特許 6924701 心不全を監視するための移植可能デバイスおよび関連方法

(19)【発行国】日本国特許庁(JP)

(12)【公報種別】特許公報(B2)

(11)【特許番号】6924701

(24)【登録日】2021年8月4日

(45)【発行日】2021年8月25日

(54)【発明の名称】心不全を監視するための移植可能デバイスおよび関連方法

(51)【国際特許分類】

   A61B 8/12 20060101AFI20210812BHJP

   A61F 2/90 20130101ALI20210812BHJP

   A61B 17/22 20060101ALI20210812BHJP

   A61N 1/05 20060101ALI20210812BHJP

   A61M 25/06 20060101ALI20210812BHJP

   A61M 25/10 20130101ALI20210812BHJP

   A61M 5/142 20060101ALI20210812BHJP

   A61B 5/07 20060101ALI20210812BHJP

【ＦＩ】

   A61B8/12

   A61F2/90

   A61B17/22 528

   A61N1/05

   A61M25/06 550

   A61M25/10 510

   A61M5/142

   A61B5/07

【請求項の数】15

【全頁数】52

(21)【出願番号】特願2017-560900(P2017-560900)

(86)(22)【出願日】2016年2月12日

(65)【公表番号】特表2018-506408(P2018-506408A)

(43)【公表日】2018年3月8日

(86)【国際出願番号】US2016017902

(87)【国際公開番号】WO2016131020

(87)【国際公開日】20160818

【審査請求日】2019年2月12日

(31)【優先権主張番号】62/115,435

(32)【優先日】2015年2月12日

(33)【優先権主張国】US

(31)【優先権主張番号】62/157,331

(32)【優先日】2015年5月5日

(33)【優先権主張国】US

(31)【優先権主張番号】62/172,516

(32)【優先日】2015年6月8日

(33)【優先権主張国】US

(73)【特許権者】

【識別番号】517281510

【氏名又は名称】ファウンドリー イノベーション アンド リサーチ １，リミテッド

【氏名又は名称原語表記】ＦＯＵＮＤＲＹ ＩＮＮＯＶＡＴＩＯＮ ＆ ＲＥＳＥＡＲＣＨ １，ＬＴＤ．

(74)【代理人】

【識別番号】100136319

【弁理士】

【氏名又は名称】北原 宏修

(74)【代理人】

【識別番号】100148275

【弁理士】

【氏名又は名称】山内 聡

(74)【代理人】

【識別番号】100142745

【弁理士】

【氏名又は名称】伊藤 世子

(72)【発明者】

【氏名】ギフォード、ハンソン、エス．、サード

(72)【発明者】

【氏名】デーム、マーク、イー．

(72)【発明者】

【氏名】モリス、ジョン

(72)【発明者】

【氏名】サットン、ダグラス、エス．

(72)【発明者】

【氏名】グレインジャー、ジェフリー、ジェイ．

(72)【発明者】

【氏名】ラジャセカール、ヴィジェイクマール

【審査官】 冨永 昌彦

(56)【参考文献】

【文献】 特表２０１２−５０２７３４（ＪＰ，Ａ）

【文献】 特開昭６３−３１７１３０（ＪＰ，Ａ）

【文献】 特開平０５−１３７７２５（ＪＰ，Ａ）

【文献】 特表２０１４−５３３９９３（ＪＰ，Ａ）

【文献】 特開２００３−２７５１６４（ＪＰ，Ａ）

【文献】 国際公開第２０１４／１５２３６５（ＷＯ，Ａ２）

【文献】 特開２０１４−１７６７５３（ＪＰ，Ａ）

【文献】 特開２００８−１１９２５３（ＪＰ，Ａ）

【文献】 特表２０１１−５２１６７８（ＪＰ，Ａ）

【文献】 特表２０１１−５０１９７２（ＪＰ，Ａ）

【文献】 特表平０６−５１０４４３（ＪＰ，Ａ）

【文献】 米国特許出願公開第２００４／０１３３０９２（ＵＳ，Ａ１）

【文献】 米国特許出願公開第２０１１／０２０８０６７（ＵＳ，Ａ１）

【文献】 米国特許出願公開第２０１２／０２９６２２２（ＵＳ，Ａ１）

【文献】 米国特許出願公開第２００６／０１７８６９５（ＵＳ，Ａ１）

【文献】 米国特許出願公開第２０１４／０３３０１３３（ＵＳ，Ａ１）

(58)【調査した分野】（Int.Cl.，ＤＢ名）

Ａ６１Ｂ ８／００ − ８／１５

Ａ６１Ｂ ５／０２ − ５／０３

Ａ６１Ｂ ５／０６ − ５／２２

Ａ６１Ｂ １３／００ − １８／１８

Ａ６１Ｂ １／００ − １／３２

Ａ６１Ｆ ２／００ − ２／９７

Ａ６１Ｍ ５／１４ − ５／１４２

Ａ６１Ｍ ２５／００

Ａ６１Ｎ １／００ − １／４４

(57)【特許請求の範囲】

【請求項1】

患者の血管腔を監視するための埋込型デバイスであって、
下大静脈の血管腔内の監視位置で前記下大静脈の寸法または容積の変化を検出するための検出素子と、
前記検出素子を前記監視位置に位置させると共に、前記血管腔の固定位置で前記埋込型デバイスを前記血管腔に固定するように構成されるアンカー素子と
を備え、
前記検出素子は、前記検出素子の動きを前記アンカー素子の動きから分離する結合素子によって、または、前記検出素子の動きと前記アンカー素子の動きとを縦方向に分離する細長い接続素子によって、前記アンカー素子から離されるように結合されている、
埋込型デバイス。

【請求項2】

前記検出素子は、少なくとも１つの能動マーカ素子を備える
請求項１に記載の埋込型デバイス。

【請求項3】

前記少なくとも１つの能動マーカ素子は、外部供給される磁場、電場または超音波場によって作動される
請求項２に記載の埋込型デバイス。

【請求項4】

前記少なくとも１つの能動マーカ素子は、コイルを備える
請求項２または３に記載の埋込型デバイス。

【請求項5】

前記検出素子は、少なくとも２つの受動マーカ素子を備える
請求項１に記載の埋込型デバイス。

【請求項6】

前記少なくとも２つの受動マーカ素子は、少なくとも２つの受動コイルを有する
請求項５に記載の埋込型デバイス。

【請求項7】

前記アンカー素子は、折畳および展開可能なステント様構造を有する
請求項１に記載の埋込型デバイス。

【請求項8】

前記ステント様構造は、自己展開する
請求項７に記載の埋込型デバイス。

【請求項9】

前記ステント様構造は、前記血管腔の壁に係合するように構成される外側固定フック含む
請求項７に記載の埋込型デバイス。

【請求項10】

前記アンカー素子は、複数の可撓性の弾性支柱を有し、
前記可撓性の弾性支柱は、前記埋込型デバイスの外側に向かって延びる前記血管腔の壁と係合するように構成される複数の遠位端を有する
請求項１に記載の埋込型デバイス。

【請求項11】

前記少なくとも１つの能動マーカ素子は、単一の超音波トランスデューサを含む、請求項２に記載の埋込型デバイス。

【請求項12】

前記少なくとも１つの能動マーカ素子は、少なくとも２つの電極を含む、請求項２に記載の埋込型デバイス。

【請求項13】

前記少なくとも１つの能動マーカ素子は、少なくとも２つのコイルを含む、請求項２に記載の埋込型デバイス。

【請求項14】

請求項１に記載の埋込型デバイスを備える心臓治療システムであって、
少なくとも電力モジュールおよび制御モジュールを含む埋込型ハウジングを含む埋込型心臓治療デバイスと、
前記検出素子を、前記埋込型ハウジング、および、前記埋込型ハウジングの中に収容された前記電力モジュールおよび前記制御モジュールに接続する少なくとも１つのリード線と、
少なくとも１つの心臓治療送達素子と、
前記少なくとも１つの心臓治療送達素子を、前記埋込型ハウジング、および、前記埋込型ハウジングの中に収容された前記電力モジュールおよび前記制御モジュールに接続する少なくとも１つのリード線と
をさらに備え、
前記制御モジュールは、
前記検出素子で信号を生成し、
前記検出素子により生成された信号に応答する信号を受信し、受信した信号は、監視位置における血管直径を示し、
前記信号に基づいて前記監視位置での大静脈直径を決定し、
前記決定された直径を基準直径と比較して、大静脈直径の変化を決定し、
前記決定された大静脈直径の変化に基づいて心臓状態を評価し、
評価された心臓状態に伝える少なくとも１つの治療デバイスによって送達される心臓治療を調節する
ための命令を実行する、心臓治療システム。

【請求項15】

患者を治療するための治療システムであって、
監視システムと、送信装置と、治療デバイスとを備え、
前記監視システムは、大静脈の寸法を監視するように構成された請求項１から１３のいずれか１項に記載の埋込型デバイスを含み、
前記埋込型デバイスは、大静脈内に埋め込むものであり、
前記送信装置は、前記寸法に基づいて、前記監視システムから得られるデータを送信し、
前記治療デバイスは、患者に埋め込まれ、前記送信装置によって送信された前記データを受信するように構成され、前記治療デバイスは、受信した前記データに基づいて患者に治療を施すように適合される、治療システム。

【発明の詳細な説明】

【発明の詳細な説明】

【0001】

〔関連出願情報〕
本出願は、２０１５年２月１２日に出願された、発明の名称「心不全監視用移植可能なデバイスおよび関連方法」という米国仮出願第６２／１１５，４３５号の優先権の利益を主張し、２０１５年５月５日に出願された、発明の名称「心不全監視システムおよび方法」という米国仮出願第６２／１５７，３３１号の優先権を主張し、かつ、２０１５年６月８日に出願された、発明の名称「下顎骨容積に基づく患者の生理学的状態を監視するための方法および装置」という米国仮出願第６２／１７２，５１６号の優先権を主張する。これらの出願の各々は、その全体が参照により本明細書に組み込まれる。

【0002】

〔技術分野〕
本発明は、概して、心臓の健康状態を監視するための医療デバイスおよび方法の分野に関する。具体的には、本発明は、心不全監視用の移植可能なデバイスに関し、より具体的には、急性非代償性心不全の早期兆候を検出するためのデバイスに関する。

【0003】

〔背景技術〕
心不全は、成人集団を苦しめる最も重要な慢性疾患の１つである。米国では、５７０万人の米国人が心不全を患っており、毎年８７万件の新たな症例が発生している。高齢化に伴い、この人口は増加しており、８０歳以上の人口の約１０％が心不全に悩まされている。２０３０年には８００万人のアメリカ人が心不全に罹患すると推定されている。心不全治療の費用は、年間３０億ドルを超えている。この費用のうちの２０億ドルは、直接的な医療費である。この費用は、今後１５年間で２倍以上になると見込まれている。

【0004】

慢性心不全患者では、これらの費用のかなりの部分が、急性非代償性心不全（ＡＤＨＦ）を処置するための入院によるものである。再入院は、その都度１週間にも及ぶ可能性があり、費用は約１０，０００ドルかかる。ＡＤＨＦは、心臓の機能低下と、水分および／または食塩の過剰摂取との組み合わせの結果であることが多い。これにより、血管系内に液体が蓄積される。左心房の血液量がより高い圧力で増加すると、肺の血圧が上昇し、これによって、最終的には肺に液体が充満し、呼吸を妨げる。この段階では、患者を入院させて彼らを慎重に管理しつつ、薬剤を送達させて、余分な水分を取り除くことが不可欠である。

【0005】

再入院の必要性を抑えるためにこれらの患者を管理することは、非常に困難である。水分量の増加を検出するために毎日患者の体重を測定すること、健康状態を評価するために毎日ナースコールをすることなど、患者を監視するための多くの非侵襲的アプローチが試みられてきた。より最近では、様々な移植（埋め込み）可能な監視デバイスが試験されている。一例は、St. Jude Medical、Inc.の「ＣａｒｄｉｏＭＥＭＳ」デバイスである。このデバイスは、肺動脈（ＰＡ）に埋め込まれた無線圧力監視器である。患者の胸部に外部電源および受信器を配置して、埋め込まれたセンサを充電し、それによって測定された圧力データを受信する。他の会社は、そのようなＰＡ圧力監視器の独自のバージョンを開発している。再入院を避けることによって、そのようなデバイスの費用の支払いを超えるお金が節約できる。

【0006】

ＡＤＨＦの発症を早期に測定し、患者および／または介護者に、行動、投薬または他の要因を調整するための十分な時間を与え、患者が結果的に明らかに混雑すること、および入院の必要性を回避することは重要である。ＣａｒｄｉｏＭＥＭＳのウェブサイトから得られる図４７は、入院を必要とするＡＤＨＦになるまでの生理学的変化のタイムラインを示す。代償不全の数週間前までにＩＶＣ容積の変化が起こるという臨床的証拠がある。

【0007】

心不全患者に加えて、血液透析患者は、慎重な量管理が慢性的に必要である。大量の流体が血液透析プロセスに関与し、血液量減少または体液過多にならないように患者を管理するためには、慎重な管理が必要とされる。血液透析の前、血液透析中、および血液透析後に、これらの患者の容積状態に関する即時のフィードバックを提供する監視器は、非常に有用であろう。

【0008】

このような監視器から恩恵を受けるであろう他の患者群がいる。例えば、敗血症性ショックまたは外傷によるオカルトショックの患者は、ＩＶＣの虚脱の程度を測定することによって同定可能な低灌流の影響を受ける。これらの急性事象を管理するためにデバイスを永続的に移植することは意味があるかもしれないし、ないかもしれない。しかし、患者がこれらの事象の再発を経験した場合、または患者が他の理由でこのような監視器を既に移植していた場合、ＩＶＣ監視器がこれらの患者の管理に役立つ可能性がある。

【0009】

うっ血性心不全は、肺に戻ってくる追加の血液量によって、流体を肺循環から肺の気道に滲出させて肺の鬱血を引き起こすことから、このように命名されている。患者は息切れになり、通常は入院が必要となる。そして、体液管理と利尿薬の積極的使用の組み合わせによって余分な体液を取り除きながら、患者は、慎重に管理される必要がある。

【0010】

これは、左心室が、肺から心臓に戻ってくる全量の血液を送ることができないために起こる。典型的には肺動脈ウェッジ圧の測定による左心房圧の測定は、一般に、心不全における鬱血を測定する最も直接的な方法と考えられているが、鬱血が検出され得る他の領域がある。追加の血液量が循環系に加えられると、ＩＶＣはその追加量が集まる最初の場所の１つである。論文を引用すると、「進行心不全患者では、左室収縮機能不全が左心房圧の上昇を引き起こす。圧力は肺循環を介して戻され、肺動脈高血圧を引き起こす。肺動脈高血圧症は、既存の右心室機能不全を悪化させ、三尖弁逆流を悪化させ、全身性の静脈鬱血をもたらす可能性がある。静脈鬱血および上昇した中心静脈圧が心不全の特徴である場合、（心エコー検査で測定される）下大静脈の拡張は、代償不全心不全の患者における良好な予後マーカであり得る」（Leeら、「進行性代償不全心不全における拡張下大静脈の予後的意義」、International Journal of Cardiovascular Imaging（2014）30：1289-1295）。

【0011】

ＩＶＣの直径は、右心房圧との相関も示し、腎機能および腎ナトリウム保持と相関し得る。これは、心不全の非常に重要な予後因子でもある。したがって、ＩＶＣ量および／または圧力の増加は、心不全状態の悪化の非常に効果的な早期指標であり得る。

【0012】

しかしながら、最近の研究では、呼吸周期にわたるＩＶＣ容積の変動が、平均ＩＶＣ容積、直径または圧力の単純な測定よりも、流体過負荷および／または心不全をより敏感に測定されることが示されている。インスピレーション（刺激）の間、胸腔内圧が低下し、それによって静脈還流が増加し、ＩＶＣの崩壊を引き起こす。呼気中、胸腔内圧が上昇し、静脈還流が減少し、ＩＶＣの容量が増加する。

【0013】

ＩＶＣは典型的には前後方向に崩壊するので、超音波によるＩＶＣ容積変化を測定する最も正確な技術は、ＩＶＣの前壁から後壁までの距離を測定することであることが、いくつかの研究から示唆されている。

【0014】

この測定を心不全に適用するにあたって、少なくとも1つの研究では、１５％未満の変化（前後寸法の最大値からＡ−Ｐ寸法の最小値を差し引いたものをＡ−Ｐ寸法の最大値で割ったものとして測定される）が、近い将来または現在のＡＤＨＦの使用となることが示唆されている。

【0015】

血管の寸法は、外部超音波、磁気共鳴イメージング、コンピュータ化軸方向断層撮影、または他の技術を使用して測定可能であり得るが、これらの画像化手順は、病院または他の特殊な施設で管理されなければならない。よって、連続モニタリングが許容されず、自宅または他の遠隔地にいる患者をモニタリングすることが不可能である。結果として、心不全患者の状態は、介護者がそれを認識する前に重大な状態に悪化し、死亡リスクおよび患者の治療費を劇的に増加させる可能性がある。

【0016】

埋め込み型デバイスのないＩＶＣ寸法の従来の研究は、超音波イメージングを用いて行われてきた。これは、通常、高度に訓練された医師または超音波技術者が、超音波装置を管理し、トランスデューサ（変換器）を皮膚に適切に接続し、適切な位置に超音波トランスデューサを配置し、ＩＶＣを識別し、正確な測定を行う必要がある。これは、心不全の患者またはその介護者が、通常、既存の機器で予測可能かつ正確に行うように訓練され得るものではない。さらに、これらのシステムは、典型的には、大きく、複雑で高価な機器を含む。このような機器は、特殊な医療施設の外部での使用に適していない。

【0017】

当該技術分野で理解されているように、移植可能な大静脈フィルタは、凝血塊を捕捉するまでに長い歴史がある。凝血塊は、脚の静脈から塞栓し、通過する血液中に溶解するまで、それらを大静脈に捕捉し、保持する。このようなＩＶＣフィルタの広範な臨床使用は、ＩＶＣにおけるインプラントの固定の安全性および実行可能性を実証し、ＩＶＣアンカーの積極的な形成方法や、デバイスが半径方向にどの程度力を及ぼすべきか、素子がどの程度の強度であるべきかなどに関する有用な技術を提供する。しかしながら、これまで何年にもわたってＩＶＣフィルタが広く使用されているにもかかわらず、ＩＶＣ内のインプラントが、流体容積またはＩＶＣ寸法の監視目的で利用され得るとは示唆されていなかった。さらに、ＩＶＣフィルタに血管の寸法を監視するためのセンサを装備する提案がなされたとしても、そのようなフィルタは目的に適さない。ＩＶＣフィルタを固定するために使用される固着構造は、流体容積の変化に応答して血管を本来の寸法および形状変化に拘束し、このような装置の有用性または精度を制限し得る。
〔開示の概要〕

【0018】

本明細書に開示された実施形態は、血管内腔の直径を監視するための移植可能なデバイスを含む。移植可能なデバイスは、監視位置で内腔の直径を検出する検出手段と、アンカー素子と、アンカー分離構造とを備える。前記アンカー素子は、前記検出手段が前記監視位置に位置決めされた状態で、アンカー位置で前記血管内腔に前記デバイスをしっかりと固定するように構成される。前記アンカー分離構造は、前記検出手段と前記アンカー素子との間に延在する。前記アンカー分離構造は、前記アンカー位置で前記アンカー素子によって引き起こされる前記血管の歪みから前記検出位置で前記検出手段を実質的に隔離するように特に構成された形状および長さを有する。

【0019】

１つの代替的な実施形態では、検出手段は、アンカー素子と対向する前記アンカー分離構造の端部に結合された能動マーカ素子を含む。前記アンカー素子は、第１の折りたたみ構造と第２の展開構造との間で移動可能な弾性部材を備える。前記第１の折りたたみ構成は、血管内腔直径よりも十分に小さい全体直径を有し、脈管構造を通る前記デバイスの展開を可能にする。第２の拡張された展開状態は、前記アンカー位置で血管内腔にしっかりと係合するのに十分な全体直径を有する。前記アンカー分離構造は、内腔壁および前記能動マーカ素子を侵食することなく前記能動マーカ素子を前記内腔壁と実質的に接触させて維持するのに十分な剛性を有する部材を有する。前記能動マーカ素子は、トランスデューサに対向する前記内腔壁の方向に実質的に方向付けられている。

【0020】

請求項１の他の代替的な実施形態では、前記検出手段は、電子カプセルを備える。電子カプセルは、前記アンカー素子の反対側の端部に配置された超音波トランスデューサを有する。前記電子カプセルは、制御モジュールによって制御される少なくとも電力モジュールおよび通信モジュールを収容し、超音波トランスデューサからの入力に基づいて信号を受信し、かつ、無線送信する。前記アンカー素子は、第１の折りたたみ構造と第２の展開構造との間で移動可能な入れ子式展開部材に固定されたループ状アンカーワイヤを備える。前記第２の展開構造のループワイヤは、前記アンカー位置で前記内腔の内径の実質的な部分と接触しながら、前記内腔の一つの壁に対して前記電子カプセルを配置するのに十分に拡張する。前記アンカー分離構造は、前記アンカー素子の展開部材と前記電子カプセルとの間に配置された可撓性部材を有する。前記アンカー分離構造は、前記内腔の前記一つの壁に対して前記電子カプセルを維持するのに十分な剛性を有し、前記アンカー位置における前記内腔の歪みのない直径の約１から４倍の長さを有する。

【0021】

開示されるさらなる代替の実施形態は、心臓治療システムである。心臓治療システムは、少なくとも電力モジュールおよび制御モジュールを含む移植可能なハウジングを含む移植可能な心臓治療デバイスと組み合わせて、上記の移植可能な監視デバイスを備える。また、心臓治療システムは、前記検出手段を、移植可能なハウジングおよびその中に収容されたモジュールに接続する少なくとも１つのリード線と、少なくとも１つの心臓治療送達素子と、前記少なくとも１つの治療送達素子を移植可能なハウジングおよびその中に収容されたモジュールに接続する少なくとも1つのリード線とを備える。制御モジュールは、前記検出手段で信号を生成するための命令を実行するように構成される。そして、制御モジュールは、前記検出手段により生成された信号に応答する信号を受信し、受信した信号は監視位置における血管直径を示すステップと、前記信号に基づいて前記監視位置での大静脈直径を決定するステップと、前記決定された直径を基準直径と比較して、大静脈直径の変化を決定するステップと、前記決定された大静脈直径の変化に基づいて心臓状態を評価するステップと、評価された心臓状態に伝える少なくとも１つの治療デバイスによって送達される心臓治療を調節するステップとを実行する。

【0022】

別の開示された実施形態では、血管内腔の直径を監視するための移植可能なデバイスは、電子カプセルと、ループ状アンカーワイヤと、可撓性アンカー分離部材とを備える。電子カプセルは、一端に配置された超音波トランスデューサを有する。電子カプセルは、制御モジュールによって制御される少なくとも電力モジュールおよび通信モジュールを含み、超音波トランスデューサからの入力に基づいて、信号を受信し、かつ無線送信する。超音波トランスデューサは、実質的に内腔壁と接触して構成され、反対側の内腔壁からのエコー反射によって監視位置で内腔の直径を検出する。ループ状アンカーワイヤは、第１の折りたたみ構造と第２の展開構造との間で移動可能な入れ子（伸縮）式展開部材に固定され、前記第２の展開構造における前記ループ状アンカーワイヤは、アンカー位置で内腔の内径の実質的な部分と接触しながら、前記内腔の一つの壁に対して前記電子カプセルを配置するのに十分な径を有する。可撓性アンカー分離部材は、管状の展開部材と前記電子カプセルとの間に配置される。アンカー分離構造は、前記内腔の前記一つの壁に対して前記電子カプセルを保持するのに十分な剛性を有する。可撓性アンカー分離部材は、アンカー位置で前記ループ状アンカーワイヤを固定することによって引き起こされる血管内腔の歪みから前記遠視カプセルを少なくとも実質的に隔離するのに十分に構成された形状および長さを有する。

【0023】

さらなる開示された実施形態では、血管内腔の直径を監視するためのシステムは、少なくとも２つの移植可能な（埋め込み型）受動マーカ素子と、血管内送達デバイスと、検出手段とを備える。受動マーカ素子は、監視位置で血管内腔壁にまたは内腔内に埋め込まれるように構成される。血管内送達デバイスは、前記受動マーカ素子を前記監視位置に送達して埋め込むための装置である。検出手段は、埋め込まれた前記受動マーカ素子の互いの位置および動きを検知するために患者の体外に配置されるように構成される。

【0024】

別の開示された実施形態は、血管腔直径を監視するための移植可能なデバイスである。このデバイスは、超音波トランスデューサと、電子カプセルと、アンカー部材と、可撓性アンカー分離部材とを備える。超音波トランスデューサは、内腔壁と実質的に接触して位置決めされ、反対側の内腔壁からのエコー反射によって監視位置で内腔径を検出するように構成される。電子カプセルは、制御モジュールによって制御される少なくとも電力モジュールおよび通信モジュールを含み、前記超音波トランスデューサからの入力に基づいて信号を受信し、かつ無線送信する。アンカー部材は、前記血管内腔内のアンカー位置に前記移植可能なデバイスを回転可能かつ長手方向に固定するように構成される。可撓性アンカー分離部材は、前記アンカー部材と、前記超音波トランスデューサとの間に配置される。アンカー分離構造は、前記内腔の前記一つの壁に対して前記超音波トランスデューサを保持するために選択された形状および剛性を有する。前記可撓性アンカー分離部材は、超音波トランスデューサを、アンカー位置でアンカー部材によって引き起こされる血管内腔の歪みから少なくとも実質的に隔離するように特に構成された形状および長さを有する。

【0025】

別の開示による血管内腔の直径を監視するための移植可能なデバイスは、超音波トランスデューサと、電子カプセルと、アンカー部材とを備える。超音波トランスデューサは、内腔壁と実質的に接触して位置決めされ、反対側の内腔壁からのエコー反射によって監視位置で内腔の直径を検出するように構成される。電子カプセルは、前記超音波トランスデューサからの入力に基づいて信号を受信し、かつ無線送信するための制御モジュールによって制御される少なくとも電力モジュールおよび通信モジュールを含む。アンカー部材は、血管内腔のアンカー位置に、前記移植可能なデバイスを回転可能かつ長手方向に固定するように構成され、前記超音波トランスデューサを前記内腔の１つの壁に対して保持するように選択された形状および剛性を有する。前記電子カプセルは、アンカー素子に直接取り付けられてもよい。

【0026】

本開示の別の態様では、移植されたデバイスで血管内腔の直径を連続的に監視する方法は、監視位置で内腔の壁に少なくとも１つのマーカ素子を移植するステップと、アンカー位置で前記マーカ素子を前記内腔壁に固定するステップであって、前記アンカー位置は、前記固定に起因して前記マーカ素子を前記内腔壁の歪みから隔離するのに十分な距離だけ前記監視位置から離間させるステップと、前記監視位置における血管径を示す前記少なくとも１つのマーカ素子と協働して信号を生成するステップと、前記信号を受信するステップと、その信号に基づいて血管の直径を決定するステップとを備える。

【0027】

本開示の方法の態様のさらなる実施形態では、患者の心臓状態を治療する方法は、監視デバイスの少なくとも１つの能動マーカ素子が、監視位置で大静脈壁に対して位置決めされるように、大静脈壁に監視デバイスを移植するステップと、アンカー位置で、監視デバイスを大静脈壁に固定するステップであって、前記アンカー位置は、固定に起因した内腔壁の歪みから少なくとも１つの能動マーカ素子を隔離するのに十分な距離だけ監視位置から間隔をおいて配置されるステップと、心臓治療を行うように構成された少なくとも１つの治療デバイスを移植するステップと、前記少なくとも１つの能動マーカ素子で前記監視位置における血管直径を示す信号を生成するステップと、前記信号を受信するステップと、前記信号に基づいて前記監視位置での大静脈直径を決定するステップと、前記決定された直径を基準直径と比較して、大静脈直径の変化を決定し、前記決定された大静脈直径の変化に基づいて心臓状態を評価するステップと、評価された心臓状態に合致した少なくとも１つの治療デバイスによって行われる心臓治療を調節するステップとを含む。

【0028】

本明細書で開示される別の方法は、患者の心臓状態を監視する方法である。この方法は、アンカー位置においてアンカー素子を用いて、一対のマーカまたはセンサをさらに有する血管内デバイスを大静脈内に移植するステップと、前記一対のマーカまたはセンサから信号を受信するステップと、信号に基づいて前記大静脈の直径を決定するステップとを含む。前記一対のマーカまたはセンサは、監視位置において大静脈の対向する壁と係合するように配置される。前記移植するステップは、前記信号に基づく前記直径の決定が、前記アンカー位置での前記アンカー素子による前記大静脈壁の歪みによって実質的に影響されないように、前記監視位置から十分に離れた前記アンカー位置に前記アンカー素子を配置することを含む。

【0029】

別の開示された実施形態では、監視システムは、血管内デバイスと、少なくとも１つのアンカー素子と、アンカー分離構造と、外部デバイスとを備える。血管内デバイスは、体腔内の血管に埋め込まれるように構成され、血管の対向する内壁に対して付勢または固定された第１および第２のマーカを有する。少なくとも１つのアンカー素子は、体腔壁に前記血管内デバイスを固定して配置するように構成される。アンカー分離構造は、前記少なくとも１つのアンカー素子と前記第１および第２のマーカとの間に配置される。前記アンカー分離構造は、前記第１および第２のマーカを監視位置から十分に離れた位置に配置するように特に構成された長さを有する。これにより、前記マーカに由来する直径計算は、アンカー素子による大静脈壁の歪みによって実質的に影響されない。外部デバイスは、前記血管内デバイスから第１の信号を受信し、前記信号に基づいて前記第１のマーカと前記第２のマーカとの間の距離を計算するように適合される。

【0030】

さらなる実施形態では、血管内デバイスは、血管内に固定するためのアンカー構造と、第１及び第２のアームとを備えている。前記第１および第２のアームは、前記アンカー構造から長手方向に延びる。前記第１及び第２のマーカは、前記第１及び第２のアームにそれぞれ結合されている。前記第１および第２のアームは、血管壁に対して前記第１および第２のマーカを付勢し、前記第１および第２のマーカが血管壁の生理的な動きとともに内向きおよび外向きに動くように構成されている。

【0031】

さらに別の実施形態は、患者を治療するための治療システムである。このシステムは、監視システムと、送信装置と、治療デバイスとを備える。監視システムは、大静脈の寸法を監視するように構成された大静脈内移植用の血管内インプラントを含む。送信装置は、前記寸法に基づいてデータを送信する。治療デバイスは、患者に移植され、前記監視システムから送信されたデータを受信するように構成される。前記治療デバイスは、受信したデータに基づいて患者に治療を施すように適合される。

【図面の簡単な説明】

【0032】

クレームされた発明を図示および例示する目的で、図面は、本開示の実施形態の態様を示す。しかしながら、クレームされた発明は、図面に示される例示的な実施形態の正確な配置および手段に限定されないことを理解されたい。

【図1】図1は、本開示による下大静脈（ＩＶＣ）に配置された移植可能デバイスの一実施形態の模式図である。

【図2A】本開示に記載された実施形態におけるＩＶＣおよび電極の相対的な位置を示す断面模式図である。

【図2B】本開示に記載された実施形態におけるＩＶＣおよび電極の相対的な位置を示す断面模式図である。

【図2C】本開示に記載された実施形態におけるＩＶＣおよび電極の相対的な位置を示す断面模式図である。

【図2D】本開示に記載された実施形態におけるＩＶＣおよび電極の相対的な位置を示す断面模式図である。

【図3】移植可能なデバイスの開示された一実施形態の模式図であり、脈管構造におけるその配置を示している。

【図4】移植可能デバイスの別の開示された実施形態の模式図であり、脈管構造におけるその配置を示している。

【図5】ＩＶＣの部分断面部分に配置されたさらに別の実施形態の斜視図である。

【図6】図５に示す実施形態の側面図であり、ＩＶＣの部分断面図である。

【図7】上面からＩＶＣを見た場合の図５の実施形態の平面図である。

【図8】下面からＩＶＣを見た場合の図５の実施形態の平面図である。

【図9】折りたたみ構造における図５の実施形態のアンカー素子の詳細を示す図である。

【図10】図５の実施形態のアンカー素子の拡張状態または展開状態の詳細を、ＩＶＣの外側から見た図である。

【図11】さらなる実施形態にかかるアンカー素子の展開構造および折りたたみ構造をそれぞれ示す斜視図である。

【図12】さらなる実施形態にかかるアンカー素子の展開構造および折りたたみ構造をそれぞれ示す斜視図である。

【図13】図１１および図１２の実施形態を示す斜視図であり、ＩＶＣ内で展開されているように見える図である（説明の便宜上、向きは、この図または同様の図で解剖学的に正確であることを意図していない）。

【図14】折りたたみ構造および展開構造のアンカー素子のさらに別の実施形態をそれぞれ示す斜視図である。

【図15】折りたたみ構造および展開構造のアンカー素子のさらに別の実施形態をそれぞれ示す斜視図である。

【図16】図１４および図１５の実施形態を示す斜視図であり、ＩＶＣ内で展開されているように見える図である。

【図17】ステント状のアンカー素子及び電子カプセルを有する移植可能ＩＶＣ監視器の別の実施形態を示す側面図である。

【図18】折りたたみ構造および拡張／展開構造のアンカー素子のさらに別の実施形態をそれぞれ示す斜視図である。

【図19】折りたたみ構造および拡張／展開構造のアンカー素子のさらに別の実施形態をそれぞれ示す斜視図である。

【図20】図１８および図１９の実施形態を示す斜視図であり、異なる寸法のＩＶＣ内で展開されているように見える図である。

【図21】図１８および図１９の実施形態を示す斜視図であり、異なる寸法のＩＶＣ内で展開されているように見える図である。

【図22】本開示によるＩＶＣ内に配置された移植可能デバイスのさらなる実施形態の模式図である。

【図23】本開示によるＩＶＣ内に配置された移植可能デバイスのさらに別の実施形態の模式図である。

【図24】本開示による移植可能デバイスのさらなる実施形態の模式図である。

【図25】本開示によるＩＶＣ内に配置された移植可能デバイスのさらなる実施形態の模式図である。

【図26】本開示によるＩＶＣ内に配置された移植可能デバイスの別の実施形態の模式図である。

【図27A】本開示による移植可能デバイスのさらなる実施形態の模式図である。

【図27B】本開示による移植可能デバイスのさらなる実施形態の模式図である。

【図28A】本開示の代替案によるＩＶＣ上の外部配置のために構成されたデバイスの実施形態の送達および配置を示す一連の模式図である。

【図28B】本開示の代替案によるＩＶＣ上の外部配置のために構成されたデバイスの実施形態の送達および配置を示す一連の模式図である。

【図28C】本開示の代替案によるＩＶＣ上の外部配置のために構成されたデバイスの実施形態の送達および配置を示す一連の模式図である。

【図29】ＩＶＣ［１Ａ−００５］において展開された別の代替デバイスの実施形態を示す図である。

【図30】本開示に記載されたシステムの代替の実施形態を模式的に示す図である。

【図31】展開されたデバイス内での超音波を使用したマーカの検出のための実施形態を示す模式図である。

【図32】開示された一実施形態によるシステムにおける身体の横断面上のマーカおよび２つのセンサの配置を示す模式図である。

【図33】本開示に記載のシステムの別の実施形態を示す模式図である。

【図34A】本明細書に開示される例示的な一実施形態による、ＩＶＣの壁の内側層と外膜層との間のマーカの配置または注入を示す図である。

【図34B】本明細書に開示される別の例示的な実施形態におけるＩＶＣの壁の外部表面へのマーカの送達および付着を示す図である。

【図35】送達カテーテルを通してマーカが配置される他の例示的な実施形態を示す図である。送達カテーテルは、マーカが送達カテーテルの遠位端に到達するまで２つの顎の間にマーカを保持し、遠位端で顎が分離してマーカを放出する。

【図36A】ガイドワイヤコイルの一実施形態を示す図である。

【図36B】エコー反射特性を付与するために空気を永久に閉じ込めるポリマーで被覆されたガイドワイヤコイルを示す図である。

【図36C】エコー反射率を増加させるように構成された表面組織を有するコイル状リボンマーカの断面の拡大図である。

【図36D】マーカの別の実施形態を示す図である。マーカは、空気の密封チューブのような単純なエコー反射チューブを含み得る。

【図36E】マーカの別の実施形態を示す図である。この例では、シリコーンなどの鋳造ポリマーのチューブは、チューブ壁に埋め込まれたエコー反射特性ガス気泡を含む。

【図37A】本明細書に開示された代替実施形態による粒子として形成されたマーカの様々な実施形態を示す図である。

【図37B】本明細書に開示された代替実施形態による粒子として形成されたマーカの様々な実施形態を示す図である。

【図37C】本明細書に開示された代替実施形態による粒子として形成されたマーカの様々な実施形態を示す図である。

【図38】ＩＶＣの壁に注入されたマーカ粒子と混合されたゲルを含む、本明細書に開示されるマーカのさらなる例示的な実施形態の拡大図である。

【図39A】ＩＶＣ壁に内皮化されたパッチを含む粒子／マーカの断面図である。

【図39B】ＩＶＣ壁に接着して埋め込むために、マイクロニードルまたはマイクロフックの「ベルクロ（登録商標）様」組織を利用する代替のマーカパッチの断面図である。

【図40A】本明細書に開示されるさらなる代替実施形態による、１つ以上のマーカのバルーン送達を示す図である。

【図40B】マーカ送達および配置中に血流が維持されるように２つのバルーンカテーテルが使用される別の代替の実施形態を示す図である。

【図41】本明細書で説明されるような２つのＩＶＣマーカ間の相対距離のより一貫して正確な測定値を提供するように構成された外部送信器／受信器の例示的な実施形態を示す図である。

【図42】通信監視デバイスおよび治療デバイスを採用するさらに別の代替的なシステムを示す模式図である。

【図43】ＩＶＣ壁を通る直接通信を採用する別の代替的なシステムを示す模式図である。

【図44】直接通信のために血管内リード線を採用するさらに別の代替的なシステムを示す模式図である。

【図45】ＩＶＣ監視デバイスをＩＶＣに埋め込んだ後、肺動脈内の送達カテーテルによって埋め込まれる肺動脈センサの例示的な一実施形態を示す図である。

【図46】本明細書に記載の様々な実施形態の通信およびコンピュータ化実装の実施形態を示すブロック図である。

【図47】ＡＤＨＦの入院に至る典型的な症状のタイムラインを示す図である。

【発明を実施するための形態】

【0033】

〔実施形態の開示〕
本明細書に開示される様々な実施形態は、心不全の急性重症度の早期警告信号として、下大静脈（ＩＶＣ）の容積および／または圧力の変動を監視し、検出することを意図している。本明細書に記載の移植可能ＩＶＣ監視器、マーカおよび関連するシステム、デバイスおよび方法により、患者および医師が積極的な措置を取ることができ、入院を必要とする急性代償不全を予防することができる。このようなデバイスおよび方法は、容積管理が慢性的な課題である血液透析患者の管理にも役立つ可能性がある。従って、本開示では、様々な形態の移植可能なデバイスを使用して、臨床的必要性に応じて多かれ少なかれ連続的にＩＶＣ容量および／または圧力を測定するための方法および装置を記載する。

【0034】

ＩＶＣの寸法または容積の変化を正確に測定するために、本発明のデバイスは、血管の自然な拡張および収縮に影響を与えることなく、あるいは、それが説明可能な程度に既知であり、または予測可能な方法で影響を与えることによって、血管内または血管上の所望の位置に固定されるように構成されなければならない。本明細書で開示される実施形態の多くにおいて、埋め込み可能な監視デバイスは、アンカー部材、および検知／マーカ素子を含む。アンカー部材は、デバイスを血管に固定し、長手方向および回転方向の両方でデバイスを固定する。検知／マーカ素子は、血管拡張および収縮に応答して、血管の寸法変化の監視を可能とする。このような実施形態では、アンカー素子は、検知／マーカ素子によって測定される血管の寸法を歪ませないことが重要である。好ましい実施形態では、検知／マーカ素子は、アンカー素子から隔離される。これにより、血管は、有意な制約なしに測定部位で自然に膨張および収縮することができる。いくつかの実施形態では、この隔離は、測定部位における血管運動に対するアンカーの影響を最小にするのに十分な距離だけ、アンカー部材から検知／マーカ素子を長手方向に分離することを含む。このような実施形態では、検知／マーカ素子は、細長い接続素子によってアンカー部材に結合されるであろう。細長い接続素子は、必要な分離を提供するのに十分な長さおよび可撓性を有する。また、細長い接続素子は、測定部位において検知／マーカ素子の位置を維持するのに十分な剛性を有する。また、多くの実施形態では、細長い接続素子は、血管が内方および外方に移動するときに、血管の壁に対して検知／マーカ素子を付勢するための適切な形状および弾性を有する。また、このような接続素子は、所定の長さを有し、ＩＶＣの所望の位置にアンカー部材を移植できるようする。好ましい実施形態では、検知／マーカ素子は、肝静脈よりもわずかに下側であってアンカー部材と右心房との間のＩＶＣ内に位置する。ある例示的な実施形態では、このような接続素子は、血管径の１から４倍の範囲内の長さ（例えば、１−８ｃｍ）を有し、より望ましくは血管径の１から３倍の長さ（例えば、２−６ｃｍ）を有し、好ましくは血管径の１から２倍の長さ（例えば、２−４ｃｍ）を有する。いくつかの実施形態では、アンカー素子とマーカ素子との間の長手方向の距離を、約３−５ｃｍにするように分離することが望ましい。また、腎動脈より幾分下側にアンカー素子を配置することが望ましい。これにより、マーカ素子を腎静脈と肝静脈との間に入れることができる。１つの好ましい実施形態では、マーカ素子は、肝静脈の約２ｃｍ下から腎静脈に至るまでの範囲にある監視位置に配置される。他の実施形態では、アンカーと検知／マーカとの空間的分離の代わりに、またはそれに加えて、アンカー素子と検知／マーカ素子との間の機械的結合によって、分離が行われてもよい。ここで、機械的結合は、検知／マーカ素子のアンカーからの移動を機械的に分離する。機械的結合は、例えば、バネ、ヒンジ、可撓性リンク、または他のタイプの分離カップリングなどである。

【0035】

心不全患者は、ＩＶＣを介して挿入される監視および治療のためのカテーテルをしばしば受け入れる。そのため、本発明の好ましい実施形態では、位置ずれまたは機能の損傷の危険を冒すことなく、移植された監視デバイスの位置を過ぎて、カテーテルおよびその他のデバイスの配置が可能なように構成されるであろう。いくつかの実施形態では、本発明のデバイスは、血管内腔を拘束する（すなわち、横切って延在する）か、または実質的に血管内腔を閉塞することなく、血管壁に固定されるように構成される。

【0036】

本明細書に記載のある実施形態では、本発明の監視デバイスは、所定の方向または所定の軸に沿って血管の寸法を測定するように構成されている。このような実施形態は、そのような指向性測定を可能にする位置での血管内への移植を容易にするように構成される。例示的な実施形態では、本発明のデバイスは、前後方向のＩＶＣ直径を測定するように構成される。このような実施形態では、デバイスは、呼吸サイクルを通じてＩＶＣの後壁および／または前壁に対して検知素子またはマーキング素子を優先的に配置および維持するように構成される。例示的な実施形態は、デバイスを血管内の所望の回転位置に優先的に配置するように展開する固定素子をさらに含んでもよい。例えば、このような固定素子は、ＩＶＣの楕円形断面形状の利点を享受し、それ自体が所望の回転方向に自然に着座する形状を有していてもよいし、そのような特徴を含んでいてもよい。

【0037】

例えば、図１の実施形態によって示されるように、本明細書に開示される１つのタイプのデバイスは、ＩＶＣの壁に対して邪魔にならない可撓性のある電極などの可撓性マーカ素子を有することができる。このタイプのデバイスの様々な実施形態が、以下により詳細に説明される。ＩＶＣの形状／容積の変化に基づいてマーカ素子位置が互いに対して変化すると、その変化は、マーカ素子間で交換される信号またはフィードバックによって決定され得る。例えば、ＩＶＣの体積が減少するにつれて、丸い形状で完全に膨らまされてから、より平らな形状になる可能性がある。ＩＶＣの断面の周りに円周方向に展開された多数のマーカ素子を有する設計では、これは、ＩＶＣが崩壊するにつれて特定のマーカ素子が互いに接近し、いくつかのマーカ素子はさらに離れて移動する可能性があることを意味する。また、図２Ａ、２Ｂ、２Ｃ、および２Ｄは、この変化がどのように起こり得るかを模式的に示す。図示されているように、ＩＶＣ崩壊を伴うマーカ素子の近接度の変動は、ＩＶＣの崩壊軸に対するデバイスの向きに依存する。図２Ａおよび図２Ｂを参照すると、マーカ素子ａおよびｃは、ＩＶＣが崩壊するにつれてより近くになる一方、マーカ素子ｂおよびｄは、より離れて移動することが分かる。図２Ｃおよび２Ｄに示すように、マーカ素子ａ、ｂ、ｃ、およびｄは、ＩＶＣが崩壊するにつれてより近くなる。あるいは、単一のマーカ素子に、反対側のＩＶＣ壁から反射され得る信号種を提供することができる。単一のマーカ素子が使用され、信号が反対側のＩＶＣ壁から反射された場合、同じ原理が適用される。このような例では、単一マーカ素子は、図２Ａおよび図２Ｂに示されている位置ａに配置されてもよく、このとき反射壁は通常位置ａの真向かいの位置ｃにある。

【0038】

一般に、本明細書で開示される実施形態で使用されるマーカ素子は、能動マーカ素子または受動マーカ素子であり得る。能動マーカ素子の例には、超音波トランスデューサ、電極および誘導コイルが含まれる。受動マーカ素子は、一般に、エコー反射などの信号反射性を有する。信号反射は、体外からマーカ素子に向けられた超音波信号を反射し得る。マーカ素子が電極で構成される実施形態では、どの電極が前壁および後壁に最も直接的に配置されるかを決定し、これらの電極間のインピーダンスの変動を測定することが最も効果的であり得る。あるいは、システムは、各電極から他の各電極へのインピーダンスを測定し、インピーダンスの変化を用いて形状の変化を推定することができる。あるいは、対向するすべての電極対のインピーダンスを並列に組み合わせて、その単一の全体的なインピーダンス読み出しの変化を見ることも同様に効果的である。

【0039】

ある状況では、ＩＶＣまたは上大静脈（ＳＶＣ）の長さに沿った縦方向（長手方向）インピーダンス、またはその両方を測定することが代替的に有効であり得る。ＩＶＣおよび／またはＳＶＣが崩壊するにつれて、ＩＶＣおよびＳＶＣの断面積が減少する。これは、その長さに沿ってインピーダンスの有意な変化につながる可能性がある。この代替案を採用する１つの例示的な実施形態を、図３５に示し、以下に詳しく説明する。

【0040】

移植可能な可撓性電極の使用によるＩＶＣにわたるインピーダンスの単純な測定に加えて、移植可能なデバイスがＩＶＣの形状の変化を測定することのできる他の多くの方法がある。このようなさらなる代替案は、デバイスの半径方向または円周方向の素子に取り付けられたひずみゲージまたは変位センサなどの素子、近接センサなどを含む。この点に関する１つの例示的な実施形態を、図２４に示し、以下に詳しく説明する。

【0041】

流体圧センサは、ＩＶＣ状態の変化を測定するのに有用であり得る。あるいは、ＩＶＣを流れる流量は、ドップラー超音波センサまたは他のセンサを用いて測定することができる。ＩＶＣの容積および断面積が変化すると、ＩＶＣを流れる血流の速度は、反比例かつ比例して変化することがあるが、姿勢、運動レベルなどの変化によって血液量および流量も変化する。このアプローチでは、心拍数だけでなく、心拍出量も測定し、流量を標準化したり、患者が安静時に取り得る測定値を確認したりすることに役立ち得る。姿勢および動作を測定するために、慣性センサを含めることもできる。ＭＥＭＳ慣性センサが開発されている。このセンサは、小型で消費電力は非常に少ない。姿勢の変化および活動レベルを検出するために、脚のような身体または脈管系の他の場所に基準圧力センサまたは慣性センサを埋め込むことも有用であり得る。

【0042】

さらなる代替的な測定手段は、ソノマイクロメトリーを使用することである。これは、微小な音波信号を送信する小さな圧電結晶センサを含む。微小な音波信号は、次に他のセンサによって検出され、電気信号に変換される。これらの信号の送受信間の時間を分析することにより、結晶間の距離を正確に測定することができる。さらなる代替的な測定手段は、ＩＶＣに音波振動を伝達することであり、その信号の反射または共振を測定することによって、ＩＶＣの全体的な容積または寸法を決定することができる。

【0043】

これらの異なる方法の選択は、ＩＶＣ容積および圧力の変化をどれが最も一貫して正確に測定するかを決定することに部分的に依存する。エネルギー消費を最小限に抑えることは、外部電源を使用してデバイスに電力を供給したり再充電したりしない限り、長年機能する移植可能なデバイスにとって不可欠な素子である。

【0044】

別の実施形態では、１つまたは複数のデバイスをＩＶＣの外面に移植して、血管寸法の変化を検出することができる。例えば、２つの離間した電極を有する単一のデバイス、またはそれぞれが自身の電極を有する２つの別々のデバイスを、外部ＩＶＣ壁に固定し、電極間のインピーダンスを測定するために使用することができる。あるいは、歪みゲージを有するデバイスを外壁に固定して、壁上の２点間の応力、歪み、または変位を測定することができる。別の実施形態では、応力センサまたは変位センサを組み込んだワイヤループまたはバンドをＩＶＣの周囲に配置して、ループまたはバンドの大きさまたは張力の変化に基づいて、ＩＶＣ円周の変化を検出することができる。このようなデバイスは、大口径の針または他の薄型の送達器具を用いて送達されるように小型化され得る。薄型の送達器具は、胸壁または腹壁の小さな穿刺部を通って配置され、ＩＶＣ上の所望の位置に送達され得る。

【0045】

この監視は、データ強度とバッテリ寿命との間の所望のトレードオフに応じて、連続的にまたは断続的に実行されてもよい。患者が横たわっていて休息している夜間にのみ測定を行うのが最も効率的であるかもしれない。ＩＶＣの寸法を無作為に、または特定の時間間隔で間欠的に測定することが望ましい場合がある。これらの断続的な測定は、結果として、心臓サイクルおよび呼吸サイクルにおける無作為なポイントでのＩＶＣ膨張を数分、数時間または数日間にわたって測定することになるが、ＩＶＣ変動の効果的な画像が明らかとなり得る。あるいは、デバイスは、１つまたは複数の心臓サイクルおよび／または呼吸サイクルの全体にわたる断続的な連続測定を行い、最大および最小のＩＶＣ体積の効果的な測定値を得ることができる。これらの体積の最小値と最大値との差は、重要な予後指標となる可能性がある。最小ＩＶＣ体積と最大ＩＶＣ体積との間にわずかな差異がある場合は、それが鬱血の指標となる可能性がある。

【0046】

図に示される例示的な実施形態は、より詳細に記載され、本開示の様々な構造および設計をさらに説明する。本明細書に含まれる教示に基づいて当業者には明らかであるように、種々開示された実施形態の異なる特徴は、説明の便宜上、図面に具体的に示されている実施形態以外の実施形態とともに用いられてもよい。可能な組み合わせの数が与えられると、特徴の各組み合わせを別々に示すために、簡潔な開示内では不可能であることは、当業者に理解される。非限定的な例として、図５から図２１に示される異なるアンカー素子、並びに図１、図３−５、および図２２−３０に示されるマーカ素子のそれぞれは、異なる組み合わせで、または本明細書の異なるインプラントと個別に使用することができる。

【0047】

図１に示すように、監視デバイス１００は、いくつかの可撓性絶縁アーム１０３を有することができる。可撓性絶縁アーム１０３は、ＩＶＣの壁Ｗに対して受動的に配置される。マーカ素子１０６（以下では、マーカ素子、または電極、コイルまたは超音波素子などの特定のマーカ素子タイプと総称する）は、アーム１０３に取り付けられることができ、好ましくは、装置１００の本体から離間して端部に配置される。例示的な一実施形態では、マーカ素子１０６はアーム１０３に搭載された電極１０６を含み、電極間のインピーダンスは、以下にさらに説明するように、適切な監視デバイスおよび手段によって監視されることができる。２つ、３つ、または４つの電極１０６が存在してもよく、または多数の電極が存在してもよい。２つを超えるアーム１０３が存在してもよい。アーム１０３が２つのみの場合、それらがＩＶＣの前壁および後壁に配置されれば、最も効果的な測定値を生成することができる。電極１０６または他のマーカ素子は、特定の１つの断面においてＩＶＣの周りに円周方向に配列されてもよい。または、２つ以上の特定の断面に電極があってもよい。または、ＩＶＣの長さにわたって配置されてもよい。インピーダンスは、すべての異なる電極間のマトリックスで測定してもよいし、あるいは、システムは、対向する壁の電極間のインピーダンスの測定に集中し、ＩＶＣの崩壊を最も効率的に測定してもよい。

【0048】

あるいは、電極間のインピーダンスを測定する代わりに、マーカ素子１０６は、誘導コイルを含むことができる。誘導コイルは、図１のデバイス１００のアーム１０３の端部に配置することができる。低電流を１つのコイルに供給することができ、他のコイルの誘導電流を測定してコイル間の距離を求めることができる。

【0049】

さらなる代替の実施形態は、デバイス１００の対向するアーム１０３上にマーカ素子１０６として２つの超音波結晶を配置することを含む。１つの結晶からの超音波信号を対向する結晶によって検出することができ、ＩＶＣの直径は、２つの結晶間の移動時間を測定することによって求められる。あるいは、さらに以下で説明するように、超音波信号の発信器および受信器の両方として作用する水晶を用いて、単一の超音波水晶をデバイスの単一アーム上に配置することができる。その結果、血管の直径は、血管の対向する壁に対して信号を反射させ、水晶体から前後に移動する時間を測定することによって決定することができる。

【0050】

デバイス１００は、図１に示すように、ＩＶＣ内に完全に配置することができる。この例示的な実施形態では、デバイス１００は、アンカー素子１０９によって適所に保持される。アンカー素子１０９は、半径方向に拡張するステントを含む。ステントは、ＩＶＣ壁Ｗに係合するフック１１２を有する。複数のアーム１０３は、ＩＶＣに沿って上方に延び、外側へ緩やかに付勢され、ＩＶＣ壁Ｗに対して自身を保持する。アーム１０３の端部には、マーカ素子１０６があり、マーカ素子１０６は、上述したような電極であってもよい。デバイス１００は、マーカ素子電極間のインピーダンスの変化を感知して、ＩＶＣの膨張または崩壊の程度を測定する。代替的にまたは追加的に、デバイス１００は、より下位の位置でＩＶＣ壁Ｗに対してマーカ素子１０６の別のセットを保持して下側に延びるアーム１０３を含むこともできる。このアーム１０３は、ＩＶＣサイズの変動を決定するために使用されることができる。図示される半径方向に拡張するステントのようなアンカー素子１０９は、ＩＶＣの拡張または崩壊を妨げないように十分に穏やかにすることができる。この場合、マーカ素子１０６（ここでは電極として図示される）は、アンカー素子自体に直接取り付けられてもよい。本明細書に開示される種々の同様の実施形態は、電気絶縁材料中にデバイスの構造およびアームをカプセル化することが重要であり得る。これにより、インピーダンス測定によるＩＶＣ断面の測定を妨げないようにすることができる。

【0051】

さらに別の実施形態では、アンカー素子１０９（例えば、図１または図２３に示されるステントなど）および／またはアーム１０３は、生体分解性の材料で作製されてもよい。このような材料は、経時的に軟化し、構造がＩＶＣの自然な動きに及ぼし得る影響を最小化することができる。アーム１０３（またはアンカー素子１０９）の構造は、ＩＶＣの壁を積極的に治癒するように設計することもできる。これにより、経時的な移動または塞栓の危険性を最小限にすることができる。このような代替案では、例えば、ポリ−１−ラクチド（ＰＬＬＡ）のような生体分解性材料からアンカー素子またはアームを作製すること、および、織られたまたは編組したポリエステルスリーブまたはオープンセル発泡ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）でデバイスの支柱（ストラット）を覆うことを組み合わせることもできる。ストラットが時間をかけて浸食されると、多少の炎症反応を刺激する。この炎症反応は、ファブリック（編み組体）が壁に癒着するように促す。これにより、ＰＬＬＡ構造がなくなるまでに、デバイスが壁に良好に癒着することができる。

【0052】

ＩＶＣは、図１のカプセル１１８のような薄型電子制御ハウジングがＩＶＣ内を流れる血液を有意に塞ぐことなくデバイス１００などの移植可能デバイス上に配置することができる程度に十分に大きい。このような電子カプセルは、ＩＶＣの壁に対して全体的に配置されるように構成され寸法決めされてもよい。これにより、ＩＶＣの中央チャネルが将来も他のカテーテルの導入のために開かれ、妨げられないように保つことができる。電子カプセル１１８は、電池または誘導コイルまたはその両方を有し、デバイスに電力を供給してもよい。これに代えて、またはそれに加えて、デバイスは、例えば、心臓の脈動から電力を生成する圧電発電機を含むことによって、局所環境源からエネルギーを収集するように設計されてもよい。さらに、電子カプセルは、マーカ素子への接続部と、患者体外の制御ユニット（図示せず）と情報通信する遠隔測定回路とを有するであろう。好ましくは、このデバイスは、検知データを外部の受信器およびコントローラに送信するための無線送信器を含む。デバイスは、連続的にまたはプログラムされた間隔で送信するように、または外部デバイスによる問い合わせ時にデータを送信するように構成されてもよい。また、履歴センサ測定値を記憶するためのメモリ回路と、様々なセンサ測定値をＩＶＣ膨張またはＩＶＣ崩壊の推定値に変換する計算回路とを有してもよい。これに加えて、またはこれに代えて、デバイスは、スマートフォンのような無線対応セルラーデバイスと通信するように構成することができる。スマートフォンは、携帯電話または無線ネットワークを介して遠隔のコンピュータにデータを送信するソフトウェアを含むことができる。このようにして、測定されたＩＶＣパラメータを自動的に医療提供者に送信して、患者の状態を監視することができる。関連する制御およびネットワーキングの実施形態のさらなる詳細は、以下で説明される。

【0053】

図１に示すように、デバイス１００は、ＩＶＣ内の腎静脈よりも大きく上方に位置している。しかしながら、本明細書に開示される移植可能なデバイスは、腎静脈の一部または全部よりも下方に、または右心房または上大静脈（ＳＶＣ））内にさえも配置されてもよい。あるいは、デバイスは、ＩＶＣ内の１つの構成素子、ＳＶＣ内の第２の構成素子、または他の場所のような、異なる位置に埋め込み可能な複数の構成素子を有することができる。

【0054】

別の実施形態では、デバイス３００は、二次素子３２１を有していてもよい。二次素子３２１は、図３に示すように、脈管系内の挿入点にかなり近い位置で、または（物理的アクセスまたはエネルギー伝達のために）より容易にアクセスされる別の位置で、デバイスの部分を展開する。この実施形態では、デバイス３００は、（本明細書に開示された他の実施形態に関して説明したアンカー素子およびマーカ素子を含むように一般的に構成され得る）ＩＶＣ検知ユニット３２３を含み、第２素子３２１は、検知ユニット３２３と、２つのユニットを接続して通信を提供するリード線３２９とから離れて位置している。例えば、遠隔測定用のアンテナ素子および／または誘導コイルは、鎖骨下静脈または頸静脈の二次ユニット３２１に配置されてもよい。これにより、外部電源および／または制御アンテナ３３２を、二次ユニット３２１内に含まれるアンテナまたは誘導コイルの近くに正確に配置することが、より容易になる。二次ユニット３２１は、例えば、本明細書に記載の自己拡張型ステントまたは他の管腔内アンカー素子を用いて適所に保持される。

【0055】

代替的に、本開示による移植可能なデバイスは、移植可能な電池および回路を有することができる。移植可能な電池および回路は、図４に示すように、身体内であるが脈管系の外側に埋め込むことができる。デバイス４００は、ＩＶＣ検知ユニット４２３（本明細書で開示される他の実施形態に関して説明したように一般的に構成されてもよい）と、制御／電池ユニット４２６とを含む。制御／電池ユニット４２６は、リード線４２９によって検知ユニット４２３に接続され、それらの間の通信を提供する。デバイス４００の配置と、鎖骨下ポケット内のペースメーカおよび除細動器の共通配置との間には類似点がある。しかしながら、これらの一般的なデバイスとは異なり、ＩＶＣ検知ユニット４２３と制御／電池ユニット４２６の配置場所との間のリード線４２９は、心臓弁を横断する必要がなく、比較的安全で単純な接続を可能にする。代替的に、ＩＶＣセンサ４２３は、ペースメーカまたは除細動器に接続するように適合され得る。ペースメーカまたは除細動器は、例えば、図４５の実施形態に関連して以下に記載されるように、心臓の感知および刺激を提供する追加のリード線を含む。

【0056】

さらなる例示的な実施形態を図５から図１０に示す。これらの図に示されるように、デバイス５００は、３つの主要な構成素子またはアセンブリ、電子カプセル５０３、アンカー素子５０６、および電子カプセルとアンカー素子を接続するアンカー分離構造５０７を備える。電子カプセル５０３は、本明細書に記載されている他の場所の制御モジュール、電力モジュールおよび他の代替機能モジュールを収容するための密封ハウジング５０９を備え、自己封入型の密閉デバイスを提供する。また、カプセル５０３は、マーカ素子５１２を支持する。デバイス５００の場合、マーカ素子５１２は、デバイスの下端に位置する単一の超音波マーカ素子である。そのようなマーカ素子は、１つ以上の超音波結晶を利用し、超音波パルスを発し、ＩＶＣの対向する壁からのそのパルスの反射を検出することによってＩＶＣ直径を測定してもよい。本明細書に記載の超音波受信器および／または他のマーカ素子タイプによる他の検出モードは、本開示の教示から逸脱することなく、当業者によって代替的に使用されてもよい。電子カプセル５０３は、ＩＶＣ内に配置されたときに内腔の閉塞を最小限に抑えるために、一般的に可能な最小のプロファイルを備えている。

【0057】

電子カプセル５０３は、カプセルの上端のアンカー素子５０６に接続されている。この実施形態に示されているようなアンカー素子５０６は、略「８」字形または２重らせん形に構成された単一のアンカーワイヤ５１５を含む。あるいは、２つ以上のワイヤを用いて同じ構成を提供することができる。アンカーワイヤ５１５は、その下端部５２１および上端部５２４の両方で入れ子（伸縮）式展開部材５１８にピン留めされる。入れ子（伸縮）式展開部材５１８は、内側部材５２７を含む。内側部材５２７は、アンカー分離構造５０７および外側部材５３０を介して電子カプセル５０３に固定される。内側部材５２７と外側部材５３０との間の相対移動により、図９に示す折りたたみ位置（崩壊位置）から、図１０に示す展開またはアンカー位置へアンカーワイヤ５１５が動く。

【0058】

アンカー素子５０６を展開して固定するために、種々の作動機構が利用され得る。１つの代替案では、アンカーワイヤ５１５は、展開された構成において休止状態を提供するように構成された形状記憶特性を有する弾力性を有する。この代替例では、デバイス５００は、従来のガイドカテーテルまたは他の適切な鞘（シース）型送達デバイスを介してＩＶＣ内の所望の位置に送達されてもよい。以下に説明するように位置が確認されると、デバイス５００は、放出時に自己展開するアンカー素子５０６を有する送達カテーテルまたはシースから放出される。

【0059】

別の代替的な展開機構では、例えば、ねじ込み接続、ばね解放、フックまたは他の公知の手段などの機械的解放機構を使用して、作動ワイヤ（図示せず）を展開部材５１８の上端部５２４に取り外し可能に接続する。作動ワイヤは、単一または二重ワイヤであってもよく、作動モードに応じて同軸または平行となってもよい。この代替案では、作動ワイヤの移動は、内部および外部展開部材５２７、５３０の相対移動をもたらし、上述したように、アンカーワイヤ５１５を折りたたまれた構成から拡張され展開された構成に展開する。アンカー素子の展開後、作動ワイヤは、その接続モードに従ってデバイス５００から解放され、アンカー素子５０６を介してデバイスをＩＶＣに固定したままにする。

【0060】

上述のように、本明細書に開示されている本実施形態および他の実施形態のさらなる特徴は、アンカー分離構造５０７によって提供されるアンカー素子に対するマーカ素子位置の間の間隔である。一般に、ＩＶＣ壁に付与された係留力に起因して、測定位置またはその付近でＩＶＣのサイズまたは形状に影響を及ぼさないように、アンカー素子はマーカ素子から十分に離れていることが好ましい。アンカー分離構造５０７は、所望の位置決めを保証する。この位置決めは、上述したＩＶＣ直径の約１から４倍であり得る。一般に、ＩＶＣは、前後方向に延びる楕円の短軸と、横方向に延びる長軸とを有する略楕円形の断面を有する。したがって、測定点またはその近傍におけるこの自然な楕円形の形状に及ぼすデバイスの影響を最小限に抑えることが望ましい。

【0061】

ＩＶＣの形状およびＩＶＣ形状に及ぼすアンカー素子の考えられる影響は、可能な一構成において、図５から図８に示されている。本明細書中に示されるように、ＩＶＣのより下方の部分、近接するマーカ素子５１２において、ＩＶＣは、図７で最もよく示されるように、より自然な楕円形を呈する。しかし、アンカー素子５０６のアンカーワイヤ５１５の力を受ける上部では、ＩＶＣは、図８で最もよく示されるように、より円形にされている。このように、アンカー素子はＩＶＣの形状を潜在的に歪めるだけでなく、液体量の変化に反応しないようにＩＶＣを補強することもできる。液体量は、心不全のリスクを示す可能性がある。アンカー分離構造は、ＩＶＣ内に配置された検知デバイス内に関連し得るこのような問題を低減または排除する。

【0062】

図５から図１０に示されるタイプのアンカー構造を使用してマーカ素子５１２で正確な測定を達成するために、展開部材５１８からアンカー分離構造５０７を通って電子カプセル５０３に至るデバイス全体は、電子カプセル（およびマーカ素子）を一方の側でＩＶＣの壁に対して保持するのに十分な剛性を備えていながら、患者の残りの寿命にわたってデバイス５００との接触によるＩＶＣ壁の損傷または侵食を回避するのに十分な可撓性（および滑らかさ）を有するべきである。

【0063】

また、図５から図８に示されるように、デバイス５００などのデバイスまたは本明細書に開示されている他のデバイスが、電子カプセル５０３、より具体的には能動マーカ素子（例えば、超音波マーカ素子５１２）とともに配置され、前壁までの距離を測定するためにＩＶＣの後壁に対して取り付けられるのが最も好都合である。この配置は、楕円形のＩＶＣ形状の前後短軸に沿って測定し、後壁から、後壁の後ろに位置する骨構造を測定することにより、測定の精度および感度に利点をもたらし得る。骨構造は、アーチファクト、または、超音波測定が回避され得る他の干渉を引き起こす可能性がある。そのような位置決めは、呼吸サイクルにわたる直径の測定において最大の精度（例えば、直径の変動性の測定 対 静的な測定）を提供し得る。単一の超音波マーカ素子５１２がデバイス５００に対して示されているが、２つ以上の超音波結晶を有する同様のデバイスをＩＶＣの他の場所、例えば、ＩＶＣの中心に配置することができる。このデバイスは、前壁と後壁との距離を同時に測定する２つの結晶を有する。位置決めおよび測定のための特定の要件は、医療提供者によって決定される患者の解剖学的構造に基づいて臨床的に決定されてもよいし、移植されるデバイスは、本明細書に含まれる技術によって改変され、これらの特定の患者の要求に適合するようにしてもよい。

【0064】

一般に、本明細書で開示されるデバイスは、臨床評価に基づいてＩＶＣの任意の適切な位置に配置され得る。一例では、超音波水晶などのデバイスのマーカ素子をデバイスの頭頂部に配置し、その後、腎静脈と肝静脈との間のＩＶＣ内に頭蓋端部を配置することができる。この場合、アンカー素子は、デバイスの反対側の尾側端部に配置され、これにより、腎静脈より下方のＩＶＣ内に配置され得る。また、デバイスをＩＶＣの後壁に配置するとき、最も正確な測定のために、デバイスが後壁の中央に配置され、短軸を横切って少なくとも実質的に真っ直ぐに配向されることを保証することが望ましい。デバイスのＩＶＣへの配置は、蛍光透視法で観察する従来のカテーテル法を用いて制御することができる。しかしながら、デバイス５００のようなデバイスでは、マーカ素子５１２を使用して、電子カプセル５０３をわずかに回転させることによって配置を確認するのを補助し、これにより、超音波センサで反対側のＩＶＣ壁を効果的に走査して、楕円形のＩＶＣ断面形状に対する配置位置を検出するようにしてもよい。

【0065】

図５のさらなる実施形態では、かかり５３３のような追加のアンカー素子を電子カプセル５０３に設けることができる。しかし、図５では、かかり５３３が図示されているが、これらは選択的な特徴部であることに留意すべきである。アンカー素子５０６の基本的な動作は上述した通りである。アンカー素子５０６が開くと、アンカー素子５０６は縮小し、電子カプセル５０３を引き戻そうとする。かかり５３３と展開部材５１８との間の連結により、アンカー素子５０６の展開中のこれらの２つの部分の相対的な動きを使用して、かかり５３３を電子カプセル５０３の背面から展開してもよい。アンカー素子５０６およびかかり５３３は、固定力および安全性を強化するために、ＩＶＣ壁を互いに対向して係合させるように配置されてもよい。しかし、先に示したように、アンカーかかり５３３を用いずに、実質的に同じデバイスを選択的に提供することができる。アンカーかかり５３３は、アンカー素子５０６の折りたたみ可能／拡張可能な二重螺旋アンカーワイヤ５１５のみによって所定の位置に保持される。これらのアンカー構造、これに加えて、後述するさらなる選択的なアンカー構造は、ＩＶＣの後面に、最も好ましくは後ＩＶＣ壁に対して少なくともマーカ素子を優先的に維持しながら、長手方向および回転方向の両方の動きに対して確実な固定を達成するように構成されている。説明されたアンカー素子は、デバイスの最適な配置を確実にするために、配置手順中に複数回展開して再配置することもできる。また、アンカーワイヤの形状または構成は、以下の追加の代替例によって例示されるように、異なるアンカー素子構造を使用してＩＶＣの大きさおよび形状に適合させることができる。

【0066】

本明細書に例示されたアンカー素子は、図１１から図２１に全体的に示されるように、多種多様な代替形状をとることができる。そのような代替物は、上述の「二重螺旋」アンカーワイヤ設計の１つまたは複数の態様を利用してもよいし、利用しなくてもよい。

【0067】

代替的なアンカー素子１１００が、図１１および図１２に示されている。アンカー素子１１００は、展開部材１１０９に固定された２つの別個のワイヤループ１１０３および１１０６を含む。展開部材１１０９は、内側部材１１１２、並びに同軸入れ子部材１１１５および１１１８からなる。これらは、外側入れ子部材１１２１によって順番に覆われる。ワイヤループ１１０３は、内側部材１１１２に固定され、同軸入れ子部材１１１５に直接覆われる。第２ワイヤループ１１０６は、内側部材１１１２に固定されるか、あるいは、同軸入れ子部材の開口部を介してアクセスすることにより、または入れ子部材１１１８の内側に沿って延びるアタッチメントワイヤによって、内側部材１１１２に固定され、遠隔端部で内側部材１１１２に固定される。あるいは、第２のワイヤループ１１０６は、第２の同軸入れ子部材１１１８に直接固定されてもよい。折りたたみ構造では、各ワイヤループは、少なくとも部分的に入れ子部材の一つによって覆われる。アンカー素子を展開するために、入れ子部材は、ワイヤループによって生成された自己展開力、または前述のような外部手段による作動のいずれかによって引き戻される。図１２は、外側入れ子部材１１２１によって覆われたアンカーワイヤおよび同軸入れ子部材１１１５、１１１８を有する、完全に折りたたまれた状態のアンカー素子１１００を示す。図１１および図１２は、さらなる代替の電子カプセル１１２４を示す。電子カプセル１１２４は、アンカー分離構造１１２７によってアンカー素子１１００に結合される。

【0068】

図１３は、ＩＶＣ内に展開されたときに現れるアンカー素子１１００および電子カプセル１１２４を示す。アンカーワイヤループ１１０３および１１０６は、開放されて、ＩＶＣ壁に接触するように外方に延びるとともに、ＩＶＣの中央部分を遮ることなく、他の治療のためのアクセスを可能にし、血流の制限を最小にする。

【0069】

図１４−１６は、代替的なアンカー素子１４００を示す。この実施形態では、アンカーワイヤ１４０５に一端が固定された網スリーブ１４０３が、内側部材１４０８上に展開される。内側部材１４０８には、アンカーワイヤ１４０５が固定される。再度、内側部材１４０８と網スリーブ１４０３との間の相対的な動きが、アンカーワイヤ１４０５の展開または崩壊を制御する。アンカー素子１４００は、ＩＶＣ壁に係合するアンカーワイヤ１４０５を用いてＩＶＣ内に展開された状態で図１６に示される。

【0070】

図１７は、折りたたみ式、管状、ステント様の代替のアンカー素子１７００を示す。アンカー素子１７００は、編組ワイヤ、溶接ワイヤ、螺旋巻きワイヤ、またはレーザ切断チューブで形成することができ、好ましくは弾性自己拡張性金属またはポリマーである。電子カプセル１７０１は、アンカー素子の一端に取り付けられているように描かれている。生体適合性材料による溶接または低温接着１７０３を使用して、電子カプセルをアンカー素子に取り付けることができる。アンカー素子１７００は、従来のステント配置と同様の方法でガイドカテーテルを通して展開することができる。有利なことに、このような管状アンカー素子は、血管内腔をそのままの状態に維持しながら、血管内に確実な固定を提供し、監視デバイスを中断することなくカテーテルおよび他のデバイスを導入することを可能にする。

【0071】

図１８から図２１は、電子カプセル１８０１と結合された、さらなる代替のアンカー素子１８００を示す。この実施形態では、実施形態にかかるアンカーワイヤループ１８０３および１８０６は、反対側の端部で内側部材１８０９および外側部材１８１２に固定される。このようにして、内側部材１８０９と外側部材１８１２との間の相対移動により、被覆シースなしでアンカーワイヤの展開が可能となる。アンカーワイヤは、内側部材と外側部材との間の対向する相対的な相対移動によって再び折りたたまれてもよい。また、図２０および図２１は、アンカー素子１８００が、大きさの異なるＩＶＣ中でどのように展開され得るかを示している。この実施形態では、アンカーワイヤループ１８０３および１８０６は比較的長く、これにより、図２０および図２１の対比からわかるように、完全に拡張される前に複数回交差して、比較的小さいサイズのＩＶＣを収容することができる。

【0072】

当業者には明らかであるように、上述したアンカー素子構造のそれぞれは、アンカー素子が完全に展開されている場合であっても、実質的に遮られていないＩＶＣとの確実な固定に共通する特徴を含む。ＩＶＣの閉塞を最小限にするかまたは排除することにより、検知素子または検知位置から離れて位置するアンカー素子の配置とともに、本開示の実施形態は、静脈圧または容積が変更されたときにＩＶＣが崩壊または拡張する自然な傾向に影響を及ぼすことなく、より長い期間にわたってＩＶＣ内に配置されたままであり得る。

【0073】

ほとんどの場合、上記の例示的なアンカー素子によって提供されるようなＩＶＣを通る非閉塞的な経路を維持することが望ましいと予想されるが、場合によっては、本明細書に記載の監視デバイスを、例えば図２２の例に示すように、ＩＶＣフィルタと一体化させることが望ましい。ＩＶＣの拡張を監視することに加えて、デバイス２２００は、脚部から塞栓形成する任意の凝結塊を捕捉し、ＩＶＣフィルタに関して独立のデバイスとして理解されるように、それらが肺に到達するのを防止する。デバイス２２００は、バッテリを有する電子カプセル２２０３、センサ、メモリ、テレメトリなどへの接続部、アンカー部材２２０９を有するステント状アンカー素子２２０６、およびマーカ素子２２１５を支持する可撓性アーム２２１２を含む。この実施形態では、マーカ素子２２１５が電極として示されている。電極は、図１の実施形態に関連して上述した電極と実質的に同じであってもよい。さらに、デバイス２２００の上方にあるアーム２２１８は、ＩＶＣの内腔を横切って延び、脚部から塞栓形成する任意の凝血塊を保持するバスケットを形成するように交差する。

【0074】

図２３および図２４は、デバイス２３００および２４００をそれぞれ示している。デバイス２３００および２４００は、ＩＶＣまたは上大静脈（ＳＶＣ）、あるいはその両方の長さに沿った縦方向インピーダンスを測定するように構成される。デバイス２３００は、アンカー２３０３を含む。アンカー２３０３は、ＩＶＣに係合し、電子カプセル２３０６を固定する。一方の電極２３０９は、電子カプセル２３０６に比較的接近して設けられる。絶縁直線ワイヤまたは絶縁螺旋ワイヤ２３１２は、ＩＶＣ壁に寄りかかり、第２の電極２３１５につながる。第２の電極２３１５は、ＩＶＣ、右心房、またはＳＶＣよりも上方に位置する。インピーダンスを測定するためにこれら２つの電極の間に単純な直流電圧を印加するよりも、血液を介してより低いインピーダンスを示す特定の交流周波数を印加し、ＩＶＣ壁を横断して他の組織を通るより高いインピーダンスを印加することがより効果的である。これにより、このようなデバイスはＩＶＣ容積の変動をさらに効果的に測定することができる。あるいは、デバイスは、長手方向および半径方向の両方のインピーダンスの変化と組み合わせて測定し、ＩＶＣ体積の変化のさらに効果的な測定値を収集することができる。

【0075】

さらに、図２４はデバイス２４００を示す。デバイス２４００は、標準的なＩＶＣフィルタと同様の形状を有する。ＩＶＣフィルタは、ストラット２４０３の曲げ変形を使用して、デバイスの中央本体２４０９上の圧力センサ２４０６に圧力を加える。ストラット２４０３は、本体２４０９から半径方向外側に延び、ＩＶＣの壁に係合して固定するように構成された遠位先端２４１２を有する。ストラット２４０３は、血管が収縮して膨張するときに壁とともに移動するように可撓性と弾力性を有し、これにより、ストラットによってセンサ２４０６に及ぼされる力を変化させる。電子カプセル２４１５は、センサ２４０６に電力、制御および通信を提供する本体２４０９内に収容される。

【0076】

図２５は、ＩＶＣフィルタと同様に構成されたデバイス２５００の別の実施形態を示す。しかしながら、この実施形態では、デバイス２５００は、側方ストラット２５０３、および前後ストラット２５０６を備える。側方ストラット２５０３は、デバイスをＩＶＣ内に固定するようになっている。前後ストラット２５０６は、ＩＶＣ内の前壁および後壁の移動に伴って屈曲するようになっている。したがって、前部および後部ストラット上のセンサまたは電極などのマーカ素子２５０９間の距離を測定することができる。他の実施形態と同様に、デバイス２５００は、電子カプセル２５１２を含む。電子カプセル２５１２は、ストラットの構造的支持を提供し、前述の他の場所で必要な電力機能および制御機能を含む。

【0077】

図２６は、デバイス２６００がステント２６０３として構成されている、さらに別の実施形態を示す。ステント２６０３上のマーカ素子２６０６は、ＩＶＣの２つの異なる断面（外側−内側および前方−後方）に配置される。ステント２６０３は、弾性自己拡張構造を有する。この構造は、ＩＶＣとともに拡張および収縮する。ステント２６０３は、メッシュまたは織り構造、ジグザグまたは類洞（シヌソイド）形状を有する単純なワイヤ形態、またはチューブから切断された一連の閉鎖または開放セルであり得る。電力および制御は、前述したように、電子カプセル内の一体化された電力およびデータ伝送コンポーネント、または外部エネルギー送達手段を介して直接電力供給されるマーカ素子センサによって提供され、外部モジュールに直接情報を送信することができる。

【0078】

図２７Ａおよび図２７Ｂは、ステント構造２７０６によって適所に保持された２対のアーム２７０３をデバイス２７００に備えた別の実施形態を示す。マーカ素子２７０９（例えば、前述の電極、超音波結晶または他のセンサなど）は、各アーム対の先端に位置する。これらは、患者内において各対の一方の側がＩＶＣの前壁から、他方が後壁から延びるように配向されてもよい。図２７Ｂに示すようにＩＶＣが崩壊すると、アームは一緒にはさむ傾向があり、マーカ素子２７０９を保持する頂点は互いに接近して動く。この位置変化が検出されてもよい。変形例として、ひずみゲージ型センサまたは他の角度検出を使用して、圧縮からの角度の変化のみを、または距離センサの変化と組み合わせて検出することができる。デバイス２７００のような実施形態は、センサがＩＶＣ壁の実際の動きよりも大きい距離だけ互いに対して移動するように構成することができ、それによって前壁から後壁までの距離の変化を拡大する。

【0079】

本明細書に記載のデバイスの実施形態は、種々の場所からＩＶＣに送達することができる。鎖骨下静脈または橈側皮静脈は、ペースメーカおよび除細動器のリード線を挿入する通常の経路であるため、これらのリード線を、ペースメーカ自体に取り付けることができる。ペースメーカは、鎖骨下静脈のすぐ下の鎖骨下ポケットに配置される。本明細書に開示される実施形態は、鎖骨下静脈、橈側皮静脈、頸静脈、または大腿静脈から同様に送達され得る。静脈循環への他のアクセスポイントを使用することもできる。

【0080】

本明細書に開示される特定の実施形態の１つの例示的な送達方法は、送達されるべきデバイスを、カテーテル内に圧縮させることである。なお、このときデバイスには、カバースリーブが被せられる。カテーテル内のガイドワイヤ内腔は、ガイドワイヤを蛍光透視法または超音波誘導下でＩＶＣ内に配置することが可能となり、その後、送達カテーテルは、そのガイドワイヤに沿って適切な位置に進められる。適切な位置が確認されると、カバースリーブが抜き取られ、デバイスがＩＶＣの壁に対して自己拡張することが可能になる。適切な臨床適応の下で、開示されたデバイスは、蛍光透視法を必要とせずに、超音波画像誘導の下でベッドサイドで送達され得る。

【0081】

デバイスが電子リード線を有する場合、リード線は、ペースメーカリードを最適化するために使用されたすべての設計、材料、および技術を利用することができる。このリード線は、図３に示すように、循環系内の第２の固定素子まで延在することができる。あるいは、図４に示されているように、循環システムの外の移植可能な素子に延びてもよい。

【0082】

動力源として、本明細書に記載された実施形態は、誘導コイルを含むことができる。誘導コイルは、身体の外部からの動力源を使用してデバイス上のセンサに電力を供給する。外部電源デバイスには、センサへの安定した電力供給を維持するための小型バッテリまたはコンデンサ（キャパシタ）も含まれている。外部電源は、患者の首の周りのネックレスから垂下するペンダントの形態であってもよく、またはシャツポケットに入れられ、患者の胸部または腹部の周りに縛られ、患者のベルトにクリップされたモジュールであってもよく、移植されたデバイス近傍の他の位置に配置されてもよい。また、患者のベッドサイドまたはマットレスや枕の下に置くこともできるため、患者が寝ている間は毎晩、電力を供給したり、測定したり、データをダウンロードしたりすることができる。

【0083】

ＩＶＣの利用可能な断面積および現在の埋め込み型デバイス回路の低電力要件が与えられれば、長期のバッテリおよび回路を含む本明細書に記載されたデバイスの実施形態は、血流を乱すことなくＩＶＣに安全に埋め込まれ得る。このようなデバイス用の送達カテーテルの直径は、大腿静脈を介して送達される場合、２４〜３０フレンチサイズ（８−１０ｍｍ）と同じ大きさであり得る。楕円形埋め込みデバイス全体または構成素子は、特に、例えばデバイスがステント状本体または複数の金属アームを有する場合に、身体の外側でこのデータの伝送を強化するためのアンテナとして使用することもできる。

【0084】

さらに別の代替的な実施形態では、検出デバイスは、例えば図２８Ａ−Ｃに示されるように、ＩＶＣの外側に埋め込まれてもよい。この実施形態では、デバイス２８００は、ＩＶＣの外周に移植されるように構成され、これにより、電子カプセル２８０６から延びる２つの弾性アーム２８０３を含む。マーカ素子２８０９は、端部または弾性アーム２８０３に沿った他の場所に配置される。アーム２８０３は、例えば、内部にワイヤを有する、コーティングされた弾力のある可撓性材料または管状の絶縁体であってもよい。デバイス２８００は、他の従来の腹腔鏡手術によって配置することができる。肝臓の直下および／または後部における腹部への適切な後側部アクセスにより、外科医がＩＶＣに進むことができるはずである。このようにして、デバイス２８００などの弾性ループ装置は、図２８Ｂに示すように、ＩＶＣの周りに巻き付けられることができる。図２８Ｃは、まっすぐにされたデバイス２８００を含む送達デバイス２８１５の一実施形態を示す。送達デバイス２８１５は、ＩＶＣの周りのデバイス２８００の送達および位置のための押し込み素子を備えたカテーテルまたはトロカールなどの管状部材を含み得る。

【0085】

さらに別の実施形態では、縫合糸、クリップ、接着剤、または他の機械的取り付け手段によって定位置に保持することによって、ＩＶＣの外壁の一方の側に、本明細書に記載の他の場所のマーカ素子を移植することができる。このような外部センサタイプの素子は、機械的、音波的、インピーダンス、または他の手段を介してＩＶＣ断面積を測定することができる。
外部起動によるマーカ素子の実施形態

【0086】

上述の実施形態は、電子機器を備えた埋め込み可能なシステムに焦点を当てている。この電子機器は、ＩＶＣ寸法および他の生理学的に重要なデータを測定し、次いでその情報を患者の体外に位置する受信器に送信する。以下に説明される実施形態は、外部器具を使用してＩＶＣを測定するための装置、システムおよび方法を含む。外部デバイスは、より複雑なインプラントまたは埋め込まれた能動的測定装置、および／または測定データの体外への送信を潜在的に必要とすることなく、埋め込み型マーカデバイスと通信してＩＶＣ寸法を測定する。このようなデバイス、システムおよび方法は、受動素子を含むことができる。受動素子は、ＩＶＣ寸法を計算して、伝達するために外部機器と共に使用される。より具体的には、開示されたシステムは、１つ、２つまたはそれ以上のマーカを有することができる。マーカにより、身体の外側の機器が高度な訓練または人間の分析を必要とせずにＩＶＣ寸法を容易に測定することができる。このようなシステムは、携帯型で、比較的安価な機器を使用して測定を行うことができる。

【0087】

図２９に示される、開示された一実施形態では、デバイス２９００は、２つ以上の受動素子２９０３を含む。ＩＶＣに埋め込まれるように構成される。受動素子２９０３自体は、体外からそれらに向けられた信号を反射するように構成されている。このような受動素子リフレクタは、ニチノールなどの金属製であってもよいし、または他のエコー反射材料（または、使用される信号を反射する他の適切な生体適合性材料）から作製されてもよい。受動素子２９０３は、アンカー分離構造２９０６によって、本明細書ではステント様構造として例示されたアンカー構造２９０９に接続されている。ステント様構造は、ニチノールまたはＩＶＣ壁と係合するように付勢された他の弾性材料でできている。本明細書に記載の他のアンカー素子を代替的に使用することもできる。

【0088】

当業者であれば、図２９に示される技術は、本開示において提示される他の図のように、特定の寸法で表されていないことは十分に理解できるであろう。接続素子２９０６は、アンカリング構造がマーカの位置から上流または下流に離間した位置に配置されるように適切に伸長され得る。したがって、アンカリング構造はＩＶＣの自然な幾何学的形状および動きに影響を与えない。ＩＶＣの幾何学的形状および動きは、前述した受動素子によって測定される。受動素子２９０３は、ＩＶＣの前壁および後壁に対して外側に穏やかに付勢されて、ＩＶＣとの接触を保持することができる。

【0089】

受動マーカ素子を使用する他の実施形態では、受動素子は、ステントなどのアンカー構造に直接取り付けられ、接続素子によってそこから分離されない。あるいは、マーカ素子は、ＩＶＣ壁にステープル止め、ねじ止め、縫合、または他の方法で固定することができる。図２９に示すような受動素子は、溝、チャネル、穴、くぼみなどを含む有窓であって、それらの上にＩＶＣ壁組織の内殖を促進することができる。また、受動素子は、信号の反射を高める表面テクスチャまたはコーティングを有してもよい。例えば、表面は、それらの信号をより効果的に反射するために、壁が互いに直角または他の選択された角度である一連の溝またはくぼみを有することができる。代替的に、このような溝、チャネル、または他の特徴部は、各受動素子上に、ユニークなパターンで配置されてもよい。このようなパターンは、外部検出機器によって互いに明確に識別可能であり、互いからおよび周囲構造から区別可能にする。他の実施形態では、受動素子は、既知のサイズのものであってもよいが、直交方向（例えば、周方向に少なくとも１つ、および軸方向に１つ）のように、互いに異なる既知の角度で配向されている。このため、反射信号の長さおよび方向は、３次元で各受動素子の位置を決定することができる。

【0090】

本明細書に記載されたタイプの受動素子は、それらの移植から数ヶ月以内に、ＩＶＣ壁内に完全に癒着されると予想される。後方受動素子は、前方受動素子よりも幾分大きくてもよいし、前方受動素子からオフセットしていてもよい。その結果、読み取り／検出機器が前方腹部に対してどこに保持されているかにかかわらず、後方受動素子は前方受動素子を遮蔽しない。

【0091】

上述したような受動素子と共に使用するための読み取り装置は、一般的な従来の超音波信号発生器および受信器を備えることができる。これらは、図３０および図３１に概略的に示すように、ＩＶＣ内の装置を検出するために体外の前腹部または胸部に対して保持される。この例示的な実施形態では、超音波システム３０００は、テーブルトップ制御コンソール３００６およびディスプレイ３００９に接続された手持ち式プローブ３００３を含む。有利な点として、超音波システム３０００はＩＶＣを撮像する必要はない。但し、選択的には撮像してもよい。したがって、超音波プローブ３００３は、パルスを断続的に送達し、同じ結晶によって反射エコーが検出されるまでの移動時間を測定する単結晶として提供することができる。超音波プローブ３００３は、例えば図３１に示すように、本体壁ＢＷを介して音波信号を送信する。受信器は、ＩＶＣ内に埋め込まれたデバイス２９００上の２つの受動素子２９０３からのその信号の反射を記録する。システム３０００は、それらの相対距離、サイズ、形状、窓のパターン、エコー反射性コーティングまたは他の特徴の差異を含む様々な方法のいずれかで２つの受動素子を区別することができる。例えば、移動時間の計算によって、２つの受動素子の相対的な間隔を計算することができる。この距離を１秒間に多数回測定することにより、ＩＶＣ寸法の変動の正確な評価を行うことができる。

【0092】

システム３０００は、信号を送信した後の適切な時間内に受動素子から適切な数の信号を探すようにプログラムすることができる。これは、他の情報源または脊椎のような解剖学的構造からの不適切な信号反射を追跡するリスクを最小にする。使用時には、プローブ３００３は、前腹部に対して保持され、すべての受動素子から効果的なエコーを受信するまで、穏やかに再指向される。この時点で、システム３０００は、可聴信号を発するか、緑色の光を表示するか、または他の指示手段を使用して、器具が患者に適切に配置されていることを確認する。システム３０００は、読取が行われている間、装置を適所に保持するために締めることのできる患者の体の周りのストラップを含んでもよい。また、患者は、読取が行われている間、それを手動で、あるいはテープ、接着剤、またはその他の手段を用いて適所に保持することができる。

【0093】

さらなる代替実施形態では、受動素子の代わりに、またはこれに付随して、より能動的な素子を、デバイス２９００のような埋め込み型デバイスに含めることができる。このようなより能動的な素子は、圧電素子または他の結晶を含むことができる。これらは、到来する音波信号を吸収し、これらの信号を受信器に再送信する。このような実施形態は、外部から供給される磁気、電気、または超音波の電界によって動力を与えられる能動素子をさらに備えることができる。このような能動的な実施形態では、能動マーカ素子は、図２９の素子２９０３によって概略的に示されてもよい。能動マーカ素子は、その後、外部デバイスが位置をより正確に決定できるようにする信号を発することができる。さらなる例では、各能動マーカ素子は、誘導コイルまたは他の手段と、コンデンサまたは他の手段と、圧電結晶とを含む。誘導コイルまたは他の手段は、可変の外部電場または磁場からエネルギーを集める。コンデンサまたは他の手段は、そのエネルギーを蓄える。圧電結晶は、これらの素子を管理する適切な回路と共に、超音波信号を送信する。そのような外部電源式能動マーカ素子は、過度に複雑である必要はなく、十分に充電または励起されれば超音波信号を発信する。あるいは、外部システムは、トリガー信号を送信して、発信するタイミングを各マーカ素子に伝えたり、それらをすべて同時に発信させたりすることができる。

【0094】

能動超音波放射マーカ素子を使用する実施形態では、生成された信号を検出するために、体表面に１つ以上の外部超音波受信器を配列することができる。当業者には理解されるように、再び移動時間計算を使用して、身体内の能動マーカ素子の正確な位置を決定することができる。能動マーカ素子が同時に発信された場合、前腹壁上に位置する１つの超音波受信器は、ＩＶＣの前後方向の寸法を正確に測定するのに十分であり得る。それらが同時に発信しなければ、複数の受信器が必要になり得る。外部センサは、前方−後方測定の精度を最大にするように配列することができる。図３２は、身体の横断面および２つの外部センサ３２０３の一配列を示す。ＩＶＣ内の移植された能動マーカ素子２９０３から患者の前腹部のセンサ３２０３Ａまでの距離は、前後（Ａ−Ｐ）ＩＶＣ寸法が変化するにつれて直接的に変動する一方、移植された能動マーカ素子２９０３から患者の側部のセンサ３２０３Ｂまでの距離は、ほとんど変化しない。各能動マーカ素子からの超音波信号が、センサＡまたはセンサＢにそれぞれ達するのにかかる時間の差を分析することにより、ＩＶＣのＡ−Ｐ寸法を計算することができる。少なくとも２つのセンサ（例えば、ＩＶＣの前壁のものと、後壁のもの）が使用されている限り、それらの相対的な動きは非常に正確に測定され、例えば、呼吸中の腹壁の上下動などの他の動きは相殺される。また、素子２９０３は、図２８Ａ−Ｃの実施形態に示されるように、ＩＶＣの外面に埋め込まれてもよいこと、またはセンサ３２０３の代わりにトランスデューサが使用される場合、受動素子であってもよいことに留意されたい。

【0095】

受動または能動マーカ素子から位置を決定する他の方法も使用され得る。例えば、一実施形態では、マーカ素子は、上述したデバイスの実施形態を使用してＩＶＣ壁に対して埋め込まれた１つ以上の小さな磁石を備えることができ、磁石の位置および動きを検出するために高感度磁力計を使用することができる。ＳＱＵＩＤ磁力計（超電導量子干渉素子）は、高温ＳＱＵＩＤを超伝導温度に誘導するのでさえも冷却装置を必要とする可能性があるが、移植された磁石の位置の変動を非常に敏感に測定するために使用することができる。他のタイプの磁力計を使用することもできる。

【0096】

さらなる代替実施形態は、超音波結晶を含むようなマーカ素子の移植を含むことができる。超音波結晶は、超音波画像上で非常に明るく現れる。超音波システム内の自動画像解析ソフトウェアは、マーカ素子位置を自動的に検出し、それらを記録することができる。このアプローチの一実施形態は、ニチノールアームを有するステントを移植することである。ニチノールアームは、自動化ソフトウェアを使用する超音波画像システムによって簡便に識別できる。図２９に示すものと同様の埋め込み型デバイスは、ステントと、２つ以上の金属アームとを含むことができる。ステントは、腎静脈の尾部に移植される。２つ以上の金属アームは、腎静脈の頭部に延びている。例えば、１つのアームをＩＶＣの前壁に沿って配置し、他方のアームを後壁に沿って配置することができる。腎静脈頭方へのＩＶＣの横断面超音波画像は、これらのアームを横切り、超音波画像に明瞭な印として現れる。画像解析ソフトウェアは、これらのマークを識別し、それらを追跡し、ＩＶＣ寸法の変動を自動的に測定することができる。これらの測定を一貫させるために、患者または介護者は、特定の場所の患者の腹部に超音波画像トランスデューサを保持するように訓練することができる。皮膚の入れ墨または他のマーキングを使用して、測定を行う一貫した場所を特定することができる。一実施形態では、図３３に示すように、着用可能な検出システム３３００は、超音波プローブ３３０３を含む。超音波プローブ３３０３は、ストラップ３３０６およびバックル３３０９を介して患者の所定位置に固定され得る。超音波プローブ３３０３はまた、身体接触タブ３３１５に取り付けられる窓３３１２、または他の表示部を含んでもよい。窓３３１２、または他の表示部は、身体の位置標識に配置されるか、位置標識に隣接して配置され、プローブ３３０３の適切な位置を保証する。超音波プローブ３３０３は、携帯電話のような外部デバイス３３１８と無線通信することができる。外部デバイス３３１８は、プローブを制御し、測定データを表示し、それを他のシステムまたは携帯電話に送信する。代替的に、超音波トランスデューサは、トランスデューサが、胸郭の底部からの距離のような様々な解剖学的ポイントから一定の距離で確実に配置されるような形状にすることができる。

【0097】

さらなる実施形態は、埋め込まれた素子がないＩＶＣ寸法を監視するシステムである。例えば、ポータブルな外部超音波システムは、プロセッサおよびソフトウェアを備えることができる。プロセッサおよびソフトウェアは、ＩＶＣを自動的に識別するために、合理的に一貫した腹部の超音波画像を分析する。このソフトウェアは、その後、その画像内のＩＶＣの前壁および後壁を自動的に識別し、ＩＶＣ寸法の経時変動を連続的または定期的に測定および記録する。そのような実施形態では、システムは、発信器および受信器を含む。発信器および受信器は、患者に固定することができる、または患者の皮膚上の１つ以上のマークされた位置に配置することができる。これにより、測定値が一貫した位置から取得される。好ましくは、このようなシステムは、軽量でコンパクトなハウジングに収容され、バッテリ駆動であり、患者が装着するのに十分小さく、または測定中に患者が容易に保持できることが好ましい。また、この実施形態では、図３３に示すようなシステム３３００が用いられる。

【0098】

ＩＶＣの識別およびプローブの適切な位置決めを単純化するさらなる方法として、患者が最初にシステムを使用し始めたときに、患者の腹部の大部分の３次元超音波マップを超音波システムのメモリに格納することができる。その点から、その３次元体積内のプローブおよびその２次元スライスの最適な位置を定義することができる。そして、患者が次の測定で撮像されると、超音波システムは、画像を３次元マップと比較し、所望のスライスに対する画像の相対位置を決定する。そして、撮像者にその画像を表示し、プローブを頭側、尾側、内側、または側方に動かし、最適な位置に到達させる。

【0099】

上述のマーカ素子に基づく実施形態のすべてにおいて、そのようなシステムの外部構成素子は、好ましくは、ＩＶＣ寸法を患者に報告し、その情報を患者の医者または患者の健康を監視する他の人々に無線で送信するように構成される。それらは身体の外部にあるので、サイズはそれほど重要ではなく、このような構成素子は、後により詳細に説明するように、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ（登録商標）、ＷｉＦｉ（登録商標）、携帯電話、または他の通信様式を通じて、医師または他の観察者と通信可能にさせる電池を有することがより重要である。あらゆる低侵襲性ＩＶＣ監視システムの超音波受信／送信素子は、患者が継続的に装着するように構成することができ、または１日に１回またはそれ以上の時間にわたって使用することができる。すべての外部構成素子は、単一のハウジングに収容されてもよく、または２つ以上の別個のユニットに分割されてもよい。例えば、図３０に示すシステム３０００では、超音波受信器／送信器プローブ３００３は、無線で、またはケーブルで、コンソール３００６に接続されてもよい。コンソール３００６は、ユーザ制御機能を提供し、計算を実行し、情報を記憶し、表示し、無線ネットワークを介して携帯電話またはインターネットと通信するように適合される。コンソール３００６は、ＣＰＵ、メモリデバイス、および入力、通信および記憶のための他のコンポーネントを含むことができる。他のコンポーネントは、図４６に関連して以下でさらに詳細に説明される。このように、送信器／受信器プローブは、小型かつ軽量で着用可能であり（図３３参照）、一方、制御コンソールは、より大きなテーブルトップユニットとすることができる。
注入可能な他の受動マーカの実施形態

【0100】

上述した実施形態は、主として、能動マーカ素子に基づく実施形態と、より受動なマーカ素子とを含む。受動マーカ素子は、アンカー素子または他の同様の適切な手段の様々な実施形態によってＩＶＣ壁に固定され得る。さらなる代替実施形態では、以下に記載されるように、マーカ素子がＩＶＣ壁の中または内部に配置または注入される。いくつかの臨床状況では、ＩＶＣの内壁または外壁に固定されたマーカ素子の代わりに、そのような配置がより容易であるか、または好ましい。

【0101】

そのような注入可能なタイプの一実施形態では、図３４Ａおよび図３４Ｂに示すように、比較的小さいガイドカテーテル３４０３をＩＶＣに導入し、そのカテーテルを通して針またはブレード３４０６を導入することができる。超音波または透視による案内の下で、針３４０６は、ＩＶＣの適切な壁に向けられ、壁に挿入され得る。針／ブレード／カテーテル３４０６は、針またはブレードの貫通深さを制限するように、壁面と係合するようにその遠位先端から所定の距離だけ肩部または柄部を有してもよい。針またはブレード３４０６は、ＩＶＣ壁内にポケットまたはフラップを形成するように構成され得る。ＩＶＣ壁には、マーカ素子３４１２を含む生体適合性または吸収性物質３４０９が配置または注入され得る。システム３４００は、マーカ素子３４１２をＩＶＣ壁の中央、例えば、ＩＶＣの内側層と外膜層の間、または内膜と内層の間などに送達するようにさらに構成されてもよい。システム３４００はまた、マーカ素子３４１２をＩＶＣ壁の厚さを通して外部に送達する。これにより、例えば、図３４Ｂに示すように、マーカ素子３４１２をＩＶＣの外面に付着させることができる。

【0102】

注入可能なマーカ素子は、可撓性ワイヤ、リボン、またはガイドワイヤセグメントであってもよい。これらは、例えば、カテーテルまたは針をＩＶＣ壁内またはＩＶＣ壁に対して容易に前進させることができる。そのようなマーカ素子は、送達ワイヤまたはカテーテルに取り付けられ、必要に応じて除去または再配置され得る。マーカ素子は、適切な位置決めが確認された後に、送達システムから取り外されるだけである。図３５に示されるシステム３５００は、コイル状ワイヤマーカ素子３５０３を使用する。コイル状ワイヤマーカ素子３５０３は、送達カテーテル３５０６を用いて展開される。送達カテーテル３５０６は、マーカ素子が送達カテーテル３５０６の遠位端に到達するまで、２つの顎３５０９を用いてマーカ素子３５０３を保持し、その時点で顎が分離してマーカ素子を放出する。マーカ素子３５０３は、ネジ接続、インターロック機構、電解または他の可溶性接続、または当技術分野で公知の他の放出機構により放出されてもよい。

【0103】

このような注入可能なマーカ素子の実施形態で使用するためのガイドワイヤセグメントの実施形態の例が、図３６Ａ−Ｅに示されている。このようなセグメントは、超音波または他の信号を反射するように最適化された表面組織を有し、プラチナ、チタン、金または他の材料のような金属性であってもよく、またはポリマーであってもよい。ポリマーの実施形態は、適切なエコー反射面および放射線不透過性マーキングを用いて成形することができる。代替的に、このようなガイドワイヤマーカ素子は、各端部がシールされ、空気またはエコー反射性流体で満たされた中空ワイヤの部分を含むことができる。ワイヤまたはリボンは、かかり、うろこ、または他の特徴部を含み、それがＩＶＣ壁からの裏抜けまたはＩＶＣ壁を完全に通って移動することを防止する。図３６Ａは、簡単なガイドワイヤコイル３６０３を示す。図３６Ｂは、ポリマー３６０７で被覆されたガイドワイヤコイル３６０６を示し、永久的に空気を閉じ込めて高エコー反射マーカを生成する。図３６Ｃは、エコー反射率を高める表面テクスチャ３６１２を有するコイル状リボンマーカ素子３６０９の拡大図を示す。図３６Ｄは、密封された空気チューブとして形成されたマーカ素子３６１５を示す。図３６Ｅは、マーカ素子３６１８を示す。マーカ素子３６１８は、硬化の前に乳化されたシリコーンのようなキャストポリマーのチューブとして形成され、多くの小さなエコー反射性ガス泡３６２１を閉じ込める。ガス泡３６２１は、ポリマーの壁を介した経時的な吸収を最小化する特定のガスとすることができる。カテーテルを通って送達される管状またはコイル状のデバイスは、選択的に解放可能な保持機構を備えることができる。これにより、デバイスがカテーテルから解放される前に、最初の配置が確認され得る。このような機構の一例が、図３６Ｅに示されている。図３６Ｅは、一端にネジ式コネクタ３６２４を含み、送達カテーテル内のネジ式解放機構と協働するように構成されている。適切な位置決めが確認されたら、送達カテーテルをゆるめてポリマーチューブを所定の位置に永久的に残す。

【0104】

あるいは、注入可能なマーカ素子は、図３７Ａ−Ｃに示すように、多数の小さなエコー反射ビーズまたは粒子を含むことができる。これは、ＩＶＣの壁またはＩＶＣの外側に対する外膜周囲空間に注入することができる。このような注入可能なマーカ粒子は、シリコーンまたは他のポリマーのような永久または半永久的な材料の周囲の殻に包まれることを除いて、一時的な超音波画像のために一般的に使用される気泡に類似した気体の球体を含み得る。これらの気泡は、超音波信号用の球面反射器を形成する。あるいは、注入可能なマーカ粒子は、９０度の角度を有するピラミッド状のくぼみを有する形状にすることができる。このくぼみは、帆船に使用されるレーダー反射器と同様に、信号を非常に効果的に反射する。注入可能なマーカ粒子は、チタンなどの金属であってもよく、またはＰＥＥＫ（ポリエーテルエーテルケトン）のようなポリマーであってもよい。

【0105】

図３７Ａは、ランダムなギザギザのエコー反射形状を有する注入可能なマーカ粒子３７０３を示す。図３７Ｂは、中空の球形の注入可能な粒子３７０６を示す。図３７Ｃは、代替の注入可能なマーカ粒子３７０９を示す。マーカ粒子３７０９は、エコー反射性の窪み３７１２を有する鋳型形成されたまたは成形された構成を有する。このような注入可能なマーカ粒子は、数ミクロンから数百ミクロンの任意のサイズ、または送達カテーテルを通過する最大サイズであり得る。サイズは、特定の周波数の信号の反射を最大にするように特に選択されることがある。このような粒子を提供するために、ナノ粒子に基づく技術も使用され得る。

【0106】

送達中、上記の注入可能なマーカ粒子は、生理食塩水などの流体、またはポリエチレングリコール（ＰＥＧ）の特定の製剤のようなゲルに懸濁させることができる。ＰＥＧは、血管閉鎖用の血管壁、例えばアクセスクロージャーからのＭＹＮＸｔｍデバイスに既に使用されている。それらの処方に応じて、ＰＥＧのような材料は、マーカ粒子を適所に永久的に残して、数週間または数ヶ月にわたって再吸収させることができる。あるいは、ポリマー液体として注入することができるが、その後適所で硬化する永久ポリマーを注入することができる。このポリマーは、その中に懸濁したマーカ粒子を有していてもよく、またはポリマー自体がマーカであってもよい。これに使用できる生体適合性ポリマーの一例は、ウレタンメタクリレートである。図３８は、ＩＶＣの壁Ｗに注入されたマーカ粒子３８０６と混合されたウレタンメタクリレートゲル３８０３の拡大図を示す。

【0107】

別の代替的な実施形態は、材料３９０６またはテクスチャを用いてマーカ粒子３９０３をＩＶＣの内壁に固定または突き刺すことを含むことができる。材料３９０６またはテクスチャは、例えば、図３９Ａおよび図３９Ｂに示すように、ＩＶＣ壁へのマーカ素子の成長を促す。フィブリンは、生体適合性材料の一例であり、血管壁に接着し、所定の位置で内皮化することが知られている。他の生体適合性の生体吸収性接着剤も使用できる。マーカ粒子３９０３は、フィブリンパッチに混合され、ＩＶＣ壁内またはＩＶＣ壁に所望されるように配置され得る。パッチが内皮化され、フィブリンが吸収された後、マーカ粒子は血管壁にとどまる。図３９Ａは、血管壁に内皮化されるがパッチ３９０６自体はまだ再吸収されていないマーカ粒子３９０３を含むパッチ３９０６の断面図を示す。あるいは、マーカパッチは、図３９Ｂに示すように、マイクロニードルまたはマイクロフック３９０９の「ベルクロ（登録商標）様」組織を用いて設計することができる。この組織はＩＶＣ壁に埋め込まれ、適所に恒久的に留まることができる。

【0108】

ＩＶＣ壁の内面に塗布されるように設計されたマーカ素子４００３は、膨張可能なバルーン４００６の外側にそれらを取り付けてＩＶＣ壁に送達される。そして、ＩＶＣにそのバルーンを導入し、図４０Ａに示すように、バルーンを膨張させてＩＶＣ壁に対してマーカ素子が押し付けられる。マーカ素子４００３は、結合されたマーカ素子および送達システムの全体の直径を最小限にするために、比較的長くて細いものであってもよい。ＩＶＣ壁への付着または埋め込みのための本明細書に記載された様々なマーカ素子は、例えば、図３９Ａまたは図３９Ｂに示すようなこの技術を用いて適用することができる。送達前または送達中に、マーカ素子４００３がＩＶＣの前壁および後壁と整列していることを確認することが重要であり、これは、例えば、放射線不透過性マーカおよび蛍光透視法を用いて行うことができる。送達バルーン４００６は、送達中にマーカ素子４００３を覆うための翼４００９を有していてもよいが、バルーンが膨張したときにマーカ素子を露出させるために広げられたり、後退したりしてもよい。あるいは、導入中にバルーン上の所定の位置にそれらを保持するために、マーカ上にカバーシースを設けることができる。次いで、このカバーシースは、マーカを展開するためにバルーンの拡張の直前に引き出される。さらに別の実施形態では、図４０Ｂに示すようにツーバルーンカテーテル４０１２を使用することができ、空間４０１５を通る血液の流れを可能にして、送達プロセス中に血流が中断されないようにする。

【0109】

上述の実施形態で説明したような注入可能型マーカ素子を用いた検知および位置／測定検出は、様々な手段またはシステムによって達成することができる。例えば、注入可能なマーカ素子は、超音波エネルギーを反射するように設計されてもよい。超音波信号が画像化ではなく距離を測定するために使用されているので、信号は比較的低い電力で提供される。ＩＶＣは腹部の深部に位置し、人間の組織では高周波信号が急速に減衰するため、周波数はおよそ２００ＫＨｚ〜２ＭＨＺの範囲内の比較的低い周波数を使用することが好ましいであろうが、周波数は実際にはより高くなるか、またはより低くなる傾向にある。ＩＶＣの前後の寸法は、前方マーカ素子を反射するのに要する時間と比較して、信号が後方マーカ素子から反射してシステムモニタに戻るまでの追加時間を測定するだけで、簡単に測定することができる。人間の軟組織の音速は約１５４０ｍ／秒であるので、平均的な人間の患者ではＩＶＣのＡ−Ｐ寸法が約２０ｍｍである場合、後方反射は、前方反射後約２６μ秒後にモニタに戻る。追加の各ミリメートル寸法は、差分に約１．３μ秒を加えるであろう。

【0110】

重要な測定値の１つは、その前後寸法のパーセンテージの変動であり得ることに留意すべきである。絶対的な寸法測定が正確でない場合であっても、パーセンテージの変化は依然として正確なはずである。例えば、モニタがマーカ素子の前方−後方配列の一側面に対して１５度である場合、絶対Ａ−Ｐ寸法の最大測定値は、〔１−コサイン１５度（ｃｏｓ（１５°））〕、すなわち３．４％だけ減少し得る。しかし、Ａ−Ｐ寸法の最小測定値も同様に減少されるべきであり、そのため全体的なパーセンテージの変化は最小限に抑えられるはずである。同様に、例えば呼吸を伴う腹壁の動きは、２つの反射信号がシステムモニタに戻るのにかかる時間の差に影響を与えてはならない。

【0111】

このような単純な距離測定に必要とされる比較的低い電力が与えられると、監視デバイスを単純な設計とし、非常に低電力の信号であっても良好な信号を得ることができる。これにより、デバイスの安全性とバッテリ寿命の両方が最大となるはずである。しかし、より正確な距離測定が望まれる場合、外部の送信器／受信器は、２つのマーカ素子の相対距離の一貫した正確な測定値を提供するように構成することができる。１つ例示的な実施形態では、図４１に示すように、外部ハンドセット４１０３は、ハンドル４１０９上に一定距離離れて取り付けられた２つの発信器／受信器対４１０６を含む。各発信器／受信器対４１０６は、患者の皮膚と係合するように構成された接触パッド４７１２に取り付けられる。各発信器は、移植されたＩＶＣマーカに向かって信号を送信する。ＩＶＣマーカは、受信器による受信のためにハンドセットの方へ信号を反射させる。このようにして、各ＩＶＣマーカまでの距離は、三角測量によって計算され、非常に正確な測定値を得ることができる。任意に、２つの発信器は干渉を除去するために異なる周波数の信号を送信することができる。
マルチセンサ監視システム

【0112】

上記の背景で言及された肺動脈（ＰＡ）圧力測定は、心不全監視へのアプローチとして有望であるが、ＩＶＣ容量測定は、心不全のより正確で早期の徴候を提示すると考えられる。しかし、ＩＶＣ容量測定とＰＡ圧力モニタリングとの組み合わせは、疾患進行のより包括的な概念を提供し得る。

【0113】

したがって、本開示のシステムは、ＰＡ圧力監視を伴うＩＶＣ容積監視、および／または心不全に関連する症状を測定するための他のセンサの両方を含むことができる。複数のモニタ／センサは、有線接続または無線接続のいずれかによって互いに結合されて、それらの間のデータ伝送を可能にするか、または完全に独立して動作することができる。好ましい実施形態では、ＩＶＣモニタおよびＰＡモニタは両方とも、患者の体外の単一のデータ受信器と通信する。あるいは、モニタの１つは、他のモニタにデータを送信することができ、そこから外部の受信器に送信することができる。さらに、２つのモニタの一方に統合された電源は、他方のモニタに電力を供給することができ、または、別個に移植された電源を各モニタに接続することもできる。また、システムは、制御部／データ分析器を含むことができる。制御部／データ分析器は、各モニタから受信したデータを分析し、その結合されたデータを使用して患者の疾患の程度または変化を判定し、警報をオフにするか患者または医療関係者に通知を送信するか判定する。

【0114】

そのようなシステムの１つの例示的な実施形態は、図４２に示すシステム４２００である。システム４２００は、第１の送達カテーテル（図示せず）と、第２の送達カテーテル４２０６とを含み得る。第１の送達カテーテルは、ＩＶＣ容積監視デバイス４２０３をＩＶＣに移植する。第２の送達カテーテル４２０６は、圧力センサ４２０９を肺動脈に移植する。これらのカテーテルの各々は、大腿静脈または腸骨静脈のような末梢静脈に配置された単一の導入器４２１２を介して導入することができる。あるいは、システム４２００は、ＩＶＣモニタ４２０３とＰＡ圧力モニタ４２０９の両方を担持する単一の送達カテーテルを利用することができる。単一のカテーテル配置により、単一の介入で単一カテーテルから連続的に（先ずＰＡまたは先ずＩＶＣのいずれかで）送達される移植の監視が可能となる。システム４２００などのマルチセンサシステムに含まれ得る他のセンサは、呼吸数モニタ、心調律モニタ、動脈または静脈血圧モニタ、血液酸素飽和度センサ、または心拍出量モニタを含む心不全に関する追加のデータを提供する。
閉ループ治療システムの実施形態

【0115】

本開示は、これまで、心不全における急性代償不全の早期発症を検出するためのＩＶＣの寸法、相対寸法、および寸法の変動を使用するための様々な実施形態、デバイスおよび方法を記載してきた。これらのデバイスおよび方法によって提供される情報により、患者、介護者および医師が疾患を診断または治療するための様々な措置が取られ得る。さらなる実施形態では、ＩＶＣ監視システムを拡張して、いくつかの異なる治療介入システムの閉ループ制御を提供することができる。急性心不全代償不全の発症を感知し、回復可能な、または代償不全の発症を最小化または排除できる可能性のあるその後の医療介入をもたらすことによって、患者の重大な苦痛または潜在的な患者の死を回避することができ、ヘルスケアシステムにかかる費用および人的資源を大幅に削減するであろう。

【0116】

急性心不全代償不全で入院した患者に対して、静脈内（ＩＶ）利尿薬を使用して水分流出を増加させることが一般的な慣行である。心不全患者の多くは、経口利尿薬を服用しているが、心不全の状態が悪化するにつれて、利尿薬は経口で送達されると効果が少なくなる。静脈内または筋肉内の利尿剤送達は、これらの状況において依然としてより有効である。本明細書で企図されるセンサ／モニタからの出力は、例えば、入院患者の設定におけるＩＶ利尿剤の投与量を制御するために、ＩＶポンプと連結され得る。この例では、センサ／モニタは、所望のＩＶＣ状態を維持するのに必要なＩＶ利尿薬の投与量を増減する外部モジュールと通信する。外部通信モジュールは、ＩＶポンプと通信する別個のモジュールであってもよく、またはＩＶポンプに直接組み込まれてもよい。たとえ医師が薬剤の初期注入速度を手動で設定することを望んだとしても、ここでのフィードバックシステムは、ＩＶＣ状態が適切なレベルに達すると、利尿剤の送達を中断する付加的な安全遮断として作用することができる。

【0117】

また、臨床的実施または開発においては、ＩＶまたは皮下利尿薬を送達することができる着用可能または完全移植可能なポンプがある。今日まで、これらはオープンループシステムまたは非制御のシステムであった。例えば、Ｚａｔａｒａｉｎ−Ｎｉｃｏｌａｓらは、経時的にフロセミド（一般的な利尿薬）を送達するための単純で受動的な一定流量エラストマー皮下ポンプを移植された一連の患者について報告した。本明細書で論じるセンサは、このタイプのポンプの弁付きのものと通信するように構成され、単純な閉ループシステムを作り、皮下利尿薬を送達することができる。

【0118】

あるいは、完全に埋め込み可能な詰め替え可能な薬物ポンプ、例えばＭｅｄｔｒｏｎｉｃ ＳｙｎｃｈｒｏＭｅｄポンプが、現在、鎮痛薬を送達するために使用されている。完全に移植可能なポンプは、ＩＶＣセンサと通信し、ＩＶまたは皮下利尿薬を送達するように構成することができる。一構成では、移植可能なポンプを脊椎縫合袋に埋め込み、ＩＶＣセンサを袋に隣接する鎖骨下静脈からＩＶＣに導入することができる。リード線はシステムの２つの素子を接続することができるので、ポンプはＩＶＣセンサからのデータを使用して薬物を注入するかどうか、および薬物をどれくらい投与するかを決定するのに役立つ。ポンプは、薬物を鎖骨下小袋、近くの筋肉組織に送達することができる。あるいは、ポンプは、薬物を血管系に直接送達することができる。薬物を血管系に直接送達する場合、ポンプから血管系への注入内腔は、ＩＶＣセンサからのリード線と一体であってもよく、またはそれと平行して導入されてもよい。注入内腔は、遠位先端に弁を用いて設計され、薬物送達を阻止し得る凝固または詰まりの発生を最小限にするようにしてもよい。

【0119】

心不全を治療するために一般的に使用される別の種類の薬物は、循環作動薬である。循環作動薬は、筋肉収縮力を変化させる。本明細書に記載された各実施形態では、利尿薬は、循環作動薬と置換可能であり、または循環作動薬と併用することができる。例えば、利尿薬および循環作動薬の両方を送達するように構成された二重チャンバ薬物ポンプは、本明細書に記載のセンサによって生成され、同センサから通信されるデータに作用するように構成することができる。

【0120】

身体に利尿剤を直接投与することに加えて、薬物ポンプおよび電気的神経調節システムは、腎臓神経の活動を直接調節することによって心不全の制御のために企図されている。腎神経はレニンアンジオテンシン系に直接影響を及ぼし、体液貯留または排泄を調節する。本明細書のＩＶＣセンサは、薬物ポンプまたは神経修飾システムと通信し、腎神経の活性を上方制御または下方制御し、これにより、レニンアンジオテンシン系の作用を増減するように構成することができる。

【0121】

レニンアンジオテンシン系は、心不全の代償不全の他の局面にも調節効果を有することに留意すべきである。注目すべきことに、末梢血管系、特に血管緊張が心不全状態に関与している。本明細書に記載の閉ループシステムの調節効果はまた、レニンアンジオテンシン系のような血管緊張を制御する系に直接作用し得る。

【0122】

ＩＶＣセンサが、外部ＩＶポンプと通信するように構成されてもよいことは上述した。同様に、センサデータを使用して、他の外部デバイスを制御して治療結果を達成することができる。例えば、前述の開ループＩＶＣセンサシステムに記載された外部データ収集システムは、その外部システムの一部として、ＥｐｉＰｅｎと同様の自動薬物注入デバイスを含むように構成することができる。一実施形態では、ＩＶＣセンサからのデータが送信されている間に、外部データリーダを身体に接触させて保持することができる。介入が必要であることをデータが示している場合、１つまたは複数の自動注入システムを含む外部システムは、例えば皮下フロセミドを注入する収集データの結果として展開することができる。

【0123】

図４３は、ＩＶＣ監視デバイス（上述した受動または能動）および少なくとも１つの介入治療デバイスを含むことができる閉ループシステムの実施形態の概略図を示す。ここで、機器は互いに通信するように構成されている。ＩＶＣモニタおよび治療デバイスは、検知された生理学的データおよび必要な介入を複数の方法で調整するために必要に応じて通信することができる。以下にさらに説明するように、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ（登録商標）プロトコル、ＲＦ通信リンク、マイクロ波通信リンク、超音波通信などを含む一般に使用される通信プロトコルのいずれかを使用することができるが、これに限定されない。

【0124】

一実施形態では、図４４に示すように、ＩＶＣセンサの本体の近くに、またはその後方にＩＶＣの壁を介して直接通信を行うことができる。ＩＶＣの壁を通るこの直接的な連通は、例えば、監視デバイス４４０９のアンカー素子４４０６の側壁から横方向に延びる機械グロメット４４０３の形態を取ることができる。グロメット４４０４は、ＩＶＣ壁の貫通部を通過するように構成される。グロメットアタッチメントは、センサをＩＶＣに固定するのを助け、治療デバイス４４１２に有線通信ポートを提供するという二重の目的を果たすことができる。グロメット４４０３は、ＩＶＣ壁をその外縁周りで機械的におよび／または誘導される治癒反応を介して密閉するように構成されてもよい。また、グロメット４４０３は、その外端にフランジを含み、ＩＶＣの外面に対してシールしてもよい。あるいは、巾着縫合糸を使用して、リード線周りの血管壁をシールすることができる。さらなる代替案は、例えば図２８Ｂに示す実施形態のように、ＩＶＣセンサをＩＶＣの外側に配置することである。治療デバイスが脈管系の外側にもある場合、経壁連結は不要である。監視デバイス４４０９は、アンカー分離構造４４１８を介してアンカー素子４４０６に接続されたマーカ素子４４１５を利用することに留意されたい。

【0125】

図４５に示す実施形態によって例示される別の代替案では、有線通信は、リード線を介して行われる。リード線は、ＩＶＣセンサが治療デバイスに直接接続できるように、血管内に延びる。例えば、ＩＶＣモニタ４５０６からのリード線４５０３は、治療デバイス４５１２（例えば、両心室ペースメーカのようなペーシング装置）の専用ポート４５０９に直接接続することができる。ＩＶＣモニタ４５０６からの入力は、治療デバイスのアルゴリズムにプログラムすることができる。例えば、両心室ペースメーカの両室ペーシングアルゴリズムに入力をプログラムして、心臓のペーシングの協調を微調整することができる。両心室ペースメーカは、典型的には鎖骨下袋に配置される。鎖骨下袋は、鎖骨下静脈に導入され、心臓内に進入するペーシングリード線４５１５を有する。そのため、ＩＶＣモニタをデリバリーカテーテル上の鎖骨下静脈に導入し、上述した技術を用いてＩＶＣ内を進行させることができる。この実施例は、以下に記載される治療デバイスのいずれかの作用を調節するために組み込むことができる。

【0126】

デバイスにＩＶＣセンサデータを供給することによって治療デバイスを直接操作して治療アルゴリズムを変更する代わりに、センサから延びる別個のリード線（またはセンサから発信される無線信号）を利用して治療デバイスの動作を変更してもよい。例えば、ＩＶＣセンサから延びるリード線は、センサ装置からの信号が治療デバイスの信号と相互作用して、センサからの信号が治療デバイスの動作を変更する位置に配置することができる。より具体的には、センサからのリード線をペーシング装置からのリード線に近接して配置することができ、これにより、センサからの信号でセンサリード線から信号が送信され、治療デバイスからの信号を妨害するか、増大させることができる。

【0127】

上述した作用の干渉モードの実施形態は、ペースメーカまたは両心室ペースメーカからのリード線と並行して、センサからのリード線を配置することを含んでもよい。これにより、センサからの信号は、ペースメーカからの信号を打ち消す、または逆にペースメーカからの信号を増大させ、送達された治療を改変または調節することができる。この実施例は、以下に記載される治療用デバイスのいずれかの作用を調節するために組み込むことができる。閉ループシステムへのセンサデータの統合は、心不全およびそれに関連する併存疾患の治療のために現在市販されているまたは開発中の多くの異なる治療デバイスおよび方法で達成され得る。
脊髄刺激による閉ループシステム

【0128】

体内の交感神経活動および副交感神経活動のバランスを調節することによって心不全を治療するために、脊髄刺激（ＳＣＳ）が試験されている。これは、典型的には、埋め込み型パルス発生器（ＩＰＧ）または神経刺激装置の外科的埋め込みを伴う。埋め込み型パルス発生器（ＩＰＧ）または神経刺激装置は、一連の低エネルギーの電気インパルスを送達するために脊髄の近くに配置された電極を有する。ＩＰＧは、典型的には、脊柱の近くの腹部に移植される。

【0129】

これらの電気インパルスの送達、頻度または強度を調整して、患者の心不全状態の重症度に合致させることが適切であり得る。したがって、ＩＶＣモニタとＳＣＳを閉ループシステムにリンクすることが適切な場合がある。ＩＰＧは腹部の後壁付近のＩＶＣに非常に近いので、リード線を介してＩＰＧに直接接続されたＩＶＣ内にセンサを外科的に埋め込むことが適切であり得る。あるいは、無線マーカをＩＶＣに埋め込むことができ、ＩＰＧは、前述した外部監視デバイスと同様に、マーカの距離をワイヤレスで検知して患者の容積状態を決定することができる。

【0130】

次いで、医療提供者は、アルゴリズムに基づいてこの閉ループシステムをプログラムすることができる。アルゴリズムは、患者の状態が比較的健康である場合に、ＳＣＳインパルスを低下させるか完全にオフにし、患者の状態が悪化した場合にＳＣＳインパルスの強度を増加させる。このシステムは、心拍数、呼吸数、身体活動などの追加の生理学的情報をその計算に組み込むこともできる。また、外部デバイスと無線で通信し、患者やシステムの状態を患者、医師、または他の介護者に伝達することもできる。

【0131】

この装置の１つの例示的な用途は、慢性心不全の患者の心不全状態を監視することである。それは、患者の体液過負荷傾向を非常に敏感に測定することができ、急性代償不全心不全の発症の前に良好に行うことができる。これにより、患者、医師、看護師、または他の介護者が水分の摂取量を調整し、利尿薬を増やしたり、患者の体液状態を低下させる他の措置を講じたりする時間が与えられる。外部モジュールには、警告が含まれていてもよい。警告は、体液過負荷の危険性が非常に高ければ、患者にベッドから出てより直立して寝るか、病院に直接行くかを知らせる。

【0132】

開示された装置の別の例示的な適用は、急性非代償性心不全のための入院のエピソードの間に患者を管理することである。たとえ患者が静脈内の利尿薬投与、水分摂取量の減少、および水分浄化（透析による体液量の減少）という処置を受けて数日間病院にいたとしても、患者が過剰な体液状態で病院を離れる可能性は非常に高い。これらの状況では、説明された実施形態は、利尿プロセスを滴定し、患者がいつ退院すべきかを評価するために有用に適用され得る。さらに、本開示の教示に基づいて、ＩＶＣ拡張および変動性のこの新しいパラメータがより広範に研究されるので、心不全、透析、およびショック状態の患者の管理以外の多くの他の状態および状況にとって、それが重要な予後指標であることがわかる。

【0133】

当業者には明らかであるが、本明細書に記載の様々な実施形態に関連して述べたように、１つ以上の態様および実施形態は、本開示の技術にしたがってプログラムされた１つまたは複数の機械（例えば、電子医療情報またはドキュメントのユーザコンピューティングデバイスとして利用される１つまたは複数のコンピューティングデバイス、１つまたは複数のサーバデバイスなど）を用いて、慣習にしたがって実行されることができる。

【0134】

この装置は、データを記憶する電子回路を有することができる。そして、このデータは、遠隔測定システムを介して外部モニタと通信されることができる。次いで、この情報は、患者への提示のためにさらに処理され、リスクレベルまたは推奨薬物摂取レベル、または食事および活動の推奨を簡単に示すことができる。この情報は、患者の医師に転送されることもできる。これにより、医師は、患者の状態を監視し、患者と適切に連絡を取ることができる。

【0135】

この情報は、インターネットまたは他の手段を介して、デバイスを製造または販売する会社に転送されることもできる。したがって、会社は、アルゴリズムを最適化し続けることができる。アルゴリズムは、生データを使用して患者のリスクレベルを決定する。会社は、データを分析するための最新かつ最適化されたアルゴリズムを備えており、処理された情報を患者および患者の医師に送り返すこともできるため、外部モニタに対してすべての生データを会社へ転送させることが最も効果的である。また、会社は、特定の患者ごとにすべての履歴情報を保存するための最も安全なデータ記憶手段を備えることもできるので、特定の患者ごとにデータ分析アルゴリズムをさらに最適化することができる。

【0136】

本明細書で開示される実施形態は、ＩＶＣ以外の他の身体素子の寸法を測定するためにも使用され得る。センーは心臓に配置することができ、例えば、カテーテル系送達を介してそれらを左心室に配置することができる。また、それらは、錐体外路を経由して心膜内の心臓の表面に置かれることもできる。これらのセンサは、心臓の活動を直接監視するために使用することができる。別の例として、膀胱の状態を監視するために、膀胱上または膀胱内にセンサを配置することができる。膀胱から排液するために自己カテーテル法を必要とする患者では、膀胱が満杯になったときの自動化された警告を発することが有用な場合がある。

【0137】

ＩＶＣに埋め込まれたマーカまたはセンサを有する上記の実施形態の全てについて、これらのマーカまたはセンサは、ＩＶＣ壁を経時的に治癒することができる。したがって、マーカを適所に保持するステント、アンカー、または他の素子は永久的である必要はないかもしれない。そのため、ステントまたはアンカーを生体分解性にすることが望ましい場合があり、これにより、ある期間経過後にＩＶＣにステントがもはや存在しないようにすることができる。アンカー素子の特定の持続時間は、材料の選択、処方、および処理によって、数週間から数年まで変化させることができる。これにより、異物を排除し、ＩＶＣをより柔軟にし、より自然に崩壊または拡張させることができる。他の生体吸収性血管素子は、ポリ−Ｌ−ラクチドのような材料から作られている。これらの材料はニチノールよりも弾力性が低いため、ステントの設計を変更する必要がある。例えば、ステントは、周方向素子で作製されることができる。周方向素子は、ラチェット（歯止め）を開放してＩＶＣに圧力を加え、ステントを適所に保持する。この生体吸収性ステント用の送達カテーテルは、ステントをＩＶＣに対して能動的に拡張するバルーンを含むことができる。

【0138】

これまで本開示に記載されている実施形態は、主にＩＶＣの体積変化に焦点を当てている。患者が息を吸うと、胸部圧がわずかに低下し、ＩＶＣから右心房（ＲＡ）への血流が増加する。患者が息を吐くと、胸部圧がわずかに上昇し、右心房への血流が減少する。これにより、呼吸サイクルにわたるＩＶＣの血液量の変動が起こる。この血液量の変動は、必然的にＩＶＣとＲＡとの間の相対圧力のわずかな変動と相関する。ＩＶＣ容量測定の代替または補助として、ＩＶＣと右心房との間の流体圧力の相対的変動の測定によって、血液量の有用な指標が提供される。単一のリード線に沿って配列された２つの圧力センサを有するインプラント（移植）は、大腿静脈、頸静脈または鎖骨下静脈から移植され、１つの圧力センサがＲＡに、もう１つの圧力センサがＩＶＣに位置するように固定されることができる。ＩＶＣモニタ（無線で外部から電力が供給される、ＩＶＣまたはＲＡ内に配備された電子回路によって電力が供給される、鎖骨下インプラントから電力が供給されるなど）に対して異なる構成を有する上述の実施形態は、代替的または追加的に、流体圧の相対変動のこのような測定を採用してもよい。
本開示の実施形態にかかるシステム、制御および通信ハードウェアおよびソフトウェアの態様

【0139】

適切なソフトウェアコーディングは、ソフトウェア分野の当業者には明らかであるように、本開示の教示に基づいて熟練したプログラマによって容易に作成することができる。ソフトウェアおよび／またはソフトウェアモジュールを使用する上述の態様および実装は、ソフトウェアおよび／またはソフトウェアモジュールの機械実行可能命令の実装を補助するための適切なハードウェアを含むこともできる。

【0140】

そのようなソフトウェアは、機械読取可能記憶媒体を使用するコンピュータプログラム製品であってもよい。機械読取可能記憶媒体は、機械（例えば、コンピューティングデバイス）による実行のための命令のシーケンスを記憶および／または符号化することができ、機械に対して本明細書に記載の方法論および／または実施形態のうちの任意の１つを実行させる任意の媒体とすることができる。機械読取可能記憶媒体の例としては、磁気ディスク、光ディスク（例えば、ＣＤ、ＣＤ−Ｒ、ＤＶＤ、ＤＶＤ−Ｒなど）、光磁気ディスク、リードオンリーメモリ「ＲＯＭ」デバイス、ランダムアクセスメモリ「ＲＡＭ」デバイス、磁気カード、光カード、ソリッドステートメモリデバイス、ＥＰＲＯＭ、ＥＥＰＲＯＭ、およびそれらの任意の組み合わせなどが含まれるが、これに限定されない。本明細書で使用される機械読取可能記憶媒体には、単一の媒体だけでなく、例えば、コンパクトディスクの集合体またはコンピュータメモリと組み合わせた１つまたは複数のハードディスクドライブなどの物理的に別個の媒体の集合体なども含まれることが意図される。本明細書では、機械読取可能記憶媒体は、信号伝送の一時的な形態を含まない。

【0141】

また、そのようなソフトウェアは、搬送波などのデータキャリア上にデータ信号として搬送される情報（例えば、データ）を含むことができる。例えば、機械実行可能情報は、データキャリア内に具現化されたデータ搬送信号として含まれてもよく、その信号は、機械（例えば、コンピュータデバイス）および関連する任意の情報（例えば、データ構造およびデータ）を実行するための一連の指令またはその一部を符号化してもよい。関連する任意の情報は、本明細書に記載された方法論および／または実施形態のうちのいずれか１つを機械に実行させる。

【0142】

コンピュータデバイスの例には、電子書籍読取りデバイス、コンピュータワークステーション、端末コンピュータ、サーバコンピュータ、手持ち式デバイス（例えば、タブレットコンピュータ、スマートフォンなど）、ウエブアプリケーション、ネットワークルータ、ネットワークスイッチ、ネットワークブリッジ、その機械がとるべき動作を指定する一連の命令を実行することができる任意の機械、およびそれらの任意の組み合わせを含むことができるが、これに限定されない。一例では、コンピュータデバイスは、キオスクを含むことができ、かつ／あるいは、キオスクに含まれ得る。

【0143】

図４６は、コンピュータシステム４６００の例示的な形態におけるコンピュータデバイスの一実施形態を示す概略図である。その中では、例えば、制御システムなどの本開示の態様および／または方法のうちの任意の１つまたは複数を制御システムに実行させる指令のセットが実行され得る。制御システムは、１つまたは複数の構成素子によって具体化されてもよいし、このような構成素子で実装されてもよい。１つまたは複数の構成素子は、特に、ＩＶＣセンサおよび／またはモニタおよび／または本明細書で開示された関連する構成素子、図１の電子カプセル１１８、図５の電子カプセル５０３、図１１の電子カプセル１１２４、図１７の電子カプセル１７０１、図１８の電子カプセル１８０１、図２３の電子カプセル２３０６、図２５の電子カプセル２５１２、図２８Ａ−Ｃの電子カプセル２８０６、図３０のコンソール３００６および／または超音波受信器／送信器プローブ３００３、図３３のウェアラブル検出システム３３００および／または外部デバイス３３１８、図４１の外部ハンドセット４１０３、図４２のシステム４２００、図４３および／または図４４のシステム１つまたは複数の構成素子、および／または図４５のＩＶＣモニタ４５０６のうちの任意の１つまたは複数である。複数のコンピューティングデバイスを利用して、１つまたは複数のデバイスに本開示の態様および／または方法のうちの任意の１つまたは複数を実行させるための特別に構成された命令セットを実装することも可能である。コンピュータシステム４６００は、バス４６１２を介して互いに通信するプロセッサ４６０４およびメモリ４６０８を含む。バス４６１２は、種々のバスアーキテクチャの何れかを用いた、メモリバス、メモリコントローラ、周辺バス、ローカルバス、およびそれらの任意の組み合わせなどの種々のタイプのバス構造を含むことができるが、これに限定されない。

【0144】

メモリ４６０８は、ランダムアクセスメモリ構成素子、読み出し専用構成素子、およびそれらの任意の組み合わせを含むが、これらに限定されない様々な構成素子（例えば、機械読取可能媒体）を含むことができる。一例では、基本ルーチンを含む基本入出力システム４６１６（ＢＩＯＳ）をメモリ４６０８に格納することができる。基本ルーチンは、起動中など、コンピュータシステム４６００内の素子間で情報を転送するのを補助する。また、メモリ４６０８は、本開示の態様および／または方法のうちの任意の１つまたは複数を具体化する指令（例えば、１つまたは複数の機械読取可能媒体に格納された命令）（例えば、ソフトウェア）４６２０を含んでもよい。別の例では、メモリ４６０８は、任意の数のプログラムモジュールをさらに含むことができる。プログラムモジュールは、オペレーティングシステム、１つまたは複数のアプリケーションプログラム、他のプログラムモジュール、プログラムデータ、およびそれらの任意の組み合わせを含むが、これらに限定されない。

【0145】

また、コンピュータシステム４６００は、記憶装置４６２４を含むことができる。記憶装置（例えば、記憶装置４６２４）の例には、ハードディスクドライブ、磁気ディスクドライブ、光学媒体を組み合わせた光ディスクドライブ、固体メモリ装置、およびそれらの任意の組み合わせが含まれるが、これらに限定されない。記憶装置４６２４は、適切なインターフェイス（図示せず）によってバス４６１２に接続することができる。インターフェイスの例には、ＳＣＳＩ、ＡＴＡ（アドバンストテクノロジーアタッチメント）、シリアルＡＴＡ、ユニバーサルシリアルバス（ＵＳＢ）、ＩＥＥＥ１３９４（ＦＩＲＥＷＩＲＥ（登録商標））、およびそれらの任意の組合せが含まれるが、これらに限定されない。一例では、（例えば、外部ポートコネクタ（図示せず）を介して）記憶装置４６２４（またはその１つ以上の構成素子）をコンピュータシステム４６００と取り外し可能にインターフェイスすることができる。特に、記憶装置４６２４および関連する機械読取可能媒体４６２８は、機械読取可能命令、データ構造、プログラムモジュール、および／またはコンピュータシステム４６００のための他のデータの不揮発性および／または揮発性記憶装置を提供することができる。一例では、ソフトウェア４６２０は、機械読取可能媒体４６２８内に、完全にまたは部分的に存在することができる。別の例では、ソフトウェア４６２０は、プロセッサ４６０４内に完全にまたは部分的に存在することができる。

【0146】

また、コンピュータシステム４６００は、入力装置４６３２を含んでいてもよい。一例では、コンピュータシステム４６００のユーザは、入力装置４６３２を介してコンピュータシステム４６００に指令および／または他の情報を入力することができる。入力装置４６３２の例には、英数字入力装置（例えば、キーボード）、ポインティングデバイス、ジョイスティック、ゲームパッド、オーディオ入力デバイス（例えば、マイクロフォン、音声応答システムなど）、カーソル制御デバイス（例えば、マウス）、タッチパッド、光学スキャナ、ビデオキャプチャデバイス（例えば、スチルカメラ、ビデオカメラ）、タッチスクリーン、およびそれらの任意の組み合わせが含まれるが、これらに限定されない。入力装置４６３２は、様々なインターフェース（図示せず）のいずれかを介してバス４６１２およびそれらの任意の組合せにインターフェイスすることができる。インターフェイスには、シリアルインターフェイス、パラレルインターフェイス、ゲームポート、ＵＳＢインターフェイス、ＦＩＲＥＷＩＲＥ（登録商標）インターフェイス、ダイレクトインターフェイスが含まれるが、これらに限定されるものではない。入力装置４６３２は、以下でさらに論じるように、表示装置（ディスプレイ）４６３６の一部またはディスプレイ４６３６とは別個のタッチスクリーンインターフェイスを含んでもよい。入力装置４６３２は、上述したようにグラフィカルインターフェイス内の１つ以上のグラフィック表現を選択するためのユーザ選択装置として利用することができる。

【0147】

ユーザは、記憶装置４６２４（例えば、リムーバブルディスクドライブ、フラッシュドライブなど）および／またはネットワークインターフェイスデバイス４６４０を介して、コンピュータシステム４６００に指令および／または他の情報を入力することもできる。ネットワークインターフェイスデバイス４６４０などのネットワークインターフェイスデバイスは、コンピュータシステム４６００を、ネットワーク４６４４、およびそれに接続された１つまたは複数の遠隔装置４６４８などの１つまたは複数のさまざまなネットワークに接続するために利用することができる。ネットワークインターフェイスデバイスの例には、ネットワークインターフェイスカード（例えば、モバイルネットワークインターフェイスカード、ＬＡＮカード、モデム、およびそれらの任意の組み合わせが含まれるが、これらに限定されない。ネットワークの例には、広域ネットワーク（例えば、インターネット、企業ネットワーク）、ローカルエリアネットワーク（例えば、オフィス、建物、キャンパスまたは他の比較的小さい地理空間で接続されるネットワーク）、電話回線ネットワーク、電話／音声プロバイダと接続されたデータネットワーク（例えば、モバイル通信プロバイダデータおよび／または音声ネットワーク）、２つのコンピューティングデバイス間の直接接続、およびそれらの任意の組合せが含まれるが、これらに限定されない。ネットワーク４６４４などのネットワークは、有線および／または無線の通信モードを使用することができる。一般に、任意のネットワークトポロジを使用することができる。情報（例えば、データ、ソフトウェア４６２０など）は、ネットワークインターフェイスデバイス４６４０を介して、コンピュータシステム４６００に、および／またはコンピュータシステム４６００から通信される。いくつかの実施形態では、１つまたは複数のクラウドコンピュータサービス、「サービスとしてのソフトウェア」サービス、「サービスとしてのストレージ」サービス、および／または分散ネットワークまたはコンポーネントは、特に、データを受信、格納、および／または提供する、かつ／あるいは、本開示委の態様にしたがってソフトウェアを実行するために使用される。このことは、本開示全体を読んだ後に、当業者に理解されるであろう。

【0148】

コンピュータシステム４６００は、表示可能な画像を表示装置４６３６などの表示装置に伝達するためのビデオ表示アダプタ４６５２をさらに含むことができる。表示装置の例には、液晶ディスプレイ（ＬＣＤ）、陰極線管（ＣＲＴ）、プラズマディスプレイ、発光ダイオード（ＬＥＤ）ディスプレイ、およびそれらの任意の組み合わせを含むが、これらに限定されない。表示装置アダプタ４６５２および表示装置４６３６は、プロセッサ４６０４と組み合わせて利用されて、本開示の態様のグラフィック表示を提供することができる。表示装置に加えて、コンピュータシステム４６００は、限定はしないが、オーディオスピーカ、プリンタ、およびそれらの任意の組み合わせを含む１つまたは複数の他の周辺出力装置を含むことができる。そのような周辺出力デバイスは、周辺インターフェイス４６５６を介してバス４６１２に接続されてもよい。周辺インターフェイスの例には、シリアルポート、ＵＳＢ接続、ＦＩＲＥＷＩＲＥ（登録商標）接続、並列接続、およびそれらの任意の組合せが含まれるが、これらに限定されない。

【0149】

ここに開示されたデバイスの実施形態は、他の生理学的データを測定し、そのデータをその報告および分析に統合することもできる。それは異なるときに使用され、異なる状況に対処できる可能性がある。例えば、患者が立っている間は、患者が座っているとき、伏臥しているとき、または仰臥位にあるときと比較して、ＩＶＣ直径およびその変化は大きく異なるであろう。したがって、ＩＶＣモニタを使用して患者の活動を追跡することもできる。また、心臓の電気的活動を監視し、記録し、伝達するために、電極をＩＶＣ素子自体および／またはデバイスに通じるリード線上に配置することができる。

【0150】

本明細書に開示される実施形態について説明された主要な内容は、心不全の管理であるが、それによって収集される実施形態および情報は、他の状態の管理にも使用され得る。例えば、透析を受けている患者の血液量を管理し、透析装置に直接フィードバックを提供して、送達または除去された総液体量を調節することもできる。これは同様に、ＩＶポンプと通信し、ショック状態の急性発作を有する患者の再水和を管理するために使用されることができる。

【0151】

上述のように、腎神経が心不全に対して有する複数の間接的な影響のために、薬物ポンプまたは刺激装置に接続して腎神経を調節する実施形態も可能である。そのような実施形態のデバイスが心臓リズム状態も同様に監視しており、心房細動の症状を検出した場合、その状況の腎神経を同様に調節するようにプログラムされることもできる。求心性腎神経は全身交感神経緊張を増加させることが知られており、全身交感神経緊張の増加は心房細動のリスクを増加させるため、腎臓神経の一時的な脱神経により心房細動の発症が止められる可能性がある。
透析患者におけるＩＶＣ容量測定の利用

【0152】

腎臓が正常な容量恒常性を提供していないため、透析患者における容積管理は特に困難であり得る。透析患者は、典型的には、透析セッション間でその体液量を増加させる。腎臓は尿を作り出していないので、透析で他の老廃物を除去しつつ、透析中に余分な量を取り除く必要がある。しかし、過剰な水分の大部分は、細胞および間質量にあり、循環系にはない。他の液体が血液から取り除かれるときに、その容量分が循環系に再流入するには、通常１時間以上の時間がかかる。余分な容量を急速に除去するべきではない。これにより、過度の血液濃縮と潜在的に危険なほど低い血圧がもたらされるためである。過度の血液濃縮は、心筋の気絶および他の重大な危険を引き起こす可能性がある。さらに、透析プロセスを管理する医療従事者が、透析セッション中に患者の血液量を連続的に追跡することは困難であり、非実用的であり得る。したがって、過剰な水分は、通常、透析セッション中に非常にゆっくりと除去される。これにより、細胞内および細胞外の液体が脈管系に戻る速度が低下し、全透析期間の効率が低下する。透析中に循環血液量をリアルタイムで測定する効率的かつ効果的な方法が必要である。

【0153】

第２に、透析の全期間中に安全に可能な限りの容量を除去することが重要である。前述したように、透析セッション間で患者の体液量は増加する。これは、高血圧、肺液、線維症、および心不全を含む多くの潜在的な臨床上の問題を引き起こす。各透析セッションにおいて患者の系内の液体量を最低限にすると、次のセッションでそれらが戻るときまでに液体で過負荷にならない可能性が高くなる。しかしながら、患者の血液量が正常（正しい体液量を有する）であるか、または血液量が過多または過少であるかを決定することは、現在の技術では困難である。したがって、透析セッションの終わりに透析患者の最終血液量を測定する有効な方法も、必要性が高い。

【0154】

現在のところ、透析中の血液濃度は、フレゼニウス（Ｆｒｅｓｅｎｉｕｓ）のクリスリン（Ｃｒｉｔｌｉｎｅ）またはインテルメディックス（Ｉｎｔｅｌｍｅｄｉｃｓ）のＣＶインサイトなどのデバイスを用いて測定されることが多い。これらのシステムは、患者のヘマトクリットおよび血液酸素化を測定して、患者から除去された体液量を計算する。透析終了時の正常な体液量の評価は、「生体インピーダンス測定」を用いて行うことができる。「生体インピーダンス測定」は、患者の細胞外液量と細胞内液量の指標を示す。これらの測定値は不完全であるが、現時点では最も有用である。

【0155】

ＩＶＣの超音波画像化を用いた透析患者の容積状態の測定が研究されている。これは、患者の容積状態の重要な生理学的見解を提供し、患者の体液量が本当に正常であるかどうかに直接関係する。しかし、これはユーザに依存し、技術に敏感で、困難である。また、単一点測定のみを提供し、連続的に容積状態を測定する方法としては実用的とは言い難い。

【0156】

これらのすべての理由で、本開示で具体化されるＩＶＣ容積測定システムは、透析患者の容積状態を管理する改善された方法を提供する。記載されたシステムは、連続的なモニタリングを提供し、患者が血液過多、血液過少、または正常血液量であるかどうかの真の測定値を与え、治療を誘導するために使用することができる。本明細書に記載されるＩＶＣマーカは、ＩＶＣ壁上またはＩＶＣ壁内に移植されると、透析セッションの前、最中または後に患者の体液量を監視することを可能にする。透析は通常、医療提供者の専門施設で実施されるため、熟練した専門家が正確を期すために測定値を取得することができる。さらに、患者が透析中に椅子またはベッドに固定されていない状態で、超音波プローブを患者の皮膚に取り付けることにより、透析セッション中にＩＶＣマーカを連続的に監視することができる。閉ループの容積管理のために、ＩＶＣ容積モニタを透析装置に直接接続することができる。例えば、適切な最小血液量は、医療提供者によって見積もられてもよい。例えば、呼吸サイクルにわたるＩＶＣ寸法の平均４０％の変動として評価される。次いで、透析装置は、測定において血液量を減少させるが、比較的速いペースでその容量に達した後、透析セッションの残りにわたってその容量を維持するようにプログラムすることができる。このアプローチによって、患者から取り除かれた細胞内および細胞外の液体が最大となる一方、患者の心筋気絶、立ちくらみ、または他の血液量減少の危険性が抑えられる。結果として、透析セッションをわずかに短縮することが可能であり得る。透析の終わりに、ＩＶＣモニタは、処置を終了する前に患者が適切な血液量であることを再確認する。

【0157】

透析患者における容積管理のこの説明はすべて、ＣＨＦ Ｓｏｌｕｔｉｏｎ Ａｑｕｑｄｅｘなどのアクアフェレーシスシステムを使用して容積（水分）が除去される心不全患者か、あるいは積極的な利尿薬を使用する場合の心不全患者の管理に同様に適用される。可能な限り迅速に余分な容積を除去することが望ましいが、組織内の余剰容積が徐々に血流に戻り、これにより全体の血液容積があまりにも低くならず、また血液があまりにも濃縮されることもないような時間であれば許容される。
ＩＶＣ以外の他の血管における容積状態の測定

【0158】

上述の様々な代替実施形態の説明は、一般に、ＩＶＣにおける容積測定の内容について行われる。しかしながら、これらの実施形態は、上大静脈（ＳＶＣ）、右心房、または他の血管にも同様に適用され、同様の測定に使用されてもよい。呼吸サイクルにわたるＩＶＣ容積の変動は、超音波画像化を用いた研究において十分に実証されている。呼吸の軽度のバルサルバ効果は、胸骨圧のわずかな変動を引き起こす。この変動は、ＩＶＣ（腹部内）から右心房（胸部内）への血液の流れを調節する。したがって、この変動はＩＶＣにおいて他の血管よりも顕著であり得る。また、ＩＶＣ変動は、右心房圧の変動に対してより敏感であり、三尖弁逆流を引き起こす著しい容積過負荷または右心室充満容積の減少を伴う患者においてはそれほど変化しない可能性がある。しかし、非常に敏感な測定システムは、血管の類似の変動を測定することがある。この変動は、マーカの配置および／または測定デバイスの配置のせいで、よりアクセスしやすい。中でも、鎖骨下静脈、頸静脈および大腿静脈は、容積および容積変化を測定できる可能性のある血管である。血管の容積および容積変化は、患者の血液量および／または心不全状態に関する同様の情報を提供することができる。しかしながら、本開示の教示は、それに限定されず、当業者により、本明細書に記載の高感度測定技術を使用して、身体の任意の静脈に適用されてもよい。以下では、上述した１つ以上の実施形態を、単独で、または複数に組み込むことができるさらなる特徴、考察および実施形態について説明する。例えば、上述のように、心臓および循環系をよりよく制御するために、心臓ペースメーカの動作を修正するためのセンサ／モニタ入力の使用が検討される。心不全、より具体的には心不全に関連する液体過負荷を治療する別の実施形態または方法は、レニン−アンジオテンシン系の化学的、神経的、ホルモン的または電気的操作、および腎臓が水を排出または保持する程度を通じて行われる。

【0159】

以上、例示的な実施形態を開示し、添付の図面に示した。当業者であれば、本開示の精神および範囲から逸脱することなく、本明細書に具体的に開示されたものに様々な変更、省略および追加がなされ得ることが理解されるであろう。

【図1】

【図2A】

【図2B】

【図2C】

【図2D】

【図3】

【図4】

【図5】

【図6】

【図7】

【図8】

【図9】

【図10】

【図11】

【図12】

【図13】

【図14】

【図15】

【図16】

【図17】

【図18】

【図19】

【図20】

【図21】

【図22】

【図23】

【図24】

【図25】

【図26】

【図27A】

【図27B】

【図28A】

【図28B】

【図28C】

【図29】

【図30】

【図31】

【図32】

【図33】

【図34A】

【図34B】

【図35】

【図36A】

【図36B】

【図36C】

【図36D】

【図36E】

【図37A】

【図37B】

【図37C】

【図38】

【図39A】

【図39B】

【図40A】

【図40B】

【図41】

【図42】

【図43】

【図44】

【図45】

【図46】

【図47】