(57)【要約】  後に続く虚血に対向する保護効果を供給する方式で心臓に電気刺激を供給するための機器および方法が開示される。この保護効果は心臓ペーシング機器を通常の動作モードから、脱分極の空間的パターンが変えられ、それによって心室心筋の特定の領域または複数領域を増大した機械的緊張に晒す緊張増大モードへと断続的に切り換えるように構成することによって作られる。
2008526364.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
選択された心室心筋部位にペーシング・パルスを供給するためのペーシング・チャンネルと、
プログラムされたペーシング・モードに従ってペーシング・パルスの供給を制御するためのコントローラとを含み、
前記コントローラが、通常の動作モードから、前記心室心筋の特定の領域または複数領域が前記通常の動作モード中にこれらの領域によって経験される緊張と比較して増大した機械的緊張に晒される緊張増大モードへと断続的に切り換わるようにプログラムされる心臓律動管理機器。
【請求項２】
前記通常の動作モードが心室性ペーシング治療を実施するための一次ペーシング・モードであり、緊張増大モードが前記一次ペーシング・モードとは異なる脱分極パターンを生じさせる請求項１に記載の機器。
【請求項３】
前記緊張増大モードが前記一次ペーシング・モードとは異なる部位または複数部位で前記心室心筋を興奮させるモードである請求項２に記載の機器。
【請求項４】
一次ペーシング・モードから緊張増大モードへの前記切り換えが２極ペーシングから単極ペーシングへ、またはその逆への切り換えを含む請求項２に記載の機器。
【請求項５】
一次ペーシング・モードから緊張増大モードへの前記切り換えが、２極ペーシング用リード線部の電極がカソードであることから電極がアノードであることへの切り換えを含む請求項２に記載の機器。
【請求項６】
複数の心室性ペーシング部位にペーシング・パルスを供給するための複数のペーシング用チャンネルをさらに含み、
前記緊張増大モードが前記一次ペーシング・モードで使用されない少なくとも１つのペーシング用チャンネルを使用する請求項２に記載の機器。
【請求項７】
一次ペーシング・モードから緊張増大モードへの前記切り換えが左心室のみのペーシングから右心室性ペーシングへ、またはその逆への切り換えを含む請求項６に記載の機器。
【請求項８】
一次ペーシング・モードから緊張増大モードへの前記切り換えが両心室ペーシングから単一心室ペーシングへ、またはその逆への切り換えを含む請求項６に記載の機器。
【請求項９】
行使レベル・センサをさらに含み、測定された行使レベルが指定された制限値を上回れば通常の動作モードから緊張増大モードへの前記切り換えが阻止されるように前記コントローラがプログラムされる請求項１に記載の機器。
【請求項１０】
前記コントローラが電気記録図の形態解析から心臓虚血を検出するようにプログラムされ、さらに、心臓虚血が検出されれば通常の動作モードから緊張増大モードへの前記切り換えが阻害されるように前記コントローラがプログラムされる請求項１に記載の機器。
【請求項１１】
心臓律動管理機器を動作させるための方法であって、通常の動作モードから心室心筋の特定の領域または複数領域が前記通常の動作モード中に、これらの領域によって経験される緊張と比較して増大した機械的緊張に晒される状態になる緊張増大モードへと断続的に切り換える工程を含む方法。
【請求項１２】
前記通常の動作モードが心室性ペーシング治療を実施するための一次ペーシング・モードであり、緊張増大モードが前記一次ペーシング・モードとは異なる脱分極パターンを生じさせるモードである請求項１１に記載の方法。
【請求項１３】
前記緊張増大モードが前記一次ペーシング・モードとは異なる部位または複数部位で前記心室心筋を興奮させるモードである請求項１２に記載の方法。
【請求項１４】
一次ペーシング・モードから緊張増大モードへの前記切り換えが２極ペーシングから単極ペーシングへ、またはその逆への切り換えを含む請求項１２に記載の方法。
【請求項１５】
一次ペーシング・モードから緊張増大モードへの前記切り換えが、２極ペーシング用リード線部の電極がカソードであることから、電極がアノードであることへの切り換えを含む請求項１２に記載の方法。
【請求項１６】
前記機器が複数のペーシング用チャンネルを備え、さらに前記緊張増大モードが前記一次ペーシング・モードで使用されない少なくとも１つのペーシング用チャンネルを使用する請求項１２に記載の方法。
【請求項１７】
一次ペーシング・モードから緊張増大モードへの前記切り換えが、左心室のみのペーシングから右心室性ペーシングへ、またはその逆への切り換えを含む請求項１６に記載の方法。
【請求項１８】
一次ペーシング・モードから緊張増大モードへの前記切り換えが、両心室ペーシングから単一心室ペーシングへ、またはその逆への切り換えを含む請求項１６に記載の方法。
【請求項１９】
患者の行使レベルを測定する工程をさらに含み、前記測定された前記行使レベルが指定された制限値を上回れば通常の動作モードから緊張増大モードへの切り換えを阻止する請求項１１に記載の方法。
【請求項２０】
電気記録図の形態解析から心臓虚血を検出することと、および心臓虚血が検出されれば通常の動作モードから緊張増大モードへの前記切り換えを阻害することをさらに含む請求項１１に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【関連出願】
【０００１】
（優先権の主張）
本願明細書に参照で組み入れる２００５年１月６日に提出された米国特許出願番号第１１／０３０５７５号の優先権の恩典が本願明細書で主張される。
【技術分野】
【０００２】
本発明は心臓病の治療のための装置と方法、および心臓ペースメーカなどの心臓への電気刺激を供給する機器に関する。
【背景技術】
【０００３】
冠状動脈疾患（ＣＡＤ）は心筋に血液を供給する冠状動脈がアテローム性動脈硬化症のせいで硬化して狭くなると起こる。動脈の内壁または内面へのプラークの蓄積に起因して動脈は硬化して狭くなる。プラークが冠状動脈を狭めると心臓への血流量が減少する。これは心筋への酸素供給を削減する。米国では男性と女性の両方でＣＡＤは最も代表的なタイプの心臓疾患であって主要な死因である。
【０００４】
アテローム動脈硬化性プラークは動脈の壁の中の炎症反応の部位であり、脂質と結合組織被膜で囲まれた炎症細胞を含む中核で構成される。冠状動脈の中のアテローム動脈硬化性プラークが破裂し、血液への、プラークの高度に血栓形成性の脂質中核の曝露による動脈内の血液凝固（血栓）に結び付くと、心筋梗塞（ＭＩ）または心臓発作が起こる。冠血流量への完全または殆ど完全な妨害は、心臓組織の多くの領域に損傷を与え、通常では効果的なポンプ作用を妨げる異常な心拍律動に起因する突然死の原因になることが見込まれる。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
ＭＩを引き起こすことに加えて、ＣＡＤはアテローム動脈硬化性プラークによる冠状動脈血管の狭窄に起因する軽度の心臓虚血を生じさせることも同様にある。心臓への血流量と酸素の供給が減らされると患者はしばしば狭心症と称される胸部の痛みまたは不快感を経験する。狭心症は心臓発作または心不整脈などの一層重大な状況につながりかねない不十分な心筋灌流の有用な警告として役立つ。狭心症の症状発現を経験する患者は通常では投薬または外科的血管再生のどちらかによって治療される。しかしながら、心臓発作以前に狭心症の症状発現を経験する患者が、そのような症状発現を経験しない心臓発作患者よりもしばしば低い死亡率を有することもやはり見出された。この現象が狭心症の症状発現による心臓の虚血性予備調節に起因し、それにより、後に続く冠状動脈血栓によって血液供給が急激に低下しても、心筋組織が梗塞状態になる可能性を低くすることが理論付けられる。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
本開示は、突然の血流量の低下に対する心臓の弱さを和らげるように予備調節するためのペーシング治療を使用する方法と機器に関する。心臓の断続的ペーシングが結果として、後に続く心筋虚血の症状発現時に心筋を一層抵抗性にする（すなわち梗塞状態になる可能性を低くする）心臓保護効果につながることは見出されている。下記で説明されるように、ペーシング治療は心室筋の或る領域が増大した機械的緊張に晒されるような方式で施される。増大した心筋の緊張は、心臓を後に続く虚血の影響にさらに良好に耐えるように、或る種の細胞成分の放出を引き起こす、かつ／または特定の遺伝子の発現を導入する情報伝達列を通じて予備調節すると考えられる。増大した緊張の心臓保護効果に関与するメカニズムは、事前虚血が心臓を予備調節するメカニズムと同様であるか、または同様でなくてもよい。しかしながら、心筋の特定の領域への増大した緊張を生じさせるペーシング治療がこの領域を虚血にすることなく心臓保護効果を作り出すことが可能であることは動物実験で実験的に観察されている。下記で述べられるものは、後に続く虚血にさらに良好に耐えるように心臓を予備調節する方式のペーシング治療を実施するための一例の機器であって、本願明細書では断続的緊張増大ペーシングと称される。やはり述べられるものはペーシングが心筋領域に増大した機械的緊張を作り出す方法と一例のペーシング・アルゴリズムに関する説明である。
【発明を実施するための最良の形態】
【０００７】
１．ペーシング治療の機械的効果
収縮時の心臓筋肉線維への緊張またはストレスの度合いは後負荷と称される。血液が大動脈や肺動脈の中にポンプ送出されると、心室の中の圧力が心臓拡張から心臓収縮の値へと急速に上昇するので、最初に収縮する心室の部分は後に収縮する心室の部分が収縮するより低い後負荷に逆らって収縮する。収縮する前に心臓筋肉線維が引き伸ばされる度合いは前負荷と称される。筋肉線維の最大の緊張と短縮の速度は前負荷を増大させるにつれて増大し、前負荷の増大に伴う心臓の収縮反応の増大はフランク−スターリングの原理として知られている。或る心筋領域の収縮が他の領域に対して遅いとき、対向する領域のより早い収縮はより遅い収縮領域を伸張させ、前負荷を増大させる。したがって、収縮期に他の領域より遅く収縮する心筋領域は、増大した前負荷と増大した後負荷の両方に晒され、これらの両方はこの領域が増大した壁の緊張を経験する原因となる。
【０００８】
特定のペーシング部位に置かれた電極を通じて加えられるペーシング・パルスによって心室が収縮するように刺激されるとき、興奮がこのペーシング部位から伝導によって心筋を通じて広がる。これは、ＡＶ結節（房室結節）から心室への興奮の広がりが、心室心筋全体の迅速で同期した興奮を可能にするプルキンエ線維で構成された心臓の特殊化した伝導系を利用する通常の生理学的状況とは異なる。単一の部位に加えられるペーシング・パルスから結果として生じる興奮は他方で、心筋を通じて興奮が伝導される一層低い速度のせいで比較的非同期の収縮を作り出す。ペーシング部位からさらに遠位に位置する心筋の領域はペーシング部位の近位の領域より遅く興奮させられ、上記で説明された理由で増大した機械的緊張に晒される。
【０００９】
したがってペーシング・パルスから結果として生じる心室収縮は概して内因性の収縮のように同期しておらず、それゆえに血行動態で非効率であると見込まれる。例えば、従来式の徐脈ペーシングではペーシング部位は右心室に配置され、それにより、興奮は右心室のペーシング部位から残りの心筋を通じて広がらねばならない。このとき左心室の収縮は通常の生理学的状況より協調していない方式で起こり、これにより心拍出量が下がる。この問題は右心室に追加または代替のどちらかで左心室をペーシングしてより協調された心室収縮を作り出すことによって克服され、心臓再同期ペーシングと称される。再同期ペーシングは従来式のペーシング治療の脱同期効果を克服することに加えて、心室収縮の効率を向上させて心拍出量を増大させるために内因性の心室伝導欠損を患う患者に適用されることも可能である。心室再同期治療は左心室のみのペーシング、両心室のペーシング、または一方もしくは両方の心室内の多数の部位に供給されるペーシングとして供給されることが可能である。
【００１０】
再同期治療と対比して、心臓保護効果を作り出すために供給されるペーシング治療は、ペーシング部位からさらに遠位に置かれる心筋領域が増大した機械的緊張に晒されるように比較的非同期の収縮を作り出すように意図されるペーシングである。緊張増大ペーシングと称されるそのようなペーシングは内因性またはペーシングされた活性化から結果として生じる支配的または常習性の脱分極パターンとは異なる心筋脱分極のパターンを作り出す。しかしながら、緊張増大ペーシングが比較的一定した基準で供給されれば、遅く収縮する心室領域は肥大し、増大した緊張に応答した別の改造過程を受け、そのような改造は心臓保護効果に反対に作用することもある。したがって、緊張増大ペーシングの有効性は、改造が起こらないようにそのようなペーシングが１回の治療またはある程度の期間にわたる複数回の治療として供給される場合に高められる。緊張増大ペーシングは様々な手段によって供給される。一実施形態では、心臓の近くに配置される可能性のあるカテーテルの中に組み込まれるペーシング電極を介して、外部のペーシング機器が心臓にペーシング・パルスを供給する。そのようなカテーテルは血管造影法または血管形成術などの他のタイプの心臓治療または診断のためにやはり使用されることもあるものであってもよい。緊張増大ペーシングはまた、埋込可能なペーシング機器によって供給されることもある。下記で述べられるように、心臓のペーシング機器は断続的な基準に基づいて特定の心筋領域を緊張させるペーシングを供給するようにプログラムされてもよい。この機器はまた、多数の心筋領域に心臓保護効果を供給するために多数のペーシング部位を断続的にペーシングするように構成されてもよい。
【００１１】
２．範例の心臓用機器
ペースメーカなどの心臓律動管理機器は通常では患者の胸部で皮下に埋め込まれ、感知とペーシングのために使用される電極に機器を接続するために静脈内を縫うように進んで心臓の中に入るリード線部を有する。プログラム可能な電子コントローラが経過時間間隔と、感知される電気的活性（すなわちペーシング・パルスの結果ではなく内因性の心臓の鼓動）とに応答し、ペーシング・パルスが出力される原因となる。ペースメーカは感知されるべき心室付近に配置された内部電極によって内因性の心臓の電気活性を感知する。ペースメーカによって検出され、心房または心室の内因性収縮に付随する脱分極波動はそれぞれ心房感知または心室感知と称される。内因性の鼓動がないときにそのような収縮を引き起こすために、或る一定のペーシング閾値を上回るエネルギーを備えた（心房性ペーシングまたは心室性ペーシングのどちらかの）ペーシング・パルスが心室に供給される。
【００１２】
図１は、本発明を実践するために適したマイクロプロセッサに基づく心臓律動管理機器またはペースメーカのシステムの図を示している。このペースメーカ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である。メモリ１２は通常、プログラム保存のためのＲＯＭ（読み出し専用メモリ）およびデータ保存のためのＲＡＭ（ランダム・アクセス・メモリ）を含む。このコントローラは状態機械タイプの設計を使用する他のタイプの論理回路（例えばディスクリート部品またはプログラム可能な論理アレイ）によって実装されることもあるが、マイクロプロセッサに基づいたシステムが好ましい。本願明細書に使用される「回路」という用語はディスクリート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のどちらかに関すると受け取られるべきである。
【００１３】
この機器は複数の電極を備え、これらの各々がペーシング用および／または感知用チャンネルの中に組み入れられる。図中に示されているものは「ａ」から「ｄ」の範例の４つの感知用チャンネルとペーシング用チャンネルであり、リング電極３４ａ〜ｄと先端電極３３ａ〜ｄを備えた２極のリード線部、感知用増幅器３１ａ〜ｄ、パルス発生器３２ａ〜ｄ、チャンネル・インターフェース３０ａ〜ｄを含む。このようにして各々のチャンネルは電極に接続されたパルス発生器で構成されるペーシング用チャンネルと電極に接続された感知増幅器で構成される感知用チャンネルを含む。電極の適切な配置によって、チャンネルは特定の心房性部位または心室性部位を感知しおよび／またはペーシングするように構成される。チャンネル・インターフェース３０ａ〜ｄはマイクロプロセッサ１０と双方向で通信し、各々のインターフェースは感知用増幅器からの感知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、およびペーシング・パルスを出力するため、ペーシング・パルスの振幅を変えるため、かつ感知用増幅器に関して利得と閾値を調節するためにマイクロプロセッサによって書き込まれることが可能なレジスタを含む。このペースメーカの感知用回路は、特定のチャンネルによって作られる電気記録信号（すなわち心臓の電気的活性を表し、電極によって感知される電圧）が特定の検知閾値を超えるときにチャンバ感知、心房感知または心室感知のどちらかを検出する。特定のペーシング・モードで使用されるペーシング・アルゴリズムはそのような感知を使用してペーシングにトリガをかけるかまたは阻止し、心房感知の間と心室感知の間それぞれの時間間隔を測定することによって内因性の心房レートおよび／または心室レートが検出される。
【００１４】
各々の２極リード線部の電極はリード線部の中の導線を経由して、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・ネットワーク７０へと接続される。このスイッチング・ネットワークは内因性の心臓活性を検出するために感知増幅器の入力部へ、およびペーシング・パルスを供給するためにパルス発生器の出力部へと電極を切り換えるために使用される。このスイッチング・ネットワークはまた、リード線部のリング電極と先端電極の両方を使用する２電極モード、またはリード線部の電極のうちの一方のみを使用して機器のハウジングまたは金属容器６０が接地電極として働く単電極モードのどちらかで感知またはペーシングするように機器を有効化する。下記で説明されるように、機器がペーシングの空間的分布を変えることが可能となる１つの方式は単電極から２極ペーシング（またはその逆）へと切り換えること、または２極ペーシング中に２電極リード線部のカソードである電極とアノードである電極を置き換えることである。衝撃を与えてもよい頻脈性不整脈を検出したときに一対の衝撃電極５１を経由して除細動衝撃を心房または心室に供給するために、衝撃パルス発生器５０がやはりコントローラにインターフェースで接続される。
【００１５】
コントローラはメモリ内に保存されたプログラム命令に従って機器の動作全体を制御する。その中には、ペーシング用チャンネルを経由するペーシングの供給の制御、感知用チャンネルから受信される感知信号の解釈、補充収縮間隔と感覚不応期を決めるためのタイマーの実施などを含む。行使レベル・センサ３３０（例えば加速度計、毎分換気量センサ、または代謝要求に関するパラメータを測定する他のセンサ）は、コントローラを、患者の身体的活性に従ってペーシング速度を適合させる。無線遠隔計測リンクを経由してコントローラが外部のプログラム装置などの外部機器３００と通信することを可能にする遠隔計測インターフェース４０も設けられる。外部プログラム装置は、付属のディスプレイを備え、さらに、ペースメーカに問合せ、かつ保存データを受信することだけでなく、ペースメーカの動作パラメータを直接調節することが可能な入力手段を備えたコンピュータ化された機器である。図中に示された外部機器３００は遠隔モニタ用ユニットである。外部機器３００は、埋込可能な機器が、ネットワーク上で医療職員にデータと警告メッセージを送信できるようにする患者管理ネットワーク９１にインターフェースされ、かつ遠隔でプログラムされる。外部機器３００と患者管理ネットワーク９１の間のネットワーク接続は、例えばインターネット接続、電話回線上、またはセルラー無線リンク経由によって実現できる。
【００１６】
このコントローラは、感知される事象と時間間隔の終了に応答してパルスが出力される方法を規定するいくつかのプログラムされたペーシング・モードで機器を動作させることが可能である。徐脈を治療するための大部分のペースメーカは、規定された間隔の中で生じて感知された心臓事象がペーシング・パルスにトリガをかけるかまたは阻止する、いわゆる要求モードで同期して動作するようにプログラムされる。阻止要求ペーシング・モードは感知される内因性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し、それにより、ペーシング・パルスはチャンバによる内因性鼓動が検出されない規定された補充収縮間隔の終了後にのみ心臓周期内の心室に供給される。心室性ペーシングに関する補充収縮間隔は心室性または心房性事象によって再開され、後者はペーシングが内因性の心房鼓動を追尾することを可能にする。徐脈のモードに従って心臓をペーシングするため、および選択された部位に追加の興奮を供給するための両方で、心臓周期内に複数の興奮刺激パルスが複数の部位に供給されることもある。
【００１７】
３．断続的緊張増大ペーシングの供給
図１に示された機器はいくつかの異なる方式で断続的緊張増大ペーシングを供給するように構成されてもよい。徐脈も再同期ペーシングも必要としない患者に適する一実施形態では、この機器は周期的間隔（例えば毎日５分間）以外に全くペーシング治療を供給しないようにプログラムされる。このときペーシング治療は右心室のみ、左心室のみ、または両心室のペーシングといったいずれかの選択されたペーシング・モードで供給される。ペースメーカを埋め込まれる或る種の患者では、断続的ペーシングは患者が比較的周期変動で反応能を有して房室ブロックを伴わない場合、およびペースメーカのプログラムされた補充収縮間隔が十分に長い場合に偶発的に生じる。しかしながら、増大した緊張のペーシングと心臓保護効果を信頼性良く供給するために、ペースメーカは患者の内因性レートに関係なく予定された間隔でペーシングが供給されるようにプログラムされなければならない。徐脈および／または再同期ペーシングを必要とする患者に適すると見込まれる他の実施形態は、通常の動作モードから１つまたは複数の緊張増大ペーシング・モードへと断続的に切り換えることによって加えられるペーシング・パルスの空間的分布を断続的に変えることで断続的緊張増大ペーシングを供給する。緊張増大モードへの切り換えは、初期に多様な心筋領域を興奮させ、それにより、ペーシング部位または複数部位に対して遠位の多様な領域の遅い興奮を生じさせるために機器のペーシング・パルス出力構造および／またはパルスの出力配列を変える処理を含み、ここではパルス出力構造はペーシング・パルスを供給するために使用される利用可能な電極の特定のサブセットを指定し、パルスの出力配列はパルス間のタイミング関係を指定する。パルス出力構造はペーシング・パルスを出力するのに使用するための特定のペーシング・チャンネルを選択するコントローラによって、およびチャンネルによる使用のための特定の電極をスイッチ・マトリックス７０で選択することによって規定される。通常の動作モードが心室性ペーシング治療を実施するための一次ペーシング・モードであれば、緊張増大モードは脱分極の空間パターンを変えるため、および特定の心筋領域に増大した機械的緊張を経験させるために一次ペーシング・モードとは異なる部位または複数部位で心室の心筋を興奮させることもある。ペーシングにおける断続の空間的変化は、例えば、左心室のみのペーシング・モードから右心室のみのペーシング・モードへ、またはその逆へと断続的に切り換えることによって、両心室または他の複数の心室性ペーシング・モードから単一の心室性ペーシング・モードへ、またはその逆へと断続的に切り換えることによって作られる。ペーシングにおける空間的変化はまた、比較的遠く離して間隔を置かれた電極を備えた２極のペーシング用リード線部を使用することによって、次いで単極から２極のペーシングへ、またはその逆へと断続的に切り換えることによって、または２極でペーシング中に２極のリード線部のカソードである電極とアノードである電極を断続的に置き換えることによっても作られる。
【００１８】
多様なペーシング部位に配置された複数のペーシング用電極の使用によって、複数の心筋領域に増大した緊張を与えるために、いくつかの緊張増大モードを断続的に切り換えることが可能である。各々のそのような緊張増大モードが或る種のパルス出力構造とパルス出力配列によって規定され、断続的緊張増大の供給はプログラムされた予定に従って各々のモードに一時的に切り換える処理を含み、この場合、機器は緊張増大期間と称される特定の時間（例えば５分間）について緊張増大モードに留まる。ペーシング用電極の適切な配置によって、心臓保護効果が心室の心筋の広い領域に供給可能である。そのような複数のペーシング部位は、複数のリード線部によって、または内部に組み入れられた複数の電極を有するリード線部によって特定される。例えば、複数の左心室性ペーシング部位に複数電極のリード線部が冠状静脈洞の中に縫うように通される。一実施形態では、緊張増大ペーシングは各々の心臓周期の間に、多部位ペーシングとして複数の多電極を通じて供給される。他の実施形態では、緊張増大ペーシングは単一部位のペーシングとして供給され、この場合ペーシング部位は連続した心臓周期の間、または異なる緊張増大周期の間に多電極間で変えられる。緊張増大ペーシングが内因性の心臓活性によって阻害されないことを確実にするために、緊張増大モードへの切り換えは、ペーシング速度を決定する補充収縮間隔などの１つまたは複数のペーシング・パラメータを調節する処理も含む。
【００１９】
上述されたように、この機器のコントローラは通常の動作モードから緊張増大モードへと断続的に切り換えを行うようにプログラムされることが可能である。通常の動作モードでは、機器は全く治療を供給しないかまたは緊張増大モードとは異なるペーシング構造、異なるパルス出力配列、および／または異なるペーシング・パラメータ設定を備えた一次ペーシング・モードでペーシング治療を実施するかのどちらかである。この機器は単一の心室性ペーシング用チャンネル、または各々が多様なペーシング部位に配置されたペーシング用電極を有する複数の心室性ペーシング用チャンネルを備えていてもよい。一実施例では、このとき緊張増大モードは一次ペーシング・モードで使用されない少なくとも１つのペーシング用チャンネルを使用する。指定された期間について緊張増大モードに切り換える命令を受けると、この機器は緊張増大ペーシングを開始する。ここでそのような命令は、外部プログラム装置から受信される、または患者管理ネットワークを経由して受信される、決められた予定に従って内部で作られる。いったん命令が受信されると、この機器は指定された期間について緊張増大モードへと単純に切り換わり、ここではペーシング・パラメータは予め規定された値である。例えば、緊張増大ペーシングは所定の心房−心室（ＡＶ）および心室−心室（ＶＶ）補充収縮間隔を備えた心房性トリガ式同期モード（例えばＤＤＤまたはＶＤＤ）、または高いペーシング周波数に結び付く値に補充収縮間隔の長さが設定される、所定のＶＶ補充収縮間隔を備えた非心房性トリガ式の心室性ペーシング・モード（例えばＶＶＩ）で心室に供給される。しかしながら、切り換えの前に追加の工程をアルゴリズムの中に組み入れることが望ましい。例えば、高いペーシング周波数を確実にするために、緊張増大モードに関する補充収縮間隔はモード切り換えの前に動的に決定されることもある。緊張増大モードが非心房性トリガ式ペーシング・モードである実施形態では、機器はモード切り換えの前に患者の内因性心拍数を測定し、次いで、緊張増大モードに関するペーシング速度が内因性の速度よりわずかに高くなるようにＶＶ補充収縮間隔を設定することが見込まれる。患者が一次ペーシング・モードでレート適合心室ペーシング治療を受けている場合、緊張増大モードに関するＶＶ補充収縮間隔は行使レベル測定によって同様に変更できる。緊張増大ペーシングが心房性トリガ式ペーシング・モードで供給される実施形態では、機器は心室性ペーシングを供給するためのＡＶ補充収縮間隔が緊張増大周期の間に高い周波数で心室をペース設定することが可能となるように、モード切り換えの前に患者の内因性のＡＶ間隔を（例えばモード切り換えの前のいくつかの周期にわたる平均として）測定することある。或る種の患者では、緊張増大モードへと切り換わる前に機器が患者の行使レベルをチェックし、行使レベルが或る閾値を上回っていればモード切り換えを取り消すこともやはり望ましいであろう。これは、患者の心室機能が緊張増大ペーシングによっていくぶん危うくなる場合の事例である。この機器は、心房性トリガ式モードで心室性ペーシングを供給するためのＡＶ補充収縮間隔が緊張増大周期の間に高い周波数で心室をペース設定することが可能となるようにモード切り換えの前に患者の内因性のＡＶ間隔を（例えばモード切り換えの前のいくつかの周期にわたる平均として）測定することもやはり可能である。
【００２０】
図２は緊張増大ペーシングを供給するための一例のアルゴリズムを例示している。工程Ａ１では、機器は緊張増大モードへと切り換わる命令を待っている。この命令を受信すると、工程Ａ２で特定の制限値に対してこの行使レベルがチェックされる。行使レベルが制限値を下回れば、次に機器は工程Ａ３で、心房性トリガ式ペーシング・モードでの緊張増大ペーシングに関してＡＶ遅延とＶＶ補充収縮間隔を設定し、ここで補充収縮間隔は患者の最新の測定心拍数または内因性ＡＶ間隔に従って設定される。工程Ａ４で、機器は指定された期間について緊張増大モードへと切り換わる。
【００２１】
４．他の実施形態
上述されたような緊張増大ペーシングは、短時間の期間について心筋の特定の領域を、それ以外では一次ペーシング・モード内または通常の内因性収縮の間のどちらかにこれらの領域によって経験される緊張に比べて増大した機械的緊張に晒すことによって心臓保護効果を発揮する。緊張増大ペーシングは通常の条件下では緊張した領域に虚血を生じさせないと考えられるが、それでもなお、患者が現在いくらかの程度の心臓虚血を経験している場合、緊張増大モードへの切り換えを阻止することが望ましい。したがって、本機器は内因性またはペース設定された鼓動（後者は時には誘発応答と称される）の間に収集される電気記録図の形態解析から心臓虚血を検出するように構成される。虚血の検出のための電気記録図は心臓周期の間の心筋の脱分極と再分極を感知する感知用チャンネルから記録される。この目的のために使用される感知用チャンネルは心臓の不整脈および／または内因性の鼓動を検出するために使用される感知用チャンネルでも、または専用のチャンネルでもよい。電気記録図における虚血性変化を検出するために、２極の電極ではなく、多量の心筋を電気活性の広がりの波動として「見る」単極の電極で電気記録図を記録することが好ましい。虚血性変化を検出するために、電気記録図が基準の電気記録図と比較されることで損傷の増大電流が存在するかどうか見ることが可能となる。この比較は、例えば、記録された電気記録図と基準の電気記録図を相互相関させる処理、またはＳＴ部分の振幅、傾斜、または積分を基準値と比較する処理を含む。
【００２２】
患者がペーシング中に心臓虚血を経験しているかどうか検出するために、コントローラは誘発応答の記録された電気記録図を分析して「損傷の電流」を探すようにプログラムされる。心筋の領域への血液供給が危うくされると、酸素や他の栄養分の供給が、心臓筋肉細胞の代謝プロセスを、その正常な分極状態を維持させるために不十分になる。したがって心臓の虚血領域は心臓周期の少なくとも一部の間で異常に脱分極状態になり、損傷の電流と称される心臓の虚血領域と正常に分極した領域の間を流れる電流を生じさせる。損傷の電流は、永久脱分極状態になる梗塞領域によって、または心臓周期の全体または一部の間で異常な脱分極状態に留まる虚血領域によって作られる。損傷の電流は結果として表面心電図または心臓内電気記録図のどちらかによって測定される電位の異常な変化につながる。心室内の異常な脱分極が心臓周期全体について続けば、残りの心室心筋が脱分極したときにのみゼロ電位が測定され、これは電気記録図におけるＱＲＳ群の終わりとＴ波の間の時間に相当し、ＳＴ部分と称される。Ｔ波によって特徴付けられる心室の再分極の後、測定される電位は損傷の電流による影響を受け、虚血または梗塞領域の場所に応じてＳＴ部分に相対して正または負のどちらかに変位する。しかしながら従来から、損傷の異常な電流が電気記録図または心電図によって検出されるときに変位するのはＳＴ部分である。心臓周期全体について続かない虚血領域によって作られる損傷の電流はＳＴ部分の一部を変位させることのみが可能であり、結果としてこの部分の異常な勾配につながる。損傷の電流は虚血が心室領域内で長引く脱分極を生じさせるときにもやはり作り出され、これは結果として再分極の波動の方向が変えられるときの異常なＴ波につながる。
【００２３】
虚血の指標となる電気記録図の変化を検出するために、記録された電気記録図が分析され、完全に記録された電気記録図または電気記録図の表現である特定の基準値のどちらであってもよい基準の電気記録図と比較される。或る種の患者は（ＣＡＤまたは電極埋込のせいで）常に電気記録図中に損傷の電流を示すこともあるので、コントローラは基準の電気記録図と比較して増大した損傷の電流を記録された電気記録図中で探すことによって虚血を検出するようにプログラムされる。ここで基準電気記録図は損傷の電流を示すこともそうでないこともある。図３はＡおよびＢの標示をされた２つのケースに関する誘発応答の例を示している。ここでＡはベースラインの基準であり、Ｂは急性の虚血症状発現の間である。ＥＣＧで標示された表面心電図、ＰＴＤで標示されたペーシング・タイミング図、ＥＲで標示された電気記録図が各々のケースで例示されている。ケースＢに関する電気記録図のＳＴ部分はケースＡに関する電気記録図のＳＴ部分の振幅と勾配に比較して異なる振幅と勾配を有するように見られる。記録された電気記録図中で増大した損傷の電流を探すための１つの方式は、ＳＴ部分の振幅および／または勾配を基準電気記録図の振幅と勾配と比較することである。ＳＴ部分の開始と終了を識別するための一次導関数と二次導関数の使用といった様々なデジタル信号処理技術がこの分析のために使用される。損傷の電流を探す他の方式は、例えば、記録された電気記録図と基準電気記録図を相互相関させることでそれらの類似性の程度を確認する処理である。電気記録図は自動的に記録され、そのケースでは整合したフィルタに電気記録信号を通すことにより、これが信号を基準電気記録図と相互相関させる。ＳＴ部分は積分されることもやはり可能であり、積分の結果が基準値と比較されることで増大した損傷の電流が存在するかどうか判定する。
【００２４】
虚血の指標となる記録された電気記録図中の変化が検出されれば、コントローラが緊張増大ペーシング・モードへの切り換えを阻止するようにプログラムされる。心臓虚血の検出はペースメーカのメモリ内に臨床的に重大な事象として記録されることもあり、このとき、虚血を示す事象記録および／または記録された電気記録図が後に外部のプログラム装置を経由して分析のために臨床家にダウンロードされることもある。他の分析または他の感知様式から派生する情報がさらに特定的に心臓虚血を検出するために使用されることもやはり可能である。例えば呼吸困難または他の呼吸異常パターンが、毎分換気量センサを使用してセンサからの経胸腔インピーダンス信号を異常パターンを表すテンプレートと比較するようにコントローラをプログラムすることによって検出されてもよい。
【００２５】
前出の特定の実施形態と結び付けて本発明が述べられてきたが、多くの代替例、変形例、および改造例が当業者に明らかであろう。他のそのような代替例、変形例、および改造例は添付の特許請求の範囲内に入ることが意図される。
【図面の簡単な説明】
【００２６】
【図１】本発明を実践するための一例の心臓律動管理機器を示すブロック図である。
【図２】断続的緊張増大ペーシングを実施するための一例のアルゴリズムを例示する図である。
【図３】記録された電気記録図における虚血性変化を例示する図である。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【国際調査報告】
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