(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
所定のスケジュールに従って組織インピーダンスを示すインピーダンス信号を供給するインピーダンスセンサと、
該インピーダンスセンサに接続され、組織インピーダンスを示す前記信号を受信し、少なくとも部分的に前記所定のスケジュールに基づいて該信号から毎分換気量の一時的な傾向を示す数値を発生する処理回路と、
患者の心拍数を示す間隔を測定し、前記測定された間隔と前記数値又は毎分換気量の前記一時的な傾向の相関関係を算定するための手段と、
を備えた装置。
【請求項２】
組織インピーダンスを示すインピーダンス信号を供給するインピーダンスセンサと、
該インピーダンスセンサに接続され、組織インピーダンスを示す前記信号を受信し、該信号から毎分換気量の傾向を示す数値を発生する処理回路と、
前記処理回路に接続され、患者が安静であるときを示す第２のセンサであって、それにより毎分換気量の傾向を示す前記数値は前記患者が安静であるときに測定されるインピーダンス信号に対してのみ発生されるものと、
を備えた装置。
【請求項３】
組織インピーダンスを示すインピーダンス信号を供給するインピーダンスセンサと、
該インピーダンスセンサに接続され、組織インピーダンスを示す前記信号を受信し、該信号から毎分換気量の傾向を示す数値を発生する処理回路と、
心間隔を測定するセンサと、
を含み、
前記処理回路は、測定された心間隔から心拍数傾向を示す数値を発生する手段をさらに含み、
前記処理回路は、前記測定された心間隔のうち、所定の間隔範囲外の長さを有する心間隔を破棄する手段をさらに含む装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
〔発明の属する技術範囲〕
本発明は、包括的に、埋め込み可能な医療デバイスに関し、さらに詳細には、患者の心律動および異常呼吸を監視する際の使用を意図した埋め込み可能な医療デバイスに関する。
【０００２】
〔従来の技術〕
埋め込み可能なペースメーカおよびカーディオバータは、心臓の律動を監視して不整脈を検出し、適当な治療を送出して検出された不整脈を終止させる。この機能に関連して、監視される心律動に関する情報を記憶するデバイスの能力は、過去２年間にわたって急激に向上している。監視される心律動に関する情報を記憶する能力を有する埋め込み可能なペースメーカおよびディフィブリレータの例としては、Nichols他に発行された米国特許第５，３３０，５１３号、Sun他に発行された米国特許第６，１２９，７４５号およびPetersonに発行された米国特許第５，４４７，５１９号がある。さらに、最近では、心臓にいかなる抗不整脈治療も送出せず、後に体外デバイスへアップリンク送信するために患者の心律動に関する情報を単に記憶する、皮下に埋め込み可能な監視デバイスが開発されている。このようなデバイスは、Rieder他に発行された米国特許第５，８５１，２２１号、Halperin他に発行された米国特許第５，５３５，７５２号、および米国特許第５，５６４，４３４号に開示されている。
【０００３】
上記のような埋め込み可能なデバイスに関連して、患者の心律動に関して記憶される情報は、Markowitz他に発行された米国特許第５，０８８，４８８号、Citron他に発行された米国特許第４，３６４，３９７号および米国特許第４，３６０，０３０号に開示されているように、一定時間にわたる心拍数傾向に関する情報を含んでもよく、また、Combs他に発行された米国特許第５，９５７，８６１号、Stone他に発行された米国特許第６，０４５，５１３号、およびRiffに発行された米国特許第５，８７６，３５３号に開示されているように、一定時間にわたる心拍数変動性に関する情報を含んでもよい。
【０００４】
通常、このようなデバイスにおける心拍数傾向の測定は、後に体外デバイスにとっての遠隔測定データとするために、ある規定された時間期間にわたり心拍数を連続的に測定し、その規定された時間期間内の連続するより短い時間期間についてアベレージ心拍数を計算することによって達成される。長期の時間期間にわたるアベレージ心拍数の漸増は代償不全の指標であることが知られており、臨床的な心不全の進行中に起こる現象である。
【０００５】
〔発明が解決しようとする課題〕
本発明は、長期の時間期間にわたり患者の心拍数および呼吸の傾向を監視するための向上した能力を有する埋め込み可能なデバイスを提供する。
【０００６】
〔課題を解決するための手段〕
埋め込み可能なデバイスによって収集される情報は記憶され、表示および分析のためにデバイスプログラマのような関連する体外デバイスに遠隔測定（テレメトリ）データとして送られる。心拍数は、患者の心腔の検知された脱分極と、先行する検知された脱分極または送出されたペーシングパルスとの間の時間間隔を測定することによって測定される。間隔は、患者の心臓の心室および／または心房で測定され得る。その測定される間隔を以下「心間隔」と呼ぶ。規定された時間期間中に測定された心間隔は、その時間期間に関連するアベレージ心拍数またはアベレージ心間隔を計算するために使用される。好ましくは、アベレージ心拍数は平均心拍数の形態をとるが、いくつかの実施形態では、その時間期間にわたるメジアン心拍数が使用されてもよく、あるいは、測定された心間隔または他の等価な値のヒストグラムに基づく最も頻出する心拍数または心間隔で置き換えてもよい。本願の目的のためには、「アベレージ心拍数」という用語は、一般的な心拍数または心間隔を示す平均、メジアンまたはいかなる他の等価な値も含むことが理解されるべきである。
【０００７】
単に連続する時間期間にわたりアベレージ心拍数値を測定するよりもむしろ、その代わりに、埋め込み可能なデバイスは、（好ましくは、特定の関心のある時間中に発生するように選択された）不連続な時間期間中、例えば、夜間および／または昼間の規定された時間期間中に、測定される心拍数の連続するアベレージ値を測定する。好ましくは、測定値は数週間または数か月間の期間にわたり取られ記憶される。第１実施形態では、測定は、夜間の患者が眠っている可能性が高い時間期間中にある。この関連では、例えば午前０：００と午前４：００の間の時間期間にわたり行われる夜間心拍数の傾向の測定が特に有益であると考えられる。夜間心拍数は、副交感神経系によって支配的に制御される。心不全の進行は通常、夜間心拍数の増大につながる副交感神経系の異常興奮に関連づけられる。
【０００８】
さらに、昼間心拍数の長期傾向もまた、例えば午前８：００と午後８：００の間の時間期間にわたり収集され得る。昼間心拍数は主として交感神経系によって制御されるため、昼間と夜間の心拍数の差は、自律神経機能障害の尺度として使用可能であり、正常心臓を有する同年齢の人と比べると、心不全患者では異なることがわかっている。埋め込み可能なペースメーカとの関連では、昼間および夜間の心拍数の傾向をペースメーカの低あるいはベースペーシングレートと比較することもまた、有益な生理的情報を提供し得る。この比較は、１９９８年５月１３日にStone他により出願された米国特許出願第０９／０７８，２２１号（その全体を参照により本明細書に援用する）にあるような、生理的センサ出力の傾向に関する情報または生理的センサ出力に基づくペーシングレートの傾向に関する情報を記憶するペースメーカにおいて、特に有益であり得る。
【０００９】
本発明の好ましい実施形態では、埋め込み可能なデバイスは、加速度計もしくは圧電センサのような生理的センサを用いて直接的に測定された、または、圧力センサ、酸素飽和度センサ、拍出量センサもしくは呼吸センサのような代謝必要量センサによって間接的に測定された、運動レベルを示すセンサを含む。本発明のこの実施形態では、心律動の測定は、規定された時間間隔中の安静心拍数の長期傾向を生成するために、患者が安静であるというセンサの判定に応答してのみ行われる。比較的長い時間フレームにわたってさえ、患者の活動レベルは実質的に変動する可能性があり、アベレージ心拍数の変化は、運動レベルのこのような変動によって隠される可能性がある。心拍数の測定を患者が安静であることが知られている時間に制限することによって、心拍数の真の長期経過のより正確な指示を得ることができる。このような実施形態では、埋め込み可能なデバイスは、長時間期間（通常、少なくとも数時間にわたる）中に連続的に心拍数情報を収集し得る。その長時間期間中に、デバイスは一連の短時間期間（通常、数分間にわたる）を規定することが可能であり、先行する１つの短時間期間中に、患者がその短時間期間中に安静であったことをセンサが示している場合に限り収集される心拍数情報を使用することになる。
【００１０】
いくつかの好ましい実施形態、特に頻脈性不整脈を罹患していることが知られている患者においての使用を意図した実施形態では、埋め込み可能なデバイスはまた、頻脈性不整脈に関連する脱分極間の間隔を拒絶するようにも構成される。このような実施形態では、埋め込み可能なデバイスは、規定された時間期間に対するアベレージレート値の計算の必要条件として、非拒絶心間隔の最小累積持続時間を規定し得る。
【００１１】
生理的センサを使用するデバイスでは、デバイスは、それに対応して、昼間および夜間の期間中におけるセンサ出力の一般的レベルを示す値を収集し記憶してもよい。このような実施形態では、アベレージ心拍数の計算に関連して上で論じたさまざまなタイプのアベレージを含むアベレージセンサ出力値が使用され得る。別法として、関連する時間期間中のすべての発生されたセンサ出力の和すなわち合計が使用され得る。
【００１２】
本発明の一態様によれば、生理的センサは、呼吸レートを測定するために使用される埋め込まれたインピーダンスセンサである。インピーダンスセンサを用いて患者の呼吸傾向を測定するシステムは、Combs他に発行された米国特許第５，９５７，８６１号、Riff他に発行された米国特許第５，８７６，３５３号、またはYerich等に発行された米国特許第５，５６２，７１１号（すべてそれらの全体を参照により本明細書に援用する）に開示されている。
【００１３】
引用した特許で論じられているように、呼吸レートはしばしば毎分換気量を用いて追跡される。毎分換気量は、１分間に肺内へ、および肺から外へ移動する気体の総量として定義される。この測定値は一般に、臨床の場で患者の口内に配置された流量計を用いて得られる。しかし、本発明者は、埋め込まれたインピーダンスセンサによって検出され得るような、呼吸中に肺が拡張および収縮するときに発生する組織インピーダンスの変化を測定することによっても、毎分換気量が精密に近似され得ることを示した。
【００１４】
本発明は、患者の健康における長期傾向がより正確に評価され得るように臨床の場を越えて拡張される方式で毎分換気量を監視する装置および方法を提供する。例えば、本発明は、他の方法では認識されない急性疾患、または慢性疾患の状態における急性悪化を検出するために使用され得る。普通なら認識されない急性疾患の早期検出は、疾患のさらなる進行を防止し、または最小化することができる可能性がある処置を可能にする。
【００１５】
本発明の一態様によれば、毎分換気量は、活動センサまたは代謝率センサによって判定される患者の安静時に記録される。もう１つの実施形態では、毎分換気量は、夜中１２時と朝２時の間のような所定の時間期間に記録される。毎分量の短期および長期の変化は、チェーン・ストークス呼吸および睡眠時無呼吸のような状態を検出するために使用可能である。
【００１６】
〔実施例〕
図１は、本発明が実施されることが有益であり得るタイプのディフィブリレータ（除細動器）およびリード線のセットを示す。心室リード線は、３個の相互に絶縁された導体を保持する細長い絶縁性リード線本体１６を有する。リード線の遠端に隣接して、リング電極２４と、絶縁性電極ヘッド２８内に後退可能に取り付けられた伸長可能な螺旋電極２６と、細長いコイル電極２０とが配置される。それぞれの電極は、リード線本体１６内の導体のうちの１つに接続される。電極２４および２６は、心臓ペーシングのために、および心室脱分極を検知するために使用される。リード線の近端には、それぞれコイル状導体のうちの１つに接続された３個の電気コネクタを保持する分岐コネクタ１４がある。
【００１７】
心房／ＳＶＣリード線は、同じく３個の相互に絶縁された導体を保持する細長い絶縁性リード線本体１５を有する。リード線のＪ字形の遠端に隣接して、リング電極２１と、絶縁性電極ヘッド１９内に後退可能に取り付けられた伸長可能な螺旋電極１７とが配置される。それぞれの電極はリード線本体１５内の導体のうちの１つに接続される。電極１７および２１は、心房ペーシングのために、および心房脱分極を検知するために使用される。細長いコイル電極２３が、電極２１に近接して設けられ、リード線本体１５内の第３の導体に接続される。リード線の近端には、それぞれコイル状導体のうちの１つに接続された３個の電気コネクタを備えた分岐コネクタ１３がある。
【００１８】
冠状静脈洞リード線は、細長いコイル状のディフィブリレーション（除細動）電極８に接続された１個の導体を備えた細長い絶縁性リード線本体６を有する。電極８（破線輪郭で図示）は、心臓の冠状静脈洞および大静脈内に配置される。リード線の近端には、コイル状導体に接続された、電気コネクタを備えたコネクタプラグ４がある。
【００１９】
ペースメーカ／カーディオバータ／ディフィブリレータ１０は、カーディオバージョン／ディフィブリレーション・ショックを送出するための心臓ペーシングパルスを発生するために、ならびに患者の心律動を監視するために使用される電子回路を含む密閉エンクロージャ１１を有する。ペースメーカ／カーディオバータ／ディフィブリレータ１０は、コネクタブロック１２に挿入されたリード線コネクタアセンブリ４、１３および１４とともに示されており、コネクタブロック１２は、コネクタ４、１３および１４を収容し且つリード線をエンクロージャ１１内の回路と相互接続するためのレセプタクルおよび電気コネクタとして役立つ。活動センサ３０は、破線輪郭で概略的に図示されており、加速度計または圧電トランスデューサであり得る。センサ３０は、心拍出量に対する必要量に基づくペーシングレートの調整のためだけでなく、本発明による長期の心拍数および／または呼吸の傾向の測定に関連して、患者が安静であることを確認するためにも使用され得る。
【００２０】
任意選択的に、ペースメーカ／カーディオバータ／ディフィブリレータ１０のハウジング１１の外側に面した部分の絶縁を行ってもよく、あるいはその代わりに、その外側に面した部分は非絶縁のままでもよく、あるいは絶縁部分と非絶縁部分との間で何らかの他の分割を使用してもよい。ハウジング１１の非絶縁部分は、任意選択的に、心房または心室のいずれかの除細動を行うために使用される皮下除細動電極として役立つ。もちろん、他のリード線構成および電極配置で、例示したリード線のセットを置き換えてもよい。例えば、心房除細動および検知電極が、別個の心房リード線上に配置される代わりに冠状静脈洞リード線または右心室リード線のいずれかに付加されて、２リード線システムを可能にするようにしてもよい。
【００２１】
図２は、本発明を実施する際に使用するのに適当なタイプの埋め込み可能な医療デバイス（ＩＭＤ）を、その結合されたリード線システムとともに、患者の心臓との関係で示す。ＩＭＤ１２０は、心臓ペーシングパルスを発生するために、および／または患者の心律動を監視するために使用される電子回路を含むことが可能な密閉エンクロージャ１２４を有する。活動センサ１２６は、破線輪郭で概略的に図示されており、図１に関連して上で論じたように、加速度計または圧電トランスデューサであり得る。エンクロージャ１２４にはヘッダ１２２が取り付けられており、ヘッダ１２２は、リード線１２８および１３０のコネクタ１３２および１３４を収容し且つリード線をエンクロージャ１２４内の回路と相互接続するためのレセプタクルおよび電気コネクタとして役立つ。
【００２２】
一実施形態では、ＩＭＤ１２０は、Halperinに発行された本願と同一譲受人の米国特許第５，５３５，７５２号（その全体を参照により本明細書に援用する）に記載されているタイプの血行動態モニタである。その実施形態では、リード線１２８は生理的センサ１４４を有する。生理的センサ１４４は、酸素センサ、圧力センサ、温度センサ、その他心拍出量に対する必要量を監視するために、または心臓血行動態を測定するために使用されるさまざまなタイプのいずれかのセンサの形態を取り得る。センサ１４４は、本発明による長期心拍数傾向の測定に関連して、患者が安静であることを確認するための活動センサ１２６とともに、またはそれに代えて、使用され得る。
【００２３】
もう１つの実施形態では、ＩＭＤ１２０は、電極１３６および１３８を備えた心房リード線１３０を有するペーシングデバイスである。この実施形態では、電極は、患者の心房を検知し、ペーシングするために使用され得る。さらに、リード線１２８は、右心室心信号を監視しペーシングするための電極１４０および１４２を備えた心室リード線である。
【００２４】
図３は、本発明を実施する際に使用するのに適当なタイプの皮下に埋め込み可能なモニタを示す。このモニタは、Ｍｅｄｔｒｏｎｉｃ Ｒｅｖｅａｌ（登録商標）埋め込み可能モニタの外部構成を共有し、心臓ペーシングパルスを発生するために、および患者の心律動を監視するために用いられる電子回路を含み成形プラスチックヘッダ１０８を備えた密封エンクロージャ１０４を備える。エンクロージャ１０４およびヘッダ１０８のそれぞれは、心律動を監視するための電極１０２および１０６をそれぞれ備える。ヘッダ１０８にはまた、デバイスと体外プログラマとの間で通信する際に使用するためのアンテナ１１０も取り付けられている。１１２として破線輪郭で示されているのは、レート応答心臓ペースメーカとの関連で通常使用されるタイプの内部活動センサであり、加速度計または圧電トランスデューサのいずれかの形態をとる。心信号が電極１０２と１０６との間で検出され、身体活動の測定値が、本発明に従って心拍数傾向および心拍数変動性の測定値を記憶し計算する際に使用する、センサ１１２によって検出される。
【００２５】
図４は、図１〜図３のデバイスのいずれかとともに本発明の実施に関連して使用するのに適当な種類の体外プログラマの平面図である。プログラマ４２０は、マイクロプロセッサ制御されたデバイスであり、埋め込まれたデバイスと通信するためのプログラミングヘッド４２２と、患者の電位図を監視するための表面電位図電極のセット４５９と、好ましくはタッチセンシティブディスプレイであるディスプレイ４５５と、制御ボタンまたはキー４６５と、タッチセンシティブスクリーン４５５とともに使用するためのスタイラス４５６とを備える。制御キー４６５ならびにタッチセンシティブスクリーン４５５およびスタイラス４５６によって、医師は埋め込み可能なデバイスへ送信するためのコマンドを設定し得る。スクリーン４５５によって、医師は埋め込み可能なデバイスから遠隔測定データとして送られた情報を観察し得る。プログラマはさらに、電位図、記憶されたパラメータ、プログラムされたパラメータ、および本発明による心拍数傾向に関する情報のような、埋め込まれたデバイスから受信される信号の表示のハードコピー記録を可能にするプリンタ４６３を備える。この図では見えないが、デバイスはまた、プログラマ４２０へのソフトウェアのアップグレードおよび変更を可能にするために、フロッピー（登録商標）ディスクまたはＣＤ ＲＯＭドライブおよび／またはＰＲＯＭカートリッジのような拡張カードの挿入用ポートを備えてもよい。
【００２６】
本発明との関連では、プログラマ４２０は、単に、埋め込まれたデバイスによって計算された心拍数変動性および心拍数傾向に関する情報を表示するディスプレイデバイスとして役立ってもよく、あるいはその代わりに、心間隔に関するアップリンク送信された生データを受信してもよく、本発明に従って心拍数傾向および心拍数変動性の値を計算してもよい。埋め込まれたデバイスが本発明を実施するのに必要な大量の計算を実行することは好ましく、特に、埋め込まれたデバイスが少なくとも、アベレージレート値を計算し、埋め込まれたデバイス内の記憶要件を縮小することは好ましいと考えられる。しかし、埋め込まれたデバイスとプログラマとの間での機能の配分は、好ましい実施形態とは異なってもよく、それでもなお作動可能なシステムを生じ得る。
【００２７】
図５は、本発明が実施されることが有益であり得る、図３に示したタイプの埋め込み可能なペースメーカ／カーディオバータ／ディフィブリレータの機能的概略図である。この図は、本発明が具現化され得る抗頻脈性不整脈デバイスの１つのタイプの例とみなされるべきであり、限定的なものとみなされるべきではない。というのも、本発明は、心室性不整脈の代わりにまたはそれに加えて心房性不整脈を処置するための治療を提供するデバイス、抗頻脈ペーシング治療を提供しないカーディオバータおよびディフィブリレータ、カーディオバージョンまたはディフィブリレーションを提供しない抗頻脈ペーサ、ならびに神経刺激や薬物投与のような異なる形態の抗不整脈治療を送出するデバイスを含む、多様なデバイス実施態様で実施されることが有益であり得ると考えられるからである。
【００２８】
デバイスは、電極を有するリード線システムを備える。このリード線システムは図１に示したようなものでよい。もちろん、代替的なリード線システムで置き換えてもよい。図１の電極構成が使用される場合、図示されている電極への対応は以下の通りである。電極３１１は電極１１に対応し、埋め込み可能なペースメーカ／カーディオバータ／ディフィブリレータのハウジングの非絶縁部分である。電極３２０は電極２０に対応し、右心室に配置される除細動電極である。電極３１０は電極８に対応し、冠状静脈洞に配置される除細動電極である。電極３１８は電極２８に対応し、上大静脈に配置される除細動電極である。電極３２４および３２６は電極２４および２６に対応し、心室における検知およびペーシングのために使用される。電極３１７および３２１は電極１９および２１に対応し、心房におけるペーシングおよび検知のために使用される。
【００２９】
電極３１０、３１１、３１８および３２０は、高電圧出力回路２３４に接続される。電極３２４および３２６はＲ波増幅器２００に接続される。Ｒ波増幅器２００は、好ましくは、測定されるＲ波振幅の関数として調整可能な検知閾値を提供する自動利得制御増幅器の形態を取る。電極３２４と３２６の間で検知される信号が現在の検知閾値を超えるときには必ず、信号がＲ ＯＵＴライン２０２上に発生される。
【００３０】
電極３１７および３２１はＰ波増幅器２０４に接続される。Ｐ波増幅器２０４もまた、好ましくは、測定されるＲ波振幅の関数として調整可能な検知閾値を提供する自動利得制御増幅器の形態をとる。電極３１７と３２１の間で検知される信号が現在の検知閾値を超えるときには必ず、信号がＰ ＯＵＴライン２０６上に発生される。Ｒ波およびＰ波増幅器２００および２０４の全体的動作は、Keimel他に１９９２年６月２日に発行された「Apparatus for Monitoring Electrical Physiologic Signals」に対する米国特許第５，１１７，８２４号（その全体を参照により本明細書に援用する）に開示されているものに対応してもよい。しかし、埋め込み可能な心臓ペースメーカ、ディフィブリレータおよびモニタで使用される多くの従来技術の検知増幅器のいずれも、本発明とともに使用されることが有益であり得る。
【００３１】
スイッチマトリクス２０８は、利用可能な電極のうちのいずれがデジタル信号解析に使用するための広帯域増幅器２１０に接続されるかを選択するために使用される。電極の選択は、マイクロプロセッサ（μｐ）２２４によりアドレス／データバス２１８を介して制御され、その選択は所望に応じて変更され得る。バンドパス増幅器２１０に接続されるために選択された電極からの信号はマルチプレクサ２２０に供給され、その後、ディレクトメモリアクセス回路（ＤＭＡ）２２８の制御下でランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）２２６に記憶するために、Ａ／Ｄ変換器２２２によって複数ビットデジタル信号に変換される。マイクロプロセッサ２２４は、デジタル信号解析技法を使用して、ランダムアクセスメモリ２２６に記憶されたデジタル化信号を特徴づけ、それにより、当技術分野で知られている多くの信号処理方法のいずれかを使用して患者の心律動を認識し分類し得る。
【００３２】
遠隔測定（テレメトリ）回路３３０は、アンテナ３３２によって、患者アクティベータからダウンリンク遠隔測定データを受信し、また、患者アクティベータへアップリンク遠隔測定データを送信する。アクティベータへアップリンクされるべきデータおよび遠隔測定回路に対する制御信号は、マイクロプロセッサ２２４によりアドレス／データバス２１８を介して供給される。受信された遠隔測定データは、マルチプレクサ（ＭＵＸ）２２０を介してマイクロプロセッサ２２４に供給される。心房および心室検知増幅器２００、２０４は、心房および心室ＥＧＭ信号を生成し、これらもまた、デジタル化され、適当な呼びかけコマンドの受信後に関連するプログラマへアップリンク遠隔測定データとして送られ得る。デバイスはまた、それが検出する相異なる心事象を示すいわゆるマーカーコードを発生することが可能であってもよい。マーカーチャネル能力を有するペースメーカは、例えば、Markowitzに発行された米国特許第４，３７４，３８２号（この特許の全体を参照により本明細書に援用する）に記載されている。どの特定の遠隔測定システムが使用されるかは本発明の実施にとって重要ではなく、埋め込み可能なデバイスで使用するための知られている多くのタイプの遠隔測定システムのいずれも使用され得る。具体的には、Blanchette他に発行された米国特許第５，２９２，３４３号、Thompsonに発行された米国特許第５，３１４，４５０号、Wyborny他に発行された米国特許第５，３５４，３１９号、Keimelに発行された米国特許第５，３８３，９０９号、Greviousに発行された米国特許第５，１６８，８７１号、Barsnessに発行された米国特許第５，１０７，８３３号、またはGreviousに発行された米国特許第５，３２４，３１５号（すべてそれらの全体を参照により本明細書に援用する）に開示されているような遠隔測定システムが、本発明とともに使用するのに適している。しかし、プログラム可能な埋め込まれたデバイスに関して本明細書に引用されたさまざまな他の特許に開示されている遠隔測定システム、または同様のシステムで置き換えてもよい。遠隔測定回路３３０はもちろん、埋め込み可能な抗不整脈デバイスで通例のように、体外プログラマとの間での通信のためにも使用される。
【００３３】
図５のデバイスはさらに、デバイスハウジングの内側表面に、またはデバイスハウジング内のハイブリッド回路に取り付けられた、活動センサ３４４を備えてもよい。センサ３４４、およびセンサ処理回路３４２に存在するセンサは、レート応答ペーシングモードにおけるデバイスの基礎ペーシングレートを調整するために、Anderson他に発行された米国特許第４，４２８，３７８号（その全体を参照により本明細書に援用する）に記載されている従来の方式で使用されてもよく、また、上で論じたように、そして図１０および図１２に関連して以下でさらに詳細に論じるように、安静時または睡眠中の心拍数の測定とともに使用するための患者の活動レベルのインジケータとしても作用する。さらに、センサ３４４は、上で引用したStone他による出願におけるように、患者の機能的状態を追跡するために使用され得る。このような場合、デバイスは、患者の身体活動が規定レベルを満たすかまたは超過する期間の個数および／または持続時間に関する傾向情報を記憶してもよい。昼間および／または夜間の心拍数の記憶された傾向と、センサ出力に関連する傾向情報との比較は、特に有益であり得る。
【００３４】
回路の残りの部分は、心臓ペーシング、カーディオバージョンおよびディフィブリレーションの治療の提供に専ら使用され、本発明の目的のためには、従来技術で知られた回路に対応してもよい。ペーシング機能、カーディオバージョンおよびディフィブリレーション機能を達成するための例示的な装置は以下の通りである。ペーサタイミング／制御回路２１２は、ＤＤＤ、ＶＶＩ、ＤＶＩ、ＶＤＤ、ＡＡＩ、ＤＤＩ、ＤＤＤＲ、ＶＶＩＲ、ＤＶＩＲ、ＶＤＤＲ、ＡＡＩＲ、ＤＤＩＲおよび当技術分野で既知の単室および両室ペーシングの他のモードに関連する基本的な時間間隔を制御するプログラム可能なデジタルカウンタを有する。回路２１２はまた、当技術分野で知られている任意の抗頻脈性不整脈ペーシング治療を使用して、心房および心室の両方における抗頻脈性不整脈ペーシングに関連する補充間隔も制御する。
【００３５】
ペーシング回路（ペーサタイミング／制御回路）２１２により規定される間隔としては、心房および心室ペーシング補充間隔、検知されたＰ波およびＲ波が補充間隔のタイミングを再開するのに無効である不応期、ならびにペーシングパルスのパルス幅がある。これらの間隔の持続時間は、マイクロプロセッサ２２４によりメモリ２２６内の記憶されたデータに応答して決定され、アドレス／データバス２１８を介してペーシング回路２１２へ送信される。ペーシング回路２１２はまた、マイクロプロセッサ２２４の制御下で心臓ペーシングパルスの振幅も決定する。
【００３６】
ペーシング中、ペーサタイミング／制御回路２１２内の補充間隔カウンタは、ライン２０２および２０６上の信号によって指示されるＲ波およびＰ波の検知に応じて、ならびに電極３１７、３２１、３２４および３２６が接続されているペーサ出力回路（ＡペースおよびＶペース）２１４および２１６によるペーシングパルスのタイムアウトトリガ発生後の選択されたペーシングモードに従って、リセットされる。補充間隔カウンタはまた、ペーシングパルスの発生後にリセットされ、それにより、抗頻脈性不整脈ペーシングを含む心臓ペーシング機能の基本的なタイミングを制御する。
【００３７】
補充間隔タイマにより規定される間隔の持続時間は、アドレス／データバス２１８を介して、マイクロプロセッサ２２４により決定される。検知されたＲ波およびＰ波によるリセット時に補充間隔カウンタに存在するカウントの値は、Ｒ−Ｒ間隔、Ｐ−Ｐ間隔、ＰＲ間隔およびＲ−Ｐ間隔の持続時間を測定するために使用され得る。それらの測定値はメモリ２２６に記憶され、本発明に関連して心拍数変動性および心拍数傾向を測定するために、ならびに頻脈性不整脈検出機能に関連して、使用される。
【００３８】
マイクロプロセッサ２２４は、割込み駆動方式のデバイスとして動作し、検知されたＰ波およびＲ波の発生に対応する、および、心臓ペーシングパルスの発生に対応する、ペーサタイミング／制御回路２１２からの割込みに応答する。これらの割込みは、アドレス／データバス２１８を介して供給される。マイクロプロセッサ２２４により実行されるいかなる必要な数学的計算も、ペーサタイミング／制御回路２１２により制御される値または間隔のいかなる更新も、このような割込みに続いて行われる。マイクロプロセッサ２２４は、関連するＲＯＭを有し、ＲＯＭには以下で説明するようなその動作を制御する記憶されたプログラムが存在する。メモリ２２６（図２）の一部は、測定された一連の間隔を保持することが可能な複数の再循環バッファとして構成されてもよい。それらの間隔は、ペーシングまたは検知の割込みの発生に応答して、患者の心臓がその際、心房性または心室性の頻脈性不整脈を呈しているかどうかを判定するために分析され得る。
【００３９】
本発明の不整脈検出方法は、多くの利用可能な従来技術の頻脈性不整脈検出アルゴリズムのいかなるものも含み得る。好ましい一実施形態は、Olson他に発行された米国特許第５，５４５，１８６号またはGillberg他に発行された米国特許第５，７５５，７３６号（両方ともそれらの全体を参照により本明細書に援用する）に記載された、ルールに基づく検出方法の全部または一部を使用し得る。しかし、当技術分野で知られているさまざまな他の不整脈検出方法のいずれも使用され得る。
【００４０】
心房性または心室性の頻脈性不整脈が検出された場合、かつ抗頻脈性不整脈ペーシング治療方式が所望される場合、抗頻脈性不整脈ペーシング治療の発生を制御するタイミング間隔が、マイクロプロセッサ２２４からペーサタイミング／制御回路２１２にロードされ、それにより、その中の補充間隔カウンタの動作を制御し、Ｒ波およびＰ波の検出が補充間隔カウンタを再開するのに無効である不応期を規定する。
【００４１】
カーディオバージョン／ディフィブリレーションパルスの発生が要求された場合、マイクロプロセッサ２２４は、補充間隔カウンタを使用して、このようなカーディオバージョン／ディフィブリレーションパルスのタイミング、ならびに関連する不応期を制御する。カーディオバージョンパルスを要求する心房もしくは心室細動または頻脈性不整脈の検出に応答して、マイクロプロセッサ２２４は、カーディオバージョン／ディフィブリレーション制御回路２３０を作動する。カーディオバージョン／ディフィブリレーション制御回路２３０は、高電圧充電制御（ＣＨＡＲＧＥ）ライン２４０の制御下で、充電回路２３６を介して高電圧コンデンサ２４６、２４８の充電を開始する。高電圧コンデンサの電圧は、ＶＣＡＰライン２４４を介して監視される。この電圧は、マルチプレクサ２２０を通っており、マイクロプロセッサ２２４によりセットされた所定値に達したことに応答して、キャップフル（ＣＦ）ライン２５４上に論理信号を発生し、充電を終了させる。その後、カーディオバージョンまたはディフィブリレーションパルスの送出のタイミングは、ペーサタイミング／制御回路２１２により制御される。細動または頻脈治療の送出後、マイクロプロセッサはデバイスを心臓ペーシングに復帰させ、ペーシングまたは検知される心房もしくは心室脱分極の発生に起因する引き続く次の割込みを待機する。例示したデバイスでは、カーディオバージョンまたはディフィブリレーションパルスの送出は、制御回路２３０の制御下で制御バス２３８を介して、出力回路２３４によって達成される。出力回路２３４は、単相または二相パルスのいずれが送出されるか、ハウジング３１１がカソードまたはアノードのいずれとして働くか、およびどの電極がパルスの送出に関与するかを決定する。
【００４２】
図６は、図２に示したペースメーカ１２０の機能的概略図である。図２および図６のペースメーカは本質的に、図１および図５に示した埋め込み可能なペースメーカ／カーディオバータ／ディフィブリレータのサブコンポーネントのセットである。図５のデバイスと同様に、このペースメーカは、読み出し専用メモリ（ＲＯＭ）１９１に記憶されているプログラムの制御下で動作するマイクロプロセッサ（μｐ）１８９を有するマイクロプロセッサ制御方式のデバイスである。図示されているデバイスにおいて、電極１３６および１３８は、患者の心臓の心房に配置されることが意図されており、心房増幅器（Ａ ＡＭＰ）１８１に接続され、これは図５の心房増幅器（ＡＭＰ）２０４に対応し得る。同様に、心室電極１４０および１４２は、心室増幅器（Ｖ ＡＭＰ）１８２に接続され、これは図５の心室増幅器（ＡＭＰ）２００に対応し得る。心房および心室増幅器１８１および１８２の出力は、タイミング／制御回路１８３に入力される。タイミング／制御回路１８３は、概して図５のペーサタイミング／制御回路２１２と一致し、検出された脱分極間の間隔を測定し、送出されるペーシングパルス間の間隔を制御するとともに、ペーシングパルスの送出または心臓脱分極の検知に応答して、アドレス／データ１９２を介してマイクロプロセッサ１８９を呼び出す割込みを発生する。タイミング／制御回路１８３により測定される脱分極間の間隔は、アベレージ心拍数値を導出するためにマイクロプロセッサ１８９によって処理されるまで、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）１９０に記憶される。図５に関連して説明した１つまたは複数の標準的なペーシングモードに従って送出される心房および心室ペーシングパルスは、心房パルス発生器および心室パルス発生器（ＰＡＣＥ ＯＵＴ）１８４および１８５によって生成され、これらは図５のパルス発生器２１４および２１６に対応し得る。
【００４３】
図６に示したセンサは、上で図２に関連して説明した活動センサ１２６、図２の一実施形態に関連して説明した血行動態センサ１４０、または呼吸センサのいずれにも対応し得る。センサが活動センサである場合、センサ処理回路１８６は図５に関連して論じたセンサ処理回路３４２に対応し得る。しかし、センサが血行動態センサである場合、センサ処理回路は、血行動態センサに通常関連する種類の処理回路に対応することになる。本発明の目的のためには、血行動態センサは、例えば、Mieselに発行された米国特許第６，１２５，２９０号に、関連する処理回路とともに記載されているような酸素飽和度センサ、Meador他に発行された米国特許第６，０２４，７０４に記載されているような圧力センサおよび関連するセンサ処理回路、Riffに発行された米国特許第５，８７６，３５３号に記載されているようなインピーダンスセンサおよび関連するセンサ処理回路、またはMaguire他に発行された米国特許第５，９５７，９６１号に記載されているような温度センサおよび関連する処理回路であってよく（すべてそれらの全体を参照により本明細書に援用する）、あるいは適宜、他のタイプの生理的センサに対応してもよい。以下でさらに詳細に論じるように、本発明との関連では、センサ１２６、１４０は、長期心拍数傾向に関係する情報の収集および記憶を制御する目的で、患者がいつ安静状態にあるかを判定するために使用される。遠隔測定回路（ＴＥＬＥＭ）１８７は、アンテナ１８８とともに、図５のデバイスに関連して上で詳細に説明したように、体外プログラマへ情報を送信し、またそこから情報を受信するように作用する。その情報には、マイクロプロセッサ１８９により計算された、ＲＡＭ１９０内の記憶されたメジアン間隔値および心拍数変動性の測定値に関係する情報が含まれる。
【００４４】
図７は、図３に示した皮下に埋め込み可能な心臓モニタ１００の機能的編成を示す。このデバイスは本質的に、図５に開示した本発明のより複雑な実施形態のサブコンポーネントのセットからなり、電極１０２および１０６（図１に図示）に接続された検知増幅器（ＡＭＰ）１５２を有する。検知増幅器１５２は、図５の検知増幅器２０４または２００に対応し得る。図５のデバイスと同様に、埋め込み可能なモニタは、マイクロプロセッサ（μｐ）１５６の制御下で動作するマイクロプロセッサ制御デバイスであってよく、その機能はそれに関連する読み出し専用メモリに記憶されているソフトウェアによって主として制御される。この関連では、増幅器１５２は心臓脱分極の発生を検出し、タイミング／制御回路１５４は、検出された心臓脱分極間の持続時間を測定し、検出された間隔をマイクロプロセッサ１５６が記憶し、解析し、処理し得るように、マイクロプロセッサ１５６を呼び出す割込みを発生するように作用する。ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）１５８は、後で体外デバイスに対する遠隔測定データとするために、計算されたアベレージ心拍数値を含む測定され計算されたパラメータを記憶するのに役立つ。図５のデバイスと同様に、タイミング／制御回路は、アドレス／データバス１６８によってマイクロプロセッサおよび残りの回路と通信する。遠隔測定システム（ＴＥＬＥＭ）１６２は、図５の遠隔測定システム３３０に対応することが可能であり、ＲＡＭ１５８に記憶されている計算されたメジアンレート値および心臓変動性値に関する情報を送信すること含めて、アンテナ１１０を介して体外プログラマとの間で情報を送受信する。センサ１１２は、図５のセンサ３４４に対応することが可能であり、上で論じたような身体活動センサであり得る。センサ１１２の出力はセンサ処理回路１６６を通っており、センサ処理回路１６６は図５のセンサ処理回路３４２に対応し得る。
【００４５】
図８は、本発明とともに使用するのに適当な、図４に示したプログラマの機能的概略図である。プログラマ４２０は、パーソナルコンピュータ型の、中央処理装置（ＣＰＵ）４５０を組み込んだ、マイクロプロセッサに基づくデバイスである。中央処理装置４５０は例えば、Ｉｎｔｅｌ８０３８６または８０４８６またはＰｅｎｔｉｕｍ（登録商標）マイクロプロセッサなどでよい。システムバス４５１は、ＣＰＵ４５０を、動作プログラムおよびデータを記憶するハードディスクドライブ４５２、ならびにグラフィクス回路４５３およびインタフェースコントローラモジュール４５４と相互接続する。フロッピー（登録商標）ディスクドライブ４６６またはＣＤＲＯＭドライブもまたバス４５１に接続され、プログラマ４２０のハウジング内のディスク挿入スロットを介してアクセス可能である。プログラマ４２０はさらに、デジタル回路４５８、非絶縁アナログ回路４５９、および絶縁アナログ回路４６０を含むインタフェースモジュール４５７を備える。デジタル回路４４８は、インタフェースモジュール４５７がインタフェースコントローラモジュール４５４と通信することを可能にする。
【００４６】
医師または他の介護者もしくはユーザがプログラマ４２０と通信するため、制御ボタン４６５、または任意選択的に、ＣＰＵ４５０に接続されたキーボードが設けられる。しかし、主要な通信モードは、グラフィクス回路４５３により制御される既知の「タッチセンシティブ」型のグラフィクスディスプレイ４５５のスクリーンを通じてである。プログラマ４２０のユーザは、同じくグラフィクス回路４５３に接続されたスタイラス４５６を用いてプログラマ４２０と対話し得る。スタイラス４５６は、スクリーン４５５上のさまざまな位置を指すために使用され、グラフィクスディスプレイ４５５のスクリーンは、ユーザによる選択のためのメニュー選択肢、またはテキストもしくは数字および他の記号を入力するための英数字キーボードを表示する。
【００４７】
グラフィクスディスプレイ４５５はまた、本発明による心拍数変動性および心拍数傾向の測定値を含む、遠隔測定出力データまたはリアルタイムデータのさまざまなスクリーンも表示する。プログラマ４２０はまた、患者のＥＣＧ、ＥＧＭ、マーカーチャネルのハードコピー、またはディスプレイ４５５に表示されたグラフィクスのハードコピーを生成することができるようにインタフェースコントローラモジュール４５４に接続された、ストリップチャートプリンタ（プリンタおよびプリンタ制御）４６３なども備える。
【００４８】
当業者には理解されるように、プログラマ２０が、プログラムされるべき埋め込まれた医療デバイスのタイプすなわち世代に応じてその動作モードを適応させる手段を提供することがしばしば望ましい。したがって、埋め込み可能な医療デバイスの所与のタイプすなわち世代に対応する特定の方法で動作するようにプログラマ４２０を制御するソフトウェアプログラムを記憶するための、ＥＰＲＯＭなどを含む拡張カートリッジを有することが望ましいかもしれない。さらに、本発明によれば、拡張カートリッジを通じて、またはフロッピー（登録商標）ディスクドライブ６６もしくはＣＤＲＯＭドライブを通じて、能力を提供することが望ましい。
【００４９】
インタフェースモジュール４５７の非絶縁アナログ回路４５９はプログラミングヘッド４２２に接続される。プログラミングヘッド４２２は、上記のようにペースメーカ１０とプログラマ４２０との間でアップリンクおよびダウンリンクの遠隔測定リンクを確立するために使用される。アップリンク遠隔測定データとして送られるＥＧＭ信号は、プログラミングヘッド４２２で受信され、非絶縁アナログ回路４５９に供給される。次に非絶縁アナログ回路４５９は、デジタル化ＥＧＭ信号をアナログＥＧＭ信号に変換し、これらの信号を出力ラインＡ ＥＧＭ ＯＵＴおよびＶ ＥＧＭ ＯＵＴに提示する。これらの出力ラインは、ストリップチャートレコーダ（プリンタおよびプリンタ制御）４６３に接続されて、医師が見るためにＡ ＥＧＭまたはＶ ＥＧＭのハードコピープリント出力を提供してもよい。同様に、プログラミングヘッド４２２により受信されるマーカーは、非絶縁アナログ回路４５９からマーカーチャネル出力ライン上に提示される。
【００５０】
インタフェースモジュール５４７内の絶縁アナログ回路４６０は、体外ＥＣＧおよび電気生理的（ＥＰ）刺激パルス信号を受信するために設けられる。具体的には、アナログ回路４６０は、当技術分野で既知の方式で、患者の皮膚電極４５９からＥＣＧ信号を受信し、これらの信号を処理した後、プログラマシステムの残りの部分に供給する。アナログ回路４６０はさらに、同じく当技術分野で知られているように、無侵襲性ＥＰ調査の目的で、体外ＥＰ刺激器からＥＰ刺激パルスを受信するように動作する。
【００５１】
プログラミングヘッド４２２を、確実に関連する埋め込まれたデバイスのアンテナの上に適正に位置決めするため、プログラミングヘッド４２２が満足な通信状態であり十分に強力なＲＦ信号を受信していることのフィードバックが医師に提供される。このフィードバックは、例えば、安定した遠隔測定チャネルを示すために点灯される、例えば発光ダイオード（ＬＥＤ）などのヘッド位置インジケータによって提供され得る。
【００５２】
図９は、１日の経過の中で所定の時間期間中のアベレージ心拍数を計算する第１の方法を説明する機能的流れ図を示す。例えば、昼間および夜間の心拍数アベレージが、関連する体外プログラマに後で表示され得る心拍数傾向を決定する際に使用するために計算され得る。この関連で、図９の流れ図は、埋め込まれたデバイスは測定された心間隔を収集し、昼間心拍数および／または夜間心拍数に対するアベレージ心間隔値を計算し記憶し、計算されたアベレージ昼間および夜間心拍数は埋め込まれたデバイスに関連する体外デバイスに単に表示されるだけであろう、という仮定から出発する。この関連では、測定された心間隔のすべての計算および処理は、埋め込まれたデバイス内のマイクロプロセッサによって実行されることもまた、同じく理解されるべきである。しかし、上述したように、埋め込まれたデバイスと体外デバイスとの間のタスクの代替的な分割もまた本発明の範囲内にあると考えられる。
【００５３】
ステップ６００で、デバイスは初期化され、その後ステップ６０２で、デバイスは、ＳＵＭＮＮ＝０ にセットする。ＳＵＭＮＮは、本発明によるアベレージ心拍数の計算で使用するために保持される測定された心間隔の合計持続時間の現在の和である。デバイスはまたステップ６０２で、ＮＮの値も ＮＮ＝０ にセットする。ＮＮは、本発明によるアベレージ昼間または夜間心拍数の計算で使用される測定された心間隔の現在の総数である。次にステップ６０４で、デバイスは、開始時刻「Ａ」から終了時刻「Ｂ」までにわたる所望される時間ウィンドウ内に時刻が入るまで待機する。アベレージ昼間心拍数の監視との関連では、規定された時間範囲は、例えば午前８：００と午後８：００の間にわたり得る。アベレージ夜間心拍数を測定するデバイスとの関連では、規定された範囲は、例えば午前０：００と午前４：００の間にわたり得る。同じデバイスが、アベレージ昼間心拍数およびアベレージ夜間心拍数の両方の測定を行い記憶してもよいこともまた理解されるべきである。
【００５４】
ステップ６０６で、デバイスが、検知されたまたはペーシングされた脱分極に応答して、現在時刻Ｔが心範囲監視のための規定された所望される時間範囲内にあると判定した場合、ステップ６０８で、デバイスは、検知されたまたはペーシングされた脱分極６０６を先行するペーシングされたまたは検知された脱分極から隔てる測定された心間隔（ミリ秒単位で測定）を記憶する。一実施形態では、所望される時間範囲内のすべての間隔が、アベレージレートを計算する目的で保持される。もう１つの実施形態では、検知された脱分極で終了する間隔のみが保持される。すなわち、この代替実施形態では、「検知から検知まで」の間隔および「ペーシングから検知まで」の間隔のみが測定され、「検知からペーシングまで」および「ペーシングからペーシングまで」の間隔は、自然心拍数を示さないものとして破棄される。もちろん、本発明が、ペーシング治療を提供しない血行動態監視デバイス内で実施される場合には、両方の実施形態ですべての間隔が保持されるであろう。
【００５５】
ステップ６１０で、デバイスは、測定された心間隔が、アベレージ心拍数を求める際に使用するために許容可能であるかそれとも拒絶されるべきかを判定する。測定された心間隔を拒絶することの所望度は、患者の状態および埋め込まれたデバイスのタイプに依存するであろう。例えば、心房性または心室性不整脈にかかりやすい患者の場合において、本発明を使用するデバイスが埋め込み可能なペースメーカ／カーディオバータ／ディフィブリレータである場合、頻脈性不整脈の検出および処置に関連するすべての測定された心間隔を破棄することが望ましいかもしれない。例えばデバイスは、その比較的短い持続時間のゆえに頻脈性不整脈検出基準を満たすすべての間隔、カーディオバージョン／ディフィブリレーションショックの送出前にこのようなデバイスの出力コンデンサの充電中に取得されるすべての間隔、ならびに抗頻脈ペーシング、カーディオバージョン／ディフィブリレーションのような抗頻脈性不整脈治療の送出中に検知されるすべての間隔を拒絶してもよい。これに対して、本発明が単純なＶＶＩ型ペースメーカで具現化され、患者が頻脈性不整脈にかかりやすいのではない場合、検知された脱分極で終了するいかなる心間隔も破棄する必要はないかもしれない。加えて、または別法として、本発明が、検出される心房性頻脈性不整脈に応答してさまざまなペーシングモードの間で切り替えることが可能な両室ペースメーカを含むように具現化される場合、ペーシングモード間のモード切替の動作中に測定される心間隔を破棄することが望ましいかもしれない。
【００５６】
測定された心間隔が拒絶されない場合、ステップ６１２で、間隔の値ＩＮＴがＳＵＭＮＮに加えられ（ＳＵＭＮＮ＝ＳＵＭＮＮ＋ＩＮＴ）、ステップ６１４で、ＮＮの値が１だけインクリメントされる（ＮＮ＝ＮＮ＋１）。デバイスはこのメカニズムに従って、現在時刻Ｔが心拍数監視のための規定された満了時刻Ｂに等しくなるかまたはそれを超過するまで、ＳＵＭＮＮおよびＮＮの値をインクリメントし続ける。ステップ６１８で、デバイスは、測定され保存された間隔の合計持続時間を、監視間隔の持続時間の所定の割合を反映し得る所望される合計持続時間「Ｘ」と比較する。例えば、ＳＵＭＮＮの値は、規定された監視期間の２０％を超過しなければならないとしてよい。ＳＵＭＮＮの値が不十分である場合、ステップ６２０で、デバイスは、現在有効な監視期間に対して心拍数は計算されていないことの指示を記憶し、ステップ６０２で、デバイスは、ＳＵＭＮＮおよびＮＮの値をゼロにリセットし、次の規定された監視間隔を待機する。ＳＵＭＮＮの値が十分である場合、ステップ６２２で、アベレージ心拍数ＨＲが、毎分の拍動数を単位として、式 ＨＲ＝６０，０００／（ＳＵＭＮＮ／ＮＮ） によって計算され、後に関連する体外デバイスに対する遠隔測定データにするため、および関連する体外デバイスによって表示するために、ステップ６２４で、監視期間にわたるアベレージ心拍数を表すＨＲの値が記憶される。図９に示される動作の方法は、関連する体外デバイスに表示するために、アベレージ昼間心拍数、アベレージ夜間心拍数、またはその両方を収集し計算するために使用され得る。
【００５７】
図１０は、規定された心拍数監視期間中に、安静時の患者を示す心間隔のみがアベレージ心拍数を計算する際に確実に使用されるように、関連する活動センサまたは他の代謝センサが使用される、本発明の代替実施形態を示す。図１０に示される動作の方法は、所望される監視期間を、それぞれの２４時間期間内の不連続の期間ではなく単に連続する２４時間期間として指定することによって、２４時間期間にわたるアベレージ安静心拍数の計算も可能にすることに留意すべきである。
【００５８】
ステップ７００における初期化の後、ステップ７０２で、デバイスは、図９に関連して上で論じたように、ＳＵＭＮＮおよびＮＮをゼロにセットし、ステップ７０４で、規定された監視期間の開始を待機する。ステップ７０６で、デバイスは、相対的に短い時間期間Ｔ１を開始する。この時間期間Ｔ１にわたり、患者の身体活動または心拍出量に対する必要量の他の代謝指標が監視されることになる。ステップ７０６では、この短時間間隔Ｔ１中にカウントされる間隔の個数を示すＩＮＴＣＯＵＮＴと、間隔Ｔ１中に記憶される間隔の合計持続時間を反映するＩＮＴＳＵＭの値がゼロにリセットされる。Ｔ１の値は、好ましくはかなり短く、例えば数分間の範囲であり、例えば約２〜５分間である。その後、ステップ７１２における短期間Ｔ１の満了まで、ステップ７０８で、ペーシングされたまたは検知された脱分極が発生するごとに、ステップ７１０で、その脱分極を先行する脱分極から隔てる心間隔が記憶され、ステップ７２６で、デバイスは、上で図９に関連して上で説明したのと類似の方式で、記憶された間隔が拒絶されるべきかどうかを判定する。間隔が保存される場合、ステップ７２８で、ＩＮＴＣＯＵＮＴの値が１だけインクリメントされ、ステップ７３０で、ＩＮＴＳＵＭの値が記憶された心間隔の持続時間だけインクリメントされる。このプロセスは、ステップ７１２における時間期間Ｔ１の満了まで継続する。ステップ７１２におけるＴ１の満了後、ステップ７１４で、デバイスは、先行する時間期間Ｔ１にわたるセンサの出力をチェックし、その出力を規定された閾値と比較して、患者が安静であるかどうかを判定する。例えばセンサ出力がＴ１にわたって発生された連続する数値（例えばカウント）の形態をとる場合、Ｔ１の間に患者が安静であったかどうかを判定するために、Ｔ１の間に発生された数値の和、平均、またはメジアンが計算され、例えば閾値との比較により解析され得る。直接的に測定された活動または他の測定された代謝必要量指標に基づくセンサの出力が、患者が安静でなかったことを示す場合、先行する短いＴ１期間中に収集された間隔は破棄され、ステップ７０６で次のＴ１期間が開始される。活動センサまたは代謝必要量の他の指標が、先行する短時間期間Ｔ１の間に患者が安静であったことを示す場合、ステップ７３２で、ＮＮの値がＩＮＴＣＯＵＮＴの値だけインクリメントされ、ステップ７３４で、ＳＵＭＮＮの値がＩＮＴＳＵＭだけインクリメントされる。このプロセスは、デバイスがステップ７３６で現在時刻Ｔが規定された監視期間の満了点Ｂに等しいかその後であると判定するまで継続する。
【００５９】
規定された監視期間が満了すると、ステップ７２４で、デバイスは、ＳＵＭＮＮの値が、図９に関連して上で詳細に説明した所望される合計持続時間を超過しているかどうかを判定するためのチェックを行う。記憶されている心間隔の合計持続時間が所望される合計より小さい場合、ステップ７２０で、デバイスは、その監視期間に対してアベレージ心拍数の測定値は記憶されなかったことの指示を記憶する。しかし、測定された心間隔の合計持続時間が十分に大きい場合、ステップ７１８で、アベレージ心拍数の値が、上で図１０に関連して論じたのと同じ方式で計算され、ステップ７１６で、監視間隔に対するアベレージ心拍数の記憶された値が、後に関連する体外デバイスに対する遠隔測定データとしてそこに表示するために記憶される。
【００６０】
時間間隔Ｔ１は、長さ１時間以上として選択されてもよいことが留意され得る。別法として、Ｔ１は長さ１時間未満でもよい。所望であれば、患者の活動レベルが拍動ごとに追跡されるように、Ｔ１は１個の心間隔を近似する値に短縮されてもよい。
【００６１】
図１１は、上で図９および図１０に関連して論じたような心拍数情報の収集に類似の方法で、センサ出力が昼間または夜間の期間にわたって監視される、本発明の代替実施形態を説明する機能的流れ図を示す。図１１との関連で「アベレージ」という用語は、心拍数の監視に関連して上で論じたのと同じである。センサは、上記のような活動センサ、または、人体への埋め込みのために利用可能なさまざまな知られている生理的センサのいずれでもよく、酸素飽和度センサ、血圧センサ、血液温度センサ、ｐＨセンサ、呼吸センサなどを含む酸素化血液に対する代謝必要量センサを含むがこれらに限定されない。
【００６２】
昼間センサ出力および夜間センサ出力の値の計算は、例えば、関連する体外プログラマに表示するために昼間センサ出力傾向および夜間センサ出力傾向を構成する際に使用され得る。この関連では、図１１の流れ図は、埋め込まれたデバイスが測定されたセンサ出力値を収集し、昼間センサ出力および／または夜間センサ出力に対するアベレージまたは合計の値を計算して記憶し、計算されたアベレージまたは合計の値が、埋め込まれたデバイスに関連する体外デバイスに表示される、という仮定から出発する。この関連では、測定されたセンサ出力値のすべての計算および処理は、埋め込まれたデバイス内のマイクロプロセッサによって実行されることもまた、理解されるべきである。しかし、上述したように、埋め込まれたデバイスと体外デバイスとの間のタスクの代替的な分割もまた本発明の範囲内にあると考えられる。
【００６３】
ステップ８００で、デバイスは初期化され、その後ステップ８０２で、デバイスは、ＳＵＭ ＳＥＮＳ＝０ にセットする。ＳＵＭ ＳＥＮＳは、本発明によるアベレージまたは合計センサ出力の計算において使用するために保持される測定されたセンサ出力の合計の現在の和である。次にデバイスは、開始時刻「Ａ」から終了時刻「Ｂ」までにわたる所望される時間ウィンドウ内に時刻が入るまで待機する。昼間センサ出力の監視との関連では、規定された時間範囲は、例えば午前８：００と午後８：００の間にわたり得る。夜間センサ出力を測定するデバイスとの関連では、規定された範囲は、例えば午前０：００と午前４：００の間にわたり得る。同じデバイスが、昼間および夜間の両方のセンサ出力の測定を行い記憶してもよいこともまた理解されるべきである。
【００６４】
ステップ８０６で、デバイスが、新しい出力センサ値に応答して、現在時刻Ｔが心範囲監視のための規定された所望される時間範囲内にあると判定した場合、ステップ８０８で、デバイスは、測定されたセンサ出力を数値として記憶する。ステップ８１２で、センサ出力（ＳＯ）の値がＳＵＭ ＳＥＮＳに加えられる。デバイスはこのメカニズムに従って、ステップ８１６で現在時刻Ｔがセンサ出力監視のための規定された満了時刻Ｂに等しくなるかまたはそれを超過するまで、ＳＵＭ ＳＥＮＳの値をインクリメントし続ける。センサ出力監視のための規定された時間の満了後、デバイスは、ステップ８２０でＳＵＭ ＳＥＮＳを記憶し、または任意選択的に、ステップ８２２およびステップ８２４で、アベレージセンサ出力値を計算し記憶する。アベレージセンサ出力値は、例えば、ＳＵＭ ＳＥＮＳおよびセンサ出力監視のための規定された時間の持続時間とに基づいて、または、ＳＵＭ ＳＥＮＳおよびＳＵＭ ＳＥＮＳに含まれるセンサ出力の総数に基づいて、図９に示した方法に従って心拍数アベレージを計算するために使用されたものと類似の方式で計算される。
【００６５】
本発明の一態様によれば、生理的センサは、呼吸レートを測定するために使用される埋め込まれたインピーダンスセンサであり、図２に示したもののような埋め込み可能な医療デバイスによって提供され得る。インピーダンスセンサを用いて患者の呼吸傾向を測定するシステムは、Combs他に発行された米国特許第５，９５７，８６１号、Riff他に発行された米国特許第５，８７６，３５３号、またはYerich他に発行された米国特許第５，５６２，７１１号（すべてそれらの全体を参照により本明細書に援用する）に開示されている。
【００６６】
上で論じたように、呼吸レートはしばしば毎分換気量を用いて追跡される。毎分換気量は、１分間に肺内へ、および肺から外へ移動する気体の総量として定義される。この測定値は一般に、臨床の場で患者の口内に配置された流量計を用いて得られる。しかし、本発明者は、埋め込まれたインピーダンスセンサによって検出され得るような、呼吸中に肺が拡張および収縮するときに発生する組織インピーダンスの変化を測定することによっても、毎分換気量が精密に近似され得ることを示した。
【００６７】
本発明は、患者の健康における長期傾向がより正確に評価され得るように臨床の場を越えて拡張される方式で毎分換気量を監視する装置および方法を提供する。例えば、本発明は、他の方法では認識されない急性疾患、または慢性疾患の状態における急性悪化を検出するために使用され得る。他の方法では認識されない急性疾患の早期検出は、疾患のさらなる進行を防止し、または最小化することができる可能性がある処置を可能にする。
【００６８】
多くの健康状態は、毎分換気量レートの変化を引き起こす。例えば、毎分換気量の上昇は、急性心不全、急性心虚血、腎不全、肺炎、肺鬱血、肺水腫、肺塞栓症、急性喘息、発熱、敗血症、ショック、および発作によって引き起こされ得る。さらに、増大した呼吸レートに続く相当緩徐な呼吸レートの期間を含む毎分換気量傾向は、チェーン・ストークス（Ｃｈｅｙｎｅ−Ｓｔｏｋｅｓ）呼吸または睡眠時無呼吸を示している可能性がある。チェーン・ストークス呼吸の検出は特に重要である。というのは、この症候は、すべての心不全患者の４０パーセントまでに存在するからである。
【００６９】
上で述べたように、本発明は、インピーダンス測定値を用いて毎分換気量における長期傾向を監視する装置を提供する。本発明者は、経胸的インピーダンスによる毎分換気量測定値が、体外気体流量計を用いて得られる毎分換気量測定値と良好な相関を有すると判定した。しかし、インピーダンスセンサを用いて得られる毎分換気量測定値と、流量計を用いて得られる測定値との間の相関は、患者ごとに変わり得ることは留意され得る。換言すれば、２人の患者が上記のインピーダンスシステムを用いて測定される毎分換気量値の変化を示した場合、彼らは流量計を用いて測定される毎分換気量値の同一の変化を呈さないかもしれない。したがって、測定された毎分換気量のアベレージ値を診断基準として使用する目的では、毎分換気量値の絶対値の変化ではなく比例的変化を診断目的で使用することが推奨される。例えば、インピーダンスに基づくシステムを用いて測定される毎分換気量の百分率変化は、流量計によって測定される毎分換気量の百分率変化と非常によく対応することがわかっている。
【００７０】
本発明の一態様によれば、インピーダンスセンサを用いて得られる傾向線の表示は、換気量の絶対値の目盛りではなく変化の百分率の目盛りを用いて設定され得る。本発明との関連で予測されることであるが、測定された毎分換気量値の傾向線を表示するために上記のプログラマが使用されてよく、特に有益な表示は、値が表示される前に得られたアベレージ毎分換気量値の基線を使用し、縦軸はそれぞれの後続の監視期間に関連する基線からの百分率変化を示すものかもしれない。同様に、毎分換気量の変化は、インジケータまたはアラームをトリガする手段として、または、臨床医に患者の状態の変化が警告され得るように医療デバイスの動作パラメータを警告するために、使用され得る。この場合には、上に論じた場合と同様に、プログラマまたは埋め込まれたデバイスが、毎分換気量の百分率変化を検出のための閾値として使用することが提案される。
【００７１】
本発明の一態様によれば、毎分量測定値は、患者が安静の時にのみ取得される。上で論じたように、これは、活動センサまたは代謝パラメータを測定するための他のセンサを用いて判定され得る。好ましくは、毎分換気量を示すインピーダンス測定値は、患者が少なくとも数分間無活動であった後にのみ取られる。患者が安静である時間期間に測定値を制限することは、毎分換気量にも影響を及ぼす身体運動を評価することを不要にする。
【００７２】
本発明の一実施形態では、毎分換気量は所定の時間期間中にのみ測定される。例えば、夜間の時間中の呼吸を監視するために使用される時間期間は、夜中の１２時の付近に、さらに好ましくは、およそ午前０：００からおよそ午前２：００までの間の監視期間に、制限され得る。本発明者による試験によれば、上で引用した特許に記載されているようなインピーダンスセンサを用いた毎分換気量測定値は、この時間期間中に測定されるときに複数の測定サイクルにわたって最大の再現性（最小の変動性）を示すことが判定された。したがって、この特定の時間期間は、患者の基礎状態の実際の変化を反映するものとして、毎分換気量特性の変化を測定するための最良の機会を提供する。それゆえ、これは、毎分換気量を測定するために使用されるインピーダンスセンサで使用する基線値を更新するための最良の機会を提供する。本発明者はまた、昼間または夜間の時間中に呼吸を監視するデバイスとの関連で、およそ午後０：００から午後２：００までの間およびおよそ午後６：００から午後８：００までの間の期間もまた比較的高いレベルの再現性を提供しており、毎分換気量に対応する基線値を得るために同じく有益であり得ると判定した。
【００７３】
選択された監視期間中に、アベレージ毎分換気量値は、図１１に関連して上で論じたメカニズムに従って記憶されてよく、患者の基礎身体状態の変化を監視する際に医師によって使用される毎分換気量傾向線分析を生成するために使用されてもよい。さらに、規定された１つまたは複数の監視期間中に得られるアベレージ毎分換気量値は、上に論じたYerich特許に従って、測定された毎分換気量値とペーシングレートの間の関係を調整するための基線として使用され得る。
【００７４】
図１２は、本発明に関連して使用され得る、呼吸傾向を監視する方法を説明する機能的流れ図である。ステップ８３０で、異常呼吸指数（ＡＢＩ）がゼロにセットされる。次に、現在時刻「Ｔ」が所定の開始時刻「Ａ」と所定の終了時刻「Ｂ」の間にあるかどうかが判定される。これは、判定ステップ８３２および８３４に示されている。時刻「Ｔ」が所定の開始時刻と終了時刻（これらは、本発明の一実施形態ではそれぞれ午前０：００および午前２：００であり得る）の間にあるとき、処理はステップ８３６に続く。ステップ８３６で、毎分換気量の監視が、インピーダンスセンサデータを収集し記憶することによって実行される。データの収集はさらに、患者が無活動であることを確認する測定を前提条件としてもよい。このような測定は、姿勢センサ、活動センサ、または代謝パラメータを測定するセンサによって提供され得る。患者がその時間期間中に無活動でない場合、無活動であることが確認されるまで測定値は取られない。
【００７５】
一実施形態では、ステップ８３８に示されるように、収集されたデータは、異常呼吸が発生したかどうかを判定するために、増分時間期間Ｔwで処理される。異常呼吸は、毎分換気量が特定時間期間に対する所定の「正常」限界の外部にあると判定することによって検出され得る。これらの限界は、例えば、患者が安静であるときの昼間の監視中と夜間の監視中とを比較すると異なり得る。毎分換気量により測定される排出される気体の量とともに、呼吸回数もまた、異常呼吸パターンを判定するために使用され得る。例えば、毎分２５回より多くの呼吸の検出は、異常呼吸パターンを示すものとして使用され得る。
【００７６】
本発明のプロセスで使用するために選択される増分時間期間Ｔwは、全監視時間（Ｂ−Ａ）より短いいかなる時間期間でもよく、一実施形態では１分間にセットされる。増分時間期間にわたる毎分換気量の計算は、チェーン・ストークス呼吸、または睡眠時無呼吸によって引き起こされる呼吸パターンのような、不規則な呼吸パターンを検出する際に有益である。上述したように、チェーン・ストークス呼吸中または睡眠時無呼吸をしているとき、患者は、増大した毎分換気量の第１の時間期間に続いて、相当減少した毎分換気量の第２の時間期間を呈し得る。このパターンは一般的に、複数回連続して反復される。上で論じた他のタイプの状態もまた、短い時間期間にわたる毎分換気量の増大または減少を引き起こすであろう。
【００７７】
判定ステップ８４０で異常呼吸パターンが検出された場合、ステップ８４２に示されるように、ＡＢＩがインクリメントされ、監視は矢印８４４で示されるように継続する。他方、呼吸パターンが正常とみなされた場合、監視は矢印８４６で示されるように継続する。
【００７８】
現在時刻「Ｔ」が時刻「Ｂ」より大きいかまたはそれに等しくなるように監視時間期間が経過したとき、計算されたＡＢＩは長期傾向を判定する際に使用するために記憶され得る。所望であれば、計算されたＡＢＩは、現在のアベレージＡＢＩ値を更新するために使用され得るが、これは、埋め込み可能な医療デバイス内のメモリを節約するために望ましいかもしれない。これはステップ８４８に示されている。その後、処理はステップ８３０に続き、方法は繰り返される。
【００７９】
図１３は、本発明の使用により生成される心拍数および呼吸傾向のデータの使用法を説明する流れ図である。上述したように、心拍数および毎分換気量のデータは、ＲＡＭ２２６（図５）のような記憶デバイスに一時的に記憶され得る。所定の時刻に、このデータは記憶デバイスから検索され、遠隔測定回路３３０のような通信回路を介して体外プログラマ４２０へ転送され得る。これは図１３のステップ９００に示されている。データが転送された後、ステップ９０２に示されているように、それはさらに操作され、ユーザの分析のために表示され得る。データはまた、ステップ９０４に示されているように、診断目的でさらに処理され得る。例えば、毎分換気量データは、患者がチェーン・ストークス呼吸をしている可能性が高いかどうかを判定するために解析され得る。チェーン・ストークス呼吸をしている場合、患者が心疾患のような病気を発病しているかどうかを判定するために、他の患者データがこの見かけの呼吸傾向とともに使用され得る。
【００８０】
いくつかの実施形態では、ステップ９０６に示されているように、患者治療は診断に基づいて変更され得る。例えば、患者が両心室ペーシングデバイスを備えていると仮定すると、心不全状態の見かけの進行に基づいて、両心室ペーシングが開始されることが可能であり、または関連するペーシングパラメータが調整されることが可能である。このようなパラメータは、例えばＲＡＭ２２６に記憶するためにプログラマ４２０および遠隔測定回路３３０を介してＩＭＤに転送され得る。
【００８１】
上記の開示によれば、本発明に対する変形および変更が可能であろう。しかし、すべてのこのような変形および変更は、本願の特許請求項によって請求される本発明の範囲内に入ることが意図されている。
【図面の簡単な説明】
【図１】  本発明を実施する際に有益なタイプの埋め込み可能なペースメーカ／カーディオバータ／ディフィブリレータを人間の心臓とともに示す。
【図２】  本発明を実施する際に有益なタイプの埋め込み可能な医療デバイスを人間の心臓とともに示す。
【図３】  本発明を実施する際に有益なタイプの埋め込み可能なモニタを示す。
【図４】  本発明を実施する際に有益なタイプのプログラマの斜視図である。
【図５】  本発明を実施する際に有益なタイプの埋め込み可能なペースメーカ／カーディオバータ／ディフィブリレータの機能的概略図である。
【図６】  本発明を実施する際に有益なタイプの埋め込み可能なペースメーカの機能的概略図である。
【図７】  本発明を実施する際に有益なタイプの埋め込み可能なモニタの機能的概略図である。
【図８】  本発明を実施する際に有益なタイプのプログラマの機能的概略図である。
【図９】  本発明に関連して使用可能な、心拍数傾向を監視する第１の方法を説明する機能的流れ図である。
【図１０】  本発明に関連して使用可能な、心拍数傾向を監視する第２の方法を説明する機能的流れ図である。
【図１１】  本発明に関連して使用可能な、センサ出力傾向を監視する方法を説明する機能的流れ図である。
【図１２】  本発明に関連して使用可能な、呼吸傾向を監視する方法を説明する機能的流れ図である。
【図１３】  本発明の使用により生成される心拍数および呼吸傾向のデータの使用法を説明する流れ図である。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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