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1、(10)授权公告号 CN 101505828 B (45)授权公告日 2013.11.20 CN 101505828 B *CN101505828B* (21)申请号 200780031227.0 (22)申请日 2007.08.17 11/466,679 2006.08.23 US A61N 1/362(2006.01) A61N 1/39(2006.01) (73)专利权人 心脏起搏器股份公司 地址 美国明尼苏达州 (72)发明人 约瑟夫M帕斯托 伊马德利布斯 安德鲁P克雷默 朱利奥C斯皮内利 (74)专利代理机构 中科专利商标代理有限责任 公司 11021 代理人 吴小明 CN 1819。
2、855 A,2006.08.16, CN 101065059 A,2007.10.31, US 2003204209 A1,2003.10.30, US 5836971 A,1998.11.17, (54) 发明名称 用于治疗作用的间歇性高能心脏刺激 (57) 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。 (30)优先权数据 (85)PCT申请进入国。
3、家阶段日 2009.02.23 (86)PCT申请的申请数据 PCT/US2007/018416 2007.08.17 (87)PCT申请的公布数据 WO2008/024312 EN 2008.02.28 (51)Int.Cl. (56)对比文件 审查员 唐田田 权利要求书 2 页 说明书 8 页 附图 3 页 (19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)发明专利 权利要求书2页 说明书8页 附图3页 (10)授权公告号 CN 101505828 B CN 101505828 B *CN101505828B* 1/2 页 2 1. 一种心律管理装置， 所述装置包括 ： 一个或多个用于整合至一。
4、个或多个起搏通道中的脉冲发生器 ； 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 ； 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， 在所述正常操作模式下， 所述控制器被编程以依据程序性起搏模式递送起搏脉 冲至单个心室心肌部位 ； 并且， 其中， 在所述高能刺激模式下， 所述控制器被编程以将高能兴奋性电刺激以比在正常 操作模式中递送的起搏脉冲的能量高的能量作为起搏脉冲递送至多个心室心肌部位。 2. 权利要求 1 的装置， 还包括 ： 用于测量劳累水平的劳累水平传感器 ； 其中所述控制器被编程以仅在所述测量的劳累 水平在预定的阈值下。
5、时， 转换成所述高能刺激模式。 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 2-12 伏的起搏脉冲幅度和 2-20 毫秒的起搏脉冲宽度的起搏脉冲。 4. 权利要求 1 的装置， 其中所述起搏通道包括用于双极刺激的电极。 5. 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。 6. 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。
6、进入范围内时， 转换成所 述高能刺激模式。 7. 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放大器， 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， 转换成所述高能刺激模式。 8. 权利要求 7 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。 9. 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。 10. 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 。
7、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。 11. 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放大器， 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。 12. 权利要求 11 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。 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放大器， 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 。
8、转换成所述正常操作模式。 权 利 要 求 书 CN 101505828 B 2 2/2 页 3 14. 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。 15. 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。 16. 权利要求 15 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。
9、定的进入范围内。 17. 权利要求 15 的装置， 所述装置还包括感测放大器， 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。 18. 权利要求 15 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。 19. 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。 20. 一种心律管理装置， 包括 ： 一个或多个用于配置到一个或多个起搏通道中用以向心室心肌部位递送起搏脉冲的 脉冲发生器 ； 电击通道， 所述电击通道。
10、包括用于向心室心肌部位递送电击的线圈电极 ； 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 ； 其中所述控制器被编程以按照确定的时间表周期性地从所述正常操作模式转换至所 述高能刺激模式 ； 其中， 在正常操作模式下， 所述控制器被编程以依据程序性起搏模式递送起搏脉冲 ； 并 且， 其中， 在所述高能刺激模式下， 所述控制器被编程以将低能电击脉冲以低于心脏复律 或心脏去颤所用的电击能量递送至心室心肌部位。 21. 权利要求 20 的装置， 其中所述低能电击脉冲的能量是 0.5 焦耳。 22. 权利要求 20 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。 。
11、23. 权利要求 20 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。 24. 权利要求 20 的装置， 其中所述控制器被编程以与心室感测同步递送所述低能电击 脉冲。 权 利 要 求 书 CN 101505828 B 3 1/8 页 4 用于治疗作用的间歇性高能心脏刺激 0001 优先权要求 0002 在此要求于 2006 年 8 月 23 日提交的美国专利申请系列号 11/466,679 的优先权 利益， 该优先权申请通过参考结合于此。 发明领域 0003 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。 0004。
12、 背景 0005 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 以通过用电刺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 。
13、和 / 或心室收缩的协同性， 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缩力， 但是再同步可以导致心室更加协同性的收 缩， 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 收缩或递送心房起搏在指定的心房 - 心室延迟时间间隔之后。 0006 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。研究已经 表明， HF 患者可以用规律的锻炼改善他们的心脏功能并且获得一些症状减轻。然而， 许多 HF 患者是。
14、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。 0007 附图简述 0008 图 1 举例说明示例性心脏装置的物理构型。 0009 图 2 是示例性心脏装置的结构图。 0010 图 3 举例说明实施间歇性高能刺激的示例性算法。 0011 详述 0012 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， 3。
15、0 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 说 明 书 CN 101505828 B 4 2/8 页 5 护和 / 或心脏疾病进展的减缓 / 逆转。 0013 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。
16、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， 0.5J) 电击递送。起搏脉冲或电击。
17、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。 0014 1. 示例性心脏装置 0015 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。
18、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 301-3。
19、03 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。 0016 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。
20、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。 0017 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31a-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。
21、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 10 双向通讯， 并且每个界面可以 说 明 书 CN 101505828 B 5 3/8 页 6 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。
22、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。 0018 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。
23、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。 0019 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。
24、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。
25、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。 0020 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 (exertion level) 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。
26、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 说 明 书 CN 101505828 B 6 4/8 页 7 息以及远程编程。在所述外部装置 300 和所。
27、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。 0021 2. 递送间歇性高能刺激 0022 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刺激模式进 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。
28、设置成响应于引发事件或条件转换成高能刺激模式， 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。
29、 / 或电击或响应于心动过速检测的抗 - 心动过速起搏。 0023 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。
30、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 以高能刺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 能刺激每天持续一小时。 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。
31、引发事件递送的高能刺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。 0024 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 A1-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 A1 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 换成高能刺激模式之前必须。
32、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。 说 明 书 CN 101505828 B 7 5/8 页 8 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 A1。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， 所述高能刺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。
33、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。
34、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 A1 的正常操作模式。否则， 该装置继续状态 A6， 并且检查是否已经递送 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 A1， 并且继续正常的操作模式。否则， 该装置返回到状态 A5， 以监 测退出条件。 0025 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。
35、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。
36、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 可以以高能刺激模式递送， 为两心室或其它多部位起搏。当。
37、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。 0026 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 VV 逸搏间期的非心房引发的心室起搏模式 ( 例如， VVI) 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。
38、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 说 明 书 CN 101505828 B 8 6/8 页 9 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。
39、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。 0027 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 / 心脏去颤电击 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。
40、论的情形相似， 为了避免疼痛和不需要的肌肉或神 经刺激， 对于以高能刺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。 0028 上文讨论的高能刺。
41、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， 所述高能刺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。 0029 3. 检测引发、 进入和退出条件 0030 如上文讨论， 对于所述。
42、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， 退出所述高能刺激模式， 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。 0031 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。
43、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 说 明 书 CN 101505828 B 9 7/8 页 10 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。
44、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。 0032 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不齐和 / 或固有的跳动的感测通道， 或者可以是专用的。
45、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。 0033 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。
46、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已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。
47、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 。
48、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， 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。
49、相关， 以确定它们的相 说 明 书 CN 101505828 B 10 8/8 页 11 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。 0034 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。 0035 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。