(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
心室間（Ｖ−Ｖ）同期性を最適化し、該最適化の結果として、閉ループ心臓再同期化治療を送出する装置であって、
左心室の一部と電気的に接続し、且つパルス発生器のペーシング回路に電気結合する左ペーシング電極（５０）と、
右心室の一部と電気的に接続し、且つ前記パルス発生器のペーシング回路に電気結合する右ペーシング電極（３８）と、
を備えるものであり、
以下の、
左心室の側壁の心外膜又は心膜の一部の中に、又はその上に、機械的に結合されるように、心外膜リード線に位置して、左心室の側壁の一部の運動を測定し、そのような運動に関連する左心室加速度信号を提供し、パルス発生器に結合される運動測定回路に結合される、加速度トランスデューサ手段（６２）、及び、
少なくとも１つの心周期の間に心室間（Ｖ−Ｖ）間隔を反復して変更し、且つ心周期の等容性収縮部分の間に取得された前記左心室加速度信号の第１ピークに対応するピーク振幅値を、前記心周期中に使用される前記心室間（Ｖ−Ｖ）間隔について記憶し、また、該記憶したピーク振幅を比較し、その後、前記最大のピーク振幅に対応する心室間（Ｖ−Ｖ）間隔に基づいて最適化した心室間（Ｖ−Ｖ）間隔をプログラムするための心室間（Ｖ−Ｖ）間隔最適化手段（１０２）と、
を備えることを特徴とする、閉ループ心臓再同期化治療を送出する装置。
【請求項２】
前記パルス発生器が、埋め込み可能なパルス発生器（１４）である、請求項１に記載の装置。
【請求項３】
前記パルス発生器が、更に、
前記心臓の少なくとも１つの心腔、及び、前記パルス発生器内に配置される高電圧回路と電気的に接続する、少なくとも１つのディフィブリレーション電極と、
を備える、
請求項１又は２に記載の装置。
【請求項４】
前記側壁の一部が、前記側壁の中間−基底部分である、請求項１ないし３に記載の装置。
【請求項５】
心房腔と電気的に接続し、前記パルス発生器のペーシング回路に電気結合する、ペーシング電極を更に備える、請求項４に記載の装置。
【請求項６】
請求項１に記載の装置において、左心室機能を評価し、且つ、心臓ペーシング間隔を最適化するための方法を実行するための命令でプログラミングされた、コンピュータ可読媒体であって、
心臓の左心室腔の側壁の一部の運動を、前記配置された加速度トランスデューサ手段で検知し、前記トランスデューサから当該運動に関連する左心室加速度信号を測定するための命令、
を備え、
以下の、
１つの心室と電気的に接続する第１のペーシンング電極と、他の心室と電気的に接続する第２のペーシング電極との、心室間（Ｖ−Ｖ）タイミング・パラメータを、心周期の、所定の時間間隔にわたって、又は、所定の数にわたって、反復的に調整するための命令、
心室間（Ｖ−Ｖ）タイミング・パラメータの少なくとも２つを記憶するための命令、及び、当該心室間（Ｖ−Ｖ）タイミング・パラメータの少なくとも２つの各々のために、各記憶された心室間（Ｖ−Ｖ）タイミング・パラメータを、心周期の等容性収縮部分の間に得られた前記左室加速度信号の第１のピークに対応するピーク振幅値に関連付けるための命令、
前記記憶された複数のピーク振幅値の大きさを比較するための命令、及び、
最も大きい、記憶されたピーク振幅値に対応する、心室間（Ｖ−Ｖ）タイミング・パラメータを用いて、最適化された心室間（Ｖ−Ｖ）間隔をプログラミングするための命令、
を更に備えることを特徴とするコンピュータ可読媒体。
【請求項７】
前記トランスデューサ手段が、冠状静脈洞血管の一部、即ち、当該冠状静脈洞に流体結合した血管内に配置されるようにされる、
請求項６に記載のコンピュータ可読媒体。
【請求項８】
前記加速度トランスデューサ手段が、前記心臓の左心室心尖部に向かって整列した、長手方向検知軸を有する単軸加速度計を備える、
請求項６に記載のコンピュータ可読媒体。
【請求項９】
前記加速度トランスデューサ手段が２軸加速度計を備える、請求項６に記載のコンピュータ可読媒体。
【請求項１０】
前記加速度トランスデューサ手段が３軸加速度計を備える、請求項６に記載のコンピュータ可読媒体。
【請求項１１】
前記装置が、埋め込み可能な医療デバイスを備える、請求項６に記載のコンピュータ可読媒体。
【請求項１２】
前記第１のペーシング電極、又は、前記第２のペーシング電極が、更に、前記装置に接続された検知回路と電気的に接続する検知電極を備え、
更に、
脱分極波活動を測定し、少なくとも部分的に、当該測定された脱分極波活動に関連する、少なくとも一時的に、少なくとも１つのパラメータを記憶するための命令を備える、
請求項１１に記載のコンピュータ可読媒体。
【請求項１３】
前記装置に結合され、前記心臓に隣接して配置された少なくとも１つの高電圧電極と電気的に通信状態にある、可変電圧ディフィブリレーション回路を更に備える、
請求項１２に記載のコンピュータ可読媒体。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、包括的には、心機能不全を監視又は処置する埋め込み可能医療デバイスに関し、より詳細には、心臓の収縮性を監視し、左心室自由壁の加速度に従って治療を最適化するデバイス及び方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
左心室機能の評価は、診断と治療適用の両方にとって重要である。心臓が正常に機能する間、心房及び心室は、心周期の収縮期（収縮)相と拡張期（弛緩）相の間に一貫した時間依存の関係を観測する。病理学的状況に伴い、又は、続く心臓関連の外科処置の後の心臓機能不全の間に、これらの時間依存の機械的関係が変化することが多い。心筋の弱化の作用と結合すると、この変化は、収縮の強さを生成する心室の能力を低下させ、血行力学的機能不全をもたらす。
【０００３】
冠状動脈バイパスグラフト（ＣＡＢＧ）手術に続く心室同期異常(dyssynchrony)は、比較的しばしば出くわす問題であり、術後の一時的なペーシングを必要とする。心房−２心室ペーシング（atrio-biventricular pacing）は、こうした処置に続く術後の血行力学を改善することがわかった。
【０００４】
長期継続の心臓再同期化治療（ＣＲＴ）は、うっ血性心不全を病む患者の心臓機能の指標を改善することを臨床的に立証した。心臓ペーシングが、一方又は両方の心室、或いは、一方又は両方の心房を含む複数の心腔に適用されて、心腔の協調が改善され、次に、心拍出量及びポンプ効率が改善されると考えられている。再同期化治療を受ける患者の臨床的追跡調査は、心臓機能、左心室容積、及び壁運動の血行力学的測度の改善を示した。しかしながら、全ての患者が心臓再同期化治療に好都合に反応するわけではない。医師は、利益を得ることになる患者を選択すること、及び、心腔収縮を再同期させるために適用される最適ペーシング間隔を選択することを要求される。
【０００５】
心房−心室（Ａ−Ｖ）及び心室間（Ｖ−Ｖ）ペーシング間隔の選択は、最良の短時間の(acute)血行力学的反応をもたらす設定を決定するために実施される心エコー検査による研究に基づくことが多い。しかしながら、無侵襲監視方法を使用して、著しい血行力学的変化が個々の患者において、常に短時間に観測可能であるとは限らない。したがって、パラメータの選択は、心室充満の変更又は妨害を回避することに基づく場合がある。本発明者が理解している、心臓再同期化治療を評価するために行われるＭＩＲＡＣＬＥ臨床試験では、心エコー検査によって観測される、心房の寄与を切り捨てることなく、心室充満を最大にするようにＡ−Ｖ間隔を短くすることによって、Ａ−Ｖ間隔が、患者において個々に最適化された。
【０００６】
心エコー検査手法は、ＣＲＴを最適化する開ループ方法のみを提供する。ペーシング間隔の様々な組み合わせの血行力学的作用を評価した後、医師は、所望のパラメータを手作業で選択し、プログラムし、患者のデバイスの最適設定が、次の再最適化が起こるまで変わらないままであると仮定しなければならない。多腔ペーシング中にペーシング間隔を選択する自動化システムが提案されている。右心臓弁閉鎖又は右心室収縮のタイミングを決定し、左心室ペースパルスを送出するタイミングを調整するための、インピーダンス検知を含む４腔ペーシングシステムは、Bakels他に発行され、参照によりその全体が本明細書に援用される、米国特許第６，２２３，０８２号に全体が記載される。埋め込み可能な多腔心臓刺激デバイスにおいて、患者に最適な血行力学的利益を提供するために選択されるプログラム可能な結合間隔は、Levineに発行され、参照によりその全体が本明細書に援用される、米国特許第６，４７３，６４５号に全体が記載される。
【０００７】
心筋収縮率及び収縮の強さを評価するために、ドプラ組織画像化が臨床的に使用されてきた。組織ドプラ画像化から導出される、等容性収縮中の心筋加速度は、指標すなわち右心室収縮性として調査されている。心筋加速度は、等容性収縮中は一定であると推定された。ドプラ組織画像化はまた、どの患者が心臓再同期化治療から利益を受ける可能性があるかを予想するために、中隔壁運動と側壁運動との間の協調を調査するのに使用されてきた。証拠が示唆することは、患者の反応が、治療の前後での心室同期性の程度に依存することである。ドプラ組織画像化研究が示したことは、左心室の中間から中間−基底セグメントが、心臓再同期化治療の後の短縮において最も大きな改善を示すことである。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
したがって、左心室の壁運動の検出及び監視は、心臓再同期化治療を最適化する際に有用であるであろう。心筋収縮性は、心室機能の血行力学的測度ほどには、前負荷依存でなく、自律的に敏感でもない。したがって、心筋収縮性に基づく心臓再同期化治療の最適化は、自律的影響又は前負荷の変更下で急激に変化すると思われる血行力学的パラメータに基づく最適化に比べて一過性でないことが期待される。しかしながら、加速度計によって直接測定される時、心筋加速度は等容性収縮中に一定ではない。したがって、心臓の収縮性を評価し、ＣＲＴを最適化する時に使用するために、特に左心室において心筋加速度を監視する方法が必要とされる。
【０００９】
右心室を基準にして使用するための、心壁運動を監視する埋め込み可能センサが、説明され、実施されてきた。心臓マス（heart mass）のモーメント又は速度を監視することによる、心臓機能の監視のために心臓マスに埋め込まれたセンサは、Vallana他に発行された米国特許第５，４５４，８３８号に全体が開示される。カテーテル先端又は先端に近接して加速度トランスデューサを有する、心臓の収縮性を監視するための心室内挿入用のカテーテルは、Cunninghamに発行された米国特許第６，０７７，２３６号に全体が開示される。加速度計ベースの心壁運動センサを組み込む埋め込み可能リード線は、Moberg他に発行された米国特許第５，６２８，７７７号に全体が開示される。自然な心臓加速度を検知するデバイスは、Plicchi他に発行された米国特許第５，６９３，０７５号に全体が開示される。心臓収縮による曲げモーメント(bending)を受ける位置において配設された張力測定要素を含む心筋張力測定のためのシステムは、Ferek-Petric他に発行された米国特許第５，２６１，４１８号に全体が開示される。先に引用した特許は全て、参照によりその全体が本明細書に援用される。
【００１０】
Ａ−Ｖ間隔を最適化するために右心室心尖部のピーク心内膜壁運動を検出することは、臨床的に確認されている。心臓壁運動センサ信号を使用して心拍数及びＡＶ間隔について血行力学的に最適な値を提供するシステム及び方法は、Bornzin他に発行され、参照によりその全体が本明細書に援用される、米国特許第５，５４９，６５０号に全体が記載される。たとえば、心臓加速度を含む、心臓性能パラメータの最適化をもたらすように、ペーシングモードと１つ又は複数のペーシングサイクルパラメータの両方を自動的に最適化するように設計された心臓刺激システムは、Tockman他に発行された米国特許第５，５４０，７２７号に全体が開示される。
【００１１】
ＣＲＴ中にＡ−Ｖ間隔とＶ−Ｖ間隔の両方を最適化することは時間がかかるプロセスであり得る。最適化が、前負荷依存の血行力学的指標に基づく時、１つの調整は、他についての最適な設定に影響を与える可能性がある。したがって、心筋の収縮性などの、心室機能の比較的前負荷に依存しない指標に基づいてＶ−Ｖ間隔を最適化し、それによってＶ−Ｖ間隔の最適化がＡ−Ｖ間隔の最適化とは無関係になるようにする方法を提供することが望ましい。
【００１２】
左心室の心筋の収縮性を監視し、且つ心腔の同期化を、長期に継続して、又は、短期に改善するために送出される多腔又は２心室ペーシング中に、左心室収縮性の最大の改善を生じる、最適な心臓ペーシング間隔を選択するデバイス及び方法を提供する必要性が残っていることが、先の説明から明らかである。改善された左心室収縮性の指標は、心腔全体の同期性及び機能の改善を反映し、且つ一般に、心臓効率の正味の改善をもたらすことが期待される。
【課題を解決するための手段】
【００１３】
本発明は、左心室自由壁の加速度の検出に基づいて、左心室の機能を評価し、且つ心臓ペーシング間隔を最適化する方法及び装置を提供する。一実施形態では、本発明は、埋め込み可能な多腔パルス発生器及び関連するリード線システムを含む心臓再同期化システムにおいて実現され、左心室冠状静脈洞リード線又は左心室心外膜リード線は、左心室の、本明細書で「側壁」とも呼ばれる、自由壁の加速度を検出するセンサを備える。代替の一実施形態では、一時的外部パルス発生器が、加速度センサを備えた左心室の一時的ペーシングリード線を含む一時的ペーシングリード線に結合される。
【００１４】
好ましい一実施形態では、センサは加速度計であり、単軸、２軸、又は３軸加速度計であってもよい。左心室側壁の加速度に比例する信号を生成することが可能な他のタイプのセンサで置き換えることができるであろう。センサは、好ましくは、中間の、又は、中間−基底の左心室自由壁セグメントに、又は、それに近接して設置される。
【００１５】
埋め込み可能な、又は、外部のシステムは、加速度センサ信号を受信し、処理して、等容性収縮中の左心室自由壁加速度（ＬＶＡ）に基づいて心臓収縮性の指標を決定する。信号処理が実施されることによって、加速度信号が測定され、１つ又は複数の信号パラメータが心臓収縮性の指標として導出される。好ましい一実施形態では、等容性収縮相中に発生する第１加速度ピークの最大振幅が、心臓収縮性指標として決定される。心臓収縮性指標は、監視目的及び／又は診断目的で、他のパラメータデータ又は生理的データと共に記憶される可能性がある。
【００１６】
自動化された、反復的な試験ルーチン中に、心臓治療は、心臓収縮性のＬＶＡ指標に基づいて最適化される。一実施形態では、ＣＲＴは、心室間（すなわち、心室−心室又は「Ｖ−Ｖ」）間隔を変化させ、且つ等容性収縮中のピークＬＶＡを決定するアプリケーションを含む反復最適化法を実行することによって最適化される。等容性収縮中に発生する第１加速度ピークの最大振幅を生成するＶ−Ｖ間隔が、心臓再同期化治療を送出するために選択される。このＶ−Ｖ間隔は、最適な心室間同期性を生じ、長期の閉ループＣＲＴ制御を提供することが示された。心不全の患者に対してこうした最適なＣＲＴ制御を提供するために本発明が実施される場合、こうした患者のＮＹＨＡクラスが徐々に改善していくことができると考えられる（たとえば、ＮＹＨＡクラスＩＶからＮＹＨＡクラスＩＩＩ、又は、ＮＹＨＡクラスＩＩへなど）。さらに、本発明は、いわゆる、「逆再モデル化」の作用を増大する場合があり、長期継続ＣＲＴに応答して、こうした心不全の患者についての、心臓の形状、心臓のサイズ、及び／又は、心臓機能などが、徐々に相当に改善される。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１７】
先に示したように、本発明は、等容性収縮相中に、心臓収縮性を監視し、且つ左心室自由壁加速度を監視することに基づいて心臓治療を最適化する方法及び装置を提供することを対象とする。特に、本発明は、心不全を処置するのに使用される長期継続再同期化治療中に、心室間ペーシング間隔を最適化するのに役立つ。本発明はまた、術後心室同期異常を処置するために適用される一時的ペーシング中に使用されるペーシングパラメータを選択する際に役立つ。したがって、本発明は、２腔又は多腔ペースメーカ及び関連するリード線のセットを含む埋め込み可能な心臓ペーシングシステムにおいて具体化されてもよい。代わりに、本発明は、関連する一時的ペーシングリード線を有する外部ペーシングデバイスを含む一時的ペーシングシステムにおいて具体化されてもよい。
【００１８】
図１Ａは、本発明を実施することができる、例示的な、埋め込み可能な多腔心臓ペースメーカ１４を示す。多腔ペースメーカ１４は、必要である場合に、１つ又は複数の心腔に対してペーシングパルスを送出することによって、心室同期性を回復し、心臓活性化シーケンスを制御することを可能にする。ペースメーカ１４は、３本のリード線１６、３２、及び５２によって、患者の心臓１０とつながっているものとして示される。心臓１０は、上部心腔すなわち右心房（ＲＡ）と左心房（ＬＡ）、及び、下部心腔すなわち右心室（ＲＶ）と左心室（ＬＶ）、及び、右心房内の開口から、横方向に、心房の周囲へ延びて、大心臓静脈４８を形成し、中心静脈(inferior cardiac veins)を形成するように分岐する冠状静脈洞（ＣＳ）を示す部分断面図で示される。
【００１９】
本明細書で「埋め込み可能パルス発生器」又は「ＩＰＧ」とも呼ばれるペースメーカ１４は、皮膚と肋骨の間の患者の体内に皮下的に埋め込まれる。３本の経静脈的心内膜リード線１６、３２、及び５２は、それぞれ、ＩＰＧ１４をＲＡ、ＲＶ、及びＬＶに接続する。各リード線は、少なくとも１つの電気導体及びペース／センス電極を有する。遠隔不関筐体(remote indifferent can)電極２０は、ＩＰＧ１４のハウジングの外部表面の一部として形成される。ペース／センス電極及び遠隔不関筐体電極２０は、ペーシング及び検知機能のために、多数の単極及び双極ペース／センス電極の組み合わせを提供するために選択的に採用される可能性がある。
【００２０】
図示する双極心内膜ＲＡリード線１６は、静脈を通って心臓１０のＲＡ腔内に通され、ＲＡリード線１６の遠位端は、取り付け機構１７によってＲＡ壁に取り付けられる。双極心内膜ＲＡリード線１６は、インラインコネクタ１３がＩＰＧコネクタブロック１２の双極穴に嵌合した状態で形成され、インラインコネクタ１３は、リード線本体１５内にあって、ＲＡペーシングを達成し、ＲＡ電位図（ＥＧＭ）信号を検知するために設けられた遠位先端ＲＡペース／センス電極１９及び近位リングＲＡペース／センス電極２１に接続された、一対の電気絶縁した導体に結合する。
【００２１】
双極心内膜ＲＶリード線３２は、ＲＡを通ってＲＶ内に通され、その近位リング及び先端ＲＶペース／センス電極３８及び４０は、従来の遠位取り付け機構４１によって心尖部の適所に固定される。ＲＶリード線３２は、インラインコネクタ３４がＩＰＧコネクタブロック１２の双極穴内に嵌合した状態で形成され、インラインコネクタ３４は、リード線本体３６内にあって、ＲＶペーシングを達成し、ＲＶ ＥＧＭ信号を検知するために設けられた遠位先端ＲＶペース／センス電極４０及び近位リングＲＶペース／センス電極３８に接続された、一対の電気絶縁した導体に結合する。ＲＶリード線３２は、オプションで、ＲＶ壁運動センサ６０を含んでもよい。ＲＶ壁運動センサ６０は、ＲＶ先端領域の運動すなわち加速度を検出するために、ＲＶ心尖部内か、又は、ＲＶ心尖部に近接して位置決めされてもよい。右心室内における加速度センサの埋め込みは、先に引用したPlicchi他に発行された米国特許第５，６９３，０７５号に全体が記載される。
【００２２】
図示するこの実施形態では、単極心内膜ＬＶ ＣＳリード線５２は、ＲＡを通ってＣＳ内に、さらに、心臓静脈内に通されて、遠位ＬＶ ＣＳペース／センス電極５０をＬＶ腔に沿って延ばし、ＬＶペーシング及びＬＶ ＥＧＭ信号の検知を達成する。ＬＶ ＣＳリード線５２は、ＩＰＧコネクタブロック１２の穴内に嵌合する近位端コネクタ５４で結合する。遠位ＬＶ ＣＳペース／センス電極５０を、大心臓静脈４８から分岐する心臓静脈内の深いところに入れるために、直径の小さい単極リード線本体５６が選択される。
【００２３】
本発明によれば、冠状静脈洞リード線５２は、左心室自由壁の加速度に比例する信号を生成することが可能なセンサ６２を装備する。センサ６２は、好ましくは、比較的小さいサイズ及び直径のカプセル内に収容される、単軸、２軸、又は３軸加速度計として具体化されることによって、センサ６２が、リード線の直径を実質的に増加させることなく、又は、左心室ペーシング及び検知部位へリード線を方向制御する能力を実質的に損なうことなく、冠状静脈洞内に組み入れられるようになる。長手方向加速度としてＬＶ壁加速度を評価し、且つペーシング間隔を最適化する時に、半径方向加速度は有用でない場合があり、したがって、単軸加速度計が、これらの目的に適合している場合がある。センサ６２は、代わりに、光学センサ、音響センサ、又は、左心室加速度に比例するか、若しくは、そこからＬＶ加速度の変動が導出される可能性がある可変信号を生成する、圧電性、誘導性、容量性、抵抗性、又は他の素子を有するセンサなどの、別のタイプのセンサとして設けられてもよい。センサ６２は、好ましくは、ＣＳリード線５２上に位置し、それによって、ＣＳリード線５２がＬＶペーシング及び検知のために位置決めされると、センサ６２が、左心室自由壁の中間−側面から中間−基底セグメントの上にほぼ配置される。右心腔及び左心腔内、又は、その周囲にある、図１Ａに示すリード線及び電極の図示する位置は、近似であり、例示にすぎない。たとえば、左心室加速度センサ６２は、代わりに、ＣＳリード線５２上に位置し、それによって、センサ６２が、冠状静脈洞内、大心臓静脈内、又は、任意のアクセス可能な中心静脈内に位置決めされる。さらに、ＲＡ、ＬＡ、ＲＶ、及びＬＶ上か、その中か、又は、それを基準にしたペーシング又は検知部位に設置するようになっている代替のリード線及びペース／センス電極が、本発明と共に使用されてもよいことが認識される。
【００２４】
４腔の一実施形態では、ＬＶ ＣＳリード線５２は、ＬＡをペーシングし、又はＬＡ ＥＧＭ信号を検知する時に使用するために、ＬＡに隣接する大きな直径の冠状静脈洞内にあるように、リード線本体に沿って位置決めされた近位ＬＡ ＣＳペース／センス電極を搭載するであろう。その場合、リード線本体５６は、より近位のＬＡ ＣＳペース／センス電極（複数可）から近位に延び、且つ双極コネクタ５４で終端する絶縁リード線導体を収納することになる。
【００２５】
図１Ｂは、経静脈的心内膜リード線、及び、加速度センサ６２を備えた付加的な左心室心外膜リード線を介して患者の心臓に結合する、例示的な埋め込み可能な多腔心臓ペースメーカを示す。患者は、加速度センサを装備しない冠状静脈洞リード線５２を含む経静脈的リード線システムを、既に埋め込まれていてもよい。こうした患者は、再同期化治療を最適なペーシング間隔で提供するように、閉ループフィードバックシステムで使用するためのＬＶ加速度信号を提供するための、コネクタ６６を介してＩＰＧ１４に結合する加速度センサ６２を装備する心外膜リード線６４の設置から利益を得る場合がある。
【００２６】
心外膜リード線６４は、付加的に、ペーシング及び／又は検知電極として役立つ場合がある固定部材６３を備える。場合によっては、冠状静脈洞リード線をＬＶ自由壁上の比較的小さな心臓静脈内に進めることが難しいために、心外膜リード線が冠状静脈洞リード線に比べて好ましい場合がある。冠状静脈洞リード線の設置は、心臓静脈の蛇行性のために厄介な仕事になる可能性がある。したがって、少なくとも一部の患者では、ペーシング、ＥＧＭ検知、及び加速度監視のために、ＬＶ側壁上に位置決めされる可能性がある心外膜リード線を提供することが望ましい場合があり、それによって冠状静脈洞リード線に対する必要性がなくなる。代わりに、別個のＬＶ心外膜リード線がＬＶ側壁加速度を検知するために位置決めされた状態で、ＬＶペーシング及びＥＧＭ検知のための小さい直径の冠状静脈洞リード線を配備することが望ましい場合がある。
【００２７】
図１Ｂに全体が示される実施形態は、再同期化治療ペーシング部位を選択する時に使用されるのに特に有利である。心外膜リード線６４が、ＬＶ側壁加速度を評価するために所望の場所に固定された状態で、１つ又は複数の心腔内の異なる場所におけるペーシング作用は、経静脈的ペーシングリード線１６、３２、及び５２を異なる場所へ配備することによって評価される可能性がある。特に、ＬＶ加速度センサ６２からの信号を解析することに基づいて最適な場所が識別されるまで、冠状静脈洞リード線５２は、異なる場所に進められる場合がある。加速度センサ６２を別個の心外膜リード線６４上に設けることによって、冠状静脈洞リード線５２上に設けられたペーシング電極５０の位置が、センサ６２と無関係に調整されることができる。ペーシング電極５０の位置が調整を必要とする場合、加速度センサ６２は、ＬＶ側壁上の所望の測定部位に固定されたままとなることができ、それによって、異なるペーシング間隔及び／又はペーシング部位について同じ場所で繰り返された測定間の比較を行うことが可能になる。
【００２８】
図２は、再同期化治療の送出を提供し、且つ左心室加速度信号入力を処理することが可能な、図１Ａ又は図１Ｂに示すような、例示的な多腔ＩＰＧ１４のブロック略図である。ＩＰＧ１４は、好ましくは、マイクロプロセッサベースのデバイスである。それに応じて、組み込まれるタイプ及び機能の特徴に応じて、精巧さ及び複雑さが変わる、マイクロプロセッサベースの制御及びタイミングシステム１０２は、関連するＲＡＭ及びＲＯＭに記憶される、ファームウェア及びプログラム式のソフトウェアアルゴリズムを実行することによって、ＩＰＧ１４の機能を制御する。制御及びタイミングシステム１０２はまた、ウォッチドッグ回路、ＤＭＡコントローラ、ブロックムーバ／リーダ、ＣＲＣ計算器、及び、当該技術分野で知られる方法で、パス又はツリーにおけるオン−チップデータバス、アドレスバス、電力、クロック、及び制御信号線によって共に結合される他の特定ロジック回路機構を含んでもよい。ＩＰＧ１４の制御及びタイミング機能は、プログラム式マイクロコンピュータではなく、専用回路ハードウェア又は状態マシンロジックによって達成される可能性があることも理解されるであろう。
【００２９】
ＩＰＧ１４は、患者の心腔の特定の部位に配置されるセンサ及びペース／センス電極から信号を受け取り、且つ心臓ペーシングを送出して患者の心調律を制御し、心腔活性化を再同期させるインタフェース回路機構１０４を含む。したがって、インタフェース回路機構１０４は、制御及びタイミングシステム１０２の制御下で心臓ペーシングインパルスを送出することを目的とする治療送出システム１０６を含む。２つ以上の心腔へのペーシングパルスの送出は、心房−心房（Ａ−Ａ）、心房−心室（Ａ−Ｖ）、及び心室−心室（Ｖ−Ｖ）間隔を含む可能性がある、プログラム可能なペーシング間隔の選択によって部分的に制御される。
【００３０】
生理的な入力信号処理回路１０８は、患者の心調律を決定するために心臓電位図（ＥＧＭ）信号を受け取るために設けられる。生理的な入力信号処理回路１０８は、さらに、左心室壁加速度センサ６２、オプションで、ＲＶ壁運動センサ６０からの信号を受け取り、これらの信号を処理し、さらなる信号解析のために、信号データを制御及びタイミングシステム１０２に提供する。本発明の可能性のある使用を具体的に示すために、治療送出システム１０６と、入力信号処理回路１０８と、ペース／センス電極、加速度センサ、及びＲＡ、ＬＡ、ＲＶ、及びＬＶと動作可能に配置される任意の他の生理的センサとの間で電気接続するためのリード線接続のセットが示される。
【００３１】
制御及びタイミングシステム１０２は、心腔同期性を改善することを目的として、２心房、２心室、又は多腔心臓ペーシングパルスの選択された間隔での送出を制御する。ＩＰＧ１４によるペーシングパルスの送出は、Struble他に発行され、参照によりその全体が援用される、米国特許第６，０７０，１０１号に全体が開示される、プログラム可能な伝導遅延窓時間、又は、Levineに発行され、先に引用した米国特許第６，４７３，６４５号に全体が本明細書に開示される、プログラム可能な結合間隔などの、プログラム可能なペーシング間隔に従って提供されてもよい。プログラム可能なペーシング間隔の選択は、好ましくは、以下でより詳細に説明されるように、センサ６２信号から導出される左心室側壁加速度の決定に基づく。
【００３２】
治療送出システム１０６は、オプションで、患者の心調律を制御するための心臓ペーシングパルスに加えて、カーディオバージョン／ディフィブリレーション治療を送出する回路機構を含むように構成されてもよい。それに応じて、患者の心臓とつながるリード線は、さらに、高電圧カーディオバージョン又はディフィブリレーションショック電極を含むであろう。
【００３３】
電池１３６は、ＩＰＧ１４の部品及び回路機構に電力を供給し、電気インパルスを心臓に送出するための電気刺激エネルギーを提供する電気エネルギー源を提供する。通常のエネルギー源は、パワー−オン−リセット（ＰＯＲ）能力を有する電源／ＰＯＲ回路１２６と結合する、高エネルギー密度の低電圧電池１３６である。電源／ＰＯＲ回路１２６は、１つ又は複数の低電圧電力（Ｖｌｏ）、ＰＯＲ信号、１つ又は複数の基準電圧（ＶＲＥＦ）源、電流源、選択交換インジケータ（ＥＲＩ）信号、及び、カーディオバージョン／ディフィブリレーション能力の場合において高電圧電力（Ｖｈｉ）を治療送出システム１０６へ提供する。これらの電圧及び信号の従来の相互接続の全てが図２に示されているわけではない。
【００３４】
現在の電子多腔ペースメーカ回路機構は、通常、圧電結晶１３２及び圧電結晶１３２に結合したシステムクロック１２２によって提供されるクロック信号ＣＬＫを必要とするクロック駆動式ＣＭＯＳデジタルロジックＩＣ、並びに、１つ又は複数の基板或いはプリント回路板にＩＣと共に搭載される、ディスクリート部品、たとえば、インダクタ、コンデンサ、変圧器、高電圧保護ダイオードなどを採用する。図２では、システムクロック１２２によって生成された各ＣＬＫ信号は、クロックツリーを介して全ての適用可能なクロック駆動式ロジックに送られる。システムクロック１２２は、システムタイミング及び制御機能のために、また、テレメトリＩ／Ｏ回路１２４におけるアップリンクテレメトリ信号伝送をフォーマットする際に、動作電池電圧範囲にわたって、電池電圧と無関係である１つ又は複数の固定周波数ＣＬＫ信号を提供する。
【００３５】
マイクロプロセッサベースの制御及びタイミングシステム１０２内に含まれるＲＡＭレジスタは、ダウンリンクテレメトリ伝送による取り出し又は呼び掛け命令を受信するとすぐアップリンクテレメトリ伝送するために、検知されたＥＧＭ信号、加速度信号から編集した、且つ／又は、デバイス動作履歴又は他の検知された生理的パラメータに関係するデータを記憶するのに使用されてもよい。データ記憶をトリガする基準は、ダウンリンクされる命令及びパラメータ値によってプログラムされる可能性がある。加速度データを含む生理的データは、トリガごとか、又は、定期的に、又は、生理的な入力信号処理回路１０８内の検出ロジックによって記憶されてもよい。場合によっては、ＩＰＧ１４は、磁界に応答して閉じる磁界感知スイッチ１３０を含み、閉じることによって、磁石モードで応答する磁気スイッチ回路１２０が、制御及びタイミングシステム１０２にスイッチ閉鎖（ＳＣ）信号を出す。たとえば、患者は、皮下に埋め込まれたＩＰＧ１４の上で適用され得る磁石１１６を備えてもよく、それによって、スイッチ１３０を閉じ、制御及びタイミングシステムが、治療を送出する、且つ／又は、生理的データを記憶するよう指示する。事象関連データ、たとえば、日時及び現在のペーシングパラメータは、後の呼び掛けセッションにおけるアップリンクテレメトリのための記憶された生理的データと共に記憶されてもよい。
【００３６】
アップリンク及びダウンリンクテレメトリ能力は、遠くに配置される外部医療デバイスか、患者の体の上又は体内のより近位にある医療デバイスのいずれかとの通信を可能にするために設けられる。記憶されたＥＧＭ又はＬＶ加速度データ、並びに、リアルタイムに生成される生理的データ及び非生理的データは、ダウンリンク遠隔送信呼び掛けコマンドに応答して、アップリンクＲＦテレメトリによって、ＩＰＧ１４から外部プログラマ又は他の遠隔医療デバイス２６に送信されてもよい。したがって、アンテナ１２８は、アップリンク／ダウンリンクテレメトリ動作のために、無線周波数（ＲＦ）送受信機回路１２４に接続される。アンテナ１２８と、アンテナ１１８を同様に装備する外部デバイス２６の間でのアナログとデジタルの両方のデータの遠隔送信は、埋め込み可能デバイスで使用するための技術分野で知られている多くのタイプのテレメトリシステムを使用して達成されてもよい。
【００３７】
生理的な入力信号処理回路１０８は、増幅し、処理し、場合によっては、電気的センス信号又はセンサ出力信号の特性からセンス事象を検出する、少なくとも１つの電気的信号増幅器回路を含む。そのため、生理的な入力信号処理回路１０８は、心腔を基準にして配置されるセンス電極からの心臓信号を検知し、処理するための複数の心臓信号センスチャネルを含んでもよい。こうしたそれぞれのチャネルは、通常、特定の心臓事象を検出するセンス増幅器回路、及び、サンプリングし、デジタル化し、記憶するか、又は、アップリンク伝送において送信するために、ＥＧＭ信号を制御及びタイミングシステム１０２に提供するＥＧＭ増幅器回路を含む。心房及び心室センス増幅器は、それぞれ、Ｐ波又はＲ波の発生を検出し、心房センス又は心室センス事象信号を制御及びタイミングシステム１０２に提供するための、信号処理段を含む。タイミング及び制御システム１０２は、特定の動作システムに従って応答して、適切である場合には、ペーシング治療を送出するか、若しくは、変更し、又は、当該技術分野で知られている種々の方法でアップリンクテレメトリ伝送のためのデータを収容する。そのため、ペーシングパルス送出に対する必要性は、有効である特定の動作モードに従って、ＥＧＭ信号入力に基づいて決定される。ペーシングパルスが送出される間隔は、好ましくは、ＬＶ壁加速度データの評価に基づいて決定される。
【００３８】
したがって、入力信号処理回路１０８はさらに、ＬＶ壁加速度センサ信号を、受け取り、増幅し、フィルタリングし、平均し、デジタル化し、又は、その他の方法で処理する、信号処理回路機構を含む。さらなる加速度又は他の壁運動センサ、たとえば、ＲＶ壁運動センサが、関連するリード線システムに含まれる場合、さらなる壁運動信号処理回路機構が、必要に応じて設けられてもよい。加速度信号処理回路機構は、さらに、最大及び最小ピーク振幅、傾斜、積分などの1つ又は複数の加速度信号特性、又は、加速度の指標として使用される場合がある、他の時間又は周波数ドメイン信号特性の検出及び／又は決定のために設けられてもよい。ＬＶ側壁加速度センサ信号からの加速度データは、最適なＬＶ加速度を生成するペーシング間隔を識別するために実施されるアルゴリズムで使用するために、ＬＶ ＭＯＴＩＯＮ信号線を介して制御及びタイミングシステム１０２に利用可能にされる。ＲＶ壁運動センサが存在する場合、さらなるＲＶ ＭＯＴＩＯＮ信号線が、ＲＶ壁運動信号データを制御及びタイミングシステム１０２に提供する。
【００３９】
図３は、患者の心臓に結合した代替の心外膜リード線システムを示す。心外膜リード線は、長期継続の埋め込み可能なペーシングシステムか、一時的な外部ペーシングシステムのいずれかと共に使用されてもよい。図示する実施形態では、ＲＶ心外膜リード線８０は、右心室におけるペーシング及び検知のために、活性固定電極８２がＲＶ心外膜組織と接触するように位置決めされるように、ＲＶの心尖部の近くで活性固定電極８２によって固定されているのが示される。ＲＶ心外膜リード線８０は、オプションで、ＲＶ先端領域の運動すなわち加速度を検出するためのＲＶ壁運動センサ８４を装備してもよい。左心室におけるペーシング及び検知のために、活性固定電極７２が、ＬＶ心外膜組織と接触するように位置決めされるように、ＬＶ心外膜リード線７０がＬＶ自由壁内に活性固定電極７２によって固定されているのが示される。ＬＶ心外膜リード線７０は、ＬＶ自由壁の加速度を検出する加速度センサ７４を装備する。心外膜リード線システムは、さらに、心外膜ＲＡ及び／又はＬＡリード線を含んでもよい。心外膜リード線及び経静脈的心内膜リード線の種々の組み合わせもまた、２心室又は多腔心臓刺激システムと共に使用することが可能である。
【００４０】
図３では、外部の一時的心臓ペーシングデバイス９０に結合した、ＬＶ心外膜リード線７０及びＲＶ心外膜リード線８０が示される。外部ペーシングデバイス９０は、好ましくは、ＬＶ及びＲＶペース／センス電極７２及び８２へのペーシングパルスの送出を制御するために、ファームウェア及びプログラム可能なソフトウェアを記憶し、実行するための、関連するＲＡＭ及びＲＯＭを有するマイクロプロセッサ９６を含むマイクロプロセッサ制御式デバイスである。外部デバイス９０は、ＬＶ心外膜リード線本体７６及びＲＶ心外膜リード線本体８６に含まれる導体を介してＬＶ及びＲＶペース／センス電極７２及び８２に対して信号を受け取り、電位パルスを送出する。ＥＧＭ信号、ＬＶ側壁加速度信号、及び、オプションで、ＲＶ壁運動信号は、入力信号処理回路機構９４への入力として受け取られる。ペーシングインパルスは、以下でより詳細に説明されるように、ＬＶ加速度センサ７４から受け取られる信号に基づいて決定される間隔で、検知されたＥＧＭ信号に基づいて、必要に応じて出力回路機構９２によって送出される。ＬＶ加速度センサ及びオプションでＲＶ壁運動センサを含む、図３に示すような心外膜リード線システムは、代わりに、先に説明し、図１Ａ及び図２に示した多腔システムなどの埋め込み可能ペーシングシステムと共に使用されてもよいことが認識される。
【００４１】
図３の外部デバイス９０及び図１Ａ、図１Ｂ、及び図２の埋め込み可能デバイス１４は、検知／監視能力とペーシング送出能力の両方を提供するために示される。所望である場合、一定のデバイスの特徴が使用可能にされるか、又は、使用不能にされてもよい。たとえば、ペーシング治療を送出することなく、ＬＶ側壁加速度を監視することが望まれる場合がある。したがって、加速度センサ信号データは、後の解析及び臨床医による見直しのために、埋め込み可能デバイス又は外部デバイスによって、受け取られ、処理され、記憶されてもよい。
【００４２】
図４は、ＬＶ側壁加速度を検知することに基づいて心臓収縮性を監視する方法の概要を提供するフローチャートである。監視は、先に説明した加速度センサを備えたＬＶリード線と関連する埋め込み式デバイス又は外部デバイスを使用して、短期的又は長期継続的に実施されてもよい。監視は、診断、予後、又は治療評価のために実施されてもよい。したがって、監視は、医療治療又はデバイスが送出した治療の後に続く薬剤注入中に術後的に、又は、患者の状態についての通院での監視又は治療の最適化及び評価のために長期継続的に実施されてもよい。
【００４３】
診断と治療の両方の適用について、左心室収縮性の評価が重要である。そのため、本発明の態様は、治療の最適化又は評価があるか、又は、それがない状態で、心臓監視のために採用されてもよいことが認識される。したがって、図４で要約される方法２００は、ＬＶ壁加速度信号に基づいて心臓収縮性の指標を導出し、記憶することによって、ＬＶ収縮性を監視するための、図１Ａ、図１Ｂ、及び図３に示すデバイスなどの埋め込み可能デバイス又は外部デバイスにおいて実施されてもよい。こうしたデバイスの治療送出機能は、選択的に使用不能になってもよく、又は、使用可能な場合、ＬＶ加速度に基づく治療最適化が、選択的に、使用可能になるか、又は、監視機能のみが使用可能になるように使用不能になってもよい。方法２００は、代わりに、治療送出能力を含まないが、加速度センサを備えたＬＶリード線と連携して 、ＬＶ加速度データを処理し、記憶することが可能な内部デバイス又は外部デバイスにおいて実施されてもよい。
【００４４】
監視は、連続して、定期的に、又はトリガによって実施されてもよい。たとえば、ＬＶ機能は、１時間ごとに、１日ごとに、１週間ごとに、又はその他の期間でなど、定期的に評価されてもよい。さらに、又は、代わりに、ＬＶ機能は、手動又は自動トリガであってもよいトリガごとに評価されてもよい。自動トリガは、特定の心拍数範囲、活動、又は他の条件などの、ＬＶ機能評価がその間に望まれる所定の条件を検出するとすぐに発生するように設計されてもよい。
【００４５】
一実施形態では、ＬＶ加速度は、連続して監視され、ＬＶ加速度データの記憶は、限定はしないが、心拍数、活動、又はＬＶ加速度に関係する条件などの、所定のデータ記憶条件を検出するとすぐにトリガされる。たとえば、ＬＶ加速度は、連続して検知されてもよく、ＬＶ加速度パラメータが、閾値を交差するか、又は、他の所定のデータ記憶基準を満たす場合、ＬＶ加速度パラメータ（複数可）が記憶される。
【００４６】
ＬＶ加速度検知及び／又はデータ記憶についての手動トリガは、たとえば、患者が兆候を感じる時に、臨床医又は患者によって送られてもよい。生理的データの埋め込み可能デバイスへの記憶を手動でトリガする方法は、Klein他に発行され、参照によりその全体が本明細書に援用される、米国特許第５，９８７，３５２号に全体が記載される。
【００４７】
方法２００は、定期的、連続的、又は、トリガ式動作モードに従って使用可能になるステップ２０５にて開始する。ステップ２１０にて、データ収集窓が設定される。ＬＶ加速度データは、好ましくは、心室収縮期中、最も好ましくは、等容性収縮相中に収集される。一実施形態では、データ収集窓は、検知されたＲ波又は心室ペーシングパルスによってトリガされる固定時間間隔である。データ収集窓は、Ｒ波又は心室ペーシングパルスの検知直後、又は、検知後の一定間隔に続いて始まり、好ましくは、等容性収縮相を通して、通常継続時間が３０〜１８０ｍｓ（ミリ秒）程度延びる。
【００４８】
図５は、１心周期にわたって取得したサンプルＬＶ側壁加速度データ及び同時血行力学的データのプロット図である。一番上の線は、比較的振幅の大きな通常のＱＲＳ群とそれに続く比較的小さな振幅のＴ波を示す心室ＥＧＭ信号を表す。ＱＲＳ群は、心筋組織の電気的活性化を表し、脱分極及びその後の心筋線維の収縮を引き起こす。２番目の線は、ＬＶ自由壁加速度を測定するために設置された加速度計から取得される左心室加速度（ＬＶＡ）信号を表す。ＬＶＡは、ＱＲＳ群の直後にピークに達しているのが見られる。グラフ上で示すＳ１相は、心室収縮期の等容性収縮相に対応し、収縮期の始めに発生する第１心音（Ｓ１）に関連する。本明細書で「Ｓ１相」とも呼ばれる、この等容性相中の左心室自由壁加速度は一定ではない。示す例では、ＬＶＡは、Ｓ１相中に、２つのピーク、Ａ１及びＡ２を形成する。条件の変動によって、等容性収縮相中に、１つ、２つ、３つ、又は、おそらくそれ以上のＬＶＡピークが生じる場合がある。４番目の線上で示すように、等容性収縮中に、左心圧（ＬＶＰ）の大きな増加が生じる。ＬＶＰの１次微分（ｄＰ／ｄｔ）である３番目の線でも示すように、等容性相中に、ＬＶＰが急速に上昇する。ＬＶＰがピークに達すると、大動脈弁が開き、収縮期駆出相及び一番下の線で示す大動脈流（Ａｏ ＦＬＯＷ）の関連した増加が始まる。ＬＶＰが降下した後、大動脈弁が閉じる。第２心音Ｓ２を伴う、この相の間に、ＬＶＡ信号は、通常Ｓ１ピークより振幅が小さい、１つ又は複数のピークを示す。本発明の好ましい実施形態では、ＬＶＡ信号は、等容性のＳ１相の、少なくとも一部の間、又は、その全ての間で取得される。
【００４９】
したがって、図４では、データ収集窓が、ほぼ始めから等容性収縮相の終わりまで延びるようにステップ２１０にて設定されたデータ収集窓の間に、方法２００は、ステップ２１５にてＬＶ側壁加速度信号を検知する。好ましくは、加速度センサは、先に説明したように、ＬＶ自由壁内に、又は、ＬＶ自由壁に近接して埋め込まれる。より好ましくは、ＬＶ加速度信号は、加速度計が、左心室自由壁の中間−側部、中間−基底、又は基底セグメントの上に位置するように位置決めされた冠状静脈リード線又は心外膜リード線上に配置される加速度計から取得される。ステップ２１５にて、いくつかの心周期にわたって、好ましくは、少なくとも１呼吸サイクルにわたって、ＬＶ側壁加速度信号が取得され、その結果、ステップ２２０にて、信号平均化が実施され、呼吸関連の、又は、他のノイズが最小にされる能性がある。
【００５０】
ステップ２２５にて、Ｓ１相中に発生する第１ＬＶＡピークの、本明細書で「ピーク−ピーク差（ピーク間差）」と呼ばれる、最大振幅又は総偏位(excursion)が決定される。この最大振幅又はピーク−ピーク差は、心臓収縮性の測度として記憶される。他の検知された生理的データ及び／又は日時ラベル及び／又は他のパラメータ情報などのＬＶＡデータと共に、付加的な情報が記憶されてもよい。方法２００が外部システムによって実行される時、ＬＶＡデータは、リアルタイムに表示されるか、又は、監視エピソードの後に続いて、記憶され、提示されてもよい。方法が埋め込み式デバイスによって実行される時、ＬＶＡデータは、表示及び医師による見直しのため、後で外部デバイスへアップリンクするために、記憶されてもよい。
【００５１】
先に示したように、ＬＶ側壁加速度は、治療最適化のために監視されてもよい。図６は、左心室側壁加速度に基づいて治療を最適化する方法に含まれるステップを要約するフローチャートである。方法３００は、治療が、通常設定又は用量で送出されるか、又は、施されるステップ３０５にて開始する。治療は、心臓ペーシング又は再同期化治療又は他の心臓調律管理治療、心筋虚血を処置する治療、医療治療、又は心臓収縮性を改善する任意の他の知られている治療であってもよい。説明されるように、左心室自由壁加速度の測定値に基づいて、心臓収縮性を最大にするために治療が送出されるべき最適設定又は用量を決定するために、反復手法が実施されてもよい。
【００５２】
施される治療のタイプに応じて、治療の変化に対する血行力学的反応が、ＬＶＡを監視する前に安定化することを可能にするための、オプションの安定化期間が、ステップ３１０にて、設けられてもよい。安定化期間は、送出される治療に応じて、数秒から数分、数時間、又は、さらに数日の範囲であってもよい。
【００５３】
ステップ３１５にて、好ましくは、先に説明した等容性収縮相にわたって延びる、データ収集窓が設定される。ステップ３２０にて、ＬＶＡ信号は、所定の時間間隔中の各心周期にわたって、又は、所定の数の心周期に、データ収集窓の間にサンプリングされる。代替の一実施形態では、ＬＶＡ信号は、所定の時間間隔又は所定の数の心周期の間に連続して取得され、その後、等容性収縮相に関連する、より詳細には、等容性収縮中の第１加速度ピークに関連する成分を分離するために処理されてもよい。時間間隔又は心周期の数は、好ましくは、呼吸によるＬＶＡ測定値の変動をなくすために、呼吸サイクルにわたるＬＶＡ信号の平均が実施されるように、少なくとも１呼吸サイクルにわたって延びる。一実施形態では、ＬＶＡデータ取得の開始及び停止は、呼吸サイクルを検知することによってトリガされてもよい。呼吸は、インピーダンス測定又は当該技術分野で知られている他の方法に基づいて検出されてもよい。
【００５４】
決定ステップ３２５にて、データ取得間隔中における安定した心拍数の確認が実施される。異所性心拍動又は他の不規則の存在などの、心拍数の不安定性は、特異なＬＶデータを生じるであろう。したがって、心拍数は、好ましくは、指定された範囲内に留まる。一実施形態では、心拍数の安定性は、データ取得期間の間に心周期長の平均及び標準偏差を求めることによって確認されてもよい。心周期長は、心室ペーシングパルス及び任意の検知されたＲ波を含む連続する心室事象間の間隔として決定される。平均心周期長又はその標準偏差が、規定の範囲外である場合、データは信頼性がないと考えられる。信頼性のあるデータが、最新の治療設定について収集されるまで、データ取得が、ステップ３２０に戻ることによって反復されてもよい。
【００５５】
ステップ３３０にて、呼吸関連の又は他のノイズの影響を最小にするために、信号平均化が実施される。データ収集間隔にわたって各心周期中に取得される信号は、全体の平均ＬＶＡ信号を取得するために平均される。ステップ３３５にて、試験治療設定における心臓収縮性の指標として平均されたＬＶＡ信号から、１つ又は複数の信号特徴部が決定され、対応する試験設定情報と共にデバイスメモリに記憶される。先に説明したように、等容性収縮相（Ｓ１）中に発生する第１加速度ピークの最大振幅又はピーク−ピーク差は、好ましくは、ステップ３３５にて決定される。
【００５６】
全ての治療試験設定がまだ適用されていない、と決定ステップ３４０にて判断される場合、方法３００は、ステップ３４５にて、次の試験設定に対して治療を調整し、オプションのステップ３１０に戻り、ステップ３１５〜３３５を繰り返して新しい試験設定について心臓収縮性のＬＶＡ指標を決定する。全ての試験設定が適用されてしまうと、ステップ３５０にて、記憶されたＬＶＡデータに基づいて最適な設定が識別される。一実施形態では、最適な設定は、等容性収縮中の第１ＬＶＡピークの最大ピーク振幅に対応する。
【００５７】
本発明に含まれる方法は、心臓再同期化治療中の心室間（Ｖ−Ｖ）ペーシング間隔を最適化するのに特に好適である。本発明の発明者が見出したことは、等容性収縮中のＬＶＡ信号の第１ピークの振幅は、心房−２心室ペーシング中のＶ−Ｖ間隔に依存し、心房−心室（Ａ−Ｖ）間隔に依存しないことである。
【００５８】
図７は、様々なＡ−Ｖ及びＶ−Ｖにおいて心房−２心室ペーシング中に取得したＬＶＡ信号を表示するグラフのセットである。各欄が固定Ｖ−Ｖ間隔を示す状態で、１４０、１７０、及び２００ｍｓのＡ−Ｖ間隔を試験した結果が、上部から底部へ移動するグラフで示される。２０ｍｓ（−２０ｍｓ）だけ左が先行する(left-led)ペーシング、左右心室の同時ペーシング（０ｍｓ）、及び２０ｍｓ（＋２０ｍｓ）だけ右が先行する(right-led)ペーシングのＶ−Ｖ間隔を試験した結果は、各行が固定Ａ−Ｖ間隔を示す状態で、左から右へ移動するグラフで示される。ＬＶＡ信号は、様々なＶ−Ｖ間隔（左から右へ移動する）について振幅及び形態が変化すると考えられる。ＬＶＡ信号は、様々なＡ−Ｖ間隔（上部から底部へ移動する）について変わらないと考えられる。等容性収縮相中に発生する第１ＬＶＡピークの最大振幅は、各グラフでＡ１として示される。
【００５９】
図８は、様々なＡ−Ｖ及びＶ−Ｖ間隔における心房−２心室ペーシング中のＬＶＡ信号から決定された最大振幅（Ａ１）のプロット図である。Ａ１は、３つの異なるＶ−Ｖ間隔（ＶＶＩ）についてＡ−Ｖ間隔に対してプロットされる。所与のＶ−Ｖ間隔について、Ａ１振幅は、Ａ−Ｖ間隔の変動によって変わらない。所与のＡ−Ｖ間隔について、Ａ１振幅は、明らかにＶ−Ｖ間隔に依存する。そのため、２心室ペーシング中のＶ−Ｖ間隔は、等容性収縮中の第１ＬＶＡ信号ピークに基づいて、Ａ−Ｖ間隔と無関係に最適化される可能性がある。示されるサンプルデータセットについて、２０ｍｓ（取り決めにより−２０ｍｓ）だけ左が先行するＶ−Ｖ間隔は、最大ＬＶＡを提供する。
【００６０】
第１ピークの最大振幅以外の他の信号特性は、左心室収縮性と関係し、心臓再同期化治療中にＡ−Ｖ間隔と無関係にＶ−Ｖ間隔を最適化するため、又は、他の治療を最適化するために使用されてもよい。たとえば、ピーク傾斜、積分又は他の信号特徴又は参照点が、等容性収縮中の可変ＬＶＡ信号から導出され、患者監視又は治療最適化手法のための心臓収縮性の指標として使用されてもよい。
【００６１】
図９は、左心室加速度に基づいて最適Ｖ−Ｖ間隔を決定する方法に含まれるステップを要約するフローチャートである。ステップ４０５にて、Ａ−Ｖ間隔は、以前に決定された最適設定又は基準設定にプログラムされる。Ａ−Ｖ間隔最適化手法は、Ｖ−Ｖ間隔を最適化する前に実施され、最適Ａ−Ｖ間隔設定が決定される。Ａ−Ｖ間隔は、当該技術分野で知られている方法に基づいて最適化されてもよい。たとえば、Ａ−Ｖ間隔は、エコー検査の評価に基づいて心室充満を打ち切らない最も短いＡ−Ｖ間隔として選択されてもよい。代わりに、最適Ａ−Ｖ間隔は、ＲＶ心尖部に設置された加速度計によって検出される、ＲＶ先端運動に基づいて選択されてもよい。Ａ−Ｖ間隔は、代わりに、ステップ４０５にて、基準設定に設定され、Ｖ−Ｖ間隔を最適化した後、Ａ−Ｖ間隔最適化が実施されてもよい。
【００６２】
ステップ４１０にて、Ｖ−Ｖ間隔が試験間隔に設定される。試験間隔の範囲は、予め決められ、ランダムな、全体が増加する、又は、全体が減少する方式で送出されてもよい。試験間隔の範囲は、左心室の前に右心室がペーシングされることをもたらす間隔、右心室の前に左心室がペーシングされることをもたらす間隔、及び、右と左の心室の同時ペーシングをもたらす間隔を含んでもよい。例示的な試験間隔のセットは、左心室ペーシング前２０ｍｓ及び４０ｍｓでの右心室ペーシング、左と右の心室の同時ペーシング（０ｍｓのＶ−Ｖ間隔）、及び右心室ペーシング前２０ｍｓ及び４０ｍｓでの左心室ペーシングを含む。
【００６３】
方法４００は、先に説明した治療を最適化する反復手法と同じ方法で、最適Ｖ−Ｖ間隔の決定に進む。ステップ４１５にて、データ収集窓が設定され、各心周期に適用されたデータ収集窓の間で、ステップ４２０にて、所定の時間間隔又は所定の数の心周期の間、ＬＶＡデータが収集される。ステップ４２５にて、安定した心拍数を確認した後に、ステップ４３０にて、信号平均化が実施され、ステップ４３５にて、等容性収縮相中における第１加速度ピーク（Ａ１）の平均ピーク振幅又は平均ピーク−ピーク差が決定されることが可能になる。Ａ１は、最新の試験設定について記憶され、方法４００は、ステップ４１０に戻って、全ての試験Ｖ−Ｖ間隔が適用されたと、決定ステップ４３４にて判断されるまで、次の試験設定が適用される。ステップ４５０にて、最適Ｖ−Ｖ間隔は、最大Ａ１振幅に対応する間隔として識別される。
【００６４】
方法４００が外部ペーシングシステムによって実行される時、ＬＶＡデータは、リアルタイム表示に利用可能であるか、又は、推奨されるＶ−Ｖ間隔と共に、最適化手法に続いて記憶され、提示される。担当の臨床医は、それに応じて、Ｖ−Ｖ間隔をプログラムするか、又は、外部システムは、Ｖ−Ｖ間隔を最適設定に自動的に調整してもよい。最適Ｖ−Ｖ間隔を識別する方法４００が、埋め込み式デバイスによって実行される時、ＬＶＡデータは、表示及び医師による見直しのため、外部デバイスへ後でアップリンクするために処理され、記憶されてもよい。埋め込み式デバイスは、識別した最適間隔に基づいてＶ−Ｖ間隔を自動的に調整してもよい。
【００６５】
図１０は、心臓再同期化治療中にＡ−Ｖ及びＶ−Ｖ間隔を最適化する方法の概要を提供する。ステップ５０５にて、Ａ−Ｖ間隔は、基準設定にプログラムされる。ステップ５１０にて、最適Ｖ−Ｖ間隔は、図９の方法４００を使用して識別される。ステップ５１５にて、Ｖ−Ｖ間隔は、最適設定に自動又は手動でプログラムされる。Ｖ−Ｖ間隔を最適設定に維持した状態で、ステップ５２０にて、Ａ−Ｖ最適化手法が実施される。最適Ａ−Ｖ間隔は、先に説明したように、当該技術分野で知られている方法に基づいて識別される。ステップ５２５にて、Ａ−Ｖ間隔は、最適設定に自動又は手動でプログラムされる。Ｖ−Ｖ間隔が、本発明に含まれる方法に従って、Ａ−Ｖ間隔に無関係に、最初に最適化される可能性があるため、多腔心臓ペーシング中のＡ−Ｖ及びＶ−Ｖ間隔の最適化は、１つのパラメータの変調が他のパラメータに与える可能性がある作用によって制限されないか、又は、複雑にならない、簡単で論理的な方法で実施される可能性がある。
【００６６】
そのため、左心室心臓収縮性を監視し、且つ加速度センサを備えた左心室リード線を使用して測定した左心室側壁加速度に基づいて心臓治療を最適化する方法及び装置が説明された。本明細書で説明する方法は、有利には、埋め込み可能なデバイス、又は、外部のデバイスに関連する長期継続又は短期適用を含む多くの心臓監視又は治療モダリティにおいて適用されてもよい。
【００６７】
当該技術分野で知られているように、先に説明したトランスデューサの他に、他のタイプのトランスデューサが使用されてもよい。ただし、一般に、こうしたトランスデューサが、密封され、（少なくとも、外部表面上が）ほぼ生体適合性材料で作製され、所与の適用について適切な大きさに作られる場合に限る。適切な寸法に関して、経静脈的配備を目的とするトランスデューサは、カテーテル又はオーバザワイヤ送出が可能でなければならない。そのため、半径方向寸法は、約１１フレンチ未満、好ましくは、約８フレンチ未満程度であるべきである。同様に、トランスデューサは、安全に、静脈系を航行し、冠状静脈洞を通過し、冠状静脈洞から分岐する血管(たとえば、大心静脈など)に入ることができるように、多少柔軟性があるが、長手方向寸法が長過ぎてはならない。これらの寸法は、側壁に隣接して機械的に結合するようになっている固着機構によって胸部の一部を通して（たとえば、開胸術によって）配備することを目的とするトランスデューサについては軽減される可能性がある。２つの隣接場所は心外膜及び心膜を含む。寸法は、心外膜がトランスデューサを収容する場合に、大幅に軽減され、心膜の一部に対しては、少し軽減される場合がある。よく知られているように、心膜は、心臓並びに大動脈及び他の大きな血管の根元を囲む、血清流体で満たされた膜嚢(membranous sac)である。心外膜適用のための適切な固定装置の一例は、心外膜の表面にねじ込まれる、らせん部が先端についたリード線である。心膜固定のために、らせん部が先端についたリード線などの活性固定部材に加えて、密封部材（たとえば、心膜嚢の両側の圧縮性ガスケット又は対抗部材)が使用されてもよい。
【００６８】
センサ及びトランスデューサに関連する技術分野で同様に知られているように、加速度計は、２つのトランスデューサ、１次トランスデューサ（通常、加速度を変位に変換する単一自由度振動マス）及び（サイズモ系マスの（seismic mass））変位を電気信号に変換する２次トランスデューサとして説明され得る。ほとんどの加速度計は、２次トランスデューサとして圧電素子を使用する。圧電素子は、静的（たとえば、一定加速度）状況下では信号を提供することができないが、圧電デバイスは、歪を受けると、歪に比例した電圧を出力する。加速度計の重要な特性は、加速度の範囲、周波数応答、横感度（非作動方向の運動に対する感度）、搭載誤差、温度及び音響ノイズ感度、及びマスを含む。
【００６９】
加速度計の内部機構を説明する、１つのタイプの１次トランスデューサは、ばね保持式サイズモ系マスを含む。ほとんどの加速度計では、加速度は、ばねによって抑制される被制動(damped)サイズモ系マスを圧迫し、その結果、被制動サイズモ系マスは、単一軸に沿ってケーシングに対して移動する。２次トランスデューサは、その後、サイズモ系マスに関連する変位及び／又は力に応答する。マスの変位及びばねの伸長は、振動が自由振動以下である時のみ加速度に比例する。別の加速度計のタイプは、１次トランスデューサとして２重片持ち梁を使用し、２重片持ち梁は、ばね−マス−ダッシュポットとしてモデル化することができ、サイズモ系マス１次トランスデューサのみが説明されるであろう。
【００７０】
機械的変位から電気信号を生成する方法を説明する、２次トランスデューサのタイプは、圧電素子、電位差素子、磁気抵抗素子、サーボ素子、歪ゲージ素子、容量素子、振動素子などを含む。これらは、初心者のための導入部として簡潔に説明される。
【００７１】
圧電トランスデューサは、振動検知加速度計において使用されることが多く、ショック検知デバイスにおいて使用されることもある。圧電結晶（たとえば、石英又はセラミック）は、或る加速度下でサイズモ系マスによって力が加えられると電荷を生成する。石英板（２枚以上）は、結晶に加えられた正又は負の力の変化が、電荷の変化をもたらすように予め装填される。圧電加速度計の感度は、他のタイプの加速度計に比べて比較的低いが、圧電加速度計は、最も高い範囲（１００，０００ｇまで）と周波数応答（２０ｋＨｚを超える）を有する。
【００７２】
電位差加速度計は、電位差計に沿って移動する、ワイパ腕に機械的に連結した、ばね−マスシステムの変位を利用する。システムは、気体、粘性、磁気流体、又は磁気制動を使用して、ワイパ腕の接触抵抗によって生じる音響ノイズを最小にする可能性がある。電位差加速度計は、通常、ばねの剛性に応じてゼロ〜２０−６０Ｈｚの周波数範囲を有し、高レベル出力信号を有する。電位差加速度計はまた、ほとんどの他の加速度計より低い、通常、１５〜３０Ｈｚの周波数応答を有する。
【００７３】
磁気抵抗加速度計は、サイズモ系マスの運動に比例する出力電圧を生成する線形可変差動トランスデューサと同様のインダクタンスブリッジを使用する。インダクタンス−ブリッジ加速度計におけるサイズモ系マスの変位によって、２つのコイルのインダクタンスが反対方向へ変わる。コイルは、インダクタンスブリッジの２つの腕として働き、抵抗は他の２つの腕として働く。ブリッジのＡＣ出力電圧は加えられる加速度と共に変わる。ＡＣ信号をＤＣに変換するために、復調器が使用される可能性がある。ＡＣ信号の周波数が、加速度の周波数よりかなり大きい限りにおいて、ＤＣ電源が使用される時に必要とされるＡＣ電流を生成するのに発振器が使用される可能性がある。
【００７４】
サーボ加速度計では、加速度によって、サイズモ系マス「振り子」が運動する。運動が位置検知デバイスによって検出されると、閉ループサーボ系の誤差信号として働く信号が生成される。定常状態成分を除去するために、信号が復調され、増幅された後、信号は、受動減衰ネットワークを通過し、マスの回転軸に位置するトルク伝達コイルに印加される。トルク伝達コイルによって生成されたトルクは、印加された電流に比例し、加速度によりサイズモ系マスに作用するトルクに対抗し、さらなるマスの運動を妨げる。したがって、トルク伝達コイルを通る電流は加速度に比例する。このデバイスはまた、サイズモ系マスが釣り合いを保つ限り、角加速度を測定するのに使用される可能性がある。サーボ加速度計は、比較的高いコストで、高精度及び高レベル出力を提供し、非常に狭い測定範囲（１ｇ未満）について使用される可能性がある。
【００７５】
「圧電抵抗型」加速度計と呼ばれることが多い、歪ゲージ加速度計は、ホイーストンブリッジの腕として働く歪ゲージを使用して機械的歪をＤＣ出力電圧に変換する。ゲージは、ばねか、サイズモ系マスと静止フレームの間のいずれかに取り付けられる。歪ゲージ巻き線は、ばね作用に寄与し、応力が加えられ（すなわち、張力が２つ、圧縮が２つ）、加えられた加速度に比例するＤＣ出力電圧が、ブリッジの４つの腕によって生成される。
【００７６】
これらの加速度計は、半導体ゲージ及びより硬いばねによって感度を上げられる可能性があり、より高い周波数応答及び出力信号振幅が得られる。他のタイプの加速度計と違って、歪ゲージ加速度計は、定常状態の加速度に応答する。
【００７７】
容量性加速度計では、加速度の変化によって、容量性加速度計の可動電極と固定電極間の空間の変化が生じる。可動電極は、通常、仕切板支持式(diaphragm supported)サイズモ系マス又は撓み支持式(flexure-supported)円板形状サイズモ系マスである。素子は、発振回路のＬＣ又はＲＣ部分のコンデンサとして働く可能性がある。結果として得られる出力周波数は、加えられる加速度に比例する。
【００７８】
振動素子加速度計では、サイズモ系マスの非常に小さな変位が、永続的な磁界内のタングステンワイヤの張力を変える。磁界の存在下でワイヤを通る電流によって、ワイヤがその共振周波数で（ギターの弦のように）振動する。回路機構は、その後、加えられた加速度に比例する周波数変調（中心周波数からの偏差）を出力する。こうしたデバイスの精度は高いが、デバイスは、温度変動に非常に敏感であり、比較的費用がかかる。
【００７９】
したがって、本発明は、特定の実施形態の文脈で本明細書で説明されたが、本発明の範囲から逸脱することなく、これらの実施形態の多くの変形が採用されてもよいことが認識されることを、当業者は認識するであろう。したがって、本明細書で提供される説明は、添付特許請求の範囲に関して、制限するのではなく、例示的であることが意図される。
【図面の簡単な説明】
【００８０】
【図１Ａ】本発明を実施することができる、例示的な埋め込み可能な多腔心臓ペースメーカの図である。
【図１Ｂ】経静脈的心内膜リード線、及び、加速度センサを備えた付加的な左心室心外膜リード線を介して患者の心臓に結合する例示的な埋め込み可能な多腔心臓ペースメーカの図である。
【図２】再同期化治療の送出を提供し、左心室加速度信号入力を処理することが可能な例示的な多腔埋め込み可能パルス発生器のブロック略図である。
【図３】患者の心臓に結合した代替の心外膜リード線システムを示す図である。
【図４】ＬＶ側壁加速度を検知することに基づいて心臓収縮性を監視する方法の概要を提供するフローチャートである。
【図５】１心周期にわたって取得したサンプルＬＶ側壁加速度データ及び同時血行力学的データのプロット図である。
【図６】左心室側壁加速度に基づいて治療を最適化する方法に含まれるステップを要約するフローチャートである。
【図７】様々なＡ−Ｖ及びＶ−Ｖ間隔において心房−２心室ペーシング中に取得した左心室側壁加速度信号を表示するグラフのセットである。
【図８】様々なＡ−Ｖ及びＶ−Ｖ間隔における心房−２心室ペーシング中の左心室加速度信号から決定された最大振幅（Ａ１）のプロット図である。
【図９】左心室加速度に基づいて最適Ｖ−Ｖ間隔を決定する方法に含まれるステップを要約するフローチャートである。
【図１０】心臓再同期化治療中にＡ−Ｖ及びＶ−Ｖ間隔を最適化する方法の概要を提供する図である。
【図１Ａ】
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【図１Ｂ】
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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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