專利名稱：房室延遲的調(diào)整的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及心臟起博器，尤其涉及可起博心臟的一個心室或多個心室的心臟起博器。
背景技術(shù)：
房室同步雙室起博模式，例如，多程控的VDD、VDDR、DDD和DDDR起博方式，已經(jīng)被廣泛地應(yīng)用于植入式起博器，用于提供房室同步起博。采用這種起博方式工作的起博器可以包括一個心房檢測放大器，可用于檢測心房的退極化并根據(jù)心房退極化來產(chǎn)生心房檢測事件信號。在某些起博器中，檢測心房事件的同一電極也可以在心房難以自發(fā)激活的時候傳遞心房的起博脈沖。
跟隨心房事件之后，無論是檢測還是起博，以及在房室延遲結(jié)束之后，起博器就向一個心室或多個心室提供心室起博脈沖。在某些起博器中，當(dāng)心室自發(fā)激活時，心室的起博脈沖的傳遞被禁止。某些DDD和DDDR方式的起博器采用分離的房室延遲，以便于檢測和起博心房事件。
房室延遲對于房室同步和血液動力學(xué)的性能都是十分重要的。一般來說，房室同步的起博器具有跟蹤病人的自然竇性心律并在一個寬的心率范圍內(nèi)保留心房收縮的血液動力學(xué)貢獻。在美國專利Pat No.5,626,623中詳細地討論了房室機械同步的重要性，該內(nèi)容通過引用包括于此。
在現(xiàn)有技術(shù)的起博器中，房室延遲不必是固定間隔的，并且根據(jù)各種因素可以拉長和縮短。某些現(xiàn)有技術(shù)的器件，例如，使用從心臟的右心室和/或左心室所獲得的壓力數(shù)據(jù)來調(diào)整房室的延遲。特別是，現(xiàn)有技術(shù)的器件是作為以在右心室中所測量到的估計肺動脈心臟舒張(ePAD)的壓力的函數(shù)，或者作為以心臟的收縮力的函數(shù)，或者作為以測量到的心臟輸出的函數(shù)來調(diào)整房室的延遲。其它現(xiàn)有技術(shù)器件是調(diào)整房室延遲并觀察對心室壓力所產(chǎn)生的效果。這些技術(shù)和器件的實例可以在下列表1所列舉的美國專利中發(fā)現(xiàn)。

表1在表1中所列舉的所有專利通過對其內(nèi)容的引用包括于此。本領(lǐng)域中熟練技術(shù)人士一旦了解了以下所闡述的發(fā)明內(nèi)容、較佳實施例的詳細描述以及權(quán)利要求都會意識到，通過使用本發(fā)明的技術(shù)可有效地改進在表1列舉的專利中所披露的許多器件和方法。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明具有一定的目的。即，本發(fā)明的各個實施例對現(xiàn)有技術(shù)中有關(guān)根據(jù)檢測因素來調(diào)整房室延遲所存在一個和多個問題提供了解決方案。這些問題包括，例如，缺乏調(diào)整房室延遲的能力，引起心室等容的收縮以與心室充盈的結(jié)束相一致。
本發(fā)明的一個目的是通過選擇能夠改進機械性房室同步性的房室延遲來改善血液動力學(xué)的性能。特別是，本發(fā)明的一個目的是一旦完成了心室的充盈就使心室立即發(fā)生等容量的收縮。在心室充盈之前就開始心室等容量的收縮時，或者如果在充盈的完成和等容量的收縮之間存在著延遲，可以減小心臟的輸出。當(dāng)?shù)热萘康氖湛s迅速跟著充盈時，病人的心臟輸出被改善，并且使得心臟的血液動力學(xué)性能近似于最佳狀態(tài)。
因此，本發(fā)明的一個優(yōu)點是本發(fā)明改進了血液動力學(xué)的性能。本發(fā)明通過調(diào)整房室延遲使得一旦完成了心室的充盈就迅速發(fā)生心室等容量的收縮來改進血液動力學(xué)的性能。
本發(fā)明的另一目的是使用指示器來直接反映所感興趣的數(shù)量。特別是，在心室壓力中的迅速翻轉(zhuǎn)可反映出等容量收縮的有力發(fā)作。通過監(jiān)視壓力曲線和/或壓力曲線的偏離就能夠檢測到這一翻轉(zhuǎn)。房室瓣膜的閉合是由流過該瓣膜的血液流量來反映的，例如，當(dāng)流過該瓣膜的血液停止時，該瓣膜就閉合。本發(fā)明有利地采用了同步機械的直接指示器，而不是間接指示器。
本發(fā)明還有一個目的是提供房室延遲，它可以根據(jù)心律的變化來調(diào)整，從而可以在心律變化時繼續(xù)保持著所增強的血液動力學(xué)性能。在本發(fā)明的一個實施例中，采用兩種或多種心律來測量在心室起博和二尖瓣閉合之間的時間間隔。植入式器件可以根據(jù)在不同心律下的不同充盈時間來調(diào)整房室延遲。
因此，本發(fā)明是有利于適應(yīng)改變條件。特別是，本發(fā)明有利于在變化的條件下保持血液動力學(xué)的性能，并且是自動進行的。
一般來說，本發(fā)明包括針對克服現(xiàn)有技術(shù)的缺陷和實現(xiàn)上述目的和優(yōu)點的特征。特別是，本發(fā)明可以包括傳感器，用于采集諸如來自左心室壓力數(shù)據(jù)的壓力數(shù)據(jù)。壓力數(shù)據(jù)可以用于測量在心臟事件，例如，心室起博，和心室等容量收縮的發(fā)作之間的時間間隔。本發(fā)明也可以包括存儲器，用于存儲在心臟時間和心室充盈的完成之間的一個時間間隔或多個時間間隔的測量值。此外，本發(fā)明可以包括一個處理器，用于選擇房室延遲，以同步等容量收縮的發(fā)作和心室充盈的完成。該處理器還可以作為病人心律的函數(shù)來調(diào)整房室的延遲。
本發(fā)明的各種實施例都具有解決至少一個上述問題的目的。


圖1是在病人胸腔中的一個植入式醫(yī)療器件的示意圖。
圖2顯示了放置在心臟內(nèi)和附近的圖1所示的植入式醫(yī)療器件。
圖3是說明植入式醫(yī)療器件的構(gòu)成部件的方框圖。
圖4顯示了另一植入式醫(yī)療器件，放置在心臟內(nèi)和附近的起博器-心律轉(zhuǎn)變器-除顫器。
圖5是一例植入式醫(yī)療器件的實施例的功能示意圖。
圖6是包括壓力監(jiān)視器和心臟起博器的系統(tǒng)的方框圖。
圖7是以人體心臟示意圖，在右心房和右心室中放置了起博和檢測的電極，以及在左心室中放置了壓力傳感器。
圖8是說明不希望的房室延遲的時序圖，包括心電圖信號，相對應(yīng)的左心室壓力信號，左心室壓力信號的微分，以及二尖瓣的流量圖形。
圖9是說明希望的房室延遲的時序圖，包括心電圖信號，相對應(yīng)的左心室壓力信號，左心室壓力信號的微分，以及二尖瓣的流量圖形。
圖10是說明用于確定在心律和在心室起博和二尖瓣閉合之間時間間隔之間關(guān)系的技術(shù)的流程圖。
圖11是說明用于作為心律、電測量和壓力測量的函數(shù)來調(diào)整房室延遲的技術(shù)的流程圖。
具體實施例方式
在以下較佳實施例的詳細描述中，可以參考附圖實現(xiàn)本發(fā)明，附圖構(gòu)成了和顯示了本發(fā)明的一部分，用于說明本發(fā)明可實施的示例性特定實施例。應(yīng)該理解的是，也可以采用其它實施例，并且可進行結(jié)構(gòu)或邏輯上的變化而不脫離本發(fā)明的范圍。因此，下列描述并不能視為具有限制意義，而是本發(fā)明的范圍由所附的權(quán)利要求所定義。
圖1是一例根據(jù)本發(fā)明的植入式醫(yī)療器件(“IMD”)10的實施例的簡化示意圖。圖1所示的IMD 10是一個心臟起博器，它包括至少一組起博和檢測引線16和18，連接著真空密封盒14的連接器模塊12且可植入人體或哺乳動物的心臟8附近。起博和檢測引線16和18可檢測伴隨心臟8的退極化和再極化的電信號，并且還能夠提供起博脈沖，以在心臟組織的末梢端附近產(chǎn)生退極化。引線16和18可以具有設(shè)置其中的單極性電極或者雙極性電極，正如本領(lǐng)域中的熟練人士所熟知的那樣。IMD 10的實例包括植入式心臟起博器，正如美國專利No.5,518,078(Bennett等人發(fā)明)，No.5,312,453(Shelton等人發(fā)明)，或者No.5,144,949(Olson發(fā)明)中所披露的，通過引用所有專利的各自內(nèi)容包括與此。
圖2顯示了植入人體或哺乳動物的心臟8內(nèi)和附近的IMD 10的連接器模塊12和真空密封盒14。心房和心室的起博引線16和18分別從連接器模塊12延伸至心臟的右心房和右心室。心房的電極20和21設(shè)置在心房起博引線16的末梢端，可放置在右心房內(nèi)。心室電極28和29設(shè)置在心室起博引線18的末梢端，可放置在右心室內(nèi)。
引線16和18可以檢測右心房或右心室的活動，并且也可以傳遞刺激。引線16和18也可以向右心房或右心室傳遞刺激。在某些病人中，在IMD 10通過引線16檢測到一個心房的激活之后，或者在IMD 10通過引線16向右心房傳遞一個起博脈沖之后，就產(chǎn)生心臟8右心室的刺激。在心房檢測或起博和心室刺激之間的時間間隔稱之為房室延遲。正如以下將更詳細討論的那樣，IMD 10可以調(diào)整房室延遲，以改善心臟8的血液動力學(xué)的效率。
圖3顯示了說明根據(jù)本發(fā)明實施例的IMD 10結(jié)構(gòu)部件的方框圖，其中，IMD 10是一個基于微處理結(jié)構(gòu)的起博器。所顯示的IMD 10包括活動傳感器或加速度計11，較佳的是壓電陶瓷加速度計并可以與放置在盒14中的混合電路相結(jié)合的(見圖1和圖2)?；顒觽鞲衅?1一般(盡管并不一定)可提供檢測輸出，該輸出可以作為病人的新陳代謝需求有關(guān)的測量參數(shù)的函數(shù)來變化。為了簡化討論，圖3所示的IMD 10僅僅顯示了連接著它的引線18。然而，應(yīng)該理解的是，圖3中沒有明確顯示的相類似電路和連接也適用于引線16(圖1和圖2所示)。
圖3所示的IMD 10最佳的是可籍助于外部可編程單元(圖中未顯示)實現(xiàn)編程。一種這類編程器是商業(yè)化的Medtronic Model 9790編程器，這是基于微處理器并可以向IMD 10提供一系列編碼信號，典型的是通過一個編程探頭向IMD 10發(fā)送或遙感無線電頻率(RF)編碼信號。在美國專利No.5,312,453(由Wyborny等人發(fā)明)中討論了這種遙感系統(tǒng)，通過引用其內(nèi)容包括與此。在Wyborny等人所發(fā)明的美國專利No.5,312,453中所討論的編程方法可以認(rèn)為只適用于說明本發(fā)明的目的?？梢圆捎迷诒绢I(lǐng)域所熟知的多種適用的可編程和遙感方法中的任何一種，只要能夠向起博器發(fā)送所需信息或者從起博器接受所需信息。正如以下所討論的，IMD 10可以使用通過遙感的方法向IMD 10所提供的數(shù)據(jù)來調(diào)整房室延遲。
正如圖3所示，引線18通過輸入電容器52與IMD 10中的結(jié)點50相耦合?；顒觽鞲衅骱图铀俣扔?1最佳的是與放置在IMD 10的真空密封盒14中的混合電路相連接。由活動傳感器11所提供的輸出信號耦合到輸入/輸出電路54。輸入/輸出電路54包含一個作為與心臟8接口的模擬電路、活動傳感器11、天線56以及用于對心臟刺激脈沖的電路。心臟8的心律可以由存儲于微計算機電路58中的軟件實現(xiàn)算法來控制。
較佳的是，微計算機電路58包括板上電路60和離板電路62。電路58可以對應(yīng)于在美國專利No.5,312,453(由Shelton等人發(fā)明)中所披露的微計算機電路，本文通過引用包括與此。較佳的是，板上電路60包括微處理器64、系統(tǒng)時鐘電路66和板上RAM 68及ROM 70。較佳的是，離板電路62包括RAM/ROM單元。板上電路60和離板電路62各自通過數(shù)據(jù)通訊總線72與數(shù)字控制器/時序電路74相耦合。微計算機電路58可以包括用RAM/ROM元件所擴展的用戶集成電路器件。
圖3所顯示的電子元件是由適用于植入的電池電源76供電，這可以采用本領(lǐng)域通常所采用的方法來實現(xiàn)。出于簡化的目的，在附圖并沒有顯示電池電源與IMD 10各種元件的耦合。
天線56連接著輸入/輸出電路54，從而允許通過RF發(fā)送器和接受器的遙感單元78進行上行鏈路/下行鏈路的遙感。舉例來說，遙感單元78可以對應(yīng)于在美國專利No.4,566,063(由Thompson等人發(fā)明)中所披露的內(nèi)容，通過對其內(nèi)容的引用包括與此，或者對應(yīng)于在上述美國專利NO.453(由Wyborny等人發(fā)明)中所披露的內(nèi)容。一般來說，較佳的是，可以選擇特殊的編程和遙感方案使得心臟的心律響應(yīng)參數(shù)的輸入和存儲。本文所提出的天線56、輸入/輸出電路54和遙感單元78的特殊實施例僅僅只是用于說明的目的，并不試圖限制本發(fā)明的范圍。
繼續(xù)參考圖3，VREF和偏置電路82最佳的是為輸入/輸出電路54中所包括的模擬電路產(chǎn)生一個穩(wěn)定的電壓參考和偏置電流。模擬數(shù)字轉(zhuǎn)換器(ADC)和多路復(fù)用器單元84將模擬信號和電壓數(shù)字化，以提供“實時”的遙感心臟內(nèi)的信號和電池壽命結(jié)束(EOL)替換功能。用于控制IMD 10時序的操作命令可以通過數(shù)據(jù)總線72從微處理器64耦合至數(shù)字控制器/時序電路74，其中數(shù)字定時器和計數(shù)器建立IMD 10的整個流逝時間間隔，以及用于控制在輸入/輸出電路54中所設(shè)置的外圍元件操作中的難解的、空的和其它時序窗口。
較佳的是，數(shù)字控制器/時序電路74與檢測電路相耦合，包括檢測放大器88、峰值檢測和閾值測量單元90和比較器/閾值檢測器92。較佳的是，電路74還可以與心電圖(EGM)放大器相耦合，用于接受放大和處理由引線18所檢測到的信號。檢測放大器88放大所檢測到的心臟信號并向峰值檢測和閾值測量放大線路90提供一個放大的信號，由該放大電路依次在多個傳導(dǎo)信號路徑67上向數(shù)字控制器/時序電路74提供峰值檢測電壓和測量到的檢測放大器的閾值電壓的指示。放大后的檢測放大器信號也提供給比較器/閾值檢測器92。舉例來說，檢測放大器88可以對應(yīng)于在美國專利No.4,379,459(由Stein發(fā)明)中所披露的檢測放大器，通過引用該文包括與此。
當(dāng)IMD 10通過外部編程器來查詢以發(fā)送心臟模擬心電圖時，可以采用由EGM放大器94所提供的心電圖信號。見，例如，美國專利No.4,556,063(由Thompson等人發(fā)明)，通過引用該文內(nèi)容包括于此。輸出脈沖發(fā)生器96根據(jù)數(shù)字控制器/時序電路74在(a)每一次流逝間隔時間結(jié)束時或者(b)每一次接受到外部所發(fā)送的起博命令時所提供的起博觸發(fā)信號或者(c)響應(yīng)在起博領(lǐng)域中所熟知的其它存儲命令，通過耦合電容器98向病人的心臟8提供放大的起博觸發(fā)信號。舉例來說，輸出放大器96可以主要對應(yīng)于在美國專利No.4,476,868(由Thompson發(fā)明所披露的輸出放大器，通過引用該文內(nèi)容包括與此。
在本文中所標(biāo)識的檢測放大器88、輸出脈沖發(fā)送器96和EGM放大器94的特殊實施例僅僅只是用于說明的目的，但并不試圖限制本發(fā)明的范圍。這類電路的特殊實施例可以不局限于本發(fā)明所實現(xiàn)的某些實施例，只要它們能夠具有產(chǎn)生刺激脈沖的部件以及能夠提供心臟8的自然或刺激收縮的指示信號。
在本發(fā)明的某些較佳實施例中，IMD 10可以各種非心律響應(yīng)的模式來工作，包括，但并不限制于，DDD、DDI、VVI、VOO和VVT模式。在本發(fā)明的其它較佳實施例中，IMD 10可以各種心律響應(yīng)的模式來工作，包括，但并不限制于，DDDR、DDIR、VVIR、VOOR和VVTR模式。本發(fā)明的某些實施例能夠以非心律響應(yīng)和心律響應(yīng)兩種模式來工作。此外，在本發(fā)明的各種實施例中，IMD 10可以采用可編程地配置來工作，使得它響應(yīng)一個或多個所選擇的傳感器產(chǎn)生的輸出以變化心律的方式向心臟8傳遞刺激脈沖。本文所沒有提及到的多種起博器的性能和功能都合并于IMD 10，同時保留在本發(fā)明的范圍內(nèi)。
本發(fā)明的范圍并沒有限制于單傳感器或者雙傳感器起博器，并且沒有只限制于活動或壓力傳感器的IMD所包括。本發(fā)明的范圍沒有限制于單腔起博器、用于起博器的單腔引線，或者雙腔起博器，或者用于起博器的單傳感器或雙傳感器引線。于是，本發(fā)明的各個實施例都可以與，例如，一種或多種引線或者與多腔起博器的結(jié)合來實現(xiàn)。至少本發(fā)明部分實施例也可以同樣很好地應(yīng)用單、雙、三、或者四腔起博器的內(nèi)容，或者其它類型IMD的內(nèi)容。見，例如，美國專利No.5,800,465(由Thompson等人發(fā)明)，如同所有上述專利，通過引用并包括與此。
IMD 10也可以是起博器-心律轉(zhuǎn)變器-除顫器(“PCD”)，對應(yīng)于多種商業(yè)化的植入式PCD中的任何一種。本發(fā)明的各個實施例可以結(jié)合PCD一起來實現(xiàn)，例如，在美國專利No.5,314,430(由Bardy發(fā)明)，美國專利No.5,131,388(由Pless發(fā)明)，以及美國專利No.4,821,723(由Baker等人發(fā)明)，通過引用各自的內(nèi)容包括與此。
圖4和圖5說明了本發(fā)明的IMD 10以及對應(yīng)的引線組的一例實施例，其中，IMD 10是一PCD。在圖4中，心室引線可以采用在美國專利No.5,099,838和No.5,314,430(由Bardy發(fā)明)中所披露的引線，并且包括一根伸長的絕緣引線主體1，該主體攜帶著三根采用管狀絕緣護套彼此相互分離的同心芯線導(dǎo)體。放置在引線1的末梢端附近的是環(huán)狀電極2，可收縮安裝在絕緣電極頭4中的可伸展的螺旋電極3，和可伸展的芯線電極5。各個電極都與在引線主體1中的一個芯線導(dǎo)體相耦合。電極2和3可用于心臟起博和用于檢測心室的退極化。在引線的最接近一端是分為叉的導(dǎo)體6，它可以攜帶著三根電導(dǎo)體，各自與一個芯線導(dǎo)體相耦合?？缮扉L的芯線電極5是一個除顫電極5，可以由鉑、鉑合金或者其它用于植入式除顫器電極的熟知材料所制成，其長度大約為5cm。
圖4所示的心房/SVC引線包括可伸長的絕緣引線主體7，該主體攜帶著三根采用管狀絕緣護套彼此相互分離的同心芯線導(dǎo)體，對應(yīng)于心室引線的結(jié)構(gòu)。放置在引線的J形末梢端附近的是環(huán)狀電極9和可收縮安裝在絕緣電極頭15中的可伸展的螺旋電極13。各個電極都與引線主體7中的一個芯線導(dǎo)體相耦合。電極13和9都可以用于心房起博和用于檢測心房的退極化?？缮扉L芯線電極19設(shè)置在最接近于電極9的位置上，并且于引線主體7中的第三根導(dǎo)體相耦合。較佳的是，電極19長度為10cm或大于10cm，并構(gòu)成從SVC延伸至三尖瓣。在本發(fā)明的一個實施例中，大約5cm長的右心房/SVC電極放置在右心房內(nèi)，其剩余的5cm放置在SVC內(nèi)。在引線的最接近一端是分叉電極17，它攜帶著三根電導(dǎo)體，各自與一個芯線導(dǎo)體相耦合。
在某些模式中，IMD 10可以在檢測到心房活動之后，或者通過電極13和9起博且在房室延遲之后，采用電極2和3起博右心室。正如以下將更詳細說明的那樣，IMD 10可以調(diào)整房室延遲，以改善心臟8的血液動力學(xué)的效率。
圖4所示的冠狀竇性引線，假定冠狀竇性引線的形狀正如上述’838專利(由Bardy發(fā)明)中所披露的，并包括可伸長的絕緣引線主體41，它攜帶著一根芯線導(dǎo)體且耦合著可伸長的芯線除顫電極21。正如圖4中以虛線所說明的，電極21放置在心臟的冠狀竇和大的血管處。在引線的最接近一端是連接插頭23，它攜帶著與芯線導(dǎo)體相耦合的電插頭?？缮扉L的芯線除顫電極41可以大約5cm長。
圖4所示的IMD 10與引線1、7和41，以及插入連接模塊12的引線連接組件23、17和6相組合，可任選地，面對著IMD 10外殼14的絕緣可以采用塑料涂覆來提供，例如，熱塑性塑料(聚對二甲苯基)或硅橡膠，正如在某些單極性心臟起博器中所使用的。然而，面向外側(cè)的部分可以保持非絕緣的或者在絕緣和非絕緣部分之間可以采用其它的劃分方法。外殼14的非絕緣部分可以作為皮下除顫電極，以對心房或心室的除顫。除了圖4所示的引線結(jié)構(gòu)也可以結(jié)合本發(fā)明來實現(xiàn)，例如，在美國專利No.5,690,686(由Min等人發(fā)明)，通過引用其內(nèi)容包括與此。
圖5是本發(fā)明的IMD 10的一例實施例的功能示意圖。該圖應(yīng)該作為一種可以實施本發(fā)明的各種實施例的典型器件，但并不是限制，應(yīng)該相信本發(fā)明可以很多種器件實施方法來實現(xiàn)，包括不提供房室起博治療的心律轉(zhuǎn)變器和除顫器。
IMD 10具備一個電極系統(tǒng)。如果采用圖4所示的電極結(jié)構(gòu)，則可對應(yīng)于以下所說明的電極。圖5所示的電極25包括IMD 10外殼的非絕緣部分。電極25、15、21和5耦合著高電壓輸出電路27，該電路包括由CV/分離纖維控制邏輯79通過控制總線31所控制的高電壓開關(guān)。設(shè)置在電路27中的開關(guān)確定使用那一個電極和那一個電極在傳遞除顫脈沖的過程與電容器極板(包括電容器33和35)的正端和負(fù)端相耦合。
電極2和3放置在病人心室上或者心室中，并且與R波放大器37相耦合，較佳的是，它可采用自動增益控制放大器的方式以作為所測量到的R波幅度的函數(shù)來提供一個可調(diào)整的檢測閾值。該信號可以在R輸出線39上產(chǎn)生，無論在電極2和3之間所檢測到的信號是否超過預(yù)置的檢測閾值。
電極9和13放置在病人的心房上或者心房中，并且與P波放大器43相耦合，較佳的是，它采用自動增益控制放大器的方式以作為所測量到的P波幅度的函數(shù)來提供一個可調(diào)整的檢測閾值。該信號可以在P輸出線45上產(chǎn)生，無論在電極9和1 3之間所檢測到的信號是否超過預(yù)置的檢測閾值。R波和P波放大器37和43的一般操作可對應(yīng)于在美國專利No.5,117,824(由Keimel等人發(fā)明)中所披露的，通過引用其內(nèi)容包括與此。
開關(guān)矩陣47可用于選擇有效的電極與寬帶放大器(0.5-200Hz)49相耦合，用于數(shù)字信號的分析。電極的選擇是由微處理器51通過數(shù)據(jù)/地址總線53來控制的，這種選擇可以根據(jù)需要來變化。由耦合到寬帶放大器49的選擇電極輸出的信號提供給多路復(fù)用器55，并隨后由A/D轉(zhuǎn)換器57轉(zhuǎn)換成多位的數(shù)字信號，用于在直接存儲器存取電路61的控制下存儲于隨機存取存儲器59。微處理器51可以采用數(shù)字信號分析技術(shù)，來表征存儲于隨機存取存儲器59中的數(shù)字化信號的特征，以采用本領(lǐng)域中所熟知的任何數(shù)字信號處理方法來識辨和分類病人的心律。
電路的其余部分是專用于心臟起博、心律轉(zhuǎn)變和除顫治療的的準(zhǔn)備，并且本發(fā)明的目的可以對應(yīng)于在本領(lǐng)域中熟練技術(shù)人士所熟知的電路。下列示例性裝置是為實現(xiàn)起博、心律轉(zhuǎn)變和除顫功能所披露的。較佳的是，起博時序/控制電路63包括可編程數(shù)字計數(shù)器，它可以控制與本領(lǐng)域中所熟知的DDD、VVI、DVI、VDD、AAI、DDI以及其它單腔和雙腔起博方式有關(guān)的基本時間間隔。較佳的是，電路63也可采用心房和心室兩種方式來控制與防止加快心律失常起博有關(guān)的流逝時間間隔，所采用的任何防止加快心律失常起博治療都是本領(lǐng)域中所熟知的。此外，電路63可以控制房室延遲，它可以從一個起博的心室事件中分離出檢測的或起博的心房事件。
由起博電路63所定義的時間間隔包括心房和心室起博所流逝的時間間隔，在檢測到的P波和R波無效重新啟動起博脈沖的流逝時間間隔和脈沖寬度的時序過程中難以控制的周期。這些時間間隔的周期都是由微處理器51根據(jù)存儲于存儲器59中的數(shù)據(jù)來確定的，并且通過地址/數(shù)據(jù)總線53與起博電路63相通訊。起博電路63也可以在微處理器53的控制下來確定心臟起博脈沖的幅度。
在起博的周期中，在起博時序/控制電路63中的流逝時間間隔計數(shù)器可以根據(jù)R波和P波的檢測重新啟動，正如在線39和45上的信號所指示的，也可以根據(jù)起博輸出電路65和67的起博脈沖的時間結(jié)束的觸發(fā)產(chǎn)生時所選擇的起博模式重新啟動，其中起博輸出電路與電極9、13、2和3相耦合。流逝時間間隔計數(shù)器也可以根據(jù)起博脈沖的產(chǎn)生來重新啟動，并從而控制心臟起博功能的基本時序，包括防止加快心律失常的起博。由流逝時間間隔定時器所定義的間隔周期是由微處理器51通過數(shù)據(jù)/地址總線53來確定的。在由檢測到的P波和R波的重新啟動時在流逝時間間隔計數(shù)器中所存在的計數(shù)值可以用于測量R-R時間間隔、P-P時間間隔、P-R時間間隔和R-P時間間隔的周期，該測量結(jié)果可以存儲于存儲器59并用于檢測心律失常的存在。
微處理器51最佳的是作為一個中斷驅(qū)動器件來工作，并且可以響應(yīng)于來自起博器時序/控制電路63的中斷，這對應(yīng)于所檢測到的P波的出現(xiàn)和R波和對應(yīng)于心臟起博脈沖的產(chǎn)生。這些中斷都可以通過數(shù)據(jù)/地址總線51來提供。微處理器53可以執(zhí)行任何所需要的數(shù)學(xué)計算，并且由起博器的時序/控制電路63所控制的任何數(shù)值或間隔的更新都可這些中斷而隨著產(chǎn)生。
房性或室性加快心律失常的檢測，正如本發(fā)明中所采用的，可以對應(yīng)于在本領(lǐng)域中所熟知的加快心律失常檢測算法。例如，房性或室性加快心律失常的存在可以通過檢測加快心律失常的平均心律表示中的短R-R或P-P時間間隔的持續(xù)序列或者短R-R或P-P時間間隔的完整序列來確認(rèn)。也可以在這時測量所檢測到的高心率發(fā)作的速率、高心律的穩(wěn)定數(shù)值，以及本領(lǐng)域中多項其它所熟知的因素。在美國專利No.4,726,380(由Vollmann發(fā)明)，美國專利No.4,880,005(由Pless等人發(fā)明)和美國專利No 4,830,006(由Haluska等人發(fā)明)中披露了適用于測量這些因素的室性加快心律失常的方法，通過引用其內(nèi)容包括與此。在Olson等人發(fā)表的文章“有關(guān)植入式起博器-心律轉(zhuǎn)變器-除顫器中的室性加快心律失常檢測的發(fā)作和穩(wěn)定”(發(fā)表于Computers inCardiology 1986年10月7-10日，IEEE計算機學(xué)會會刊，的167-170頁)，通過引用其內(nèi)容包括與此。在公開的PCT申請?zhí)栃蛄刑朜o.US92/02829，公告號No.WO92/8198(由Adams等人發(fā)明)，以及在Arzbaecher等人發(fā)表的文章“制動加快心動過速的識別”(發(fā)表于PACE，1984年5-6月期，pp541-547頁)中披露了房性顫抖的檢測方法，通過引用兩者的內(nèi)容包括與此。
在檢測房性或室性加快心律失常的事件中以及在需要防止加快心律失常的起博治療中，用于控制防止加快心律失常起博治療所產(chǎn)生的適當(dāng)時間間隔是由微處理器51加載到起博時序和控制電路63，以控制其中的流逝時間間隔計數(shù)器的工作和定義在R波和P波無效重新啟動流逝時間間隔計數(shù)器時期中難以控制的時間周期。
另一種選擇是，正如在美國專利No.4,577,633(由Berkovis等人發(fā)明)，美國專利No.4,880,005(由Pless等人發(fā)明)，美國專利No.4,726,380(由Vollmann等人發(fā)明)，以及美國專利No.4,587,970(由Holley等人發(fā)明)中所討論的，通過引用所有的內(nèi)容包括與此，用于控制防止加快心律失常起博脈沖的時序和產(chǎn)生的電路也可以采用。
在需要心律轉(zhuǎn)變或除顫脈沖產(chǎn)生的事件中，微處理器51可以采用流逝時間間隔計數(shù)器來控制這類心律轉(zhuǎn)變或除顫脈沖的時序，以及相關(guān)聯(lián)的難以控制的時間周期。響應(yīng)于房性或室性顫抖的檢測或加快心律失常需要心律轉(zhuǎn)變脈沖，微處理器51激活心律轉(zhuǎn)變/除顫控制電路79，由該電路在高電壓充電控制線71的控制下通過充電電路69對高電壓電容器22和35的初始充電。通過VCAP線73來監(jiān)視在高電壓電容器上的電壓，該電壓通過多路復(fù)用器55以及響應(yīng)于達到由微處理器51所設(shè)置的預(yù)定電壓，最終在Cap Full(CF)線77上產(chǎn)生一個邏輯信號，從而中斷充電。之后，除顫和心律轉(zhuǎn)變脈沖的傳遞時序是由起博器時序/控制電路63來控制。在顫抖或心動過速治療傳遞之后，微處理器51就使器件返回到心臟起博方式，并等待由于起博或第二次房性或室性退極化的發(fā)生所引起的下一次連續(xù)的中斷。
在美國專利No.5,188,105(由Keimel發(fā)明)，美國專利No.5,269,298(由Adams等人發(fā)明)以及美國專利No.4,316,472(由Mirowski等人發(fā)明)中討論了適用于心室心律轉(zhuǎn)變和除顫脈沖的傳遞和同步和用于控制與其有關(guān)的時序功能的專用系統(tǒng)的幾個實施例，通過引用上述各自內(nèi)容包括與此。然而，可以相信任何熟知的心律轉(zhuǎn)變或除顫脈沖控制電路可以結(jié)合本發(fā)明的各種實施例來使用。例如，控制心律轉(zhuǎn)變和除顫脈沖的時序和產(chǎn)生電路，例如，在美國專利No.4,384,585(由Zipes發(fā)明)，美國專利No.4,949,719(由Pless等人發(fā)明)和美國專利No.4,375,817(由Engle等人發(fā)明)中所披露的，通過引用各自內(nèi)容包括與此。
繼續(xù)參考圖5，心律轉(zhuǎn)變或除顫脈沖的傳遞可由輸出電路27在控制電路79通過控制總線31的控制來完成。輸出電路27確定所傳遞的是單相還是雙相脈沖，電極的極性和那一個電極涉及傳遞該脈沖。輸出電路27還包括高電壓開關(guān)，它用于控制在脈沖的傳遞過程中是否電極被耦合在一起。另一種選擇是，在脈沖的過程中趨向于耦合在一起的電極可以簡單地永久相互耦合在一起，或者在器件外殼的外部或在器件外殼的內(nèi)部，以及極性可以類似地被預(yù)置，正如在目前的植入式除顫器中那樣。一例用于雙相脈沖使用傳遞到多個電極系統(tǒng)的輸出電路的實例可以在上述Mehra和美國專利No.4,727,877(由Kallok發(fā)明)中找到，通過引用其內(nèi)容包括與此。
在美國專利No.5,163,427(由Keimel發(fā)明)中披露一例可以用于控制單相脈沖傳遞的電路實例，也通過引用其內(nèi)容包括與此。在美國專利No.4,953,551(由Mehra等人發(fā)明)或者美國專利No.4,800,883(由Winstrom發(fā)明)中也披露類似的輸出控制電路，通過引用兩者內(nèi)容包括與此，該電路可以結(jié)合本發(fā)明的各個實施例用于傳遞雙相脈沖。
另一種選擇是，IMD 10可以是一種植入式神經(jīng)刺激儀或者是一種肌肉刺激儀，例如，在美國專利No.5,199428(由Obel等人發(fā)明)，美國專利No.5,207,218(由Carpentier等人發(fā)明)，或者美國專利No.5,330,507(由Schwartz發(fā)明)中所披露的，也可以是植入式監(jiān)視器件，例如，在美國專利No.5,331,966(由Bennet等人發(fā)明)中所披露的，通過引用各自的內(nèi)容包括與此。本發(fā)明相信可以發(fā)現(xiàn)廣泛應(yīng)用于任何形式結(jié)合電引線所使用的植入式電子器件。
圖6顯示了說明本發(fā)明實施例的系統(tǒng)100，在該系統(tǒng)中，可以使用壓力測量來調(diào)整房室延遲。系統(tǒng)100可以植入人體或者哺乳動物，它包括心臟起博器102。起博器102可以使用一個或多個起博模式來起博心臟8的一個或多個腔室(圖6未顯示)。起博器102可以是，例如，一種檢測和起博心臟8右側(cè)部分的器件，正如圖2所示，或者是一種可以檢測和起博心臟8的右側(cè)和左側(cè)的起博器-心律轉(zhuǎn)變器-除顫器，正如圖4所示。然而，本發(fā)明并不限制于圖2和圖4所示的示例性起博器。
起博器102可以是以上所述植入式醫(yī)療器件10中的許多方式中的一種，也可以是外置式起博器。心房電極108可以對應(yīng)于以上所討論的電極9、13、20和21中的任何一種，心室電極110可以對應(yīng)于以上所討論的電極2、3、28和29中的任何一種。然而，本發(fā)明并不限制于圖1至圖5所示的示例性器件和系統(tǒng)。
系統(tǒng)100可以通過觀察電極108和110所檢測到的信號和/或通過監(jiān)視電極108和110所傳遞的起博來持續(xù)監(jiān)視病人的心率。起博器102可以還與引線112相耦合，該引線包括除顫線圈電極114。另一種選擇是，除顫線圈電極114可以與引線104和106相耦合。例如，圖4顯示了與心室引線1相耦合的除顫線圈5。
本發(fā)明包括適用于按照病人心臟8內(nèi)部的血液壓力的函數(shù)來控制起博脈沖的時序的技術(shù)。系統(tǒng)100包括壓力監(jiān)視器116，它通過引線120與壓力傳感器118相耦合。壓力傳感器118可響應(yīng)心臟8內(nèi)部的絕對壓力，并且可以是，例如，一個電容式和壓電式絕對壓力傳感器。傳感器118可以自身產(chǎn)生壓力信號或者可以調(diào)制通過引線120所傳導(dǎo)的壓力信號。壓力信號是設(shè)置壓力傳感器118處的流體壓力的函數(shù)。在本發(fā)明的一例實施例中，壓力傳感器118設(shè)置在心臟8的左心室內(nèi)。壓力監(jiān)視器116接受、監(jiān)視和分析壓力信號，正如以下將要詳細討論的。壓力監(jiān)視器116的一個實例是由Minnesota，Minneapolis的Medtronic公司所制造和出品的ChronicleTM可植入式血液動力學(xué)的監(jiān)視器。
起搏器102和壓力監(jiān)視器116與處理器122相耦合。處理器122與存儲器124相結(jié)合。所顯示的處理器122與起搏器102和壓力監(jiān)視器116在邏輯上是分離的，但是實際上，處理器122可以安裝在壓力監(jiān)視器116的內(nèi)部，或者在起搏器102的內(nèi)部。處理器102可以包括在，例如，圖5所示的植入式醫(yī)療器件10實施例中的微處理器51和/或起搏器時序/控制電路63內(nèi)。另一種選擇是，處理器122與壓力監(jiān)視器116和起搏器102都是相分離的。此外，壓力監(jiān)視器116、起搏器102和處理器122可以作為一個單個植入器件來實現(xiàn)。
由起搏器102、壓力監(jiān)視器116和/或處理器122所采集到的數(shù)據(jù)都可以通過輸入/輸出器件來取回，該輸入/輸出器件包括遠程分布鏈路126或RF遙感128。此外，起搏器102、壓力監(jiān)視器116和/或處理器122可以通過輸入/輸出器件126和128來接受信息，例如，數(shù)據(jù)或程序指令。遠程分布鏈路126可以提供通過諸如電話線或通過互聯(lián)網(wǎng)來上傳或下載信息的信道。RF遙感128可以在專用信道上通訊信息。典型的是，當(dāng)信息是要通過RF遙感128來上傳或下載時，病人就需要來到內(nèi)科醫(yī)生的辦公室。
圖7是人體心臟的示意圖，該圖顯示了本發(fā)明的一例典型應(yīng)用。心房電極108設(shè)置在右心房130內(nèi)。心室引線110設(shè)置在右心室132內(nèi)。引線120下降到右心室132并且穿過室間的隔膜134。壓力傳感器118因此可設(shè)置在左心室136并且對左心室136內(nèi)的壓力作出響應(yīng)。引線104、106和120從右心房130通過上腔靜脈延伸。引線104、106和120還可通過循環(huán)系統(tǒng)來延伸，最終再從循環(huán)系統(tǒng)出來，并且與植入的壓力監(jiān)視器116或者起搏器102相耦合(圖7中未顯示)。
圖7所示的引線、傳感器和電極的位置只是用于說明的目的，并且本發(fā)明并不限制于所顯示的應(yīng)用。例如，心室電極110和壓力傳感器118可以包括在一個單個引線上。壓力傳感器118可以通過隔膜134設(shè)置在左心室136內(nèi)，正如所顯示的，但是心房電極110可以設(shè)置在接近于隔膜134的右心房132內(nèi)。在其它變化中，壓力引線120并沒有下降到右心房130或者右心室132，而是設(shè)置在心臟8的外面并且穿過左心房壁140，從而將壓力傳感器118設(shè)置在左心房118內(nèi)。
此外，本發(fā)明并不限制于將電極設(shè)置于右心房130和右心室132的應(yīng)用，并且可以應(yīng)用于許多應(yīng)用，例如，將檢測和/或起搏電極設(shè)置在心臟8的三腔或四腔內(nèi)。此外，本發(fā)明可以采用將壓力傳感器118設(shè)置在右心室132內(nèi)來實現(xiàn)，盡管左心室136內(nèi)的壓力通常是最有用的。本發(fā)明包含了所有的這些變化。
在一個心臟的周期中，心臟8放松充盈和收縮排空。在心房和心室的心臟舒張期，會發(fā)生被動的充盈。在被動充盈的過程中，含氧量較差的血液會通過上腔靜脈138和下腔靜脈142流入右心房130。含氧量較差的血液也會通過三尖瓣或右心房與心室的瓣膜144流入右心室132。同時，含氧量較豐富的血液通過肺部的靜脈148流入左心房146，以及通過冠狀或左心房與心室的瓣膜150流入左心室136。
心房的退極化使得心房130和146收縮，迫使來自心房130和146的血液流入心室132和136。由于心房收縮所引起的心室充盈稱之為“有效充盈”。在整個有效充盈的過程中，三尖瓣144和冠狀瓣膜150保持開啟狀態(tài)。在完成有效充盈之后，三尖瓣144和冠狀瓣膜150閉合。
心室的心臟收縮以心室132和136的收縮開始。當(dāng)收縮開始時，三尖瓣144和冠狀瓣膜150就閉合，接著是肺瓣膜152和主動脈瓣膜154閉合。因為瓣膜144、150、152和154的閉合，就沒有血液再能流入或留在心室132、136，并且收縮是等容量測定的。
在左心室136中，主動脈瓣膜154保持著閉合，直至左心室136中的壓力超過在主動脈156中的壓力。在這一時刻，迫使主動脈瓣膜154開啟，并且血液流入進主動脈156。相類似，肺部瓣膜152保持著閉合，直至在右心室132中的壓力超過在肺動脈158中的壓力，在這一時刻，迫使肺部瓣膜152開啟，并且血液流入進肺動脈158。隨著心室132和136松馳，肺部瓣膜152和動脈瓣膜154就閉合，且心室132和136經(jīng)歷一段時間的等容量的松弛。當(dāng)在心室132和136中的壓力低于在動脈130和146中的壓力，則房室之間的瓣膜144合150就開啟，并且重新開始被動的充盈。
在起搏器輔助的心臟中，心房和/或心室收縮的時序可以由起搏器102控制。例如，在一個病人中，起搏器102可以通過電極108檢測固有心房激活，并且可以在經(jīng)過房室延遲之后通過電極110傳遞心室起搏脈沖。在另一病人中，起搏器102可以通過電極108傳遞心房起搏脈沖，并且在經(jīng)過房室延遲之后通過電極110傳遞心室起搏脈沖。房室延遲是起搏器用于傳遞起搏的參數(shù)。本發(fā)明主要提出了一種適用于根據(jù)起搏器102所產(chǎn)生的起搏和/或測量和/或壓力檢測儀116所產(chǎn)生的測量來改變房室延遲的技術(shù)。特別是，本發(fā)明提出了一種技術(shù)，它可適用于改變房室延遲參數(shù)來同步心室等容量收縮與心室充盈的完成，從而改善心臟8的血液動力學(xué)的效率。
當(dāng)起搏器102向諸如右心室132的心室傳遞起搏脈沖時，就存著右心室132的電激活。然而，一旦電激活，右心室132并沒有立即開始心室的收縮。存在著一個時間間隔，稱之為在電激活和等容量收縮的開始之間的“電-機械的延遲”。
理想的是，一旦主動充盈完成之后，就應(yīng)該立即開始等容量收縮，這是緊跟著被動充盈的過程。如果等容量收縮是在完成充盈之前就開始的話，則在心室充盈之前心室就開始收縮。主動充盈結(jié)果被截斷，從而減小了心臟的沖擊容量。如果等容量收縮在充盈完成之后較長的時間才開始的話，則心室等待收縮開始。在心室等待的過程中，血液就會通過房室之間的瓣膜重新滲透到心房。滲透會產(chǎn)生反向的液體流動，并且會減小在心室中的血液，從而減小心臟的沖擊容量。因而，一旦主動充盈完成之后，就迅速開始等容量收縮時，心臟就能更加有效的工作。當(dāng)?shù)热萘渴湛s開始得較早或較晚，都會降低血液動力學(xué)的效率。
通過調(diào)整房室延遲，由起搏器102所傳遞的起搏脈沖可以被定時為使得一旦主動充盈完成之后迅速引起等容量的收縮。這樣，本發(fā)明可以改進心臟的血液動力學(xué)的效率，并且可以避免由于過早或過晚的收縮所引起的心臟輸出的下降，正如以上所討論的。
圖8是顯示心電圖(EVG)信號170和對應(yīng)左心室壓力172的時序圖。例如，可以采用外部心電圖儀上的電極來檢測ECG 170。左心室壓力172可以通過設(shè)置在左心室136內(nèi)的壓力傳感器118來檢測，正如圖7所示。圖8也顯示了左心室壓力172相當(dāng)于時間的導(dǎo)數(shù)174，標(biāo)記為dP/dt。導(dǎo)數(shù)dP/dt174可以由壓力監(jiān)視器116或者處理器122來計算。圖8還顯示了主動脈壓力176，這僅僅是為參考的目的而顯示的，但這并不是采用任何本文所討論的儀器直接測得的。
圖8還顯示了流量圖形178，表示通過二尖瓣150流入左心室136的血液流量。流量圖形178示范顯示了兩個區(qū)分明顯的波形。E波形180表示在被動充盈過程中流入到左心室136中的血液流量，而A波形182則表示在主動充盈過程中流入到左心室136中的血液流量。流量圖形178可以采用諸如回聲多普勒檢測之類的技術(shù)來檢測。
一般來說，回聲多普勒檢測技術(shù)包括使用超聲波來觀察心臟8內(nèi)部和定位二尖瓣150。一旦二尖瓣150定位之后，就能夠觀察到通過二尖瓣150的血液流量。特別是，脈沖波形的回聲多普勒技術(shù)可以用于觀察血液流動的發(fā)作，流動的速度和方向，瓣膜的直徑，以及流動停止的時間。對本發(fā)明來說，重要的是流動停止的時間，因為流動停止表示二尖瓣150的閉合。
流量圖形可以采用另一種信號來測量，例如，ECG信號170。ECG是由電極108和110單獨測量的。換句話說，諸如回聲多普勒傳感器之類的流量圖形傳感器可以包括一個專用電極，用于檢測ECG信號170。因此，諸如回聲多普勒傳感器之類的流量圖形傳感器可測量在執(zhí)行起搏脈沖188a的時間186a和二尖瓣閉合190a時間之間的時間間隔184a。該時間間隔184a，表示在心室起搏186a和二尖瓣閉合190a之間的時間，可以標(biāo)記為PACE_CLOSURE_INTERVAL 184a。
PACE_CLOSURE_INTERVAL 184a的測量可能涉及病人到所需的診所看病。由于特殊的考慮，例如，將流量圖形傳感器放置于最接近二尖瓣150的特殊問題，將流量圖形傳感器植入病人是不希望的。另外，最現(xiàn)實的是由醫(yī)護人員在病人的體外來操作流量圖形傳感器。正如以下所討論的，在一家診所的看病過程中，需要進行PACE_CLOSURE_INTERVAL 184a的幾次測量。特別是，PACE_CLOSURE_INTERVAL 184a可以作為心率的函數(shù)而變化，并且PACE_CLOSURE_INTERVAL 184a可以不同的心率來測量。
因為PACE_CLOSURE_INTERVAL 184a可以作為心率的函數(shù)進行變化，植入式系統(tǒng)100可以被編程，以根據(jù)作為心率的函數(shù)來選擇PACE_CLOSURE_INTERVAL 184a的數(shù)值。特別是，系統(tǒng)100可以測量病人的心率并選擇對應(yīng)于所測量到的心率的PACE_CLOSURE_INTERVAL 184a的數(shù)值。以下更加詳細的討論PACE_CLOSURE_INTERVAL 184a與心率相關(guān)的技術(shù)。
當(dāng)正在測量PACE_CLOSURE_INTERVAL 184a的同時，病人就接受心室起博。這些心室起博可以由，例如，附加在病人身上的心電圖儀來檢測。此外，心室起博可以在檢測之后或者由所熟知的房室延遲的心房事件之后。這一“基本線”的房室延遲可以編程到起博器102中。一種典型的基本線房室延遲可以是，例如，在檢測到的心房事件之后的150ms。相同的基本線房室延遲可以應(yīng)用于在所有心律下的PACE_CLOSURE_INTERVAL 184a的所有測量。
圖8顯示了基本線房室延遲192a?；揪€房室延遲192a表示在檢測到心房事件196a的事件194a和心室起博脈沖188a的事件186a之間的時間間隔?；揪€房室延遲192a是由系統(tǒng)100來調(diào)整的。特別是，系統(tǒng)100可以應(yīng)用于比基本線房室延遲192a短或長的房室延遲。
正如圖8所示，心房事件是檢測到的P波196a?；揪€房室延遲192a也可以表示在心房起博(未顯示)和心室起博之間的時間間隔。當(dāng)心房事件起博時，基本線房室延遲192a可持續(xù)一段時間周期，以及當(dāng)心房事件起博時，基本線房室延遲可以持續(xù)不同的時間周期。典型的是，在起博心房事件之后的房室延遲比檢測到的心房事件之后的房室延遲長大約30ms。本發(fā)明可以應(yīng)用于起博心房事件之后的房室延遲以及應(yīng)用于在檢測心房事件之后的房室延遲。
植入式系統(tǒng)100可以測量時間間隔198a，該時間間隔可以標(biāo)記為PACE_CONTRACTION_INTERVAL。PACE_CONTRACTION_INTERVAL 198a表示在心室起博188a的時間186a和等容量收縮200a的發(fā)作之間的時間間隔。在左心室壓力曲線172上，電容量收縮的開始可以采用曲線中的尖銳上拐點202a來表示。該尖銳上拐點可以通過參考dP/dt 174曲線和檢測過零點204a來檢測。
當(dāng)植入式系統(tǒng)100測量PACE_CONTRACTION_INTERVAL 198a時和當(dāng)系統(tǒng)100獲得PACE_CLOSURE_INTERVAL 184a的數(shù)值時，系統(tǒng)就能夠計算出DELTA 206。DELTA 206是在PACE_CONTRACTION_INTERVAL 198a和PACE_CLOSURE_INTERVAL184a之間的時間差。當(dāng)PACE_CONTRACTION_INTERVAL 198a減去PACE_CLOSURE_INTERVAL 184a時，則DELTA 206應(yīng)該是正的。當(dāng)DELTA 206是正的，正如在圖8中所示，左心室136等待一個較短的時間間隔，以準(zhǔn)備開始收縮。該等待時間間隔等于正的DELTA 206。在這一時間間隔中，在壓力下的血液可以通過二尖瓣150從左心室136滲透到左心房146。通過縮短房室延遲192a，DELTA 206可以能夠被驅(qū)動到零，從而一旦主動充盈完成之后就使等容量收縮能夠迅速開始并隨后增強心臟8的血液動力學(xué)的效率。
可選擇基本線房室延遲192a，使得DELTA 206一般不會成為負(fù)的。當(dāng)基本線房室延遲太短時，左心室136就在完成充盈之前開始等容量的收縮，并產(chǎn)生A波182的截斷和減小心臟的輸出。當(dāng)使用諸如回聲多普勒傳感器之類的流量圖形傳感器來采集數(shù)據(jù)時，應(yīng)該注意這一短的基本線房室延遲。特別是，A波182不會呈現(xiàn)出自然終止，但是會呈現(xiàn)出截斷，這是因為二尖瓣150的提前閉合。在許多情況下，可以選擇相當(dāng)長的基本線房室延遲，例如，150ms，來防止A波182的截斷。
植入式系統(tǒng)100可采用諸如多普勒之類的流量圖形傳感器所進行的測量的函數(shù)來計算DELTA 206。植入式系統(tǒng)100可以通過參考dP/dt曲線174來檢測二尖瓣150開啟的時間208a。當(dāng)二尖瓣150開啟時，dP/dt處于最小數(shù)值210。這一峰值可稱之為峰值負(fù)的dP/dt或者-dP/dt max。換句話說，隨著二尖瓣150的開啟就開始了被動充盈的過程，這就在左心室的壓力曲線172上產(chǎn)生一個曲折點212。然而，植入式系統(tǒng)100一般都不能精確地檢測二尖瓣150的閉合時間，并因此也就不能夠精確地檢測PACE_CLOSURE_INTERVAL 184a。
圖9顯示ECG信號170的時序圖，它對應(yīng)于左心室壓力172、dP/dt 174和流量圖形178。在圖9中，植入式系統(tǒng)100已經(jīng)傳遞了心房事件檢測之后的起博脈沖188b，一般稱之為P波196b。系統(tǒng)100應(yīng)用可調(diào)整的房室延遲192b，它的時間周期比圖8所示的基本線房室延遲192a短。特別是，可調(diào)整的房室延遲192b比基本線房室延遲192a短一個EDLTA 206的時間間隔。因此，圖9所示的在P波196b之后的起博脈沖188b比圖8所示的在P波196a之后的起博脈沖更加接近。
圖9所示的PACE_CONTRACTION_INTERVAL 198b與圖8所示的PACE_CONTRACTION_INTERVAL 198a具有相同的持續(xù)期。但是，因為可調(diào)整的房室延遲192b短于基本線房室延遲192a，所以在心房事件196b之后的較早時間就開始容量收縮。該等容量收縮可以由左心室壓力曲線172中的尖銳上拐點202b和在dP/dt曲線174中的過零點204b來表示。等容量收縮100b的發(fā)作與二尖瓣閉合190b的時間是相一致的。這是一個理想的結(jié)果，它表示一旦完成心室的充盈就立即著手開始等容量收縮，并且心臟8可以具有良好的血液動力學(xué)效率來泵吸。
在圖9所示的二尖瓣閉合190b的時間相同于圖8所示的二尖瓣閉合190a的時間，可以采用與二尖瓣開啟208a和208b或者心房事件196a和196b的時間來進行測量。換句話說，改變房室延遲192a和192b的持續(xù)期不會影響心室充盈的持續(xù)期。其結(jié)果是，圖9所示的在起博脈沖188b的執(zhí)行時間186b和二尖瓣閉合190b之間時間間隔的持續(xù)期長于圖8所示的PACE_CLOSURE_INTERVAL184a。
不同于PACE_CLOSURE_INTERVAL 184a，時間間隔184b不是使用諸如多普勒之類技術(shù)所測量到的時間間隔?？扇〈氖?，時間間隔184b表示一個結(jié)果而不是一種測量。特別是，時間間隔184b表示新的PACE_CLOSURE_INTERVAL，這是由可調(diào)整的房室延遲192b所產(chǎn)生的。因為可調(diào)整的房室延遲192b短于基本線房室延遲192a，所以PACE_CLOSURE_INTERVAL 184b長于PACE_CLOSURE_INTERVAL 184a。
換句話說，通過應(yīng)用較短的房室延遲192b，植入式系統(tǒng)100可使得PACE_CLOSURE_INTERVAL 184b等于PACE_CLOSURE_INTERVAL 184。因此，在圖9中，DELTA是零，并且不會在圖中出現(xiàn)。
圖10說明了一種適用于發(fā)現(xiàn)在PACE_CLOSURE_INTERVAL和心律之間關(guān)系的技術(shù)。該技術(shù)可以采用諸如多普勒之類的流量圖形傳感器來進行。在定位的二尖瓣150(220)的位置之后，傳感器可以觀察流過二尖瓣150的流量(222)，并且在觀察的過程中，可采用心電圖儀來檢測心室的起博脈沖(224)。基本線房室延遲可以超前于心室起博脈沖。傳感器觀察流過二尖瓣150的血液停止的時間(226)，表示二尖瓣已閉合。在起博脈沖和二尖瓣閉合之間的時間是病人當(dāng)前心律的PACE_CLOSURE_INTERVAL(228)。該傳感器可以通過，例如，測量在起博脈沖之間的時間間隔來計算心律。
PACE_CLOSURE_INTERVAL用于特定心律的記錄(230)。病人心律隨后可以被改變(232)，并且重復(fù)這一過程。這樣，就可以測量和記錄在多種心律下的多種PACE_CLOSURE_INTERVAL的數(shù)值。病人的心律可以通過，例如，指令起博器采用不同的速率傳遞起博，或者通過病人的鍛煉來改變。
多種心律下的PACE_CLOSURE_INTERVAL數(shù)值可以多種方法中的任何一種方法來構(gòu)成。例如，該數(shù)據(jù)可以被編譯在一個查找表，或者從定義PACE_CLOSURE_INTERVAL作為心律作的函數(shù)的數(shù)據(jù)導(dǎo)出一個公式。
圖10所示的技術(shù)可嵌入在諸如磁帶和光帶或者磁盤或只讀存儲器之類的計算機可讀媒介所攜帶的指令中。該媒介可以包括使處理器能夠進行圖10所示的技術(shù)的指令。在某些實施例中，這類指令可以下載，例如，從編程器通過輸入/輸出器件126和128下載至植入式起博器。
圖11說明了作為心臟心率、電測量和壓力測量的函數(shù)來調(diào)整房室延遲的技術(shù)。在開始時，植入式系統(tǒng)100采用基本線房室延遲進行起博(240)。基本線房室延遲相同于在編譯PACE_CLOSURE_INTERVAL測量時所使用的基本線房室延遲。在心房事件之后，例如，心房檢測或者心房起博，以及在房室延遲之后，起博器102傳遞心室起博(242)。
植入式系統(tǒng)100通過分析由壓力傳感器118所接受到的壓力數(shù)據(jù)來觀察等容量收縮的發(fā)作時間(244)。特別是，處理器122可以通過觀察在左心室壓力曲線174中的上拐點，或者通過觀察dP/dt曲線174正的上拐點開始的過零點來監(jiān)視等容量收縮的發(fā)作。處理器122可以測量在心室起博(242)的傳遞和等容量收縮的發(fā)作((244)之間的時間間隔。該時間間隔是PACE_CONTRACTION_INTERVAL(246)。
正如以上所注意到的，植入式系統(tǒng)100可以基于連續(xù)的基礎(chǔ)來監(jiān)視病人的心律。處理器122可以選擇PACE_CLOSURE_INTERVAL的一個數(shù)值，該數(shù)值對應(yīng)于病人的心律(248)。在本發(fā)明的一個實施例中，PACE_CLOSURE_INTERVAL的數(shù)值可以存儲于存儲器124中的查找表中，并且處理器122可以從查找表中選擇PACE_CLOSURE_INTERVAL的適當(dāng)數(shù)值。處理器122也可以使用其它技術(shù)，例如，應(yīng)用作為心臟心律的函數(shù)定義PACE_CLOSURE_INTERVAL公式，來選擇PACE_CLOSURE_INTERVAL的適當(dāng)數(shù)值。
處理器122，在測量了PACE_CONTRACTION_INTERVAL(246)和選擇了PACE_CLOSURE_INTERVAL(248)之后，從中減去一個時間間隔以獲得DELTA(250)。處理器122將DELTA與零相比較(252)。當(dāng)DELTA等于零時，則就不需要對基本線房室延遲進行調(diào)整(254)，因為等容量收縮是在完成了主動充盈之后就立即開始。
當(dāng)DELTA小于零時，則在完成充盈之前就已開始了等容量收縮。因此，處理器122就應(yīng)用可調(diào)整的房室延遲，它比基本線房室延遲(256)長DELTA的絕對數(shù)值。當(dāng)DELTA大于零時，則完成充盈當(dāng)?shù)热萘渴湛s沒有能夠立即開始進行。因此，處理器122就應(yīng)用可調(diào)整的房室延遲，它比基本線房室延遲(258)短DELTA的絕對數(shù)值。
本發(fā)明包含了多種這類技術(shù)的變化。例如，處理器122可以在測量PACE_CONTRACTION_INTERVAL之前就選擇了PACE_CLOSURE_INTERVAL的數(shù)值。處理器122也可以通過從PACE_CLOSURE_INTERVAL中減去PACE_CONTRACTION_INTERVAL來計算DELTA。在該事件中，房室延遲應(yīng)該是不大于零的。
圖11所說明的技術(shù)可以重復(fù)。病人的心動可以是，例如，編程處理器122以在每天的設(shè)定的時間，或者響應(yīng)于由圖13所示的活動傳感器11所檢測到的活動，或者響應(yīng)于心臟心率的變化來評估房室。在進行評估時，為了達到使用這些技術(shù)的目的，系統(tǒng)100可以暫時返回到基本線房室延遲(240)。
圖11所示的技術(shù)可以嵌入在諸如磁帶或光帶或磁盤或光盤或只讀存儲器之類的計算機可讀媒介中。該媒介可以包括使得處理器能夠執(zhí)行圖11所示的技術(shù)。執(zhí)行這些指令的處理器可以是圖6所示的處理器122。
本發(fā)明在許多方面都具有優(yōu)點。通過心室等容量收縮的發(fā)作與心室充盈的同步，本發(fā)明改善了血液動力學(xué)的性能。特別是，本發(fā)明可以減小在心室等容量收縮與心室充盈的完成不同步時所發(fā)生的沖擊容積和心臟輸出的損失。其結(jié)果是，心臟的血液動力學(xué)性能近似于最佳。此外，本發(fā)明也可以響應(yīng)于心率的變換來調(diào)整，從而可以在病人心臟心率發(fā)生變化時保持著近似最佳的血液動力學(xué)的性能。
上述特殊實施例都是本發(fā)明實現(xiàn)的說明。應(yīng)該理解的是，在本領(lǐng)域中熟練技術(shù)人士所熟知的其它經(jīng)驗或者在本文中所披露的內(nèi)容都可以應(yīng)用，這些都沒有脫離本發(fā)明或者權(quán)利要求所定義的范圍。例如，本發(fā)明并沒有限制采用在病人體外的流量圖形傳感器來進行PACE_CLOSURE_INTERVAL的測量。有可能植入一個傳感器，該傳感器可以精確地測量在心室起搏和房室瓣膜閉合時間之間的時間間隔。在這種情況下，就可以在任何心臟心率下直接測量PACE_CLOSURE_INTERVAL，而不是從查找表中或者從公式計算中獲得。
另外，本發(fā)明并沒有限制與心室起搏有關(guān)的測量時間間隔。該時間間隔的測量可以與另一個心臟事件的發(fā)生有關(guān)，但是對于許多病人來說，心室的起搏可表示為最好的參考點。
時間間隔的測量可以與，例如，心房起搏有關(guān)。在該情況下，PACE_CLOSURE_INTERVAL和PACE_CONTRACTION_INTERVAL的測量與心房起搏有關(guān)，而不再與心室起搏有關(guān)。在另一方面，以上所討論的技術(shù)都是相同的。特別是，DELTA的計算，以及把房室延遲調(diào)整DELTA。然而，通過比較，少數(shù)病人接受心房起搏和心室起搏兩種方式，所以對這些病人使用心房起搏作為參考是不可用的。
本發(fā)明也包含了相對于心房檢測事件，例如，P波測量的時間間隔。在這種情況下，PACE_CLOSURE_INTERVAL和PACE_CONTRACTION_INTERVAL可以由PWAVE_CLOSURE_INTERVAL和PWAVE_CONTRACTION_INTERVAL來替代。然而，在另一方面，以上所討論的技術(shù)都是相同的。但是，使用P波作為檢測參考存在著實現(xiàn)上的困難。例如，起搏器和流量圖形傳感器可以檢測在不同位置下的P波，并且可以采用不同閾值的檢測參數(shù)。因此，起搏器和流量圖形傳感器可以不在同一時間檢測到P波。此外，當(dāng)流量圖形傳感器使用心電圖時，P波就難以檢測出。通過比較，心室起搏可表示為“亮線”，對于起搏器和流量圖形傳感器兩者都能明確無誤和容易檢測到的參考點。
本發(fā)明還在它的任何計算機可讀媒介的范圍內(nèi)包括了操作可程控處理器(例如，微處理器)執(zhí)行以上所討論技術(shù)的指令。這種計算機可讀媒介包括，但并不限制于，磁和光的存儲媒介，以及只讀存儲器，例如，處理器可存取的可擦除的可編程只讀存儲器或者閃存存儲器。例如，該媒介可以包括于植入式處理器可存取的編程器或者只讀存儲器。
上述以及其它實施例都在后附權(quán)利要求的范圍之內(nèi)。在權(quán)利要求中，方式附加功能的條款旨在覆蓋本文所討論說明的結(jié)構(gòu)以執(zhí)行所說明的功能，以及不僅覆蓋結(jié)構(gòu)的等效還覆蓋等效的結(jié)構(gòu)。因此，盡管在采用螺釘將圓形的表面與木質(zhì)部件固定在一起時，螺釘和螺栓都不是結(jié)構(gòu)的等效，但是螺釘采用螺旋型的表面，這在固定木質(zhì)部件的環(huán)境中，螺釘和螺栓都是等效結(jié)構(gòu)。
權(quán)利要求
1.一種植入式醫(yī)療器件系統(tǒng)，其特征在于，該系統(tǒng)包括一個起搏器，用于以心房事件之后的房室延遲來起搏心臟的心室；一個壓力監(jiān)視器，用于檢測心臟的等容量收縮的發(fā)作；以及一個處理器，它用于選擇表示在第一次心臟發(fā)生和房室瓣膜閉合之間時間的第一時間間隔，其中，心臟發(fā)生是心房檢測、心房起搏和心室起搏中的一件；作為第二次心臟發(fā)生和等容量收縮發(fā)作之間的時間的函數(shù)來測量第二時間間隔；計算在第一時間間隔和第二時間間隔之間的差值；和，作為所計算的差值的函數(shù)來調(diào)整房室延遲。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述處理器按照所測量到的心臟心率的函數(shù)來選擇第一時間間隔。
3.根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述第一時間間隔表示在心室起搏和二尖瓣閉合之間的時間。
4.根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述測量第二時間間隔包括測量在心臟左心室中的壓力。
5.根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述測量第二時間間隔包括檢測在心臟左心室中的壓力導(dǎo)數(shù)的過零點。
6.根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，還包括設(shè)置在心臟左心室中的壓力傳感器，該壓力傳感器與壓力監(jiān)視器相耦合。
7.根據(jù)權(quán)利要求6所述的系統(tǒng)，其特征在于，還包括具有一個接近端和一個末梢端的引線，其中，所述壓力傳感器設(shè)置在引線的末梢端，而所述末梢端穿過心臟的房室之間的隔膜。
8.根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，還包括與起搏器相耦合的心房電極，所述心房電極設(shè)置在心臟的心房內(nèi)。
9.根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述心房事件是一次檢測到的心房激活。
10.根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述心房事件是一次心房的起搏脈沖。
11.根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，還包括存儲器，它用于存儲作為心臟心率的函數(shù)的第一時間間隔的數(shù)據(jù)查找表，并且其中，所述處理器可以按照所測量到的心臟心率的函數(shù)從查找表中選擇第一時間間隔的數(shù)值。
12.根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，還包括存儲器，它用于存儲一作為心臟心率的函數(shù)定義第一時間間隔的公式，并且其中，所述處理器可以通過對測得的心臟心率應(yīng)用所述公式來計算第一時間間隔值。
13.根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述起搏器、壓力監(jiān)視器和處理器都包括于一個單一的植入器件中。
14.根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，還包括與起搏器相耦合的心室電極，所述心室電極設(shè)置在接近心臟的心室處。
15.根據(jù)權(quán)利要求14所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述心室電極設(shè)置在心臟的右心室內(nèi)。
16.根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述處理器通過取得在第一時間間隔和第二時間間隔之間的差值來計算該計算差值。
17.一種方法，其特征在于，該方法包括選擇表示在第一次心臟發(fā)生和房室瓣膜閉合之間時間的第一時間間隔，其中，心臟發(fā)生是心房檢測、心房起搏和心室起搏中的一件；作為在第二次心臟發(fā)生和等容量收縮發(fā)作之間的時間的函數(shù)來測量第二時間間隔；計算在第一時間間隔和第二時間間隔之間的差值；和，按照所計算的差值的函數(shù)來調(diào)整房室延遲。
18.根據(jù)權(quán)利要求17所述方法，其特征在于，還包括測量心臟心率所述選擇第一時間間隔的數(shù)值包括作為所測量到的心臟心率的函數(shù)來選擇第一時間間隔的數(shù)值。
19.根據(jù)權(quán)利要求17所述方法，其特征在于，所述第一時間間隔表示在心室起搏和二尖瓣閉合之間的時間。
20.根據(jù)權(quán)利要求17所述方法，其特征在于，所述測量第二時間間隔包括測量在心臟左心室中的壓力。
21.根據(jù)權(quán)利要求17所述方法，其特征在于，所述測量第二時間間隔包括檢測在心臟左心室中的壓力導(dǎo)數(shù)的過零點。
22.根據(jù)權(quán)利要求17所述方法，其特征在于，所述選擇第一時間間隔的數(shù)值包括按照所測量到的心臟心率的函數(shù)從查找表中選擇第一時間間隔的數(shù)值。
23.根據(jù)權(quán)利要求17所述方法，其特征在于，所述計算被計算的差值包括取得在所述第一時間間隔和所述第二時間間隔之間的差值。
24.根據(jù)權(quán)利要求17所述方法，其特征在于，所述計算被計算的差值包括從所述第二時間間隔中減去所述第一時間間隔。
25.根據(jù)權(quán)利要求24所述方法，其特征在于，所述調(diào)整房室延遲包括當(dāng)被計算的差值是正的時縮短房室延遲。
26.一種計算機可讀媒介，其特征在于，該媒介包括使得所述處理器進行下列動作的指令選擇表示在第一次心臟發(fā)生和房室瓣膜閉合之間時間的第一時間間隔，其中，心臟發(fā)生是心房檢測、心房起搏和心室起搏中的一件；作為在第二次心臟發(fā)生和等容量收縮發(fā)作之間的時間的函數(shù)來測量第二時間間隔；計算在第一時間間隔和第二時間間隔之間的差值；和，按照所計算的差值的函數(shù)來調(diào)整房室延遲。
27.根據(jù)權(quán)利要求26所述媒介，其特征在于，所述指令還包括使得所述處理器測量心臟心率，其中，選擇所述第一時間間隔的數(shù)值包括作為所測量到的心臟心率的函數(shù)來選擇所述第一時間間隔的數(shù)值。
28.根據(jù)權(quán)利要求26所述媒介，其特征在于，所述第一時間間隔表示在心室起搏和二尖瓣閉合之間的時間。
29.根據(jù)權(quán)利要求26所述媒介，其特征在于，所述測量第二時間間隔包括測量在心臟左心室中的壓力。
30.根據(jù)權(quán)利要求26所述媒介，其特征在于，所述測量第二時間間隔包括檢測在心臟左心室中的壓力的導(dǎo)數(shù)的過零點。
31.根據(jù)權(quán)利要求26所述媒介，其特征在于，所述選擇第一時間間隔的數(shù)值包括按照所測量到的心臟心率的函數(shù)從查找表中選擇第一時間間隔的數(shù)值。
32.根據(jù)權(quán)利要求26所述媒介，其特征在于，所述計算被計算的差值包括取得在所述第一時間間隔和所述第二時間間隔之間的差值。
33.一種方法，其特征在于包括以第一心臟心率來測量在第一次心室起搏和第一次房室瓣膜閉合之間的第一時間間隔；以第二心臟心率來測量在第二次心室起搏和第二次房室瓣膜閉合之間的第二時間間隔；作為第一心臟心率的函數(shù)來記錄第一時間間隔；以及，作為第二心臟心率的函數(shù)來記錄第二時間間隔。
34.根據(jù)權(quán)利要求33所述方法，其特征在于，所述作為第一心臟心率的函數(shù)來記錄第一時間間隔和作為第二心臟心率的函數(shù)來記錄第二時間間隔包括產(chǎn)生一查找表，它將第一時間間隔映射到第一心臟心率以及將第二時間間隔映射到第二心臟心率。
35.根據(jù)權(quán)利要求33所述方法，其特征在于，所述作為第一心臟心率的函數(shù)來記錄第一時間間隔和作為第二心臟心率的函數(shù)來記錄第二時間間隔包括產(chǎn)生一個將時間間隔映射到心臟心率的公式。
36.根據(jù)權(quán)利要求33所述方法，其特征在于，所述第一房室瓣膜閉合和所述第二房室瓣膜閉合包括第一次二尖瓣閉合和第二次二尖瓣閉合。
37.根據(jù)權(quán)利要求33所述方法，其特征在于，所述測量在所述第一心室起搏和所述第一房室瓣膜閉合之間的第一時間間隔包括觀察心室起搏；和，測量從心室起搏到流過第一房室瓣膜的血液停止的時間間隔。
38.一種計算機可讀媒介，其特征在于，該媒介包括使得所述處理器進行下列動作的指令以第一心臟心率來測量在第一次心室起搏和第一次房室瓣膜閉合之間的第一時間間隔；以第二心臟心率來測量在第二次心室起搏和第二次房室瓣膜閉合之間的第二時間間隔；作為第一心臟心率函數(shù)來記錄第一時間間隔；以及，作為第二心臟心率函數(shù)來記錄第二時間間隔。
39.根據(jù)權(quán)利要求38所述媒介，其特征在于，所述作為第一心臟心率的函數(shù)來記錄第一時間間隔和作為第二心臟心率的函數(shù)來記錄第二時間間隔包括產(chǎn)生一查找表，它將第一時間間隔映射到第一心臟心率以及將第二時間間隔映射到第二心臟心率。
40.根據(jù)權(quán)利要求38所述媒介，其特征在于，所述作為第一心臟心率的函數(shù)來記錄第一時間間隔和作為第二心臟心率的函數(shù)來記錄第二時間間隔包括產(chǎn)生一個將時間間隔映射于心臟心率的公式。
41.根據(jù)權(quán)利要求38所述媒介，其特征在于，所述第一房室瓣膜閉合和所述第二房室瓣膜閉合包括第一次二尖瓣閉合和第二次二尖瓣閉合。
42.根據(jù)權(quán)利要求38所述媒介，其特征在于，所述指令使得所述處理器測量在所述第一心室起搏和所述第一房室瓣膜閉合之間的第一時間間隔，通過使所述處理器觀察心室起搏；和，測量從心室起搏到流過第一房室瓣膜的血液停止的時間間隔。
43.一種植入式醫(yī)療器件系統(tǒng)，其特征在于，該系統(tǒng)包括一個起搏器，用于以接著心房事件之后的房室延遲來起搏心臟的心室；一個壓力檢測儀，用于監(jiān)視心臟的等容量收縮的發(fā)作；以及一個處理器，它用于選擇表示心臟起博和房室瓣膜閉合之間時間的第一時間間隔的值；作為第二次心室起博和等容量收縮發(fā)作之間的時間的函數(shù)來測量第二時間間隔；計算在第一時間間隔和第二時間間隔之間的差值；和，按照所計算的差值的函數(shù)來調(diào)整房室延遲。
44.根據(jù)權(quán)利要求43所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述處理器按照所測量到的心臟心率的函數(shù)來選擇第一時間間隔。
45.根據(jù)權(quán)利要求43所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述測量第二時間間隔包括測量在心臟左心室中的壓力。
46.根據(jù)權(quán)利要求43所述的系統(tǒng)，其特征在于，還包括設(shè)置在心臟左心室中的壓力傳感器，該壓力傳感器與壓力監(jiān)視器相耦合。
47.根據(jù)權(quán)利要求43所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述起搏器、壓力監(jiān)視器和處理器都包括在一個單個可植入的器件中。
48.一種方法，其特征在于，該方法包括選擇表示在第一次心室起搏和房室瓣膜閉合之間時間的第一時間間隔的值；作為在第二次心室起搏和等容量收縮發(fā)作之間的時間的函數(shù)來測量第二時間間隔；計算在第一時間間隔和第二時間間隔之間的差值；和，按照所計算的差值的函數(shù)來調(diào)整房室延遲。
49.根據(jù)權(quán)利要求48所述方法，其特征在于，還包括測量心臟心率，其中，選擇第一時間間隔的值包括按照所測量到的心臟心率的函數(shù)來選擇第一時間間隔的數(shù)值。
50.根據(jù)權(quán)利要求48所述方法，其特征在于，所述測量第二時間間隔包括檢測在心臟左心室中的壓力。
51.一種計算機可讀媒介，其特征在于，該媒介包括使得所述處理器進行下列動作的指令選擇表示在第一次心室起搏和房室瓣膜閉合之間時間的第一時間間隔，作為在第二次心室起搏和等容量收縮發(fā)作之間的時間的函數(shù)來測量第二時間間隔；計算在第一時間間隔和第二時間間隔之間的差值；和，按照所計算的差值的函數(shù)來調(diào)整房室延遲。
52.根據(jù)權(quán)利要求51所述媒介，其特征在于，所述指令還包括使得所述處理器測量心臟心率，其中，選擇所述第一時間間隔的數(shù)值包括按照所測量到的心臟心率的函數(shù)來選擇所述第一時間間隔的值。
53.根據(jù)權(quán)利要求51所述媒介，其特征在于，所述測量第二時間間隔包括測量在心臟左心室中的壓力。
54.一種可植入式醫(yī)療器件系統(tǒng)，其特征在于，該系統(tǒng)包括用于以心房事件之后的房室延遲來起搏心臟心室的裝置；用于監(jiān)視心臟等容量收縮發(fā)作的裝置；和，用于選擇表示在第一次心臟發(fā)生和房室瓣膜閉合之間時間的第一時間間隔值的裝置，其中，心臟發(fā)生是心房檢測、心房起搏和心室起搏中的一件；用于作為在第二次心臟發(fā)生和等容量收縮發(fā)作之間的時間的函數(shù)來測量第二時間間隔的裝置；用于計算在第一時間間隔和第二時間間隔之間的差值的裝置；和，用于按照所計算的差值的函數(shù)來調(diào)整房室延遲的裝置。
55.根據(jù)權(quán)利要求54所述的系統(tǒng)，其特征在于，還包括用于按照所測量到的心臟心率的函數(shù)來選擇第一時間間隔的裝置。
56.根據(jù)權(quán)利要求54所述的系統(tǒng)，其特征在于，還包括用于測量在心臟左心室內(nèi)壓力的裝置。
57.根據(jù)權(quán)利要求54所述的系統(tǒng)，其特征在于，還包括用于檢測心房激活的裝置。
58.根據(jù)權(quán)利要求54所述的系統(tǒng)，其特征在于，還包括用于起搏心房的裝置。
59.根據(jù)權(quán)利要求54所述的系統(tǒng)，其特征在于，還包括用于起搏心室的裝置。
60.根據(jù)權(quán)利要求54所述的系統(tǒng)，其特征在于，還包括用于存儲作為心臟心率的函數(shù)的第一時間間隔值的查找表的裝置。
61.一個可植入式醫(yī)療器件，其特征在于，該器件包括一個脈沖發(fā)生器，用于對心臟心室施加起搏；一個控制器，用于控制脈沖發(fā)生器以心房事件之后的房室延遲來傳遞各個起搏，其中，所述房室延遲是表示第一心室起搏和房室瓣膜閉合之間的第一時間值，和作為第二心室起搏和等容量收縮發(fā)作之間的時間的函數(shù)的第二值之間差值得函數(shù)。
62.根據(jù)權(quán)利要求61所述器件，其特征在于，還包括用于檢測等容量收縮發(fā)作的壓力監(jiān)視器。
63.根據(jù)權(quán)利要求62所述器件，其特征在于，還包括與所述壓力監(jiān)視器相耦合的壓力傳感器。
64.根據(jù)權(quán)利要求63所述器件，其特征在于，所述壓力傳感器設(shè)置在心臟的左心室內(nèi)。
65.根據(jù)權(quán)利要求61所述器件，其特征在于，所述第一值是所測量到的心臟心率的函數(shù)。
66.根據(jù)權(quán)利要求61所述器件，其特征在于，所述心房事件是一次所感測到的心房激活。
67.一種方法，其特征在于，該方法包括測量表示在第一次心臟發(fā)生和房室瓣膜閉合之間時間的第一時間間隔，其中，心臟發(fā)生是心房檢測、心房起搏和心室起搏中的一件；作為在第二次心臟發(fā)生和等容量收縮發(fā)作之間的時間的函數(shù)來測量第二時間間隔；調(diào)整房室延遲，使得第一時間間隔等于第二時間間隔。
68.根據(jù)權(quán)利要求67所述方法，其特征在于，還包括以第一心臟心率來測量主第一時間間隔；以及，以第二心臟心率來測量次第一時間間隔。
69.根據(jù)權(quán)利要求67所述方法，其特征在于，所述測量第一時間間隔包括測量通過房室瓣膜的流量。
70.根據(jù)權(quán)利要求67所述方法，其特征在于，還包括設(shè)置基本線房室延遲，并且其中，調(diào)整房室延遲包括設(shè)置一經(jīng)調(diào)整的房室延遲，該延遲是不同于基本線房室延遲的持續(xù)期。
71.根據(jù)權(quán)利要求67所述方法，其特征在于，還包括編程可植入式醫(yī)療器件以根據(jù)經(jīng)調(diào)整的房室延遲來起搏。
全文摘要
在一種包括心室起搏器的系統(tǒng)中，系統(tǒng)可調(diào)整房室延遲來同步等容量收縮的發(fā)作和心室充盈的完成。該系統(tǒng)可以按照來自心臟的電信號和壓力信號的函數(shù)來調(diào)整房室延遲。該系統(tǒng)還可以按照諸如心室起搏的心臟事件和心室充盈完成之間的時間間隔的測量的函數(shù)來調(diào)整房室延遲。該系統(tǒng)還可以按照心臟心率的來調(diào)整房室延遲。
文檔編號A61N1/39GK1662278SQ03814305
公開日2005年8月31日 申請日期2003年4月17日 優(yōu)先權(quán)日2002年4月22日
發(fā)明者L·姆蘭伯格, C·L·斯特魯布爾 申請人:麥德托尼克公司