(57)【要約】      （修正有）【課題】ペースメーカのためのＡＶ同期、特に信号の、小さい、不整合な、又は存在しない心房成分に頼らず、追加の感知拡張部に頼らない心臓内（たとえばリードレス）ペースメーカのためのＡＶ同期を提供する。【解決手段】患者の心臓２に電気的ペーシング・パルスを提供するように構成された植え込み可能ペースメーカ１は、前記電気的ペーシング・パルスを生成するように構成されたパルス生成器３と、心臓２に前記電気的ペーシング・パルスを印加するための少なくとも１つのペーシング電極４と、心臓２の心室２ａの電気的活動の事象を感知するように構成された感知ユニット５と、患者に関する信号を測定するように構成されたセンサ６と、パラメータの値を記憶するように構成されたメモリ７とを備える。ペースメーカ１は、第１のモードで動作し、基準曲線を生成し、房室遅延の所望の範囲に対応するパラメータの値のターゲット範囲を選択するように構成される。【選択図】図１
2020168356.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
患者の心臓（２）に電気的ペーシング・パルスを提供するように構成された植え込み可能ペースメーカ（１）であって、
前記電気的ペーシング・パルスを生成するように構成されたパルス生成器（３）と、
前記電気的ペーシング・パルスを前記心臓（２）に印加するための少なくとも１つのペーシング電極（４）と、
前記心臓（２）の心室（２ａ）の電気的活動の事象を感知するように構成された感知ユニット（５）であって、それぞれの前記事象が前記心室（２ａ）の収縮に対応する、感知ユニット（５）と、
前記患者に関する信号を測定するように構成されたセンサ（６）と、
パラメータ（Ｐ）の値を記憶するように構成されたメモリ（７）と
を備え、ここで
前記ペースメーカ（１）が第１のモードで動作するように構成され、前記第１のモードでは、前記感知ユニット（５）が事象を感知しない限り、前記ペースメーカ（１）が、前記パルス生成器（３）によって生成された電気的ペーシング・パルスを、前記少なくとも１つのペーシング電極（４）を介して前記心室（２ａ）に印加し、印加された電気的ペーシング・パルスごとの前記信号又は感知された事象から、前記心臓（２）の房室（ＡＶ）遅延に伴って変動するパラメータ（Ｐ）の値を判定するように構成され、ここで前記ペースメーカ（１）が、前記パラメータ（Ｐ）の前記値を前記メモリ（７）に記憶するように構成され、ここで前記ペースメーカ（１）が、前記第１のモードにおいて、前記パラメータ（Ｐ）の判定された各値を房室遅延値に関連付ける基準曲線（Ｒ）を生成し、房室遅延の所望の範囲（Ｄ）に対応する前記パラメータ（Ｐ）の値のターゲット範囲（Ｔ）を選択するようにさらに構成され、
前記ペースメーカ（１）が、第２のモードで動作するようにさらに構成され、前記第２のモードでは、前記ペースメーカ（１）が、前記患者の心拍ごとに前記パラメータ（Ｐ）の値を判定するように構成され、ここで前記第２のモードにおいて、心拍について判定された前記パラメータ（Ｐ）のそれぞれの前記値が、前記ターゲット範囲（Ｔ）の外側にあるとき、前記ペースメーカ（１）は、後の心拍について判定される前記パラメータ（Ｐ）の値が前記ターゲット範囲（Ｔ）に近づくように、次の心拍について電気的ペーシング・パルスのタイミングを調節するように構成された、植え込み可能ペースメーカ（１）。
【請求項２】
前記信号が、圧力、心音、心臓壁運動、心室インピーダンスのうちの１つに対応する、請求項１に記載のペースメーカ。
【請求項３】
前記基準曲線（Ｒ）を生成するために、前記ペースメーカ（１）が、前記第１のモードで判定された前記パラメータ（Ｐ）の前記値を、前提とする曲線タイプに応じてソートするように構成された、請求項１又は２に記載のペースメーカ。
【請求項４】
前記曲線タイプが、単調に低減するものである、請求項３に記載のペースメーカ。
【請求項５】
前記パラメータ（Ｐ）が、前記患者のＳ１心音の振幅である、請求項１から４までのいずれか一項に記載のペースメーカ。
【請求項６】
前記ターゲット範囲（Ｔ）が、前記パラメータ（Ｐ）の判定された最大値と最小値の間にある、請求項１から５までのいずれか一項に記載のペースメーカ。
【請求項７】
前記パラメータ（Ｐ）のそれぞれの前記値が、前記ターゲット範囲（Ｔ）より低いとき、前記ペースメーカ（１）は、後の心拍についての前記パラメータ（Ｐ）の値を、前記ターゲット範囲（Ｔ）に近づくように生成するように、次の電気的ペーシング・パルスのタイミングを早いタイミングに調節するように構成され、前記パラメータ（Ｐ）のそれぞれの前記値が、前記ターゲット範囲（Ｔ）より高いとき、前記ペースメーカ（１）は、後の心拍についての前記パラメータ（Ｐ）の値を、前記ターゲット範囲（Ｔ）に近づくように生成するように、次の電気的ペーシング・パルスのタイミングを遅いタイミングに調節するように構成された、請求項５又は６に記載のペースメーカ。
【請求項８】
前記曲線タイプが、ベル形状である、請求項１から３までのいずれか一項に記載のペースメーカ。
【請求項９】
前記ターゲット範囲（Ｔ）が、前記パラメータ（Ｐ）の判定された最大値を含む、請求項８に記載のペースメーカ。
【請求項１０】
前記パラメータ（Ｐ）のそれぞれの前記値が、前記ターゲット範囲（Ｔ）より低いとき、前記ペースメーカ（１）は、次の電気的ペーシング・パルスのタイミングを早いタイミングに調節するように構成され、ここで前記パラメータ（Ｐ）の前記値が、次の心拍で増大する場合には、前記ペースメーカ（１）は、前記パラメータ（Ｐ）の前記値が前記ターゲット範囲（Ｔ）に到達するまで、後の各心拍について前記電気的ペーシング・パルスのタイミングを短くし続けるように構成され、前記パラメータ（Ｐ）の前記値が低減する場合には、前記ペースメーカ（１）は、前記パラメータ（Ｐ）の前記値が前記ターゲット範囲（Ｔ）に到達するまで、後の各心拍について前記電気的ペーシング・パルスのタイミングを長くするように構成された、請求項８又は９に記載のペースメーカ。
【請求項１１】
前記曲線タイプが、単調に増大するもの、放物線状のもののうちの１つである、請求項１から３までのいずれか一項に記載のペースメーカ。
【請求項１２】
植え込み可能ペースメーカ（１）を動作させる方法であって、
前記ペースメーカ（１）を所定の期間、第１のモードで動作させるステップと、
前記第１のモードにおいて、前記ペースメーカ（１）のパルス発生器（３）を用いて電気的ペーシング・パルスを生成し、前記ペースメーカ（１）の感知ユニット（５）が心室収縮に対応する事象を感知しない限り、前記ペースメーカ（１）のペーシング電極（４）に前記電気的ペーシング・パルスを送達するステップと、
前記第１のモードにおいて前記患者に関する信号を感知し、印加された電気的ペーシング・パルスごとの前記信号、又は感知された事象から、心臓（２）の房室遅延に伴って変動するパラメータ（Ｐ）の値を判定するステップであって、それぞれの前記値が、前記ペースメーカ（１）のメモリ（７）に記憶される、ステップと、
前記第１のモードにおいて基準曲線（Ｒ）を生成するステップであって、前記基準曲線（Ｒ）が、前記パラメータ（Ｐ）の判定された各値を、房室遅延の値に関連付ける、ステップと、
前記第１のモードにおいて、前記パラメータ（Ｐ）の値のターゲット範囲（Ｔ）を選択するステップであって、ターゲット範囲（Ｔ）が、房室遅延の所望の範囲（Ｄ）に対応する、ステップと、
前記ペースメーカ（１）を、前記第１のモードに続き、第２のモードで動作させるステップと、
前記第２のモードにおいて、患者の心拍ごとに前記パラメータＰの値を判定するステップと
を含み、
ここで、心拍について前記第２のモードで判定された前記パラメータ（Ｐ）のそれぞれの前記値が、前記ターゲット範囲（Ｔ）の外側にあるとき、後の心拍について判定される前記パラメータ（Ｐ）の値が前記ターゲット範囲（Ｔ）に近づくように、次の心拍について電気的ペーシング・パルスのタイミングが調節される、方法。
【請求項１３】
前記信号が、圧力、心音、心臓壁運動、心室インピーダンスのうちの１つに対応する、請求項１２に記載の方法。
【請求項１４】
前記基準曲線（Ｒ）を生成するために、前記第１のモードで判定された前記パラメータ（Ｐ）の前記値が、前提とする曲線タイプに応じてソートされる、請求項１２又は１３に記載の方法。
【請求項１５】
前記パラメータ（Ｐ）が、Ｓ１心音の振幅である、請求項１２から１４までのいずれか一項に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、植え込み可能ペースメーカ、及び植え込み可能ペースメーカを動作させる方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
心臓ペーシングに関しては、房室（ＡＶ）同期を維持することが非常に重要である。ＡＶ同期とは、心臓の（正常な）活性化シーケンスにおいて、最初に心房が収縮し、次いで房室（ＡＶ）遅延として表される適切な遅延の後に、心室が収縮することを意味する。二腔間のタイミングが同期しなくなると、各心拍で送達される血液が少なくなり、心血管出量が低減する。
【０００３】
ＶＶＩモード（すなわち心室のペーシング及び感知）で動作する心臓ペースメーカは、ＡＶ同期不全を生じさせて、結果的に心血管出量が不十分になることが多い。心房活動を追跡し、心房の収縮を検出した後にのみ心室をペーシングすることにより（たとえばＶＤＤモード）、ＡＶ同期を再確立することができる。従来のペースメーカでは、リードを用いて心房腔に感知電極を入れることによって、ＶＤＤが実現される。しかしこれは、植え込み可能なリードレス・ペースメーカ（ＩＬＰ）では当然ながら不可能である。したがって、心室に入れられるリードレス・ペースメーカは、心房腔にリードのない状態でＡＶ同期を実現できなくてはならない。既存の解決策は、たとえば、電気、インピーダンス、動き、又は他の信号ソースを使用して、心室内から心房の収縮を直接測定しようとするものであるが、これらの信号の心房成分は多くの場合非常に小さく、整合しておらず、又は存在しないので、この解決策は困難なことがある。
【０００４】
心房の収縮を心室から直接測定しようとする解決策の欠点は、心室において測定したときに、多くの信号ソースの心房成分が小さく、整合しておらず、又は存在せず、心房の追跡が困難になることである。さらに、心房感知拡張部を利用する解決策の欠点は、装置に追加の構成要素を導入することであり、これは望ましいことではない。
【０００５】
特許文献ＵＳ２０１７／０２３９４７２Ａ１は、心臓治療に対する患者の反応を予測するための医療装置システムを開示している。このシステムは、心臓ペーシング・パルスを生成し、複数のペース・パラメータ設定においてペーシング・パルスの送達を制御するための心臓感知モジュール及び心臓ペーシング・モジュールに結合された、患者の心臓に心臓ペーシング・パルスを送達するための電極を含む。プロセッサが有効化されて、音響センサからの心音信号を受信し、この心音信号から複数の心音信号パラメータを導き出し、複数のペース・パラメータ設定に対する複数の心音信号パラメータのうちのそれぞれの傾向を判定する。さらに、外部ディスプレイが、複数のペース・パラメータ設定に対する少なくとも１つの心音パラメータの傾向を提示するように構成される。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００６】
【特許文献１】ＵＳ２０１７／０２３９４７２Ａ１
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
上記に基づき、本発明の目的は、ペースメーカのためのＡＶ同期、特に信号の、小さい、不整合な、又は存在しない心房成分に頼らず、追加の感知拡張部に頼らない植え込み可能な心臓内（たとえばリードレス）ペースメーカのためのＡＶ同期を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
この目的は、請求項１に記載の特徴を有する植え込み可能ペースメーカによって解決される。さらに、対応する従属請求項に実施例が述べられており、これらを以下に説明する。
【０００９】
患者（特に患者の心室）にペースメーカが植え込まれたときに、患者の心臓に電気的ペーシング・パルスを提供するように構成された植え込み可能ペースメーカであって、
前記電気的ペーシング・パルスを生成するように構成されたパルス生成器と、
前記電気的ペーシング・パルスを心臓に印加するための少なくとも１つのペーシング電極と、
心臓の心室の電気的活動の事象を感知するように構成された感知ユニットであって、それぞれの事象が心室の収縮に対応する、感知ユニットと、
患者により生成される身体的信号を測定するように構成されたセンサと、
パラメータの値を記憶するように構成されたメモリとを備える植え込み可能ペースメーカが開示される。
【００１０】
ペースメーカは、所定の期間、第１のモードで動作し、その後第２のモードで動作するように構成される。第１のモードでは、感知ユニットが事象を感知しない限り、ペースメーカは、パルス生成器によって生成された電気的ペーシング・パルスを、少なくとも１つのペーシング電極を介して心室に印加し、印加された電気的ペーシング・パルスごとの前記信号又は感知された事象から、心臓の房室（ＡＶ）遅延に依存するパラメータの値を判定するように構成され、ここでペースメーカは、パラメータの値をメモリに記憶するように構成され、ここでペースメーカは、第１のモードにおいて、パラメータの判定された各値を房室遅延値に関連付ける基準曲線を生成し、房室遅延の所望の範囲に対応するパラメータの値のターゲット範囲を選択するようにさらに構成される、ペースメーカは、第２のモードで動作するようにさらに構成され、第２のモードでは、ペースメーカは、患者の心拍ごとにパラメータの値を判定するように構成され、ここで第２のモードにおいて、心拍について判定されたパラメータのそれぞれの値が、ターゲット範囲の外側にあるとき、ペースメーカは、ＡＶ同期を実現する方法として、後の心拍について判定されるパラメータの値がターゲット範囲に近づくように、次の心拍について電気的ペーシング・パルスのタイミングを調節するように構成される。パラメータは、最終的にターゲット範囲内に入るように、数回の心拍（たとえば５回〜２０回の心拍）にわたってターゲット範囲に近づけばよい。すぐ後の心拍で必ずしもターゲット範囲内に入る必要はない。
【００１１】
好ましくは、ペースメーカは心臓内ペースメーカであり、ここで特に、心臓内ペースメーカは、患者の心臓の心室に植え込まれるように構成される。特に、心臓内ペースメーカは、植え込み可能リードレス・ペースメーカであり、すなわち、ペースメーカのハウジングに配置されたペーシング電極を備え、ここでハウジングは、心室の心臓壁に固定されるように構成されるか、又はペースメーカを心臓組織に固定するための固定要素を備える。しかし代替的に、ペースメーカは、ペースメーカのハウジングから延在する可撓性のリードを備えることも可能であり、ここでパラメータを導く元になる前記信号を測定するための前記センサ（たとえば、圧力センサ、加速度計、マイクロフォン、電極）を、前記リード、特に前記リードの先端に配置することができる。
【００１２】
さらに、ペースメーカの実施例によれば、前記信号は、心室圧力（ここで特に、センサは圧力センサである）、心音（ここで特に、センサはマイクロフォン又は加速度計である）、心臓壁運動（ここで特に、センサは加速度計である）、心室インピーダンス（ここで特に、センサは前記インピーダンスを測定するための電極を備える）のうちの１つを示す。特に、前記心音は、患者のＳ１心音とすることができる。
【００１３】
さらに、前記基準曲線を生成するために、ペースメーカは、第１のモードで判定されたパラメータの値を、前提とする曲線タイプに応じてソートするように構成される。すなわち、曲線タイプが単調に低減する場合には、判定された値は低減するように並べられる。特に、ペースメーカがＶＶＩモード（すなわち第１のモード）であることにより、記憶された値は、本来の同期した収縮から生じる値と、ペーシングされた非同期の収縮から生じる値が混ざったものである。その結果、パラメータの記憶された値は、ＡＶ遅延の範囲に対応する。パラメータの各値の実際のＡＶ遅延は測定されていないが、このパラメータは、ＡＶ遅延が長くなるのに伴い単調に低減することが知られているので、パラメータの値は、基準曲線を生成するようにソートされることが可能である。この曲線におけるパラメータの最小値は、長すぎたＡＶ遅延に対応しており、この基準曲線におけるパラメータの最大値は、短すぎたＡＶ遅延に対応している。
【００１４】
さらに、代替的な実施例では、単調に増大する曲線タイプ、ベル形状の曲線タイプ、又は放物線状の曲線タイプに関するパラメータも使用することができる。
【００１５】
好ましい実施例によれば、前記パラメータは、患者のＳ１心音の振幅である。Ｓ１心音は、閉じている三尖弁／僧帽弁に対して心室収縮により血液が押し当てられた結果である。特に文献によれば、Ｓ１の振幅はＡＶ遅延が長くなるのに伴い単調に低減する。
【００１６】
したがって、特にパラメータが前記Ｓ１振幅であるとき、ターゲット範囲は、判定されたパラメータ（たとえば、Ｓ１心音の振幅）の最大値と最小値の間の間隔に対応する。
【００１７】
特に一実施例では、パラメータ（たとえばＳ１心音の振幅）のそれぞれの値が、ターゲット範囲より低いとき、ペースメーカは、ＡＶ同期を実現するために、後の心拍についてのパラメータの値をターゲット範囲内で生成するように、次の電気的ペーシング・パルスのタイミングを早いタイミングに調節するように構成され、パラメータ（Ｓ１心音の振幅）のそれぞれの値が、ターゲット範囲より高いとき、ペースメーカは、ＡＶ同期を実現するために、後の心拍についてのパラメータの値をターゲット範囲内で生成するように、次の電気的ペーシング・パルスのタイミングを遅いタイミングに調節するように構成される。
【００１８】
ペースメーカの別の実施例によれば、基準曲線の曲線タイプはベル形状である。文献によれば、１回拍出量は、ＡＶ遅延に対してベル形状の関係を有し、したがって心室インピーダンスの信号及び／又は心臓壁運動の信号を介して測定される１回拍出量のパラメータは、この実施例ではベル形状の曲線によって表される。ここで特に、ターゲット範囲は、判定されたパラメータの最大値（すなわち基準曲線のほぼピーク）を含む間隔である。
【００１９】
一実施例によれば、特にベル形状の基準曲線の場合、パラメータのそれぞれの値が、ターゲット範囲より低いとき、ペースメーカは、次の電気的ペーシング・パルスのタイミングを早いタイミングに調節するように構成され、ここでパラメータの値が、次の心拍で増大する場合には、ペースメーカは、パラメータの値がターゲット範囲に到達するまで、後の各心拍について電気的ペーシング・パルスのタイミングを短くし続けるように構成され、パラメータの値が低減する場合には、ペースメーカは、パラメータの値がターゲット範囲に到達するまで、後の各心拍について電気的ペーシング・パルスのタイミングを長くするように構成される。
【００２０】
ペースメーカ又は方法の別の実施例では、アルゴリズムは、測定されている特定の信号について、振幅の他に他のパラメータを使用することができる。他の測定基準は、信号の幅、周波数、広がり、又は変動を含むことができる。ペースメーカは、こうした測定基準を計算するための適切な処理構成要素を備えることができる。たとえば、ペースメーカは、Ｓ１振幅対ＡＶ遅延の代わりに、Ｓ１心音周波数対ＡＶ遅延の曲線を生成するように構成されることが可能である。
【００２１】
別の実施例では、ペースメーカ又は方法は、ＡＶ遅延に対して異なる関係（たとえば、単調に増大する関係のものと、放物線状の関係のもの）を有すると同時に、ＡＶ遅延の最適な範囲を維持するための複数の心室パラメータを使用することができる。
【００２２】
別の実施例では、ペースメーカ又は方法は、ペースメーカに取り付けられたリードの先端に心室収縮パラメータを測定するための必要なセンサ（圧力、加速度計、マイクロフォン、電極）を有する単腔ペースメーカに拡張されることが可能である。
【００２３】
さらに別の態様によれば、さらに、植え込み可能ペースメーカ（特に植え込み可能リードレス・ペースメーカ又は心臓内ペースメーカ）を動作させる方法であって、
ペースメーカを所定の期間、第１のモードで動作させるステップと、
第１のモードにおいて、ペースメーカのパルス発生器を用いて電気的ペーシング・パルスを生成し、ペースメーカの感知ユニットが患者の心臓の心室収縮に対応する事象を感知しない限り、ペースメーカのペーシング電極に電気的ペーシング・パルスを送達する（ＶＶＩモードとしても知られている）ステップと、
第１のモードにおいて患者に関する信号を感知し、印加された電気的ペーシング・パルスごとの前記信号、又は感知された事象から、心臓の房室（ＡＶ）遅延に依存するパラメータの値を判定するステップであって、それぞれの値が、ペースメーカのメモリに記憶される、ステップと、
第１のモードにおいて基準曲線を生成するステップであって、基準曲線が、パラメータの判定された各値を、房室遅延の値に関連付ける、ステップと、
第１のモードにおいて、パラメータの値のターゲット範囲を選択するステップであって、ターゲット範囲が、房室遅延の所望の範囲に対応する、ステップと、
ペースメーカを、第１のモードに続き、第２のモードで動作させるステップと、
第２のモードにおいて、患者の心拍ごとにパラメータの値を判定するステップと
を含み、
ここで、心拍について第２のモードで判定されたパラメータのそれぞれの値が、ターゲット範囲の外側にあるとき、後の心拍について判定されるパラメータの値がターゲット範囲内に入る又はそれに近づくように、次の心拍について電気的ペーシング・パルスのタイミングが調節される、方法が開示される。
【００２４】
この方法の一実施例によれば、前記信号は、圧力、心音、特にＳ１心音、心臓壁運動（ここで特に、センサは加速度計である）、心室インピーダンス（ここで特に、センサは前記インピーダンスを測定するための電極を備える）のうちの１つを示す（上記も参照）。
【００２５】
さらにこの方法の一実施例では、前記基準曲線を生成するために、第１のモードで判定されたパラメータの値は、前提とする曲線タイプに応じてソートされ、ここで特に曲線タイプは、単調に低減するものである。或いは、特定のパラメータに応じて、曲線タイプは、単調に増大するもの、ベル形状のもの、又は放物線状のものとすることもできる。
【００２６】
この方法のさらなる実施例によれば、前記パラメータは、患者のＳ１心音の振幅であり、ここで特定の曲線タイプは、単調に低減するものである。さらに、この方法の実施例では、ターゲット範囲は、判定されたパラメータ（たとえば、Ｓ１心音の振幅）の最大値と最小値の間にある。
【００２７】
さらに、この方法の一実施例によれば、パラメータ（たとえばＳ１心音の振幅）のそれぞれの値が、ターゲット範囲より低い場合、ＡＶ同期を実現するために、後の心拍についてのパラメータの値をターゲット範囲内で又はそれに近づけるように生成するように、次の電気的ペーシング・パルスのタイミングが早いタイミングに調節され、パラメータのそれぞれの値が、ターゲット範囲より高いとき、ペースメーカは、ＡＶ同期を実現するために、後の心拍についてのパラメータの値をターゲット範囲内で又はそれに近づけるように生成するように、次の電気的ペーシング・パルスのタイミングを遅いタイミングに調節するように構成される。
【００２８】
さらに、この方法の代替的な実施例によれば、曲線タイプはベル形状であり、ここで特にターゲット範囲は、判定されたパラメータの最大値（すなわち基準曲線のほぼピーク）を含む。
【００２９】
この方法の一実施例によれば（たとえば、ベル形状の基準曲線の場合）、パラメータのそれぞれの値が、ターゲット範囲より低いとき、次の電気的ペーシング・パルスのタイミングが早いタイミングに調節され、ここでパラメータの値が、次の心拍で増大する場合には、パラメータの値がターゲット範囲に到達するまで、各心拍について電気的ペーシング・パルスのタイミングが短くされ、パラメータの値が低減する場合には、パラメータの値がターゲット範囲に到達するまで、各心拍について電気的ペーシング・パルスのタイミングが長くされる。
【００３０】
ペースメーカに関して開示される特徴は方法に適用することも可能であり、その逆も同様である。
【００３１】
以下の実施例では、本発明の特徴及び利点を、図面を参照しながら説明する。
【図面の簡単な説明】
【００３２】
【図１】患者の心臓の心室内に植え込まれた植え込み可能リードレス・ペースメーカの形のペースメーカの一実施例の概略図である。
【図２】ＡＶ遅延に対するＳ１心音の振幅に対応した基準曲線を示す図である。
【図３】ＡＶ遅延に関するベル形状の曲線タイプを含むパラメータの振幅に対応した基準曲線を示す図である。
【図４】心臓内ペーシング装置の概略図である。
【発明を実施するための形態】
【００３３】
特に目的は、心臓２の心房２ｂの心房収縮の測定に比べて大きく検出しやすい患者の心臓２の心室２ａの心室収縮の測定を使用して、ＡＶ同期の心拍間の推定を得ることである（図１）。
【００３４】
図１は、植え込み可能ペースメーカ１の実施例を示し、これは図１に示すように、右心室２ａに植え込まれた植え込み可能リードレス・ペースメーカ１とすることができる。特に、ペースメーカ１は、心室２ａの収縮を示す右心室２ａの電気的活動の事象を感知するための感知ユニット５を備える。さらに、電気的ペーシング・パルスを生成するために、ペースメーカ１はパルス生成器３を備え、ここでペーシング・パルスは、少なくとも１つのペーシング電極４を介して心室２ａに印加される。
【００３５】
一実施例では、ペースメーカ１は、ある一定の期間（たとえば１時間、数時間、数日など）にわたりＶＶＩに対応する第１のモードで動作することが許容される。特にこの期間は、ＡＶ遅延に伴って変動することが知られている心室収縮に関連した少なくとも１つのパラメータＰの値を、ペースメーカ１が測定し記憶する学習フェーズである。これらの値を、ペースメーカ１のメモリ７に記憶することができる。特定の心室収縮パラメータＰは、ペースメーカ１のセンサ６で測定される多数のソース信号から導き出されてもよい。考えられる信号は、（圧力センサによる）圧力、（マイクロフォン又は加速度計による）心音、（加速度計による）心臓壁運動、又は（電極による）心室インピーダンスとすることができる。それぞれの特定のパラメータは、固有のフィルタリング及び感知の方法を有してもよい。
【００３６】
考えられる心室収縮パラメータＰの具体的な実例として、Ｓ１心音は、閉じている三尖弁／僧帽弁に対して心室収縮により血液が押し当てられた結果であり、Ｓ１の振幅はＡＶ遅延が長くなるのに伴い単調に低減することが、文献によって示されている。
【００３７】
引き続きＳ１の具体的な実例では、第１のモード（たとえばＶＶＩモード）で動作するペースメーカ１は、学習フェーズ中に、心室収縮ごとのＳ１振幅を記憶する。ペースメーカは、好ましくは現在ＶＶＩモードなので、記憶されたＳ１振幅の値は、本来の同期した収縮から生じる値と、ペーシングされた非同期の収縮から生じる値が混ざったものであり、その結果、記憶されたパラメータＰの値（すなわちＳ１振幅）は、ＡＶ遅延の範囲に対応する。振幅ごとの実際のＡＶ遅延は測定されていないが、Ｓ１はＡＶ遅延が長くなるのに伴い単調に低減することが知られているので、振幅は、図２に示す基準曲線Ｒを生成するようにペースメーカ１によってソートされることが可能である。この曲線Ｒにおける最小のＳ１振幅は、長すぎたＡＶ遅延に対応しており、この曲線Ｒにおける最大のＳ１振幅は、短すぎたＡＶ遅延に対応している。
【００３８】
基準曲線Ｒが生成されると、ペースメーカ１は、ＡＶ遅延の最適な／ほぼ最適な範囲Ｄに対応する、Ｓ１振幅の測定された最大値と最小値の間辺りのターゲット範囲を選択する（図２を参照）。次いで、Ｓ１振幅のこのターゲット範囲Ｔが、次のフェーズ、すなわちペースメーカ１の第２のモード中に使用される。
【００３９】
この次のフェーズ／第２のモードでは、ペースメーカは特に、心拍ごとにＳ１振幅の値が測定されるＡＶ同期モードで動作する。測定されたＳ１振幅の値が小さすぎる（基準曲線Ｒの右端にある）場合、ペースメーカ１は、右心房２ｂの心房収縮に対してペーシングが遅すぎたことを認識し、したがって次の心拍ではより短いタイミングに調節する。測定されたＳ１振幅の値が大きすぎる（基準曲線Ｒの左端にある）場合、ペースメーカ１は、ペーシングが速すぎたことを認識し、したがって次の心拍ではより長いタイミングに調節する。したがってペースメーカ１は、より良好に同期したＡＶ遅延に対応する基準曲線のターゲット範囲Ｔ内に、Ｓ１振幅の値を生成することを目指して、そのペーシングのタイミングを心拍ごとに調節する。
【００４０】
的確な心拍間のタイミング調節は、測定された的確なパラメータＰ、及びそのパラメータＰの予想される曲線タイプに応じて異なる。上述した実施例は、具体的にＳ１心音の振幅をパラメータＰとして使用しているが、ＡＶ遅延に関係のある、心室収縮に関連付けられた任意の他のパラメータが使用されてもよい。たとえば、別の実施例では、心室パラメータ（たとえば、心音、圧力、インピーダンス、又は運動）は、図３に示すように、ＡＶ遅延に対してベル形状の関係を有してもよい。
【００４１】
この実施例では、基準曲線ＲにおけるパラメータＰの最小の振幅は、短すぎたものと長すぎたものの両方のＡＶ遅延に対応している。したがって、（ペースメーカ１が、対象のパラメータについてベル形状の基準曲線Ｒを前提とする）この実施例では、ペースメーカ１は、このパラメータＰのＡＶ遅延の最適な／ほぼ最適な範囲Ｄに対応する、測定された最大値に近い（すなわち、基準曲線Ｒのピークに近い）振幅の範囲を選択する。次いで、ペースメーカがＡＶ同期モードに切り替わったとき、すなわち第２のモードで動作するときに、振幅のこの範囲がターゲット範囲Ｔになる。
【００４２】
第２のモードでは、パラメータＰの値（図３のパラメータ振幅として表す）が、心拍ごとに測定される。測定された値が小さすぎる場合、ペースメーカ１は、心房収縮に対してペーシングが遅すぎるか速すぎるかのいずれかであることだけを認識する。これは、ＡＶ遅延に対するベル形状の関係に起因するものであり、上述した単調な関係ほどわかりやすくはない。しかし、このペースメーカ又は方法は、ベル形状の事例を容易に補うことができる。ベル形状の事例では、測定されたパラメータＰの値が小さすぎる場合、ペースメーカ１はまず、次の心拍についてより短いタイミングに調節する（すなわち、次の心拍についてＡＶ遅延を低減する）ことができる。これは本質的に、ペースメーカ１が最初に、図３に示すベル形状の基準曲線Ｒの右側であると仮定していることを意味する。パラメータＰの値が次の心拍で増大すると、ペースメーカ１は、ベル形状の基準曲線Ｒの右側であることを確認することができ、ターゲット範囲Ｔに到達するまで、心拍ごとにタイミングを短くし続ける。反対に、タイミングを短くした後にパラメータＰの値が低減すると、ペースメーカは、実際にはベル形状の基準曲線Ｒの左側であることを認識し、したがってターゲット範囲Ｔに到達するまで、心拍ごとにタイミングを長くし始める。
【００４３】
上記は、装置が、ＡＶ遅延に対する単調に低減する関係又はベル形状の関係を前提とする心室パラメータについて、提示されたアルゴリズムを説明する２つの具体的な実例である。しかしこれらに加えて、ＡＶ遅延に対する、単調に増加する（短いＡＶ遅延で小さい振幅、長いＡＶ遅延で大きい振幅の）関係、及び放物線状（短いＡＶ遅延と長いＡＶ遅延で大きい振幅、ターゲットＡＶ遅延で小さい振幅）の関係を含む他の関係を補うように、アルゴリズムを修正できることは明らかである。
【００４４】
別の実施例では、アルゴリズムは、測定されている特定の信号について、振幅の他に他のパラメータを使用することができる。他の測定基準は、信号の幅、周波数、広がり、又は変動を含むことができる。ペースメーカ１は、こうした測定基準を計算するための適切な処理構成要素を有する。たとえば、Ｓ１周波数が、ＡＶ遅延に対する単調な、ベル形状の、又は放物線状の関係を有することが知られているなら、ペースメーカ１は、Ｓ１振幅対ＡＶ遅延の代わりに、Ｓ１周波数対ＡＶ遅延の曲線を生成することができる。
【００４５】
別の実施例では、アルゴリズム／ペースメーカ１は、ＡＶ遅延に対して異なる関係（たとえば、単調に増大する関係のものと、放物線状の関係のもの）を有すると同時に、ＡＶ遅延の最適な範囲を維持する複数の心室パラメータを使用することができる。
【００４６】
別の実施例では、アルゴリズム／ペースメーカ１は、ペースメーカに取り付けられたリードの先端に心室収縮パラメータを測定するための必要なセンサ（圧力、加速度計、マイクロフォン、電極）を有する単腔ペースメーカに拡張されることが可能である。
【００４７】
図４は、心臓内ペーシング装置（植え込み可能リードレス・ペースメーカとも呼ぶ）の概略図を示す。装置は、エネルギー・ストレージ１０２（たとえばバッテリ）、電子モジュール１０３、及び通信ユニット１０４を囲むハウジング１００を備える。ハウジング１００はチタンを含んでもよく、又はチタン製であってもよい。
【００４８】
ハウジング１００の遠位端部に、第１の電極１０６（ペーシング／感知電極とも呼ぶ）が配設される。ハウジング１００の近位端部に、第２の電極１０１（リターン電極とも呼ぶ）が配置される。第２の電極１０１は、リング電極として形成されてもよい。
【００４９】
装置は、固定要素１０５により心臓組織に固定されてもよい。固定要素は、歯として形成されてもよい。固定要素はニチノールを含んでもよく、又はニチノール製であってもよい。一実施例では、ニチノール製の４本の歯１０５が、ハウジング１００の遠位端部に形成されてもよい。
【００５０】
エネルギー・ストレージ１０２は、装置の構成要素、特に電子モジュール１０３、通信ユニット１０４、及び第１の電極１０６に電気エネルギーを提供するように構成されてもよい。
【００５１】
電子モジュール１０３は、心臓の事象を感知すること、及びペーシング・パルスを提供することを含むペースメーカの機能を実行するように構成されてもよい。電子モジュール１０３は、プロセッサ、及びメモリ、並びに／又は状態機械論理を備えてもよい。
【００５２】
通信ユニット１０４は、外部装置（たとえばプログラマ）と通信できるように構成されてもよい。通信ユニット１０４は、誘導通信のためのコイルを備えてもよい。
【００５３】
図４による心臓内ペーシング装置は、右心室２ａの電気的活動の事象を感知するための感知ユニットを備えてもよく、ＡＶ同期を実現するために本明細書に開示する方法を実行するように構成されてもよい。
【００５４】
本発明の技術的利点は、心房収縮に関連付けられた小さい信号成分ではなく、心室収縮に関連付けられた大きい信号成分を頼りに、ＡＶ同期を実現することである。具体的な実例のように、Ｓ１心音は、振幅が大きく、ほぼ常に存在しているが、心房収縮から得られるＳ４心音は、振幅が非常に小さく、存在しないことも多い。したがって、このペースメーカ１及び方法は、小さい心房信号に依存してＡＶ同期を実現する解決策よりも高い信頼性を得ることができる。
【００５５】
さらに、心室収縮の測定は、心房の脱分極の後に、多くの場合明確に定義された短い期間内に行われる。これは、アルゴリズムが心房収縮の測定値を探さなくてはいけない心室の脱分極の後の、多くの場合長く明確に定義されていない期間とは対照的である。結果的に、心房収縮測定ではなく、心室収縮測定を使用することにより、検出アルゴリズムが稼働しなくてはならない時間を短縮することで、ペースメーカ１のバッテリ寿命を延ばすことができる。
【００５６】
上記の教示に鑑み、説明した実例及び実施例の多数の変更形態及び変形形態が可能であることが、当業者には明らかであろう。開示した実例及び実施例は、例示のみを目的として提示される。他の代替的な実施例は、本明細書に開示する特徴の一部又は全部を含んでもよい。したがって、こうした変更形態及び代替的な実施例を、本発明の真の範囲内に含まれ得るものとして、網羅することを意図している。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【外国語明細書】
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