JP5226789B2 - 測定された肺動脈圧に基づいて心臓前負荷を最適化する方法、装置、およびシステム - Google Patents

Description

本発明は、一般に、心臓ペーシング治療に関し、より具体的には、測定された肺動脈圧に基づいて心臓前負荷を最適化することに関する。

調律を改善し、心房および心室収縮のうちの少なくとも一つを協調させようとして、１つまたは複数の心腔にペーシング刺激を提供する心臓調律管理デバイスが開発された。心臓調律管理デバイスは、通常、心臓からの信号を検知する回路および心臓に電気刺激を提供するパルス発生器を含む。患者の心腔内及び心臓の血管内のうちのいずれか一方に延在するリード線(lead)は、心臓の電気信号を検知し、心臓不整脈を処置するために種々の治療によって心臓に刺激を送出するための電極に結合される。

ペースメーカは、心臓ポンピング効率を維持する収縮性調律を心臓が生成するのを補助するために、タイミングを合わせた一連の低エネルギーペースパルスを送出する心臓調律管理デバイスである。ペースパルスは、患者のニーズに応じて、断続的であってもよく、または、連続的であってもよい。１つまたは複数の心腔を検知し、ペーシングするための種々のモードを有する、いくつかのカテゴリのペースメーカデバイスが存在する。

ペーシング治療は、種々のタイプの心不全（ＨＦ）の処置において使用されてきた。一般に、ＨＦは、心臓のポンピングパワーの減少に関連し、末梢組織の要求を満たすのに十分な血液を送出することができなくさせる。ＨＦは、呼吸の低下、呼吸の喪失、肺および他の身体組織内への流体の蓄積をもたらす可能性がある。ＨＦは、左心、右心、または心臓の両側に影響を及ぼす可能性がある。たとえば、ＨＦは、心臓の筋肉の減退が、心臓の拡張および収縮性のうちの少なくともいずれか一方の減少を生じるときに起こる可能性がある。収縮性の減少は、血液の心拍出量を減少させ、心拍数の増加をもたらす可能性がある。ある場合には、ＨＦは、心房または心室同期不全などの、左心腔と右心腔の非同期収縮によって引起される。左心室または右心室が影響を受けると、非同期性収縮は、心臓のポンピング効率を著しく減少させうる。

ペーシング治療は、心腔収縮の同期を促進して、心機能を改善しうる。これは、一般に、心臓再同期治療(cardiac resynchronization therapy)（ＣＲＴ）と呼ばれる。一部の心臓ペースメーカは、複数の心腔をペーシングすることによるＣＲＴを送出することが可能である。ペーシングパルスは、心腔が同期して収縮するようにさせるシーケンスで心腔に送出され、心臓のポンピングパワーを増加させ、身体の末梢組織により多くの血液を送出する。右心室収縮と左心室収縮の早期不全の場合、２心室ペーシング治療が、一方のまたは両方の心室をペーシングしてもよい。あるいは、２心房ペーシングまたは４つ全ての心腔のペーシングが使用されてもよい。

ペーシング治療は、心機能の低下に関連する生理的影響を止めるときに価値があることがわかっている。ある場合には、ペーシング治療は、心臓疾病から生じる心臓の肉体的減退の一時的なまたは永久的な補正、逆リモデリングとして知られているプロセスを提供することが示されている。したがって、逆リモデリングに寄与するペーシング治療の特定および適用は、ある形態の心不全を経験した患者の寿命を延長するときに役立ちうる。

本発明は、測定された肺動脈圧に基づいて心臓前負荷を最適化するシステムおよび方法を対象とする。

本発明のある実施形態による方法は、短期バーストプロトコルのそれぞれの反復について、短期バーストプロトコル中に患者の心臓に適用されるペーシングのパラメータを変更することを含む。肺動脈圧は、短期バーストプロトコルの反復中に測定される。最適心室前負荷は、測定された肺動脈圧に基づいて確定される。ペーシング治療は、最適心室前負荷の確定に基づいて選択されるパラメータの値を使用して提供される。一実施形態では、方法は、短期バーストプロトコルのそれぞれの反復について、短期バーストプロトコル中に患者の心臓に適用されるペーシングのパラメータを変更することを含む。肺動脈圧は、短期バーストプロトコルの反復中に測定され、最適心室前負荷は、測定された肺動脈圧に基づいて確定される。ペーシング治療は、最適心室前負荷の確定に基づいて選択されるパラメータの値を使用して提供される。

より特定の実施形態では、ペーシングのパラメータは、ペーシング遅延、房室ペーシング遅延、２心室遅延、心房内遅延、および患者の心房内の埋め込み型心臓リード線のペーシング部位の任意の組合せを含んでもよい。方法はまた、患者の圧反射システムが、短期バーストプロトコルの反復中に、ペーシングの変更されたパラメータに対して順応しないように、短期バーストプロトコルの反復の長さを選択することを含む。

他のより特定の実施形態では、方法はさらに、短期バーストプロトコルの反復と反復との間に肺動脈圧を測定することを含む。こうした場合、最適心室前負荷を確定することは、ベースライン肺動脈圧を、短期バーストプロトコルの反復中に測定された肺動脈圧と比較することを含む。他の配置構成では、短期バーストプロトコルの反復中に肺動脈圧を測定することは、肺動脈拡張期圧を測定することを含む。こうした場合、測定された肺動脈拡張期圧に基づいて最適心室前負荷を確定することは、肺動脈拡張期圧の最大値に基づいて最適心室前負荷を確定することを含んでもよい。

他のより特定の実施形態では、測定された肺動脈圧に基づいて最適心室前負荷を確定することは、肺動脈圧の最大値に基づいて最適心室前負荷を確定することを含む。一変形では、ペーシング治療を提供することは、患者の心臓に適用されるペーシング間隔の自由行動下の最適化を実施することを含む。別の変形では、方法は、さらに、短期バーストプロトコルの反復のうちの選択された反復中に患者の姿勢を変更することを含む。

本発明の別の実施形態では、医療システムは、患者の心臓にペーシングパルスを送出するための１つまたは複数の電極を含む。エネルギー送出および検知ユニットは、１つまたは複数の電極に結合される。システムはまた、肺動脈圧測定を行うことが可能な肺動脈圧センサと、少なくとも肺動脈圧測定結果を格納するよう構成されたメモリとを含む。コントローラは、メモリ、肺動脈圧センサ、ならびにエネルギー送出および検知ユニットに結合される。コントローラは、短期バーストプロトコルのそれぞれの反復について、短期バーストプロトコル中にエネルギー送出および検知ユニットによって患者の心臓に適用されるペーシングのパラメータを変更するよう構成される。コントローラは、短期バーストプロトコルの反復中に行われた肺動脈圧測定結果を格納し、格納された肺動脈圧測定結果によって確定される最適心室前負荷に基づいて選択されるパラメータの値を使用してペーシング治療を提供する。

システムのより特定の実施形態では、ペーシングのパラメータは、ペーシング遅延および電極のペーシング部位の任意の組合せを含んでもよい。一構成では、コントローラは、さらに、短期バーストプロトコルの反復と反復との間に肺動脈圧測定結果を格納して、ベースライン肺動脈圧を確定するよう構成される。こうした場合、最適心室前負荷は、ベースライン肺動脈圧を、短期バーストプロトコルの反復中に格納された肺動脈圧測定結果と比較することによって確定される。

システムのより特定の実施形態では、肺動脈圧測定結果は、肺動脈拡張期圧測定結果を含む。他の配置構成では、コントローラは、さらに、短期バーストプロトコルの反復中に行われる最大圧測定に基づいて最適心室前負荷を確定するよう構成される。コントローラは、さらに、患者の心臓に適用されるペーシング間隔の自由行動下の最適化中にペーシング治療を提供するよう構成される。

本発明の別の実施形態では、医療システムは、短期バーストプロトコルの複数の反復について患者の心臓にペーシングを適用する手段を含む。ペーシングのパラメータは、短期バーストプロトコルのそれぞれの反復について変わる。システムはまた、短期バーストプロトコルの複数の反復中に肺動脈圧を測定する手段と、測定された肺動脈圧に基づいて最適心室前負荷を確定する手段と、最適心室前負荷の確定に基づいて選択されるペーシングのパラメータの値を使用してペーシング治療を提供する手段とを含む。システムは、任意選択で、短期バーストプロトコルの反復と反復との間に肺動脈圧を測定して、ベースライン肺動脈圧を確定する手段を含んでもよい。こうした場合、最適心室前負荷を確定する手段は、ベースライン肺動脈圧を、短期バーストプロトコルの反復中に測定された肺動脈圧と比較する手段を含む。

本発明の上記要約は、本発明の各実施形態または全ての実施態様を述べることを意図されない。利点および達成物は、本発明のより完全な理解と共に、添付図面に関連して考えられる、以下の詳細な説明および特許請求の範囲を参照することによって明らかになり理解されるであろう。

本発明の実施形態による、心臓前負荷を最適化するために、タイミング間隔がそこから測定されてもよい心周期を示す種々の波形を示す図である。 本発明の実施形態による、左心室拡張末期圧と肺動脈拡張末期圧との間の相間を示すデータのプロットである。 本発明の実施形態による、短期バーストプロトコルにおける変化するペーシングパラメータを示すプロットである。 本発明の実施形態による、異なるペーシングパラメータに対する短期バーストプロトコルの適用を示すプロットである。 本発明の実施形態による、前負荷最適化方法に関連する種々のプロセスを示すフローチャートである。 本発明の実施形態による、前負荷最適化方法に関連する種々のプロセスを示すフローチャートである。 本発明の実施形態による、前負荷最適化方法に関連する種々のプロセスを示すフローチャートである。 本発明の実施形態による、前負荷最適化方法を実施するために使用されてもよい回路のブロック図である。 本発明の実施形態による、前負荷最適化方法に関連して使用されてもよい患者埋め込み型デバイスを示す図である。

本発明は、種々の変更形態および代替形態を受けるが、それらの詳細は、図面において例として示されており、以下で詳細に述べられないであろう。しかし、意図は、述べられる特定の実施形態に本発明を限定することではないことが理解される。逆に、本発明は、添付特許請求の範囲によって規定される本発明の範囲内に属する全ての変更物、均等物、および代替物を包含することを意図される。

示す実施形態の以下の説明では、説明の一部を形成し、また、本発明が実施されてもよい種々の実施形態が例示としてそこに示される、添付図面が参照される。他の実施形態が利用されてもよく、また、本発明の範囲から逸脱することなく、構造的および機能的変更が行われてもよいことが理解される。

本発明によるシステム、デバイス、および方法は、以降で述べられる、特徴、構造、方法、その組合せの１つまたは複数を含んでもよい。たとえば、デバイスまたはシステムは、以下で述べる有利な特徴およびプロセスのうちの少なくとも一方の１つまたは複数を含むように実施されてもよい。こうしたデバイスまたはシステムは、本明細書で述べる特徴の全てを含む必要があるのではなく、有用な構造および機能のうちの少なくとも一方を提供する選択された特徴を含むように実施されてもよいことが意図される。こうしたデバイスまたはシステムは、種々の治療または診断機能を提供するように実施されてもよい。

本発明の実施形態は、ペーシング治療を使用して左心室（ＬＶ）前負荷を最適化するシステムおよび方法を対象とする。本発明の実施形態は、短期バーストプロトコル中に肺圧の直接測定を行うこと、これらの圧力測定に基づいて最適心室前負荷を確定することを対象とする。前負荷のこの最適化は、埋め込み手技の一部として実施されること、および自由行動下ＣＲＴの一部として実施されることのうちの少なくとも一方であってもよい。たとえば、患者の活動が増加すると、ＬＶ前負荷を短期的に増加させることが望ましい場合がある。

埋め込み式心臓調律管理デバイスを装着する患者は、うっ血性心不全(congestive heart failure)（ＣＨＦ）などの心臓状況にさらされることがある。ＣＨＦは、血液を効率的にポンピングする心臓の能力が実質的に低下した状況である。ある場合には、ＣＨＦは、心臓の右側および左側のうちの少なくとも一方の壁筋肉が、一般原因によって通常より弱化することによって引起される。他の場合には、壁筋肉は、動脈プラーク、ストレス、喫煙などのような状況によって、心臓充満又は収縮中に異常に伸張することによって弱化する。心臓の左側の心筋が減退する場合、左心房および左心室のうちの少なくとも一方が拡張する(enlarge)。この状況は、左心室収縮機能障害(left ventricular systolic dysfunction)（ＬＶＳＤ）と呼ばれる。

ＬＶＳＤを患う患者は、左心室の血行動態性能の徐々の低下を経験する可能性がある。補償するために、収縮間の休息時間が減少するにつれて、心拍数が増加する。さらに、ＬＶＳＤによる心臓組織の拡張は、心室脱分極信号が、右心室内で心臓の左側を通ってゆっくり移動するようにさせる可能性がある。これは、左心室が、右心室よりやや遅れて収縮するようにさせ、さらに、心臓の血行動態効率を減少させる。

心房収縮および心室収縮のうちの少なくとも一方を協調させるペーシング治療は、ＬＶＳＤ患者の心臓効率を高めるのに使用されてもよい。患者に応じて、ペーシング治療は、１つまたは複数の心腔内に位置決めされる１つまたは複数の電極を介して適用されてもよい。多腔ペーシング治療は、左心室および右心室（２心室）ペーシング、心室および心房（房室）ペーシング、ならびに、左心房および右心房（心房内）ペーシングの任意の組合せを含んでもよい。これらのペーシング治療はまた、電極部位の脱分極を検出するセンサを利用し、ペーシングを適切に調整してもよい。

ＣＲＴなどの多腔ペーシング治療は、同期不全を軽減することによって左心室の血行動態性能を改善しうる。特に、２心室ペーシングの形態のＣＲＴは、血行動態状態を短期的に改善すると共に、心不全症状を低減し、収縮機能を改善することが示された。２心室ペーシングはまた、逆リモデリングを引起すことが示されており、逆リモデリングは、心臓生理機能の一部の減退を減らすことによる、左心室ポンピング効率の改善を指す。

心拍出量を増加させるのに使用される１つのペーシング方策は、左心室の収縮性（ＬＶｄｐ／ｄｔ）を最大にするなどのために、ＡＶ遅延を最適化することである。この収縮性は、左心室が、最大拡張末期容積または前負荷を受けるときに最大になる。これは、フランクスターリングの機構(Frank Starling mechanism)として知られる。最大左心室拡張末期容積(left ventricular end diastolic volume)（ＬＶＥＤＶ）は、左心室拡張末期圧(left ventricular end diastolic pressure)（ＬＶＥＤＰ）に直接関係付けられうる。したがって、ＬＶＥＤＰを最大にすることが示されうるペーシング治療は、左心室の心拍出量（ＬＶＥＤＶ）も増加させ、そのため、ｄｐ／ｄｔ、１回拍出量、および前負荷を増加させる。

ある場合には、ＬＶＥＤＰを直接測定することが難しい場合がある。より一般的な手法は、ＬＶＥＤＰを間接的に測定することである。肺動脈拡張期圧(pulmonary artery diastolic pressure)（ＰＡＤ）が、ＬＶＥＤＰを推定するのに使用されてもよいことがわかった。ここで、図１および２を参照すると、本発明の実施形態による方法、システム、および装置に適用されてもよいＰＡＤとＬＶＥＤＰ／ＬＶＥＤＶとの相間が示される。図１では、心周期を示す種々の波形、特に、心電図（ＥＣＧ）、ＰＡＤ、および左心室圧（ＬＶＰ）測定結果から生成される波形が示される。本発明の実施形態を実施するのに有用な測定結果は、いろいろなセンサ、波形、波形特徴、ならびに、センサ、波形、および波形特徴の組合せを使用して生成されてもよいこと、および、図１および他の図に関連する測定結果は、非制限的な例示のためだけに提供され、本発明の範囲を制限するものとして解釈されるべきでないことが理解される。

図１に示す波形は、ＥＣＧ波形１０２で最もよく見られるように、ほぼ３つの心周期を全体的に示す。波形１０４は肺動脈圧を表し、波形１０６は左心室圧を表す。インジケータ１０８、１１０、および１１２は、３つの心周期のそれぞれについて左心室波形１０６上のＬＶＥＤＰ点を示す。ＬＶＥＤＰ１０８、１１０、および１１２は、ＰＡＤ（たとえば、点１１４）から位相偏移しており、図２のプロットに見られるように、ＬＶＥＤＰのマグニチュードとＰＡＤとのマグニチュードとの間に相間が存在する。

図２に示すデータのプロット２００は、ＣＲＴ患者の母集団について採取され、肺動脈拡張末期圧（ＰＡＥＤＰ）とＬＶＥＤＰとの間の相間を示すのに有用である。相間を解析するための母集団は、好ましくは、同様な左心室機能障害を有する患者を含む。この母集団の結果から見られるように、（ライン２０２として示す）ＬＶＥＤＰとＰＡＥＤＰとの間の線形関係は、
ＬＶＥＤＰ＝０．８８^＊ＰＡＥＤＰ＋７．４９ ［１］
として表現されうる。

式［１］は、ＬＶＥＤＰとＰＡＥＤＰとの間の線形相間を示す例示的な結果に過ぎず、本発明の実施形態において実際のＬＶＥＤＰを推定するのに、必ずしも必要とされない、または、使用されないことが理解されるであろう。一般に、本明細書で述べる方法および装置は、ＬＶＥＤＰ圧がベースライン値から増加するか、または、減少するかを判定するような、ＬＶＥＤＰ測定のためのプロキシとしてＰＡＥＤＰを使用しうる。ＰＡＥＤＰとＬＶＥＤＰとの間の相間は、直接的な肺動脈圧測定を行いうる装置によって利用されうる。以降でより詳細に述べるように、埋め込み型ペーシングシステムは、直接的な肺動脈圧測定を行うことが可能な圧力センサを含んでもよい。

本発明の実施形態によるシステムは、とりわけ、短期的にＬＶ前負荷を最大にすることによって血行動態的心臓性能を改善するために、肺圧測定を使用しうる。ＰＡＥＤＰは、ＬＶＥＤＰ／ＬＶＥＤＶを最適化するために最適化されてもよい肺動脈圧の一例であるが、肺動脈パルス圧、肺動脈収縮期圧などの他の肺圧測定が、このために使用されてもよい。ＬＶ前負荷を最適化するためのこれらの方法はまた、ＬＶＰの直接測定を行うことが可能なシステムに適用可能である。同様に、ＬＶＥＤＰ／ＬＶＥＤＶに対して強い相間を有する他の物理的測定が、本発明の実施形態によるシステムにおいて使用されてもよい。

一般に、ＨＦ患者は、心臓状況の結果または影響として、高い血圧を有する。したがって、これらのＨＦ患者を処置することは、長期にわたって血圧を下げることを含む。しかし、ＬＶＥＤＰを短期的に最大にすること（たとえば、短い期間にわたってそうすること）によって、心拍出量は、一時的にかつ定期的に増加して、心臓状況が改善され（たとえば、逆リモデリングが誘発され）うる。一般に、短期的治療は、治療パラメータの何らかの変動に対する、身体の圧反射が順応しうる前の、心臓の短期的反応に依存する。

本発明の実施形態によれば、患者の心臓に適用されるペーシングのパラメータは、短期バーストプロトコルの複数の反復中に変更される。パラメータは、バーストのそれぞれについて異なり、結果得られる肺圧に対する変化（または、ＬＶＥＤＰ／ＬＶＥＤＶに対して相間を持つ他の測定）が観測される。バーストとバーストとの間の期間に起こる肺圧はまた、ベースラインの読みを確定するために観測されてもよい。変動の１つが、最適な肺圧の読みをもたらすと仮定すると、その変動の値が、心拍出量を増加させるために短期的治療の一部として使用されてもよい。短期バースト治療から最適な読みを確定することは、ペーシングリード線の最適な配置を確定することなどの他のアプリケーションを有してもよい。図３のプロット３００は、本発明の実施形態による、ペーシングパラメータが、最適心室前負荷を確定するためにどのように変更されてもよいかについての例を示す。

プロット３００は、ＰＡＤ圧（あるいは、本明細書で、ＰＡＤまたはＰＡＤＰと呼ばれる）、特に、ＰＡＥＤＰを示す垂直軸３０２を含む。しかし、ＬＶＥＤＰに対して強い相間を持つことがわかっている他の肺圧（または他の生理的測定結果）が利用されてもよいことが理解されるであろう。たとえば、ＰＡＥＤＰと心周期中に行われる別の肺圧との組合せは、ＰＡＥＤＰだけを使用して行われるものに比べてＬＶＥＤＰの改善された推定精度を提供する可能性がある。水平軸３０４は時間を示し、時間３０４にわたるＰＡＤ３０２の変動は、ＬＶ前負荷を増加させることによって心臓の流量を最適化するのを補助するのに使用される。

プロット３００に見られるように、４つのバースト間隔３０６、３０８、３１０、および３１２が画定される。４つの間隔３０６、３０８、３１０、３１２の選択は、任意であり、例示のために行われる。一般に、安全性の配慮および測定の精度が、適度の数の間隔を左右することになる。結果として、間隔の数および組成の確定は、通常、臨床医によって個別方式で行われる。

これらの間隔３０６、３０８、３１０、３１２のそれぞれの間に、ペーシングのパラメータ（Ｐ）が変えられる。このパラメータは、埋め込み型ペーシング電極に適用される遅延（たとえば、ＡＶ遅延、ＶＶ遅延）、こうした電極に適用される任意の他のタイミングまたは電気的特性を含んでもよい。変更されてもよい他のパラメータは、ペーシング電極のロケーションを含む。ロケーションは、（たとえば、埋め込み手技中に）電極を物理的に移動させることによる特徴付けのために変更されてもよい。自由行動下の閉ループアプリケーションでは、多電極リード線の特定の電極を選択することによってロケーションが変えられてもよいことがより一般的である。

図３に見られるように、パラメータＰは、それぞれのバースト間隔３０６、３０８、３１０、３１２のそれぞれについて、４つの異なる値３１４、３１６、３１８、３２０にセットされる。結果として、測定されるＰＡＤＰは、それぞれ、平均値３２２、３２４、３２６、および３２８によって表される、間隔３０６、３０８、３１０、および３１２の間の異なる値をとる可能性がある。バーストプロトコルが終了した後、平均バーストプロトコル値３２２、３２４、３２６、および３２８の１つが、最適であると判定される可能性がある。多くの場合、平均３２２、３２４、３２６、および３２８の最適値は、ここでは、Ｐ＝ｖ_２における値３２４によって表される最大値を有する値である可能性がある。この値３２４は、治療中に測定されるＰＡＤＰ３０２の最も高い短期的レベルに相当する。

値３１４、３１６、３１８、３２０は、互いに異なるだけでなく、バースト間隔３０６、３０８、３１０、３１２間の期間中に（もしあれば）使用されるペーシングパラメータとも異なってもよい。検知間隔３３０、３３２、３３４、３３６、３３８として参照されるこれらの時間間隔は、バースト間隔３０６、３０８、３１０、３１２の印加前、印加中、および印加後に、心臓が規範的状態に戻ることを可能にする。検知間隔３３０、３３２、３３４、３３６、３３８中に行われる測定は、ＰＡＤＰのベースライン値３４０を確定するのに使用されうる。多くの状況では、休息間隔３３０、３３２、３３４、３３６、３３８中に適用されるペーシング治療は存在せず、したがって、ベースライン３４０は、ＰＡＤＰの非ペーシング値を表してもよい。他の場合には、ペーシングパラメータの確立された値が、休息間隔３３０、３３２、３３４、３３６、３３８中に適用されてもよい。この後者の場合、値３２２、３２４、３２６、３２８は、変更されたパラメータＰの変化によるベースラインペーシングレベルからのＰＡＤＰの変化を表す。

先に述べたように、腔内ペースタイミングおよびリード線ロケーションを含む、いくつかの異なるペーシングパラメータが、本発明の実施形態に従って短期バースト治療中に変えられてもよい。これらのパラメータが最大心室前負荷をもたらすフェーズは、本明細書で「特徴付け(characterization)」と呼ばれてもよい。特徴付けは、患者の状況が、臨床医によって積極的に監視される臨床状況で実施されてもよい。しかし、あるタイプの自由行動下の特徴付けを含むことが可能である場合があり、自由行動下の特徴付けでは、パラメータの種々の（通常、中程度の）変動は、使用時に、また、いくつかの異なる患者状況（たとえば、睡眠、運動、仕事）の下で変えられて、新しいパラメータ値が確定されるか、または、既存のパラメータが最適化される。特徴付け中に見出される任意の最適なパラメータは、通常、埋め込み型ペーシングシステムによる適用によって、治療の定期レジームで使用されうる。

後続のバースト間隔３０６、３０８、３１０、３１２間における変数３１４、３１６、３１８、３２０の変化は、特徴付けがどのように実施されてもよいかについての一例に過ぎないことに留意されたい。他の例では、変数Ｐは、連続のまたは不連続の複数のバーストについて同じ変数にセットされてもよい。さらに、特徴付けプロトコルは、姿勢（たとえば、立位、座位、腹臥位）、活動レベル、薬物治療、および他の状況または状態を含む、患者の種々の状態(state)を考慮してもよい。埋め込み式および外部のうちの少なくとも一方のペーシング装置のプログラム可能性は、種々の状況下で前負荷を最適化するために、特徴付けデータの柔軟な調節を可能にする。

図３に示すように、そのパラメータに対する特定の患者の反応を特徴付けながら、単一のパラメータだけが変えられる。しかし、複数のパラメータに対する患者の反応が、図３に示すような複数の特徴付けプロトコルによって確定されてもよいことが考えられる。ここで図４を参照すると、プロット４００は、特定の患者について観測される可能性がある３つの特徴付け結果４０２、４０４、４０６の例を示す。それぞれの結果は、短期バーストプロトコルにおいて単一ペーシングパラメータを変えることによって得られてもよく、また、パラメータは、連続的に、または、離散的に可変であってよい。たとえば、結果４０２および４０４に関連するパラメータは連続的に可変であってよく（たとえば、タイミング）、結果４０６に関連するパラメータは離散的に可変であってよい（たとえば、複数電極リード線上の活性化された電極のロケーション）。

それぞれの結果４０２、４０４、４０６は、それぞれのベースライン値４０８、４１０、４１２に関連する。明確にするために、ベースライン４０８、４１０、４１２および結果４０２、４０４、４０６は、別個の垂直領域にプロットされる。しかし、同様な生理的状況下では、ベースライン値４０８、４１０、４１２が実質的に同じであってよいと考えられてもよい。結果４０２、４０４、４０６はまた、休息又は仕事の状態、姿勢、薬物治療などのような複数の種々の患者状況について確定されてもよい。示す例では、結果４０２、４０４、４０６は、それぞれの最大ＰＡＤＰ点４１４、４１６、および４１８を有する。これらの最大結果４１４、４１６、４１８に関連するパラメータは、結果４０２、４０４、４０６から直接得られてもよく、または、内挿および外挿のうちの少なくとも一方によって得られてもよい。

一般に、自由行動下のペーシング最適化治療は、特徴付け結果４０２、４０４、４０６に基づいてパラメータの組合せを変更しうる。たとえば、処置は、ＬＶ前負荷を短期的に増加させるために、ＡＶ遅延とロケーションの両方を変更してもよい。こうしたパラメータの組合せはまた、処置のために使用される前に、共に特徴付けられてもよい。たとえば、パラメータのそれぞれについての最適値は、結果４０２、４０４、４０６から選択されてもよく、また、組合せが最適前負荷をもたらすことを保証するために、小さな変動が導入されてもよい。別の例では、ロケーションとタイミングの両方の最適化は、リード線ロケーションを導くために、埋め込み中に実施されてもよく、またその後、タイミング変化（および電極選択のうちの少なくとも一方）が、自由行動中の治療の一部として適用されてもよい。

たとえば、ＡＶ遅延およびロケーションが短期的治療の一部として変更される場合を考える。特徴付けは、ＡＶ_ｏｐｔおよびＬＯＣ_ｏｐｔが、単一パラメータ特徴付けを通して見出されたＡＶ遅延およびロケーションの最適値であることを示す。ＡＶ−およびＡＶ＋は、それぞれ、ＡＶ_ｏｐｔより小さい、また、ＡＶ_ｏｐｔより大きい小さな変動であってよく、ＬＯＣ＋およびＬＯＣ−は、ＬＯＣ_ｏｐｔほどに大きくないが、短期バーストプロトコルにおいてＰＡＤの増加を依然として示した代替のロケーションであってよい。したがって、バーストプロトコル特徴付けの別のセットは、（ＡＶ−、ＬＯＣ−）、（ＡＶ−、ＬＯＣ＋）、（ＡＶ＋、ＬＯＣ−）、および（ＡＶ＋、ＬＯＣ＋）の一部または全てを使用して、ＡＶ_ｏｐｔおよびＬＯＣ_ｏｐｔの組合せが最適であるかどうかを判定し、最適でない場合、調整を行ってもよい。

ここで図５を考えると、本発明の実施形態による、測定された肺動脈圧に基づいて心臓前負荷を最適化するプロシジャ５００を示すフローチャートが示される。プロシジャは、ペーシングパラメータＰのｎの異なる値を確定すること５０２を含む。パラメータＰは、心臓組織に対する電気インパルスの印加に影響を及ぼす任意の値であってよい。Ｐの代表的な例は、ＡＶ遅延、ＶＶ遅延、リード線ロケーションなどを含む。変数Ｐは、連続的、または、離散的であってもよく、Ｐの許容可能な範囲は、患者固有であってよい。

プロシジャ５００は、Ｐの各値について１回、ｎ回反復されるループ５０４に入ることを含む。ループ５０４の各反復Ｒについて、ペーシング値の１つが選択され５０６、選択された値は、Ｐ_Ｒとして注釈される。Ｐ_Ｒの選択された値は、Ａ心周期についてペーシングを適用する５０８に使用され、値Ｘ_Ｒ，Ａが、Ａ周期中に検知される。検知された値Ｘ_Ｒ，Ａは、ＬＶＥＤＶおよびＬＶＥＤＰのうちの少なくとも１つを示す任意の値であってよい。通常、Ｘ_Ｒ，Ａは、ＰＡＥＤＰおよびＬＶＥＤＰのうちの少なくとも１つの直接の尺度であってよい。Ａで表される反復の数は、気圧機能が１回拍出量の変化について順応することなく、ＬＶＥＤＰに実質的に影響を及ぼすように選択される。ペーシング５０８が適用された後、検知の介在期間５１０が、Ｂ心周期について実施される。通常、Ｂの値は、Ａよりかなり大きいことになる。

ペーシングフェーズ５０８で検知されたＸ（たとえば、ＰＡＥＤＰ）の同じ値が、Ｂ周期についての検知フェーズ５１０で少なくとも検知される。これらの後者の測定は、Ｘ_Ｂとして表される。検知フェーズ５１０は、ペーシング無し、または、特定の患者の前もって確立された内因性値を使用するペーシングを含んでもよい。検知５１０後、Ｒの値が、インクリメントされ５１２、ループ５０４は、別の反復について継続される。

ｎの反復が終了した５１４後、Ｘのベースライン値（Ｘ_ＢＡＳＥ）が、検知期間５１０の１つまたは全ての間に行われる測定を使用して確定されてもよい（５１６）。Ｘの最適値（たとえば、最大ＰＡＤ）（Ｘ_ＯＰＴ）は、ペーシング期間５０８において検知された値から確定される（５１８）。Ｘ_ＯＰＴの確定５１８はまた、ベースライン測定値Ｘ_ＢＡＳＥを解析することを含む。その後、Ｘ_ＯＰＴに基づいて確定されるＰの実際のまたは推定される最適値（Ｐ_ＯＰＴ）を使用して、ペーシング治療が提供されてもよい（５２０）。

プロシジャ５００は、当技術分野で知られる任意のパラメータＰを使用してもよい。１つの有用なアプリケーションは、パラメータＰとしてＡＶ遅延を使用することを含む。ここで図６を参照すると、本発明の実施形態による、ＡＶ遅延（ＡＶＤ）を変更することによって、測定される肺動脈圧に基づいて心臓前負荷を最適化するプロシジャ６００を示すフローチャートが示される。プロシジャ６００は、ｎの所定のＡＶＤ値を使用することを含む。たとえば、値は、患者の内因性ＰＲタイミングの１０％、３０％、６０％、および９０％であってよい。ＡＶ最適化（ＡＶＯ）プロシジャは、所与のリード線ロケーションについて開始する（６０４）。ＡＶＤは、ｎの所定のＡＶＤ値のうちの１つに変えられ（６０６）、ペーシングまたは検知シリーズ６０８が実施される。この例では、シリーズ６０８は、６心周期についてのペーシングおよび１５心周期についての検知を含む。シリーズ６０８は、選択されたＡＶ遅延について複数回反復されてもよい。ペーシングＰＡＤおよび平均（ベースライン）ＰＡＤが、それぞれのペーシングおよび検知周期について検知される（６１０）。サブプロシジャ６０４、６０６、６０８、６１０は、ｎの所定のＡＶＤ値について反復される（６１２）。全ての所定のＡＶＤ値が網羅的に調べられた後、ＡＶＤは、最大ペーシングＰＡＤを生成した値にセットされる（６１４）。

ここで図７を考えると、本発明の実施形態による、リード線ロケーションを変更することによって、測定された肺動脈圧に基づいて心臓前負荷を最適化するプロシジャ７００を示すフローチャートが示される。このプロシジャは、ｎのリード線ロケーションの次の１つのロケーションを選択すること（７０２）、および、選択されたロケーションについてＡＶＯプロシジャ７０４を開始すること（７０４）を含む。たとえば、図６に述べるようなプロシジャは、ＡＶＯプロシジャ７０４のために使用されてもよい。ＡＶＯプロシジャ７０４の結果として、平均および最適ＰＡＤが確定され（７０６）、プロシジャは、残りのロケーションについて反復される（７０８）。リード線ロケーションの全てが網羅的に調べられた後、最適（たとえば、最大）ＰＡＤをもたらすリード線ロケーション（およびＡＶＤ）が、治療のために使用される（７１０）。

本発明のペーシング最適化法は、埋め込み型のおよび患者外部のデバイスおよびシステムを含む種々の医療診断デバイスおよびシステムで実施されてれもよい。たとえば、本発明のペーシング最適化法は、埋め込み式デバイス（たとえば、ペースメーカ、ＩＣＤ、ＣＲＴデバイス）によってもっぱら、（心臓電極又はリード線以外の）患者外部システムによってもっぱら、または、埋め込み式と患者外部の両方のデバイスまたはシステムによって分散方式で実施されてもよい。患者外部手法または分散手法の状況において、プログラマおよび高度患者管理システムなどのネットワーク化システムのうちの少なくとも一方などの、種々の外部システムが使用されてもよい。

ここで図８を参照すると、ブロック図は、本発明の実施形態による、ペーシング最適化法を実施する回路を示す。１つまたは複数の心臓電極８０２は、心腔または脈管構造内の複数のロケーションに位置決めされてもよい、または、配設されてもよい。電極埋め込み手技の状況において、１つまたは複数の電極を含むリード線を使用して、候補ペーシング部位が評価又は最適化されてもよい。埋め込み後評価の状況において、１つまたは複数の埋め込み式ペーシング部位が、評価又は最適化されてもよい。

１つまたは複数のセンサ８０４は、患者の血行動態状態を示す生理的因子を検知するよう構成される。有用なセンサ８０４は、とりわけ、心音を検出する１つまたは複数のセンサ（たとえば、マイクロフォン、加速度計）、圧力センサ（たとえば、肺動脈圧センサなどの左心房圧センサ、左／右心室圧センサ）、および心拍出量インピーダンスセンサを含む。１つまたは複数のセンサ８０４によって生成される信号は、コントローラ８０８が使用するためにセンサ信号を処理する血行動態信号プロセッサ８０６に伝達されてもよい。

コントローラ８０８は、血行動態信号プロセッサ８０６、メモリ８１０、心臓信号検知回路８１２、およびペーシング治療回路８１４に結合される。メモリ８１０は、プログラム命令およびデータのうちの少なくとも一方を格納するよう構成される。さらに、格納された情報は、後で表示するかまたは解析するために、イベントのログを提供するのに使用されてもよい。メモリ８１０は、先に述べたタイプの前負荷最適化アルゴリズム８１６を格納するよう構成されてもよい。あるいは、最適化アルゴリズム８１６は、患者外部のデバイスまたはシステム上に格納されてもよい。コントローラ８０８は、プログラム命令を実行して、本発明の実施形態による心室前負荷最適化プロシジャを実施する。

コントローラ８０８は、好ましくは、通信回路８１８に結合し、通信回路８１８は、デバイスが、患者外部のプログラマまたは高度患者管理システムなどの他のデバイス８２０と通信することを可能にする。一部の実施態様では、高度患者管理(advanced patient management)（ＡＰＭ）システムが使用されて、前負荷最適化アルゴリズムがそれによって訓練されてもよい患者母集団データを生成するために、ＣＲＴ患者データが収集されてもよい。このデータは、多数のＣＲＴ患者から採取されてもよい。ＡＰＭシステムまたはプログラマはまた、特に電極埋め込み手技の状況で、本発明のペーシング部位評価法を実施するか、または、その実施を容易にするために使用されてもよい。

ここで図９を参照すると、埋め込み式心臓治療デバイス９００の使用によって実施される本発明の実施形態が示される。治療デバイス９００は、埋め込み型ハウジング９０１内に閉囲された心臓調律管理回路を含む。ＣＲＭ回路は、心臓内リード線システム９１０に電気結合される。心臓内リード線システム９１０の所定の部分が、患者の心臓内に挿入されて示される。リード線システム９１０は、患者の心臓から電気信号を検知すること、および心臓にペーシングパルスを送出することのうちの少なくとも一方のために、１つまたは複数の心腔内に、その上に、またはその周りに位置決めされた心臓ペース／センス電極９５１〜９５６を含む。心臓内センス／ペース電極９５１〜９５６は、左心室、右心室、左心房、および／または、右心房を含む心臓の１つまたは複数の心腔を検知する、かつ／または、ペーシングするのに使用されてもよい。リード線システム９１０は、心臓にデフィブリレーション／カーディオバージョンショックを送出するための１つまたは複数のデフィブリレーション電極９４１、９４２を含んでもよい。

左心室リード線９０５は、左心室内、その上、またはその周りの種々のロケーションに位置決めされた複数の電極９５４ａ〜９５４ｄを組込む。複数のロケーションまたは単一の選択されたロケーションで心室を刺激することは、ＨＦを患う患者の増加した心拍出量をもたらす可能性がある。本明細書で述べる種々の実施形態によれば、電極９５４ａ〜９５４ｄの１つまたは複数は、左心室をペーシングするために選択される。他の実施形態では、図９の左心室リード線９０５によって示すような、心腔内の複数のロケーションに位置決めされる複数のペーシング電極を有するリード線は、心腔の任意のまたは全ての心腔内に埋め込まれてもよい。１つまたは複数の心腔内に位置決めされた電極のセットが選択されてもよい。電気刺激パルスは、心臓機能を高めるタイミングシーケンスおよび出力構成に従って、選択された電極によって心腔に送出されてもよい。

埋め込み型デバイス９００のハウジング９０１の所定の部分は、任意選択で、１つまたは複数の缶または不関電極の役をしてもよい。ハウジング９０１は、１つまたは複数のリード線とハウジング９０１との間の取外し可能な取り付けを容易にするよう構成されてもよい。治療デバイス９００のハウジング９０１は、１つまたは複数の缶電極９８１ｂを含んでもよい。治療デバイス９００のヘッダ９８９は、１つまたは複数の不関電極９８１ａを含んでもよい。

ハウジング９０１およびヘッダ９８９のうちの少なくとも一方は、加速度計またはマイクロフォンなどの１つまたは複数の血行動態センサ９８２を含んでもよい。１つまたは複数の心臓リード線９１０または別個のセンサリード線は、肺動脈圧センサなどの１つまたは複数の血行動態センサを組み込んでもよい。治療デバイス９００のハウジング９０１またはリード線システム９１０内にまたはその上に配設される心臓電極および／または他のセンサは、経胸壁インピーダンス、呼吸数、分時換気量、心拍数、心臓同期不全、活動、姿勢、血液化学、酸素飽和度、心音、壁応力、壁緊張、肥大、電極間インピーダンス、電気的遅延（ＰＲ間隔、ＡＶ間隔、ＱＲＳ幅など）、活動、心腔圧、心拍出量、温度、心拍変動、脱分極振幅、脱分極タイミング、および／または、他の生理的パラメータなどの、種々の生理的パラメータの検出および／測定のために使用される信号を生成してもよい。いくつかの実施形態では、こうした信号から導出される情報は、ＣＲＴペーシングパラメータを変更することに応答して左心室前負荷の短期的最適化を提供するのに使用される最適化アルゴリズムに組込まれてもよいことが考えられる。

一部の構成では、埋め込み型デバイス９００は、患者の呼吸波形を採取する、かつ／または、他の呼吸関連情報を採取するために使用されてもよい１つまたは複数の経胸壁インピーダンスセンサを組込んでもよい。経胸壁インピーダンスセンサは、たとえば、１つまたは複数の心腔内に位置決めされた１つまたは複数の心臓内電極９４１、９４２、９５１〜９５６を含んでもよい。心臓内電極９４１、９４２、９５１〜９５６は、治療デバイス９００のハウジング９０１内に位置決めされたインピーダンスドライブ／センス回路に結合されてもよい。経胸壁インピーダンスセンサからの情報は、使用の中でもとりわけ、患者の活動または代謝要求に対応するためにペーシングのレートに適応するのに使用されてもよい。

通信回路は、ＣＲＭ回路と外部プログラマまたは高度患者管理（ＡＰＭ）システムなどの患者外部デバイスとの間の通信を容易にするためにハウジング９０１内に配設される。通信回路はまた、１つまたは複数の埋め込み式の、外部の、皮膚の、または皮下の、生理的または非生理的センサ、患者入力デバイス、および／または、情報システムとの単方向または２方向通信を容易にしてもよい。

いくつかの実施形態では、治療デバイス９００は、デフィブリレ−ション治療および／または抗頻脈性不整脈ペーシング(anti-tachyarrhythmia pacing)（ＡＴＰ）によって、心臓頻脈性不整脈を検出し処置する回路を含んでもよい。デフィブリレ−ション能力を提供する構成は、頻脈性不整脈を終了させるかまたは軽減するために、心臓に高エネルギーショックを送出するためのデフィブリレ−ションコイル９４１、９４２を利用してもよい。

一部の実施形態では、埋め込み型治療デバイス９００は、ペーシング電極（複数可）、タイミングシーケンス、および／または、１つまたは複数の心腔内の１つまたは複数の電極によって印加される振幅またはパルス波形出力構成（ひとまとめに、ペーシング出力構成と呼ばれる）を選択する回路を含んでもよい。たとえば、ペーシング部位評価プロシジャは、心室前負荷を最大にするために、最適ペーシングを埋め込み後に評価するように実施されてもよい。心室前負荷を最大にするために、ペーシングに関連するタイミングパラメータ（たとえば、ＡＶ遅延）において変更が行われてもよい。ペースメーカパラメータの任意の組合せが、最適前負荷の条件を確定するためのパラメータの特徴付けのために使用されると共に、これらのパラメータを使用する治療を提供するために使用されてもよい。たとえば、心腔内の複数のペーシング部位にそれぞれ配設された複数のペーシング電極を装備するペースメーカでは、１つまたは複数の電極、時間的シーケンス、および／または、ペーシングを送出するためのパルス波形特性を選択できることは、心室前負荷を最適化する／最大にすることによって、心腔の収縮機能を高めるのに使用されうる。

本明細書に示すような多部位ペースメーカは、心周期中に、心房および／または心室の複数の部位にペーシングパルスを送出することが可能である。ある患者は、心室の異なるエリアに対してポンピング負荷および／または脱分極シーケンスを分配するために、異なる時刻に心室などの心腔の所定部分を活性化することによって利益を受ける可能性がある。多部位ペースメーカは、異なる心周期中に心腔内の選択された電極または電極のグループ間でペーシングパルスの出力を切換える能力を有する。たとえば、ペーシングパルスは、収縮の同期性を高めるために、心周期中に、指定されたロケーションでまた指定された時刻に心腔に送出されてもよい。ペーシングパルスの振幅、パルス継続時間、アノード／カソード極性、および／または、波形はまた、先に述べたように、ポンピング機能を高めるために、変更されてもよい。

本発明の範囲から逸脱することなく、先に説明された好ましい実施形態に対して、種々の変更および追加が行われうる。したがって、本発明の範囲は、上述した特定の実施形態によって制限されるべきでなく、添付特許請求の範囲およびその均等物だけによって規定されるべきである。

Claims (6)

1. 医療システムであって、
   患者の心臓にペーシングパルスを送出するための１つまたは複数の電極と、
   前記１つまたは複数の電極に結合されるエネルギー送出および検知ユニットと、
   肺動脈圧測定を行うことが可能な肺動脈圧センサと、
   少なくとも前記肺動脈圧測定結果を格納するよう構成されたメモリと、
   前記メモリ、前記肺動脈圧センサ、ならびに前記エネルギー送出および検知ユニットに結合されたコントローラとを備え、前記コントローラは、
   短期バーストプロトコルのそれぞれの反復について、前記短期バーストプロトコル中に前記エネルギー送出および検知ユニットによって前記患者の心臓に適用されるペーシングのパラメータの値を変更し、
   前記短期バーストプロトコルの各反復の間に、ペーシング無し、または、前もって確立された内因性値でのペーシングを含む検知の介在期間を提供し、
   前記短期バーストプロトコルの反復中および前記検知の介在期間に行われた前記肺動脈圧測定結果を格納し、
   前記格納された肺動脈圧測定結果によって確定される最適心室前負荷に基づいて選択される前記パラメータの値を使用してペーシング治療を提供するよう構成される、医療システム。
2. ペーシングの前記パラメータは、房室遅延、心房内遅延、及び２心室遅延のうちの１つ以上を含む、請求項１に記載の医療システム。
3. ペーシングの前記パラメータは、前記電極のペーシング部位を含む、請求項１に記載の医療システム。
4. 前記コントローラは、ベースラインの肺動脈圧を確定するようさらに構成され、前記最適心室前負荷は、前記ベースライン肺動脈圧を、前記短期バーストプロトコルの反復中に格納された前記肺動脈圧測定結果と比較することによって確定される、請求項１に記載の医療システム。
5. 前記肺動脈圧測定結果は、肺動脈拡張期圧測定結果を含む、請求項１に記載の医療システム。
6. 患者の圧反射系が前記短期バーストプロトコルの反復中に、ペーシングの前記変更されたパラメータに対して順応しないように、前記短期バーストプロトコルの反復の長さが選択される、請求項１に記載の医療システム。

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