(57)【要約】  心筋梗塞に続く心臓リモデリングを防止または軽減するように早期興奮ペーシングを送るための方法および機器について説明する。応力減少という有益な作用と血行学的な機能欠陥とのバランスをとるために、早期興奮ペーシングを心機能の評価に従って調整する。
2008539896.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
心臓の治療を患者に実施するための埋込型機器であって、
ペーシング・パルスを１つ以上の心室部位に送るための１つ以上のペーシング・チャネルと、
心機能に関連するパラメータを測定するためのセンサと、
心周期の間における１つ以上の心室部位へのペーシング・パルスの送り出しを、プログラムされたペーシング・モードに従って制御するための制御器と、
を備え、
前記制御器は、収縮期の間に心室心筋の領域から力学的に荷重を除去するために、その領域を早期興奮させる早期興奮ペーシングを送るようにプログラムされており、
前記制御器はさらに、測定された心機能パラメータから心機能の評価を導出し、その評価に従って早期興奮ペーシングの量を調整するようにプログラムされている機器。
【請求項２】
前記制御器は、心機能と早期興奮ペーシングとの比を、指定した範囲内に維持するようにプログラムされている請求項１に記載の機器。
【請求項３】
前記制御器は、前記心機能の評価が、指定したしきい値未満である場合、早期興奮ペーシングの量を減じるようにプログラムされている請求項１に記載の機器。
【請求項４】
前記制御器は、前記心機能の評価が、指定したしきい値を超える場合、早期興奮ペーシングの量を増加するようにプログラムされている請求項１に記載の機器。
【請求項５】
前記制御器は、心房追跡モードのＡＶ遅延を調節することによって早期興奮ペーシングの量を調整するようにプログラムされている請求項１に記載の機器。
【請求項６】
前記制御器は、両心室ペーシング・モードの両心室オフセットを変更することによって早期興奮ペーシングの量を調整するようにプログラムされている請求項１に記載の機器。
【請求項７】
前記制御器は、ペーシング部位を変更することによって早期興奮ペーシングの量を調整するようにプログラムされている請求項１に記載の機器。
【請求項８】
前記制御器は、早期興奮ペーシングを開始または停止することによって早期興奮ペーシングの量を調整するようにプログラムされている請求項１に記載の機器。
【請求項９】
心機能に関連するパラメータを測定するための前記センサは、一回拍出量を測定するためのインピーダンス・センサである請求項１に記載の機器。
【請求項１０】
心機能に関連するパラメータを測定するための前記センサは、心拍出量を測定し、前記制御器は、測定したその心拍出量と測定したエクサーション・レベルから前記心機能の評価を導出するようにプログラムされている請求項１に記載の機器。
【請求項１１】
患者に心臓治療を施すための方法であって、
収縮期の間に心室心筋の領域から力学的に荷重を除去するために、その領域を早期興奮させる早期興奮ペーシングとして、ペーシング・パルスを１つ以上の心室部位に送るステップと、
心機能に関連するパラメータを測定するステップと、
測定したその心機能パラメータから心機能の評価を導出し、その評価に従って早期興奮ペーシングの量を調整するステップと、
を含む方法。
【請求項１２】
心機能と早期興奮ペーシングとの比を、指定した範囲内に維持するステップをさらに含む請求項１１に記載の方法。
【請求項１３】
前記心機能の評価が、指定したしきい値未満である場合、早期興奮ペーシングの量を減じるステップをさらに含む請求項１１に記載の方法。
【請求項１４】
前記心機能の評価が、指定したしきい値を超える場合、早期興奮ペーシングの量を増加するステップをさらに含む請求項１１に記載の方法。
【請求項１５】
心房追跡モードのＡＶ遅延を調節することによって、早期興奮ペーシングの量を調整するステップをさらに含む請求項１１に記載の方法。
【請求項１６】
両心室ペーシング・モードの両心室オフセットを調節することによって、早期興奮ペーシングの量を調整するステップをさらに含む請求項１１に記載の方法。
【請求項１７】
ペーシング部位を変更することによって、早期興奮ペーシングの量を調整するステップをさらに含む請求項１１に記載の方法。
【請求項１８】
早期興奮ペーシングを開始または停止することによって、早期興奮ペーシングの量を調整するステップをさらに含む請求項１１に記載の方法。
【請求項１９】
心機能に関連するパラメータを、一回拍出量を測定するためのインピーダンス・センサで測定するステップをさらに含む請求項１１に記載の方法。
【請求項２０】
心拍出量を測定し、測定したその心拍出量と測定したエクサーション・レベルから前記心機能の評価を導出することによって、心機能に関連するパラメータを測定するステップ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）
２００５年５月６日に出願された米国特許出願第６０／６７８，３３７号、および２００６年３月１３日に出願された米国特許出願第１１／２７６，７４１号に対する優先権の利益を本願によって主張し、これらの特許出願を本願に援用する。
【技術分野】
【０００２】
本特許出願は、心臓病の処置のための方法と装置に関する。具体的には、心機能を電気刺激治療で改善するための方法と装置に関する。
【背景技術】
【０００３】
心筋梗塞は、虚血によって心筋区域にもたらされる不可逆的な損傷である。心筋層が、血液供給を妨害されることにより、十分な酸素を与えられず、また代謝物質の除去がなされない。心筋梗塞は通常、冠状動脈に突然血栓が詰まることによるものであり、一般には心臓発作と呼ばれている。冠状動脈が完全に閉塞され、患部への側副の血液流が不十分となると、結果的に、経壁的なすなわち壁厚全てにわたる梗塞が生じ、この梗塞において、その範囲の収縮機能の大部分が失われる。１ヶ月から２ヶ月の期間にわたり、壊死組織は回復するが瘢痕が残る。この最も極端な例が心室瘤であるが、心室瘤においては、その範囲内の筋繊維の全てが破壊され、繊維性の瘢痕組織によって置き換えられる。
【０００４】
梗塞の結果としての心室機能障害が、直ちに生命を危うくするものでない場合でも、左心室における壁内心筋梗塞の共通した後遺症は、心室リモデリングによって生じる心不全である。左心室リモデリングは、左心室の形状と大きさに変化を生じる梗塞の血行力学的作用に応答する生理学的過程である。リモデリングは、梗塞範囲に、さらには、梗塞により収縮性が低下した、近接しかつ／または散在する生存可能な心筋層に、収縮機能の欠陥によって生じる心臓の応力と歪みが再分布することに反応して開始される。壁内梗塞に続くリモデリング過程は、わずか数時間のみにわたって続く急性期で開始する。この段階における梗塞範囲は、虚血性壊死を受ける組織を含んでおり、また正常な心筋層に囲繞されている。瘢痕組織が形成された後の数日間および数ヶ月にわたり、全体的なリモデリングと房の拡大が第３の段階において発生するが、これは、梗塞範囲と非梗塞範囲の双方を含む左心室の構造が複雑に変質することによるものである。リモデリングは、血行力学的な因子、神経的な因子、ホルモン的な因子が複雑に相互作用する結果であると考えられている。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
心室リモデリングの程度は、心筋梗塞後の患者の死亡率の上昇と明らかに関連することが判明している。本発明が主として関連するのは、そのような心室リモデリングの逆転および／または防止である。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
梗塞後のリモデリング過程に最も影響を受けやすい心筋部分は梗塞領域であり、その梗塞領域とは、梗塞の中または周囲の、心筋繊維は依然として無傷でありながらも収縮機能は損なわれている部位を含む範囲である。梗塞領域はしたがって、壁厚の減少を伴う上述した進行性の拡張と、機能のさらなる障害を最も受けやすい範囲である。梗塞に近接する心筋部位を、適切に時間を合わせたペーシング・パルスでペーシングすることによって、梗塞領域は、その梗塞領域が受ける力学的応力を軽減し、それによってリモデリングへの刺激を減じるような方式で早期興奮される。１つ以上の心筋部位を早期興奮させると、しかしながら、効率的でないポンピングを生じることによって逆効果となることがある。本明細書では、血行力学的な機能欠陥を最小にする方式でリモデリングを抑制するように心筋層部位の早期興奮をもたらす機器と方法について説明する。
【発明を実施するための最良の形態】
【０００７】
心筋繊維が収縮する前に伸展する程度を前負荷と呼び、心筋繊維が収縮する際のその心筋繊維への張力または応力の程度を後負荷と呼ぶ。筋繊維の縮みの最大張力と速度は前負荷と共に増加し、また、前負荷の増加に伴う心臓の収縮応答性の上昇は、フランク−スターリングの法則として知られている。ある心筋領域が他の領域と比べて遅れて収縮する場合、他の領域の収縮により、その遅れて収縮する領域が伸展され、前負荷が増加し、したがってその領域によって生じる収縮力が増加する。逆に、他の領域と比べて先に収縮する心筋領域は、前負荷の減少を受け、より低い収縮力を発生する。心室内の圧力は、血液が大動脈と肺動脈内に送り込まれるとき、弛緩期の値から収縮期の値へと急激に上昇するので、収縮期の間に先に収縮する心室の部分は、遅れて収縮する心室の部分と比べて、より低い後負荷に対して収縮する。したがって、ある心室領域が、その心室の各部分よりも先に収縮されられる場合、その心室領域は、前負荷と後負荷の減少の双方を受け、それによって、その領域が受ける力学的応力は、収縮期の間、他の領域と比べて減少する。また、その領域は十分に働かず、したがって、代謝要求量と存在しうる虚血の程度とが減じられる。
【０００８】
梗塞の周りの領域が、初期の収縮期の間に収縮するようになされた場合、その領域は、より小さい膨張力を受け、また、心筋梗塞の直後の期間には特に、伸張を受ける可能性が低くなる。早期の収縮と応力の低下を発生させるために、電気刺激によるペーシング・パルスを、梗塞の内部または周囲の１つ以上の部位に、それらの部位を心室の残部に対して早期興奮させる方式で送ってもよい。（本明細書で使用するとき、ペーシング・パルスという語は、特定の心拍数を強いることを意図するかどうかに関わらず、伝搬する脱分極を開始するのに十分なエネルギーの、心臓の任意の電気刺激である。）正常な心拍動において、心臓の特殊ヒス−プルキンエ伝導ネットワーク(specialized His-Purkinje conduction network)は、興奮インパルスを洞房結節から房室結節へ、したがって心室心筋へと迅速に伝導して、両心室の協調的な収縮をもたらす。特殊伝導系は、房室結節から発出したインパルスしか受入れることができないため、心筋のある範囲内に固定した電極を用いる人工的なペーシングでは、心臓の正常な特殊伝導系が、興奮を心室全体に伝導するために利用されていない。したがって、心室のペーシング部位からの興奮の伝播は、はるかに緩慢な心室筋線維を通じてのみ進むはずであり、結果として、ペーシング電極によって刺激される心室心筋の部分は、電極のより遠位側に位置する心室の部分のかなり手前で収縮する。ペーシングする部位の他の部位に対するこの早期興奮は、さもなければ生じるリモデリングを防止または軽減する目的で、心臓のポンピング・サイクルの間に心室が受ける壁応力の分布を意図的に変化させるために使用することができる。梗塞領域を他の領域に対して早期興奮させると、その梗塞領域の後負荷と前負荷が減少することによって、梗塞領域は力学的応力を取り除かれ、したがって、さもなければ生じるリモデリングが防止または最小化される。梗塞領域から荷重を取り除くためのペーシング治療は、心室を梗塞領域に近接した単一の部位でペーシングすることによって、または、そのように近接した複数の心室部位でペーシングすることによって実施することができる。後者の場合、ペーシング・パルスは、同時にまたは決められたパルス出力順序で、複数の部位に送ることができる。以下で説明するように、単一部位または複数部位のペーシングは、抑制型の手動モードまたはトリガ・モードなどの徐脈ペーシング・アルゴリズムに従って実施することができる。
【０００９】
しかしながら、１つまたは複数の特定の心筋部位を、それらの部位が収縮期の間に受ける力学的応力を軽減する目的で早期興奮させると、心機能が損なわれるという不適切な作用がもたらされることもある。このことが生じうるのは、心室領域を早期興奮させると、その領域を他の領域よりも先に収縮させることになり、結果として、心室が非同期的に収縮するからである。そのような非同期的な収縮は、心室の全領域がほぼ同時に収縮する正常な状態と比べて、効率的ではない。すでに心臓を衰弱させた心筋梗塞後の患者は、この非同期性に十分に耐えることができず、収縮期血圧および／または一回拍出量の低下を示すことがある。リモデリングを抑制するように心筋部位の早期興奮をもたらし、さらにまた、血行力学的な機能欠陥を最小にする方式で早期興奮ペーシングを調整するために心機能を監視する機器と方法について、本明細書で説明する。
【００１０】
１．例示的な機器の説明
図１に示すように、心室再同期治療（ＣＲＴ）を実現するための埋込型心臓機器１００は、典型的には、患者の胸部において皮膚の下にまたは筋の下に配置されており、リード２００は、心臓へと静脈内を通されて、心房および／または心室の検知とペーシングのために使用する電極３００に機器を接続している。また、電極を、様々な手段によって心外膜に配置することができる。プログラマブル電子制御器が、経過した時間間隔と、検知した電気活動（すなわち、ペーシング・パルスの結果によるものでない固有の心拍動）とに応じてペーシング・パルスを出力する。この機器は、検知すべき房の付近に設けられた内部電極を組み込んだ検知チャネルを通じて、心臓の固有の電気活動を検知する。機器によって検出される、心房または心室の固有の収縮に関連付けられる脱分極波は、それぞれ心房検知または心室検知と呼ばれる。そのような収縮を固有の拍動の非存在下で発生させるために、特定のしきい値を超えるエネルギーを有するペーシング・パルスが、ペーシングすべき房の付近に設けられた内部電極を組み込んだペーシング・チャネルを通じて房に送られる。
【００１１】
上述したような梗塞に近接した１つまたは複数の部位に早期興奮ペーシング治療を実施するための例示的なペースメーカーの構成図を図２に示す。ペースメーカーは通常、患者の胸部において筋の下に埋め込まれており、上部静脈系の血管を通って心臓に達するリードによって、または胸壁を貫くリードによって、検知／ペーシング電極に接続されている。（本明細書で使用するとき、「ペースメーカー」という語は、実施できる他の機能にかかわらず、ペーシング機能を有する任意の心臓リズム管理機器を意味すると解釈されるべきである。）ペースメーカーの制御器は、双方向データ・バスを介してメモリー１２と通信するマイクロプロセッサ１０で構成されており、ここで、メモリー１２は典型的には、プログラム記憶用のＲＯＭ（リードオンリー・メモリー）と、データ記憶用のＲＡＭ（ランダムアクセス・メモリー）とを含んでいる。制御器は、状態機械タイプの設計を用いた他のタイプの論理回路（例えば個別の部品またはプログラマブル論理アレイ）によって実装することができるが、マイクロプロセッサベース・システムが好ましい。制御器は、ペースメーカーを複数のプログラム・モードで操作することが可能であり、プログラム・モードは、どのようにしてペーシング・パルスをイベントの検知と時間間隔の満了に応答して出力するかを決めている。また、外部プログラマと通信するための遠隔測定ユニット８０が設けられている。
【００１２】
図２に示す機器は、複数の検知チャネルとペーシング・チャネルを有しており、したがって、単一部位のまたは多部位の心室ペーシングを達成することが可能である。多部位の検知チャネルとペーシング・チャネルは、心房チャネルまたは心室チャネルのいずれとして構成してもよく、機器はそのようなペーシングを心房追跡の有無にかかわらず送ることが可能である。図２には、１つの心房検知／ペーシング・チャネルと３つの心室検知／ペーシング・チャネルとを有する構成を示してある。心房検知／ペーシング・チャネルは、リング電極５３ａと、チップ電極５３ｂと、感度増幅器５１と、パルス発生器５２と、心房チャネル・インターフェース５０とを備えており、その心房チャネル・インターフェース５０は、マイクロプロセッサ１０のポートと双方向的に通信する。３つの心室検知／ペーシング・チャネルは、リング電極２３ａ、３３ａ、４３ａと、チップ電極２３ｂ、３３ｂ、４３ｂと、感度増幅器２１、３１、４１と、パルス発生器２２、３２、４２と、心室チャネル・インターフェース２０、３０、４０とを含んでいる。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ており、一方で、検知チャネルは、電極に接続された感度増幅器で構成されている。チャネル・インターフェースは、検知増幅器からの検知信号入力をデジタル化するためのアナログ−デジタル変換器と、検知増幅器のゲインおよびしきい値を調整するための、書き込みが可能なレジスタと、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・パルスの振幅を変化させるためのレジスタと、を有している。特定の患者において、梗塞に近接したまたは虚血領域内にある部位のペーシングは、常態と比べてより興奮性が低く、捕捉を達成する（すなわち活動電位の伝搬を開始する）ためにはペーシング・エネルギーを増加することが必要となることがある。各チャネルごとに、同じ電極の対を検知とペーシングの双方に使用することができる。この実施形態においては、２つの電極を含む双極リードを、ペーシング・パルスを出力しかつ／または固有の活動を検知するために用いている。他の実施形態では、各チャネルで検知しペーシングするための、単極リードとして知られる単一電極を利用してもよい。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は、検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、またさらには利用可能な電極で検知チャネルまたはペーシング・チャネルを構成するために使用されている。
【００１３】
制御器は、メモリーに格納されたプログラムされた命令に従って、機器の全体的な動作を制御する。制御器は、検知チャネルからの電位図信号を解釈し、ペーシング・モードに従ってペースの送り出しを制御する。ペースメーカーの検知回路は、特定のチャネルの電極によって検知された電圧から、心房と心室の電位図信号を生成する。心房チャネルまたは検知チャネルにおける電位図信号が、指定したしきい値を超えると、制御器はそれぞれ心房検知または心室検知を検出するが、その心房検知または心室検知をペーシング・アルゴリズムで利用してペーシングを始動したり抑制したりすることもできる。
【００１４】
早期興奮治療は、徐脈ペーシング・モードと併せると最も好都合に達成される。徐脈ペーシング・モードとは、ある最小心拍数を強いる方式で心房および／または心室をペーシングするために使用されるペーシング・アルゴリズムを指す。例えば、心室をペーシングするための心室補充収縮期間を、心周期（ＣＣ）と呼ばれる心室イベント間に決めることができ、その心室の補充収縮期間の逆数は下限速度すなわちＬＲＬ(lower rate limit)となる。ＣＣ間隔は、各心室の検知またはペースで再開される。心房追跡モードとＡＶ順次ペーシング・モードにおいて、別の心室補充収縮期間が、ＡＶ遅延（ＡＶＤ）間隔と呼ばれる心房イベントと心室イベントとの間に決められるが、ここで、心室ペーシング・パルスは、先に心室検知が生じていない場合に、ＡＶ遅延間隔の満了時に送られる。心房追跡モードにおいて、房室ペーシング遅延間隔は、心房検知によって始動され、心室検知または心室ペースによって停止される。また、心房を単独でまたは心室のペーシングに加えてペーシングするための心房の補充収縮期間を決めることもできる。ＡＶ順次ペーシング・モードにおいて、房室遅延間隔は、心房ペースによって始動され、心室検知または心室ペースによって停止される。心房追跡とＡＶ順次ペーシングは一般に、ＡＶＤ間隔が心房ペースまたは心房検知のいずれかで開始するように組み合わされる。
【００１５】
心室の早期興奮ペーシングが多部位において送られる場合、それらの部位は、同時にペーシングするか、または、それらの部位が単一の拍動の間にペーシングされる順序を指定する特定のパルス出力順序に従ってペーシングすることができる。早期興奮ペーシングは、右心室と左心室へのペースが、両心室オフセット（ＢＶＯ）間隔（また、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）と呼ばれるペース間隔で同時にまたは順次に送られる両心室ペーシングを含んでもよい。オフセット間隔は、両方の心室を同時にペーシングするためにはゼロに、また左心室と右心室を順次にペーシングするためには非ゼロにすることができる。本明細書で使用するとき、負のＢＶＯという語は、左心室を右心室より先にペーシングすることを指し、正のＢＶＯという語は、右心室を最初にペーシングすることを指す。両心室ペーシングについて本明細書において使用するとき、ＡＶＤ間隔という語は、心房イベント（すなわち、心房の一方、通常は右心房におけるペースまたは検知）と、心室の一方を早期興奮させる第１の心室ペースとの間の間隔を指し、また、早期興奮されない心室のペーシング時点は、その心室が心房イベント後にＡＶＤ＋ＢＶＯの間隔でペーシングされるように、ＢＶＯ間隔によって指定される。両心室ペーシングまたは左心室のみのペーシングのいずれにおいても、ＡＶＤ間隔は、心房検知によって開始されるかまたは心房ペースによって開始されるか（すなわち、それぞれ心房追跡モードおよびＡＶ順次ペーシング・モードにおいて）に応じて、同じであっても異なっていてもよい。両心室ペーシングまたは左心室のみのペーシングを実施する一般的な方式は、タイミングを右心室の活動のみに基づいたものにして、心室補充収縮期間が右心室検知によってリセットまたは停止されるようにすることである。
【００１６】
２．心機能の評価
早期興奮ペーシングの結果として生じる血行力学的な機能欠陥を最小化または低減するために、そのようなペーシングの送り出しを心機能の評価に従って調整することができる。この目的で１つ以上の付加的な検知様式を埋込型機器に組み込むことができ、ここでは、付加的なセンサがマイクロプロセッサ１０に接続されている。心拍出量は、経胸腔インピーダンスを測定して一回拍出量の計算に使用するインピーダンス法によって測定することができる。インピーダンス・センサ３３０は、励磁器とインピーダンス測定回路とを有している。インピーダンス信号を処理することにより、胸郭における電圧検知電極の位置に応じて、呼吸活動および／または心臓の血液量を表す信号の導出が可能となる。（例えば、本発明の譲受人に譲渡され本願に援用される米国特許第５，１９０，０３５号および第６，１６１，０４２号を参照）。肺全体のインピーダンスを測定するように電極を配置している場合、患者の分時換気量は、呼吸活動信号から導出することができ、また、エクサーション・レベルの指標として用いることもできる。心臓全体のインピーダンスを測定するように電極を配置している場合、インピーダンス信号は呼吸成分を除去するようにフィルタ処理され、その結果、任意の時点における心臓内の血液量を表す信号となり、したがって、一回拍出量の計算が、また心拍数と組み合わせると心拍出量の計算が可能となる。一回拍出量を時間と共に積算する（または平均化し心拍数で乗算する）ことにより、患者の心拍出量が得られる。上述の心拍出量を測定するためのインピーダンス法はさらに、拡張末期容量と収縮末期容量などの心周期の様々な段階における心室容積を測定するために、また、駆出率などの心機能を反映するパラメータを計算するために用いることもできる。また埋込型機器は、圧力変換器３３２などの他の検知様式を備えていてもよい。そのような圧力変換器は、血管内リードに取り付けることができ、また、拡張期充満圧力および／または収縮期の脈圧を測定するために適切に設けることもできる。
【００１７】
上述の心機能に関連するパラメータのいずれかまたは全ては、心機能の評価を導出するために用いることもでき、その評価は単に、心機能パラメータ（例えば心拍出量）であっても、１つ以上のそのようなパラメータの関数であってもよい。そのような１つの関数は、１つ以上の心機能パラメータを、患者のエクサーション・レベルの測定値と共に組み込んでいる。例えば、心機能は、心拍出量と患者のエクサーション・レベルの双方を測定することによって評価してもよい。エクサーション・レベルは、上述の分時換気量を測定するために構成されたインピーダンス・センサを用い、身体活動性レベル、または患者が変時応答性を有する場合の心拍数を測定するための加速度計３３１を用いて測定することができる。ルックアップ表または他の関数を用いて、必要心拍出量と呼ばれる、所与のエクサーション・レベルに適切とみなされる心拍出量を計算することもできる。心機能の評価は、心拍出量と患者のエクサーション・レベルの双方を反映する数値（例えば、測定した心拍出量と心臓の要求量との間の差または比）の形式であってもよい。この場合の心機能の評価値は、測定されたエクサーション・レベルによって決まる患者の心拍出量の妥当性に従って変動する。以下で論じるように、心機能の評価を、指定したしきい値と比較し、その結果に従って早期興奮ペーシングの送り出しを調整することができる。別法として、早期興奮ペーシングの程度と心機能の評価との比を、早期興奮ペーシングと心機能の評価に関連する数値からそれぞれ計算することができる。次いで、指定した範囲内にその比を維持する方式で、早期興奮ペーシングの送り出しを調整することができる。
【００１８】
３．例示的な実現形態
例示的な実施形態において、心臓の処置を心筋梗塞後の患者に実施するための埋込型機器が、ペーシング・パルスを１つ以上の心室部位に送るための１つ以上のペーシング・チャネルを有している。制御器は、収縮期の間に心室心筋の領域から力学的に荷重を除くために、その領域を早期興奮させるペーシングを送るようにプログラムされている。その治療は、単一部位ペーシング、または、プログラムされた両心室オフセット間隔で決まる、心室の一方を他方に対して早期興奮させる両心室ペーシングとして達成することができ、また、１つ以上の部位を他の部位に対して早期興奮させるように、少なくとも一方の心室を複数の部位でペーシングする多部位心室ペーシングとして達成することもできる。いずれの場合にも、心室ペーシングは、心室補充収縮期間が心室ペース間に決められている非心房追跡モードで、または、心室ペースが、心房検知に続く決められた房室補充収縮期間の後に送り出される心房追跡モードで達成することができる。変時応答性を有していない患者において、心房をペーシングするための心房ペーシング・チャネルをさらに設けることができ、１つまたは複数の心室ペースが、心房ペースに続く房室補充収縮期間の満了時に送られる。
【００１９】
心房追跡モードを用いた早期興奮ペーシングにおいて、早期興奮の量を決めるパラメータは、ＡＶ遅延すなわちＡＶＤである。電気的ペーシング治療を梗塞領域の付近で達成すると、その領域は、他の領域が固有の活性化によって収縮する前に収縮し、かつその効果がＡＶ遅延に依存するという程度まで、その梗塞領域における壁応力を減じることができる。ペーシングされたＡＶ遅延が短くなるにつれて、荷重を除かれる領域の大きさが増加し、その領域における荷重除去の絶対量（領域の一回仕事量の減少量により測定される）が増加する。しかしながら、ＡＶ遅延が短くなるにつれて、心機能は低下する。したがって、早期興奮ペーシングによって生じる荷重除去の量と心機能とは反比例する。荷重除去の量と心機能の損失とのバランスをとるために、機器は、心機能が過度に損なわれないことを確実にする閉ループ・システムを実現するようにプログラムされている。図３は、ある例示的なアルゴリズムを示しており、このアルゴリズムは、順次にまたは同時に実行される工程Ｓ１からＳ５として、マイクロプロセッサおよび／または他の回路によって実行することができる。機器は、工程Ｓ１では指定したＡＶＤで早期興奮ペーシングを送り、工程Ｓ２では上述した技法の１つ以上を用いて心機能を監視するようにプログラムされている。心機能が、指定したしきい値未満に低下したと工程３で判定された場合、機器は工程Ｓ４でＡＶＤを増加させる。機器はまた、心機能が指定したしきい値を超えると、工程Ｓ５でＡＶＤを減少させる。心機能の評価に応じてＡＶＤを変化させる代わりに、またはそのようにＡＶＤを変化させることに加えて、機器は、いくぶんか早期興奮をもたらしたり、１つまたは複数の部位をペーシングしたり、早期興奮ペーシング治療を停止もしくは開始したりするように、ＢＶＯまたは他のオフセットを自動的に調整する。
【００２０】
別の実施形態において、機器は、荷重除去の程度と心機能との間の特定の比を計算するようにプログラムされている。次いで、早期興奮ペーシングの送り出しは、早期興奮ペーシングの量（すなわち、ＡＶＤやＢＶＯなどの早期興奮パラメータとして導出される局所的な荷重除去の量）に関連するパラメータと、心機能の評価に関連するパラメータとの比を、指定された範囲内に維持するように試みる方式で変動される。その比を、指定した範囲内に維持することによって、機器は、エクサーション・レベルによって推定される患者の代謝要求量に心拍出量を適合させる。患者が運動し、必要心拍出量が増加すると、機器はＡＶ遅延を増加して（または他の早期興奮パラメータを調節して）、荷重除去を低減し心拍出量を最大にする。エクサーションが低下すると、機器はＡＶ遅延を短縮して（または他の早期興奮パラメータを調節して）、所与の心拍出量レベルに対する、より局所的な荷重除去を復元する。早期興奮パラメータを使用して荷重除去の程度を反映させることに加えて、またはそのように反映させる代わりに、早期興奮ペーシングによって生じる荷重除去の程度は、壁厚を測定するための、血管内リードに接続された超音波変換器によって、または、力学的な活性化時間を決定するためのインピーダンス法、すなわち、局所的な応力を測定するための、心臓リードに接続された（もしくは別個に埋め込まれた）局部的なひずみゲージによって測定することができる。
【００２１】
本発明について、上記の特定の実施形態に関連して説明してきたが、多数の代替形態、変更形態、および修正形態が当業者には明らかとなろう。そのような代替形態、変更形態、修正形態は、添付の特許請求の範囲の範疇に含まれることが意図されている。
【図面の簡単な説明】
【００２２】
【図１】埋込型心臓機器の物理的配置を示す図である。
【図２】多部位刺激と検知のために構成された心臓機器の系統図である。
【図３】早期興奮ペーシングを調整するための例示的アルゴリズムを示す図である。
【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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