专利名称：用于治疗作用的间歇性高能心脏刺激的制作方法
技术领域：
本发明涉及用于治疗心脏病的装置和方法，并且涉及向心脏提供电刺 激的装置，如心脏起搏器。
背景
心力衰竭(HF)是一种衰弱性疾病，其是指其中心脏功能异常引起低 于正常的心脏输出的临床综合征，所述低于正常的心脏输出可能低于足以 满足周围组织的代谢需要的水平。心力衰竭可以由最普遍的具有局部缺血 性心脏病的多种病因引起。心力衰竭可以用设计为增强心脏功能和/或减轻 充血性症状的药物方案或通过起搏治疗进行治疗。已经表明， 一些心力衰 竭患者患有心室内和/或心室间的传导缺陷(例如，束支传导阻滞)，以致 可以通过用电剌激改善心室收缩的同步性而增加他们的心脏输出。为了治 疗这些问题，已经研发了可移植的心脏装置，其向一个或多个心室提供适 当定时的电刺激，以试图改善心房和/或心室收縮的协同性，这称为心脏再 同步治疗(CRT)。心室再同步有效用于治疗心力衰竭，原因在于，尽管不 是直接影响肌肉收縮力，但是再同步可以导致心室更加协同性的收縮，具 有改善的泵送效率和增加的心脏输出。目前，最常见的CRT形式向两个 心室施加刺激脉冲，所述刺激脉冲同时或由指定的两心室偏差时间间隔分 开，并且关于检测固有的心房收縮或递送心房起搏在指定的心房-心室延迟 时间间隔之后。
长期以来已知心脏肌肉对锻炼有有利的反应，以导致更高的泵送效 率。研究巳经表明，HF患者可以用规律的锻炼改善他们的心脏功能并且
5获得一些症状减轻。然而，许多HF患者是虚弱的并且不能进行锻炼，或 不能很好地耐受充分的锻炼而不足以有效地锻炼。
附图简述
图1举例说明示例性心脏装置的物理构型。 图2是示例性心脏装置的结构图。
图3举例说明实施间歇性高能刺激的示例性算法。
详述
临床研究已经表明，与久坐的那些人相比，进行规律的(例如，20 分钟/天，每周3次)锻炼方案的心力衰竭患者具有症状改善。然而，由于 他们的心脏病或其它的虚弱性的病症，并不是所有的心力衰竭患者都可以 进行锻炼。 一种改善症状的替代方法是神经递质的规律性、间歇性的释放。 短持续时间的(例如，30分钟/天，每周3-4次)增强的神经递质释放(例 如，多巴酚丁胺)已经临床表现出提供与锻炼作用相似的心力衰竭症状的 改善。研究还已经表明，通过对心脏组织的高能刺激激发交感和副交感神 经递质的局部释放。因此，短持续时间的高能刺激可以通过适当定时释放 神经递质而改善心力衰竭症状。本公开内容描述了这样的方法和装置，其 使用短持续时间的高能刺激提供免于发展心力衰竭的保护和/或心脏疾病 进展的减缓/逆转。
如下文所述，用于递送这样的间歇性高能刺激的装置可以是具有还递 送心搏徐缓起搏、CRT、心脏复律/心脏去颤电击、和/或神经刺激(例如， 迷走神经刺激)的能力的装置。所述装置可以装配有用于在心室和/或心房 内放置的导线，其具有每天递送规定的时间量(例如，30分钟)的高能脉 冲的能力。开始治疗递送的时间可以是随机的(每天一次，在随机的时间)， 每天在指定的时间，或由指定的事件(例如，当患者入睡时，醒来时，活 动水平下降到特定阈值时)引起。所述高能治疗可以作为通过起搏导线直 接递送的高能(例如，心脏舒张起搏阈值的5倍)起搏脉冲、或低于疼痛 阈值并且通过电击线圈递送的低能(例如，0.5 J)电击递送。起搏脉冲或 电击可以由一个或多个导线、同时地或在它们之间具有时间偏差地递送。1.示例性心脏装置
心律管理装置诸如起搏器和可移植的心脏复律器/去纤颤器(ICD'S)通 常皮下移植在患者的胸部，并且具有从静脉内通向心脏的导线，以使所述 装置与用于感应和刺激的电极连接。在起搏器的情形中，可编程的电子控 制器响应于推移的时间间隔和所感测的固有的电活动(即，不是由起搏脉 冲引起的固有的心跳)引起输出起搏脉冲，以治疗心搏徐缓、心动过速或 传导病症。在ICD的情形中，控制器响应于心动过速的检测而引起递送心 脏复律/心脏去颤电击。这些装置通过放置在待感测的室附近的内部电极来 感测固有的心脏电活动，其中与所检测的心房或心室的固有收缩相关的去 极化波分别称为心房感测或心室感测。为了在不存在固有的心跳的条件下 引起收缩，在不应期内，将具有高于某一起搏阈值的能量的起搏脉冲(心 房起搏或心室起搏)递送至所述室，这称为兴奋性起搏脉冲。心律管理装 置可以使用一个或多个多电极导线，每一个具有多个电极，以激发不同的
心肌部位。图1显示具有两个导线200和300的示例性装置100，每一个 导线是多电极导线，分别具有电极201-203和301-303。电极201-203放置 在右心室内，以兴奋右心室或隔膜区域，而电极301-303放置在冠状窦中， 以兴奋左心室的区域。其它装置可以使用一个或多个单电极导线。如下文 所解释的， 一旦植入了所述装置和导线，所述装置的起搏和/或感测通道可 以设置成具有多个电极中的所选的电极，以选择性起搏或感测具体的心肌 部位。
图2显示适合实施本发明的基于微处理器的心律管理装置的系统框 图，所述装置如在图1中所示。该装置的控制器包括微处理器10，其通过 双向数据传送总线与存储器12通讯。存储器12典型地包括用于程序存储 的ROM (只读存储器)和用于数据存储的RAM (随机存取存储器)。所述控 制器可以使用状态机器设计类型通过其它类型的逻辑电路(例如，离散组 件或可编程逻辑阵列)执行，但是优选基于微处理器的系统。当用于本文 时，术语"电路"应该视为是指离散的逻辑电路或微处理器的编程。在该附 图中未显示的是对于控制器操作所需的其它电路组件，诸如供应电力和外 部时钟信号的电路。所述装置配备有多个电极，每个电极可以整合到起搏和/或感测通道
中。在该附图中所显示的是称为"a"至"d"的4个示例性的感测和起搏通道，
其包括具有环电极33a-d和末端电极34a-d的双极导线、感测放大器3la-d、
脉冲发生器32a-d和通道界面30a-d。因此，每个通道包括由与所述电极连
接的脉冲发生器组成的起搏通道，和由与所述电极连接的感测放大器组成
的感测通道。通过适当放置所述电极，通道可以设置为感测和/或起搏特定
的心房或心室部位。所述通道界面30a-d与微处理器IO双向通讯，并且每
个界面可以包括用于将来自感测放大器的感测信号输入数字化的模拟数
字转换器，和可以由所述微处理器书写的寄存器，以输出起搏脉冲、改变
起搏脉冲幅度/宽度、和调整感测放大器的增益和阈值数值。当由特定通道
产生的电描记图信号(即，由电极感测到的电压，表示心脏的电活动)超
过指定的检测阈值时，起搏器的感测电路检测室感测，或心房感测或心室
感测。在特定起搏模式中所用的起搏算法利用这样的感测来引发或抑制起
搏，并且可以通过分别测量在心房和心室感测之间的时间间隔而检测固有
的心房和/心室速率。
所述控制器能够以多种编程的起搏模式操作所述装置，所述模式定义
脉冲怎样响应于所感测到的事件和时间间隔的终止而输出。用于治疗心搏
徐缓的大部分起搏器以所谓的需求模式被编程以同步操作，其中在确定的
时间间隔内发生的所感测到的心脏事件引发或抑制起搏脉冲。抑制的需求 起搏模式依据所感测到的固有活动，使用逸搏间期(escape intervals)来
控制起搏，以致仅在没有检测到室的固有跳动的确定的逸搏间期终止后在 心动周期过程中将起搏脉冲递送到心室中。对于心室起搏的逸搏间期可以 由心室或心房事件重新启动，后者允许所述起搏追踪固有的心房跳动和/ 或跟随心房起搏。如下文所述，将起搏脉冲递送到一个或多个心肌部位是 一种用于递送具有心脏治疗作用的间歇性高能刺激的方式。
每个双极导线的电极通过导线内的导体与由所述微处理器控制的 MOS转换网络70连接。所述转换网络用来通过将所选电极转换为感测放 大器的输入而设置感测通道，以检测固有的心脏活动，并且通过将所选电 极转换为脉冲发生器的输出而设置起搏通道，以递送起搏脉冲。所述转换 网络还使得所述装置能够使用导线的环形和末端电极二者以双极模式感
8测或起搏，或者仅使用导线的一个电极以单极模式感测或起搏，其中装置
外壳或容器(can) 60用作接地电极。还可以通过适当的导线放置和脉冲能
量设定而设置一个或多个起搏通道，用于递送电刺激，以刺激交感和/或副 交感神经。例如，具有刺激电极的导线可以放置在迷走神经的附近，以刺
激所述神经和增加副交感活动。电击脉冲发生器50还接入所述控制器， 当检测到心动过速时，其可以用于通过一对电击电极51向心房或心室递 送心脏复律/心脏去颤电击。例如，所述电击电极可以是装置外壳以及在心 室内放置的线圈电极。如下文所述，电击还可以以比用于心脏去颤的能量 低的能量递送，作为一种执行用于心脏治疗作用的间歇性高能刺激的方 式。磁力或触觉驱动的开关500也接入所述控制器，其允许患者开始或终 止高能刺激。
所述控制器依据在存储器中保存的编程指令控制装置的整体运行，包 括控制通过起搏通道的起搏递送，解释从感测通道接收到的感测信号，和 执行用于确定逸搏间期和感觉不应期的定时器。所述控制器还执行来自于 外部钟表信号的定时器，以保持追踪时间并且执行实时操作，如预定的高 能刺激。劳累水平(exertionlevel)传感器330 (例如，加速计、微型换气传 感器、或其它测量与代谢需求相关的参数的传感器)使得所述控制器能够 依据患者物理活动的变化调节起搏速率。如下文所述，所述劳累水平传感 器还可以用于调度间歇性高能刺激的递送。提供遥测界面40，其使得所述 控制器能够与外部装置300如外部程序器通过无线遥测线路进行通讯。外 部程序器是一种计算机化的装置，具有相连的显示器和输入装置，其可以 询问起搏器并且接收保存的数据以及直接调整起搏器的操作参数。在该附 图中所示的外部装置300也可以是远程监测元件。所述外部装置300还可 以与患者管理网络91接口，以使得可移植的装置能够通过网络向临床人 员传送数据和警报信息以及远程编程。在所述外部装置300和所述患者管 理网络91之间的网络连接可以通过，例如，因特网连接、通过电话线、 或通过蜂窝无线电线路实施。
2.递送间歇性高能刺激
如上文所述，心脏的高能刺激可以用来以模拟锻炼的有益作用的方式引起神经递质释放。然而，心脏的长期高能刺激将过分压迫HF患者的心 脏，并且可能是危险的。因此，这样的刺激应该以间歇性的方式递送。如 在图1和2中所示的装置可以设置成递送间歇性的高能心脏刺激，其通过 按照一些确定的时间表从正常操作模式转换为高能剌激模式进行，所述时 间表指定响应于推移的时间间隔和/或响应于一个或多个具体的引发事件 或条件而转换。如果所述装置设置成响应于引发事件或条件转换成高能剌 激模式，则可以对在指定的时间期间内递送的刺激的量进行一些限制。在 正常的操作模式中，所述装置可以完全不递送治疗或者可以设置成递送治 疗，如心搏徐缓起搏、心脏再同步起搏、和/或电击或响应于心动过速检测 的抗心动过速起搏。在转换成高能刺激模式后，那么所述装置可以向一个 或多个心肌部位递送兴奋性起搏脉冲形式的高能刺激，其中所述起搏脉冲 能量可以大于常规起搏所有的能量，和/或处于具有小于心脏复律/心脏去 颤治疗所用能量的电击能量的电击形式。所述高能刺激模式还可以允许正 常操作模式的治疗继续进行，诸如心搏徐缓起搏、心脏再同步起搏、和/ 或电击或响应于心动过速检测的抗-心动过速起搏。
为了提供间歇性高能刺激，所述装置基于推移的时间间隔和/或响应于 一个或多个特定触发条件或事件的检测而从其正常操作模式转换为高能 刺激模式。在另一个实施方案中，当接收到在某一指定的时间阶段进行高 能刺激的命令时，所述装置可以转换成高能刺激模式，其中这样的命令可 以从外部程序器接收，或通过患者管理网络接收。确定的时间表可以指定 以周期性时间间隔(例如，每天5分钟)或在每一天内的随机时间或其它 指定的时间期间转换成高能刺激模式。这样确定的时间表还可以指定转换 成高能刺激模式的时间，所述时间是预期患者醒来或预期患者入睡的时 间。确定的时间表还可以规定所述装置以高能剌激模式操作的指定的时间 期间的时间量。例如，确定的时间表可以规定递送的高能剌激每天持续一 小时。然后，可以编程所述控制器，以在满足了一个或多个指定的触发条
件时，条件性地(opportunistically)转换成高能刺激模式，从而满足确定的 时间表的规定。可能的触发条件的实例是在特定进入(entry)范围内的测定 的劳累水平，在指定的进入范围内的测量的心率，和患者驱动磁力或触觉 驱动的转换器引发高能刺激，所述转换器被整合到装置中。在这样的实施方案中，于是在某一指定的时间期间内，可以限制响应于所述引发事件递 送的高能剌激的数量或持续时间。例如，所述装置可以被编程，响应于这 样的引发事件每天递送不超过30分钟的高能刺激。
图3举例说明一种可以通过心脏装置实现间歇性高能刺激的方式。在
这一实施方案中，该装置的控制器被编程以通过称为Al-A6的多个不同状 态转换。在状态A1，所述装置以其正常操作模式操作。在状态A2，尽管 继续以状态Al操作，但是所述装置确定它是否应该基于推移的时间间隔 或触发条件转换成高能刺激模式。任选地，在转换成如状态A3执行的高 能刺激模式之前，所述装置还可以设置成检测一个或多个具体的进入条 件。在转换成高能剌激模式之前必须满足的进入条件的实例包括在特定 进入范围内的测量的劳累水平，在特定进入范围内的测量的心率，没有检 测到心脏心律不齐，没有检测到心脏局部缺血，和患者驱动磁力或触觉驱 动的转换器使得高能刺激递送，所述转换器被整合到装置中。在状态A3， 检查所述装置，观察是否满足了一个或多个进入条件，并且如果没有满足 则返回状态Al。如果满足了适当的进入条件，则所述装置转换成处于状 态A4的高能刺激模式。如上文所讨论的，以实施高能刺激所需要的程度， 所述高能剌激模式替代所述正常操作模式，但是可以允许某些以正常操作 模式实施的功能继续。或者说，可以认为所述高能刺激模式结合了正常操 作模式的特定功能，如果需要，所述功能得到改进以递送高能刺激。在以 高能刺激模式实施时，所述装置可以任选地设置成监测一个或多个使得所 述装置回复正常操作模式的退出条件。这样的退出条件可以与在进入高能 刺激模式之前必须满足的进入条件相同或不同。在状态A5，当以高能刺 激模式实施时，所述装置监测一个或多个退出条件的出现，所述退出条件 诸如在指定的允许范围之外的测量的劳累水平，在指定的允许范围之外的 测量的心率，心脏心律不齐的存在，心脏局部缺血的存在，和患者驱动磁 力或触觉驱动的转换器使得高能刺激递送终止，所述转换器被整合到装置 中。如果出现了退出条件，则所述装置返回到在状态Al的正常操作模式。 否则，该装置继续状态A6，并且检查是否己经递送了规定量的和/或持续 时间的高能刺激。如果已经递送了规定量的或持续时间的高能刺激，则所 述装置返回状态Al，并且继续正常的操作模式。否则，该装亶返回到状态A5，以监测退出条件。
在一个实施方案中，所述装置设置成以兴奋性起搏脉冲形式递送高能 刺激，其中所述起搏脉冲能量足以引起神经递质的局部释放。足够高以引 起神经递质的局部释放的起搏脉冲能量的最低水平可以随着具体的患者 以及刺激电极的类型和放置而变化。这样的最低水平可以凭经验确定，但 是在任何情形中，将高于常规心搏徐缓或抗-心动过速起搏所用的水平。例
如，当常规起搏使用0.5-1.0伏特的起搏脉冲幅度和0.5-2.0毫秒的脉冲宽 度进行时，在一个具体实施方案中，高能刺激起搏可以使用大约2.0-12伏 特的起搏脉冲幅度和2-20毫秒的起搏脉冲宽度。间歇性高能刺激起搏可以 以任何选择的起搏模式如DDD、 VDD、或VVI被递送至心房和/或心室， 如仅是右心室、仅是左心室、两心室、或其它多部位起搏。在其中正常常 操作模式包括递送某一种类的起搏治疗的情形中，转换成高能刺激模式可 以包括或可以不包括改变在所述正常操作模式中所用的起搏构型和/或起 搏模式。起搏构型指定要用于递送起搏脉冲的可用电极的特定子集，并且 起搏模式指定递送起搏脉冲的时间选择。所述起搏构型由选择具体的起搏 通道用于输出起搏脉冲的控制器和通过选择具体的电极为具有转换矩阵 70的通道所用而确定。为了避免不想要的副作用，如疼痛或骨骼肌刺激， 高能起搏脉冲应该优选地以双极电极-对-电极构型递送，所述构型与单极 电极-对-容器构型相反，其中组成所述双极构型的所述两个电极在相同的 或不同的导线上紧密隔开。例如，尽管起搏治疗可以以正常操作模式递送 仅起搏右心室，但是高能起搏脉冲可以以高能剌激模式递送，为两心室或 其它多部位起搏。当从正常操作模式转换为高能刺激模式时，起搏模式(例 如，DDD,DDI，VVI)也可以是相同的或不同的。
为了在转换成高能刺激模式时可靠地提供高能刺激起搏，所述装置可 以被编程而在高能刺激模式过程中具有逸搏间期，以确保频繁的起搏。例 如，高能刺激起搏可以以具有预先确定的心房-心室(AV)和心室-心室 (VV)逸搏间期的心房引发的同步模式(例如，DDD或VDD)或以具有 预先确定的W逸搏间期的非心房引发的心室起搏模式(例如，WI)递 送至心室，其中所述逸搏间期的长度可以设定为导致高起搏频率的数值。 然而，在转换前将其它步骤结合在所述算法中可能是需要的。例如，所述关于高能刺激模式的逸搏间期可以在模式转换之前动力学确定，以确保高 的起搏频率。在一个实施方案中，其中所述高能刺激模式是非心房引发的 起搏模式，所述装置可以在模式转换之前测量患者固有的心率，并且然后 设定VV逸搏间期，以便关于所述高能刺激起搏模式的起搏速率稍微高于 所述固有速率。如果患者接受采用正常操作模式的速率-适应性心室起搏治 疗，则关于所述高能刺激起搏模式的VV逸搏间期可以通过劳累水平测量 类似地调节。在一个实施方案中，其中所述高能刺激起搏以心房引发的起 搏模式递送，所述装置可以在模式转换之前测量患者固有的AV时间间隔 (例如，作为在模式转换之前的许多周期的平均值)，以便可以设定关于
递送心室起搏的AV逸搏间期，从而在所述高能刺激阶段以高频率起搏心室。
在另一个实施方案中，所述装置设置成通过如用来递送心脏复律/心脏 去巅电击的电击通道以电击的形式递送高能刺激。这样的电击可以用低于 心脏复律/心脏去颤所用的电击能量递送，以便不对患者导致任何疼痛或不
适。例如，尽管心脏复律/心脏去颤电击典型地用10-30焦耳的能量递送， 但是采用高能刺激模式递送的电击可以以大约0.5焦耳的能量递送。与上 文关于高能起搏所讨论的情形相似，为了避免疼痛和不需要的肌肉或神经 刺激，对于以高能剌激模式递送的低能电击优选地用双极电击构型递送。 胜于作为在电击电极(例如，线圈电极)和所述容器之间施加的电压递送 所述电击，这是递送心脏复律/心脏去颤电击典型所采用的，将高能刺激模 式的低能电击优选地在相同的或不同导线上的两个相对紧密隔开的电击 电极之间递送。为了防止诱导心律不齐的可能性，这样的低能电击可以在 高能刺激模式过程中以与心脏复律电击所用的相似的方式与检测R波 (即，心室感测)同步递送。备选地，低能电击可以替代或与依据心搏徐 缓起搏模式的起搏脉冲一起递送。
上文讨论的高能刺激，不管是以高能起搏脉冲还是低能电击形式递 送，都是引起心肌去极化的兴奋性刺激。即，所述高能剌激依据心搏徐缓 起搏模式或与感测到的R波同步递送，以便在心肌非不起反应时递送刺 激。在心肌处于不起反应状态时，递送以起搏脉冲或电击形式的其它的高 能刺激也可以是理想的。这样的不起反应的高能刺激可以导致额外的神经递质释放。因此，所述装置控制器可以被编程，以在心脏不应期以高能刺 激模式递送一个或多个非兴奋性刺激脉冲，其中所述非兴奋性刺激脉冲可 以是起搏或电击脉冲，具有足以引起神经递质的局部释放的能量。
3.检测引发、进入和退出条件
如上文讨论，对于所述装置，只要满足一个或多个指定的进入条件， 按照确定的时间表转换成高能刺激模式，可以是理想的。不管是否使用进 入条件，对于所述装置，在出现了一个或多个指定的退出条件时，退出所 述高能剌激模式，也是理想的。最后，转换成高能刺激的确定的时间表可 以使用一个或多个指定的触发条件，在满足所述触发条件时引起模式转 换。下文讨论的是可以通过适当设置的可移植装置检测并且用作进入、退 出和/或触发(引发)条件的条件的实例。
引发和/或进入条件的一个实例是所测量的劳累水平是否在指定的范 围之内，其中所述劳累水平可以例如作为微型换气用微型换气传感器测 量、作为活动水平用加速计测量、或这样的测量值的一些组合进行测量。 引发和/或进入条件的另一个实例是患者心率是否在特定范围之内，其中心 率通过心脏感测通道测量。对于一些患者，当患者不活跃时，这通过测量 的劳累水平和/或低于特定值的心率所反映，可以需要发生高能刺激模式。 在另一方面，对于另一些患者，仅当认为患者活跃时，这通过劳累水平和 /或高于特定值的心率确定，可以需要转换成高能刺激模式。测量的劳累水 平和/或高于或低于特定值的心率还可以用作引发事件以引发高能刺激模 式某一指定的时间期间。测量的劳累水平或心率还可以用作退出条件，以 便所述装置被编程，如果测量的劳累水平和/或心率落在指定的允许范围之 外时，从高能刺激模式回复到正常操作模式。
如果患者目前正经历某种程度的心脏局部缺血和/或检测到心脏心律 不齐时，也可能需要抑制向高能刺激模式转换和/或回复到正常操作模式。 所述装置可以设置成从在固有或起搏跳动期间收集的电描记图形态分析 检测心脏局部缺血，后者(即，起搏跳动)有时称为激发的反应。用于检 测局部缺血的电描记图由感测心肌在心动周期过程中的去极化和再极化 的感测通道记录。用于这一目的的所述感测通道可以是用于检测心脏心律
14不齐和/或固有的跳动的感测通道，或者可以是专用的通道。为了检测电描 记图中的局部缺血变化，可以优选地用单极电极记录所述电描记图，所述 单极电极与双极电极相比，在电活动波传播时"观察到"更大体积的心肌。 为了检测局部缺血变化，所述电描记图可以与参照电描记图进行比较，以 观察是否存在增加的损伤电流。所述比较可以包括，例如，将所记录的电
描记图和参照电描记图交叉相关，或将ST段振幅、斜度或积分(integration) 与参照数值比较。
为了检测患者是否在起搏过程中经历心脏局部缺血，控制器被编程以 分析记录的激发反应的电描记图，并且寻找"损伤电流"。当对心肌区域的 血液供应减少时，氧和其它营养的供应可能变得不充足，而不足以使心肌 细胞的代谢过程保持它们的正常极化状态。因此，在至少部分的心动周期 过程中，心脏的局部缺血区域变得异常去极化，并且引起在心脏的局部缺 血区域和正常极化区域之间的电流流动，这称为损伤电流。损伤电流可以 由变成永久去极化的梗死区域或由在整个或部分心动周期过程中保持异 常去极化的局部缺血区域产生。损伤电流导致电势的异常改变，这通过表 .面心电图或心脏内电描记图所测量。如果心室内的异常去极化持续整个心 动周期，则仅在其余心室心肌己经被去极化时测量到零电势，其对应在电 描记图中的QRS综合波(complex)结束时和T波之间的时间，并且称为ST 段。在心室再极化后，这以电描记图中T波标记，所测量的电势受到损伤 电流的影响，并且相对于ST段位移，正向或负向，其依赖于局部缺血或 梗死区域的位置。然而，传统上，在通过电描记图或心电图检测到异常损 伤电流时，正是所述ST段被视为位移的。由局部缺血区域产生的没有持 续整个心动周期的损伤电流可以仅位移ST段的部分，导致异常的片段斜 度。损伤电流还可以在局部缺血在心室区域引起延长的去极化时产生，其 在再极化波的方向改变时导致异常的T波。为了检测指示局部缺血的电描 记图变化，分析记录的电描记图，并且与参照电描记图比较，所述参照电 描记图可以是完整记录的电描记图或代表电描记图的特定参照数值。因为 某些患者可能总是在电描记图中表现出损伤电流(例如，由于CAD，或 因为电极移植的结果)，所述控制器被编程，以通过与参照电描记图比较， 在记录的电描记图中寻找增加的损伤电流来检测局部缺血，其中后者(即，
15参照电描记图)可以或可以不表现出损伤电流。 一种在记录的电描记图中 寻找增加的损伤电流的方式是将所述ST段振幅和/或斜度与参照电描记图 的ST段振幅和/或斜度进行比较。可以使用各种数字信号处理技术进行分 析，诸如使用一阶和二阶导数鉴定ST段的起始和结束。其它寻找损伤电 流的方式可以包括，例如，将记录的电描记图和参照电描记图交叉相关， 以确定它们的相似性程度。在所述情形中，电描记图可以通过使电描记图 信号经过匹配的滤波器而暗含地记录，所述匹配的滤波器将所述信号与参
照电描记图交叉相关。所述ST段还可以被积分(integrate),积分的结果 与参照数值比较，以确定是否存在增加的损伤电流。
如果在记录的电描记图中检测到指示局部缺血的变化和/或检测到心 脏心律不齐，则所述控制器可以被编程，以抑制向高能刺激模式转换和/ 或被编程以回复到正常操作模式。心脏局部缺血或心脏心律不齐的检测还 可以作为临床重要事件记录在起搏器的存储器中，其中表现局部缺血或心 律不齐的所述事件日志和/或记录的电描记图然后可以在以后下载给临床 医师，通过外部程序器和/或患者管理网络进行分析。来自于其它分析或其 它感测形式的信息也可以用来更特异性地检测心脏局部缺血。例如，呼吸 困难或其它异常的呼吸模式可以使用微型换气传感器进行检测，其通过编 程控制器以比较来自所述传感器的经胸廓的阻抗信号与代表所述异常模 式的模板而进行检测。
尽管已经结合了前述具体实施方案对本发明进行了描述，但是对于本 领域的普通技术人员，许多备选方案、变化和修改是显而易见的。其它这 样的备选方案、变化和修改意欲落在下述后附的权利要求的范围之内。
1权利要求
1. 一种心律管理装置，所述装置包括用于向心肌部位递送电刺激的刺激通道；被编程以正常操作模式或高能刺激模式操作所述装置的控制器；并且，其中所述控制器被编程以按照确定的时间表周期性地从正常操作模式转换成高能刺激模式；并且，其中，在所述高能刺激模式中，所述控制器被编程以向所述心肌部位递送高能兴奋性电刺激，所述高能兴奋性电刺激的能量足以引起神经递质的局部释放。
2. 权利要求1的装置，其中所述刺激通道是起搏通道，并且此外其中 所述控制器被编程以依据程序性的起搏模式递送作为高能起搏脉冲的高 能电刺激。
3. 权利要求2的装置，其中，在所述高能刺激模式中，所述控制器被 编程以递送具有大约2-12伏的起搏脉冲幅度和大约2-20毫秒的起搏脉冲 宽度的起搏脉冲。
4. 权利要求2的装置，所述装置还包括用于向多个心肌部位递送起搏脉冲的多个起搏通道；并且 其中所述控制器被编程以选择所述多个起搏通道中的一个或多个用于所述正常操作模式，并且选择所述多个起搏通道中的一个或多个用于所述高能刺激模式。
5. 权利要求1的装置，其中所述刺激通道是电击通道，并且其中所述 控制器被编程以递送作为低能电击脉冲的高能电刺激。
6. 权利要求5的装置，其中所述低能电击脉冲的能量是大约0.5焦耳。
7. 权利要求5的装置，其中所述控制器被编程以依据程序性的起搏模 式递送所述低能电击脉冲。
8. 权利要求5的装置，其中所述控制器被编程以依据程序性起搏模式 递送所述低能电击脉冲与起搏脉冲。
9. 权利要求5的装置，其中所述控制器被编程以与感测到的R波同步递送所述低能电击脉冲。
10. 权利要求1的装置，其中所述刺激通道包括用于双极刺激的电极。
11. 权利要求1的装置，其中所述控制器被编程，以在心脏不应期以 所述高能刺激模式递送一个或多个非兴奋性刺激脉冲，并且其中所述非兴 奋性刺激脉冲具有足以引起神经递质的局部释放的能量。
12. 权利要求1的装置，所述装置还包括用于测量患者的劳累水平的 劳累水平传感器，并且其中所述控制器被编程以仅在所述测量的劳累水平 在指定的进入范围内时，转换成所述高能刺激模式。
13. 权利要求1的装置，所述装置还包括用于感测心脏活动的感测通 道，并且其中所述控制器被编程，以仅在测量的心率处于指定的进入范围 内时，转换成所述高能剌激模式。
14. 权利要求13的装置，其中所述控制器被编程以仅在没有检测到心脏心律不齐时转换成所述高能刺激模式。
15. 权利要求1的装置，所述装置还包括用于感测心脏活动的感测通道，并且其中所述控制器被编程，以检测心脏局部缺血，和仅在没有检测 到心脏局部缺血时转换成所述高能刺激模式。
16. 权利要求1的装置，所述装置还包括测量患者的劳累水平的劳累水平传感器，并且其中所述控制器被编程，以在所述测量的劳累水平处于 指定的退出范围内时从所述高能刺激模式转换成所述正常操作模式。
17. 权利要求1的装置，所述装置还包括用于感测心脏活动的感测通 道，并且其中所述控制器被编程，以在测量的心率处于指定的退出范围内 时从所述高能刺激模式转换成正常操作模式。
18. 权利要求17的装置，其中所述控制器被编程，以在检测到心脏心 律不齐时从所述高能刺激模式转换成所述正常操作模式。
19. 权利要求1的装置，所述装置还包括用于感测心脏活动的感测通 道，并且其中所述控制器被编程以检测心脏局部缺血，并且在检测到心脏 局部缺血时从所述高能刺激模式转换成所述正常操作模式。
20. 权利要求1的装置，其中所述确定的时间表指定一天中具体的时 间转换成所述高能刺激模式。
21. 权利要求1的装置，其中所述确定的时间表规定指定的时间期间内的一段时间，在所述一段时间内所述装置以所述高能刺激模式操作，并 且其中所述控制器被编程，以在满足一个或多个指定的触发条件时，条件 性地转换成所述高能刺激模式，从而满足所述确定的时间表的规定。
22. 权利要求21的装置，所述装置还包括劳累水平传感器，并且其中 所述一个或多个指定的触发条件包括测量的劳累水平处于指定的进入范 围内。
23. 权利要求21的装置，所述装置还包括感测通道，并且其中所述一 个或多个指定的触发条件包括测量的心率处于指定的进入范围内。
24. 权利要求21的装置，所述装置还包括患者驱动的转换器，并且其 中所述一个或多个指定的触发条件包括所述转换器被驱动。
25. 权利要求1的装置，其中所述刺激通道是起搏通道，并且此外其 中所述控制器被编程，以在所述高能刺激模式下依据程序性起搏模式递送 作为高能起搏脉冲的高能电刺激，和在所述正常操作模式下依据程序性起 搏模式递送常规起搏脉冲。
26. 权利要求1的装置，所述装置还包括患者驱动的转换器，并且其 中所述控制器被编程，以在所述转换器被驱动时，从所述高能刺激模式转 换成正常操作模式。
全文摘要
一种用于向心脏递送高能电刺激以改善心力衰竭患者的心脏功能的装置和方法。所述高能刺激模拟锻炼的作用，并且甚至改善锻炼不耐受的患者的症状。所述高能刺激可以间歇性地作为起搏脉冲或作为低能电击脉冲递送，所述起搏脉冲依据程序化的起搏模式并且具有比常规起搏所用的更高的起搏脉冲能量。
文档编号A61N1/362GK101505828SQ200780031227
公开日2009年8月12日 申请日期2007年8月17日 优先权日2006年8月23日
发明者伊马德·利布斯, 安德鲁·P·克雷默, 朱利奥·C·斯皮内利, 约瑟夫·M·帕斯托 申请人:心脏起搏器股份公司