（例えば八つ）サテライト、例えばサテライト２０２に連結される２つのバスワイヤーＳ１およびＳ２を収容する。図２はまた、拡大図を用いてサテライト２０２を示す。サテライト２０２は、サテライト２０２の円筒形の外壁に四分の一円状に位置する、電極２１２、２１４、２１６、および２１８を含む。各サテライトはまた、四つの電極のうちどれがバスワイヤーＳ１またはＳ２と接続されるべきか決定する設定信号を受信するために、ペーシングおよび信号検出システムと伝達する制御チップを含む。

電極によって収集される設定信号、続発するペーシングパルス信号、およびアナログ信号は全て、バスワイヤーＳ１およびＳ２を介して、いずれかの方向に伝達されることができる。デジタルおよびアナログ信号の両方がバスワイヤーＳ１およびＳ２を介して伝達されることができるため、サテライト内にデジタル／アナログまたはアナログ／デジタル変換器が提供される必要はない。左右対称の配置で示されているが、電極２１２、２１４、２１６、および２１８は、これらの電極のなかの静電結合を最小化するために、リード２００に沿って角度を持ってもよい。電極の四分の一円状の配置は、好ましい方向、例えば神経から離れるように、またはペーシング電流を受けるように設定される電極に面するように設置される電極を通ってペーシング電流を流せるようにする。そのような的確なペーシングは、低出力ペーシングとペーシング信号によって引き起こされる組織障害の最小化を可能にする。

（階層反復性最適化）
多電極リードはペーシングの目的に多数の電極の組み合わせを提供することができるため、迅速に効率的な組み合わせを特定することは非常に有利である。理論上、システムは、総当り方式で可能性のある全ての電極の組み合わせとタイミング設定を自動的に試すことができるが、時間がかかる。本発明の実施形態は、最適化プロセスを迅速化するために三段階の階層反復を用いる。そのようなプロセスを用いて、心臓応答を効率的に生成できないサテライトと電極の組み合わせを、システムは迅速に除外できる。

本出願書において、「有効な」は心筋を捕捉する電極サテライト群を意味し、分割された電極の場合には、さらに横隔神経捕捉を避けるものを意味する。また、本出願書において、「設定する」は、オン・オフまたは極性選択である、提供されたタイミングと電極の選択を意味する。

システムは有効なサテライトの組み合わせ、有効な電極の組み合わせ、およびタイミング設定を特定することを目的とするため、一つの手法は３つの対応するレベルにおいて試験的ペーシングを実施するものである。すなわち、システムはまず、全ての可能なサテライトの組み合わせを試して有効な一つを特定する。有効であるペーシング捕捉が発生し、分割された電極選択レベルでは、横隔神経捕捉は発生しない。次に、有効なサテライトの組み合わせに基づいて、システムは可能性のある全ての電極の組み合わせをさらに試し、有効なものを特定する。最後に、システムは全ての可能性のあるタイミング設定を試し、最適なものを特定する。この階層反復プロセスはまた、可能な設定の特定の、あるいは限定された範囲を用いて行われる。例えば、医師はシステムが試すあるサテライト、電極、またはタイミング設定を指定することができる。一般に、この階層反復プロセスは、全体的または局所的な最適化を行うために使用できる。

図３は、本発明の実施形態に従って、階層反復を用いる自動最適化処理を図示する上位フロー図を示す。操作中、システムはまず有効なサテライトの組み合わせ（ステップ３０２）を特定する。システムは次に、ステップ３０２で特定された有効なサテライト上の電極の中から、有効な電極の組み合わせを特定する（ステップ３０４）。次に、システムはステップ３０４で特定された有効な電極を用いる許容可能なタイミング設定を特定する（ステップ３０６）。システムは続いて、最適なサテライト／電極／タイミング設定を医師に提供する（ステップ３０８）。

第一の反復の間、システムは全てのサテライトの組み合わせを試す。一つの実施形態では、サテライトを介してペーシングを行う時に、システムはそのサテライト上の全ての電極を使用する。反復を行うとき、システムは連続的にサテライトのペアを選択し、双極ペーシングのために一つのサテライトが信号発信源として用いられ、もう一つが信号受信側として用いられる。システムはまた、反復に単極ペーシングを含むことができる。単極ペーシングにおいて、ペースメーカーの容器は信号発信源（または受信側）として用いられ、一つのサテライトは信号受信側（または発信源）として用いられる。単極ペースメーカーは、双極ペーシングの特別な例として見なされ、容器は一つの電極のみを持つサテライトとして機能する。一つの実施形態では、システムは_ｎ＋１Ｐ_２反復を行い、ここの場合Ｐが転置操作を意味し、ｎがサテライト総数を意味し、（ｎ＋１）がペースメーカーの容器が単極ペーシングのためのサテライトとして考えられていることを示す。さらなる実施形態では、２つ以上のサテライトが信号発信源または信号受信側として用いられることができる。

各反復の間、システムは一対のサテライトを介してパルスを送信する。もしパルスが収縮などの心臓応答をもたらす場合、一対のサテライトは有効な組み合わせとしてとして考えられ、保存される。そうでなければ、システムは次の未試験のサテライトの組み合わせを用いて実験を継続する。有効なサテライトの組み合わせの存在は、リードの配置に依存するかもしれない。もしシステムが有効なサテライトの組み合わせをどれも特定しない場合は、システムはリードの配置の変更を示すことができる。

図４は、本発明の一つの実施形態に従って、有効なサテライトの組み合わせを特定するプロセスの典型的な実行例を図３のステップ３０２と併せて図示するフロー図を示す。操作中、システムはまず信号発信源サテライト（ステップ４０２）と信号受信側サテライト（ステップ４０４）を設定する。システムは次に設定されたサテライトを介してペーシングパルスを提供し（ステップ４０６）、パルスが心臓応答をもたらすかどうかを決定する（ステップ４０８）。

もし応答がある場合、システムはサテライトの組み合わせを有効な組み合わせとして保存する（ステップ４１０）。そうでない場合は、全ての信号受信側サテライトが最新の信号発信源サテライトとの組み合わせにおいて試験されたかどうかを決定するためにシステムは進行する（ステップ４１２）。もしされていない場合、システテムは次の未試験のサテライトを信号受信側サテライトとして選択し（ステップ４１４）、この次のサテライトを設定する（ステップ４０４）。もし全ての信号受信側サテライトが試験されていた場合には、システムは全ての信号発信源サテライトが試験されたかどうかをさらに決定する（ステップ４１６）。もしされていない場合、システムは次の未試験のサテライトを信号発信源サテライトとして選択し（ステップ４１８）、この次のサテライトを設定する（ステップ４０２）。そうでない場合は、システムは有効なサテライトの組み合わせを選択する目的で、現行の反復を終了する。

有効なサテライトの組み合わせを特定した後、全ての有効なサテライト上の電極から有効な電極の組み合わせを選択するために、システムは第二の反復を行う。従って、心臓応答を生成しないサテライトの組み合わせを除外することで、システムは関連する電極の組み合わせも除外する。この除外は第二の反復の検索空間を著しく減少させる。

図５は、本発明の実施形態に従って、有効な電極の組み合わせを特定するプロセスの典型的な実行例を図３のステップ３０４と併せて図示するフロー図を示す。操作中、システムはまず有効なサテライトの組み合わせを選択する（ステップ５０１）。システムは次に有効な信号発信源サテライト上の信号発信源電極（ステップ５０２）と有効な信号受信側サテライト上の信号受信側電極を設定する（ステップ５０４）。システムは続いて設定された電極を介してペーシングパルスを提供し（ステップ５０６）、パルスが心臓応答をもたらすかどうかを決定する（ステップ５０８）。

発明者達の幾人かの臨床試験は、一つまたは二つの電極を四分の一円状に用いるペーシングが捕捉閾値電圧を低下させ、電極のインピーダンスを増加させることを示している。この効果は、四つすべての円の四分の一が環状の方式で用いられる場合と対照的である。捕捉閾値の低下は、約２０％から最大で７５％、より厳密には約３０％〜６０％、最も厳密には約５０％である。インピーダンスの増加は、１００％の範囲にある（１対４電極）。

Ｐ＝ｉ＊ｉ＊Ｒであり、Ｖを下げ、電流を減少させることを考えると、この組み合わせはペーシング機能で消費される電力において強力な効果を持つ。Ｒの増加は、電流を低下させる。最適化は一つまたは二つの四分の一円状の最適な電極を発見することに焦点を当てている。リスクは、移植後数週間でリードが定着するまでに、最適な電極が変動するかもしれないことである。

もし応答がある場合、システムは有効な組み合わせとして電極の組み合わせを保存する（ステップ５１０）。そうでない場合は、システムは信号受信側サテライト上の全ての電極が現行の信号発信源電極との組み合わせにおいて試験されたかどうかを決定するために進行する（ステップ５１２）。もしされていない場合、システムは信号受信側サテライト上の次の未試験の電極を信号受信側電極として選択し（ステップ５１４）、この次の電極を設定する（ステップ５０４）。もし全ての信号受信側電極が試験されていた場合には、システムは信号発信源サテライト上の全ての電極が試験されたかどうかをさらに決定する（ステップ５１６）。もしされていない場合、システムは信号発信源サテライト上の次の未試験の電極を信号発信源電極として選択し（ステップ５１８）、次の未試験の電極を設定する（ステップ５０２）。そうでない場合は、システムは全ての有効なサテライトの組み合わせが試験されたかどうか決定する（ステップ５２０）。もしされていない場合は、システムは次の有効なサテライトの組み合わせを選択するために進行する（ステップ５０１）。そうでない場合は、システムは有効な電極の組み合わせを選択する目的で、現行の反復を終了する。

有効なサテライトと電極の組み合わせを特定した後、システムは次に最適なタイミング設定を特定するために第三の反復に入る。目標は、心臓が最適な同期性を得られるように、２つのペーシング信号間または一つのペーシング信号と特定の場所の収縮の間の時間的遅延であってもよいタイミング設定を発見することである。２つの連続する心拍の間の時間はおよそ１秒であるのに対し、同期性はわずか数ミリ秒の時間的差異で敏感であるため、数百ものまたは千を超えさえする試験データポイントが存在する。例としては、約１００〜１０，０００の試験データポイント、より厳密には約５００〜１，０００試験データポイント、最も厳密には約７００の試験データポイントが存在しうる。最適な同期性を持つタイミング設定を発見するための一つの手法は、例えば、１ミリ秒などの固定ステップ長であらゆる可能なタイミング設定を試すことによって、総当りで網羅的な検索を行うことである。しかしこの手法は非常に時間がかかり、臨床的には実用的でないかもしれない。

本発明の一つの実施形態は、最適な同期性を生成するタイミング設定を検索する目的で二巡の反復を用いる。一巡目の反復では、システムは全ての有効な電極の組み合わせを通じてスキャンし、各電極の組み合わせについて、システムは粗粒度のステップ長を用いて様々なタイミング設定を試し、測定された対応する同期性を記録する。ここでの「電極の組み合わせ」という語は、信号発信源として設定される第一の有効な電極と信号受信側として設定される第二の有効な電極を意味し、故に様々な有効なサテライトの組み合わせを含む。同期性対遅延プロット図に基づいて、システムは与えられた一連の基準を用いる最適な同期性の値の広域ピークを特定する。二巡目の反復では、システムはこれらの広域ピークに焦点を当てて再びスキャンし、細粒度のステップ長を用いて様々なタイミング設定を試す。システムはその結果迅速かつ正確に利用可能で最適な同期性をもたらすタイミング設定特定することができる。

この二段反復プロセスは、顕微鏡下で目標物を発見するプロセスになぞらえることができる。観察者はまず試料をスキャンするために低倍率の対物レンズを使用し、目標が存在するおおよその部位を見つける。使用者は次に目標部位を視野の中心に配置し、高倍率の対物レンズに変更する。焦点を調節し、試料の位置を微調整することにより、使用者は迅速に目標物の明瞭な像を得ることができる。本システムでは、粗粒度のステップ長を用いる一巡目の反復は、低倍率の対物レンズを用いた目標部位の決定に似ており、細粒度のステップ長を用いた二巡目の反復は、高倍率の対物レンズを用いた焦点合わせと微調整に似ている。

粗粒度のステップ長と細粒度のステップ長間の比率は、初期値にセットされるか、臨床医が決定してもよい。一つの実施形態では粗粒度のステップ長は細粒度のステップ長のほぼ約５〜１０倍である。さらなる実施形態では粗粒度のステップ長は約５〜１０ミリ秒である。最も広くは、このステップ長は約４〜４０ミリ秒の間にあり、より厳密には約１０〜３０ミリ秒、最も厳密には約１５ミリ秒である。対照的に、細粒度のステップ長は約０．０５と４．００ミリ秒の間にあり、より厳密には約０．１０と２．００ミリ秒の間、最も厳密には約１ミリ秒である。他のステップ長比や値も可能である。

図６は、本発明の実施形態に従って、許容可能なタイミング設定を特定するプロセスの典型的な実行例を図３のステップ３０６と併せて図示するフロー図を示す。操作中、粗粒度のステップ長を用いて全ての有効な電極の組み合わせについてシステムは様々なタイミング設定で一巡目の同期性の反復性測定を行う（ステップ６０２）。システムは続いて同期性に対する広域ピークを特定する（ステップ６０４）。

次に、システムは細粒度のステップ長を用いて広域ピーク付近に集められた様々なタイミング設定で二巡目の同期性の反復性測定を行う（ステップ６０６）。システムは次に最も望ましいタイミング設定と対応する電極の組み合わせを特定する（ステップ６０８）。システムは続いて最適なタイミング設定を用いる最適な電極の組み合わせを介してパルスを提供し（ステップ６１０）、同期性を測定する（ステップ６１２）。システムは、測定された同期性を保存して臨床医に対して表示する（ステップ６１４）。

図７は、本発明の実施形態に従って、粗粒度のステップ長を用いて様々なタイミング設定で反復測定を行うプロセスの典型的な実行例を図６のステップ６０２と併せて図示するフロー図を示す。システムは有効な電極の組み合わせを選択し（ステップ７０２）、初期ペーシング遅延を選択する（ステップ７０４）。システムは次に、選択されたペーシング遅延に従って選択された電極を介してペーシングパルスを提供する（ステップ７０６）。次に、システムは同期性を測定し（ステップ７０８）、測定された同期性を保存し表示する（ステップ７１０）。

システムは続いて、全てのペーシング遅延が試験されたかどうかを決定する（ステップ７１２）。されていない場合は、システムは粗粒度のステップ長によってペーシング遅延を増加させ（７１４）、新たなペーシング遅延を用いる別のペーシングパルスを提供する（ステップ７０６）。もし全てのペーシング遅延が試験されていた場合は、システムは全ての有効な電極の組み合わせが試験されたかどうかをさらに決定する（ステップ７１６）。されていない場合は、システムは次の有効な電極の組み合わせを選択し（ステップ７０２）、反復を再度行う。そうでない場合、システムは終了する。

一巡目の反復の後、システムは同期性の広域ピークを特定する。一つの実施形態では、システムは同期性対ペーシング遅延をあらゆる有効な電極の組み合わせに対して描画し、結果として多数の二次元プロット図を作成する。各プロット図について、システムはまず最高の同期性指数をもつデータポイントであるピークを特定できる。システムは次に、例えば１００データポイントなど多数の近接するデータポイントを含むために、両側のピークについてピークを拡張する。これらのデータポイントは続いて最も高い同期性を見つけるために使用される、対応する広域ピークである幅を定義する。一つの実施形態では、同じまたはより高い同期性を持つデータポイントに直接近接するデータポイントが除外されるのは、そのようなデータポイントが同じ広域ピークの一部であるためである。システムは残りのデータポイントについてパスをさらにトレースできる。もし２つのデータポイント間のパスの導関数が信号変換を示さない場合は、同じ広域ピークの一部であることから、次にデータポイントが特定される。

さらなる実施形態では、各広域ピークの幅がピークポイントの同期性値の割合にて設定されてもよい、既定のカットオフ同期性値によって決定される。例えば、カットオフ値は約２０％と９０％の間にあり、より厳密には３５％と６６％の間、最も厳密にはピーク同期性値の約５０％である。

またさらなる実施形態では、まずカットオフ閾値にて各ピークの高さをピークの幅で乗じ、次に対応する積を比較することにより、システムは２つの特定されたピークを比較する。この積は断面積を意味することができる。最も大きい断面積または閾値を越える断面積を持つピークが広域ピークとして特定される。

システムはまた、様々なタイミングと電極設定を持つ同期性を示す、同期性マップを視覚的に表示できる。次に臨床医は同期性ピークを視覚的に特定できる。一つの実施形態では、臨床医はコンピュータのモニター上に表示されるピークを、マウス、トラックボール、タッチスクリーン、またはジョイスティックを用いて選択する。

図８は、本発明の実施形態に従って、細粒度のステップ長を用いて様々なタイミング設定で反復測定を行うプロセスの典型的な実行例を図６のステップ６０６と併せて図示するフロー図を示す。システムはまず、同期性広域ピークを選択し（ステップ８０２）、細粒度のステップ長によってピークに対応する値からペーシング遅延を増加させる（ステップ８０４）。システムは次に同期性を測定、保存、ならびに表示する（ステップ８０６）。システムは、ピークに対応する値より高い全てのペーシング遅延値が試験されたかどうかをさらに決定する（ステップ８０８）。もしされていない場合、システムは細粒度のステップ長によってペーシング遅延を増加させ（ステップ８０９）、新たな同期性の測定を継続する（ステップ８０６）。

もしピーク値に対応する値より高い全てのペーシング遅延値が試験されていた場合、システムは次に、細粒度のステップ長を用いてピークに対応する値からペーシング遅延を減少させる（ステップ８１０）。システムは同期性を測定、保存、ならびに表示し（ステップ８１２）、ピークに対応する値より低い全てのペーシング遅延値が試験されたかどうかを決定する（ステップ８１４）。もしされていない場合、システムは細粒度のステップ長によってペーシング遅延の減少を継続し（ステップ８１５）、新たな同期性を測定する（ステップ８１２）。

もしピークに対応する値より低い全てのペーシング遅延値が試験されていた場合は、システムはすべての広域ピークが試験されたかどうかをさらに決定する（ステップ８１６）。もしされていない場合、システムは次の広域ピークの選択を継続し、反復プロセスを繰り返す（ステップ８０２）。そうでない場合、システムは終了する。

（スクリプト記述を用いる自動最適化）
典型的には、システムは多電極ペースメーカーリードを制御するために様々なハードウェアとミドルウェアモジュールを使用する。自動最適化処理を行うために、これらのモジュールは、応答データが同時に収集される間、与えられたシーケンスにおいて異なるパラメータを用いて稼動される。そのようなシステムを実行するための一つの可能性のある手法は、システムにおいて使用される特定のハードウェアのために作られる、カスタム化された組み込みソフトを開発することである。しかしそのようなシステムは費用がかかり柔軟性に欠けたりするが、これは制御ソフトウエアが基礎をなすハードウェアとミドルウェアに密接に接続され、簡単に変更できないためである。

本発明の一つの実施形態はハードウェアとミドルウェアを制御するためにスクリプト言語を使用する。スクリプト言語は通常、他のプログラミング言語に比べて、覚えたり使ったりするのが簡単で、準拠している必要がない。機械が即時に指示を実行できるように、スクリプト言語は実行時間にあるコンピュータによって翻訳される。スクリプト言語を使用すると、本システムがハードウェアを稼動する基礎をなすミドルウェアを高位論理制御から分離できるようになる。例えば、システムは多電極リードを設定し様々なタイミング設定を持つペーシングパルスを提供する第一ミドルウェアモジュールと、センサー応答信号を収集する第二モジュールを含むことができる。システムは次に、前述した階層反復を行うために、これらのミドルウェアモジュールを制御するスクリプトプログラムを用いて自動最適化処理を行うことができる。

スクリプト言語を用いることは多くの利点がある。スクリプト記述は論理プログラミングを、基礎をなすハードウェアとミドルウェアから効果的に分離する。そのような分離は本システムをモジュール化し、各ハードウェアまたはミドルウェアモジュールが２つ以上のアプリケーションに使用されるのを可能にする。スクリプト記述はまた広範な柔軟性を提供し、ユーザーが最適化のためのパラメータを容易に再設定できるようにする。図形スクリプト記述ツールを用いて、図形オブジェクトを操作し（例えばドラッグやドロップ）、数字またはアルファベットの値を入力することにより、特定のスクリプト記述を作成できる。そのようなツールはコード化コンピュータプログラムに馴染みがない臨床医にとって特に有用である。例えば、臨床医は特定の電極／タイミング設定のセットを用いて実験を行うために前述の階層反復を含むかもしれない、あるいは含まないかもしれない、特別な試験シーケンスを作成するために図形スクリプト記述ツールを使用できる。図形スクリプト記述ツールは、試験シーケンスを行うために対応するスクリプト記述を生成できる。

スクリプト言語を用いる別の利点は、高い柔軟性でユーザーが試験データを保存や読み込めることである。スクリプト記述はシステムがデータを保存するフォーマットを指定できる。システムはまた、特定の時期に特定の患者について得られた、以前に保存されたデータをユーザーが読み込めるようにする。さらにスクリプト記述は、収集されたデータにおいて様々な操作を行えるように追加的な複合データ処理ツールを管理できる。

一つの実施形態では、本システムはＮａｔｉｏｎａｌ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ Ｉｎｃ．（Ａｕｓｔｉｎ，Ｔｅｘａｓ）製のＬａｂＶＩＥＷ−共通ハードウェアに基づく設定およびドライバモジュールとデータ収集モジュールを含む。

（同期性の測定）
本発明の実施形態は、同期性情報を測定、表示するための多数の方法を提供する。本書で説明する同期性の表示の様々な方法は、臨床医が同期性をリアルタイムかつ直観的な様式で観察できるようにする。さらに臨床医の入力は、例えば広域ピークの選択などにおいて最適化プロセスを支援することができる。

通常は、同期性はペーシング信号に応える２つのセンサー信号の間のタイミングの差として測定される。図９は、本発明の一つの実施形態に従って、右心室ペーシング信号と左心室ペーシング信号に応えてブタの心臓で測定される心電図（ＥＣＧ）信号を図示する。ペーシング信号は左心室信号９０２と右心室信号９０６を含み、両方とも負パルスを提供する。右心室パルス９０８の後に左心室パルス９０４が続き、さらにＥＣＧ信号９１２のピーク９１０が続く。パルス９０４と９０８の間のタイミングの差は特定のタイミング設定を構成する。システムは同期性をパルス−タイミングの差の関数として測定する。

同期性の測定は通常、２つの異なる場所での心収縮を示す、２つのセンサー信号の対応する特性点の間のタイミングの差の測定を含む。本発明の実施形態は、システムが同期性の測定についてセンサー信号の絶対値のかわりに相対値を使用できるようにする。相対値は未較正のセンサーからの信号に基づく。センサーのサイズ、場所、および信号のドリフトは較正を非常に困難にすることがあるため、システムは結果として、時間と費用がかかるこれらのセンサーの較正を避けることができる。さらに、相対かつ無次元の値を用いることで変換または標準化に必要とされる処理が減る。結果として、同期性の測定の応答時間が短縮でき、これは最適化プロセスも迅速化する。さらなる実施形態では、システムは同期性を測定する前にセンサー信号を標準化または重み付けしてもよい。

さらに、信号のドリフトが著しくピークの位置を変えることはないため、本発明の実施形態はフィルタを用いることなしに信号のドリフトを許容することができる。とはいえ、ドリフトを除去するために任意の低周波フィルタが用いられてもよい。例えば、心臓は約１Ｈｚの周波数で拍動する。従って測定されたセンサー信号もまた約１Ｈｚの周波数を持つ。典型的なドリフトはおおよそ０．１から０．２Ｈｚである。高域フィルタは約０．０５から０．２Ｈｚのカットオフ周波数を持ってもよく、より厳密には０．１０と０．１５Ｈｚの間、最も厳密には約０．１Ｈｚがドリフトを除去するために使用されてもよい。

図１０、本発明の実施形態に従って、それらの対応する相対値を用いる、２つの心臓信号の間のタイミングの差の測定を図示する。左心室内のひずみゲージは信号１００２を生成し、右心室内の第二のセンサーは信号１００４を生成する。比較のために選択された特性点は２つの信号の最大スキューレートポイントである。スキューレートは、信号の変化（または傾き）の速度である。信号の最大スキューレートポイントは最大の速度にて信号が変化する場所である。

システムは２つの信号の最大スキューレートポイント間のタイミングの差Δｔを測定することにより同期性を決定する。一つの実施形態では、システムはΔｔの絶対値に基づいて同期性指数を算定する。より優れた同期性はより小さいΔｔの絶対値で得られる。システムは測定された同期性を、２つの閾値であるｘとｙに基づいて３つのグループ、すなわち「良好」、「可」、および「不良」にさらに分類できる。もしΔｔ＜ｘの場合、結果として同期性は「良好」として指定される。もしｘ＜Δｔ＜ｙの場合、同期性は「可」として指定される。もしΔｔ＞ｙの場合、同期性は「不良」として指定される。

さらなる実施形態では、システムはΔｔと標的時間遅延Δｔ_Ｔの間の差の絶対値である、｜Δｔ_Ｔ−Δｔ｜を算定できる。最適な同期性は差の最小絶対値に一致する。好ましい実施形態では、標的時間遅延は０である。

さらなる本発明の実施形態は、センサー信号を補正するため、またノイズやひずみによる干渉を除外するために時間平均操作を用いることができる。システムは、信号の変化の瞬間速度に基づいて信号を平均化するために、時間窓を自動的に設定できる。もし変化の瞬間速度が速く、信号の傾きのサインが頻繁に変化する場合、信号は強力なノイズと干渉を経験するかもしれず、システムはより大きい平均化時間窓を使用することができる。システムはまた、ユーザーが平均化時間窓を指定できるようにできる。信号に対して平均化する実行時間は同期性のリアルタイム測定を除外するが、そうすることで測定をより正確にできる。

さらなる実施形態では、システムは２つのセンサー信号の間の相互相関をコンピュータで計算する。相互相関をコンピュータで計算することで、同期性を測定するために、ただ一つのポイントの代わりに信号全体を使用することができるようになる。そうすることは、調波に起因するかもしれないノイズ、干渉、またはひずみに起因するエラーを減少する助けとなる。例えば、システムは左心室信号１００２と右心室信号１００４に基づいて相互相関関数をコンピュータで計算できる。２つの標本化（時間離散）信号の相互相関は

のようにコンピュータで計算され、ここでｘとｙはそれぞれ２つの信号の振幅であり、-１≦ｒ≦１は相互相関係数である。相互相関係数ｒ＝１の場合、２つの信号の間には完全な正の相関が存在する。すなわち、信号は一致していて、最適な同期性が得られる。ｒ＝−１の場合、信号の間には完全な負の相関が存在し、信号は完全に不一致である。ｒの値は完全な同期性と完全な負の同期性の間の相関がある次数を示す。ｒ＝０の場合、信号は相関しないと考えられる。

一つの実施形態では、同期性の質を決定するために、システムは閾値であるｘとｙを適用する。もしｒ≧ｘの場合、結果として同期性は「良好」として指定される。もしｘ＞ｒ≧ｙの場合、同期性は「可」として指定される。もしｙ＞ｒの場合、同期性は「不良」として指定される。さらなる実施形態では、閾値は、両側の０と境界をなす範囲にある結果を「良好」として、その範囲のいずれかの側に近接する値を「可」として、ならびに範囲のいずれの側からもさらに離れている値を「不良」として指定しても良い。

システムが相対的、または無次元の値を使用できるようにするため、異なる種類のセンサーからの信号を、同期性を測定するために使用できる。例えば、図１０に示される２つの信号はそれぞれ、ひずみゲージおよび加速度計からであってもよい。一般に、心収縮を示す機能を持つセンサーは全て、同期性の測定に用いることができる。そのようなセンサーには、角度計、ひずみゲージ、圧力センサー、電極電位センサー、体積流量センサー、圧電型センサー、および加速度計が含まれるがこれに限定されない。さらに、センサーはリードに含まれる信号チップ上に組み込まれても良い。

（同期性の表示）
本発明の実施形態は、臨床医が応答信号を観察して最適化プロセスを手助けできるように、同期性情報を表示または示すために多数の方法を用いる。

図１１は、本発明の実施形態に従う、２つのペーシングパルスの間の同期性指数対タイミング遅延とペースメーカー電極の場所の三次元プロット図の典型的な図である。表示のＸ軸は、二つのうち一つが左心室に、もう一つが右心室に送信される、２つのペーシング信号の間のタイミング遅延を示す。この実施例においてペースメーカー電極のうち一つが固定され、もう一つの場所は多電極リード上の異なる電極を選択することによって変わる。Ｙ軸は変化する電極の場所を示す。Ｚ軸は同期性指数を示し、これは両心室に配置される２つのセンサーからの信号の間の相互相関係数であってもよい。表示は２つの三次元ピーク１１０２と１１０４を図示する。ピーク１１０２はピーク１１０４より低い。システムは、ピーク１１０２が低すぎるまたは狭すぎるため、ピーク１１０４を広域ピークとして選択してもよい。

図１２は、本発明の実施形態に従う、２つのペーシングパルスの間の同期性指数対タイミング遅延の二次元プロット図の典型的な図である。Ｘ軸は、二つのうち一つが左心室に、もう一つが右心室に送信される２つのペーシング信号の間のタイミング遅延を示す。Ｙ軸は同期性指数を示す。この二次元表示が、与えられた電極の組み合わせを用いて様々なタイミング設定での異なる同期性指数値を描画するだけであることに留意されたい。そのような二次元表示は、図１１に図示されたような三次元表示の可能な断面図のうちの一つと考えられても良い。二次元表示は、２つのピーク１２０２と１２０４を図示する。ピーク１２０４はピーク１２０２より低い。システムピーク１２０４が低すぎるまたは狭すぎるため、ピーク１２０２を広域ピークとして選択してもよい
図１３は、本発明の実施形態に従う、同期性指数の直線表示の典型的な図である。この表示は、縦棒に沿って表示１３０８の位置を変えることにより、対応する２つの信号のポイントの間のタイミング遅延を示す。縦棒は、１３０２、１３０４、および１３０６の３つの領域を含む。領域１３０６は０と６０ミリ秒の間のタイミング遅延用、領域１３０４は６０と１２０ミリ秒の間の遅延用、ならびに領域１３０２は１２０ミリ秒より長い遅延用である。例えば６０ミリ秒と１２０ミリ秒などの数値域は単に図示の目的のためのものである。他の範囲もまた使用できる。一つの実施形態では、領域１３０２、１３０４、および１３０６は色分けできる。例えば、領域１２０６は「良好」な同期性を示すために緑、領域１３０４は「可」の同期性を示すために黄色、そして領域１３０２は「不良」な同期性を示すために赤であってもよい。表示矢印１３０８はリアルタイムで動かして現行で測定されている値を示すことができる。読み取り値１３１０はタイミング遅延の数値を示す。

図１４は、本発明の実施形態に従う、同期性を示す目的の２つのひずみセンサー信号のＸ−Ｙトレースの典型的な図である。図１４の上半分は、２つのセンサー信号のリアルタイムＸ−Ｙプロット図である。Ｘ軸は左心室で測定されたひずみを示し、Ｙ軸は右心室で測定されたひずみを示す。もし左心室の収縮が右心室の収縮と完全に同期する場合、両信号の最小と最大はおおよそ同じ時間に到達されるため、結果として現れるトレースは右上方向に角度を持つ直線１４０４とほぼ同じになる。もし２つの信号がある程度まで同期しない場合、結果として現れるトレースは、例えばトレース１４０２などのようにより円または楕円状になる。もし２つの信号が完全に同期せず１８０度の位相差を示す場合、結果として現れるトレースは左上方向に角度を持つ直線とほぼ同じになる（ここでは図示せず）。

一般的には、測定された信号はノイズとひずみを含むことができ、結果として現れるトレースは直線と楕円形の間のどこかに存在するように思われる。トレースが右上方向の直線に近似すればするほど、同期性はより優れる。表示は量的処理なしに、リアルタイムの直観的な同期性の画像表示を臨床医に提供する。そのような同期性の質的提示はセンサー信号の絶対値または較正値の使用を必要としない。システムはトレースを生成するために２つのひずみセンサーの相対値および無次元値を使用する。さらに、システムは、同期性を示すためにただ一つのポイントの代わりに全体の信号を使用し、これは信号中のノイズによって生じるエラーを減らすのを助ける。

Ｘ−Ｙリアルタイムトレース表示はまた、２つの較正信号、または較正信号対未較正信号を表示できる。図１４の下半分は較正左心室圧力信号と、未較正、相対右心室ひずみ信号のＸ−Ｙトレースを示す。もし左心室の収縮が右心室の収縮と完全に同期する場合、結果として現れるトレースは、右上方向に角度を持つ直線１４０８とほぼ同じになる。もし２つの信号が同期しない場合、結果として現れるトレースは、例えばトレース１４０６のように、より円または楕円状になる。この実施例では、圧力測定は絶対、較正、かつ次元であるが（ｍｍＨｇ）、ひずみ測定は相対かつ無次元である。

図１５〜１７はブタの心臓内で測定された各種センサー信号を用いる実際のリアルタイムＸ−Ｙトレースを図示する。図１５は左心室圧対左心室横歪のトレース、図１６は左心室圧対右心室自由壁歪のトレース、そして図１７は左心室圧対右心室中隔歪のトレースである。

図１８は、本発明の実施形態に従う、同期性を示すための２つのセンサー信号のレーダースキャン様表示の典型的な図である。この表示は、各心拍周期に対して１回転する走査アーム１８０８を提供する。表示は、２つの直交軸１８０２と１８０４の交点である基点を含む。走査アーム１８０８は基点の周囲を回転する。走査アーム１８０８がリアルタイムで通過する間、基点からの半径距離によって信号振幅が示される。瞬間の信号振幅は対応する半径距離で走査アーム１８０８に沿ってトレースされる。ユーザーがより容易に信号の振幅を把握できるように振幅ガイド１８０６が提供される。

走査アーム１８０８は複数の信号を同時にトレースできる。図１８の典型的な表示は第一の信号からの第一のトレース形態１８１０と第二の信号からの第二のトレース形態１８１２を示す。形態１８１０と形態１８１２は重複して、影で示される重複領域１８１４を形成する。領域１８１４のエリアは２つの信号が同期して動く程度を示す。一つの実施形態では、トレース形態１８１０および１８１２はそれぞれ色分けされ、重複領域１８１４は観察しやすくするためにハイライトされる。さらなる実施形態では、トレースされている信号は正確な比較のためまず標準化される。しかし、より少ない処理が必要とされるように、標準化は任意であってもよい。

図１９は、本発明の実施形態に従う、同期性を示すための複数のセンサー信号のグラフィックイコライザ様表示の典型的な図である。横軸１９１０は基準時間を表すが、これは一つの実施形態ではＱＲＳ群の開始時間であってもよい。ＱＲＳ群はＥＣＧにおける主要偏位であり、心室の脱分極を表す。イコライザ様表示は四つのチャンネル表示器１９０２、１９０４、１９０６、および１９０８を含む。各チャンネルはセンサー信号を表す。例えば、各チャンネルは四つのひずみセンサーのうち一つからの信号を表すことができる。さらに、第一のチャンネルはひずみセンサー信号を、第二チャンネルは圧力センサー信号を、第三のチャンネルは体積流量計信号を、第四のチャンネルは加速度計信号を表すことができる。これらのチャンネル表示は、一般に消費者音響機器に認められるグラフィックイコライザ表示に類似しており、観察者に対して表示を直観的にする。

チャンネル表示の底辺は、チャンネル表示によって表される信号内の第一の特徴的な事象に対応する。そのような第一の特徴的な事象の例は、信号の最大値である。一つの実施形態では、第一の特徴的な事象はＱＲＳ群の始まりとほぼ同じ時間に発生する。各チャンネル表示の上面は、信号内の第二の特徴的な事象を表す。そのような第二の特徴的な事象の例は信号の最小値である。心臓が良好に同期する場合、異なるセンサー信号を表す異なるチャンネル表示は、互いに実質的に同じ高さになる。図１９に表される四つの信号は、これらの表示の底辺はＱＲＳ群の始まりに近くなく、それらの上面は互いに同じ高さでないため、良好に同期していない。対照的に、図２０に示される四つの信号は、四つのチャンネル表示が実質的に互いに同じ高さであるため良好な同期性を示す。

グラフィックイコライザ様表示はまた音響機器と連携して作動できる。 音響機器は同期性の程度を示すために発信音を使用し、ここでより高い周波数の発信音はより優れた同期性を示す。さらなる実施形態では、音響機器は同期性の程度を示すために、各チャンネルに対して拍動音を作成できる。

（電気機械的遅延（ＥＭＤ）の測定）
本発明の実施形態は、心臓の同期性を評価するためにＥＣＧ信号とセンサー信号の間の電気機械的遅延（ＥＭＤ）を測定する。一般に、電気的活動の開始と応答する機械的事象の開始の間には有限の時間が存在する。この時間がＥＭＤとされる。ＥＭＤは心臓内の同期性の程度を示すために使用できる。

図２１は、実施形態に従って、同期性を測定するための、本発明の電気機械的遅延（ＥＭＤ）の測定を図示する。この実施例では、図１に示すセンサー１０７などの左心室末端ひずみセンサーは信号２１０２を生成する。図１に示す第三ひずみセンサー１０６などの、左心室内の二番目に近位のひずみセンサーは第二の信号２１０４を生成する。両信号２１０２と２１０４は未較正である。ＥＭＤはＥＣＧ信号２１０６の特性点とセンサー信号のうちの一つの特性点の間の時間遅延と定義される。この場合、ＥＣＧ信号２１０６の特性点は、ＱＲＳ群の始まりである。信号の特性点は周期的な信号のピークである。２つの特性点の間の時間差Δｔは信号にとってのＥＭＤである。

システムはセンサー信号のピーク時間からＱＲＳ 群の開始時間を減じることによりＥＭＤを測定できる。システムはさらに同期性の質を決定するために閾値を適用できる。例えば、システムは閾値ｘとｙのセットを使用してもよい。Δｔ＜ｘについては、同期性は「良好」に、ｘ＜Δｔ＜ｙでは同期性は「可」に、ｙ＜Δｔは同期性は「不良」と指定される。

図２２は、本発明の実施形態に従って、同期性を測定するための、ブタの心臓からの未較正のひずみゲージ信号に基づくＥＭＤの測定を図示する。

（グラフィカルユーザインターフェース）
図２３は、本発明の実施形態に従って、多電極ペースメーカーリードを設定するため、ならびに測定された信号を表示するための典型的なグラフィカルユーザインターフェース（ＧＵＩ）を図示する。電極を設定するため、複数電極リード２３５４から送信されるペーシング信号を調節するために、このＧＵＩを使用できる。ユーザーは、キーボード、マウス、またはタッチスクリーンを用いて、このＧＵＩを介してペーシング制御システムを操作できる。このＧＵＩはまた、最適化されるべき異なる同期不全および性能指数をユーザーが選択し観察できるようにする。

同期不全指数は、心室内および心室間同期不全指数を含むことができる。心室内同期不全指数はさらに、ＥＣＧ信号のＱＲＳ群の開始と収縮開始の始まりの間の時間間隔である、Ｐｒｏｔｅｕｓ Ｔｉｍｅ ｔｏ Ｓｙｓｔｏｌｉｃ Ｃｏｎｔｒａｃｔｉｏｎ（ＰＴｓ）指数を含むことができる。通常は、低いＰＴｓ値は良好な同期性を示す。典型的な４３ミリ秒という値を示す、数値表示２３２８がこの時間間隔のために提供される。心室内同期不全指数は、図１に示されるリード１０５と１０２を用いて測定することができる、中隔に対する左心室の収縮の時間を表示できる。システムはこの測定を求めるために、ひずみゲージを含む各種センサーを使用できる。

第二の心室内同期不全指数はＰｒｏｔｅｕｓ Ｔｉｍｅ ｔｏ Ｓｙｓｔｏｌｉｃ ｃｏｎｔｒａｃｔｉｏｎ Ｓｔａｎｄａｒｄ（ＰＴｓ−ＳＤ）である。多数の場所のＰＴｓ指数を測定した後、システムはこれらの測定の標準偏差を、同期不全に対する指数としてコンピュータで計算できる。低いＰＴｓ−ＳＤ値は良好な同期性を示す。ＧＵＩはまた、この指数の数値を示す数値表示２３１８を提供する。

ＧＵＩは、右心室の広範囲表示器と左心室の広範囲表示器（ＲＶ−ＬＶ）の間のタイミング遅延を提示する心室間同期不全指数をさらに提供する。ＧＵＩはその数値を示すために数値表示２３２０を提供する。全体表示器は圧力センサーまたは他の種類のセンサーからの信号であってもよい。

ＧＵＩはまた性能指数を提供する。第一の性能指数は血液組織比である。血液組織比を測定するために、システムは一つが低周波でもう一方が高周波の２つの電場を提供できる。血液と組織は電場の周波数に応じて異なるインピーダンスを持つため、システムは２つのポイントの間の血液と組織の相対量を決定できる。心臓が収縮する時、血液が排出され、血液の量は減少し組織は密になる。結果的に、血液対組織比は減少する。ＧＵＩは血液対組織比の数値を示すために数値表示２３２２を提供する。

第二性能指数は収縮末期容量である。一つの実施形態では、リアルタイムでおおよその収縮期容量を測定する目的で、システムは電場を生成し検出すために電極を使用する。数値表示２３２４が収縮期容量の数値を提供する。

ＧＵＩはまたＥＣＧ指数を提供する。数値表示２３２６はＱＲＳ幅の数値を示す。

図示した実施例では、ＧＵＩ上に示される全ての指数について、指数値が低いほど、心臓の性能は優れている。従って目標はこれらの指数を最小化することである。

ＧＵＩは多電極リード２３５４の三次元図を提供する。この実施例では、 リード２３５４は八つのサテライトを含み、第一のサテライト上のＥ１、Ｅ２、Ｅ３、およびＥ４など、各サテライトは四つの電極を含む。他の数のサテライトと電極もまた可能である。ＧＵＩは「ＧＯ」と表示される自動最適化ボタン２３２７をさらに提供する。ＧＯボタン１７４８が選択されると、システムは全ての四つの電極を持つ各サテライトを介して、ペーシングを行う。各サテライトを介して送信されるパルスは心臓ペーシングにとって十分に高い電圧を提供する。

基準測定（ペーシングなし）と各サテライトが拍動するときのための、選択された同期不全と性能指数を表示するために、ＧＵＩは棒グラフを使用する。一つの実施形態では、棒グラフはそれらの対応するサテライトと一致する。基準測定を表示する一番左の棒グラフでは、第一の棒２３２８がＰＴｓ値を、第二の棒２３３０がＰＴｓ−ＳＤ値を、第三の棒２３３２が血液組織比を示す。同様に、ペーシング信号がサテライト１適用される場合のインデックスを測定するための第二のグラフでは、第一の棒２３３４がＰＴｓ値、第二の棒２３３６がＰＴｓ−ＳＤ値、第三の棒２３３８が血液組織比を示す。棒グラフは全ての八つのサテライトについて生成される。この実施例では、サテライト３が最小の選択されたインデックスを示し、これは最小の同期不全を示し、従って最適なペーシング場所である。

サテライト３のペーシング中に、医師は横隔膜捕捉の存在に気付くかもしれない。そのような場合、医師は横隔膜捕捉表示２３５２を選択してもよい。それに応じて、システムは心臓をペーシングし続ける間に、横隔神経補足を引き起こさない一つの電極または電極の組み合わせを見つけるために、サテライト３上の全ての電極または電極の組み合わせをひと巡りする。例えば、サテライト３上の四つの電極は、ペーシングのための八つの周方向を定める少なくとも八つの組み合わせを提供できる。これらの八つの電極の組み合わせは、隣接する電極と組み合わされた個々の電極であってもよく、これらは電極ペアの間の方向にあるフィールドを得るために使用できる。

ＧＵＩは各種選択された信号のための表示もまた提供する。例えば、第一のグラフ２３０４が基準測定のために提供され、第二のグラフ２３１４はサテライト３に対応する測定のために提供される。グラフ２３０４では、第一のプロット２３１２は 隔壁運動を、第二のプロット２３１２は左心室壁運動を、第三のプロット２３０８は右心室圧を、第四のプロット２３０６はＥＣＧを示す。プルダウンメニュー２３０２は他のサテライトからの同期不全を表示するため、また他の指数の表示を可能にするため、グラフを変更するために提供される。

図２４は、本発明の実施形態に従って、多電極ペースメーカーリードを設定するための別の典型的なＧＵＩを図示する。このＧＵＩは多電極ペースメーカーリード２４０２の二次元図を提供する。リード２４０２上にまた図示されるのは、各サテライト上にＥ１〜Ｅ４と記される、サテライトと四つの電極である。

ユーザーは、特定の電極を、その電極をクリックすることで選択できる。一つの実施形態では、電極の状態は各クリックとともに変化する。例えば、１回クリックすると、電極は陰極に接続され、２回だと電極は陽極に接続され、３回だと電極は接続されない。電極の状態は、その色により示され、色凡例２４１２が色と接続状態の相互関係を示す。

ＧＵＩはペーシングのパラメータを設定するための四つの選択領域もまた提供する。第一の選択領域２４０４はユーザーがペーシング信号の極性を指定できるようにする。第二の選択領域２４０６はユーザーがペーシング速度（ｂｐｍ）を指定できるようにする。第三の選択領域２４０８はユーザーがペーシング信号の振幅を指定できるようにする。第四の選択領域２４１０はユーザーがペーシング信号のパルス幅を指定できるようにする。

切り替えボタン２４１４は、クリックするとユーザーによって行われた電極の選択に基づいてペースメーカーリードの接続状態を変更する。ペーシングボタン２４１６は、クリックするとユーザーによって提供されたパラメータに基づいてペーシングを開始する。消去ボタン２４１８は、クリックするとペーシングを中断し接続状態をリセットする。

ＧＵＩは心内電位図（ｉＥＧＭ）を表示するための領域２０２０をまた提供する。さらに、ＧＵＩはクリックした時ペーシングシステムのある種のパラメータ、例えば蓄電池電圧、リードインピーダンス、およびリード温度などを測定する、測定ボタン２０２２を提供する。ＧＵＩによってまた提供されるのは、「スクリプトファイル実行」ボタン２０２４である。このボタンをクリックすると、システムはユーザーがスクリプトファイルを指定できるようにし、それに基づいてスクリプトファイルにおいて与えられるパラメータを用いて一連のペーシングと試験をシステムが自動的に実行する。

本発明の実施形態はまた、電子断層撮影応用において異なる電極を介して検出される電気信号を表示するためのＧＵＩを提供する。電子断層撮影応用では、電場が心臓に適用される。このフィールドは、例えば、一つのリード上の２つの電極または外部ソースによって提供されることができる。リード上の他の電極は次にフィールドによって誘起される信号を検出でき、信号の振幅は検出電極の場所によって決まる。従って、電極上の誘起された信号は電極の場所と運動を示す。

図２５は、本発明の実施形態に従う、電子断層撮影測定の様々な電場に応えて様々な電極から収集される原データを示す表示の典型的な図である。図２５に示されるようなＧＵＩは様々な場所に設置される電極によって検出されるフィールド誘起性の信号の原データを表示する。表示はまた異なるフィールドによって誘起される異なる信号を含む。

図２６は、本発明の実施形態に従う、電子断層撮影測定の様々な電場に応えて様々な電極から収集されるデータの比較を示す表示の典型的な図である。表示はまた、ＥＫＧやｉＥＧＭなどの比較のために同時に表示されるべき異なる信号をユーザーが選択できるようにする。

図２７は、本発明の実施形態に従って、ペーシングシステム、ペースメーカーリード、ペースメーカー電極の間の接続性を確認するための典型的なＧＵＩを図示する。ＧＵＩはペースメーカーリードをペーシング制御システム、この実施例では外部コンピュータに接続するワイヤーやケーブルの図を提供する。ＧＵＩはまた、クリックすると図示される接続性をチェックするためのコマンドを出す「接続確認」ボタン２７０２を提供する。もし接続が失敗したようであれば、ＧＵＩは警告を出すことができる。一つの実施形態では、この警告は失敗したワイヤーまたはケーブルの色の変化によって表される。

図２８は、本発明の実施形態に従って、保存された心臓ペーシングと患者の測定データへのログインと読み込みのための典型的なＧＵＩを図示する。医師は患者の識別子を指定でき、データが保存されたときには時間と日付も指定できる。さらなる実施形態では、ログインＧＵＩはまた、高いセキュリティのためにパスワード領域を提供できる。

本発明の実施形態は様々なシステムで使用することができる。そのようなシステムは様々な種類のセンサーを含んでも良い。そのようなセンサーとシステムは、本発明者の幾人かによって様々な出願書類において記述されてきた。これらの出願書類はまた、本発明者の幾人かによって先に開発された、それとともに本発明が用いられても良い多重化システムを記述する。これらの出願書類には、Ｕ．Ｓ． Ｐａｔｅｎｔ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｎｏ．１０／７３４４９０（発行２００４０１９３０２１）「Ｍｅｔｈｏｄ Ａｎｄ Ｓｙｓｔｅｍ Ｆｏｒ Ｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇ Ａｎｄ Ｔｒｅａｔｉｎｇ Ｈｅｍｏｄｙｎａｍｉｃ Ｐａｒａｍｅｔｅｒｓ」、Ｕ．Ｓ．Ｐａｔｅｎｔ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｎｏ．１１／２１９，３０５（発行２００６００５８５８８）「Ｍｅｔｈｏｄｓ Ａｎｄ Ａｐｐａｒａｔｕｓ Ｆｏｒ Ｔｉｓｓｕｅ Ａｃｔｉｖａｔｉｏｎ Ａｎｄ Ｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇ」、Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｎｏ．ＰＣＴ／ＵＳ２００５／０４６８１５「Ｉｍｐｌａｎｔａｂｌｅ Ａｄｄｒｅｓｓａｂｌｅ Ｓｅｇｍｅｎｔｅｄ Ｅｌｅｃｔｒｏｄｅｓ」、Ｕ．Ｓ．Ｐａｔｅｎｔ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｎｏ．１１／３２４，１９６「Ｉｍｐｌａｎｔａｂｌｅ Ａｃｃｅｌｅｒｏｍｅｔｅｒ−Ｂａｓｅｄ Ｃａｒｄｉａｃ Ｗａｌｌ Ｐｏｓｉｔｉｏｎ Ｄｅｔｅｃｔｏｒ」、Ｕ．Ｓ．Ｐａｔｅｎｔ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｎｏ．１０／７６４，４２９「Ｍｅｔｈｏｄ ａｎｄ Ａｐｐａｒａｔｕｓ ｆｏｒ Ｅｎｈａｎｃｉｎｇ Ｃａｒｄｉａｃ Ｐａｃｉｎｇ」、Ｕ．Ｓ． Ｐａｔｅｎｔ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｎｏ．１０／７６４，１２７「Ｍｅｔｈｏｄｓ ａｎｄ Ｓｙｓｔｅｍｓ ｆｏｒ Ｍｅａｓｕｒｉｎｇ Ｃａｒｄｉａｃ Ｐａｒａｍｅｔｅｒｓ」、Ｕ．Ｓ．Ｐａｔｅｎｔ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｎｏ．１０／７６４，１２５「Ｍｅｔｈｏｄ ａｎｄ Ｓｙｓｔｅｍ ｆｏｒ Ｒｅｍｏｔｅ Ｈｅｍｏｄｙｎａｍｉｃ Ｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇ」、Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｎｏ．ＰＣＴ／ＵＳ２００５／０４６８１５「Ｉｍｐｌａｎｔａｂｌｅ Ｈｅｒｍｅｔｉｃａｌｌｙ Ｓｅａｌｅｄ Ｓｔｒｕｃｔｕｒｅｓ」、Ｕ．Ｓ．Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｎｏ．１１／３６８，２５９「Ｆｉｂｅｒｏｐｔｉｃ Ｔｉｓｓｕｅ Ｍｏｔｉｏｎ Ｓｅｎｓｏｒ」、Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｎｏ．ＰＣＴ／ＵＳ２００４／０４１４３０「Ｉｍｐｌａｎｔａｂｌｅ Ｐｒｅｓｓｕｒｅ Ｓｅｎｓｏｒｓ」、Ｕ．Ｓ．Ｐａｔｅｎｔ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｎｏ．１１／２４９，１５２「Ｉｍｐｌａｎｔａｂｌｅ Ｄｏｐｐｌｅｒ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ Ｓｙｓｔｅｍ」、および優先権主張、Ｕ．Ｓ．Ｐｒｏｖｉｓｉｏｎａｌ Ｐａｔｅｎｔ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｎｏ．６０／６１７，６１８、Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｓｅｒｉａｌ Ｎｏ．ＰＣＴ／ＵＳＵＳ０５／３９５３５「Ｃａｒｄｉａｃ Ｍｏｔｉｏｎ Ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｚａｔｉｏｎ ｂｙ Ｓｔｒａｉｎ Ｇａｕｇｅ」が含まれる。これらの出願書類は参照することによって本書に全体が組み込まれる。

前述の本発明の実施形態の説明は、図解および説明のみの目的で提示した。それらは包括的なものになる、または本発明を開示される形態に限定することを意図するものでない。従って、多くの修正や変更が当業者には明らかとなるであろう。さらに、上記の開示は本発明を限定することを意図するものでない。本発明の範囲は、添付の請求項によって定められる。

図１は、本発明の一つの実施形態に従って、多電極ペースメーカーリードに内蔵される多数のペースメーカーサテライトの場所を図示する。 図２は、本発明の一つの実施形態に従って、多数のペースメーカーサテライトの典型的な外観図を図示する。 図３は、本発明の一つの実施形態に従って、階層反復を用いる自動最適化処理を図示する上位フロー図を示す。 図４は、本発明の一つの実施形態に従って、有効なサテライトの組み合わせを特定するプロセスの典型的な実行例を図３のステップ３０２と併せて図示するフロー図を示す。 図５は、本発明の一つの実施形態に従って、有効な電極の組み合わせを特定するプロセスの典型的な実行例を図３のステップ３０４と併せて図示するフロー図を示す。 図６は、本発明の一つの実施形態に従って、許容可能なタイミング設定を特定するプロセスの典型的な実行例を図３のステップ３０６と併せて図示するフロー図を示す。 図７は、本発明の一つの実施形態に従って、粗粒度のステップ長を用いて様々なタイミング設定で反復測定を行うプロセスの典型的な実行例を図６のステップ６０２と併せて図示するフロー図を示す。 図８は、本発明の一つの実施形態に従って、細粒度のステップ長を用いて様々なタイミング設定で反復測定を行うプロセスの典型的な実行例を図６のステップ６０６と併せて図示するフロー図を示す。 図９は、本発明の一つの実施形態に従って、右心室ペーシング信号と左心室ペーシング信号に応えてブタの心臓で測定される心電図（ＥＣＧ）信号を図示する。 図１０、本発明の一つの実施形態に従って、それらの対応する相対値を用いる、２つの心臓信号の間のタイミングの差の測定を図示する。 図１１は、本発明の一つの実施形態に従う、２つのペーシングパルスの間の同期性指数対タイミング遅延とペースメーカー電極の場所の三次元プロット図の典型的な図である。 図１２は、本発明の一つの実施形態に従う、２つのペーシングパルスの間の同期性指数対タイミング遅延の二次元プロット図の典型的な図である。 図１３は、本発明の一つの実施形態に従う、同期性指数の直線表示の典型的な図である。 図１４は、本発明の一つの実施形態に従う、同期性を示す目的の２つのセンサー信号のＸ−Ｙトレースの典型的な図である。 図１５は、本発明の一つの実施形態に従って、ブタの心臓内に設置された未較正のセンサーによって収集された実際のデータに基づく、左心室圧対左心室横歪のＸ−Ｙトレースを図示する。 図１６は、本発明の一つの実施形態に従って、ブタの心臓内に設置された未較正のセンサーによって収集された実際のデータに基づく、左心室圧対右心室自由壁歪のＸ−Ｙトレースを図示する。 図１７は、本発明の一つの実施形態に従って、ブタの心臓内に設置された未較正のセンサーによって収集された実際のデータに基づく、左心室圧対右心室中隔歪のＸ−Ｙトレースを図示する。 図１８は、本発明の一つの実施形態に従う、同期性を示すための２つのセンサー信号のレーダースキャン様表示の典型的な図である。 図１９は、本発明の一つの実施形態に従う、同期性を示すための複数のセンサー信号のグラフィックイコライザ様表示の典型的な図である。 図２０は、本発明の一つの実施形態に従う、実質的な同期性を示す複数のセンサー信号のグラフィックイコライザ様表示の典型的な図である。 図２１は、本発明の一つの実施形態に従って、同期性を測定するための、本発明の電気機械的遅延（ＥＭＤ）の測定を図示する。 図２２は、本発明の一つの実施形態に従って、同期性を測定するための、複数のひずみゲージ信号のうちの一つに基づくＥＭＤの測定を図示する。 図２３は、本発明の一つの実施形態に従って、多電極ペースメーカーリードを設定するため、ならびに測定された信号を表示するための典型的なグラフィカルユーザインターフェース（ＧＵＩ）を図示する。 図２４は、本発明の一つの実施形態に従って、多電極ペースメーカーリードを設定するための別の典型的なＧＵＩを図示する。 図２５は、本発明の一つの実施形態に従う、電子断層撮影測定の様々な電場に応えて様々な電極から収集される原データを示す表示の典型的な図である。 図２６は、本発明の一つの実施形態に従う、電子断層撮影測定の様々な電場に応えて様々な電極から収集されるデータの比較を示す表示の典型的な図である。 図２７は、本発明の一つの実施形態に従って、ペーシングシステム、ペースメーカーリード、ペースメーカー電極の間の接続性を確認するための典型的なＧＵＩを図示する。 図２８は、本発明の一つの実施形態に従って、保存された心臓ペーシングと患者の測定データへのログインと読み込みのための典型的なＧＵＩを図示する。 図２９は、緑の点が陽極を、赤の点が陰極を示し、丸の中の数字がサテライト番号である、典型的なＧＵＩを図示するペーシング捕捉図である。

Claims (36)

1. 心臓再同期療法（ＣＲＴ）の自動最適化を行うためのシステムであって、
   前記システムは、
   患者に挿入される一つ以上のペーシングリード上の一つ以上のサテライトを選択するための第一の反復を行う手段であって、ペーシングリードは、複数のペーシングサテライトを含み、ペーシングサテライトは、個別にアドレス指定が可能な複数の電極であって、電気信号の送信または検出のために使用可能である複数の電極を含む、手段と、
   前記選択されたサテライト上の一つ以上の電極を選択するための第二の反復を行う手段と、
   前記選択された電極のうちの一つ以上の電極を介して送信されるペーシング信号についての一つ以上のタイミング設定を選択するための第三の反復を行う手段と、
   を含む、システム。
2. 前記ペーシングリードは、一つ以上のセンサーをさらに含む、請求項１のシステム。
3. 前記センサーは、加速度計、ひずみゲージ、角度計、圧力センサー、温度センサー、または電場によって誘起される信号を検出するように構成された電極であり得る、請求項２のシステム。
4. 前記第一の反復を行なう手段は、
   前記ペーシングサテライトを介してペーシング信号を反復して送信する手段であって、各反復は、前回の反復とは少なくとも一つの異なるサテライトを含む、手段と、
   前記サテライトを介して送信される前記ペーシング信号によってもたらされる心臓応答に基づいて、前記一つ以上のサテライトを選択する手段と、
   を含む、請求項１のシステム。
5. 前記サテライトを介して前記ペーシング信号を送信する手段は、
   少なくとも一つのサテライトまたは一つの容器を信号発信源として使用し、
   少なくとも一つのサテライトまたは前記容器を信号シンクとして使用する、請求項４のシステム。
6. 前記サテライトを介して前記ペーシング信号を送信する手段は、送信用に前記サテライト上の全ての電極を使用する、請求項４のシステム。
7. 前記心臓応答に基づいて前記一つ以上のサテライトを選択する手段は、前記ペーシング信号が心収縮をもたらすかどうかを判断する手段を含む、請求項４のシステム。
8. 前記第二の反復を行う手段は、
   前記選択されたサテライト上の前記電極を介してペーシング信号を反復して送信する手段であって、各反復は、前回の反復とは異なる電極を含む、手段と、
   前記電極を介して送信された前記ペーシング信号によってもたらされる心臓応答に基づいて、前記一つ以上の電極を選択する手段と、
   を含む、請求項１のシステム。
9. 前記電極を介して前記ペーシング信号を送信する手段は、
   前記選択されたサテライトのうちの一つのサテライト上の少なくとも一つの電極、または一つの容器を信号発信源として使用し、
   前記選択されたサテライトのうちの一つのサテライト上の少なくとも一つの電極、または前記容器を信号シンクとして使用する、請求項８のシステム。
10. 前記心臓応答に基づいて一つ以上の電極を選択する手段は、前記電極であって、該電極を介して心収縮をもたらすペーシング信号が送信される電極を選択する手段を含む、請求項８のシステム。
11. 前記第三の反復を行う手段は、
    少なくとも一つの選択された電極を介してペーシング信号を反復して送信する手段であって、各反復は、前回の反復とは前記ペーシング信号の異なるタイミング設定を含む、手段と、
    前記ペーシング信号によってもたらされる心臓応答に基づいて一つ以上のペーシング信号のタイミング設定を選択する手段と、
    を含む、請求項１のシステム。
12. 前記選択された電極を介して前記ペーシング信号を反復して送信する手段は、
    第一の場所で第一の選択された電極を介して第一のパルスを送信する手段と、
    第二の場所で第二の選択された電極を介して第二のパルスを送信する手段と、
    を含み、
    前記ペーシング信号の前記タイミング設定は、前記第一のパルスと前記第二のパルスとの間の時間遅延を含む、請求項１１のシステム。
13. 前記選択された電極を介してペーシング信号を反復して送信する手段は、粗粒性反復と細粒性反復を実行する手段を含み、
    前記粗粒性反復の間の前記タイミング設定の差は、前記細粒性反復の間の前記タイミング設定の差よりも大きい、請求項１１のシステム。
14. 前記粗粒性反復の間の前記タイミング設定の差は、前記細粒性反復の間の前記タイミング設定の差のおよそ５〜１０倍である、請求項１３のシステム。
15. 前記粗粒性反復の間の前記タイミング設定の差は、前記細粒性反復の間の前記タイミング設定の差の少なくとも２倍である、請求項１４のシステム。
16. 前記粗粒性反復の間の前記タイミング設定の差は、前記細粒性反復の間の前記タイミング設定の差のおよそ５〜１０倍である、請求項１５のシステム。
17. 前記粗粒性反復の間の前記タイミング設定の差は、約５〜１０ミリ秒であり、
    前記細粒性反復の間の前記タイミング設定の差は、約１ミリ秒である、請求項１６のシステム。
18. 前記心臓応答に基づいて前記ペーシング信号のタイミング設定を選択する手段は、
    前記ペーシング信号のタイミング設定に対応する同期性を測定する手段を含み、
    前記ペーシング信号のタイミング設定を選択する手段は、前記粗粒性反復の後において、他のタイミング設定より優れた同期性を生成するタイミング設定の収集を決定する手段をさらに含み、
    前記細粒性反復は、前記粗粒性反復の後に決定された前記タイミング設定の収集に基づいて、行われる、請求項１３のシステム。
19. 前記タイミング設定の収集を決定する手段は、同期性対タイミングプロットに基づいて広域ピークを識別する手段を含む、請求項１８のシステム。
20. 前記タイミング設定の収集を決定する手段は、既定の閾値に基づいて前記タイミング設定を分類する手段を含む、請求項１８のシステム。
21. 前記同期性を測定する手段は、２つの対応する場所での心収縮を示す２つの応答信号間の時間差を測定する手段を含む、請求項１８のシステム。
22. 前記２つの応答信号間の時間差を測定する手段は、前記２つの信号の対応する最高スキューレートポイントを比較する手段を含み、それにより、前記２つの信号の相対値が使用可能になる、請求項２１のシステム。
23. 前記同期性を測定する手段は、２つの対応する場所での心収縮を示す２つの応答信号の相互相関を計算する手段を含む、請求項１８のシステム。
24. 前記同期性を測定する手段は、２つの対応する場所での心収縮を示す２つの応答信号の電気機械的遅延を比較する手段を含む、請求項１８のシステム。
25. 前記信号の電気機械的遅延は、心電図（ＥＣＧ）の特徴点と信号の特徴点との間の時間遅延である、請求項２４のシステム。
26. 前記ＥＣＧの前記特徴点は、ＱＲＳ群の開始点であり、
    前記信号の前記特徴点は、前記信号の対応するピークである、請求項２５のシステム。
27. 前記ペーシング信号のタイミング設定を選択する手段は、前記タイミング設定に対応する前記同期性の図であって、医師が観察できる図を表示する手段を含む、請求項１８のシステム。
28. 前記同期性の図を表示する手段は、リアルタイムでＸ−Ｙ座標面上にポイントをトレースする手段を含み、
    前記ポイントのＸ座標は、第一の場所での心収縮を示す第一の応答信号の振幅に対応する値を示し、
    前記ポイントのＹ座標は、第二の場所での心収縮を示す第二の応答信号の振幅に対応する値を示す、請求項２７のシステム。
29. 前記同期性の図を表示する手段は、
    極座標上の第一のポイントをトレースする手段であって、前記第一のポイントの動径座標は、第一の場所での心収縮を示す第一の信号の振幅に対応する値を示し、前記第一のポイントの角座標は、一定速度にて変化するように構成されている、手段と、
    同一極座標上で第二のポイントをトレースする手段であって、前記第二のポイントの動径座標は、第二の場所での心収縮を示す第二の信号の振幅に対応する値を示し、前記第二のポイントの角座標は、同一一定速度にて変化するように構成されている、手段と、
    前記第一のポイントと前記第二のポイントの両方のトレースによって囲まれる領域をハイライトする手段と、
    を含む、請求項２７のシステム。
30. スクリプト言語を使用することにより前記３セットの反復を自動的に実行する手段をさらに含む、請求項１のシステム。
31. スクリプト言語を用いる各セットの反復中に応答信号の値を保存する手段をさらに含む、請求項３０のシステム。
32. スクリプト言語を用いて前記保存された値を読み込む手段をさらに含む、請求項３０のシステム。
33. スクリプト言語を用いて、サテライト、電極およびタイミング設定を保存する手段をさらに含む、請求項３０のシステム。
34. スクリプト言語を用いて、前記保存されたサテライト、電極およびタイミング設定を読み込む手段をさらに含む、請求項３３のシステム。
35. サテライト、電極およびタイミング設定を特定することによって、医師にペーシング手順を作成させる手段をさらに含む、請求項３０のシステム。
36. 前記医師にペーシング手順を作成させる手段は、前記ペーシング手順を自動的に実行するスクリプトを生成する手段を含む、請求項３５のシステム。

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