JP2021013822A - 心房内圧を制御することによって血圧を制御するシステム - Google Patents
心房内圧を制御することによって血圧を制御するシステム Download PDFInfo
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Abstract
Description
合がある。高血圧であって最新の治療を受けている人々の約44.1%は、自分自身の高血圧を満足な仕方でコントロールしている。これに対応して、同じ人々の55.9%がうまくコントロールできていない。
の治療は、すべての患者にとって有効なわけではない。くわえて、副作用により、特定の患者は投薬を受けられない場合がある。ゆえに、血圧を低下させるための追加の技術の必要性が残っている。
反射を調節することができるように刺激パターンを構成してもよい。
ような心房収縮では、心房収縮中に房室弁が開いているときよりも、対応する心室へ入る血液が少なくなる場合があり、それは血圧のすみやかな低下を実現する。
数の房室(Atrioventicular:AV)弁が機能不全となっている、いくつかの医学的状態に
おいては、弁が人工(人工装具の)弁の埋め込みにより置換されてもよい。これらの人工弁は通常、天然の弁と同様、心房と心室との間の内圧差に応じて、受動的に開閉するように構成されていてもよい。受動的な人工弁は通常、その機械的な構造に基づいて、ケージ型ボール弁、傾斜式ディスク弁、および二葉弁の3つの種類に分類される。別の方法とし
て、いくつかの実施形態では、能動的に開閉するように構成されている能動的な人工弁を使用してもよい。
ターンを施すよう構成された少なくとも1つの制御器を備えていてもよい。刺激パターン
は、第1の刺激設定、および、第1の刺激設定と異なる第2の刺激設定を含んでいてもよい
。第1の刺激設定および第2の刺激設定の少なくとも一方が、心房キック(atrial kick)
を低減または防止するように、および/または心房内圧、心房拡張のいずれか一方もしくは双方を制御するように構成されていてもよい。
なくとも1つの刺激パルスが、少なくとも1つの心室で心房キックを低減するよう構成された第1の刺激設定を有していてもよい。複数の刺激パルスの少なくとも1つの刺激パルスが、刺激パルスの間に起こる血圧値の増加を所定の値または値の範囲に制限するよう、心房キックの低減に対する圧反射反応を低減するよう構成された第2の刺激設定を有していて
もよい。
たは収縮との間の単一の鼓動で起きる遅延を意味するものと理解してもよい。くわえて、本明細書では、システムまたは方法におけるAV遅延は、1つの鼓動内での、心室への少な
くとも1つの興奮性の刺激(excitatory stimulus)の伝達と、心房興奮の開始の検知、心房興奮の予想される開始のタイミング、および、心房への少なくとも1つの興奮性の刺激
の伝達のうちの1つとの間の時間遅延を意味するものと理解してもよい。
の自然な活動よりも高い度合いで行われる。このような度合いは例えば、心臓(例えば刺激のないときの右心房での自然な活動を検知するための少なくとも1つの検知電極を使用
し、かつ、それに従って刺激パルス伝達度合いを調整して設定してもよい。
調節されている場合、心臓への刺激パルスの伝達は、1つ以上の興奮性のパルスが、心房
興奮の、予想される次の自然な開始よりも早い時間に、心房へ伝達されるように、時間調節される。
の自然な活動が検知されてもよく、心室興奮および/または収縮タイミングが、検知され
た心房活動度合いに基づいて、その自然な予期されるタイミングに先行するように設定されてもよい。
の開始の約0ミリ秒(ms)〜約50ms前に、心室興奮が開始されて、それにより、心室充満
量が治療前の心室充満量から低減され、かつ、患者の血圧が治療前の血圧から低減されるよう、心室を刺激する作動モードで作動するよう構成されていてもよい。このような実施形態では、心房興奮が検知されて、心房興奮の開始を判断してもよい。例えば、プロセッサ回路は、次の心房興奮が起きると予想される約0ms〜約50ms前に、1つ以上の興奮性のパルスを心室に伝達する作動モードで作動するよう構成されていてもよい。心房興奮の開始と心房興奮が検知される瞬間との間の時間間隔は公知であっても推定されていてもよく、心房興奮の開始のタイミングを算定するのに使用されてもよい。例えば、心房興奮の開始の5ms後に心房興奮が検知されることが知られており、または推定され、心房興奮の開始
の20ms前に心室が刺激されることになる場合、心室は、心房興奮の予想される次の検知の25ms前に、刺激されることになる。
ける心室興奮の開始の約0ms〜約50ms後に、心房興奮が開始されて、それにより、心室充
満量が治療前の心室充満量から低減され、かつ、患者の血圧が治療前の血圧から低減される、作動モードで作動するよう構成されていてもよい。例えば、プロセッサ回路は、1つ
以上の興奮性のパルスが患者の心室に供給されてから約0ms〜約50ms後に、1つ以上の興奮性のパルスが心房に伝達される、作動モードで作動するよう構成されていてもよい。このような実施形態では、ペーシング(ペース合わせ)は、心房興奮を検知することに依存せずに、時間調節されてもよい。好ましくは、このような実施形態では、自然な興奮が起きる前に1つ以上の興奮性のパルスが心房に伝達されることを確実にするために、心房興奮
が検知される。好ましくは、本来の心房興奮率が本来の心室興奮率よりも低いときに、心房興奮は、心室興奮の開始の約0ms〜約50ms後に開始するよう設定される。
または外部のセンサを使用して、インピーダンスの変化または心臓弁の開閉を検知することにより、決定されてもよい。このようなセンサには例えば、圧力センサ、インピーダンス、超音波センサ、および/または1つ以上の音声センサおよび/または1つ以上の血流センサが含まれる。
で心臓に伝達されるよう、患者のためのチャンバの電気的な興奮に関する機械的な収縮のタイミングが考慮され、プロセッサ回路がそれに応じて構成されていてもよい。これは、1つ以上の埋め込みのセンサを使用して閉ループモードで行われてもよく、かつ/または、例えば外部の測定装置を有するインタフェースを使用して、ときおり(例えば、装置の埋め込み時および/もしくは検査時に)行われてもよい。
を開始させることを含んでいてもよい。
縮を開始させて、それにより、少なくとも1つの心房の収縮の少なくとも一部の間にAV弁
が閉じられるようにすることを含んでいてもよい。
もよい。
くとも部分的に収縮させて、それにより、少なくとも1つの心房の収縮の開始中に、AV弁
が閉じられるようにすることを含んでいてもよい。
から約0ms〜約50msの間に、1つ以上の興奮性のパルスが心房に伝達される、作動モードで作動するよう構成されていてもよい。
開始の約0ms〜約50ms前に心室興奮が開始されるように心室を刺激して、それにより、心
室充満量を治療前の心室充満量から低減し、かつ、患者の血圧を治療前の血圧から低減する、作動モードで作動するよう、刺激回路に結合されたプロセッサ回路を作動することとを含んでいてもよい。
されることが公知であり、または推定され、心房興奮の開始の20ms前に心室が刺激されることになる場合、心室は、心房興奮の、予想される次の検知の25ms前に刺激されることになる。
興奮の開始後約0ms〜約50msの間に心房興奮を開始させて、それにより、心室充満量を治
療前の心室充満量から低減し、かつ、患者の血圧を治療前の血圧から低減する、作動モードで作動するよう、刺激回路に結合されたプロセッサ回路を作動することを含んでいてもよい。例えば、この方法は、1つ以上の興奮性のパルスが患者の心室に供給されてから約0ms〜約50msの間に、1つ以上の興奮性のパルスを心房に伝達することを含んでいてもよい
。このような実施形態では、ペーシングは、心房興奮を検知することに依存せずに、時間調節されてもよい。好ましくは、このような実施形態は、自然な興奮が起きる前に1つ以
上の興奮性のパルスが心房に伝達されることを確実にするために、心房興奮が検知されることを含んでいる。好ましくは、本来の心房興奮率が本来の心室興奮率よりも低いときに、心房興奮は、心室興奮の開始後約0ms〜約50msの間に開始するよう設定される。
のチャンバの電気的な興奮に関する機械的な収縮のタイミングが考慮されていてもよく、1つ以上の興奮性のパルスが心臓に伝達されるタイミングが選択されていてもよい。
収縮させることを含んでいてもよい。
収縮させて、それにより、少なくとも1つの心房の収縮の少なくとも一部の間にAV弁が閉
じられるようにすることを含んでいてもよい。
収縮させて、それにより、少なくとも1つの心房の収縮の開始中にAV弁が閉じられるよう
にすることを含んでいてもよい。
。
ャンバ(cardiac chamber)に刺激パルスを伝達するよう構成された刺激回路を備えてい
てもよい。この装置は、刺激回路に結合されたプロセッサ回路を備えていてもよい。プロセッサ回路は、心房に関連する房室弁が閉じられたときに約40%の心房収縮と約100%の
心房収縮との間で引き起こして、それにより、心室充満量を治療前の心室充満量から低減し、かつ、患者の血圧を治療前の血圧から低減するよう、少なくとも1つの心臓チャンバ
を刺激する作動モードで作動するよう構成されていてもよい。これは、例えば、AV弁の閉鎖よりも約60ms以下前に心房に収縮を開始させることにより実現することができる。好ましくは、このタイミングは、外部のセンサからのデータに基づき、かつ/または、1つ以上の埋め込みのセンサを使用した閉ループとして、周期的に(例えば埋め込み時に)設定されてもよい。
パルスを伝達するよう構成された刺激回路を備えていてもよい。この装置は、刺激回路に結合されたプロセッサ回路を備えていてもよい。プロセッサ回路は、心室収縮(ventricular systole)中に心房収縮の約50%〜約95%が引き起こされて、それにより、心室充満
量が治療前の心室充満量から低減され、かつ、患者の血圧が治療前の血圧から低減されるよう、少なくとも1つの心臓チャンバをペーシングする作動モードで作動するよう構成さ
れていてもよい。これは、例えば、心室収縮の開始よりも約50ms〜5ms前に心房に収縮を
開始させることにより実現することができる。好ましくは、心室収縮の開始のタイミングは、AV弁の閉鎖のタイミングに従って設定されてもよい。好ましくは、このタイミングは、外部のセンサからのデータに基づき、かつ/または、1つ以上の埋め込みのセンサを使用した閉ループとして、周期的に(例えば埋め込み時に)設定されてもよい。
および心房拡張を増加させることになるよう、心室の内圧が最高になる時点で心房を収縮させることにより、実現することができる。このような場合、心房の最高の収縮のタイミングは、等容性期(isovolumic period)の終了と一致していなければならないか、また
は、心室の急速駆出期中でなければならない。所望により、このタイミングは、外部のセンサからのデータに基づき、および/または、1つまたは複数の埋め込み型センサを使用
した閉ループとして、定期的に(たとえば埋め込み時に)設定されてもよい。
に構成された少なくとも1つのコントローラとを備えてもよい。刺激パルスのうちの少な
くとも1つは、心房の心房収縮により生じる心房内圧が、心房の受動内圧上昇と時間が重
なり合うことによって、刺激により生じる心房の心房内圧が、心房収縮により生じる心房内圧と受動内圧上昇との組み合わせによって、刺激がない場合の心房の心房内圧よりも高くなるように、かつ患者の血圧が下がるように、心臓を刺激してもよい。
。刺激パルスのうちの少なくとも1つは、心臓の心室を刺激することを含んでいてもよい
。刺激パルスのうちの少なくとも1つは、さらに、所望により実質的に等しいタイミング
で心房および心室をペーシングすること、または心室がペーシングされるタイミングよりも速いタイミングで心房をペーシングすることを含んでいてもよい。
激することをさらに含んでいてもよい。
ることをさらに含んでいてもよい。刺激パターンのうちの少なくとも1つは、複数の鼓動
において心臓を刺激することを含んでいてもよく、刺激パルスのうちの少なくとも一部は、心房の心房収縮により生じる心房内圧が、心房の受動内圧上昇と時間が重なり合うことによって、刺激により生じる心房の心房内圧が、心房収縮により生じる心房内圧と受動内
圧上昇との組み合わせによって、刺激がない場合の心房の心房内圧よりも高くなるように心臓を刺激し、刺激パルスの少なくとも一部は、房性刺激を低減または防止するように構成されている。
り生じる心房内圧と受動内圧上昇との組み合わせによって、刺激がない場合の心房の心房内圧よりも高くなるように、単一の鼓動において、房室弁が開いているときに開始し、房室弁が閉鎖した後に終わるような第1の心房収縮を有し、心房の心房収縮により生じる心
房内圧が心房の受動内圧上昇と時間が重なり合う第2の心房収縮を誘発するように設定さ
れた少なくとも1つの刺激パルスを含んでいてもよい。第1の心房収縮は検知されてもよく、第2の心房収縮はペーシングされてもよい。あるいは、第1の心房収縮および第2の心房
収縮はペーシングされてもよい。
房収縮により生じる心房内圧と受動内圧上昇との組み合わせによって、刺激がない場合の心房の心房内圧よりも高くなるように、単一の鼓動において、房室弁が開いているときに開始し、房室弁が閉鎖する前に終わるような第1の心房収縮を有し、心房の心房収縮によ
り生じる心房内圧が心房の受動内圧上昇と時間が重なり合う第2の心房収縮を誘発するよ
うに設定された少なくとも1つの刺激パルスを含んでいてもよい。第1の心房収縮は検知されてもよく、第2の心房収縮はペーシングされてもよい。あるいは、第1の心房収縮および第2の心房収縮はペーシングされてもよい。
房の受動内圧上昇と時間が重なり合うことによって、刺激により生じる心房の心房内圧が、心房収縮により生じる心房内圧と受動内圧上昇との組み合わせによって、刺激がない場合の心房の心房内圧よりも高くなるように、心臓を刺激する第1の刺激パルスと、(2)房性刺激が低減または防止されるように心臓を刺激する第2の刺激パルスとを異なる比で有
する複数の刺激パターンを交互に行うことを含んでいてもよい。所望により、1つまたは
複数の刺激パターンは、房性刺激を低減または防止し、心房の心房収縮により生じる心房内圧が、心房の受動内圧上昇と時間が重なり合うことによって、刺激により生じる心房の心房内圧が、心房収縮により生じる心房内圧と受動内圧上昇との(両方とも単一の心周期における)組み合わせによって、刺激がない場合の心房の心房内圧よりも高くなるように心臓を刺激するように構成された少なくとも1つの刺激パルスを含んでいてもよい。
もよい。
んでいてもよい。
くとも1つをペーシングすることを含んでいてもよい。
に心房を1回刺激することによって、単一の心周期中に心房が2回収縮するように心房を刺激することをさらに含んでいてもよい。
ることを含んでいてもよい。
て、刺激がない場合の心房の心房内圧よりも高くなるように、刺激パルスが提供されてもよい。
房の受動内圧上昇と時間が重なり合う第2の心房収縮を誘発するように設定された少なくとも1つの刺激パルスを伝達することを含んでいてもよい。第1の心房収縮は検知されてもよく、第2の心房収縮はペーシングされてもよい。あるいは、第1の心房収縮および第2の
心房収縮はペーシングされてもよい。
房内圧が心房の受動内圧上昇と時間が重なり合う第2の心房収縮を誘発するように設定さ
れた少なくとも1つの刺激パルスを伝達することを含んでいてもよい。第1の心房収縮は検知されてもよく、第2の心房収縮はペーシングされてもよい。あるいは、第1の心房収縮および第2の心房収縮はペーシングされてもよい。
が重なり合うことによって、刺激により生じる心房の心房内圧が、心房収縮により生じる心房内圧と受動内圧上昇との組み合わせによって、刺激がない場合の心房の心房内圧よりも高くなるように、心臓を刺激する第1の刺激パルスと、(2)房性刺激が低減または防止されるように心臓を刺激する第2の刺激パルスとを異なる比で有する複数の刺激パターン
を交互に行うことをさらに含んでいてもよい。所望により、1つまたは複数の刺激パター
ンは、房性刺激を低減または防止し、心房の心房収縮により生じる心房内圧が、心房の受動内圧上昇と時間が重なり合うことによって、刺激により生じる心房の心房内圧が、心房収縮により生じる心房内圧と受動内圧上昇との(両方とも単一の心周期における)組み合わせによって、刺激がない場合の心房の心房内圧よりも高くなるように心臓を刺激するように構成された少なくとも1つの刺激パルスを含んでいてもよい。
が重なり合うことによって、刺激により生じる心房の心房内圧が、心房収縮により生じる心房内圧と受動内圧上昇との組み合わせによって、刺激がない場合の心房の心房内圧よりも高くなるように、心臓を刺激する第1の刺激パルスと、(2)心房の受動内圧上昇と時間が重なり合う心房の心房収縮により生じる心房内圧を提供しない第2の刺激パルスとを異
なる比で有する複数の刺激パターンを交互に行うことをさらに含んでいてもよい。
および心臓の心室のうちの少なくとも1つをペーシングすることをさらに含んでいてもよ
い。
臓の心房および心臓の心室のうちの少なくとも1つをペーシングすることをさらに含んで
いてもよい。
方法は、1つまたは複数の刺激パターンの刺激パルスを患者の心臓の少なくとも1つの心臓チャンバに伝達することを含んでいてもよい。刺激パルスのうちの少なくとも1つは、第1の刺激設定を有していてもよく、刺激パルスのうちの少なくとも1つは、第1の刺激設定とは異なる第2の刺激設定を有していてもよい。第1の刺激設定および第2の刺激設定のうち
の少なくとも1つは、房性刺激を低減または防止するように構成されてもよい。房性刺激
を低減または防止するように構成された刺激設定を有する刺激パルスは、必要に応じて伝達されてもよい。
れた刺激設定の伝達を患者の血圧が異常に高くなると分かっているかまたは予測されるときに限定する。このことは、1つまたは複数の血圧関連パラメータのリアルタイムフィー
ドバック測定を使用すること、または必要とされる予測パターンを同じ患者の過去の測定に基づくことを含んでいてもよい。たとえば、患者によっては、BPは1日24時間高くなり
うるのに対して、患者によっては、24時間の一部(たとえば、昼間または夜間)のみBPが高くなってもよい。
あり、したがって、所望の状態であってもよいようなときには、房性刺激を低減または防止するように構成された刺激設定の伝達をしないようにする。たとえば、BPは、活動中は増加することが知られており、活動が少なくなると再び下がる(たとえば、当然ながらBPの上昇と関連する運動時または肉体作業を行っているとき)。
あってもよい。所定の閾値は患者の平均心拍数に関連する値に設定されてもよい。たとえば、所定の閾値は、平均心拍数を30回超える心拍数および心拍数の第80百分位数超のうちの少なくとも1つであってもよい。
者が安静にしているかまたは所定の閾値未満の活動レベルであるかを判断することをさらに含んでいてもよい。
もよい。本方法は、圧反射が検知されるときに1つまたは複数の刺激パターンを変更する
ことをさらに含んでいてもよい。
ステムを提供する。刺激パルスのうちの少なくとも1つは、第1の刺激設定を有していてもよく、刺激パルスのうちの少なくとも1つは、第1の刺激設定とは異なる第2の刺激設定を
有していてもよい。第1の刺激設定および第2の刺激設定のうちの少なくとも1つは、房性
刺激を低減または防止するように構成されてよい。房性刺激を低減または防止するように構成された刺激設定を有する刺激パルスは、必要に応じて伝達されてもよい。
するように構成された刺激設定を有する刺激パルスを伝達するように構成されてもよい。24時間の一部とは、夜間もしくはその一部であってもよく、または昼間もしくはその一部であってもよい。
減または防止するように構成された刺激設定を有する刺激パルスを伝達するように構成されてもよい。所定の閾値は90bpmのような絶対値であってもよい。所定の閾値は患者の平
均心拍数に関連する値に設定されてもよい。たとえば、所定の閾値は、平均心拍数を30回超える心拍数および心拍数の第80百分位数超のうちの少なくとも1つであってもよい。
るときだけ、房性刺激を低減または防止するように構成された刺激設定を有する刺激パルスを伝達するように構成されてもよい。本システムは、動作、姿勢、呼吸数、および心拍数のうちの少なくとも1つを検知することによって、患者が安静にしているかまたは低い
活動レベルであるかを判断するように構成されてもよい。
圧反射が検知された場合に1つまたは複数の刺激パターンを変更するように構成されても
よい。
関連する心房内圧データを受信することを含んでいてもよい。心房内圧データは、システムが第1のパルス設定を有する刺激パルスを心臓に伝達することから生じてもよい。本方
法は、心房内圧データを分析することと、この分析に従って調整された、第1のパルス設
定とは異なる第2のパルス設定を提供することとをさらに含んでいてもよい。分析するこ
とは、心房内圧データを分析して、心房収縮により生じる心房内圧と心房の受動内圧上昇との時間の重なり合いを推定することを含んでいてもよい。分析することは、心房内圧データを分析して、心房収縮により生じる最高心房内圧と心房の最高受動内圧上昇との時間の重なり合いを推定することをさらに含んでいてもよい。分析することは、心房内圧データを分析して、刺激パルスが伝達された心周期で得られる第1の心房内圧(または最高心
房内圧)と、刺激がない場合の心房の第2の心房内圧とを比較することを含んでいてもよ
い。分析することは、心房内圧データをプロットすること、および/または心房内圧データを数学的に分析することをさらに含んでいてもよい。
提供する手段、刺激パルスを生成する手段、および刺激パルスを少なくとも1つの心臓チ
ャンバに印加する手段を備えていてもよい。刺激パルスを生成する手段は、心房の内圧変動についての情報に従って単一の心周期中の心室収縮のタイミングに対する心房収縮のタイミングを制御するように、刺激パルスを生成するように構成されてもよい。
成されてもよい。刺激パルスを生成する手段は、心房収縮の発生および/もしくは心室収縮の発生に対してタイミングを合わせるような関係で、心房収縮の発生についての情報および/もしくは心室収縮の発生についての情報に基づいて少なくとも1つの心房刺激パル
スを生成し、ならびに/または、心室収縮の発生および/もしくは心房収縮の発生に対してタイミングを合わせるような関係で、心室収縮の発生についての情報および/もしくは心房収縮の発生についての情報に基づいて少なくとも1つの心室刺激パルスを生成するよ
うに構成されてもよい。心房収縮の発生についての情報は、心周期の自然な刺激パターンにおけるP波パターンの発生についての情報を含んでいてもよい。心室収縮の発生につい
ての情報は、心周期の自然な刺激パターンにおけるQRS群の発生についての情報を含んで
いてもよい。
手段、刺激パルスを生成する手段、および刺激パルスを少なくとも1つの心臓チャンバに
印加する手段を備えていてもよい。1つまたは複数の心臓活動イベントのタイミングにつ
いての情報は、心房の心房収縮の発生、心室の心室収縮の発生、房室弁の開放、房室弁の閉鎖、心房の電気活動、心室の電気活動、血流量、心房の心房内圧、心房の心房内圧の変化、および心拍数のうちの少なくとも1つを含んでいてもよい。刺激パルスを生成する手
段は、情報に基づいて心室収縮に対する心房収縮のタイミングを設定するように、刺激パルスを生成するように構成されてもよい。
ていてもよい。刺激パルスを生成する手段は、心室興奮が起こる約30ms〜約0ms前の範囲
内に興奮性刺激を心房に提供し、心房興奮が起こってから約30ms〜約0ms後の範囲内に興
奮性刺激を心室に提供し、および/または興奮性刺激を心房に提供し、その後、約30ms〜約0ms後の範囲内で興奮性刺激を心室に提供するように、刺激パルスを生成するように構
成されてもよい。
ける2つまたはそれ以上の心臓活動イベント間のタイミングについての情報を含んでいて
もよい。
る少なくとも1つの心房刺激パルスおよび/または心室収縮を生じさせる少なくとも1つの心室刺激パルスを生成するように構成されてもよい。刺激パルスを生成する手段は、心房収縮の発生および/もしくは心室収縮の発生に対してタイミングを合わせるような関係で、心房収縮の発生についての情報および/もしくは心室収縮の発生についての情報に基づいて少なくとも1つの心房刺激パルスを生成し、ならびに/または、心室収縮の発生およ
び/もしくは心房収縮の発生に対してタイミングを合わせるような関係で、心室収縮の発生についての情報および/もしくは心房収縮の発生についての情報に基づいて少なくとも1つの心室刺激パルスを生成するように構成されてもよい。心房収縮の発生についての情
報は、心周期の自然な刺激パターンにおけるP波パターンの発生についての情報を含んで
いてもよい。心室収縮の発生についての情報は、心周期の自然な刺激パターンにおけるQRS群の発生についての情報を含んでいてもよい。
ーンの刺激パルスを少なくとも1つの心臓チャンバに伝達することであって、刺激パルス
のうちの少なくとも1つは、第1の刺激設定を有し、刺激パルスのうちの少なくとも1つは
、第1の刺激設定とは異なる第2の刺激設定を有し、第1の刺激設定および第2の刺激設定
のうちの少なくとも1つは、心房の心房収縮により生じる心房内圧が、心房の受動内圧上
昇と時間が重なり合うように心房を収縮させるように構成されている、伝達することと、心房収縮により生じる心房内圧と受動内圧上昇との重なり合いにより、心房収縮により生じる心房内圧と受動内圧上昇との組み合わせによって、刺激がない場合の心房の心房内圧よりも高い心房の心房内圧を提供し、それにより、ホルモン経路またはニューロン経路を通して血圧を下げる心房の心房拡張の増大を引き起こすこととを含んでいてもよい。
により生じる最高心房内圧が、心房の最高受動内圧上昇と時間が重なり合うような心房収縮を有するように構成されてもよく、本方法は、心房収縮により生じる最高心房内圧および最高受動内圧上昇の重なり合いにより、刺激がない場合の心房の心房内圧よりも高い心房の心房内圧を提供し、それにより、ホルモン経路またはニューロン経路を通して血圧を下げる心房の心房拡張の増大を引き起こすことを含んでいてもよい。
ーンの刺激パルスを少なくとも1つの心臓チャンバに伝達するように構成された刺激回路
と、少なくとも1つの心臓チャンバへの1つまたは複数の刺激パターンの刺激パルスの伝達を実行するように構成された少なくとも1つのコントローラとを備えてもよい。刺激パル
スのうちの少なくとも1つは、第1の刺激設定を有していてもよく、刺激パルスのうちの少なくとも1つは、第1の刺激設定とは異なる第2の刺激設定を有していてもよい。第1の刺激設定および第2の刺激設定のうちの少なくとも1つは、心房の心房収縮により生じる心房内圧が、心房の受動内圧上昇と時間が重なり合うことによって、心房収縮により生じる心房内圧と受動内圧上昇との組み合わせによって、刺激がない場合の心房の心房内圧よりも高い心房の心房内圧を提供し、それにより、ホルモン経路またはニューロン経路を通して血圧を下げる心房の心房拡張の増大を引き起こすように、心臓の心房を収縮させるように構成されてもよい。所望により、第1の刺激設定および第2の刺激設定のうちの少なくとも1つは、心房収縮により生じる最高心房内圧が、心房の最高受動内圧上昇と時間が重なり合うように心臓の心房を収縮させ、それによって刺激がない場合の心房の心房内圧よりも高い心房の心房内圧を提供し、ホルモン経路またはニューロン経路を通して血圧を下げる心房の心房拡張の増大を引き起こすように構成されてもよい。
ましくは、心房収縮の能動的な力が、心室の収縮により引き起こされる最高受動内圧および拡張を超えた心房の内圧および拡張を増大するように、心室の内圧が最高であるときに心房を収縮させることによって、治療前の血圧からの患者の血圧の低下をもたらす。
ステムは、患者の血圧に関連する入力を受信し、かつ、上記血圧に基づいて刺激パターンを調整するよう構成された少なくとも1つの制御器を含んでいてもよい。例えば、入力は
、1つ以上のセンサ(埋め込みもしくは外部の)により検知されたデータを受信すること
、および/または、ユーザにより供給されたデータを受信することを含んでいてもよい。
例えば、埋め込みおよび/または周期的な確認中に、ユーザは、測定された血圧に関する
データを供給してもよい。
有線通信および/または無線通信でこの入力を受信するための入力ポートを含んでいる。
入力は、血圧(BP)、またはBPの変化に関連するデータを備えていてもよく、BPの変化は、収縮期BP(SysBP)、拡張期BP、平均動脈BPおよび/または他の関連するBPパラメータとして測定されてもよい。例えば、少なくとも1つのセンサが、1つ以上の心臓チャンバ内の圧力または圧力の変化を検知し、圧力または圧力の変化に基づいて刺激パターンを調整してもよい。別の実施形態では、センサは、1つよりも多いチャンバ内の圧力を検知し、2つのチャンバの圧力波形の関係に基づいて刺激を調整してもよい。
を調整することを含む調整処理を行うことにより、刺激パターンを調整するよう構成されていてもよい。
室興奮の開始までは120〜200msの範囲であってもよい。所望により、AV遅延を調整することは、それを、(たとえば120msの)通常のAV遅延から、より短いAV遅延(たとえば、心
房興奮の開始から心室興奮の開始まで0〜70ms、または、心房興奮の前に心室興奮が起き
る、0〜-50msのAV遅延)へと調整することを意味している。一つの実施形態では、-50ms
〜70ms、好ましくは-40ms〜60ms、より好ましくは-50ms〜0ms、または0〜70ms、好ましくは>0〜70msの間のAV遅延を有する刺激設定が、房性刺激を低減または防止するために選
択される。
秒以内に、少なくとも所定の量だけ血圧の低下を生じさせ、かつ、少なくとも1分の時間
間隔の間、血圧の低下を維持するよう構成されていてもよい。たとえば、刺激パターンは、1つまたは複数の検知されたBPパラメータに関連するフィードバックに基づき、選択お
よび/または調整されていてもよい。
患者の血圧は、いくつかの鼓動については所定の平均値を超えていてもよいが、患者の平均血圧は所定の平均値を超えなくてもよい。
ラメータを算定するよう構成されていてもよい。制御器は、血圧変動パラメータに応じて刺激パターンを調整するよう構成されていてもよい。
てもよい。少なくとも2つの刺激パターンは、少なくとも1つの刺激パルスが連続して供給される回数または時間の長さが互いに異なっていてもよい。
激設定を含んでいてもよい。第2の刺激設定は、第1の刺激設定の入力データに関連する血圧変動パラメータを使用するアルゴリズムに基づいて設定された、少なくとも1つの刺激
設定を有していてもよい。
つの刺激電極を備えていてもよい。このシステムは、制御器を備えていてもよい。制御器は、第1の時間間隔の間、少なくとも1つの心室で心房キックを低減または防止し、かつ、上記第1の時間間隔中に患者の血圧に関連する第1の入力データを受信するよう構成された少なくとも1つの刺激設定を備える第1の刺激設定を提供するよう構成されていてもよい。制御器は、第1の入力データに関連する少なくとも1つの血圧変動パラメータを算定するよう構成されていてもよい。制御器は、少なくとも1つの心室で心房キックを低減または防
止するよう構成された第2の刺激設定を備える第2の刺激パターンの少なくとも1つのパラ
メータを調整するよう構成されていてもよい。第2の刺激設定は、少なくとも1つの血圧変動パラメータに基づいていてもよい。制御器は、第2の時間間隔の間、第2の刺激パターンを供給するよう構成されていてもよい。
を低減または防止するよう構成された少なくとも1つの刺激設定を備える刺激パターンを
施すよう構成された少なくとも1つの制御器を備えていてもよい。刺激パターンは、最初
の圧力値から、低減された圧力値への、血圧の即時の低減を引き起こし、かつ、安静時の患者の平均の血圧を、最初の圧力より少なくとも8mmHg低く維持するよう選択されていて
もよい。
。この装置は、少なくとも1つの刺激電極を備えていてもよい。この装置は、調整可能な
刺激パターンを設定するための制御器と、患者の血圧に関連する入力に基づいて刺激パターンを調整するための命令のセットとを備えていてもよい。
するように構成された少なくとも1つの刺激設定を有する少なくとも1つの刺激パルスを含む刺激パターンを実行するように構成された少なくとも1つのコントローラを備えていて
もよい。少なくとも1つの刺激設定は、最高の心房拡張が、刺激を受けていないときの同
じ心臓の最高の心房拡張にほぼ等しい、またはそれより低い値となるように構成されていてもよい。
、AV弁の心房内への膨らみに関連する)を介して心房内圧を上昇させる。閉鎖されたAV弁に対して起こる心房内圧の増加により、心房容積および心房内圧に関連する心房拡張も増大する。AV弁が閉鎖されているときの心房の収縮により、心房内圧が上昇し、かつ心房拡張が増大するが、これは閉鎖された弁が容積の低減を防止するからである。心房拡張の増大は、心房壁に存在する圧受容器(伸張受容器としても知られている)を刺激する。これ
らの圧受容器は、ホルモンおよび/またはニューロンによる血圧の低下に関係する。
収縮が心周期当たり1回行われ、心房収縮が閉鎖された弁に対して完全に抗する場合、心
房内圧および/または心房拡張は、心房が心周期当たり2回収縮する場合よりも大きくな
ってもよい。しかし、心房が閉鎖された弁に抗してのみ収縮する場合、房性刺激はなく、いくつかの実施形態では、心房内圧(および心房拡張)および房性刺激に設定された値間のバランスが取られてもよい(心周期当たりおよび/またはペーシングパターン当たり)。
う構成されていてもよい。
されていてもよい。心房収縮の仕組みを、例えば超音波(例えば心エコー検査または心エコー)を含む公知の技術を使用して評価してもよい。
flutter)を一時的に生成することにより、低減してもよい。一例が、急速な刺激パルスの突発を心房へ、所定の時間の短い期間、伝達することである。心房収縮の力は、公知の手段を使用して、心房圧力および/または壁運動もしくは壁流などのその派生物の検知よ
り、算定することができる。このような検知を、閉ループのフィードバックとして、ならびに/または、ときおり(例えば、埋め込みおよび/もしくは検査時に)使用してもよい。
ーンを施すよう構成されていてもよい。少なくとも1つの制御器は、患者のAV弁の状態に
関連する入力を受信するよう構成されていてもよい。この入力は、有線通信または無線通信で、埋め込みもしくは外部の音響センサもしくは血流センサから、および/または、ユ
ーザインタフェースを介して、供給されてもよい。少なくとも1つの制御器は、上記弁状
態に基づき、少なくとも1つの刺激パターンを調整するよう構成されていてもよい。
れた少なくとも1つの刺激パルスを備えていてもよい。
ルスを伝達するよう構成された刺激回路を備えていてもよい。このシステムは、少なくとも1つの心臓チャンバに刺激パルスの1つ以上の刺激パターンの伝達を施すよう構成された、少なくとも1つの制御器を備えていてもよい。刺激パルスの少なくとも1つは、第1の刺
激設定を有していてもよく、刺激パルスの少なくとも1つは、第1の刺激設定と異なる第2
の刺激設定を有していてもよい。第1の刺激設定および第2の刺激設定の少なくとも一方は、心房キックを低減または防止して、それにより、心室充満量を治療前の心室充満量から低減するよう構成されていてもよい。
の間、少なくとも1つの心室で、心房キックを低減または防止するよう構成されていても
よい。
長さであってもよい。
成された、少なくとも1つの刺激パルスを備えていてもよい。
を低減または防止しないよう構成された、少なくとも1つの刺激パルスを備えていてもよ
い。
たは防止するよう構成されていてもよい。1〜10個の鼓動のシーケンスは、第1の刺激設定よりも長いAV遅延を有していてもよい。
含んでいてもよい。
、少なくとも1つの心室で心房キックを低減するよう構成されていてもよく、かつ、第2の刺激設定は、圧反射反応または心房キックの低減に対する適応を低減するよう構成されていてもよい。
ていてもよい。
刺激設定を有する刺激パルスに対して、第1の刺激設定を有する刺激パルスの比率を含ん
でいてもよい。
刺激設定を有する刺激パルスに対して、第1の刺激設定を有する刺激パルスの比率を含ん
でいてもよい。
スを伝達するよう構成された刺激回路を備えていてもよい。このシステムは、少なくとも1つの心臓チャンバに、刺激パルスの1つ以上の刺激パターンの伝達を施すよう構成された、少なくとも1つの制御器を備えていてもよい。刺激パルスの少なくとも1つは、心房興奮の開始の約0ms〜約70ms後に心室興奮が開始されて、それにより、心室充満量を治療前の
心室充満量から低減するよう構成された設定を含んでいてもよい。例えば、プロセッサ回路は、少なくとも1つの心房で心室興奮の開始が起きてから約0ms〜約70msの間に、または、1つ以上の興奮性のパルスが心房に伝達されてから約0ms〜約70msの間に、1つ以上の興
奮性のパルスが心室に伝達される作動モードで作動するよう構成されていてもよい。
のであった場合、システムが、次の予想される検知事象の40ms前〜次の予想される検知事象の30ms後または次の検知事象の30ms後の間にパルスを伝達するよう設定されていてもよい。同様に、刺激パルスが、心房興奮の開始の0〜50ms前に心室に伝達されるものであり
、同じ20〜40msの検知遅延が想定される場合、システムが、次の予想される検知事象の40ms前〜次の予想される検知事象の90ms前の間にパルスを伝達するよう設定されていてもよい。検知遅延は、興奮の開始の場所と検知電極との間の距離、電気信号の水準、検知回路の特徴、および、検知事象の閾値セットの1つ以上のためである場合がある。遅延は例え
ば、興奮の起源から電極位置への信号伝播の持続、検知回路の周波数応答に関連する持続、および/または、信号伝播エネルギーが、検知回路により検知可能な水準に達するのに
必要な持続を含んでいてもよい。遅延は有意であってもよく、例えば約5ms〜約100msの間の範囲であってもよい。遅延を推定する1つの手法は、心房および心室の両方が検知され
たときに測定されたAV遅延と、心房がペーシングされ、心室が検知されたときのAV遅延との間の時間差を使用することである。他の手法では、設定された閾値、信号強度および周波数成分に基づく増幅器応答時間の算定を使用してもよい。他の手法は、血圧に対する効果が、所望のAV遅延で心房および心室の両方をペーシングすることにより得られる効果と同じになるまで、心房検知とともに使用する遅延を修正することを含んでいてもよい。
スを伝達するよう構成された刺激回路を含んでいてもよい。少なくとも1つの制御器が、1
0分以上継続する時間間隔の間、少なくとも1つの心臓チャンバに、刺激パルスの1つ以上
の刺激パターンの伝達を施すよう構成されていてもよい。刺激パルスの少なくとも1つが
、時間間隔のうちの少なくとも5分の間、少なくとも1つの心室で心房キックを低減または防止するよう構成された第1の刺激設定を有していてもよく、刺激パルスの少なくとも1つが、第1の刺激設定と異なる第2の刺激設定を有していて、それにより、心室充満量を治療前の心室充満量から低減する。
に、刺激パルスの1つ以上の刺激パターンを伝達するステップを含んでいてもよい。刺激
パルスの少なくとも1つが、時間間隔のうちの少なくとも5分の間、少なくとも1つの心室
で心房キックを低減または防止するよう構成された第1の刺激設定を有していてもよく、
刺激パルスの少なくとも1つが、第1の刺激設定と異なる第2の刺激設定を有している。
を満たす、心室の弛緩の直後に開始される。急速流入期は約110msの間継続し、心房の収
縮の始まりまで継続する緩徐流入期が続く。緩徐流入期の持続は心拍数に依存している。その後、心房が収縮すると、圧力が心房内で増加し、血液をより急速に心室へと流れさせる。心室充満に対する心房収縮のこの貢献は、「心房キック(atrial kick)」として知
られている。心房キックは通常、心室充満の約10%〜30%を担っている。
は約0.8秒の長さである。
る。心房が収縮するにつれ、心房の内圧は上昇し、最高値に達する。その後、心房は弛緩し始め、内圧が低下する。最高値は図17では点1701で表される。その一方で、電気刺激は心室に伝播し、その後約120〜200msのAV遅延をもって心室興奮が開始される(AV遅延は、一部の不健康な個体では約250msまたはそれ以上になりうる)。この心室の興奮は、ECGではQRS群として現れる。心室が収縮するにつれて、心室内で内圧が上昇し、各心房と対応
する心室との間の弁(AV弁)を受動的に閉じ、それにより、心房から心室内への血液の流れを止め、逆流を防止する。
/3が駆出される。急速駆出期は図17において、線1704と線1705との間の期間として表さ
れる。
本開示において、心臓刺激を使用して、心房内圧および拡張を増大させることができ、それにより血圧(Blood Pressure:BP)を下げてもよい。心臓刺激によって、心房の心房収縮により生じる心房内圧が、心房の受動内圧上昇と時間が重なり合うことにより、刺激により生じる心房の心房内圧が、心房収縮により生じる心房内圧と受動内圧上昇との組み合わせによって、刺激がない場合の心房の心房内圧よりも高くなるように心臓を刺激することによって、心房内圧の増加を達成してもよい。
は2つのピークが観察される場合、心房収縮により生じる最高心房内圧は、心房内圧の最
高受動増加と重なり合う期間に生じたと考えられ、心房収縮により生じる最高心房内圧および心房内圧の最高受動増加は約30ms以下しか離れていない。所望により、時間の重なり合いは、測定値を分析することにより、および/または視覚的に、たとえば、ある期間の心房内圧またはある期間の心房内圧変化をプロットすることによって、数学的に検出可能である。
に達するように心臓を刺激することは、結果として血圧を下げてもよい。簡略さを期して、以下の記述において、このような刺激は、「AC(心房収縮)刺激」と呼んでもよい。AC刺激は、心房が等容性期の後半から急速駆出期の最初の約10msまでの期間に心房収縮により生じる最高心房内圧に到達するように、少なくとも1つの刺激パルスを心臓の少なくと
も1つのチャンバに伝達することを含んでいてもよい。このような刺激パルスは、本明細
書において「AC刺激パルス」または「ACパルス」と呼ぶ。
の箇所に伝達される1つまたは複数の電気パルス、および/または心房の1つまたは複数の箇所に伝達される1つまたは複数の電気パルスを含んでいてもよい。このように、いくつ
かの実施形態では、刺激パルスは、心房へ伝達される第1の電気パルスと、対応する心室
へ伝達される第2の電気パルスとを含んでいてもよい。いくつかの実施形態において、刺
激パルスは、心房に伝達される第1の電気パルス、対応する心室に伝達される第2の電気パルス、および第1のパルスに関連する不応期を終えた後に心房に伝達される第3の電気パルスを含んでいてもよい。いくつかの実施形態では、刺激パルスは、心臓の1つまたは複数
のチャンバの複数の箇所に伝達されている単一のパルスを含んでいてもよい。
ば、心周期に関連するイベントに従って設定される。
ミリ秒以内であると予測されるようなタイミングで心房に伝達してもよい。所望により、心拍数および心室興奮または収縮を検知してもよく、次の心室収縮または興奮のタイミングを推定してもよく、ACパルスは、後々の鼓動における心房収縮により生じる心房内圧が、心房の受動内圧増加と時間が重なり合うように伝達してもよい。所望により、ACパルスは、後々の鼓動における心房収縮が、心房の最高受動内圧増加と時間が重なり合う時点で心房収縮により生じる最高心房内圧に達するように、伝達してもよい。たとえば、ACパルスは、予測される心室興奮の約30〜0ms前、または予測される心室収縮開始の約50〜120ms前に心房に伝達される刺激を含んでいてもよい。
興奮、対応する心室に伝達される電気パルス、および心房が第1の興奮に関連する不応期
を終えた後に心房に伝達される別の電気パルスを含んでいてもよい。たとえば、第1の心
房興奮(たとえば、第1の興奮性パルスの心房への伝達)から別の興奮性パルスの心房へ
の伝達までの期間は、約150〜250msであってもよい。
る心室へ伝達される第2の電気パルスとを含む。第1の電気パルスと第2の電気パルスとの
相対的タイミングを制御して、その鼓動における心臓の等容性期の後半から急速駆出期の初期までの期間内のある時点で心房を収縮させる。興奮性パルスの伝達から収縮開始までの時間は、心房よりも心室に対しての方が長いため、第1のパルスおよび第2のパルスの伝達の遅延は、約-20〜0ms等の負の値を有していてもよい。
つかの実施形態では、ACパルスの設定は、たとえば、デバイスの埋め込み時に、および/または、定期的に、たとえば、定期検査時もしくは使用中に(たとえば、1つまたは複数
の関連するセンサからのフィードバックに基づいて)、調整してもよい。
スは、検知またはペーシングされた心房収縮とペーシングまたは検知された心室収縮との間に異なるAV遅延を有することにより異なりうる。その結果、所定の患者のためにある期間使用するための1つまたは複数のAVパルス設定を選択してもよい。
つまたは複数のAVパルス設定を選択してもよい。
は防止するように構成されたパルス選択と、前述の内圧の重なり合いとに関連する1つま
たは複数のパラメータに基づいて繰返し使用のために選択してもよい。
はその一部の長さ、ならびに2つ以上のチャンバ間および/または単一のチャンバ内にお
ける伝達部位、のうちの1つまたは複数を含んでいてもよい。AC刺激設定、すなわち「AC
設定」は、1つまたは複数のACパルスの設定を含んでいてもよい。
動、たとえば、心房興奮および/または心室興奮の1つまたは複数を検知することを含ん
でいてもよい。いくつかの実施形態では、検知することは、心周期の音を使用して心臓活動を検出することを含む。たとえば、AV弁の閉鎖は、鼓動の最初の音をもたらす。この閉鎖はさらに、等容性期の開始を意味する。所望により、AV弁の閉鎖のタイミングおよび心拍に基づいて、パルス設定は後々のACパルスのために選択されてもよい。たとえば、刺激パルスは、AV弁の次に予測される閉鎖の約80〜10ミリ秒前に心房に提供されてもよい。
して、または複数の鼓動を包含するペーシングパターンとして提供されてもよい。ペーシングパターンは、異なる設定を有する複数のペーシングパルスを含んでいてもよい。所望により、パルスは、すべてACパルスであってもよいが、一部は他と異なるパルス設定を有していてもよい。所望により、所定のパターンのパルスの一部のみが、等容性期の後半から急速駆出期の初期までの間の期間中に心房が心房収縮により生じる増加した、または最高の心房内圧を生じさせるように構成されてもよい。
タイミング)は、最適化および/または調整されて、特定の患者および/または患者の心機能の違いに合わせてもよいことにさらに留意されたい。
よび/または調整してもよい。
従ってACパルス設定を調整することであってもよい。
たは複数を測定してもよい。所望により、刺激パルスの伝達により生じる心房内圧を測定してもよく、調整は、測定された生じた内圧に従う刺激設定を選択することを含んでいてもよい。これらの測定値はさらに、さまざまな条件における患者の心拍数と関連していてもよい。患者の特定の測定値を使用して、パルス設定を調整または最適化してもよい。
調整は、進行中のプロセスであってもよく(特に、たとえば、心拍数に従ってセンサが埋め込まれている場合)、ならびに/または、患者がデバイスを有している場合の埋め込み中、時には、ならびに/または必要になったときに実施されてもよい。最後に、最適化および/もしくは調整は、自動化されていても、および/または医師が関与してもよい。
かまたは心房が2回収縮する所望のAC刺激を実現してもよい。
下を含んでもよい。
ング、
b. 予期される心室検知の時間の前に心房のペーシングを行うことを必要としてもよい
、心室の検知および心房のペーシング、または
c. 心房のペーシングおよび心室のペーシング。
以下を含んでもよい。
b. 心房を検知し、心室をペーシングし、同じ心周期で心房をペーシングして2回目の収縮を生じさせる、
c. 心房をペーシングし、心室を検知して、心房を再びペーシングする、または
d. 心房をペーシングし、心室をペーシングして、心房を再びペーシングする。
を示すグラフであり、ある期間にわたってトレースされた心電図(ECG)、右心室内圧(RV内圧)、右心房内圧(RA内圧)、大動脈圧(Ao内圧)、および左心室内圧(LV内圧)を
示す。一つの実施形態によると、図18は、洞調律からの刺激からAV遅延を2msとする心房
および心室のペーシングまでの変化を示し、このペーシングにより、心房収縮による内圧と受動内圧増加による心房内圧との重なり合いがもたらされる。本実施例では、AV遅延2msでのペーシングによって、心房収縮による最高内圧と受動内圧増加による最高心房内圧
との時間の重なり合い、および心房内圧の測定可能な増加が引き起こされ、したがって心房拡張も引き起こされた。比較目的で、図19は、40msのAV遅延を示すが、これは重なり合いの度合いが小さく、心房内圧の有意な増加を生じなかった。所望により、より大きな度合いの重なり合いは、最高心房内圧の近さの関数として定義してもよく、すなわち、最高部同士が近ければ近いほど、重なり合う度合いが大きくなり、ついには最高部が完全に重なり合い、単一の最高内圧が観察される。所望により、重なり合いの度合いは、検知され
る最高心房内圧の関数であり、内圧最高値が高くなるほど、より大きな度合いの重なり合いを特徴とする。
た。4つのソリッドステート圧力センサを右心房、右心室、左心室、および大動脈に挿入
した。さらに、単極誘導ECGも動物に接続した。センサを増幅器およびデータ収集システ
ム(DAQシステム)に接続し、信号を1kHzのレートでサンプリングし、図18〜図19に示す
グラフを提供した。図示されるように、グラフは、下から上に、ECG、RV内圧、RA内圧、Ao圧、およびLV内圧のプロットを含む。
加が見られる。最初の心房内圧増加1804は、心房電気活動(P波1806)に続いて起こり、
心房の収縮に対応する。2回目の心房内圧増加1808は、心室の等容性収縮(心室内圧の急
速な増加を特徴とする)の間に起こり、急速駆出期(大動脈圧が上昇し始めるときに開始する)の初期の短い間続く。心室収縮の心房内圧への影響により、2回目の心房内圧増加1808が起こる。図18〜図19のRA内圧プロットに示されるように、等容性収縮の間に達する
最高心房内圧は、心房収縮中に達する最高心房内圧よりもわずかに高い。
ス1812が続くことにより表されるような、心房および心室が2msのAV遅延にてペーシング
されるタイミングの1つの実施例を示す。図18は、このペーシングの3つの例を示す。
では、心房内圧の有意な増加を、点1814、点1816、および点1818で見ることができる。これらの有意な内圧増加は、心房収縮および心室の収縮による同時またはほぼ同時の心房内圧増加により生じる。すなわち、右心房内圧プロットの洞調律部分1802と、右心房内圧プロットのAV遅延ペーシング部分1803とを比較すると、洞調律部分1802の1回目の心房内圧
増加1804および2回目の心房内圧増加1808は、心房内圧増加1804および心房内圧増加1808
が組み合わせられてより高い心房内圧増加1814、1816、および1818をもたらすように、AV遅延ペーシング部分1803と本質的に重ね合わせられる。
効果的であろうと予想される。患者(たとえば、図18に示す健康なイヌの心臓により示される実施例のように)によっては、心房興奮と心室興奮との間のAV遅延は、約30ms〜約0m
s、または約20ms〜約0msであってもよい。
際の興奮とその検出との間には遅延があることに留意されたい。これは、検知電極の場所および検知システムの制限によるものであってもよい。したがって、たとえば、検知された心房興奮からペーシングパルスの心室への伝達までの期間は、所望のAV遅延よりも短くなる。検知が機械的なイベント(たとえば、収縮または弁の閉鎖)に基づく場合、実際の興奮と機械的イベントの発生との間の時間も考慮に入れる必要がある。検知されるイベントとペーシングパルスの伝達の相対的タイミングのいくつかの実施例を本明細書に開示する。加えて、本出願に詳細に記載されているように、設定を調整して、埋め込み時に、および/または定期的に、患者の特有のタイミングに合わせてもよい。
房内圧の有意な増加はもたらさない。図19に示すように、洞調律部分1802の後、心房ペース1910の40ms後に心室ペース1912が続くことにより表されるように、AV遅延ペーシング部分1803の間、40msのAV遅延で心臓をペーシングした。図19は、このペーシングの2つの例
を示す。ペーシング後短い時間をおいた心房内圧(RA内圧)のトレース部分を参照すると、通常の140ms AV遅延よりも短い40msのAV遅延にもかかわらず、40msのAV遅延は、洞調律部分1802の心房内圧増加1804および1808に対する有意な心房内圧の増加をもたらさなかった。その代わりに、図19に示すように、40msのAV遅延は2つの別々の心房内圧増加1904お
よび1908をもたらし、これらは前の心房内圧増加1804および1808とおおよそ等しかった。
開始までの60msの遅延を仮定して、2つの内圧曲線(図18の1802および1804に対応する)
を合計した。見てわかるとおり、心房収縮は約60ms継続し、最高内圧はほぼ1.5mmHgに到
達したのに対し、受動内圧上昇は約50ms継続し、2mmHgよりもやや高い最高内圧に到達し
た。心房収縮は約60ms継続したため(これは仮定した遅延とおおよそ同じである)、2回
の内圧増加がこのトレースでは別個の部分として観察され、2つの異なる最高部を有し、
観察される最高内圧は受動内圧上昇1804の最高内圧である。
の組み合わせを示す。このトレースにおいて、受動内圧上昇1804の開始(破線)は、図示されるように、心房収縮1802の開始(点線)から30ms後に起こると仮定された。2つのト
レースを合計すると、その合計は内圧トレース204(実線)としてトレースされた。この
実施例に見られるとおり、ある程度の重なり合いのため、組み合わせられた線204は、重
なり合わない受動内圧上昇1804(破線)に観察される最高内圧よりもやや高い最高内圧を有していたが、2つの最高部が依然として見られ、それぞれが、組み合わせられた各々の
トレース1802および1804に対応する。
重なり合いの度合いで組み合わせられ、したがって、心房収縮および心室収縮の相対的タイミングをいかに制御するかが複合心房内圧に影響を与えてもよいことを例示している。本実施例では、図20Bと同様に、心房収縮の開始から受動内圧上昇の開始までの時間遅延
を仮定し、したがって、各時点において、心房収縮による心房内圧は、同じ時点の受動内圧上昇と合計され、したがって、複合内圧を提供する。さまざまな実施例の複合(たとえば、合計された)内圧を図20Cでトレースする。
始から受動内圧上昇までに60msの遅延がある。他方で、トレース207では、心房収縮によ
る心房内圧および受動内圧上昇は、最高部が接近して重なり合うように組み合わせられ(異なる持続時間により正確には一致していなくてもよい、内圧の2つの変化の開始間の遅
延が0msである)、すなわち、心房収縮による心房内圧および受動内圧上昇は両方、ほぼ
同時に開始したと仮定される。見てわかるとおり、この場合、トレース207は、約3.5mmHgの単一の最高部に到達する内圧の合計を示す。同様に、10msの遅延(トレース206)では
、トレース207よりもわずかに遅れ、トレース207の最高値よりも低い最高値を有する単一の最高部が観察された。時間遅延を増加させるにつれ、トレース205(20msの遅延)では
、トレースは分離し始めるが、依然として単一の最高値(2.5mmHg〜3mmHgの間)をもたらす。トレース204(図20Bに示すトレースと同一の30msの遅延)ははっきりと2つの最高部
を示しているが、依然として十分重なり合っており、心房内圧の合計はトレース201の最
高部よりもやや高い。最後に、より小さい度合いの重なり合いでさえ、トレース203(40msの遅延)およびトレース202(50msの遅延)では、心房収縮による内圧と受動内圧上昇とがいくらか重なり合っているのに対して、各トレースにおいて、2つの最高部は30ms超離
れており、最高内圧は、重なり合いが一切示されないトレース201とほぼ同じである。
含むかまたはACパルスからなる刺激パターンをもっぱら断続的に印加することによって、血圧を下げてもよい。たとえば、断続的なACパルスを印加することによって、自然な鼓動は、ACパルスおよび/または心房収縮による心房内圧と受動内圧上昇による心房内圧とが重なり合うように構成されない(またはそれぞれの最高部を重なり合わせない)パルス間で起こってもよく、それにより、心房収縮により生じる心房内圧と受動内圧上昇との組み合わせによって、刺激がない場合の心房の心房内圧よりも高い心房の心房内圧を提供する
。所望により、ACパルスを印加する間の時間は、十分な刺激が伝達されて、本質的に所望の効果を提供するが、過度の刺激を与えないように、ナトリウム利尿ペプチドの分泌および/または吸収の時定数に従って選択されてもよい。このことは、埋め込み型デバイスにより使用される電力を低減するというメリットを有していてもよく、および/または心臓の操作度を低減してもよい。
、方法230は、デバイスが実行するように構成された任意のステップを含んでいてもよい
。たとえば、方法230は、図14のデバイス50に関して以下で論じられる機能のいずれを含
んでいてもよい。
イミングを検知することを含んでいてもよい。検知されたイベントは、心イベント間の相対的タイミングの推測を含んでいてもよい。いくつかの実施形態では、ステップ231は、1つまたは複数の心イベント、たとえば、心房興奮または心室興奮をトリガーすることを含んでいてもよい。所望により、ステップ231は、固有の心拍数を検知することまたは心拍
数を設定することを含んでいてもよい。たとえば、ステップ231は、AV弁の閉鎖を検知す
ることにより、等容性期の開始を規定すること、および/または大動脈弁の開放を検知することにより、急速駆出期が始まる時点を規定することを含んでいてもよい。ステップ231は、心室の活性化または心室の刺激の検知と、等容性期の開始を規定するAV弁の閉鎖と
の時間差を決定することをさらに含んでいてもよい。
つかの実施形態では、興奮性電流を両方の心室に、同時または順番に印加してもよい。両方の心室が順番にペーシングされるいくつかの実施形態では、少なくとも1つの心房(た
とえば、右心房)の興奮の開始からペーシングされる対応する心室(たとえば、右心室)の興奮開始までの時間間隔を測定してもよい。時間間隔を0またはマイナスになるように
設定されたいくつかの実施形態では、ステップ233は、ステップ231の前またはステップ231と同時に実行してもよい。いくつかの実施形態では、時間間隔はミリ秒単位で測定され
てもよい。
い。かかる場合、方法230は、ステップ234で示すように、心房内圧を検知することを含んでもよい。たとえば、フィードバック情報は、パルス設定のフィードバックおよび調整の
ための埋め込み型センサを使用することにより、進行中および/または定期的に、たとえば、埋め込み中および/または定期検査中に取得されてもよい。方法230は、心房収縮に
より生じる心房内圧(好ましくは、最高心房内圧)と心房の受動内圧上昇(好ましくは、最高受動内圧上昇)との時間の重なり合いを推定するステップ235を含んでいてもよい。
たとえば、ステップ235の推定することは、心房内圧の最高部の数およびそれらの時間の
長さ、ならびに/または最高部間の時間の距離を検出すること、ならびに/または心房内圧の最高部および最低部の数を検出すること、および最高部と最低部間の時間に基づく収縮の持続時間もしくは内圧の変化を推定すること、ならびに/または刺激がない場合の同じ心臓の心房内圧と比較した心房内圧の最高値を検出することを含んでいてもよい。この比較は、治療開始前に測定された内圧に対応する格納された値を使用して実施されてもよく、および/または方法230に従って刺激パルスを伝達せずに少なくとも1つの鼓動の心房内圧を検知するステップを含んでいてもよい。
択されたパルス設定を調整するステップ236を含んでいてもよい。たとえば、ステップ236は、時間間隔を調整して、複数の設定間で観察される最も大きな度合いの重なり合いを提供することを含んでいてもよい。所望により、より大きな度合いの重なり合いは、最高心房内圧の近さの関数として定義してもよく、すなわち、最高部同士が近ければ近いほど、重なり合う度合いが大きくなり、ついには最高部が完全に重なり合い、単一の最高内圧が観察される。所望により、重なり合いの度合いは、検知される最高心房内圧の関数であり、内圧が高くなるほど、より大きな度合いの重なり合いを特徴とする。
ステップ232、ステップ233、ステップ234、および/またはステップ235は、ステップ236
を実行した後に繰り返されてもよい。いくつかの実施形態において、時間パルス設定は、まずステップ231において第1の値に設定してもよく、ステップ234およびステップ235の間に実行されるフィードバック検知に基づいて、重なり合いの度合いが所与の範囲内(または所与の値超もしくは所与の値未満)になるまでパルス設定をステップ236の間に調整し
てもよい(たとえば、時間間隔を低減または増加させる)。
れる矢印により表示される順序で実行してもよい。別の実施形態では、ステップ232はス
テップ231の前に実行されてもよい。
ならびに/または血圧は、該技術分野において既知の任意の方法によって検出されてもよく、フィードバック制御として使用されてもよい。いくつかの実施形態において、興奮の開始は、1つまたは複数の心臓チャンバ(たとえば、1つもしくは2つの心室、または心房
および心室)への興奮性刺激の伝達のためのトリガーとして使用してもよい。検知された情報を、デバイスのタイミングの間隔の調整において、追加で、または代わりに使用してもよい。
タを受信することを含んでいてもよい。心房内圧データは、第1のパルス設定を有する刺
激パルスをシステムが心臓に伝達することから生じてもよい。本方法は、心房内圧データを分析することと、この分析に従って調整された、第1のパルス設定とは異なる第2のパルス設定を提供することとをさらに含んでいてもよい。分析することは、心房内圧データを分析して、心房収縮により生じる心房内圧と心房の受動内圧上昇との時間の重なり合いを
推定することを含んでいてもよい。分析することは、心房内圧データをプロットすること、および/または心房内圧データを数学的に分析することをさらに含んでいてもよい。
スを生成する手段、および刺激パルスを少なくとも1つの心臓チャンバに印加する手段を
備えていてもよい。刺激パルスを生成する手段は、心房の内圧変動についての情報に従って単一の心周期中の心室収縮のタイミングに対する心房収縮のタイミングを制御するように、刺激パルスを生成するように構成されてもよい。一実施態様において、情報を提供する手段は、まず情報(たとえば、内圧および内圧が変化する間の時間)を検知してもよく、また刺激パルスを生成する手段は、その後、この情報に基づいて刺激のタイミングを計ってもよい。
は複数を含む、本明細書に記載されているような1つまたは複数の心イベントの発生およ
び/またはタイミングに関連する情報を含んでいてもよい。
る少なくとも1つの心房刺激パルスおよび/または心室収縮を生じさせる少なくとも1つの心室刺激パルスを生成するように構成されてもよい。刺激パルスを生成する手段は、心房収縮の発生および/もしくは心室収縮の発生に対してタイミングを合わせるような関係で、心房収縮の発生についての情報および/もしくは心室収縮の発生についての情報に基づいて少なくとも1つの心房刺激パルスを生成し、ならびに/または、心室収縮の発生およ
び/もしくは心房収縮の発生に対してタイミングを合わせるような関係で、心室収縮の発生についての情報および/もしくは心房収縮の発生についての情報に基づいて少なくとも1つの心室刺激パルスを生成するように構成されてもよい。心房収縮の発生についての情
報は、心周期の自然な刺激パターンにおけるP波パターンの発生についての情報を含んでいてもよい。心室収縮の発生についての情報は、心周期の自然な刺激パターンにおけるQRS群の発生についての情報を含んでいてもよい。
てもよい。刺激パルスを生成する手段は、心室興奮が起こる約30ms〜約0ms前の範囲内に
興奮性刺激を心房に提供し、心房興奮が起こってから約30ms〜約0ms後の範囲内に興奮性
刺激を心室に提供し、および/または興奮性刺激を心房に提供し、その後、約30ms〜約0ms後の範囲内で興奮性刺激を心室に提供するように、刺激パルスを生成するように構成さ
れてもよい。
ベントのタイミングについての情報を提供する手段、刺激パルスを生成する手段、および刺激パルスを少なくとも1つの心臓チャンバに印加する手段を備えていてもよい。1つまたは複数の心臓活動イベントのタイミングについての情報は、心房の心房収縮の発生、心室の心室収縮の発生、房室弁の開放、房室弁の閉鎖、心房の電気活動、心室の電気活動、血流量、心房の心房内圧、心房の心房内圧の変化、心房の不応期、および心拍数のうちの少
なくとも1つを含んでいてもよい。刺激パルスを生成する手段は、情報に基づいて心室収
縮に対する心房収縮のタイミングを設定するように、刺激パルスを生成するように構成されてもよい。
てもよい。刺激パルスを生成する手段は、心室興奮が起こる約30ms〜約0ms前の範囲内に
興奮性刺激を心房に提供し、心房興奮が起こってから約30ms〜約0ms後の範囲内に興奮性
刺激を心室に提供し、および/または興奮性刺激を心房に提供し、その後、約30ms〜約0ms後の範囲内で興奮性刺激を心室に提供するように、刺激パルスを生成するように構成さ
れてもよい。
ける2つまたはそれ以上の心臓活動イベント間のタイミングについての情報を含んでいて
もよい。
る少なくとも1つの心房刺激パルスおよび/または心室収縮を生じさせる少なくとも1つの心室刺激パルスを生成するように構成されてもよい。刺激パルスを生成する手段は、心房収縮の発生および/もしくは心室収縮の発生に対してタイミングを合わせるような関係で、心房収縮の発生についての情報および/もしくは心室収縮の発生についての情報に基づいて少なくとも1つの心房刺激パルスを生成し、ならびに/または、心室収縮の発生およ
び/もしくは心房収縮の発生に対してタイミングを合わせるような関係で、心室収縮の発生についての情報および/もしくは心房収縮の発生についての情報に基づいて少なくとも1つの心室刺激パルスを生成するように構成されてもよい。心房収縮の発生についての情
報は、心周期の自然な刺激パターンにおけるP波パターンの発生についての情報を含んで
いてもよい。心室収縮の発生についての情報は、心周期の自然な刺激パターンにおけるQRS群の発生についての情報を含んでいてもよい。
いくつかの実施形態では、心室の充満に対する心房収縮の寄与(房性刺激)が低減されるか、または防止すらされるように心臓を刺激することで、拡張期の終わりに心臓充満が低減され、その結果、血圧が低下する。簡略さを期して、以下の説明では、このような刺激を「BPR(Blood Pressure Reducing:血圧低減)刺激」と呼ぶ。BPR刺激は、房性刺激
が低減されるか、または防止すらされるように、心臓の少なくとも1つのチャンバに少な
くとも1つの刺激パルスを伝達することを含んでいてもよい。このようなパルスを本明細
書で「BPR刺激パルス」または「BPRパルス」と呼ぶ。上述のように、「刺激パルス」とは、単一の鼓動または心周期の時間枠内で心臓の1つまたは複数のチャンバに伝達される、1つまたは複数の電気パルスのシーケンスを含んでいてもよい。たとえば、いくつかの実施形態では、刺激パルスは、心室の1つまたは複数の箇所に伝達される1つまたは複数の電気パルス、および/または心房の1つまたは複数の箇所に伝達される1つまたは複数の電気パルスを含んでいてもよい。このように、いくつかの実施形態では、刺激パルスは、心房へ伝達される第1の電気パルスと、対応する心室へ伝達される第2の電気パルスとを含んでいてもよい。いくつかの実施形態では、刺激パルスは、心臓の1つまたは複数のチャンバの
複数の箇所に伝達されている単一のパルスを含んでいてもよい。
(power)、単一の刺激パルスに含まれる電気的なパルスの間の時間間隔(例えばAV遅延
)、心臓の自然な律動に対する伝達の期間、刺激パルスまたはその一部の長さ、ならびに、2つ以上のチャンバの間および/または単一のチャンバ内の伝達の場所のうちの、1つ以
上を含んでいてもよい。BPR刺激設定すなわち「BPR設定」は、1つ以上のBPRパルスの設定を含んでいてもよい。
ているという場合、これは、刺激パターンが、この設定を有する少なくとも1つの刺激パ
ルスを含んでいてもよいことを意味すると理解される。いくつかの実施形態では、刺激パルスが伝達されない1つ以上の心周期を、刺激パターンが含んでいてもよいとも理解され
、その場合、パルスはゼロ出力(zero power)で伝達されているとみなすことができる。刺激パターンは、複数の同一のパルスまたは2つ以上の異なる設定を含むパルスのシーケ
ンスを含んでいてもよい。1つのパターンにおける2つの刺激シーケンスは、1つの設定内
で提供されるパルスの順序において異なっていてもよい。2つ以上の刺激シーケンスは、
好ましくは、その長さにおいて(鼓動の時間および/または数において)異なっていても
よい。いくつかの実施形態では、刺激パターンは、BPR設定を有するパルスを含んでいて
もよい。いくつかの実施形態では、刺激パターンは、BPR設定を有さないパルスを含んで
いてもよい。
は、治療前の心室充満量からの、患者の心室充満量の低減を引き起こすよう構成された、本明細書に開示する刺激設定を含んでいてもよい。これは、閉じられたAV弁に対して、少なくとも一部の心房収縮が起きるようにすることにより、引き起こされてもよい。このような例のいくつかは、以下を含んでいてもよい。
心室に伝達すること。好ましくは、この遅延は、心房興奮の設定に基づき設定される。好ましくは、これは、心室への刺激パルスの伝達の0〜50ms後に、1つ以上の刺激パルスを心房に伝達することを含んでいる。好ましくは、これは、患者の自然な心拍数よりもわずかに高い数で行われる。
心室に伝達すること。好ましくは、この遅延は、心房興奮の検知に基づき設定される。好ましくは、これは、心室への刺激パルスの伝達の0〜70ms前に、1つ以上の刺激パルスを心房に伝達することを含んでいる。好ましくは、これは、患者の自然な心拍数よりもわずかに高い数で行われる。
れた活性化の量が閾値(この閾値は0であってもよい)よりも低いと、自然な鼓動が、刺
激パルスの伝達の数よりも低いとみなされることがあり、その場合、伝達の数が低減されて、例えば患者の心臓の過剰な興奮を回避することがある。
が、患者の心臓の心房および心室の少なくとも一方の興奮率(excitation rate)を検知
するためのセンサと、心房および心室へ刺激パルスを伝達するよう構成された刺激回路と、刺激回路に結合されたプロセッサ回路とを含んでいてもよい。好ましくは、心房および心室の少なくとも一方の興奮率を検知するためのセンサは、心房興奮を検知するための電極を備えていてもよい。プロセッサ回路は、検知に基づき患者の心拍数を検出し、かつ、刺激パルスが心房および心室の少なくとも一方のそれぞれに供給される作動モードで作動するよう構成されていてもよい。刺激パルスは、検知された興奮率よりも高い率で伝達されてもよく、心房の刺激の約50ms前〜約70ms後の間の時間に心室を刺激するよう構成されていてもよい。
態では、心房拡張算出は、心房の寸法(例えば、直径、サイズまたは円周)を測定または推定することを含んでいてもよい。
くつかの実施形態では、心房収縮は、閉じられたAV弁に対して、完全にまたは部分的に起きてもよい。いくつかの実施形態では、心房収縮が圧力および/または力において有効に防止または低減されていてもよい。
常なAV遅延(例えば、心房興奮の50ms前〜120ms後)を有するよう時間調節されていても
よい。いくつかの実施形態では、BPR刺激設定は、1つ以上の心房への少なくとも1つの電
気的なパルスまたは刺激の伝達を含んでいてもよい。いくつかの実施形態では、この少なくとも1つの心房刺激は心房収縮を引き起こしてもよい。いくつかの実施形態では、少な
くとも1つの心房刺激は心房収縮に干渉する場合がある。いくつかの実施形態では、少な
くとも1つの心房パルスが、心房痙攣または他の種類の非効率な心房収縮を引き起こす場
合がある。
動未満内に最小の血圧値に達してもよい。
度はある場合、患者に特有であり、かつ/または、心臓内もしくは心臓上の1つ以上の刺激および/もしくは検知電極の正確な位置に関連する。
a. 本願発明者は、刺激が維持されている間、血圧は、ある時間ののち血圧が増加する
適応パターン(そのいくらかはしばしば、5分未満の、または1分未満でさえある短い時間のうちに起きる)を示すことがあり、(場合によっては少なくとも圧反射ゆえ)刺激前の血圧値近く、または、より高くにさえ達することを発見した。適応は、少なくとも一部が、総末梢抵抗(total peripheral resistance)の増加などの、心臓血管系の特性の変化
に起因していてもよい。本願発明者はさらに、刺激の終了により、刺激前の値に、または、より高い値にさえ、血圧が速やかに戻る結果になること、およびその後、心臓が、それほど刺激されなかった心臓に類似した程度で、血圧低減刺激信号に反応するようになることを発見した。くわえて、複数のBPR刺激設定を備える異なる刺激パターンが、異なる血
圧適応パターンにつながることが発見された。
クを低減または防止するように、および/または心房内圧、心房拡張のいずれか一方もしくは双方を制御するよう構成されている。刺激パターンは、2つより多い異なる刺激設定
をさえ備えていてもよい。いくつかの実施形態での第2の設定は、第1の設定よりも長いAV遅延を有している。いくつかの実施形態での第2の設定は、心房キックを低減し、および
/または心房内圧、心房拡張のいずれか一方もしくは双方を制御するよう構成されていなくてもよい。
いる。プロットされた線に沿った交差(cross)は、各鼓動についてのピークの収縮期血
圧を示している。おおよそ最初のプロットされた2分間に、刺激信号は伝達されなかった
。ご覧のように、患者の最初の血圧は、平均で150mmHgを超えていた。血圧の振幅(約±10mmHg)は、当該技術で公知のように、呼吸周期に起因する。
間隔b-b’中に印加され、第3の刺激パターンが時間間隔c-c’中に印加された。刺激パタ
ーンの中間および第3の刺激パターン後に、心臓は刺激されなかった。
と実現された最小値との間の中間値へと次第に増加した。点a’で、刺激が停止し、170mmHgを超える値への、血圧の即時の行き過ぎが観察された。約1ダースの鼓動内に、血圧は
その最初の範囲に戻った。
前の水準へと回復させるよう働く。心室充満の低減の結果として生じた血圧の低減が、刺激前の血圧の回復へと向けられた圧反射反応を誘発したと想定される場合がある。心臓血管系に対する圧反射の効果は、例えば図2の点a’において明らかである。この点において、心室充満に影響した刺激が後退され、血圧がただちに刺激前の血圧を超えた。これは、心臓血管系に対する圧反射変化(例えば、末梢抵抗が増加し、収縮能が増加した)を指すとみなされる場合がある。刺激が停止し血圧がピークとなった点a’において、この場合
、変化前の水準へと血圧を低下させるために、圧反射は、心臓血管系の1つ以上の特徴を
再び変化させることにより、血圧の増加に反応した。明瞭に理解できるように、血圧の増
加及び減少に対する圧反射フィードバックの反応は、血圧の増加に対する反応が、血圧の減少に対する反応よりも、はるかに速いという点で非対称である。いくつかの実施形態では、低減された充満ゆえの血圧の低減の適応を低減する、または防止さえするために、例えば、本明細書に詳述するように、刺激パターンをそれに応じて制御することにより、圧反射のこの非対称を利用してもよい。
数を、適応応答(adaptation response)を示すプロットされたカーブに当てはめた。関
数は、時間とSysBPとの間の関係を説明しており、以下の式を有している。
式中、(mmHgでの)Pは収縮期血圧を表しており、Pi(mmHg)は、BPR刺激の開始時の第1の平均の低減された血圧であり、DP(mmHg)は、新たな定常状態水準への最初の下落後
の、圧力の増加の量を表す定数であり、k(秒)は応答時間定数であり、eは、自然対数の底(base)である数学定数であり、t(秒)は時間である。
式中、Piは115mmHgであることが分かった。DPは23mmHgであった。Kは15.5秒であった。
。ご覧のように、血圧の低減に現れたこの応答は、BPR刺激に対する応答よりも速かった
。
式中、Piは190mmHgであることが分かった。DPは-35mmHgであった。Kは4.946秒であった。
それにより血圧を低減するよう設計された第1の設定と、通常の心室充満または少なくと
も第1の設定のものよりも高い心室充満を有するよう設計された第2の設定との2つの刺激
設定を有する刺激パターンを使用して、心臓を刺激してもよい。この刺激パターンは、血圧の減少に対する圧反射反応の時定数よりも短い期間の間伝達される第1の設定(BPR)を有するパルスを含んでいてもよい。そのような場合、適応が明らかになり始めてもよく、かつ、血圧が、低減された水準から増加されてもよいが、その刺激前の水準には達しないかもしれない。
、圧反射により引き起こされた血圧の低減を十分利利用できる場合があり、血圧が、刺激
パターンがこの第2の設定に切り替わったよりも前のその水準に戻る場合さえある。この
ようなパターンにおける圧反射の重み付けされた反応は適応を低減または防止してもよいが、平均の圧力は刺激前の水準より低くてもよい。異なる設定を有するパルスの伝達に割り当てられた、時定数および期間の間の関係が、全刺激パターンの間に効果を現す圧反射反応の水準を決定してもよい。所与の刺激設定について、伝達の期間が反応の時定数よりも短くなるよう選択されていると、圧反射は、刺激前の水準へ戻るよう心臓血管系を変化させることができない場合があり、選択された期間が時定数よりも大きいと、圧反射効果が、より顕著になる場合がある。
応する心室の両方へと伝達され、その後、心房刺激のみが人工的に伝達され、かつ心室刺激が伝達されなかった3つの鼓動が続いた。これらの最後の3つの鼓動の間、心室興奮が、〜180msのAV遅延という結果となるAV結節(node)を通る自然なコンダクタンスにより起
きた。この第2の刺激パターンは、既出の時間間隔が持続する間、繰り返された。図4では、カーブに適合する指数関数が、以下であると分かった。
ご覧のように、Piは、かつDPも、第1の刺激パターンの対応する値(図3Aのa-a’)と比較可能であった。しかし、第2のパターンのkは、第1の刺激パターンの時定数の2倍近くであった。この時間間隔において、適応は図3Aにおいてよりも、より遅い比率で起きたが、パターンが刺激パルスの間で切り替わったときに、血圧は、図3Aにおいてよりも、急上昇した。この結果は、交替する刺激設定を有する刺激パターンの使用が適応を低減することを証明している。
、指数関数を当てはめた。
式中、Piは109.7mmHgであることが分かった。DPは22.3mmHgであった。Kは45.4秒であった。ご覧のように、血圧の最初の低減は図3Aに示すもの(Pi=115または109.5)と比較可能であったが、適応時定数(k)はもっと高かった(45.4秒対15.5秒)。これは、図3Aよ
りも約3倍大きな期間の間、低い血圧が維持されたことを意味している。
出できなかった。指数関数型公式(exponential formula)は適合させることができなか
ったが、これは、適応が極端に遅かったこと、または存在しなかったことを示唆している。
ンで、高血圧の患者の心臓が刺激され、それぞれが40msのAV遅延を有する3つのBPRパルスが続いた。刺激は点t1で開始され、点t2で終わった。測定された適応応答はなく、当てはまるカーブは実際に直線であり、時間間隔t1-t2の直前および直後の血圧よりも約31mmHg
低い約112mmHgの固定された平均の低減された血圧を有していた。
えば、いくつかの実施形態では、刺激パターンは、所定の閾値を超えることになる、または所定の範囲内にあることになる血圧の最初の低減(収縮期および/または拡張期の)を
引き起こすよう設定されていてもよい。より詳しい実施形態では、血圧は、少なくとも所与のパーセンテージにより、もしくは少なくとも所与の度量(measure)(例えば、10も
しくは20mmHgまたは30mmHgでさえ)により低減されてもよく、または、血圧は、所与の範囲(例えば、90〜130mmHgのSysBP)内もしくは所与の目標(例えば、130mmHg以下のSysBP)未満となるよう低減されてもよい。いくつかの実施形態では、目標は、延長された期間の間、低減された血圧を、低減された平均の範囲内に維持することを含んでいてもよい。例えば、所定の血圧は、ある期間または多数の鼓動の間、所定の平均の血圧に低減されてもよい。
状態とすることを含んでいてもよい。いくつかの実施形態では、目標は、刺激パルスの間の急上昇の水準をも低減しながら、血圧を低減することを含んでいてもよい。例えば、刺激パターンを、所定の時間間隔の間、血圧を一定の血圧へと低下させるために使用してもよい。いくつかの実施形態では、刺激パターンを、心拍出量(cardiac output)に著しい影響を与えずに、血圧を低下するために使用してもよい。例えば、断続的なBPRパルスを
印加することにより、より高い(または十分でさえある)心房キックを有するパルスがBPRパルスの間に起きるようにする場合がある。より高い(または十分でさえある)心房キ
ックを有するパルスは、BPRパルスが著しく心拍出量を低下させるのを防ぐことができる
。
てもよい。このような間隔は、心拍数が1分につき約80個の鼓動となる約6〜10秒または8
〜14個の鼓動を含んでいてもよい。
な場合、kの、より大きな部分が適用されてもよい。例えば、図3Bに基づき、3〜5個の鼓
動の期間が選択されてもよい(その際、kは約4.9秒となる)。このようにして、例えば、図3Aおよび図3Bに基づき、本願発明者は図4の刺激パターンを印加した。
に一致する第1の試験済みの刺激パターンとして選択されてもよい。
刺激パターンを設定および/または選択するための方法600を、図8に模式的に示す。方
法600は、BPRおよび/またはAC刺激を行うための装置の埋め込み中に、および/または、
装置作動パラメータを調整するために周期的に、および/または、作動中に継続的に、行
われてもよい。方法600は、以下に説明するシステム700により行われてもよい。したがって、システム700は、方法600のステップを行うよう構成されていてもよい。同様に、方法600は、システム700が行うよう構成されたステップを含んでいてもよい。例えば、方法600は、システム700について以下に説明する機能を含んでいてもよい。くわえて、方法600
は、以下図14を参照して説明する装置50により行われてもよい。方法600は、装置50が
行うよう構成されたステップを含んでいてもよい。
序を示唆することを常に意味するわけではない。いくつかの場合、これらの用語は、順序に言及せずに、個々の事象を互いに区別するために使用される。
よい。この目標は、絶対血圧値(例えば、目標血圧範囲、急上昇値の目標閾値、および/
または、所与の時間枠内での急上昇の数もしくは部分)、相対値(例えば、患者の治療前の血圧と比較された、または、複数の試験済みの刺激パターンの間の比較としての)、またはその両方であってもよい。目標血圧値は、血圧値(例えばmmHgで測定された)、および/または、刺激パターンの血圧測定などに適合するよう算定された式と関連付けられた
値であってもよい。この目標血圧値は、他の方法ステップの前、間および/または後に設
定されてもよく、例えば、試験済みの刺激パターンにより到達されない場合は、補正されてもよい。
め込んだときに)所与の患者に適合するよう、すでに選択されていてもよい。第1の刺激
パターンは、第1の時間間隔の間、少なくとも1つの心室で心房キックを低減または防止するように、および/または心房内圧、心房拡張のいずれか一方もしくは双方を制御するように構成された、少なくとも1つの刺激パターンを含んでいてもよい。
、間、および/または後に、1つまたは複数のパラメータを検知することを含んでいても
よい。検知されたパラメータは、収縮による心房内圧の最高値と心室収縮による心房内圧の最高値との重なり合いを評価するために心房内圧を検知することを含んでいてもよい。検知されたパラメータは、1つまたは複数の刺激パターンのそれぞれの伝達(ステップ602)の結果として心房内圧を検知して、刺激により得られる内圧を評価し、所望により、この内圧と、異なる刺激によってまたは刺激なしで得られる内圧の1つまたは複数とを比較
することを含んでいてもよい。所望により、パラメータは、血圧値または血圧に関連するパラメータ(たとえば血圧の変化)を含んでいてもよい。いくつかの実施形態では、検知されたパラメータは、AV弁の閉鎖および/または開放のタイミングおよび/または程度に関連する情報を含んでいてもよい。いくつかの実施形態では、検知されたパラメータは、心臓の心房と心室との間の血流のタイミングおよび/または流量に関連する情報を含んでいてもよい。いくつかの実施形態では、検知されたパラメータは、心臓チャンバ(たとえば、心房および/または心室)の内圧を検知することを含んでいてもよい。いくつかの実施形態では、患者のAV弁の状態または位置(すなわち、開いているか、または閉じている)の検知は、たとえば音声センサを使用して、心音を検知することを含んでいてもよい。いくつかの実施形態では、患者のAV弁の状態の検知は、心臓の動きのドップラー検知および/または撮像を含んでいてもよい。いくつかの実施形態では、患者のAV弁の状態は、血流センサにより検知されてもよい。
よい。いくつかの実施形態では、複数の圧力センサを複数のチャンバに配置してもよい。好ましくは、複数のセンサの測定を組み合わせてもよい。好ましくは、圧力変化、圧力変化の傾向、および/または、圧力変化パターンを使用して、血流に関連する情報を提供し
てもよい。いくつかの実施形態では、異なるチャンバ内での2つ以上のセンサの間の相対
変化を比較することを使用してもよい。
とも一度、または複数回、または継続的にさえ、1つ以上のパラメータが測定されてもよ
い。各刺激パターンは1回よりも多く伝達されてもよい。
の実施形態では、少なくとも1つの刺激パターンが伝達され、対応するパラメータが検知
されると、分析が行われてもよい(604)。複数のパラメータが検知される実施形態では
、検知されたパラメータ値を目標と比較すること、検知されたパラメータを2つ以上の刺
激パターンの間で比較すること、2つ以上の刺激パターンに関連する算定された値(例え
ばk定数)を比較すること、および、追加の検知されたパラメータを2つ以上の刺激パターンの間で比較することを、ステップ604が含んでいてもよい。いくつかの実施形態では、
この最後の関数が実行されて、どの刺激パターンが、より高い駆出率、一回拍出量、心拍出量、および/または、より低いバッテリ使用量を生み出すかを決定及び選択してもよい
。
数の目標範囲に基づき、ステップ605で使用される刺激パターンが選択されてもよい。
てもよく、次いで、ステップ602、ステップ603およびステップ604が繰り返されて、別の
刺激パターンが患者の血圧にどのように影響するかを判断してもよい。次いで、ステップ604で行われた分析に基づき、ステップ605も繰り返されてもよい。
ことを含んでいてもよい。例えば、ステップ605は、第1の刺激設定のパラメータ(例えばステップ602からの時間間隔)を調整することを含んでいてもよい。別の実施形態では、
ステップ605は、少なくとも1つの心室で心房キックを低減または防止するように、および/または心房内圧、心房拡張のいずれか一方もしくは双方を制御するように構成された第1の刺激設定のパラメータを調整することを含んでいてもよい。いくつかの実施形態では
、ステップ605は、第1の刺激設定を、少なくとも所定の量で血圧の低減を引き起こすよう構成された第2の刺激設定となるよう調整することを含んでいてもよい。いくつかの実施
形態では、この所定の量は、例えば約8mmHg〜約30mmHgを含んでいてもよい。いくつかの
実施形態では、この所定の量は、患者の治療前の血圧の約4%であってもよい。例えば、
この所定の量は、患者の治療前の血圧の約4%〜患者の治療前の血圧の約30%であっても
よい。
血圧の即時の低減を引き起こすよう構成された刺激パターンとなるよう調整することを含んでいてもよい。例えば、いくつかの実施形態では、ステップ605は、刺激パターンを、
心臓への電流の印加から約3秒以内に少なくとも所定の量だけ血圧の低減を引き起こすよ
う構成された刺激パターンとなるよう調整することを含んでいてもよい。いくつかの実施形態では、ステップ605は、刺激パターンを、印加された電流の少なくとも5つの鼓動以内に少なくとも所定の量だけ血圧の低減を引き起こすよう構成された刺激パターンとなるよう調整することを含んでいてもよい。いくつかの実施形態では、ステップ605の間に設定
された刺激パターンの結果として生じる血圧の低減は、心臓への電流の印加の1〜3秒以内、または、心臓への電流の印加の1つ、3つまたは5つの鼓動以内に起きてもよい。
じる血圧の低減は、安静時の患者の平均の血圧が、安静時の患者の最初の血圧よりも少なくとも8mmHg低くなるようにされていてもよい。いくつかの実施形態では、ステップ605の間に設定された刺激パターンの結果として生じる血圧の低減は、少なくとも1分間維持さ
れてもよい。いくつかの実施形態では、ステップ605の間に設定された刺激パターンの結
果として生じる血圧の低減は、少なくとも5分間維持されてもよい。いくつかの実施形態
では、血圧は、刺激の開始から5つ未満の鼓動内に、最小の血圧値に達してもよい。例え
ば、ステップ605は、第1の刺激パターンを、血圧の低減を引き起こすよう構成された第2
の刺激パターンとなるよう調整することを含んでいてもよい。いくつかの実施形態では、ステップ605は、第1の刺激パターンを、所定の時間間隔の間血圧の低減を引き起こすよう構成された第2の刺激パターンに調整することを含んでいてもよい。例えば、所定の時間
間隔は、少なくとも1分または少なくとも5分を含んでいてもよい。
るだけ、所定の平均値を超えないよう血圧を維持するよう構成されていてもよい。例えば、この所定の程度は、約20mmHg以下の相違であってもよい。いくつかの実施形態では、この所定の程度は、約1mmHg〜約8mmHgの相違であってもよい。いくつかの実施形態において、患者の血圧は、いくつかの鼓動については所定の平均値を超えていてもよいが、患者の平均血圧は所定の平均値を超えなくてもよい。
変動パラメータに基づいていてもよい。
大きさを低減または制限するよう構成されていてもよい。いくつかの実施形態では、刺激パルスの間の血圧の急上昇は、基礎血圧値のパーセンテージへと低減されてもよい。例えば、第2の刺激パターンは、パルスの間で、血圧が約80%を超えて増加することを防止す
るよう構成されていてもよい。すなわち、第2の刺激パターンは、血圧がパルスの間で約80%を超えて急上昇することを防止するよう構成されていてもよい。いくつかの実施形態
では、第2の刺激パターンは、パルスの間で、血圧における約40%を超える増加を防止す
るよう構成されていてもよい。いくつかの実施形態では、第2の刺激パターンは、パルス
の間で、約10mmHg超〜約30mmHgの血圧の急上昇を防止するよう構成されていてもよい。例えば、いくつかの実施形態では、第2の刺激パターンは、パルスの間で、約20mmHgを超え
る血圧の急上昇を防止するよう構成されていてもよい。
い。複数の刺激パルスの少なくとも1つの刺激パルスが、少なくとも1つの心室で心房キックを低減するように、および/または心房内圧、心房拡張のいずれか一方もしくは双方を制御するように構成された第1の刺激設定を有していてもよい。複数の刺激パルスの少な
くとも1つの刺激パルスが、刺激パルスの間で起きる血圧値の増加が所定の値に制限され
るよう、心房キックの低減または心房拡張の制御に対する圧反射反応を低減するよう構成された、第2の刺激設定を有していてもよい。いくつかの実施形態では、第2の刺激パターンは、約1つの鼓動〜5つの鼓動の間、血圧を増加させて、圧反射反応を引き起こすよう構成されていてもよい。いくつかの実施形態では、第2の刺激パターンは、第1の刺激設定を有する複数の刺激パルスと、第2の刺激設定を有する複数の刺激パルスとを含んでいても
よい。いくつかの実施形態では、刺激パターンの複数の刺激パルスの約1%〜複数の刺激
パルスの約40%の間で、第2の刺激設定を有していてもよい。いくつかの実施形態では、
第2の刺激パターンは、第1の刺激設定を有する複数の刺激パルスと、第2の刺激設定を有
する複数の刺激パルスとを含んでいてもよい。このような実施形態では、刺激パターンの複数の刺激パルスの約1%〜複数の刺激パルスの約40%の間で、第2の刺激設定を有していてもよい。
る、第1の刺激設定を有する刺激パルスの比率は、第1の設定および第2の設定のそれぞれ
の結果として生じる血圧の変化の時定数の比率に基づいていてもよい。いくつかの実施形態では、第1の刺激設定は第1のAV遅延を含んでいてもよく、第2の刺激設定は第2のAV遅延を含んでいてもよく、第1のAV遅延は、第2のAV遅延より短くされている。いくつかの実施形態では、第2の刺激パターンは、第1の刺激設定を有する複数の刺激パルスと、第2の刺
激設定を有する1つ以上の刺激パルスとを含んでいてもよい。いくつかの実施形態では、
第2の刺激パターンは、第2の設定を有する約2個〜約5個の刺激パルスに対して、第1の設
定を有する約8個〜約13個の比率の刺激パルスを含んでいてもよい。いくつかの実施形態
では、第2の刺激パターンは、患者の体からホルモン応答を引き起こすよう構成された刺
激設定を有する少なくとも1つの刺激パルスを含んでいてもよい。いくつかの実施形態で
は、第1の刺激パターンは、患者の体からホルモン応答を引き起こさないよう構成された
刺激設定を有する少なくとも1つの刺激パルスを含んでいてもよい。いくつかの実施形態
では、刺激パターンの所与のシーケンスにおける第1の刺激パターンの前に、第2の刺激パターンが適用されてもよい。
んでいてもよい。例えば、方法600は、2個〜10個の刺激パターンの間で交替することを含んでいてもよい。
患者の血圧に関連する対応する入力データを、刺激パターンのそれぞれについて受信するよう構成された制御器を含んでいてもよい。複数の刺激パターンは、少なくとも1つの心
室で心房キックを低減または防止するように、および/または心房内圧、心房拡張のいずれか一方もしくは双方を制御するように構成された刺激設定を有する少なくとも1つの刺
激パルスをそれぞれ備える少なくとも2つの刺激パターンを含んでいてもよい。少なくと
も2つの刺激パターンは、少なくとも1つの刺激パルスが連続して供給される時間の数または時間の長さだけ、互いに異なっていてもよい。少なくとも2つの刺激パターンは、所定
のAV遅延が連続して起きる時間の数または時間の長さだけ、互いに異なっていてもよい。いくつかの実施形態では、刺激設定は、少なくとも2つの刺激パターンのそれぞれにおい
て、同一であってもよい。いくつかの実施形態では、刺激設定は、少なくとも2つの刺激
パターンのそれぞれについて、同一のAV遅延を含んでいてもよい。いくつかの実施形態では、少なくとも2つの刺激パターンは、少なくとも2つの刺激パターンのそれぞれ内に含まれる1つ以上の刺激設定により、互いに異なっていてもよい。
データに関連する少なくとも1つの血圧変動パラメータを算定する制御器を含んでいても
よい。方法600は、血圧変動パラメータに従って刺激パターンを調整する制御器を含んで
いてもよい。いくつかの実施形態では、方法600は、最良の血圧変動パラメータを有する
刺激パターンとなるよう、刺激パターンを調整する制御器を含んでいてもよい。例えば、最良の血圧変動パラメータは、最低の程度の圧反射を示す血圧変動パラメータを含んでいてもよい。最良の血圧変動パラメータは、所定の範囲内の圧反射を示す血圧変動パラメータを含んでいてもよい。
こすよう構成された刺激設定を有する少なくとも1つの刺激パルスを含んでいてもよいが
、いくつかの実施形態では、第1の刺激パターンは、患者の体からホルモン応答を引き起
こさないよう構成された刺激設定を有する少なくとも1つの刺激パルスを含んでいてもよ
い。
基づいて設定された、少なくとも1つの刺激設定を有していてもよい。
図9は、いくつかの実施形態に係る、血圧を低減するためのシステム700を模式的に示している。システム700は、1つの装置であってもよく、または、好ましくは有線または無線通信により関連付けられた、複数の装置を備えていてもよい。装置は、ハウジング内に配置された、かつ/または、電気的におよび/もしくはワイヤでハウジングに接続された、複数の部品を有していてもよい。図9に示すように、心臓701が、1つ以上の刺激電極702により、システム700に接続されている。刺激電極は、患者の心臓の少なくとも1つのチャンバを、刺激パルスで刺激するよう構成されていてもよい。
されていてもよい。例えば、1つの電極が心房に配置されていてもよく、別の電極が心室
に配置されていてもよい。いくつかの実施形態では、複数の電極702が、単一のチャンバ
に配置されていてもよい。例えば、2つの電極が心房に配置されていてもよく、かつ/または、2つの電極が心室に配置されていてもよい。いくつかの実施形態では、1つの電極が第1のチャンバに配置されていてもよく、かつ、複数の電極が第2のチャンバに配置されていてもよい。
をシステム700に接続するのに使用される。ペーシングリードは、一端にある業界標準IS-1 B1コネクタ(参照基準ISO 5148-3:2013)と、他端にある電極と、それらの間の絶縁さ
れた導体システムとで構成されていてもよい。いくつかの実施形態では、IS-1 B1コネク
タが、ステンレス鋼を2つの電極接点について使用し、かつ、シリコンを絶縁材料として
使用して構成されている。いくつかの実施形態は、絶縁材料としてポリウレタンを使用していてもよい。
への、その接続を制御する。同一のネットワークが、刺激が完了した後に電極に蓄積されてもよい残留電荷の放電をも管理してもよい。同一のネットワークが、双極性(2つの電
極の間)または単極性(1つの電極と刺激装置ハウジングとの間)など、印加される刺激
の種類を制御してもよい。
もよい。例えば、1つの電極を右心室に埋め込み、追加の電極を冠状静脈洞を通じて左心
室に配置した状態、かつ、心室刺激により引き起こされる非同期性(dyssynchrony)を低減するために、システム700が両方の心室の両心室刺激を生成する手段を含んだ状態で、
ペーシング電極を両方の心室に導入することができる。
よび/または電極702は、電源704から電力を引き出してもよい。
で構成されていてもよい。ハウジングは、チタンまたは他の生体適合性材料で形成されていてもよく、電源704、電子機器、および、外部の装置との通信用のテレメータコイル(telemetry coil)または通信モジュール707を含んでいてもよい。電源704は埋め込み可能
な傾斜し密封された一次電池であってもよい。バッテリ化学(battery chemistry)はヨ
ウ化リチウム(lithium-iodine)であってもよい。他の実施形態では、より大きな、または、より小さなバッテリを使用していてもよい。他の実施形態では、Liイオン充電式バッテリなどの充電式バッテリを使用していてもよい。いくつかの実施形態の電子機器は、標準の既製の電子機器(例えばトランジスタおよびダイオード)ならびに/または特注の電
子機器(例えばASIC)で構成されていてもよい。
内の対象となる場所またはその近くに埋め込んでもよい。これらの検知電極は、心臓にパルスを伝達するために使用されるのと同じ電極であっても、または専用の検知電極であってもよい。電気的活性は、プログラム可能なカットオフ周波数により、望ましくないノイズを除去するためにバンドパスフィルタにかけられてもよく、心臓ペースメーカー用の国際規格(参照EN45502-2-1:2003)に準拠していてもよい。心臓チャンバの伝播する活性化により生成された電気信号を増幅するため、および、電気信号が例えば所定の閾値の横断といった特定の基準を満たしたときに活性化の開始を決定するために、電気回路を使用してもよい。信号は例えば、プログラム可能なゲインにより増幅され、次いで、0.2mV(心
房)および0.4mV(心室)のステップでプログラム可能な検出閾値で、閾値検出のために
比較器に渡されてもよい。興奮を検出するこれらの手段は、チャンバでの活性化の実際の開始とその検出との間に、遅延を導入してもよい。これは、検出電極が興奮の起点から離れている場合があり、信号が検出基準を満たすまでにかかる時間が無視できないものである場合があり、5〜50msの範囲にある、または、より多い場合があるからである。このよ
うな場合、興奮の開始のタイミングが、検知された興奮のタイミングに基づいて推定されることがあり、刺激パルスの伝達が、この遅延を相殺するために算定されるであろう。
いる。この患者の活動水準を使用して、患者の必要に基づき、ペーシング度合いおよび/
またはBPR設定および/または刺激パターンを調整してもよい。活動水準を、血圧に対する所望の水準の効果を制御するためにも使用してもよい。例えば、血圧の低減を、高い活動水準で低減して、血圧の増加が必要なときに、よりよい成績を可能にしてもよい。好ましくは、患者が活動していないとき(例えば寝ているとき)血圧は自然に低減してもよく、その場合、所望の閾値未満に血圧を低減することを避けるため、ペーシングを調整してもよい。活動水準は、必要な場合に、よりよい反応を可能にするよう、圧反射に基づき設定を調整するためにも使用してもよい。センサは例えば圧電センサであってもよい。他の実施形態では、MEMSベースの加速度計センサを使用してもよい。他の実施形態では、好ましくは加速度計と組み合わせて、微細な換気センサを使用してもよい。
の刺激パターンを実行するよう構成されていてもよい。いくつかの実施形態では、刺激パルスは、心臓の少なくとも心室に伝達されてもよい。いくつかの実施形態では、刺激パターンは、第1の刺激設定、および第1の刺激設定とは異なる第2の刺激設定を含んでいても
よく、第1の刺激設定および第2の刺激設定は房性刺激を低減もしくは防止し、ならびに/または心房の内圧および/もしくは拡張を制御するように構成されている。いくつかの実施形態では、第1の刺激設定は、第2の刺激設定と異なるAV遅延を有する。いくつかの実施形態において、第1の刺激設定および/または第2の刺激設定は、心房の心房収縮により生じる心房内圧が、心房の受動内圧上昇と時間が重なり合い、それにより、心房収縮により生じる心房内圧と受動内圧上昇との組み合わせによって、刺激がない場合の心房の心房内圧よりも高い心房の心房内圧を提供するように構成されてもよい。いくつかの実施形態では、第1の刺激設定および/または第2の刺激設定は、最高の心房拡張が、刺激を受けていないときの同じ心臓の最高の心房拡張にほぼ等しいか、またはそれより低い値となるように構成されていてもよい。いくつかの実施形態では、第1の刺激設定および/または第2の刺激設定は、AV弁が開いているときに、心房の収縮力が最高になるように構成されている。いくつかの実施形態では、第1の刺激設定および/または第2の刺激設定は、少なくとも1回の心房収縮の仕組みが、先行する自然な心房収縮の仕組みと異なっているように、少
なくとも1回の心房収縮の仕組みを変更するよう構成されている。いくつかの実施形態で
は、第1の刺激設定および/または第2の刺激設定は、少なくとも1つの心房収縮の力を低減するように構成されている。いくつかの実施形態では、第1の刺激設定および/または
第2の刺激設定は、少なくとも1回の心房収縮を防止するよう構成されている。
されていてもよい。制御器703は、(本明細書に記載のように)心房収縮または興奮が起
きたときに検知し、次いで、心室刺激を一定の間隔で、その後に、または将来の予想される心房興奮または収縮の前に伝達するよう構成されていてもよい。この間隔はプログラム可能であってもよい。制御器703はまた、心房を刺激し、次いで、心室刺激を、これもプ
ログラム可能であってもよい固定された間隔で、その後に伝達するよう構成されていてもよい。プログラム可能な間隔は例えば、所望の治療効果を供給する(accommodate)ため
、または、最大-50msの負のAV遅延を与えるためにさえ、2ms〜70msの間で変更されてもよい。
ていてもよい。例えば、制御器703は刺激パターンを2回繰り返してもよい。別の実施形態では、制御器703は、1時間の期間に、刺激パターンを少なくとも2回繰り返すよう構成さ
れていてもよい。制御器703により繰り返される刺激パターンは、あらゆる種類の刺激パ
ターンを含んでいてもよい。例えば、刺激パターンは、少なくとも1つの心室で心房キッ
クを低減または防止するように、および/または心房内圧、心房拡張のいずれか一方もしくは双方を制御するように構成された刺激設定を含んでいてもよい。別の実施形態では、刺激パターンは、少なくとも1つの心室で心房キックを低減または防止するように、およ
び/または心房内圧、心房拡張のいずれか一方もしくは双方を制御するようにそれぞれが構成された、2つの異なる刺激設定を含んでいてもよい。これらの2つの刺激設定は、例えばAV遅延により、1つ以上のパラメータによって異なっていてもよい。
間であってもよい。いくつかの実施形態では、時間間隔は1年以上であってもよい。
少なくとも1つの心室で心房キックを低減または防止するように、および/または心房内
圧、心房拡張のいずれか一方もしくは双方を制御するように構成された第1の刺激設定を
含んでいてもよい。例えば、1つ以上の連続した刺激パターンは、時間間隔の約50%〜時
間間隔の約100%の間、少なくとも1つの心室で心房キックを低減または防止するように、および/または心房内圧、心房拡張のいずれか一方もしくは双方を制御するように構成された第1の刺激設定を含んでいてもよい。別の実施形態では、1つ以上の連続した刺激パターンは、時間間隔の約50%〜時間間隔の約85%の間、少なくとも1つの心室で心房キック
を低減または防止するように、および/または心房内圧、心房拡張のいずれか一方もしくは双方を制御するように構成された第1の刺激設定を含んでいてもよい。いくつかの実施
形態では、1つ以上の連続した刺激パターンは、時間間隔中の少なくとも1つの鼓動の間、第1の刺激設定よりも長いAV遅延を有する第2の刺激設定を含んでいてもよい。
第3の刺激設定を含んでいてもよい。第2の刺激設定および/または第3の刺激設定はそれぞれ、第1の刺激設定と異なっていてもよい。いくつかの実施形態では、第2の刺激設定および/または第3の刺激設定はそれぞれ、少なくとも1つの心室で心房キックを低減または防
止するように、および/または心房内圧、心房拡張のいずれか一方もしくは双方を制御するように構成されていてもよい。いくつかの実施形態では、第2の刺激設定および/または第3の刺激設定はそれぞれ、少なくとも1つの心室で心房キックを低減または防止しないように、および/または心房内圧、心房拡張のいずれか一方もしくは双方を制御しないよう
に構成されていてもよい。いくつかの実施形態では、第2の刺激設定および/または第3の
刺激設定は、時間間隔の約0%〜時間間隔の約50%を含んでいてもよい。いくつかの実施
形態では、第2の刺激設定および/または第3の刺激設定は、時間間隔の約0%〜時間間隔の約30%を含んでいてもよい。いくつかの実施形態では、第2の刺激設定および/または第3
の刺激設定は、時間間隔の約0%〜時間間隔の約20%を含んでいてもよい。いくつかの実
施形態では、第2の刺激設定および/または第3の刺激設定は、時間間隔の約5%〜時間間隔の約20%を含んでいてもよい。
に高かった。このようなタイプの場合において、BPが異常に高くなることが予想される時間帯(すなわち、必要がある場合、または必要性が予想される場合)の間だけ、房性刺激を低減するように構成されたパルスを伝達し、および/または、AC刺激を提供するようにデバイスを設定することが好ましくてもよい。
タ点を有する線により表す)は、夜間(午後2時から午前7時まで)異常に高いことが分かった。日中のBPの上昇は、正常範囲内であり、患者の活動の増加に起因していてもよい。所望により、この患者は、夜間だけ治療の必要があると仮定されてもよく、デバイスはそれに従って刺激を伝達するように設定されてもよい。所望により、この患者は、日中は治療の必要がないと仮定されてもよく、デバイスは、血圧の上昇が日中に測定されても、このような上昇は血圧を下げる治療の伝達を誘発すべきではないように設定されてもよい。所望により、デバイスは日中の血圧を測定しないように設定されてもよい。図22に示す実施例では、患者はその後、鼓動10回分に対しては15msのAV遅延で心房および心室の両方をペーシングし、次に、鼓動3回分に対して40msのAV遅延で心房および心室をペーシングす
るという設定を有する血圧低減パルスを用いて治療された。治療の伝達は、毎日午後3時
に開始され、13時間継続される。結果として得られるBPをプロットしたが(図22において丸いデータ点を有する線により表される)、見て分かるように、BPは本質的に1日中正常
範囲内にあり、治療前よりもはるかに小さい変動が表されている(治療下では、BPは約30mmHg以下しか変動しなかったが、未治療のBP範囲は、40mmHg超変動した)。
の実施形態では、血圧はデバイスの作動中に連続的または断続的に測定され、それに応じて、所望の血圧低下を生じさせる刺激パラメータをその後決定する。
御するように構成された第1の刺激設定を有する10個〜60個の刺激パルスのシーケンスを
含む1つ以上の連続した刺激パターンを施すよう構成されていてもよい。いくつかの実施
形態では、制御器703は、10個〜60個の刺激パルス内に埋め込まれた1個〜10個の鼓動のシーケンスを含む1つ以上の連続した刺激パターンを施すよう構成されていてもよく、1個〜10個の鼓動のシーケンスは、第1の刺激設定よりも長いAV遅延を有していてもよい。例え
ば、10個〜60個の刺激パルスは、第1の刺激設定を有する5つの刺激パルスと、それに続く、第1の刺激設定よりも長いAV遅延を有する1つの鼓動と、それに続く、第1の刺激設定を
有する50個の刺激パルスとを含んでいてもよい。1個〜10個の鼓動のシーケンスは、少な
くとも1つの心室で心房キックを低減または防止するように、および/または心房内圧、
心房拡張のいずれか一方もしくは双方を制御するように構成された第1の刺激設定を有す
る、少なくとも1つの刺激パルスを含んでいてもよい。1個〜10個の鼓動のシーケンスは、自然なAV遅延を含んでいてもよい。1個〜10個の鼓動のシーケンスは、刺激なしに起きて
もよい。
では、このようなセンサ705は、心臓の電気的活性を検知するための1つ以上の検知電極を含んでいてもよい。いくつかの実施形態では、1つ以上の検知電極は、1つ以上の刺激電極702を含んでいてもよい。いくつかの実施形態では、センサ705は、1つ以上のセンサ(埋
め込みもしくは外部の)を含んでいてもよい。いくつかの実施形態では、1つ以上のセン
サ705は、心臓に(例えば心房および/または心室に)埋め込まれた1つ以上の圧力センサ
を含んでいてもよい。いくつかの実施形態では、センサ705は、1つ以上の血流センサ(埋め込みもしくは外部の)を含んでいてもよい。例えば、1つ以上のセンサ705は、AV弁を通る血流の超音波検知を含んでいてもよい。いくつかの実施形態では、センサ705は、AV弁
の閉鎖のタイミングを監視するよう構成された1つ以上のセンサを含んでいてもよい。こ
れらのセンサの1つ以上が、制御器とともに閉ループとして作動するよう構成されていて
もよい。
よい。例えば、患者の血圧に関連する入力データは、1つ以上の時点で測定されたBPを示
す、もしくはBPの変動(例えば、変化の程度および/もしくは変化の比率もしくは経時的
な血圧の変化を表す関数)を示すデータ、ならびに/または、BPもしくはBPの変動、最大
および/もしくは最小のBP値に関連する統計的なデータを含んでいてもよい。
により記録された、かつ/またはシステムにより受信されたデータの表示を含んでいても
よい。これは、検知されたパラメータ、ならびに/または、検知されたパラメータと作動
情報(刺激パターン設定、および/もしくは、所与のペースと検知された情報との間の相
対的なタイミングなど)との間の関係を含んでいてもよい。
る市販のラップトップコンピュータ(例えばWindows(登録商標)ベースのコンピュータ
)を備えていてもよい。ソフトウェアアプリケーションは、埋め込み可能な刺激装置との通信用にテレメータ回路(telemetry circuit)を含む手で持てるワンド(棒)に接続さ
れたインターフェースに伝達されることになる命令を生成するために機能してもよい。ワ
ンドに送られる命令は、刺激パラメータを設定するため、かつ/または、装置の診断メッ
セージ、装置のデータ、心臓のデータおよびリアルタイムの心臓検知を回収するために使用されてもよい。インターフェースは、3リードECGの接続をも可能にし、このデータは、ソフトウェアアプリケーションにより、ラップトップコンピュータスクリーンに表示される。他の実施形態では、3リードECG電子回路が含まれていなくてもよく、または、12リードECG電子回路が含まれていてもよい。他の実施形態では、ワンド、インターフェースお
よびラップトップコンピュータの機能性を、3つの機能すべてを果たすハードウェアの専
用部品に組み込んでもよい。他の実施形態では、また、印刷能力をユーザインターフェース708に追加してもよい。
ムに対する制御命令のセット(例えば目標値および/もしくは範囲、ならびに/または、他の制限もしくは命令)を供給できるように構成されていてもよい。好ましくは、インターフェース708は、ユーザが、1つ以上のセンサ705からのデータ(例えば、手動の血圧測定
の結果および/または超音波監視の結果)を入力することを可能にしてもよい。
パターンの設定および/もしくは選択に拘束を加えることを可能にしてもよい。
は、センサ705からの検知されたパラメータおよび/またはインターフェース708からの入
力データを処理して、システム700による伝達用に刺激パターンを選択するよう構成され
ていてもよい。好ましくは、プロセッサ706は、検知されたパラメータを分析するよう、
かつ、刺激パターンの選択および/または評価に使用されることになる情報および/または式定数(formula constant)を抽出するよう構成されていてもよい。
あってもよい。いくつかの部品(またはその一部)が埋め込まれ、他が埋め込まれていないとき、部品の間の通信は、本質的に当該技術で公知の有線および/または無線の手段に
より行われてもよい。例えば、制御器703および/またはプロセッサ706の両方の、いくつ
かまたは全ての機能が、体の外側で行われてもよい。システム700のいくつかの部品を患
者の体の外部に置くことで、埋め込みの装置の寸法および/もしくはエネルギー必要量の
低減を、ならびに/または、システムの計算能力の向上を支援してもよい。
含んでいてもよい。例えば、システム700は、両心室ペーシングまたは心臓再同期療法(resynchronization therapy)を可能にして、心室刺激により引き起こされることのある非同期性を低減する、1つ以上のアルゴリズムおよび/または電極を含んでいてもよい。いくつかの実施形態では、システム700は、心拍出量の、起こり得る低減を相殺するための1つ以上のアルゴリズムを含んでいてもよい。このようなアルゴリズムは、心拍出量を増加させるために、または、心拍出量を制御するための、当該技術で公知の他の方法を実施するために、心拍数を変化させてもよい。いくつかの実施形態では、システム700は、特定の
状況への反応として、心拍数の変化に影響するレート応答(rate response)アルゴリズ
ムを含んでいてもよい。例えば、システム700は、運動、換気活動および/または酸素消費量の水準の変化に対する反応として、心拍数の変化に影響するレート応答アルゴリズムを含んでいてもよい。
、患者が運動していて患者の血圧が低減されていない状態で、アルゴリズムは刺激をオフにしてもよい。いくつかの実施形態では、システム700は、リアルタイムのクロック(時
計)を含んでいてもよい。このようなクロックは、刺激のタイミングを制御するのに使用されてもよい。例えば、システム700は、一日の時間に応じて刺激をオンおよびオフにす
るアルゴリズムを含んでいてもよい。この種のアルゴリズムは、患者が眠っている夜の間に、低血圧を防止するために使用されてもよい。
房および心室に刺激パルスを伝達するよう構成された刺激回路と、刺激回路に結合されたプロセッサ回路とを含んでいてもよい。プロセッサ回路は、検知に基づき患者の心拍数を検出し、かつ、心房および心室の少なくとも一方のそれぞれに刺激パルスが供給される作動モードで作動するよう構成されていてもよい。刺激パルスは、検知された興奮率よりも高い率で伝達されてもよく、心房の刺激の約50ms前〜約70ms後の間の時間に、心室を刺激するよう構成されていてもよい。
房興奮の約50ms前〜約10ms後の間の時間に刺激される、作動モードで作動するよう構成されていてもよい。予測されたタイミングは、2つの先行する検知された心房興奮の間の時
間間隔と、心房興奮の間の、先行して検知された時間間隔に基づくことになる関数とに基づいていてもよい。この関数は、時間間隔の変化、時間間隔の変化率、および/または、
時間間隔の周期的な変動の検出(例えば、呼吸による周期的な変動)を含んでいてもよい。
、インピーダンスセンサ、超音波センサ、および/または1つ以上の音声センサ、および/
または1つ以上の血流センサからなる群から選択されていてもよい。追加のセンサは埋め
込み可能であってもよい。
いくつかの実施形態は、血圧は、心房興奮の少なくとも一部の間に、少なくとも1つのAV弁の閉鎖を引き起こすにより低減することができるという、発明者の理解に由来してい
る。これは心室の充満に対する心房の収縮の貢献を低減し、または防止しさえし、その結果、閉鎖の終わりに心臓充満を低減し、その結果、血圧を低減することになる。
心房収縮の開始前に始まることになるよう、時間調節される。これは、心房興奮の開始前に心室を興奮させることを含んでいてもよい。AV弁が閉じられた状態で起きる心房興奮のパーセンテージが高くなると、心房キックは、より多く低減される。心房および心室の両方の刺激により、閉じられた弁に対して起きる心房収縮のパーセンテージの、よりよい制御が提供されてもよい。
は10ms以内にさえ、閉じられてもよい。いくつかの実施形態では、AV弁は、心房の機械的な収縮の開始前に閉じられてもよい。例えば、AV弁は、心房の機械的な収縮の開始前5ms
以内に閉じられてもよい。いくつかの実施形態では、AV弁は、機械的な収縮の開始と同時に閉じられてもよい。いくつかの実施形態では、AV弁は、心房の機械的な収縮の開始後に閉じられてもよい。例えば、AV弁は、心房の機械的な収縮の開始後5ms以内に閉じられて
もよい。
もよい。例えば、AV弁は、少なくとも1つの心房の収縮の開始後、約0ms〜約70ms閉じられ
てもよい。いくつかの実施形態では、AV弁は、少なくとも1つの心房の収縮の開始後、約0ms〜約40ms閉じられてもよい。いくつかの実施形態では、AV弁は、少なくとも1つの心房
の収縮の開始後、約0ms〜約10ms閉じられてもよい。いくつかの実施形態では、AV弁は、
少なくとも1つの心房の収縮の開始後、約0ms〜約5ms閉じられてもよい。
かの実施形態では、AV弁は、心房興奮の開始後に閉じられてもよい。例えば、AV弁は、心房興奮の開始後、約40ms〜約170ms閉じられてもよい。例えば、AV弁は、心房興奮の開始
後、約40ms〜約110ms閉じられてもよい。別の実施形態では、心房興奮の開始後、約40ms
〜約80ms閉じられてもよい。例えば、AV弁は、心房興奮の開始後、約40ms〜約75ms閉じられてもよい。例えば、AV弁は、心房興奮の開始後、約40ms〜約50ms閉じられてもよい。
に伝達されることになる場合、システムが、次の予想される検知事象の40ms前〜次の予想される検知事象の30ms後または次の予想される検知事象の30mms後の間に、パルスを伝達
するよう設定されてもよい。同様に、刺激パルスが、心房興奮の開始の0〜50ms前に、心
室に伝達されることになり、同じ20〜40msの検知遅延が想定される場合、システムが、次の予想される検知事象の40ms前〜次の予想される検知事象の90ms前の間に、パルスを伝達するよう設定されてもよい。検知遅延は、興奮の開始の場所と検知電極との間の距離、電気信号の水準、検知回路の特徴、および検知事象の閾値セットの1つ以上のためであって
もよい。遅延は、例えば、興奮の起点から電極位置への信号伝播の持続、検知回路の周波数応答に関連する持続、および/または、信号伝播エネルギーが検知回路により検出可能
な水準に達するのに必要な持続を含んでいてもよい。遅延は有意であってもよく、かつ、例えば約5ms〜約100msの間で変動してもよい。
遅延と、心房がペーシングされ心室が検知されたときのAV遅延との間の時差を使用することである。別の手法では、設定された閾値、信号強度および周波数成分に基づく増幅器応答時間の算定を使用してもよい。他の手法では、血圧に対する効果が、所望のAV遅延により心房および心室の両方をペーシングすることにより得られる効果と同じになるまで、心房検知とともに使用する遅延を変更することを含んでいてもよい。
閉じられてもよい。例えば、AV弁は、少なくとも1つの心房の興奮または収縮の開始の約0ms〜約5ms前以内に閉じられてもよい。いくつかの実施形態では、AV弁は、少なくとも1つの心房の興奮または収縮の開始と同時に閉じられてもよい。
ような実施形態では、刺激パターンを供給することに代えて、またはそれに加えて、AV弁の上記閉鎖が、埋め込まれた弁の機能を制御することにより達成されてもよい。
味している。この場合、心房収縮は少なくとも部分的に、閉じられたAV弁に対して起きてもよい。これは、心室において生成された圧力が、心房内の圧力よりも大きくなる場合があるためである。心室収縮の開始後の短い時間に、心室の圧力は心房の圧力を超えてもよく、弁の受動的な閉鎖につながってもよい。この弁の閉鎖は、心房キックを低減し、または消去さえしてもよく、次いで心室充満を低減してもよい。結果として、心室収縮の力が低減されてもよく、血圧が降下してもよい。
収縮が心房収縮の開始前に始まるように、時間調節されている。これは、心房興奮の開始前に心室を興奮させることを含んでいてもよい。
縮するよう、心臓の少なくとも1つの心室の収縮を引き起こすための方法が提供される。
この目的を実現する1つの手法は、対応する心房の興奮の開始の約50ms前〜約70ms後の間
の時点で心室を興奮させることによっている。いくつかの実施形態では、少なくとも1つ
の心室の興奮の開始と、対応する心房の興奮の開始との間の時間間隔は、ゼロであってもよい。すなわち、少なくとも1つの心室についての興奮の開始は、対応する心房の興奮の
開始と同時に起きてもよい。いくつかの実施形態では、心室の興奮の開始は、心房興奮の開始の約0ms〜約50ms前に起きてもよい。いくつかの実施形態では、心室の興奮の開始は
、少なくとも1つの心房の興奮の開始の少なくとも約2ms前〜少なくとも約2ms後に起きて
もよい。いくつかの実施形態では、心室の興奮の開始は、少なくとも1つの心房の興奮の
開始の少なくとも約10ms前〜少なくとも約10ms後に起きてもよい。いくつかの実施形態では、心室の興奮の開始は、少なくとも1つの心房の興奮の開始の少なくとも約20ms前〜少
なくとも約20ms後に起きてもよい。いくつかの実施形態では、心室の興奮の開始は、少なくとも1つの心房の興奮の開始の少なくとも約40ms前〜少なくとも約40ms後に起きてもよ
い。
の開始前約0ms〜約50msの間に心室興奮を開始させて、それにより、心室充満量を治療前
の心室充満量から低減し、かつ、患者の血圧を治療前の血圧から低減する作動モードで、刺激回路に結合されたプロセッサ回路を作動させるステップとを含んでいてもよい。このような実施形態では、心房興奮が検知されて、心房興奮の開始を判断してもよい。心房興奮の開始と心房興奮が検知された瞬間との間の時間間隔は公知であってもよく、心房興奮の開始のタイミングを算定するのに使用されてもよい。例えば、心房興奮が、心房興奮の開始の20ms後に検知され、心室が、心房興奮の開始の40ms前に刺激されることになるのが公知であれば、心室は、心房興奮の、予想される検知の60ms前に刺激されることになる。
の開始前約0ms〜約50msの間に心房興奮を開始させて、それにより、心室充満量を治療前
の心室充満量から低減し、かつ、患者の血圧を治療前の血圧から低減する作動モードで、刺激回路に結合されたプロセッサ回路を作動させるステップを含んでいてもよい。例えば、プロセッサ回路は、1つ以上の興奮性のパルスが患者の心室に供給される約0ms〜約50ms前に、1つ以上の興奮性のパルスが心房に伝達される作動モードで作動するよう構成され
ていてもよい。このような実施形態では、ペーシングは、心房興奮を検知することに依存せずに時間調節されていてもよい。好ましくは、このような実施形態では、自然な興奮が起こる前に1つ以上の興奮性のパルスが確実に心房に伝達されるようにするために、心房
興奮が検知される。好ましくは、本来の心房興奮率が本来の心室興奮率よりも低いときに、心房興奮は、心室興奮の開始後約0ms〜約50msの間に開始するよう設定される。
心室興奮の開始後約0ms〜約50msの間に心房興奮を開始させて、それにより、心室充満量
を治療前の心室充満量から低減し、かつ、患者の血圧を治療前の血圧から低減する作動モードで、作動するよう構成されていてもよい。例えば、プロセッサ回路は、1つ以上の興
奮性のパルスが患者の心室に供給されてから約0ms〜約50msの間に、1つ以上の興奮性のパルスが心房に伝達される作動モードで作動するよう構成されていてもよい。このような実施形態では、ペーシングは、心房興奮を検知することに依存せずに時間調節されていてもよい。好ましくは、このような実施形態では、自然な興奮が起こる前に1つ以上の興奮性
のパルスが確実に心房に伝達されるようにするために、心房興奮が検知される。好ましくは、本来の心房興奮率が本来の心室興奮率よりも低いときに、心房興奮は、心室興奮の開始後約0ms〜約50msの間に開始するよう設定される。
る。図10Aでは、点101の前で、心臓は自然に拍動でき、ECG、LVPおよびAPがトレースされた。点101で、心室ペーシングが開始された。心室は、心房興奮の開始の2ms後にペーシングされた。このペーシングは、ECGの即時の変化を引き起こし、これにはLVPおよびAPの両方の低下が付随した。ペーシングは、心房収縮の開始と心室ペーシングの開始との間、ペーシングが止まった図10Bの点103まで、2msの時間間隔で続いた。見てわかるとおり、ペ
ーシングが停止するとただちに、ECG、LVP、およびBPのすべてが、本質的にペーシング前と同じ値に戻った。
ーシングの開始との間が、2msの時間間隔でペーシングされたときの(図11B)、高血圧の犬の心臓を示している。これらの図はそれぞれ、心臓のECG、右心室圧(RVP)、RVPの拡
大部分および右心房圧(RAP)の追跡を示している。
とで、RVPの急激な増加が見える。これは心室収縮の現れである。より高い倍率で観察す
ると、心房収縮および血圧の低減と同時に起こり、かつ、血液が心房からチャンバへと移る結果である、より早く、より小さいRVPの増加が、RVPのこの急激な増加に先行する。これが心房キックである。図11Bでは、ペーシングが2msの時間間隔であり、P波がECGにおいて本質的に注目に値せず、電気的な刺激装置の人為構造が認識可能である。この場合の心房キックは、右心室圧の拡大された追跡上では識別できない。これは、心房収縮が、心室収縮の開始と同時に、またはその少しあとにさえ起きたためである。
の120msの時間間隔で、ペーシングされた。追跡は、心臓のECG、左心室圧(LVP)、右心
室圧(RVP)、RVPの倍率および右心房圧(RAP)を示している。追跡点105および107に対
応して拡大されたRVPの追跡部分に見られるように、60msの時間間隔でのペーシング中の
心房キックは非常にわずかであり、心室の収縮は心房収縮のピークの少しあとに始まる。この場合、心室充満に対する心房キックの貢献は著しく低減されるが、完全に除去されることはなく、他方、心房収縮のピークは閉じられた弁に対して起こらず、心房拡張は増加しない。120msの時間間隔でのペーシング中に、心房キックが明瞭に見られる(拡大され
た追跡RVPにおける部分109)が、心室収縮の開始およびAV弁の閉鎖は心房収縮の完了前に起こり、それによって、心室充満に対する心房キックの貢献がわずかに低減される。
パルスが検知され、心室パルスが2msのAV遅延でペーシングされた。間隔e-e’中、心房および心室の両方が2msのAV遅延でペーシングされた。間隔f-f’中、心房および心室の両方が40msのAV遅延でペーシングされた。間隔g-g’中、心房および心室の両方が20msのAV遅
延でペーシングされた。間隔h-h’中、心房および心室の両方が80msのAV遅延でペーシン
グされた。この例に示すように、間隔d-d’と間隔e-e’とを比べると、心房活動がまさに検知されたときよりも、心房が間隔e-e’中にペーシングされるときのほうが、血圧が低
減される。この例にさらに示すように、間隔e-e’、間隔f-f’、間隔g-g’および間隔h-h’を比べると、より短いAV遅延のほうが、より長いものよりも、血圧の低減をより多く引き起こした。例えば、間隔g-g’(20msのAV遅延)は、間隔e-e’(2msのAV遅延)よりも
高い血圧を示している。この例の結果から分かるように、血圧の変化は少なくとも一部が、異なるAV遅延により引き起こされてもよく、これは、閉じられた弁に対する、心房収縮の異なるパーセンテージにつながる。
血圧を低減するための方法40を図13に模式的に示す。方法40は、以下に説明する、図14の装置50により行われてもよい。したがって、装置50は、方法40のいずれかの、またはすべてのステップを行うよう構成されていてもよい。同様に、方法40は、装置50が行うよう構成されたいずれのステップを含んでいてもよい。例えば、方法40は、装置50に関して上述した機能のいずれかを含んでいてもよい。方法40は、方法600からのいずれのステップ
を含んでいてもよい。同様に、方法600は、方法40からのいずれのステップを含んでいて
もよい。方法40は、システム700が行うよう構成されたいずれのステップを含んでいても
よい。システム700は、方法40のいずれかの、またはすべてのステップを行うよう構成さ
れていてもよい。
印加することにより、かつ/または、少なくとも1つの心房と対応する心室との間で人工弁を駆動して閉じることにより、行ってもよい。いくつかの実施形態では、ステップ43からステップ41へと戻る逆矢印により示すように、ステップ41、ステップ42およびステップ43を繰り返してもよい。いくつかの実施形態では、興奮性電流を、同時にまたは連続して、両方の心室に印加してもよい。両方の心室が連続してペーシングされている、いくつかの実施形態では、少なくとも1つの心房(例えば右心房)の興奮の開始と、ペーシングされ
ることになる対応する心室(例えば右心室)の興奮の開始との間で、時間間隔が測定されてもよい。時間間隔がゼロまたは負に設定されている、いくつかの実施形態では、ステップ43が、ステップ41の前またはステップ41と同時に行われてもよい。いくつかの実施形態では、時間間隔はミリ秒で測定されてもよい。
始、または少なくとも1つの心室の興奮の開始から測定される。好ましくは1つ以上のチャンバの興奮のタイミング(例えば、興奮の開始)は、例えば、1つ以上の先行する心臓サ
イクルにおけるタイミングに基づいて推定され、1つ以上の興奮刺激が、推定されたタイ
ミングの前および/または後に、所望の時間間隔で、同じおよび/または異なるチャンバに伝達される。
について停止し、次いで再び適用してもよい。例えば、方法40を、5〜15個の鼓動につい
て適用し、2〜5個の鼓動について停止し、次いで再開してもよい。いくつかの実施形態では、適用/適用の回避のパターンは、より複雑でもよく、好ましくは、所定のアルゴリズ
ムに基づいていてもよい。例えば、アルゴリズムが、単純に刺激を停止および開始するのではなく、刺激のパラメータを調整してもよい。いくつかの実施形態での方法40の適用により、鼓動の間の心室充満が低減され、それにより、駆出概要(ejection profile)が場
合により低減される。本明細書での使用では、心臓の駆出概要が、所与の期間に心臓によりポンピングされた血液の全量となっている。いくつかの実施形態では、方法40の断続的な適用が、心臓の駆出概要の低減を打ち消すために適用されてもよい。
一部、および/または患者の体からのフィードバックパラメータを検知する、ステップ44
を含んでいてもよい。例えば、心房キックの1つ以上、(例えば動脈での)血圧、心室圧
、および/または心房圧を、直接または間接に監視することにより、フィードバック情報
を取得してもよい。いくつかの実施形態では、フィードバック情報は、追加でまたは代替的に、心房が収縮する時間およびAV弁が閉じる時間および/または心室が収縮する時間の
間の重なりの程度を含んでいてもよい。例えば、心臓の活動の超音波画像診断(ultrasound imaging)により、または心エコー図(echocardiogram)(ECHO)の生成により、心臓の活動を検知するために、例えば、超音波センサを使用してもよい。
、超音波センサを使用することを含んでいてもよい。好ましくは、ステップ44は、左心房の収縮および左心室への血流に対応したA波を検知するために、超音波センサを使用する
ことを含んでいてもよい。
では、時間間隔は、ステップ41中に、まず第1の値に設定されてもよく、ステップ44中に
行われるフィードバック検知に基づいて、時間間隔は、フィードバック値が所与の範囲内(または所与の値の上または下)になるまで、ステップ45の間、低減または増加されてもよい。例えば、収縮期血圧が100mmHgより上および/もしくは140mmHgより下になり、かつ/または、拡張期血圧が90mmHgより下および/もしくは60mmHgより上になる時間まで、時間
間隔を調整してもよい。
置の埋め込みにより)提供したときに、ステップ44およびステップ45を行ってもよい。調整するステップは、周期的に(例えば、検査中に看護者により)繰り返されてもよく、かつ/または、断続的に(例えば、1時間に一度、もしくは、心室ペーシング刺激の2、3回の適用おきに)繰り返されてもよい。いくつかの実施形態では、1つ以上の検知されたパラ
メータが、所定の期間を超える期間、事前設定した範囲を超えたことを、フィードバック情報が示唆しているときに、ステップ45を行ってもよい。
、ならびに/または血圧を、該技術分野で公知の任意の方法を使用して検出してもよく、
またフィードバック制御として使用してもよい。いくつかの実施形態では、興奮の開始を、1つまたは複数の心室への興奮性刺激の伝達のために、トリガーとして使用してもよい
。検知された情報を、デバイスのタイミング間隔の調整において、追加で、または代わりに使用してもよい。
が過ぎたのちに、検知されたフィードバック情報に基づいて、再び起動されてもよい。
ここで、一つの実施形態に係る装置50を模式的に示す、図14を参照する。装置50は、本明細書中で説明するいくつかの修正をした状態で、当該技術で本質的に公知の仕方で、構成されていてもよく、かつ、心臓ペースメーカーに類似の部品を有していてもよい。好ましくは、装置は埋め込み可能とされている。好ましくは、装置は、心臓の追加のおよび/
または代替的な電気的治療(例えば除細動)を提供できる部品を備えている。装置50は、好ましくは本明細書中で説明するいくつかの修正をした状態で、埋め込み可能なペースメーカーについて当該技術で本質的に公知な仕方で、患者の体における埋め込み用に構成されていてもよい。装置50は、システム700の部品を含んでいてもよく、システム700は、装置50の部品を含んでいてもよい。
テレメトリユニット56を備えてもよい。本体51は、デバイスの複数のコンポーネントを収容するためのハウジングを備えてもよい。コントローラ52は、デバイスの動作を制御するよう構成されていてもよく、また、本明細書に開示される実施形態および方法のいずれかを実施してもよい。たとえば、コントローラ52は、刺激パルスの伝達を制御してもよい。いくつかの実施形態では、電源53は、バッテリを含んでもよい。たとえば、電源53は、充電式バッテリを含んでもよい。いくつかの実施形態では、電源53は、誘導により充電可能なバッテリを含んでもよい。いくつかの実施形態では、テレメトリユニット56は、1つま
たは複数の他のユニットおよび/またはコンポーネントと通信するよう構成されていてもよい。たとえば、テレメトリユニット56は、外部のプログラマ、および/または作動中にデバイス50に記録されたデータを受信するための受信ユニットと通信するよう構成されていてもよい。
いても、それに取り付けられていても、および/または、それと接続可能とされていても
よい。いくつかの実施形態では、電極は、少なくとも1つの心室をペーシングするよう構
成された心室電極561を含んでいてもよい。くわえてまたは代替的に、装置は、好ましく
は有線または無線で、少なくとも1つの埋め込みの人工弁562に接続されていてもよい。くわえて、装置50は、1つ以上の心房をペーシングするための1つ以上の心房電極57、および/または、心房興奮の開始を検知するための1つ以上の心房センサ58、および/または、他
のフィードバックパラメータを提供するための1つ以上のセンサ59を備えていてもよい。
or)を備えていてもよい。センサ59は、メカニカルセンサおよび/または電子センサ(例
えば、超音波センサ、電極および/またはRFトランシーバ)を含んでいてもよい。いくつ
かの実施形態では、センサ59は、テレメータを介して、装置50と通信してもよい。
で、心臓に対して位置決めされていてもよい。例えば、心室電極は、心室の1つ以上の内
および/または近くに配置されていてもよい。いくつかの実施形態では、心房電極57は、
心房の1つ以上の内および/または近くに配置されていてもよい。いくつかの実施形態では、心房電極57は、心房興奮または減極の早期の検出を提供するよう選択された1つ以上の
位置で、1つ以上の心房に取り付けられていてもよい。例えば、いくつかの実施形態では
、心房電極57は、洞房(SA)結節の位置に近い右心房に取り付けられていてもよい。
ていてもよい。いくつかの実施形態では、この位置は、ヒス束に近い心室中隔(ventricular septum)にある。心室電極561は、追加でまたは代替的に、心臓の心外膜または冠状
静脈(coronary vein)に配置されていてもよい。好ましくは非同期性を低減するために
、1つよりも多い電極を心室に配置して、両心室ペーシングを提供することができる。
ス発生器または刺激回路を含んでいてもよい。パルス発生器または刺激回路は、従来のペースメーカーのいくつかのまたはすべての標準の性能を含んでいてもよい。制御器52は、パルス発生器または刺激回路を制御するよう構成されていてもよい。心房センサ58(および好ましくは、他の心臓チャンバを検知するよう構成された他の電極センサ)は、心臓の電気的活性を増幅し、かつ、特定のチャンバの活性化のサンプリングおよび検出を可能にする特定の回路を介して、装置50に接続されていてもよい。他の回路は、特定の電極に刺激を伝達して心臓をペーシングし、伝播する電気的活性化を生成するよう構成されていてもよい。
接してもよい1つ以上の他の場所内もしくは上に配置されていてもよい。例えば、1つ以上のセンサが、大静脈上および/もしくは内に、かつ/または、1つ以上の動脈上および/もしくは内に、かつ/または、1つ以上の心臓チャンバ上および/もしくは内に配置されていて
もよい。これらのセンサは、圧力を測定してもよく、または、例えばインピーダンスおよび/もしくは流れなどの他の指標を測定してもよい。
、装置は、テレメータユニット56を介して、外部のメモリに接続されていてもよい。いくつかの実施形態では、テレメータユニット56は、プログラマおよび/またはセンサ59の1つ以上などの外部の装置との通信を可能にするよう構成されていてもよい。いずれかのもしくはすべてのフィードバック情報および/もしくは装置の作動のログは、内部のメモリ55
に保存されてもよく、かつ/または、テレメータユニット56により、外部のメモリユニッ
トに中継されてもよい。
施形態に従って作動してもよい。
、AV遅延の適用および/またはその大きさを制御するための1つ以上のセンサを備えていてもよい。
くわえてまたは代替的に、装置50は、少なくとも1つの埋め込みの人工弁562の作動を直接制御するよう構成されていてもよい。ここで、本発明の実施形態に係る人工弁60を模式的に示す図15に注目する。この例に示す弁60は、人工弁に関する当該技術で本質的に公知のように、二葉とされている。以下の例は二葉弁に関するものであるが、実施形態は、例えばケージ型ボール弁およびディスク弁などの他の人工弁で実施されてもよい。
の一部を膨らませることにより)弁の閉鎖を動的に引き起こすよう構成された機構(例えば、コイルまたは油圧機構(hydraulic mechanism))を備えていてもよい。この機構は
、あとで弛緩位置に戻されて、弁の開放を可能にし、かつ、必要に応じて、その閉鎖を繰り返し可能にしてもよい。弛緩は、閉鎖後の所定の時間に行われてもよい。くわえてまたは代替的に、弛緩は、心室の活動を読むセンサ(例えば圧力センサ)に応じて、影響を受けてもよい。弁60の制御を、(弁に関連付けられたテレメータユニットを使用して)無線で、または、本体64中の部品との有線通信により行ってもよい。いくつかの実施形態では、弁60は、弁に働く流体圧力から独立して、開閉されるよう構成された弁であってもよい。例えば、弁60はボール弁であってもよい。
全体として、開示された方法およびシステムの実施形態のいくつかは、少なくとも1つ
の心室の充満を低減し、その結果、血圧を低減するための異なる手法を提供する。血圧を低減するための以前の機械的な方法と異なり、本明細書に記載した実施形態のいくつかは、少なくとも1つの対応する心房内で圧力を増加させることなく、この目標を達成するこ
とができる。心房性ナトリウム利尿ホルモン(atrial natriuretic hormone)または心房性ナトリウム利尿ペプチド(atrial natriuretic peptide)の分泌を誘発する心房圧の増加なしに、血圧の低減を機械的に制御することができる。この開示された実施形態は、心拍数への望ましくない影響を防止することができ、かつ、正規の(canon)心房波の可能
性を低減することができる。
によって、心房内圧および心房拡張を増大してもよい。上述のようないくつかの実施形態は、心房の心房収縮により生じる心房内圧が、心房の受動内圧増加と時間が重なり合うように、心房収縮を有するように構成された心臓刺激を使用し、それにより、心房収縮により生じる心房内圧と受動内圧上昇との組み合わせによって、刺激がない場合の心房の心房内圧よりも高い心房の心房内圧を提供し、したがって、ホルモン経路またはニューロン経路を通して血圧を下げる心房の心房拡張の増大を引き起こすことによって、心房内圧および心房拡張を増大してもよい。房性刺激を低減することおよび同時に心房性ナトリウム利尿ペプチドの放出を引き起こすことは、血圧の低下に対する相乗効果を有していてもよい。いくつかの実施形態では、心房収縮に対する弁閉鎖のタイミングの制御は、1つまたは
複数の心房が拡張する量を制御してもよい。
の開始から5秒未満内に最低の血圧値に達してもよい。
年12月19日出願の国際出願第PCT/US2013/076600号の利益を主張する。これら出願は両方
とも、2012年12月21日出願の米国仮出願第61/740,977号の利益を主張する。これらはすべて、それら全文が、本明細書に参考として組み込まれる。
[予備的な特許請求の範囲]
[請求項23]
患者の血圧を下げるための前記患者の心臓と関連付けられた埋め込み型心筋刺激装置を用いて実施される方法であって、
心房収縮により生じる心房内圧と受動内圧上昇とが重なり合うことにより、心房収縮により生じる前記心房内圧と前記受動内圧上昇との組み合わせによって、刺激なしの場合の
前記心房の心房内圧よりも高い心房内圧を誘発するように、かつ患者の血圧が下がるように、前記心房の受動内圧上昇と時間が重なり合う前記心房収縮により生じる心房内圧を提供するために心臓を刺激することを含む、方法。
[請求項24]
前記刺激により生じる前記心房の前記心房内圧は、ホルモン経路またはニューロン経路を通して血圧を下げる前記心房の心房拡張の増大を引き起こす、請求項23に記載の方法。[請求項25]
前記心臓を刺激することは、心房の心房収縮により生じる心房内圧の最高部が、前記心房の最高受動内圧上昇と時間が重なり合うように前記心臓を刺激することを含む、請求項23に記載の方法。
[請求項26]
前記心臓の前記心房を刺激することおよび前記心臓の心室を刺激することのうちの1つ
をさらに含む、請求項23に記載の方法。
[請求項27]
実質的に等しいタイミングで前記心房および前記心室をペーシングすることをさらに含む、請求項26に記載の方法。
[請求項28]
前記心室がペーシングされるタイミングよりも速いタイミングで前記心房をペーシングすることをさらに含む、請求項26に記載の方法。
[請求項29]
単一の心周期中に前記心房が2回収縮するように前記心房を刺激することをさらに含む
、請求項23に記載の方法。
[請求項30]
単一の心周期中に前記心房を2回刺激することをさらに含む、請求項29に記載の方法。
[請求項31]
単一の心周期中に前記心房を1回刺激することをさらに含む、請求項29に記載の方法。
[請求項32]
単一の心周期中に前記心房が1回だけ収縮するように前記心房を刺激することをさらに
含む、請求項23に記載の方法。
[請求項33]
房性刺激が低減または防止されるように前記心房を刺激することをさらに含む、請求項23に記載の方法。
[請求項34]
前記心臓を刺激することは、複数の鼓動において刺激パルスを前記心臓に伝達することを含み、
前記刺激パルスのうちの少なくとも一部は、心房の心房収縮により生じる心房内圧が、前記心房の受動内圧上昇と時間が重なり合うことによって、前記刺激により生じる前記心房の心房内圧が、心房収縮により生じる前記心房内圧と前記受動内圧上昇との組み合わせによって、前記刺激がない場合の前記心房の心房内圧よりも高くなるように心臓を刺激し、
前記刺激パルスの少なくとも一部は、房性刺激を低減または防止するように構成されている、請求項33に記載の方法。
[請求項35]
単一の鼓動において両方の房性刺激が低減または防止され、心房の心房収縮により生じる心房内圧が、前記心房の前記受動内圧上昇と時間が重なり合うことによって、前記刺激により生じる前記心房の心房内圧が、心房収縮により生じる前記心房内圧と前記受動内圧上昇との組み合わせによって、前記刺激がない場合の前記心房の心房内圧よりも高くなるように、刺激パルスが提供される、請求項33に記載の方法。
[請求項36]
前記心臓を刺激することは、前記刺激により生じる前記心房の心房内圧が、心房収縮に
より生じる前記心房内圧と前記受動内圧上昇との組み合わせによって、前記刺激がない場合の前記心房の心房内圧よりも高くなるように、単一の鼓動において、房室弁が開いているときに開始し、前記房室弁が閉鎖した後に終わるような第1の心房収縮を有し、心房の
心房収縮により生じる心房内圧が前記心房の受動内圧上昇と時間が重なり合う第2の心房収縮を誘発するように設定された少なくとも1つの刺激パルスを伝達することを含む、請
求項23に記載の方法。
[請求項37]
前記第1の心房収縮は検知され、前記第2の心房収縮はペーシングされる、請求項36に記載の方法。
[請求項38]
前記第1の心房収縮および前記第2の心房収縮はペーシングされる、請求項36に記載の方法。
[請求項39]
前記心臓を刺激することは、前記刺激により生じる前記心房の心房内圧が、心房収縮により生じる前記心房内圧と前記受動内圧上昇との組み合わせによって、前記刺激がない場合の前記心房の心房内圧よりも高くなるように、単一の鼓動において、房室弁が開いているときに開始し、前記房室弁が閉鎖する前に終わるような第1の心房収縮を有し、心房の
心房収縮により生じる心房内圧が前記心房の受動内圧上昇と時間が重なり合う第2の心房
収縮を誘発するように設定された少なくとも1つの刺激パルスを伝達することを含む、請
求項23に記載の方法。
[請求項40]
心房の心房収縮により生じる心房内圧が、前記心房の受動内圧上昇と時間が重なり合うことによって、前記刺激により生じる前記心房の心房内圧が、心房収縮により生じる前記心房内圧と前記受動内圧上昇との組み合わせによって、前記刺激がない場合の前記心房の心房内圧よりも高くなるように、前記心臓を刺激する第1の刺激パルスと、
房性刺激が低減または防止されるように前記心房を刺激する第2の刺激パルスとを異な
る比で有する複数の刺激パターンを交互に行うことをさらに含む、請求項33に記載の方法。
[請求項41]
心房の心房収縮により生じる心房内圧が、前記心房の受動内圧上昇と時間が重なり合うことによって、前記刺激により生じる前記心房の心房内圧が、心房収縮により生じる前記心房内圧と前記受動内圧上昇との組み合わせによって、前記刺激がない場合の前記心房の心房内圧よりも高くなるように、前記心臓を刺激する第1の刺激パルスと、
心房の受動内圧上昇と時間が重なり合う前記心房の心房収縮により生じる心房内圧を提供しない第2の刺激パルスとを異なる比で有する複数の刺激パターンを交互に行うことを
さらに含む、請求項33に記載の方法。
[請求項42]
興奮の相対的タイミングが約2msの房室遅延に対応するように、前記心臓の前記心房お
よび前記心臓の心室のうちの少なくとも1つをペーシングすることをさらに含む、請求項23に記載の方法。
[請求項43]
興奮の相対的タイミングが約30ms〜約0msの房室遅延に対応するように、前記心臓の前
記心房および前記心臓の心室のうちの少なくとも1つをペーシングすることをさらに含む
、請求項23に記載の方法。
Claims (46)
- 患者の血圧を下げるための前記患者の心臓と関連付けられた埋め込み型心筋刺激装置を用いて実施される方法であって、
1つまたは複数の刺激パターンの刺激パルスを患者の心臓の少なくとも1つの心臓チャンバに伝達することを含み、
前記刺激パルスのうちの少なくとも1つは、第1の刺激設定を有し、前記刺激パルスのうちの少なくとも1つは、前記第1の刺激設定とは異なる第2の刺激設定を有し、
前記第1の刺激設定および前記第2の刺激設定のうちの少なくとも1つは、房性刺激を低減または防止するように構成され、
房性刺激を低減または防止するように構成された刺激設定を有する刺激パルスは、必要に応じて伝達される、方法。 - 房性刺激を低減または防止するように構成された刺激設定を有する前記刺激パルスは、24時間の一部の間だけ提供される、請求項1に記載の方法。
- 前記24時間の一部は夜間またはその一部である、請求項2に記載の方法。
- 前記24時間の一部は昼間またはその一部である、請求項3に記載の方法。
- 房性刺激を低減または防止するように構成された刺激設定を有する前記刺激パルスは、心拍数が所定の閾値未満のときのみ提供される、請求項1に記載の方法。
- 前記所定の閾値は絶対値である、請求項5に記載の方法。
- 前記絶対値は90bpmである、請求項6に記載の方法。
- 前記所定の閾値は前記患者の平均心拍数に関連する値に設定される、請求項5に記載の方法。
- 前記所定の閾値は、平均心拍数を30回超える心拍数および前記心拍数の第80百分位数超のうちの少なくとも1つである、請求項8に記載の方法。
- 房性刺激を低減または防止するように構成された刺激設定を有する前記刺激パルスは、前記患者が安静にしているかまたは低い活動レベルであるときのみ提供される、請求項1に記載の方法。
- 動作、姿勢、呼吸数、および心拍数のうちの少なくとも1つを検知することによって、
前記患者が安静にしているかまたは低い活動レベルであるかを判断することをさらに含む、請求項10に記載の方法。 - 前記1つまたは複数の刺激パターンは、測定された血圧パラメータを基準にして選択さ
れる、請求項1に記載の方法。 - 圧反射が検知されたときに前記1つまたは複数の刺激パターンを変更することをさらに
含む、請求項12に記載の方法。 - 患者の血圧を下げるためのシステムであって、
1つまたは複数の刺激パターンの刺激パルスを患者の心臓の少なくとも1つの心臓チャンバに伝達するように構成された刺激回路と、
前記少なくとも1つの心臓チャンバへの前記1つまたは複数の刺激パターンの刺激パルスの伝達を実行するように構成された少なくとも1つのコントローラとを備え、
前記刺激パルスのうちの少なくとも1つは、第1の刺激設定を有し、前記刺激パルスのうちの少なくとも1つは、前記第1の刺激設定とは異なる第2の刺激設定を有し、
前記第1の刺激設定および前記第2の刺激設定のうちの少なくとも1つは、房性刺激を低
減または防止するように構成され、
房性刺激を低減または防止するように構成された刺激設定を有する刺激パルスは、必要に応じて伝達される、システム。 - 前記少なくとも1つのコントローラは、24時間の一部の間だけ、房性刺激を低減または
防止するように構成された刺激設定を有する前記刺激パルスを伝達するように構成されている、請求項14に記載のシステム。 - 前記24時間の一部は夜間またはその一部である、請求項15に記載のシステム。
- 前記24時間の一部は昼間またはその一部である、請求項15に記載のシステム。
- 前記少なくとも1つのコントローラは、心拍数が所定の閾値未満のときだけ、房性刺激
を低減または防止するように構成された刺激設定を有する前記刺激パルスを伝達するように構成されている、請求項14に記載のシステム。 - 前記所定の閾値は絶対値である、請求項18に記載のシステム。
- 前記絶対値は90bpmである、請求項19に記載のシステム。
- 前記所定の閾値は前記患者の平均心拍数に関連する値に設定される、請求項18に記載のシステム。
- 前記所定の閾値は、平均心拍数を30回超える心拍数および前記心拍数の第80百分位数超のうちの少なくとも1つである、請求項21に記載のシステム。
- 前記少なくとも1つのコントローラは、前記患者が安静にしているかまたは低い活動レ
ベルであるときだけ、房性刺激を低減または防止するように構成された刺激設定を有する前記刺激パルスを伝達するように構成されている、請求項14に記載のシステム。 - 前記システムは、動作、姿勢、呼吸数、および心拍数のうちの少なくとも1つを検知す
ることによって、前記患者が安静にしているかまたは低い活動レベルであるかを判断する、請求項23に記載のシステム。 - 前記少なくとも1つのコントローラは、測定された血圧パラメータに基づいて前記1つまたは複数の刺激パターンを選択するように構成されている、請求項14に記載のシステム。
- 前記少なくとも1つのコントローラは、圧反射が検知された場合に前記1つまたは複数の刺激パターンを変更するように構成されている、請求項25に記載のシステム。
- 血圧を制御するためのシステムのパルス設定を調整するための方法であって、
少なくとも1回の心周期中の患者の心臓の心房と関連し、前記システムが第1のパルス設定を有する刺激パルスを前記心臓に伝達することにより生じる心房内圧データを受信することと、
前記心房内圧データを分析することと、
前記分析に従って調整された、前記第1のパルス設定とは異なる第2のパルス設定を提供することと
を含む、方法。 - 前記分析することは、前記心房内圧データを分析して、心房収縮により生じる心房内圧と前記心房の受動内圧上昇との時間の重なり合いを推定することを含む、請求項27に記載の方法。
- 前記分析することは、前記心房内圧データを分析して、心房収縮により生じる最高心房内圧と前記心房の最高受動内圧上昇との時間の重なり合いを推定することをさらに含む、請求項28に記載の方法。
- 前記刺激パルスにより生じる前記心房内圧データを、前記刺激パルスなしで受信した心房内圧データと比較することをさらに含む、請求項28に記載の方法。
- 前記分析することは、前記心房内圧データをプロットすることを含む、請求項27に記載の方法。
- 前記分析することは、前記心房内圧データを数学的に分析することを含む、請求項27に記載の方法。
- 血圧を下げるためのシステムであって、
心臓の少なくとも1回の心周期中の心房における内圧変動についての情報を提供する手
段、
刺激パルスを生成する手段、および
前記刺激パルスを少なくとも1つの心臓チャンバに印加する手段
を備え、
前記刺激パルスを生成する手段は、前記心房の内圧変動についての前記情報に従って単一の心周期中の心室収縮のタイミングに対する心房収縮のタイミングを制御するように、前記刺激パルスを生成するように構成されている、システム。 - 前記内圧変動についての情報は、心房収縮の発生についての情報および/または心室収縮の発生についての情報を含む、請求項33に記載のシステム。
- 前記刺激パルスを生成する手段は、少なくとも1回の心周期のために、
心房収縮を生じさせる少なくとも1つの心房刺激パルス、および/または
心室収縮を生じさせる少なくとも1つの心室刺激パルス
を生成するように構成されている、請求項34に記載のシステム。 - 前記刺激パルスを生成する手段は、
前記心房収縮の発生および/もしくは前記心室収縮の発生に対してタイミングを合わせるような関係で、前記心房収縮の発生についての情報および/もしくは前記心室収縮の発生についての情報に基づいて前記少なくとも1つの心房刺激パルスを生成し、ならびに/
または、
前記心室収縮の発生および/もしくは前記心房収縮の発生に対してタイミングを合わせるような関係で、前記心室収縮の発生についての情報および/もしくは前記心房収縮の発生についての情報に基づいて前記少なくとも1つの心室刺激パルスを生成するように構成
されている、請求項35に記載のシステム。 - 前記心房収縮の発生についての情報は、心周期の自然な刺激パターンにおけるP波パタ
ーンの発生についての情報を含む、請求項35に記載のシステム。 - 前記心室収縮の発生についての情報は、心周期の前記自然な刺激パターンにおけるQRS
群の発生についての情報を含む、請求項35に記載のシステム。 - 血圧を下げるためのシステムであって、
心房の収縮、
心室の収縮、
房室弁の開放、
房室弁の閉鎖、
前記心房の電気活動、
前記心室の電気活動、
血流量、
前記心房の心房内圧、
前記心房の心房内圧の変化、
心房の不応期、および
心拍数
のうちの少なくとも1つについての情報を含む、1つまたは複数の心臓活動イベントのタイミングについての情報を提供する手段、
刺激パルスを生成する手段、ならびに
前記刺激パルスを少なくとも1つの心臓チャンバに印加する手段
を備え、
前記刺激パルスを生成する手段は、前記情報に基づいて心室収縮に対する心房収縮のタイミングを設定するように、前記刺激パルスを生成するように構成されている、システム。 - 心室収縮に対する心房収縮の前記タイミングは、約30ms〜約0msの範囲内の房室遅延に
対応する、請求項39に記載のシステム。 - 前記刺激パルスを生成する手段は、
心室興奮が起こる約30ms〜約0ms前の範囲内に興奮性刺激を前記心房に提供し、
心房興奮が起こってから約30ms〜約0ms後の範囲内に興奮性刺激を前記心室に提供し、
および/または
興奮性刺激を前記心房に提供し、その後、約30ms〜約0ms後の範囲内で興奮性刺激を前
記心室に提供するように、前記刺激パルスを生成するように構成されている、請求項39に記載のシステム。 - 前記1つまたは複数の心臓活動イベントのタイミングについての情報は、単一の心周期
における2つまたはそれ以上の心臓活動イベント間のタイミングについての情報を含む、
請求項39に記載のシステム。 - 前記刺激パルスを生成する手段は、少なくとも1回の心周期のために、
心房収縮を生じさせる少なくとも1つの心房刺激パルス、および/または
心室収縮を生じさせる少なくとも1つの心室刺激パルス
を生成するように構成されている、請求項39に記載のシステム。 - 前記刺激パルスを生成する手段は、
前記心房収縮の発生および/もしくは前記心室収縮の発生に対してタイミングを合わせるような関係で、前記心房収縮の発生についての情報および/もしくは前記心室収縮の発
生についての情報に基づいて前記少なくとも1つの心房刺激パルスを生成し、ならびに/
または、
前記心室収縮の発生および/もしくは前記心房収縮の発生に対してタイミングを合わせるような関係で、前記心室収縮の発生についての情報および/もしくは前記心房収縮の発生についての情報に基づいて前記少なくとも1つの心室刺激パルスを生成するように構成
されている、請求項43に記載のシステム。 - 前記心房収縮の発生についての情報は、心周期の自然な刺激パターンにおけるP波パタ
ーンの発生についての情報を含む、請求項43に記載のシステム。 - 前記心室収縮の発生についての情報は、心周期の前記自然な刺激パターンにおけるQRS
群の発生についての情報を含む、請求項43に記載のシステム。
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Cited By (7)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US11083894B2 (en) | 2008-09-08 | 2021-08-10 | Backbeat Medical, Llc | Methods and apparatus to stimulate the heart |
US11097108B2 (en) | 2012-12-21 | 2021-08-24 | Backbeat Medical, Llc | Methods and systems for lowering blood pressure through reduction of ventricle filling |
US11389658B2 (en) | 2015-09-11 | 2022-07-19 | Backbeat Medical, Llc | Methods and systems for treating cardiac malfunction |
US11406829B2 (en) | 2004-02-12 | 2022-08-09 | Backbeat Medical, Llc | Cardiac stimulation apparatus and method for the control of hypertension |
US11426589B2 (en) | 2016-04-22 | 2022-08-30 | Backbeat Medical, Llc | Methods and systems for controlling blood pressure |
US11529520B2 (en) | 2006-09-25 | 2022-12-20 | Backbeat Medical, Llc | Methods and apparatus to stimulate heart atria |
US11577059B2 (en) | 2005-03-02 | 2023-02-14 | Backbeat Medical, Llc | Methods and apparatus to increase secretion of endogenous naturetic hormones |
Families Citing this family (31)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US8579964B2 (en) | 2010-05-05 | 2013-11-12 | Neovasc Inc. | Transcatheter mitral valve prosthesis |
US9308087B2 (en) | 2011-04-28 | 2016-04-12 | Neovasc Tiara Inc. | Sequentially deployed transcatheter mitral valve prosthesis |
US9554897B2 (en) | 2011-04-28 | 2017-01-31 | Neovasc Tiara Inc. | Methods and apparatus for engaging a valve prosthesis with tissue |
US9345573B2 (en) | 2012-05-30 | 2016-05-24 | Neovasc Tiara Inc. | Methods and apparatus for loading a prosthesis onto a delivery system |
US20170135633A1 (en) * | 2013-05-23 | 2017-05-18 | Medibotics Llc | Integrated System for Managing Cardiac Rhythm Including Wearable and Implanted Devices |
US9572665B2 (en) | 2013-04-04 | 2017-02-21 | Neovasc Tiara Inc. | Methods and apparatus for delivering a prosthetic valve to a beating heart |
US9370662B2 (en) * | 2013-12-19 | 2016-06-21 | Backbeat Medical, Inc. | Methods and systems for controlling blood pressure by controlling atrial pressure |
US10433952B2 (en) | 2016-01-29 | 2019-10-08 | Neovasc Tiara Inc. | Prosthetic valve for avoiding obstruction of outflow |
CN109996581B (zh) | 2016-11-21 | 2021-10-15 | 内奥瓦斯克迪亚拉公司 | 用于快速收回经导管心脏瓣膜递送***的方法和*** |
JP6847721B2 (ja) * | 2017-03-14 | 2021-03-24 | オムロン株式会社 | 情報処理装置、情報処理方法及びそのプログラム |
US11040207B2 (en) * | 2017-06-16 | 2021-06-22 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Systems and methods for dynamic control of heart failure therapy |
CN107261324A (zh) * | 2017-07-09 | 2017-10-20 | 平利川 | 带有充电功能的电刺激器*** |
WO2019036810A1 (en) | 2017-08-25 | 2019-02-28 | Neovasc Tiara Inc. | TRANSCATHETER MITRAL VALVULE PROSTHESIS WITH SEQUENTIAL DEPLOYMENT |
US11529058B2 (en) * | 2017-11-29 | 2022-12-20 | Edwards Lifesciences Corporation | Atrial stretch measurement for atrial fibrillation prevention |
TWI659762B (zh) | 2017-12-14 | 2019-05-21 | 財團法人工業技術研究院 | 電刺激控制電路及控制方法 |
WO2019191258A1 (en) * | 2018-03-29 | 2019-10-03 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Pacing-based hypertension therapy safety |
US11464983B2 (en) | 2018-03-29 | 2022-10-11 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Pacing-based hypertension therapy metabolic demand adjustment |
WO2019191274A1 (en) * | 2018-03-29 | 2019-10-03 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Pacing-based hypertension therapy pacing rate adjustment |
CN113271890A (zh) | 2018-11-08 | 2021-08-17 | 内奥瓦斯克迪亚拉公司 | 经导管二尖瓣假体的心室展开 |
CN113473904A (zh) | 2018-12-21 | 2021-10-01 | W.L.戈尔及同仁股份有限公司 | 使用来自多个传感器的测量数据的医疗*** |
WO2020167926A1 (en) * | 2019-02-14 | 2020-08-20 | Leisure Concepts, Inc. | Movement assistance device for a spa cover |
CA3132873A1 (en) | 2019-03-08 | 2020-09-17 | Neovasc Tiara Inc. | Retrievable prosthesis delivery system |
JP7438236B2 (ja) | 2019-04-01 | 2024-02-26 | ニオバスク ティアラ インコーポレイテッド | 制御可能に展開可能な補綴弁 |
CN113924065A (zh) | 2019-04-10 | 2022-01-11 | 内奥瓦斯克迪亚拉公司 | 具有自然血流的假体瓣膜 |
EP3972673A4 (en) | 2019-05-20 | 2023-06-07 | Neovasc Tiara Inc. | INTRODUCER DEVICE WITH HEMOSTASIS MECHANISM |
CA3143344A1 (en) | 2019-06-20 | 2020-12-24 | Neovasc Tiara Inc. | Low profile prosthetic mitral valve |
US10719666B1 (en) | 2020-01-31 | 2020-07-21 | Capital One Services, Llc | Computer-based systems utilizing textual embedding space software engines for identifying candidate phrases in a text document and methods of use thereof |
JP2023515580A (ja) | 2020-02-28 | 2023-04-13 | ザ リージェンツ オブ ザ ユニバーシティ オブ カリフォルニア | 微小埋込物および電気化学的センサのためのデュアルアンテナアーキテクチャを伴う統合型エネルギー回収送受信機および伝送機 |
EP4126206A1 (en) | 2020-03-27 | 2023-02-08 | BIOTRONIK SE & Co. KG | Hypertension his bundle pacing |
US20230149717A1 (en) | 2020-04-27 | 2023-05-18 | Biotronik Se & Co. Kg | Hypertension therapy |
WO2022192894A1 (en) * | 2021-03-10 | 2022-09-15 | The Regents Of The University Of California | Closed-loop wireless stimulation systems with wirelessly powered stimulators and recorders |
Citations (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2010508979A (ja) * | 2006-11-07 | 2010-03-25 | カーディアック ペースメイカーズ, インコーポレイテッド | 高血圧の治療のための予備興奮ペーシング |
US20100094370A1 (en) * | 2008-09-08 | 2010-04-15 | G & L Consulting, Llc | Methods and apparatus to stimulate heart atria |
JP2010512958A (ja) * | 2006-12-22 | 2010-04-30 | カーディアック ペースメイカーズ, インコーポレイテッド | 心臓病の治療のためのav遅延の低減 |
Family Cites Families (152)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
NL254009A (ja) | 1959-09-23 | 1900-01-01 | ||
US3683934A (en) | 1968-08-31 | 1972-08-15 | Bohdan A Bukowiecki | Method and apparatus for providing synchronized stimulus and coupled stimulation from an implanted heart stimulator having a constant rhythm |
US3814106A (en) | 1972-04-14 | 1974-06-04 | American Optical Corp | Atrial and ventricular pacer having independent rate controls and means to maintain a constant av delay |
FR2248020B1 (ja) | 1973-10-18 | 1977-05-27 | Pequignot Michel | |
US4407287A (en) | 1981-02-17 | 1983-10-04 | Medtronic, Inc. | Atrial and ventricular-only pacemaker responsive to premature ventricular contractions |
JPS60213963A (ja) | 1984-04-09 | 1985-10-26 | Fuji Xerox Co Ltd | 静電荷現像用キヤリヤ |
US4686988A (en) | 1984-10-19 | 1987-08-18 | Sholder Jason A | Pacemaker system and method for measuring and monitoring cardiac activity and for determining and maintaining capture |
US4719921A (en) | 1985-08-28 | 1988-01-19 | Raul Chirife | Cardiac pacemaker adaptive to physiological requirements |
DE3607821A1 (de) | 1986-03-08 | 1987-09-10 | Bayer Ag | Aminoester-dihydropyridine, verfahren zur herstellung und ihre verwendung |
US5163429A (en) | 1987-10-06 | 1992-11-17 | Leonard Bloom | Hemodynamically responsive system for treating a malfunctioning heart |
US4899752A (en) | 1987-10-06 | 1990-02-13 | Leonard Bloom | System for and method of therapeutic stimulation of a patient's heart |
US5318595A (en) | 1989-09-25 | 1994-06-07 | Ferek Petric Bozidar | Pacing method and system for blood flow velocity measurement and regulation of heart stimulating signals based on blood flow velocity |
US5199428A (en) | 1991-03-22 | 1993-04-06 | Medtronic, Inc. | Implantable electrical nerve stimulator/pacemaker with ischemia for decreasing cardiac workload |
US5154171A (en) | 1991-06-15 | 1992-10-13 | Raul Chirife | Rate adaptive pacemaker controlled by ejection fraction |
US5213098A (en) | 1991-07-26 | 1993-05-25 | Medtronic, Inc. | Post-extrasystolic potentiation stimulation with physiologic sensor feedback |
US5334222A (en) | 1992-11-03 | 1994-08-02 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac stimulating apparatus and method for heart failure therapy |
US5800334A (en) | 1993-06-17 | 1998-09-01 | Wilk; Peter J. | Intrapericardial assist device and associated method |
US5971911A (en) | 1993-06-17 | 1999-10-26 | Wilk; Peter J. | Intrapericardial assist device and associated method |
US5601615A (en) | 1994-08-16 | 1997-02-11 | Medtronic, Inc. | Atrial and ventricular capture detection and threshold-seeking pacemaker |
US5612380A (en) | 1994-09-27 | 1997-03-18 | The Scripps Research Institute | Method for sleep induction |
US5601613A (en) | 1995-02-07 | 1997-02-11 | Pacesetter, Inc. | Method and apparatus for providing enhanced 2:1 block response with rate-responsive AV delay in a pacemaker |
US6271015B1 (en) | 1995-06-12 | 2001-08-07 | The Scripps Research Institute | Fatty-acid amide hydrolase |
EP0755696B1 (fr) | 1995-07-25 | 2004-02-18 | ELA MEDICAL (Société anonyme) | Stimulateur cardiaque double chambre |
US5891176A (en) | 1996-05-09 | 1999-04-06 | Pacesetter, Inc. | System and method for providing hemodynamically optimal pacing |
EP1779890B8 (en) | 1997-07-16 | 2009-07-08 | Metacure Limited | Smooth muscle controller |
AU8587098A (en) | 1997-07-22 | 1999-02-16 | Chase Medical Inc. | Catheter having a lumen occluding balloon and method of use thereof |
US5928271A (en) | 1998-02-25 | 1999-07-27 | Medtronic, Inc. | Atrial anti-arrhythmia pacemaker and method using high rate atrial and backup ventricular pacing |
US6314322B1 (en) | 1998-03-02 | 2001-11-06 | Abiomed, Inc. | System and method for treating dilated cardiomyopathy using end diastolic volume (EDV) sensing |
US6067470A (en) | 1998-03-05 | 2000-05-23 | Mower Family Chf Treatment Irrevocable Trust | System and method for multiple site biphasic stimulation to revert ventricular arrhythmias |
US7158830B2 (en) | 1998-05-08 | 2007-01-02 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for optimizing stroke volume during DDD resynchronization therapy using adjustable atrio-ventricular delays |
US7110817B2 (en) | 1998-05-08 | 2006-09-19 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for optimizing ventricular synchrony during DDD resynchronization therapy using adjustable atrio-ventricular delays |
US6241678B1 (en) | 1998-08-21 | 2001-06-05 | Aga Medical Corporation | Sizing catheter for measuring septal defects |
US7713282B2 (en) | 1998-11-06 | 2010-05-11 | Atritech, Inc. | Detachable atrial appendage occlusion balloon |
US7674222B2 (en) | 1999-08-09 | 2010-03-09 | Cardiokinetix, Inc. | Cardiac device and methods of use thereof |
US8257428B2 (en) | 1999-08-09 | 2012-09-04 | Cardiokinetix, Inc. | System for improving cardiac function |
US6450942B1 (en) | 1999-08-20 | 2002-09-17 | Cardiorest International Ltd. | Method for reducing heart loads in mammals |
US6377852B1 (en) | 2000-01-20 | 2002-04-23 | Pacesetter, Inc. | Implanatable cardiac stimulation device and method for prolonging atrial refractoriness |
US6507756B1 (en) | 2000-04-03 | 2003-01-14 | Medtronic, Inc. | Dual chamber pacing system having time-adaptive AV delay |
ES2312430T3 (es) | 2000-05-16 | 2009-03-01 | Suntory Limited | Composicion normalizadora del ritmo circadiano. |
US6985774B2 (en) | 2000-09-27 | 2006-01-10 | Cvrx, Inc. | Stimulus regimens for cardiovascular reflex control |
US7623926B2 (en) * | 2000-09-27 | 2009-11-24 | Cvrx, Inc. | Stimulus regimens for cardiovascular reflex control |
US6580946B2 (en) | 2001-04-26 | 2003-06-17 | Medtronic, Inc. | Pressure-modulated rate-responsive cardiac pacing |
US7346394B2 (en) | 2001-04-27 | 2008-03-18 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac stimulation at high ventricular wall stress areas |
US6628988B2 (en) | 2001-04-27 | 2003-09-30 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Apparatus and method for reversal of myocardial remodeling with electrical stimulation |
US6665564B2 (en) | 2001-05-21 | 2003-12-16 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac rhythm management system selecting A-V delay based on interval between atrial depolarization and mitral valve closure |
ITRM20010356A1 (it) | 2001-06-21 | 2002-12-23 | Sigma Tau Ind Farmaceuti | "5-alogeno derivati della triptamina utili come ligandi del recettore5-ht6 e/o 5-ht7 della serotonina. |
US7096064B2 (en) | 2001-08-28 | 2006-08-22 | Medtronic, Inc. | Implantable medical device for treating cardiac mechanical dysfunction by electrical stimulation |
US8571653B2 (en) * | 2001-08-31 | 2013-10-29 | Bio Control Medical (B.C.M.) Ltd. | Nerve stimulation techniques |
US6871096B2 (en) | 2001-10-26 | 2005-03-22 | Medtronic, Inc. | System and method for bi-ventricular fusion pacing |
US6668195B2 (en) | 2001-10-30 | 2003-12-23 | Medtronic, Inc. | Methods and apparatus for reducing the likelihood of atrial fibrillation |
US6795732B2 (en) | 2001-10-30 | 2004-09-21 | Medtronic, Inc. | Implantable medical device employing sonomicrometer output signals for detection and measurement of cardiac mechanical function |
US6832113B2 (en) | 2001-11-16 | 2004-12-14 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Non-invasive method and apparatus for cardiac pacemaker pacing parameter optimization and monitoring of cardiac dysfunction |
US6666826B2 (en) | 2002-01-04 | 2003-12-23 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for measuring left ventricular pressure |
US7155284B1 (en) | 2002-01-24 | 2006-12-26 | Advanced Bionics Corporation | Treatment of hypertension |
US6963777B2 (en) | 2002-03-13 | 2005-11-08 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac rhythm management system and method using time between mitral valve closure and aortic ejection |
US6882882B2 (en) | 2002-04-22 | 2005-04-19 | Medtronic, Inc. | Atrioventricular delay adjustment |
US6934586B2 (en) | 2002-04-22 | 2005-08-23 | Medtronic, Inc. | Cardiac resynchronization with adaptive A1-A2 and/or V1-V2 intervals |
US8036745B2 (en) | 2004-06-10 | 2011-10-11 | Bio Control Medical (B.C.M.) Ltd. | Parasympathetic pacing therapy during and following a medical procedure, clinical trauma or pathology |
US7277761B2 (en) | 2002-06-12 | 2007-10-02 | Pacesetter, Inc. | Vagal stimulation for improving cardiac function in heart failure or CHF patients |
US7041061B2 (en) | 2002-07-19 | 2006-05-09 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for quantification of cardiac wall motion asynchrony |
US7162300B2 (en) | 2003-01-13 | 2007-01-09 | Medtronic, Inc. | Synchronized atrial anti-tachy pacing system and method |
US6887207B2 (en) | 2003-02-26 | 2005-05-03 | Medtronic, Inc. | Methods and apparatus for estimation of ventricular afterload based on ventricular pressure measurements |
US7092755B2 (en) | 2003-03-18 | 2006-08-15 | Pacesetter, Inc. | System and method of cardiac pacing during sleep apnea |
US6871088B2 (en) * | 2003-03-20 | 2005-03-22 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for optimizing cardiac resynchronization therapy |
CN1202871C (zh) * | 2003-04-18 | 2005-05-25 | 清华大学 | 微型轴流式血泵的优化非恒速控制方法 |
US7647103B2 (en) | 2003-04-23 | 2010-01-12 | Medtronic, Inc. | Addressing pacemaker syndrome |
US7069079B2 (en) | 2003-04-24 | 2006-06-27 | Medtronic, Inc. | Pressure regulated atrio-ventricular delay for multi-site pacing |
US20040215255A1 (en) | 2003-04-25 | 2004-10-28 | Vries Janneke De | Accurate identification of intrinsic atrial activity during overdrive pacing |
US7445593B2 (en) | 2003-06-18 | 2008-11-04 | The Texas A&M University System | Device for proactive modulation of cardiac strain patterns |
US7092759B2 (en) | 2003-07-30 | 2006-08-15 | Medtronic, Inc. | Method of optimizing cardiac resynchronization therapy using sensor signals of septal wall motion |
US20050038478A1 (en) | 2003-08-11 | 2005-02-17 | Klepfer Ruth N. | Activation recovery interval for classification of cardiac beats in an implanted device |
CA2538480A1 (en) | 2003-09-12 | 2005-04-21 | Nmt Medical, Inc. | Device and methods for preventing formation of thrombi in the left atrial appendage |
CA2540197A1 (en) | 2003-09-26 | 2005-04-07 | Pfizer Products Inc. | Treatment of neurological disorders related to rapid eye movement (rem) sleep disturbances with npy y5 receptor antagonists |
US7233824B2 (en) | 2003-10-07 | 2007-06-19 | Medtronic, Inc. | Secure and efficacious therapy delivery for an extra-systolic stimulation pacing engine |
US7184832B2 (en) | 2003-10-07 | 2007-02-27 | Medtronic, Inc. | Refractory period tracking and arrhythmia detection |
US8128550B2 (en) | 2003-10-07 | 2012-03-06 | Cardiomedics, Inc. | External counter pulsation treatment |
US7142916B2 (en) | 2003-10-07 | 2006-11-28 | Medtronic, Inc. | Cardiac pacing modality having improved blanking, timing, and therapy delivery methods for extra-systolic stimulation pacing therapy |
US9002452B2 (en) | 2003-11-07 | 2015-04-07 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Electrical therapy for diastolic dysfunction |
US20080015659A1 (en) | 2003-12-24 | 2008-01-17 | Yi Zhang | Neurostimulation systems and methods for cardiac conditions |
US7706884B2 (en) | 2003-12-24 | 2010-04-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Baroreflex stimulation synchronized to circadian rhythm |
US7486991B2 (en) | 2003-12-24 | 2009-02-03 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Baroreflex modulation to gradually decrease blood pressure |
US7643875B2 (en) | 2003-12-24 | 2010-01-05 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Baroreflex stimulation system to reduce hypertension |
JP4755111B2 (ja) * | 2003-12-24 | 2011-08-24 | カーディアック ペースメイカーズ, インコーポレイテッド | 圧反射刺激システム |
US7869881B2 (en) | 2003-12-24 | 2011-01-11 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Baroreflex stimulator with integrated pressure sensor |
CA2554595C (en) | 2004-02-03 | 2016-03-29 | Atria Medical Inc. | Device and method for controlling in-vivo pressure |
US20050222640A1 (en) | 2004-02-12 | 2005-10-06 | Schwartz Robert S | Heart muscle stimulator and pacing method for treating hypertension |
US8086315B2 (en) | 2004-02-12 | 2011-12-27 | Asap Medical, Inc. | Cardiac stimulation apparatus and method for the control of hypertension |
US20050234543A1 (en) | 2004-03-30 | 2005-10-20 | Nmt Medical, Inc. | Plug for use in left atrial appendage |
GB0416320D0 (en) | 2004-07-21 | 2004-08-25 | Imp College Innovations Ltd | An apparatus and a method for programming a pacemaker |
US7373204B2 (en) | 2004-08-19 | 2008-05-13 | Lifestim, Inc. | Implantable device and method for treatment of hypertension |
US7363077B1 (en) | 2004-11-09 | 2008-04-22 | Pacesetters, Inc. | Adaptive timing interval control method for treating congestive heart failure |
US7289849B2 (en) | 2005-01-28 | 2007-10-30 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Atrial pacing therapy for treating mitral regurgitation |
US20060173504A1 (en) | 2005-01-28 | 2006-08-03 | Qingsheng Zhu | Electrical pacing therapy for treating mitral regurgitation |
US8224444B2 (en) | 2005-02-18 | 2012-07-17 | Bio Control Medical (B.C.M.) Ltd. | Intermittent electrical stimulation |
US8165674B2 (en) | 2005-03-02 | 2012-04-24 | Backbeat Medical, Inc. | Methods and apparatus to increase secretion of endogenous naturetic hormones |
US7286873B2 (en) | 2005-03-31 | 2007-10-23 | Medtronic, Inc. | Method of optimizing mechanical heart rate during delivery of coupled or paired pacing |
US7493161B2 (en) | 2005-05-10 | 2009-02-17 | Cardiac Pacemakers, Inc. | System and method to deliver therapy in presence of another therapy |
US7904158B2 (en) | 2005-04-28 | 2011-03-08 | Medtronic, Inc. | Measurement of coronary sinus parameters to optimize left ventricular performance |
WO2007007058A1 (en) | 2005-07-07 | 2007-01-18 | Isis Innovation Limited | Method and apparatus for regulating blood pressure |
US7580747B1 (en) | 2005-07-13 | 2009-08-25 | Pacesetter, Inc. | Inducing premature atrial contractions for the purpose of monitoring autonomic tone, risk of sudden cardiac death and ischemic events |
US9125732B2 (en) | 2005-07-25 | 2015-09-08 | Vascular Dynamics, Inc. | Devices and methods for control of blood pressure |
WO2007021258A1 (en) | 2005-08-11 | 2007-02-22 | Schwartz Robert S | Heart muscle stimulator and pacing method for treating hypertension |
US7725173B2 (en) | 2005-08-24 | 2010-05-25 | Ge Healthcare Finland Oy | Measurement of responsiveness of a subject with lowered level of consciousness |
US7650181B2 (en) * | 2005-09-14 | 2010-01-19 | Zoll Medical Corporation | Synchronization of repetitive therapeutic interventions |
US20070073352A1 (en) | 2005-09-28 | 2007-03-29 | Euler David E | Method and apparatus for regulating a cardiac stimulation therapy |
US20070239037A1 (en) | 2005-10-05 | 2007-10-11 | Stefano Ghio | Interventricular delay as a prognostic marker for reverse remodeling outcome from cardiac resynchronization therapy |
US7869876B2 (en) | 2005-10-07 | 2011-01-11 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for monitoring and optimizing atrial function |
CN2897151Y (zh) | 2006-03-10 | 2007-05-09 | 上海莱恩生物医学科技有限公司 | 心脏导管工作站 |
US7877144B2 (en) * | 2006-07-26 | 2011-01-25 | Medtronic, Inc. | Predicting chronic optimal A-V intervals for biventricular pacing via observed inter-atrial delay |
US7869874B2 (en) | 2006-09-25 | 2011-01-11 | G&L Consulting, Llc | Methods and apparatus to stimulate heart atria |
US20080114408A1 (en) | 2006-11-13 | 2008-05-15 | Shuros Allan C | Method and device for simulated exercise |
US7711420B2 (en) | 2007-03-19 | 2010-05-04 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Closed-loop control of cardioprotective pre-excitation pacing |
US7676264B1 (en) | 2007-04-13 | 2010-03-09 | Pacesetter, Inc. | Systems and methods for use by an implantable medical device for evaluating ventricular dyssynchrony based on T-wave morphology |
WO2008137452A1 (en) | 2007-05-04 | 2008-11-13 | Kenergy Royalty Company, Llc | Implantable high efficiency digital stimulation device |
US20080281368A1 (en) | 2007-05-09 | 2008-11-13 | Cherik Bulkes | Implantable digital device for tissue stimulation |
US8027724B2 (en) | 2007-08-03 | 2011-09-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Hypertension diagnosis and therapy using pressure sensor |
JP5027304B2 (ja) | 2007-09-13 | 2012-09-19 | カーディアック ペースメイカーズ, インコーポレイテッド | 神経刺激の慣れを回避するためのシステム |
US8972007B2 (en) | 2007-09-25 | 2015-03-03 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Variable shortening of AV delay for treatment of cardiac disease |
US8352032B2 (en) | 2007-11-01 | 2013-01-08 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Monitoring right ventricular hemodynamic function during pacing optimization |
US9005106B2 (en) | 2008-01-31 | 2015-04-14 | Enopace Biomedical Ltd | Intra-aortic electrical counterpulsation |
US7956756B2 (en) | 2008-02-19 | 2011-06-07 | Alan Kubey | REM-sleep directed visual alarm system and method |
US8380307B2 (en) | 2008-03-18 | 2013-02-19 | Biotronik Crm Patent Ag | Switch polarity pacing to improve cardiac resynchronization therapy |
US20090247893A1 (en) | 2008-03-27 | 2009-10-01 | The General Electric Company | Method and apparatus for measuring responsiveness of a subject |
EP2285445B1 (en) | 2008-05-08 | 2014-04-23 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Smart delay for intermittent stress therapy |
US8155739B2 (en) | 2008-06-20 | 2012-04-10 | Pacesetter, Inc. | Cardiac resynchronization therapy optimization using mechanical dyssynchrony and shortening parameters from realtime electrode motion tracking |
US8768469B2 (en) | 2008-08-08 | 2014-07-01 | Enteromedics Inc. | Systems for regulation of blood pressure and heart rate |
WO2010019444A1 (en) | 2008-08-12 | 2010-02-18 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Pressure-driven intermittent pacing therapy |
US8321014B2 (en) | 2008-10-06 | 2012-11-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Dynamic cardiac resynchronization therapy by tracking intrinsic conduction |
US8929983B2 (en) | 2008-11-10 | 2015-01-06 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Reverse hysteresis and mode switching for intermittent pacing therapy |
US8050760B2 (en) | 2008-11-13 | 2011-11-01 | Pacesetter, Inc. | System and method for evaluating mechanical cardiac dyssynchrony based on multiple impedance vectors using an implantable medical device |
US8755881B2 (en) * | 2009-01-30 | 2014-06-17 | Medtronic, Inc. | Pacing therapy adjustment based on ventriculo-atrial delay |
DE102009002397A1 (de) | 2009-04-15 | 2010-10-21 | Biotronik Crm Patent Ag | Herzmonitor |
US8571656B2 (en) | 2009-12-15 | 2013-10-29 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Ventricular pacing to augment atrial natriuretic hormone production |
US20110160787A1 (en) * | 2009-12-30 | 2011-06-30 | Medtronic, Inc. | Optimization of av delay using ventricular pressure signal |
EP2374503B1 (fr) | 2010-04-08 | 2012-07-11 | Sorin CRM SAS | Dispositif médical implantable actif de stimulation vagale à optimisation du remplissage ventriculaire |
US8509893B2 (en) | 2010-10-27 | 2013-08-13 | Medtronic, Inc. | Supraventricular stimulation to control ventricular rate |
US10016233B2 (en) * | 2010-12-06 | 2018-07-10 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Treatment of atrial fibrillation using high-frequency pacing and ablation of renal nerves |
US8892204B2 (en) * | 2010-12-17 | 2014-11-18 | Medtronic, Inc. | Aortic pacing to control cardiac afterload |
US8478403B2 (en) | 2011-02-23 | 2013-07-02 | Pacesetter, Inc. | Implantable systems and methods for use therewith for monitoring and modifying arterial blood pressure without requiring an intravascular pressure transducer |
US8965511B2 (en) | 2011-08-30 | 2015-02-24 | Valencia Technologies Corporation | Implantable electroacupuncture system and method for reducing hypertension |
US9403016B2 (en) | 2012-03-27 | 2016-08-02 | The University Of Vermont And State Agricultural College | Cardiac pacemaker and uses thereof |
US9008769B2 (en) | 2012-12-21 | 2015-04-14 | Backbeat Medical, Inc. | Methods and systems for lowering blood pressure through reduction of ventricle filling |
JP6542678B2 (ja) | 2013-03-06 | 2019-07-10 | アコーダ セラピューティクス インコーポレイテッド | 心不全の治療または予防のためのニューレグリンまたはその断片の治療的投与の方法 |
US9114264B2 (en) | 2013-09-30 | 2015-08-25 | Pacesetter, Inc. | Implantable stimulation devices, and methods and systems for use therewith, that automatically adjust stimulation parameters to improve preload in an HF patient |
KR102471841B1 (ko) | 2013-12-19 | 2022-11-29 | 백비트 메디컬 엘엘씨 | 심방 압력을 조절하여 혈압을 조절하는 방법 및 시스템 |
US9370662B2 (en) | 2013-12-19 | 2016-06-21 | Backbeat Medical, Inc. | Methods and systems for controlling blood pressure by controlling atrial pressure |
US10342982B2 (en) | 2015-09-11 | 2019-07-09 | Backbeat Medical, Inc. | Methods and systems for treating cardiac malfunction |
US10485658B2 (en) | 2016-04-22 | 2019-11-26 | Backbeat Medical, Inc. | Methods and systems for controlling blood pressure |
US20200346015A1 (en) | 2018-01-12 | 2020-11-05 | University Of Louisville Research Foundation Inc. | Normalization of blood pressure with spinal cord epidural stimulation |
CN113692250A (zh) | 2019-04-11 | 2021-11-23 | 株式会社迪耀 | 影像数据的预处理装置 |
WO2023230501A2 (en) | 2022-05-25 | 2023-11-30 | Backbeat Medical, Llc | Methods and systems for customizing blood pressure reduction stimulation therapy |
WO2023235722A1 (en) | 2022-06-01 | 2023-12-07 | Backbeat Medical, Llc | Methods and systems for controlling blood pressure |
-
2013
- 2013-03-14 US US13/826,215 patent/US9008769B2/en active Active
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- 2018-12-20 JP JP2018238255A patent/JP6839163B2/ja active Active
-
2019
- 2019-02-15 US US16/276,958 patent/US10967188B2/en active Active
- 2019-04-04 JP JP2019072248A patent/JP6831087B2/ja active Active
- 2019-07-02 AU AU2019204758A patent/AU2019204758B2/en active Active
- 2019-09-26 US US16/583,371 patent/US11452875B2/en active Active
-
2020
- 2020-04-06 US US16/840,673 patent/US11097108B2/en active Active
- 2020-11-13 JP JP2020189356A patent/JP7222962B2/ja active Active
-
2021
- 2021-01-08 JP JP2021002191A patent/JP7138202B2/ja active Active
- 2021-03-18 US US17/205,114 patent/US11712567B2/en active Active
-
2022
- 2022-08-08 US US17/882,811 patent/US11986661B2/en active Active
- 2022-09-05 JP JP2022140686A patent/JP2022169807A/ja active Pending
-
2023
- 2023-06-14 US US18/334,436 patent/US20230405336A1/en active Pending
- 2023-12-19 US US18/545,095 patent/US20240173553A1/en active Pending
Patent Citations (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2010508979A (ja) * | 2006-11-07 | 2010-03-25 | カーディアック ペースメイカーズ, インコーポレイテッド | 高血圧の治療のための予備興奮ペーシング |
JP2010512958A (ja) * | 2006-12-22 | 2010-04-30 | カーディアック ペースメイカーズ, インコーポレイテッド | 心臓病の治療のためのav遅延の低減 |
US20100094370A1 (en) * | 2008-09-08 | 2010-04-15 | G & L Consulting, Llc | Methods and apparatus to stimulate heart atria |
Cited By (12)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US11406829B2 (en) | 2004-02-12 | 2022-08-09 | Backbeat Medical, Llc | Cardiac stimulation apparatus and method for the control of hypertension |
US11577059B2 (en) | 2005-03-02 | 2023-02-14 | Backbeat Medical, Llc | Methods and apparatus to increase secretion of endogenous naturetic hormones |
US11529520B2 (en) | 2006-09-25 | 2022-12-20 | Backbeat Medical, Llc | Methods and apparatus to stimulate heart atria |
US11083894B2 (en) | 2008-09-08 | 2021-08-10 | Backbeat Medical, Llc | Methods and apparatus to stimulate the heart |
US11759639B2 (en) | 2008-09-08 | 2023-09-19 | Backbeat Medical, Llc | Methods and apparatus to stimulate the heart |
US11097108B2 (en) | 2012-12-21 | 2021-08-24 | Backbeat Medical, Llc | Methods and systems for lowering blood pressure through reduction of ventricle filling |
US11452875B2 (en) | 2012-12-21 | 2022-09-27 | Backbeat Medical, Llc | Methods and systems for lowering blood pressure through reduction of ventricle filling |
US11712567B2 (en) | 2012-12-21 | 2023-08-01 | Backbeat Medical, Llc | Methods and systems for controlling blood pressure by controlling atrial pressure |
US11986661B2 (en) | 2012-12-21 | 2024-05-21 | Backbeat Medical, Llc | Methods and systems for lowering blood pressure through reduction of ventricle filling |
US11389658B2 (en) | 2015-09-11 | 2022-07-19 | Backbeat Medical, Llc | Methods and systems for treating cardiac malfunction |
US11426589B2 (en) | 2016-04-22 | 2022-08-30 | Backbeat Medical, Llc | Methods and systems for controlling blood pressure |
US11969598B2 (en) | 2016-04-22 | 2024-04-30 | Backbeat Medical, Llc | Methods and systems for controlling blood pressure |
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