"患者の心臓を治療するための装置であって、上記装置は、上記心臓と電気通信するように構成された上記心臓をペーシングするための第1のリード及び少なくとも第2のリードと、上記第1のリード及び上記第2のリードと通信するマイクロコントローラであって、上記マイクロコントローラが上記第2のリードをトリガーするときとは異なる時刻もしくは同一の時刻のいずれかにおいて上記第1のリードをトリガーする上記マイクロコントローラとを備えた装置。上記装置は、上記マイクロコントローラから信号を受信してペーシング回路を動作させる上記マイクロコントローラと通信する上記ペーシング回路を含む請求項1記載の装置。上記装置は、上記マイクロコントローラと通信するときの上記心臓に関する容積を測定するアドミタンス回路を含み、上記マイクロコントローラは、上記アドミタンス回路が容積を測定するときを制御し、上記マイクロコントローラは、上記心臓に関する1回拍出量、駆出率及び収縮末期容積が時間にわたって増加しているかもしくは減少しているか否かを上記アドミタンス回路から決定し、上記1回拍出量及び上記駆出率を最大化し、上記収縮末期容積を最小化するように上記ペーシング回路の動作を変更する請求項2記載の装置。上記装置は、ペースメーカー筐体を含み、上記アドミタンス回路は、上記ペースメーカー筐体内に配置される請求項3記載の装置。上記マイクロコントローラは、上記筐体に配置され、上記心臓の状態がさらに悪くなっているのか、さらに良くなっているのか、もしくは変化がないのかを示す状態信号を送信する、上記筐体に配置された無線送信機を含む請求項4記載の装置。上記ペーシング回路は、上記心臓の各心室を別々にペーシングし、上記各心室は、第1のペースと第2のペースとの間の可変時間遅延を用いて、もしくは心房ペーシングと心室ペーシングとの間の遅延を考慮し、もしくはそれらの組み合わせで別々にペーシングされる請求項5記載の装置。上記心臓と電気通信するように構成された複数のアドミタンス測定のために少なくとも第3のリードを含む請求項6記載の装置。患者の心臓を治療するための装置であって、上記装置は、上記心臓と電気通信するように構成され、上記心臓をペーシングするための第1のリード及び少なくとも第2のリードと、上記第1のリード及び上記第2のリードを通信するマイクロコントローラであって、上記第1のリード及び上記第2のリードからのアドミタンスから、1回拍出量、収縮末期容積及び駆出率を含む計算された値を含む心臓容積を決定し、上記第1のリード及び上記第2のリードに対して、フィードバックとして上記アドミタンスを用いて上記1回拍出量によって測定された拍出された上記心臓容積及び上記駆出率のような計算された値を制御し、上記収縮末期容積を制御する上記マイクロコントローラとを備えた装置。患者の心臓を治療するための方法であって、上記方法は、上記心臓をペーシングするための種々の時刻で上記心臓と電気通信する第1のリードをマイクロコントローラによってトリガーするステップと、上記マイクロコントローラが第2のリードをトリガーする時刻とは異なる時刻において上記第1のリードをトリガーするように、上記マイクロコントローラが上記心臓をペーシングするための上記種々の時刻とは異なる時刻において上記心臓と電気通信する上記第2のリードを上記マイクロコントローラによってトリガーするステップとを含む方法。上記方法は、心外膜アドミタンスを用いて上記心臓の1回拍出量、収縮期容積及び駆出率を決定するステップを含む請求項9記載の方法。上記方法は、第1のペースと第2のペースとの間の可変時間遅延を用いて、もしくは心房ペーシングと心室ペーシングとの間の遅延を考慮し、もしくはそれらの組み合わせによって、上記心臓の各心室を別々にペーシングすることによって上記心臓をペーシングするステップを含む請求項10記載の方法。上記方法は、上記心臓をペーシングする方法を変更した後に、1回拍出量、収縮期容積及び駆出率を再測定するステップを含む請求項11記載の方法。上記方法は、上記決定するステップと上記再測定するステップとを比較して、上記1回拍出量及び上記駆出率を最大化し、上記収縮末期容積を最小化するまでそれらを反復するステップとを含む請求項12記載の方法。患者の心臓を治療するための方法であって、上記方法は、上記心臓と電気通信する第1のリード及び第2のリードからの信号から、マイクロコントローラによるアドミタンスから、1回拍出量、駆出率のような計算された値、及び収縮末期容積を含む心臓容積を決定するステップと、上記マイクロコントローラに対するフィードバックとして上記アドミタンスを用いて上記第1のリード及び上記第2のリードに対して、上記1回拍出量によって測定された拍出された上記心臓容積及び上記駆出率のような計算された値を制御し、上記収縮末期容積を制御するステップとを含む方法。一定レートのペースメーカー及び実際の適応ペーシングに関する問題は、その問題が閉じられたループでないということである。すなわち、高価な医師訪問を必要とすることなしの連続的なペーシングの成功を定量化するための方法は存在しない。本発明は、ループを閉じて両心室ペースメーカーと標準的なペースメーカーとの両方において最善のペーシングアルゴリズムを提供するのに役立ち、また初めてデバイスが自己校正することを可能とさせるであろう。マルチサイトペーシングの考えは、マルチサイトペーシングデバイスを受け入れる患者における転帰を改善することが示された。さらに、1回拍出量及び駆出率を最大化することと、収縮末期容積を最小化することとによるマルチサイトペーシングの最適化によって、包括的な心エコー検査法を用いる患者における生活の質を改善することが示された。しかしながら、この技術の提案者は、今後さらに時間、リソース及び集中的な労働力が過渡に必要とされることを認識している。本発明で説明された新しいアプローチは、患者内にすでに移植された既存の両心室ペーシングリードに接続してリアルタイムの1回拍出量、収縮末期容積及び駆出率の測定を可能とさせるであろう。この新しい情報は、シンプルかつ正確であり、医師と患者との相互作用対話時間を短縮させる自己校正アルゴリズムの使用を可能とするであろう。自己校正ペースメーカータイミングは、校正のための医師の診察室への訪問をより少なくさせて患者の時間及び金銭を節約させることによって、1回のプログラミングされたペースメーカーよりも効率が良いであろうし、また通常のペースメーカーよりも優れたパフォーマンスを発揮する可能性を有する。その理由は、それが患者のニーズにより近づけて適合されるからである。電場を使用する代替の技術に関し、臨床試験においてテストされた両心室ペースメーカー及びAICDに対してピギーバックされた2つの技術が存在する。第1に、Chronicle登録商標は、心不全を示す増加をモニタリングしようとして右心臓圧を測定する非特許文献13,14,16。第2に、Optivol登録商標及びCorVue登録商標は、肺水腫の指標として肺伝導率測定を使用する非特許文献15,18,19,21。しかしながら、いずれもLV容積を測定せず、それ故にそれらはこれらのペーシングデバイスを調整しLVの1回拍出量及び駆出率を最大化するようには使用されない。より最近は、シュタールらは非特許文献20,22、RVにおいて電場を発生させLV両心室ペーサーリードからフリンジ場を検出することを提案した。しかしながら、この測定は、ランプされた血液成分と心筋成分とを分離しない。従って、現在はLV血液量測定を実行することができる提案された技術は存在しない。本発明は、両心室リード及びAICDリードに対するアドミタンス測定システムをピギーバックし、血液の電気信号と筋肉の電気信号とを合成した信号から心筋寄与を除去してベースラインから前負荷における増加を決定することによるこの問題を解決する。両心室リード及びRVAICDリードは、外側LV心外膜及びRV心尖部図1Aの理想的な位置にすでに位置される。血液は心筋よりも5倍低い抵抗率を有するので、電流フローの実質的な割合に対する優先パスはLV血液量である図1B。本発明のアプローチの有効性が、a心外膜電極を利用して信号の心筋成分の瞬時除去に続いて、リアルタイムのLV血液コンダクタンス信号を送信することと、b心内膜クリスタルの標準に相当するIVのネオシネフリンに応答した血液伝導率を用いてLV拡張を検出することと図2及び図3参照。、c左冠動脈前下行枝の閉塞に応答した血液伝導率を用いてLV拡張を検出することと、d胸水をシミュレーションするために胸腔内に投与された生理食塩水salineが心外膜アドミタンスの測定におけるアーチファクトのソースではないことを示すこととによって実証された。本発明は、患者の心臓を治療するための装置に関する。その装置は、心臓と電気通信するように構成され、心臓をペーシングするための第1のリードと少なくとも第2のリードとを備える。その装置は、第1のリード及び第2のリードと通信するマイクロコントローラであって、当該マイクロコントローラが第2のリードをトリガーするのとは異なる時刻もしくは同一の時刻のいずれかにおいて第1のリードをトリガーするマイクロコントローラを備える。本発明は、患者の心臓を治療するための装置に関する。その装置は、心臓を電気通信するように構成され、心臓をペーシングするための第1のリードと少なくとも第2のリードとを備える。その装置は、第1のリード及び第2のリードと通信するマイクロコントローラであって、第1のリード及び第2のリードからの信号からのアドミタンスから、1回拍出量、収縮末期容積及び駆出率を含む計算された値を含む心臓容積を決定し、第1のリード及び第2のリードに対し、フィードバックとしてアドミタンスを使用して1回拍出量によって測定された拍出された心臓容積、例えば駆出率などの計算された値、並びに収縮末期容積を制御するマイクロコントローラを備える。本発明は、患者の心臓を治療するための方法に関する。その方法は、心臓をペーシングするための種々の時刻において心臓と電気通信する第1のリードをマイクロコントローラによってトリガーするステップを含む。マイクロコントローラが第2のリードをトリガーする時刻とは異なる時刻において第1のリードをトリガーするように、当該マイクロコントローラが心臓をペーシングするための種々の時刻とは異なる時刻において心臓と電気通信する第2のリードをマイクロコントローラによってトリガーするステップを含む。本発明は、患者の心臓を治療するための方法に関する。その方法は、心臓と電気通信する第1のリード及び第2のリードからの信号からのアドミタンスから、1回拍出量、例えば駆出率などの計算された値及び収縮末期容積を含む心臓容積をマイクロコントローラにより決定するステップを含む。第1のリード及び第2のリードに対し、マイクロコントローラに対するフィードバックとしてアドミタンスを用いて1回拍出量によって測定された拍出された心臓容積、例えば駆出率などの計算された値、並びに収縮末期容積を制御するステップが存在する。添付の図面において、本発明の好ましい実施形態及び本発明を実用化するための好ましい方法が例示される。いくつかの図面を通して類似の参照番号は同様のもしくは同一の部分に言及する図面、より特にそれらの図面のうちの図1Bをいま参照すれば、患者の心臓16を治療するための装置10が図示される。装置10は、心臓16と電気通信するように構成され、心臓16をペーシングするための第1のリード12及び少なくとも第2のリード14を備える。装置10は、マイクロコントローラ18が第2のリード14をトリガーする時刻とは異なる時刻もしくは同一の時刻のうちのいずれかにおいて第1のリード12をトリガーする、第1のリード12及び第2のリード14と通信するマイクロコントローラ18を備える。マイクロコントローラ18から信号を受信してペーシング回路20を動作させるマイクロコントローラ18と通信するペーシング回路20を含んでもよい。その装置10は、マイクロコントローラ18と通信する心臓16に関する容積を測定するアドミタンス回路22を含んでもよい。マイクロコントローラ18は、アドミタンス回路22が容積を測定する時を制御する。マイクロコントローラ18は、アドミタンス回路22から、心臓16に関する1回拍出量、駆出率及び収縮末期容積が時間にわたって増加しているのかもしくは減少しているかを決定し、ペーシング回路の動作を変更して1回拍出量及び駆出率を最大化して収縮末期容積を最小化する。装置10は、ペースメーカー20の筐体24を含んでもよい。ここで、アドミタンス回路22は、ペースメーカー30の筐体24内に配置される。マイクロコントローラ18は、筐体24内に配置されてもよく、心臓の状態がさらに悪くなっているのか、さらに良くなっているのか、もしくは変化がないのかを示す状態信号を送信する、筐体24内に配置された無線送信機26を含んでもよい。ペーシング回路20は、心臓16の各心室を別々にペーシングしてもよく、ここで、各心室は第1のペースと第2のペースとの間の可変時間遅延を用いて、もしくは心房ペーシングと心室ペーシングとの間の遅延を考慮し、もしくはそれらを組み合わせて別々にペーシングされる。装置は、心臓と電気通信するように構成された複数のアドミタンス測定のための少なくとも第3のリード15を含んでもよい。本発明は、患者の心臓16を治療するための装置10に関する。装置10は、心臓16と電気通信するように構成され、心臓16をペーシングするための第1のリード12及び少なくとも第2のリード14を備える。装置10は、第1のリード12及び第2のリード14に対し、第1のリード12及び第2のリード14からの信号からのアドミタンスから、1回拍出量、収縮末期容積及び駆出率を含む計算された値を含む心臓16の容積を決定し、フィードバックとしてアドミタンスを使用して1回拍出量によって測定された拍出された心臓16の容積、例えば駆出率などの計算された値、並びに収縮末期容積を制御する、第1のリード12及び第2のリード14と通信するマイクロコントローラ18を備える。本発明は、患者の心臓16を治療するための方法に関する。その方法は、心臓16をペーシングするための種々の時刻において心臓16と電気通信する第1のリード12をマイクロコントローラ18によってトリガーするステップを含む。マイクロコントローラ18が第2のリード14をトリガーする時刻とは異なる時刻において第1のリード12をトリガーするように、マイクロコントローラ18が心臓16をペーシングするための種々の時刻とは異なる時刻において心臓16と電気通信する第2のリード14をマイクロコントローラ18によってトリガーするステップが存在する。心外膜アドミタンスを用いて心臓16の1回拍出量、収縮期容積及び駆出率を決定するステップが存在してもよい。第1のペースと第2のペースとの間の可変時間遅延を用いて、もしくは心房ペーシングと心室ペーシングとの間の遅延を考慮することによって、もしくはそれらの組み合わせによって心臓16をペーシングするステップが存在してもよい。心臓16がペーシングされる方法が変更された後に1回拍出量strokefiling、収縮期容積及び駆出率を再測定するステップが存在してもよい。決定するステップと再測定するステップとを比較し、1回拍出量及び駆出率が最大化され、収縮末期容積が最小化されるまで、それらを繰り返すステップが存在してもよい。本発明は、患者の心臓16を治療するための方法に関する。その方法は、心臓16と電気通信する第1のリード12及び第2のリード14からの信号からのアドミタンスから、1回拍出量、例えば駆出率などの計算された値及び収縮末期容積を含む心臓16の容積をマイクロコントローラ18により決定するステップを含む。第1のリード12及び第2のリード14に対し、マイクロコントローラ18に対するフィードバックとしてアドミタンスを用いて1回拍出量によって測定された拍出された心臓16の容積、例えば駆出率などの計算された値、並びに収縮末期容積を制御するステップが存在する。本発明の動作において、本発明のキーとなる要素は、11回拍出量及び/又は収縮末期容積における改善点を決定するための心外膜アドミタンス測定の使用と、2どのアルゴリズムが患者の1回拍出量及び駆出率を最大化し、第1の要素から収縮末期容積を最小化するのかに基づき、使用されるべき最善の可能性があるペーシングアルゴリズムを決定するためのこの情報の能力とを含む。本発明は、各利用可能なタイミングアルゴリズムを周期的に繰り返すことによって、もしくはマルチサイトペースメーカー30における各サイトの刺激間のタイミングを変更することによって、どのペーシングアルゴリズムが患者の1回拍出量及び駆出率を最大化し、収縮末期容積を最小化し、それぞれに対するLV容積、得られた1回拍出量、収縮末期容積及び駆出率を測定するのかを決定するであろう。これらの状況において1回拍出量を最大化することは、患者の駆出率に直接的に影響を与え、患者をより高いNYHAの心機能分類に移動させ、即時にかつ長期にわたって生活の質を改善させる。図1Bに関し、ペースメーカー30ペーシング回路はその分野では周知であり、その発明以来その基本的設計はほとんど変更されていない。しかしながら、ペーシング回路20が発火する時を制御する方法は、技術のタイプにともなって変更する。本発明では、2つの主要な構成要素が存在する。すなわち、1ペーシング回路20と、2容積測定アドミタンス回路とが存在する。マイクロコントローラ18は、信号をペーシング回路20に提供して各個々のペーシングサイトが動作する時を制御するであろう。マイクロコントローラ18はまた、アドミタンス回路22が容積を測定する時を制御するであろう。マイクロコントローラ18は、1回拍出量、駆出率及び収縮末期容積が時間にわたって増加しているのかもしくは減少しているのかをアドミタンス回路22から決定し、1回拍出量及び駆出率を最大化し、収縮末期容積を最小化するようにペーシングアルゴリズムを変更することができるであろう。さらに、マイクロコントローラ18は、ペースメーカー30の筐体内のアドミタンス回路22からの結果を信号処理するであろう。次に、患者の状態がさらに悪くなっているのか、もしくはさらに良くなっているのか、もしくは同じ状態のままであるのかを示す信号が無線送信機26を用いて受信機28に送信される。代替の実施形態では必要に応じてデータの処理を患者の外部で発生させることができるが、移植されたデバイスに対する外部からの余分な処理は必要とされないであろう。アドミタンスを測定するための4つの電極に対して、1つの処理回路アドミタンス回路22w/電流源だけが必要とされる。本発明の付加的な実施形態は、複数のアドミタンス回路が異なる位置からLVの容積を測定すること、もしくは1つのアドミタンス回路が順次に複数の位置を測定することである。この冗長性は、それらの理想的な位置におけるリードの移植が可能でない状況での精度を向上させるために使用される。適応ペーシングアルゴリズム.ペーシングアルゴリズムが正確に動作しているか否かを決定するための主な方法は、心臓16がどのように効率的に血液を送り出しているかに基づくべきである。従って、最大効率性は、最大心拍出量と同等である。アルゴリズム:1.心外膜アドミタンスを用いて、1回拍出量、収縮末期容積及び駆出率を決定する。2.以下のいずれかを用いて心臓16をペーシングする。a.周知のペーシング方法非特許文献41によるペーシングアルゴリズム方法ガイドを参照。。b.各心室が第1のペースと第2のペースとの間の可変時間遅延を用いて別々にペーシングされる両心室ペーシングアルゴリズム。c.心房ペーシングと心室ペーシングとの間の遅延を考慮するペーシング方法。d.上記のうちのいくつかの組み合わせ。3.アルゴリズム変更後に1回拍出量、収縮末期容積及び駆出率を測定する。4.ステップ3をステップ1と比較して、1回拍出量及び駆出率が最大化され、収縮末期容積が最小化されるまで、2-4を反復する。ペーシング方法時々医学会によってアルゴリズムと呼ばれる。:1.例えば非特許文献41において説明されたアルゴリズムなどの周知のペーシングアルゴリズムはしばしば、移植のときに患者に対して選択される。しかしながら、患者は彼らの活動アクティビティ、長期の健康状態、もしくは他の要因に基づいてペーシングアルゴリズムを変更することからの利点が得られるであろうことが保証される。これらの周知のペーシングアルゴリズム間の切り替えは、例えば運動しているときなどの短期的な利点と、例えば改善された心臓リモデリングなどの長期的な利点との両方を提供することができる。マイクロコントローラ18がペーシングユニットと直接的に接触しているので、スイッチングアルゴリズムは、異なるペーシングパターンをペーシングユニットに出力することの問題である。ペーシングするときにおけるスイッチをトリガーするであろう特定の事象イベントは、心拍出量に対する適応しきい値未満に低下することである。時間にわたって、もし患者が改善すれば、積極的治療に対するしきい値が変更されてもよい。治療に対するしきい値のこの適応性によって、ペーサーを長期間にわたって発生する変化に対して適応させることを可能とする。心拍出量、1回拍出量、駆出率及び収縮末期容積がアドミタンスシステムを用いて直接的に測定される。従って、もしメドトロニック社からのOptivol登録商標のように心拍出量、1回拍出量及び駆出率があるしきい値において低下し始めれば、ペーシングアルゴリズムは、再度心拍出量、1回拍出量及び駆出率を最大化するように切り替えられるであろう。血流力学変数を使用しない他の現在配置されたアプリケーションは、増加された患者の動きが存在していることを決定するために、ペースメーカー30内に加速度計を含み、それ故により高い要求がより急速なペーシングのために必要となる。2.冠状静脈LVリード及びRV心尖部RVリードの両方においてリードを使用して心臓16をペーシングすることが可能である。もしLVリードがRVリードから別々にペーシングされれば、LVリードとRVリードとの間のゼロでない時間遅延が例えば心臓再同期療法デバイスなどの上述された両心室ペーシングを用いるよりもさらに良好な心拍出量、1回拍出量SV及び駆出率EFを発生させることができる。別々にペーシングすることは、複数のペーシング回路がマイクロコントローラ18によって制御されることの問題である。ほとんどの電流ペースメーカー内にはマイクロコントローラがすでに存在している。この測定は、マイクロコントローラ18及び複数のペースメーカー、又は電極につき1つ接続された複数のペーシング回路を用いて実行される。1回拍出量及びEFを最大化し、収縮末期容積ESVを最小化するために、房室遅延がしばしばペースメーカー30の移植のときに設定される。現在、このタイプのペーシングが患者に対して利点はあるが、それは心房と心室との間のタイミング遅延を変更させるために医師の訪問を必要とする。心外膜アドミタンスからのリアルタイムフィードバックは、上述した2つのペーシング方法と同様、リアルタイムでこの問題を対処することができる。ペースメーカー30におけるフィードバックループ及びマイクロコントローラ18の能力を用いれば、医師の訪問は必要とされないであろう。医師は、アルゴリズムにおいて説明されたのと同様の処理を用いてペースメーカーを調整する。それらは、通常はエコーマシーンを用いて、心臓16の容積を測定し、通常は臨床工学技師の助けによって、ペーシングアルゴリズムを変更し、それらは通常はもう1つのエコーを用いて、心臓16の容積を再テストする。もしペースメーカー30内に移植されたマイクロコントローラ18がリアルタイムでこれらの決定を行うならば、患者の心臓16は時間にわたって容積を変化しないので、患者の医師訪問及び技師訪問は必要とされない。これがすべてに関わった金銭及び時間を節約し、患者の病気の発現と治療との間の時間を非常に減少させるであろう。新規であり、ペースメーカー30の筐体にあるものは以下の通りである。1.1回拍出量及びEFが最大化され、ESVが最小化されるか否かに基づき、フィードバックを提供する回路をプログラミングし、もしくは同等の決定を行うマイクロコントローラ18。種々の周知の制御アルゴリズムがここで使用され、それらのアプリケーションは当業者に対して周知である。決定処理を有する新しいフィードバックループが図4に図示される。2.アドミタンス回路22は特許文献1において説明され、ここで参照により組み込まれ、ペースメーカー30の筐体の大きさに適合するように最小化される。その小型化は、必要に応じてチップ上に全体のアドミタンス回路22を配置することによって得られてもよい。ここで参照により組み込まれた特許文献1を参照する。そのような回路は必要に応じてチップ上に配置することなしに十分小さく作ることが可能である。3.付加的なペーシング回路20は、両心室ペースメーカー30内の各リードが独立してペーシングされるであろう場合に設置される。これは複雑度だけを緩やかに増加させる。基本的に、平行した2つのフローチャートが存在し、異なる時刻でペーシングパルスを配信するであろう。結末及び制御アルゴリズムはいまだに同一である。4.選択的に、任意の既知のペースメーカー構成が種々のリード移植位置を有するこのデザインから利点を得ることが可能である。しかしながら、ペースメーカーの筐体に対して外側は何も変更する必要はないであろう。計算理論及び心外膜血液伝導率測定.伝導率測定は、1981年以来、瞬時のLV容積を検出するための侵襲的器具として利用可能であった非特許文献30。電気伝導率測定によって瞬時の容積を決定するために、LVチャンバー内に位置するカテーテル上に通常設置される。伝導率システムは、電流源を用いて電場を発生し、瞬時のリターンする電圧信号から容積が決定される。伝導率は、抵抗もしくはインピーダンスにより測定されるのが望ましい。その理由は、それが容積との逆数でない直接的な関係を有するからである。伝導性電極は、本発明において実行されるように、LV血液量をインタロゲートする問い合わせるために、LV心外膜上に前もって設置されなかった。測定された血液伝導率とLV血液量との間の関係は、血液プール及び周辺の心筋における電流場の形状によって最初に決定される。例えば、一様電場近似では、測定された時間依存抵抗Rbloodは電極間距離Ltに比例し、場の断面積Atに反比例して測定された血液伝導率Gbloodとは逆となる。ここで、ρは血液抵抗率である。すなわち、次式となる。いくつかの測定電極位置は、主として断面積変化に対して感度が高い血液伝導率を生じるであろう一方で、他のものは主として分離距離に対して感度が高い。LVの断面積が増加するので、血液伝導率において対応する増加が存在する。従って、本発明の目的のために、面積依存性電極構成だけに焦点が合わされた。動的筋肉伝導率除去.心外膜アドミタンスは、複素平面で取られた測定であり、振幅ジーメンスと、位相度との両方を有する。アドミタンスに対する値は、筋肉と血液との両方の伝導率と、筋肉サセプタンスωCとの組み合わせであり、両方に対して電場で示される。アドミタンスを血液伝導率と筋肉伝導率とに分離するための処理は、血液と筋肉とが並行して存在する4極性のカテーテルのケースに対するものが以前に説明された非特許文献24。しかしながら、クロスチャンバー心外膜アドミタンス測定の血液成分と筋肉成分との分離に対して提案されたモデルは以前は存在しなかった。ここで、血液成分と筋肉成分とは連続状態である。血液成分と筋肉成分とを分離するためのこの新しい理論が次式により与えられる。ここで、Rmは筋肉の抵抗Ωであり、Rbは血液の抵抗Ωであり、εmは筋肉の誘電率F/mであり、σmは筋肉の伝導率S/mである。複素インピーダンスは実数部と虚数部とに分離される。心筋の特性εm及びσmは、表面プローブ特性を用いて計算できる非特許文献24,26。心外膜測定では、発生された場はほとんど横方向である一方で、表面プローブ測定では、及び伝統的なLVカテーテル測定では、場はほとんど縦方向である。この差は、他のものによって測定され、2の係数を乗算することによってデータにおいて補正された非特許文献31,32。豚の心筋特性を測定するために使用された表面プローブに対する侵入深さは3.6ミリであり、それは下方向のLV血液量内には及ばない。2次元ソノミクロメトリを用いたLV容積測定.本発明を有効にするように使用された標準の容積測定は、2次元2Dソノミクロメトリ心内膜のクリスタルである。2Dの心内膜クリスタルは、2つの短軸が距離において等しい場合に大きな動物の心臓における3Dの心エコー検査法に対して受け入れられる代替手段であり非特許文献33-35、この距離は急性LV拡張の間は保持される。さらに、豚心筋は不整脈を起こす傾向があり、中隔を通して第3のクリスタル平面を設置することに関する重大な外傷トラウマが存在する。結果的に、2D心内膜クリスタルは、実用的なアプローチである。2次元には、LV心筋を貫いた刺し傷を通り抜けて心内膜表面上に位置決めされ、巾着縫合によって固定された一対の2ミリのピエゾ電気超音波振動子によって前後方向面と心尖部基準面とで測定されたものが含まれる。2次元クリスタルのペアは、デジタルソノミクロメータカナダのオンタリオ州ロンドンにあるソノメトリクス社製に対して取り付けられ、次に複数の点を長楕円形にフィッティングすることにより、デジタル出力は容積に変換された非特許文献33,35。プロトコル.本発明は、アメリカ合衆国食品医薬品局FDAの医薬品安全性試験実施基準規制21CFRパート58を遵守して実施され、続いてテキサス健康科学センターサンアントニオの大学における動物実験委員会の承認を受けた。研究されたn=15のヨークシャー豚に対して15頭のヨークシャー豚に対して、体重は42kgら78kg平均値=60±12.6kgであり、14頭が雄であり、1頭が雌であった。豚はテラゾール4mg/kgIMで落ち着かせて、挿管され、麻酔が100の酸素と1-2のイソフルランとによって保持された。右首が頸静脈及び頸動脈に対するアクセスを得るために切り裂かれた。胸骨切開が実行され、心膜が部分的に開けられた。150mgのアミオダロンIVが30分にわたって与えられ、後に30分繰り返された。続いて、アミオダロンを投与し、リドカイン点滴がプロトコルの残余に対して1μg/分で開始された。このアプローチから予想された心筋抑制が存在するのだが、豚のモデルが低い心室細動しきい値を有することのより大きな関心事が存在した。器具の使用.MNのミネアポリスのメドトロニック社製の白金-白金黒電極がそれらの低い電極インターフェースインピーダンスのために実験のために選択された。電極位置は、RVAICD心内膜リード及び外側LV心外膜上の両心室リードの近似的な位置をシミュレーションするために選択された。1cm間隔で離されて置かれた2つのセットの4つの電極がフェルトバッキング上に縫合され、それぞれがLV心外膜上に縫合された。前部電極はRVAICDリードをシミュレーションするために遠位LADと平行に縫合され、後部電極は両心室リードをシミュレーションするために左辺縁静脈と平行に縫合された。電極のペアは、前部心外膜と後部心外膜との両方の上に電流を発生させて電圧をセンシングする電極を有する交差クロス心室チャンバーの4極性測定のために選択された。豚はまた、上述した2次元心内膜クリスタルと、オンタリオ州ONロンドン,サイセンス,3F左頸動脈圧センサと、頸静脈における6Fシースと、オンタリオ州ONロンドン,サイセンス,1.2F前部RV壁を通して直接導入されたRV圧センサと、代替の方法としてトランジェント閉塞を発生させてLV拡張を生成するための、カナダCAのヘルズバーグのヴィーボメトリックVivoMetricにおける16ミリもしくは18ミリの直径の下行胸部の生理食塩水が満たされたバルーン閉塞と、閉塞が取得されたことを示すためのバルーンオクルーダーに対して遠位で接した下行胸部大動脈内に設置されたニューヨーク州のイサカのトランソニック社大動脈流プローブとが備え付けられた。特性測定及びヘマトクリット値.心外膜プローブは、インタクトビーティング開胸心臓の表面に対して印加された。刺激電流は、上述した器具を用いて発生された非特許文献36。リアルタイムで及びが測定され、心筋誘電率εm及び伝導率σmは上述したように計算された非特許文献26。簡単に、既知の電気伝導率の生理食塩水において決定された表面プローブセル定数km-1が次式を計算するために使用される。ここで、、及びω=2πfである。ここで、kは使用されたプローブのセル定数1/mであり、Gmは筋肉の伝導率コンダクタンスSであり、Cmは筋肉のキャパシタンスであり、fは興奮の周波数Hzである。ヘマトクリット値は、毛細管及びクレイアダムスリーダクリット遠心分離機モデルT-3400,ベクトンディキンソン,スパークス,MDによる実験のベースラインと最後との両方で決定された。全血サンプルが8,500回転/分で5分間回転され、濃縮赤血球の容積が全体容積のパーセンテージとして表された。LV拡張に対するネオシネフリンフェニレリン.ネオシネフリンは、心不全患者において発生するであろうようなLV血液量拡張をシミュレーションするための容量応答法において後負荷を増加させ、二次的にLVを拡張させるように選択された。ネオシネフリンは、最初のn=2の豚において、75,150及び300μg/分の一定レートで点滴された。後のn=9の豚に対しては、37.5μg/分のより少ない投与量が、この同一の点滴プロトコルに対して追加された。ベースラインと、LV拡張が心内膜クリスタルによって定義されたように起こるネオシネフリンの少なくとも2つの投与量からのデータが分析において使用されるためのデータに対して必要とされた。ネオシネフリンのいくつかの投与量は結果としてLV拡張を生じず、これはすべての豚において変化した。従って、結果のセクションにおいて与えられた投与量は、ベースラインと、LV拡張が得られるネオシネフリンの高い投与量と低い投与量との平均値とである。ネオシネフリンの各投与量は、定常状態を得るために10分間点滴され、次にデータは後に続く5分にわたって取得され、1回の投与量あたり全体で15分かかった。心拍数と、頸動脈圧AoPと、下行胸部大動脈流Aoフローと、短軸及び長軸心内膜クリスタルと、心外膜インピーダンスの振幅と、位相角とが含まれたデータが取得された。データが取得される一方で、レスピレータ人工呼吸器は少なくとも5つの心周期の間呼気終末において一時停止された。LV拡張のための代替の方法.LV拡張が心外膜アドミタンスによって検出されるか否かを決定するために、2つの付加的な標本が調べられた。すなわち、急性LAD閉塞とトランジェント大動脈閉塞とである。LAD閉塞.縫合糸が心外膜アドミタンス電極に対して近位にある中間LADの下に設置され、中間及び遠位の前部心筋の急性拡張を発生させるために縫合された。取得されたデータは、ネオシネフリンプロトコルと同一であった。心室細動のために、完全なデータがn=6の豚の研究だけにおいて取得された。トランジェント大動脈閉塞.トランジェント大動脈閉塞がn=11の豚において成功して実行された。閉塞が生理食塩水のオクルーダー内への注入によって制御され、成功した閉塞は下行胸部大動脈流の1L/分未満への減少によって定義された。フロープローブは常にバルーンオクルーダーの遠位に接した。胸水シミュレーション.胸水は、心不全患者において一般的であり、例えばOptivol登録商標非特許文献15,18,21やCorVue登録商標などのシステムによる肺伝導率の測定におけるアーチファクトの一般的なソースである。その理由は、これらのデバイスによって発生された電場が肺の中にまで及ぶからである。心外膜アドミタンスは電場を発生させ、それはLVにわたって広がりそれ故にアーチファクトのこのソースを有すべきでない。この仮説をテストするために、胸腔は、心臓の右側と左側との両方のLV心外膜アドミタンスの測定の間、生理食塩水で満たされた。心外膜アドミタンスの最後の実装と同様に、生理食塩水が電極と直接接触する状態となることを回避するために、心膜がスリングとして使用された。上述したベースライン測定の直後に、血液7941±124μS/cmに近い伝導率の生理食塩水が胸の中に注入された。n=7の豚に対して注入された容積は425±90mLであり、注入後にすべての測定が反復された。データ分析.血液伝導率mSと心内膜クリスタル容積mLとを関連付ける傾きは、6個までの各ベクトルにおいてネオシネフリンの3つまでの投与量において11頭の動物において決定され、血液伝導率とクリスタル容積との合計99個のペアの測定を発生させた図3。データは、各豚及びベクトルに対する複合対称自己相関行列及び固定された切片を用いた反復測定線形モデルに基づいて分析された。血液伝導率とクリスタル容積との間の関係の有意性は、反復測定線形モデルにおけるLV血液伝導率の係数がゼロであるという帰無仮説をテストすることのワルド統計量を用いて評価された。統計的検定テスティングは、ノースカロライナ州カリーのSASインスティチュート社のウィンドウズ登録商標版SASバージョン9.2を用いて5の有意水準を有する両側であった。LAD閉塞、トランジェントAo閉塞及び胸水シミュレーションに対して、ペアを構成したベースと介入データとがスチューデントのtテストを用いて、再度5の有意水準を用いて比較された。すべての結果が平均値±標準偏差として報告される。結果.ベースライン血流力学.平均の収縮期の大動脈圧は80±13mmHgであり、心拍数は86±17bpmであった。クリスタルによる平均のLV拡張終期長軸及び収縮末期長軸はそれぞれ、82±6cm及び74±5cmであり、クリスタルによる平均のLV拡張終期短軸及び収縮末期短軸はそれぞれ、47±4cm及び40±4cmであった。計算された平均のLVEDVは100±31mLであり、心内膜クリスタルを介して測定された平均のLVESVは69±25mLであった。平均のLVEFは31±6であり、心室細動を最小化するために与えられた麻酔薬及びアミオダロンから拡張しないが低下したLV標本と一致する。平均の下行胸部流は、8.0±1.8L/分であり、平均のRV収縮期圧は19±3mmHgであった。プロトコルの最初ではヘマトクリット値は30.0±2.3であり、プロトコルの終わりではヘマトクリット値は33.0±4.7であり、アーチファクトのソースとして血液の電気特性と心筋の電気特性とにおける変化を緩和させるためにプロトコルの間の液体の投与を最小限とすることによる血液濃縮と一致する。LV心尖部から前面上の最大の心尖部の心外膜アドミタンス電極までの平均距離は3.0±0.9cmであり、後面上では3.0±0.5cmであり、LV心外膜の両側で相互に平行であるアドミタンス電極と一致する。拡張終期の及び収縮末期の心外膜のLVアドミタンス振幅はそれぞれ、15.8±2.0mS及び14.5±19mSであり、平均位相角はそれぞれ、9.2±3.0度及び7.4±3.2度であった。特性に関する要約.以前に公開された非特許文献26血液アドミタンスと筋肉アドミタンスとを分離するための式で使用するために、心筋特性が各豚において決定された。心筋伝導率は、σm=0.33±0.03S/mであり、心筋誘電率は、εm=19710±2786×ε0F/mであり、心筋に対する計算されたσ/εの比は、1,923,320±179,592S/Fであった。LV拡張のためのネオシネフリン.n=11の豚の研究からのデータが図3に図示される。低いネオシネフリン投与量は、90±54μg/分であり、高いネオシネフリン投与量は、180±107μg/分であった。血液伝導率は、心外膜インピーダンスと、位相角とから計算され、心内膜クリスタルから計算されたLV容積に対してプロットされた。LV拡張終期容積EDV及び拡張末期での複素インピーダンスが各豚において測定され、その結果がアドミタンス技術を用いて血液の伝導率LVGbloodに変換され、リアルタイムで筋肉寄与を除去された図3A。ミリジーメンスmSで表された血液の伝導率LVGblood及びミリリッターmLで表されたLV容積Vは、各豚に対する1番目のベクトルと6番目のベクトルとの間に対して、複数のLV容積の値において測定され、内部の動物の平均傾きが図3Aに対して計算された。GbloodmSと調整された容積mLとを関連付ける傾き1.16±0.48mS/mLは、ゼロp=0.017から著しく異なった。データはまた、伝統的なコンダクタンス技術を用いて分析され、それは筋肉寄与を除去せず、LV拡張を検出する能力が失われ、心筋信号の虚数成分にアクセスすることに依存することを示す図3B。LV拡張のためのLAD閉塞.血流力学パラメータがベースライン及び以下のLAD閉塞において表1に図示される。急性LAD閉塞は、大動脈圧及び大動脈流において著しい減少を発生させた。LV容積における予想された増加は、標準のもの心内膜クリスタルのみならず血液伝導率によっても検出された。血液伝導率における大きな標準偏差は、広範囲の電極位置の結果であり、電極と心筋との接触面が可変であることによって生じるかもしれないオフセットである。平均すると、LV血液伝導率のベースラインからの17の増加は、LV容積の4の増加に対応した。トランジェントAo閉塞.血流力学パラメータがベースライン及びピークトランジェントAo閉塞において表2に図示される。AoP及び心内膜クリスタルは、両方ともLV容積増加を導いた。Aoフローは、それが成功した大動脈閉塞に対する定義であったので、1L/分未満に低下した。増加された後負荷は、7だけLV血液伝導率を増加させ、9だけクリスタルLV容積を増加させる。胸水シミュレーション.血流力学パラメータがベースライン及び胸水シミュレーションにおいて表3に図示される。LV血液伝導率もクリスタルから得られたLV容積も心臓16の周囲に設置された生理食塩水によって変化しなかった。本発明は、心臓16による一定の動きの状態にある電流を発生してセンシングする電極にも関わらず、リターンする電圧信号の心筋成分の動的除去によって心外膜位置からLV血液伝導率が決定されることを実証した。特に、a生理学的なLV血液コンダクタンス信号が得られ、bivのネオシネフリンの投与量応答に応じたLV拡張が、伝統的な伝導率だけが使用される場合ではないがアドミタンスが使用される場合の心内膜クリスタルの標準と同様の方法で血液伝導率によって検出され、c急性LAD閉塞の生理学的影響がLV拡張として血液伝導率によって検出され、d心膜の外側に生理食塩水を設置することによってシミュレーションされた胸水が血液コンダクタンス測定に対するアーチファクトのソースとしての機能を果たさないことが実証された。胸水は、進行した心不全を有する患者においてしばしば発見される。肺水腫のために肺にインタロゲートするデバイスは、RVAICDリードの先からペースメーカー/除細動器のためのバッテリーパックのケースまでの経胸腔的な抵抗測定を使用し、それ故にLVと、左心房と、胸骨格筋肉と、同側肺組織と、肺の中の血管内血液量と、肺間質浮腫とを提供し、最後に胸水を提供して変化する液体指標を測定する。LV心筋及び血液量に対して焦点が合わされた電気的なアプローチを有することは好ましいであろうが、例えば胸水などの他のアーチファクトのソースの中へのいくらかの電場拡張がいまだに存在する。心外膜アドミタンスは胸水を人工的に検出するか否かを決定するために、臨床条件をシミュレーションするために胸腔内の心膜の外側に液体が設置された。LV血液伝導率の測定における変更は研究では示されず、心外膜アドミタンスが実際にはそのインタロゲーションをLV自身に焦点が合わされたことが示された。アドミタンス技術図3Aは、心内膜クリスタルに類似したLV前負荷の信頼できるトラッキングを提供する一方で、伝統的なコンダクタンスは提供していない図3B。アドミタンス技術のこの増加された感度は、アドミタンスの計算において位相測定値を使用したことによる。それが血液成分と筋肉成分とのリアルタイムの分離を可能とさせる。筋肉の高い抵抗は一般に、血液と筋肉との連続した測定を無意味なもとのとする。その理由は、筋肉の抵抗率は血液の抵抗率の約5倍であるからである。これにより全体の測定された伝統的なコンダクタンス信号はアドミタンスを用いて決定されたLV血液伝導率図3Aと比較するとより低くかつ非特異的となる図3B。一方、伝統的なコンダクタンスを用いたスタウルら非特許文献20,22による研究は、既存の両心室リードを用いてLV拡張の検出における展望を示した。スタウルの発明は、2つの理由のために本発明とは大きく異なる。第1の主な相違点は、刺激電極がLVに及ぶ一方で、スタウルのものではそれらはRV内に完全に存在する、ということである。スタウルの設計では、電流の大部分はRVに制限されるであろう。その理由は、筋肉の抵抗率は、血液よりも5倍大きいからである。この制限は、LVの対向する側の興奮電極及びシンク電極を保持することによって、電流をLVにわたって強制的に流すことによって本発明において克服される。従って、電流に対する優先パスは、低い抵抗率血液プールである。第2の主な相違点は、測定された信号に対する相対筋肉寄与を決定するために本発明は複素アドミタンスを利用する、ということである。図3に図示されるように、筋肉から血液のこの分離は、心不全検出に対する増加された感度を提供するLV前負荷を増加する。本発明は、クロスチャンバーの複素アドミタンス測定が伝統的なコンダクタンスもしくは抵抗測定によるLV血液プール容積測定に対する改善された感度を示すことの第1の証拠を示す。要約すれば、LV容積を検出できる新しい電気的なアプローチが開発され、既存のAICD及び両心室ペーシングリード位置を利用し、移動ソース及びセンシング電極に対するコンダクタンスアプローチを成熟させる一方で、瞬時に心筋成分を除去して最後のLV血液コンダクタンス信号を発生させる。表.表1.LAD閉塞。13個の電極位置を用いたn=6の豚からのデータが図示される。HRは心拍数であり、AoPは収縮期右頸動脈圧であり、クリスタル容積は2Dの心内膜のクリスタルLV容積であり、Aoフローは下行胸部大動脈流であり、RVSPは右心室収縮期圧であり、Gbloodは心外膜アドミタンスから得られたLV血液伝導率である。‡はp<0.01を示す。表2.トランジェント大動脈閉塞。27個の電極位置からのn=11の豚からのデータが図示される。閉塞データはAoPがピーク時において定義される。HRは心拍数であり、AoPは収縮期右頸動脈圧であり、クリスタル容積は2Dの心内膜のクリスタルLV容積であり、Aoフローは下行胸部大動脈流であり、RVSPは右心室収縮期圧であり、Gbloodは心外膜アドミタンスから得られたLV血液伝導率である。‡はp<0.01を示す。表3.胸水シミュレーション。54個の電極位置からのn=7の豚からのデータが図示される。HRは心拍数であり、AoPは収縮期右頸動脈圧であり、クリスタル容積は2Dの心内膜のクリスタルLV容積であり、Gbloodは心外膜アドミタンスから得られたLV血液伝導率である。†はp<0.05を示し,‡はp<0.01を示す。本発明が例示の目的のために上述した実施形態において詳細に説明されたが、そのような詳細事項は単なるその目的のためだけであって、ここで変形例がそれが添付の特許請求の範囲によって説明される場合を除き、本発明の精神及び範囲を離れることなしに当業者によってなされることが理解されるべきである。"