用於間歇心臟應力增加的閉環起搏系統的製作方法

2023-05-29 06:43:16 2

專利名稱：用於間歇心臟應力增加的閉環起搏系統的製作方法
技術領域：
本申請總體涉及心臟節律管理(CRM)系統，尤其是一種4是供 用於間歇產生或增加心臟中的應力的反饋受控心臟起搏的系統。
背景技術：
心臟是人體循環系統的中心。其包括一個電機械系統，用於實 施兩個主要的泵送功能。心臟的左邊部分從肺抽吸氧合的血液並將 其泵送到身體的器官，以為這些器官糹是供它們代i射所需的氧。心臟 的右邊部分從器官抽吸脫氧的血液並將其泵送到肺，在此處血液裙L氧化。泵送功能是通過心月幾(心臟月幾肉)收縮而完成的。在正常的 心臟中，竇房結(心臟的天然起4粵器)產生電力永衝，稱為動作電^立， 該電脈衝從電傳導系統傳播到心臟的各個區域，而使這些區域中的 心肌組織興奮。在正常電興奮傳導系統的動作電位的傳播中協調延 遲引起心臟各個區域同步收縮，使得有效實施泵送功能。
阻斷或其他方式損壞的電傳導系統會導致心肌的無規律收縮， 通常稱為心律不齊的病症。心律不齊就會降低心臟泵送效率，由此 減少向身體的血流。受損的心力幾收縮性會低，也導致減少的血流。 心力衰竭的患者通常會遭受受損電傳導系統和受損心肌。減少的血 流降低會導致對各個身體器官供血不足，妨礙了這些器官正常發揮 作用以及引起各種症狀。
如果沒有及時和有效地治療，心臟疾病就可能會發展到這種程 度，其嚴重降低患者生活質量並威脅到患者生命。例如，心力衰竭 可以迅速發展，伴隨不斷劣化心臟狀態和血液動力學性能，以至可 能會導致不能完成日常的活動並發生死亡。由於這些和其它原因， 對於控制心臟疾病例如心力衰竭的進展仍存在需要。

發明內容
心臟起4專系統通過傳遞心臟起4粵而在心臟中產生或增加區&戈 應力而控制心臟疾病例如心力衰竭的進展。心臟起搏才艮據包括交^# 起搏和非起搏周期的心臟應力增加起搏序列，間歇地如周期性地進
4亍4專遞。利用心月莊疾病的基糹戔^NM正(baseline characteristics )、由心 月莊起4專產生的急4生心臟應力(acute cardiac stress )、禾口/或與心臟起 搏相關的危險，監測 一 個或多個生理信號用於心臟起搏的閉環控制。在一種實施方式中，心臟節律管理(CRM)系統包括一個或多 個傳感器、信號分析器、起搏電路和起搏控制器。該一個或多個傳 感器傳感一個或多個生理信號。信號分析器利用該一個或多個生理 信號而產生一個或多個指示心臟疾病進展和急性心臟應力水平的 生理參數。起搏電路傳遞心臟起搏脈沖。起搏控制器利用該一個或 多個生理參數而提供心臟起搏脈衝傳遞的反饋控制。起搏控制器包 括應力增加起搏啟動器、應力增加起搏定時器和起搏參數調節器。 應力增加起4專啟動器啟動心臟應力增力o起搏序列。心臟應力增加起 搏序列具有序列持續期並包括交替的起搏和非起搏周期。起搏周期 每一個都具有起搏持續期，在此期間傳遞多個心臟起搏脈沖。非起 搏周期每一個都具有一個非起搏持續期，在此期間沒有傳遞心臟起 4專月永沖。應力增加起4專定時器對心臟應力增加起4專序列定時。起4專 參數調節器利用 一個或多個生理參^t調節用於心臟應力增加起4專 序列的一個或多個起4專參悽丈。
在一種實施方式中，提供了一種操控CRM系統的方法。傳感 一個或多個生理信號。利用該一個或多個生理信號而產生一個或多 個指示心臟疾病進展和急性心臟應力水平的生理參數。心臟起^專月永
衝才艮據心臟應力增加起搏序列進行傳遞。心臟應力增加起搏序列具 有序列持續期，並包括交替的起搏和非起搏周期。起搏周期每一個 都具有起搏持續期，在此期間傳遞多個心臟起搏脈沖。非起搏周期 每一個都具有非起4專持續期，在此期間沒有傳遞心臟起4專a永沖。利 用該 一 個或多個生理參數調節心臟應力增加起4專序列的 一 個或多 個起搏參數。
該發明內容是本申請一部分教導內容的綜述，而不用於本發明 主題的排他性或窮盡性處理。有關本發明主題的更多細節將在詳細 描述和所附4又利要求中找到。在閱讀和理解以下詳細描述以及參考 構成其部分的附圖之後，本發明的其它方面對於本領域技術人員將顯而易見。本發明的範圍由所附權利要求及其法律上的等價物限定。


通過實例的方式，附圖 一般性地圖示說明了在本文中討論的各 種實施方式。附圖僅僅出於舉例說明的目的並且可以是不成比例的。
圖1是一種CRM系統和該CRM系統的部分操作環境的一種 實施方式的圖示i兌明。
圖2是圖示說明CRM系統的間歇起搏系統的一種實施方式的 方框圖。
圖3是圖示i兌明間歇起4專系統的一種特定實施方式的方框圖。
圖4是圖示說明間歇起搏系統的基線特徵傳感器和分析器的一 種實施方式的方衝匡圖。
圖5是圖示說明間歇起搏系統的應力傳感器和分析器的 一種實 施方式的方才匡圖。
圖6是圖示說明間歇起搏系統的危險傳感器和分析器的一種實 施方式的方片匡圖。
圖7是圖示i兌明包4舌間歇起4辱系統和其它治療系統的部分 CRM系統的一種實施方式的方片匡圖。
圖8是圖示i兌明一種利用間歇起4粵用於心臟應力增加的方法的 流程圖。圖9是圖示"i兌明用於心臟應力增加的間歇起4專療法的定時的時序圖。
具體實施例方式
在以下的詳細描述中，要參照構成其一部分的附圖，並且其中
些實施方式足夠詳細進行地描述以使本領域技術人員能夠實現本 發明，而應該理解到，這些實施方式可以進行組合，或者其它實施 方式也可以利用，並且可以在結構、邏4尋和電方面作出變^f匕，而不 會偏離本發明的範圍和精神。在本披露內容中提及的"一個"、"一 種"、或"各種"實施方式不必需是同一實施方式，而這樣的提及應理 解成多於一種實施方式。以下詳細描述提供實施例，而本發明的範 圍由所附權利要求和其法律上的等價物進行限定。
本文討論了包括可植入醫療裝置的起搏系統，其通過以產生或 增加心臟中區域應力的方式間歇地傳遞起搏力永沖而控制心臟疾病 的進展。在一種實施方式中，起搏系統通過間歇地傳遞起搏脈衝以 增加心室不同時性的程度而控制心力衰竭的進展。起搏脈沖根據包 括交替的起搏和非起搏周期的心臟應力增加起搏序列進行傳遞。起 搏周期各自都具有起搏持續期，在此期間傳遞多個起搏脈沖。非起
搏周期各自都具有一個非起搏持續期，在此期間不傳遞起搏脈沖。 心臟應力增加起^專序列才艮據預定時間安排，例如基於近似周期性啟 動。心臟疾病的基線特徵經過長期分析，提供用於起4專參悽t的閉環 控制從而實現對心臟疾病進展的期望的控制水平。在心臟應力增加 起搏序列期間分析急性心臟應力，以提供對足夠水平的急性心臟應 力的起搏參數的閉環控制，其用於減慢心臟疾病的進展。與起搏相 關的危險在心臟應力增加起搏序列期間進行分析，以確保該起4專不 會引起心臟功能或血液動力學性能方面不可耐受的變化。圖1是心臟節4聿管理(CRM )系統100和該-使用系統100的部 分環境的一種實施方式的圖示"^兌明。系統100包4舌可才直入系統105、 外部系統115、以及4是供用於可才直入系統105和夕卜部系統115之間 進行通信的遙控鏈路(telemetry link ) 112。
可植入系統105包括除其它之外的可植入醫療裝置110和導聯 系統108。在各種實施方式中，可才直入醫療裝置110是可才直入CRM 裝置，其包括起搏器、心律轉變器/除顫器、心臟再同步化治療(CRT ) 裝置、心臟再造控制治療(RCT)裝置、神經刺激器、藥物傳遞裝 置或藥物傳遞控制器、以及生物治療裝置中的一種或多種。如圖1 中所示，可才直入醫療裝置110才直入到身體102中。在各種實施方式 中，導聯繫統108包括用於傳感生理信號和傳遞起搏脈衝、心律轉 變/除顫電擊、4申經刺〗敫、藥物i式劑、生物試劑禾n/或治療心臟疾病 的其它類型能量或物質的導聯件(lead)。在各種實施方式中，在心 髒101或身體102其它部分中放置的電極用於傳感生理信號和傳遞 起搏脈沖、心律轉變/除顫電擊、神經刺激、藥物試劑、生物試劑和 /或治療心臟疾病的其它類型能量或物質。在一種實施方式中，導聯: 系統108包括一個或多個起搏-傳感導聯件，每一個都包括至少一個 方文入心臟101之內或之上的用於傳感一個或多個電描記圖和/或傳 遞起搏脈沖的電極。在一種具體實施方式
中，導聯繫統108允許起 4專月永衝可以4專遞到多個心房和心室^f立點。
可才直入醫療裝置110包4舌間歇起4粵系統120。間l欠起對粵系統120 包括用於才艮據心臟應力增加起4粵序列向心臟101傳遞間歇心臟起4專 的傳感和起搏電^各。在一種實施方式中，除了間歇心臟起搏之外， 可才直入醫療裝置110還4專遞一種或多種其它心臟起4專療法，i者如心 4專過緩起4專療法、CRT和RCT。如果另 一種起4專療法在間歇心臟起 搏治療待一皮傳遞之時進行傳遞，則這種起搏療法就暫停以允許間歇 心臟起4專治療可以傳遞，並且在完成心臟保護起4專序列後恢復。在一種實施方式中，可才直入醫療裝置110控制與間歇心臟起4專配合的 其它治療如碎申經刺;敫療法、藥物療法和生物療法中的 一個或多個的 傳遞。
可植入醫療裝置110包括密封罐，用於容納實施傳感和治療功
能的電子電路。在一種實施方式中，間歇起搏系統120容納在該密 封罐中。在另一種實施方式中，間歇起搏系統120包括容納在密封 罐中的內部組件和位於該密封罐之外但是通訊連接至內部組件的 夕卜部組件。
外部系統115允許用戶如醫師或其它護理人員或患者可以控制 可植入醫療裝置110的操作並獲得通過可植入醫療裝置110獲取的 信息。在一種實施方式中，外部系統115包括與可才直入醫療裝置110 經由遙控鏈路112雙向通信的編程器。在另一種實施方式中，外部 系統115是患者管理系統，其包括通過遠程通信網絡與遠程裝置通 信的外部裝置。該外部裝置在可植入醫療裝置IIO鄰近區域內，並 且與可才直入醫療裝置110經由遙控在4^各112雙向通信。遠程裝置允 許用戶可以監控和治療遠程患者。
遙控鏈路112提供用於從可植入醫療裝置110到外部系統115 的悽t據傳輸。這包括，例如，傳輸通過可植入醫療裝置IIO獲耳又的 實時生理ft據，糹是取通過可4直入醫療裝置110獲耳又並存卩諸的生理悽史 據，提取存儲在可植入醫療裝置110內的治療歷史數據，以及提取 指示可才直入醫療裝置110的工作狀態(例如，電池狀態和導聯件阻 抗)的數據。遙控鏈路112還提供用於從外部系統115到可植入醫 療裝置110的數據傳輸。這包括，例如，編程可才直入醫療裝置110 以獲得生理數據，編程可植入醫療裝置110以實施至少一種自診斷 測試(例如，用於裝置擴:作狀態)，以及編禾呈可才直入醫療裝置110 以傳遞一種或多種治療方法。圖2是圖示說明間歇起搏系統120的一種實施方式的方框圖， 其包括一個或多個傳感器222、信號分析器224、起4粵電^各226和 起搏控制器228。 一個或多個傳感器222傳感一個或多個生理信號。 信號分析器224利用該一個或多個生理信號產生一個或多個指示心 髒疾病進展和急性心臟應力水平的生理參數。起4專電路226通過一 個或多個電極向心臟101傳遞起搏脈沖。起搏控制器228控制起4專 脈衝的傳遞並包括應力增加起搏啟動器230、應力增加起搏定時器 232和起4專參悽t調節器234。應力增加起4專啟動器啟動心臟應力增 加起搏序列，其具有一個序列持續期並包括交替的起搏和非起搏周 期。起搏周期每一個都具有起搏持續期，在此期間傳遞多個起搏脈 沖。非起搏周期每一個都具有一個非起搏持續期，在此期間不傳遞 起搏脈衝。應力增加起搏定時器232為心臟應力增加起搏序列定時。 起搏參數調節器利用通過信號分析器224產生的一個或多個生理參 數調節心臟應力增加起搏序列的一個或多個起搏參數。
圖3是圖示說明間歇起搏系統320的一種實施方式的方框圖， 這是間歇起搏系統120的一種具體實施方式
。間歇起搏系統320包 含一個或多個傳感器322、信號分析器324、起搏電路226和起搏 控制器328。在一種實施方式中，間歇起搏系統320容納於可植入 醫療裝置110的密封罐中。在另一種實施方式中，間歇起搏系統320 分布在密封罐內和外部。例如，信號分析器324、起搏電路226和 起搏控制器328容納在密封罐內，而傳感器322中的至少一個傳感 器在密封罐外部並與信號分析器324通信耦接。
傳感器322傳感一個或多個生理信號。利用該一個或多個生理 信號，信號分析器324為起搏控制器328產生一個或多個生理參數 以利用反饋控制來調節心臟應力增加起搏序列的起搏參數。該 一個 或多個生理參H指示心臟疾病進展、急性心臟應力水平和與心臟應 力有關的心臟危險程度中的一個或多個。在一種實施方式中，信號分衝斤器324產生指示心臟疾病進展和急性心臟應力水平之一的一個 或多個生理參數。在另一種實施方式中，信號分析器324產生同時 指示心臟疾病進展和急性心臟應力水平的一個或多個生理參^:。在 另一種實施方式中，除了指示心臟疾病進展和/或急性心臟應力水平 的該一個或多個生理參數之外，信號分析器324還產生與心臟應力 有關的心臟危險禾呈度。
在圖示說明的實施方式中，傳感器322包括一個或多個基線特 徵傳感器340、 一個或多個應力傳感器342以及一個或多個危險傳 感器344。信號分析器324包括基線特徵分析器346、應力分析器 348和危險分對斤器350。在各種其它實施方式中，傳感器322包括 一個或多個基線特徵傳感器340、 一個或多個應力傳感器342和一 個或多個危險傳感器344中的任何一個或多個，而信號分析器324 包括對應的基線特徵分析器346、應力分析器348和危險分析器350 中的一個或多個。基線特徵傳感器322傳感一個或多個指示心臟疾 病進展的基線特徵信號。心臟疾病的一種實例是心力衰竭。基線特 徵分析器346利用 一個或多個基線特徵信號產生一個或多個指示心 髒疾病進展的基線特徵參悽t。在一種實施方式中，基線特4正分析器 346對例如基於周期性所選擇的一個或多個基線特徵參數產生一種 趨勢(trend)。應力傳感器342傳感一個或多個指示急性心臟應力 水平的應力信號。應力分析器348利用該一個或多個應力信號產生 一個或多個指示急性心臟應力水平的應力參ft。危險傳感器344傳 感一個或多個指示與心臟應力有關的心臟危險程度的危險〗言號。危 險分析器350利用該一個或多個危險信號產生一個或多個指示心臟 危險的危險參悽t。在一種實施方式中， 一個或多個傳感器每一個都 起到基線特徵傳感器340、應力傳感器342和危險傳感器344中的 兩個或更多個的作用。起搏控制器328是起搏控制器228的一種具體實施方式
，並且 其控制起搏脈衝的傳遞。起搏控制器328包括應力增加起搏啟動器 330、應力增加起搏定時器332、起搏參數調節器334和安全開關 336。
應力增加起4專啟動器330啟動心臟應力增加起4專序列。心臟應 力增加起搏序列具有 一個序列持續期並包括交替的起搏和非起搏 周期。起搏周期每一個都具有起搏持續期，在此期間傳遞多個起搏 脈衝。非起搏周期每一個都具有一個非起搏持續期，在此期間不傳 遞起搏脈衝。心臟應力增加起搏序列的起搏參數經過選擇以急劇地 增加心臟區域應力。在一種實施方式中，心臟應力增加起4專序列是 用於例如基於大致周期性的短時期間歇地急劇增加心力衰竭患者 心臟異步禾呈度的心臟同步失調起鬥專序歹'J ( cardiac dyssynchronization pacing sequence)。在一種實施方式中，應力增力口起4專啟動器330 才艮據心臟應力增加起搏時間表例如基於周期性地啟動心臟應力增 加起搏序列。在另一種實施方式中，應力增加起搏啟動器330利用 心臟應力增加起搏時間表和由傳感器322傳感的 一個或多個生理信 號而啟動心臟應力增加起4專序列。這才羊的一個或多個生理4言號的實 例包>^指示患者總活動水平的活動信號、指示患者姿態的姿態信號、指 示患者呼吸模式的呼吸信號以及指示患者心率的心臟信號。當心臟應力增 加起搏序列根據心臟應力增加起搏時間表將要啟動時，利用這樣的 一個 或多個生理信號能夠-使應力增加起4專啟動器330啟動心臟應力增 加起搏序列，而同時使患者處於休息或低代謝需求的狀態。
一旦由應力增加起4專啟動器330啟動，則心臟應力增加起4專定 時器332為心臟應力增加起搏序列定時。心臟應力增加起搏序列定 時的一個實例4口圖9中所示。
起搏參數調節器334利用由信號分析器324產生的一個或多個 生理參悽t調節心臟應力增加起4粵序列的 一個或多個起4專參^。該一個或多個起搏參數的實例包括起搏才莫式、房室(AV )延遲、室間 (IV)延遲、起搏位點、心臟應力增加起搏周期(心臟應力增加起 4專序列以其啟動)、序列持續期(或在心臟應力增加起4專序列期間 的起搏周期數)、起搏持續期和非起搏持續期。在一種實施方式中， 調節一個或多個AV延遲和/或一個或多個IV延遲以增力口心臟同步 失調起搏序列的心臟異步的程度。
在一種實施方式中，起搏參數調節器334利用由基線特徵分析 器346產生的該一個或多個基線特徵參數調節該一個或多個起搏參 悽史以減》爰心臟疾病的進展。如果該一個或多個基線特4i參l史指示心 髒疾病的減緩進展(即，預期結果)，則起搏參數調節器334就增 加急性心臟應力增加的持續期和/或水平直至心臟疾病的進展得到 滿意的控制。如果該一個或多個基線iNN正參悽t指示心臟疾病的加速 進展(即，非預想且潛在的有害結果)，則起搏參數調節器334就 降低急性心臟應力增加的持續期和/或水平直至心臟疾病的進展減 慢。在一種實施方式中，起搏參數調節器334利用由應力分析器 348產生的一個或多個應力參lt調節這些起4專參lt,以〗吏該一個或 多個應力參數4妄近該一個或多個應力參悽史的 一個或多個值指定的 目標4直範圍。
如果由危險分析器350產生的該一個或多個危險參數落入由一 個或多個閾值界定的預定危險區域，則安全開關336就終止心臟應 力增加起4專序列。例如，如果該一個或多個危險參tt指示起4專已經 將急性心臟應力提升到在心臟應力增加起搏序列期間被認為對於 患者是潛在不安全的水平，則安全開關335就終止心臟應力增加起 搏序列。
圖4是圖示說明作為基線特徵傳感器340的一種具體實施方式
的基線特徵傳感器440和作為基線特4正分析器346的一種具體實施 方式的基線特徵分析器446的一種實施方式的方框圖。在圖示說明的實施方式中，基線特徵傳感器440包括心臟傳感電路452、活動 傳感器453、壓力傳感器454和心臟尺寸傳感器455，而基線特徵 分析器446包括心4聿變異性(HRV)分析器457、活動分析器458、 壓力分析器459和心臟尺寸分析器460。分析其基線特徵的心臟疾 病是心力衰竭。在其它實施方式中，基線特徵傳感器440包括心臟 傳感電路452、活動傳感器453、壓力傳感器454和心臟尺寸傳感 器455中的任一個或多個，而基線特徵分析器446根據例如傳感器 可用性和/或控制起搏參數的期望反饋控制算法而包括對應的HRV 分析器457、活動分析器458、壓力分析器459和心臟尺寸分析器 460中一個或多個。心臟傳感電^各452、活動傳感器453、壓力傳感 器454和心臟尺寸傳感器455如圖4所示，並作為具體實施例進4亍 討論，而且在各種實施方式中，基線特徵傳感器440包括能夠傳感 指示心臟疾病進展信號的任何傳感器。
心臟傳感電3各452利用電才及如在導寫關系統108上的電才及4專感一 個或多個心臟信號。HRV分析器457利用該一個或多個心臟信號產 生一個或多個HRV參悽t。 HRV是在一個時間期內心動周期長度中 的4專動之間的變化(beat-to-beat variance )。在本文中戶斤用的"HRV 參數"包括是HRV測量值的任何參數，包括一個時間期內心動周 期長度中搏動之間的變化的任何定性表達。在一種實施方式中， HRV參悽t是在預定時間期內平均的連續心動周期長度之間的時間 差。在一種具體實施方式
中，心動周期長度是心室周期長度，即 V-V間隔(R-R時間間隔)，這是連續心室去極化(R波)之間的 時間間隔。在另一具體實施方式
中，心動周期長度是心房周期長度， 即A-A間隔(P-P時間間隔)，這是連續心房去極化(P波)之間 的時間間隔。在一種實施方式中，由HRV分析器457產生的一個 或多個HRV參H包4舌正常心i 兆間隔(Normal-to-Normal interval) 平均值的標準偏差(SDANN)。正常心跳間隔是指正常竇性心律 期間的R-R間隔。為了計算SDANN,要測定在第一個時間周期內R -R間隔並進行平均。對於包括多個第 一時間周期的第二時間周期
計算平均R-R間隔的標準偏差。在一種實施方式中，所測定的R-R 間隔以5min的時間周期對24小時進行平均(即，288個五分鐘周 期)。SDANN是對24小時時期計算的五分鐘平均R-R間隔的標準 偏差。在另一種實施方式中，由HRV分析器457產生的一個或多 個HRV參悽t包括HRV 4九跡(HRV footprint), HRV專九跡是指HRV 對心率描點作圖的柱形圖。連續R-R間隔之間的時間差在一定時間 4殳內測定，並對該時間革殳內測定的心率描點作圖。SDANN和HRV 軌跡是在根據指示患者心臟疾病進展的基線特徵調整心臟療法的 閉環系統中所用的HRV參數的實例。本領域普通技術人員在閱讀 和理解本文後將會理解到，才艮據本主題內容，能夠表示或指示HRV 的其它參數都能夠用作HRV。
活動傳感器453傳感活動信號。活動傳感器453的一個實例包 括加速度計。活動分析器458利用這些活動信號產生活動水平參數。 在一種實施方式中，活動分析器458產生指示活動水平超過預定閾 值的頻率的活動日誌。活動日誌指示療法效力和患者健康狀態。
壓力傳感器454傳感血壓信號。壓力分析器459利用血壓信號 產生心臟功能參數。在一種實施方式中，心臟功能參數是收縮壓， 其是心臟功能的指示。
心臟尺寸傳感器455傳感一個或多個指示心臟尺寸的信號。心 髒尺寸傳感器455的實例包括超聲換能器和阻抗傳感器。心臟尺寸 分鬥斤器460利用該一個或多個指示心臟尺寸的信號產生一個或多個 心臟尺寸參悽t。該一個或多個心臟尺寸參數指示心腔直徑、心壁厚 度和心腔體積中的一個或多個。利用超聲換能器傳感心臟尺寸的實 例在2006年10月 10 日提交的名稱為"METHOD AND APPARATUS FOR CONTROLLING CARDIAC THERAPY USING ULTRASOUND TRANSDUCER"、轉讓糹會Cardiac Pacemakers, Inc.的序列號為111539,939的美國專利申^青中進4亍了討-淪，以其全文結 合於此作為參考。利用阻抗傳感來傳感心臟尺寸的實例在名稱為 "MULTI-SITE IMPEDANCE SENSOR USING CORONARY SINUSNEIN ELECTRODES"、壽爭讓糹合Cardiac Pacemakers, Inc.的序 列號為6,278,894的美國專利申請中進行了討論，以其全文結合於 此作為參考。
圖5是圖示i兌明作為應力傳感器342的一種具體實施方式
的應 力傳感器542和作為應力分析器348的一種具體實施方式
的應力分 析器548的一種實施方式的方框圖。在圖示i兌明的實施方式中，應 力傳感器542包括阻抗傳感器562、壓力傳感器563和應變傳感器 564，而應力分析器548包括異步分析器565和收縮性分析器566。 在其它實施方式中，應力傳感器542包4舌阻抗傳感器562、壓力傳 感器563和應變傳感器564中的一個或多個，應力分才斤器548包括 異步分析器565和收縮性分析器566中的任一個或兩者。阻抗傳感 器562、壓力傳感器563和應變傳感器564如圖5中所示，並作為 具體實施例進行討論，而且在各個實施方式中，應力傳感器542包 括能夠傳感指示心臟應力的信號的任何傳感器。
阻抗傳感器562傳感一個或多個阻抗信號。異步分析器565利 用該一個或多個阻抗信號產生指示心臟異步程度的異步參數。在一 種實施方式中，阻抗傳感器562和心臟尺寸傳感器455包括相同的 阻抗傳感器。
壓力傳感器563傳感血壓信號。收縮性分析器566利用血壓信 號產生是心臟收縮性測量值的收縮性參數。收縮性參數的 一 個實例 是在心臟收縮期間左心室壓力變化的正速率(LV+dp/dt)。在一種 實施方式中，壓力傳感器563和454包括相同的壓力傳感器。應變傳感器564傳感指示心臟收縮性的應變信號。在一種實施 方式中，應變傳感器564用作壓力傳感器563的替代或附加以傳感 指示心臟收縮性的信號。收縮性分析器566利用血壓信號和應變信 號中的一種或兩者產生是心臟收縮性測量值的收縮性參數。
圖6是圖示i兌明作為危險傳感器344的一種具體實施方式
的危 險傳感器644和作為危險分析器350的一種具體實施方式
的危險分 析器650的一種實施方式的方框圖。在圖示"i兌明的實施方式中，危 險傳感器644包4舌壓力傳感器668和化學傳感器667,而危險分析 器650包括心臟輸出分析器670、舒張功能分析器671和神經激素 水平分析器669。在其它實施方式中，危險傳感器644包括壓力傳 感器668和化學傳感器667中的4壬一種或兩者，而危險分碎斤器650 包括心臟輸出分析器670、舒張功能分析器671和神經激素水平分 析器669中的任一個或多個。壓力傳感器668和化學傳感器667如 圖6中所示，並作為具體實施例進4亍討i侖，而且在各個實施方式中， 危險傳感器644包括能夠傳感指示心臟危險程度的信號的任何傳感 器。
壓力傳感器668傳感血壓信號。心臟輸出分析器670利用血壓 信號產生指示心臟輸出的收縮壓。舒張功能分析器672利用這些血 壓信號產生指示舒張功能的舒張壓。在一種實施方式中，壓力傳感 器668、 563和454都包含相同的壓力傳感器。
化學傳感器667傳感指示神經激素水平，例如血液中額外兒茶 酚胺(catacholamines )的水平的信號。神經激素水平分析器669利 用指示神經激素水平的信號產生神經激素水平參數。
圖7是圖示i兌明包4舌系統721的CRM系統100部分的一種實 施方式的方框圖。系統721包4舌間歇起4專系統120和其它治療系統。 在圖示i兌明的實施方式中，系統721包括傳感器222、信號分析器224、起搏電路226、控制器772、神經刺激電路782、藥物傳遞裝 置784和生物治療傳遞裝置786。神經刺激電路782向身體102傳 遞神經刺激作用。藥物傳遞裝置784向身體102傳遞藥物治療。生 物治療傳遞裝置786向身體102傳遞諸如細胞療法或基因療法的生 物治療。在一種實施方式中，可植入醫療裝置110包括神經刺激電 路782、藥物傳遞裝置784和生物治療傳遞裝置786中的一個或多 個。在另一種實施方式中，CRM系統100包括通信連接於可植入 醫療裝置110並包括神經刺激電路782、藥物傳遞裝置784和生物 治療4專遞裝置786中的一個或多個的另外的一個或多個可才直入和/ 或非可才直入醫療裝置。
在圖示i兌明的實施方式中，控制器772包括起4專控制器728、 神經刺激控制器788、藥物傳遞控制器790和生物治療傳遞控制器 792。在其它實施方式中，系統721的治療傳遞裝置包括起搏電路 226以及以下任一個或多個神經刺激電路782、藥物傳遞裝置784 和生物治療傳遞裝置786,而控制器772包括對應的起搏控制器728 以及以下中的相應一個或多個神經刺激控制器788、藥物傳遞控 制器790和生物治療傳遞控制器792。
起搏控制器728控制根據心臟應力增加起搏序列以及其它起搏 算法的起搏脈衝的傳遞。這允許心臟應力增加起搏的功能包括在基 於長期傳遞起搏治療例如用於治療心動過緩或心力衰竭的可植入 醫療裝置中。起搏控制器728包括起搏模式控制器774和起搏模式 轉換器776。起搏模式控制器774根據所選的起搏模式控制起搏電 路774的起搏脈沖的傳遞，並包括間歇起搏模式控制器778和慢性 起搏模式控制器780。間歇起搏模式控制器778根據間歇起搏模式 控制起搏脈沖的傳遞。慢性起搏模式控制器780根據慢性起搏模式 控制起搏脈沖的傳遞。在一種實施方式中，心臟應力增加起搏序列 是短時期內傳遞的間歇起搏療法，而可植入醫療裝置IIO還傳遞慢
24性起搏療法如心動過緩起搏療法、CRT或RCT。間歇起搏模式是心 髒應力增加起搏序列的起搏模式。慢性起搏模式是按在心臟應力增 加起搏序列之間所需的傳遞起搏脈沖的模式。起搏模式轉換器776 在心臟應力增加起搏序列啟動時從慢性起搏模式轉換到間歇起搏 模式，而當心臟應力增加起搏序列完成時從間歇起搏才莫式換到慢性 起搏模式。
神經刺激控制器788控制從神經刺激電路782傳遞神經刺激。 藥物傳遞控制器790控制/人藥物傳遞裝置784傳遞藥物治療。生物 療法傳遞控制器792控制/人生物療法傳遞裝置786傳遞生物治療。 在一種實施方式中，控制器772配合起搏療法、神經刺激療法、藥 物療法和生物療法中的 一 種或多種的傳遞而治療心臟疾病如心力 衰竭。療法的配合傳遞增強了單一療法在治療症狀和減緩心臟疾病 進展的效率。
圖8是圖示i兌明利用間葛欠起4專用於心臟應力增力口的一種方法 800的流程圖。心臟應力增加激活或增強4氐雄卩或反轉心臟疾病如心 力衰竭的進展的內在機制。間歇起搏按照根據預定時間表和/或條件 傳遞的每一個心臟應力增加起對專序列進行傳遞。心臟應力增加起4專 序列的定時實例如圖9中所示。用於控制在心臟應力增加起搏序列 期間心臟起搏脈衝傳遞的起搏參數利用指示心臟疾病進展、急性心 髒應力水平和與心臟應力相關的心臟危險的 一個或多個傳感的信 號進一亍調節。在一種實施方式中，方法800通過以上參照圖1-7討 i侖的間葛欠起4專系統實施。
心臟疾病的基線特徵在802進行分析。 一個或多個基線特徵信 號(每一個都是生理信號)被傳感以指示心臟疾病的進展。指示心 髒疾病進展的一個或多個基線特徵參數利用 一個或多個基線特徵 信號產生。在一種實施方式中，例如基於定期，為選"^的一個或多 個基線特徵參數產生一種趨勢。在一種實施方式中，該一個或多個基線特徵參數指示心力衰竭的進展。這樣的基線特徵參數的實例包
括利用一個或多個心臟信號產生的HRV參悽t,利用活動信號如加
速度計信號產生的活動水平、利用壓力信號產生的收縮壓和利用心 髒尺寸信號如超聲信號和阻抗信號產生的心腔直徑、心壁厚度和心
月空體積。
如果該一個或多個基線特;f正參^t指示心臟疾病的基線特;f正並 不在804處的指定目標內，則對於心臟應力增加起搏序列的起搏參 數就在806處進行調節。否則，對於心臟應力增加起4專序列的起搏 參數就保持不變。對於一個或多個基線特徵參數每一個，目標規定 至少一個閾值。起4專參悽t在806處作為該一個或多個基線特4正參悽t 的函^:進行調節。在一種實施方式中，如果該一個或多個基線特徵 參H指示心臟疾病進展減糹爰，則調節起4專參悽t以增加心臟應力增加 水平，由此增加療法的有益作用。如果該一個或多個基線特4正參悽t 指示心臟疾病進展加速，則調節起4專參ft以降^f氐心臟應力增加水 平，由此保護患者不受非預期的潛在有害作用。
心臟應力增加起4專序列在808處啟動。在一種實施方式中，心 髒應力增加起搏序列各自根據預定時間表如定期地啟動。在另 一種 實施方式中，心臟應力增加起搏序列各自根據預定時間表和患者活 動水平啟動，以至於當患者處於〗水息^!犬態時啟動各心臟應力增加起 搏序列。起搏脈沖的傳遞在810處利用心臟應力增加起搏序列的起 搏參數進行控制。
在啟動的心臟應力增加起搏序列期間與起搏脈衝傳遞相關的 急性心臟應力在812處進行分析。 一個或多個應力信號(每一個都 是生理信號)^皮傳感以指示急性心臟應力水平。指示急性心臟應力 水平的一個或多個應力參數利用該一個或多個應力信號產生。這樣 的應力參數的實例包括利用 一個或多個傳感的阻抗信號產生的指心臟收縮性測量值的收縮性參數。
如果該一個或多個應力參lt指示急性心臟壓力水平不在814處
的指定目標範圍內，則心臟應力增加起搏序列的起搏參數在816處
進行調節。否則，心臟應力增加起搏序列的起搏參數就保持不變。
起搏參數在816處作為該一個或多個應力參數的函數進行調節，以 使該一個或多個應力參數接近目標區域。目標區域對於該一個或多 個應力參悽t的每一個指定至少一個閾值。
與在心臟應力增加起搏序列期間起搏脈衝傳遞有關的心臟危 險在818處進行分析。 一個或多個危險信號(每一個都是生理信號) 被傳感以指示與心臟應力有關的心臟危險程度。指示心臟危險程度 的 一 個或多個危險參數利用該一個或多個危險信號產生。這樣的危 險參數的實例包括利用血壓信號產生的收縮壓和舒張壓參數。
如果該一個或多個危險參悽t在820處指示高危險，則心臟應力 增加起搏序列在824處終止。在該一個或多個危險參數落入預定不 安全區域內時指示高危險。不安全區域對於該 一 個或多個危險參數 的每一個指定至少一個閾值。如果該一個或多個危險參悽t在820處 沒有指示高危險，4旦序列持續期在822處結束，則心臟應力增加起 :博序列在824處終止。
圖9是圖示說明用於心臟應力增加的間歇起搏治療法定時的時 序圖。間歇起搏療法包括根據如上討論的心臟應力增加起搏序列傳 遞起4專月永沖。如圖9所示，心臟應力增加起搏序列每一個都具有序 列持續期910,並包括交替的起搏和非起搏周期。起搏周期每一個 都具有起搏持續期920,在此期間傳遞起搏脈衝。非起搏周期每一 個都具有非起搏持續期930，在此期間不傳遞起搏脈沖。在一種實 施方式中，心臟應力增加起搏序列按時間安排定期地以心臟應力增加周期940啟動。在另一種實施方式中，在患者處於由一個或多個 傳感的生理信號指示的^f木息或低代謝需求狀態下時心臟應力增加 起搏序列各自進行傳遞。這樣的生理信號的實例包括指示患者總活 動水平的活動信號、指示患者姿態的姿態信號、指示患者呼吸^t式 的呼吸信號和指示患者心率的心臟信號。如果心臟應力增加周期 940結束而同時患者處於鍛鍊或高代謝需求的狀態，則心臟應力增 加起搏序列的啟動延遲直至患者進入休息或低代謝需求狀態，例如 當總活動水平下降低於預定閾值時。
在一種實施方式中，序列持續期910在5分鐘至90分鐘之間 是可編程的。可替代地，序列持續期910通過編程在心臟應力增加 起搏序列期間起搏周期數進行限定。起搏持續期920在1分鐘至60 分鐘之間是可編程的。非起搏持續期930在1分鐘至60分鐘之間 是可編程的。心臟應力增加起搏周期940在3小時至96小時之間 是可編禾呈的。
應該理解到，以上詳細的描述是用於舉例說明性的，而不是限 制性的。在閱讀和理解以上的描述後，其它實施方式對於本領域技 術人員是顯而易見的。因此，本發明的範圍應該按照所附權利要求， 連同這些權利要求賦予的等價物的整個範圍進行確定。
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權利要求
1.一種心臟節律管理(CRM)系統，包括一個或多個傳感器，用來傳感一個或多個生理信號；信號分析器，連接於所述一個或多個傳感器，所述信號分析器適於利用所述一個或多個生理信號產生指示心臟疾病進展和急性心臟應力水平的一個或多個生理參數；起搏電路，用於傳遞心臟起搏脈衝；起搏控制器，連接於所述信號分析器和所述起搏電路，用於利用所述一個或多個生理參數提供所述心臟起搏脈衝的傳遞的反饋控制，所述起搏控制器包括應力增加起搏啟動器，適用於啟動具有序列持續期並包括交替的起搏和非起搏周期的心臟壓力增加起搏序列，所述起搏周期每一個都具有期間傳遞多個心臟起搏脈衝的起搏持續期，所述非起搏周期每一個都具有期間不傳遞所述心臟起搏脈衝的非起搏持續期；應力增加起搏定時器，適用於對所述心臟應力增加起搏序列定時；和起搏參數調節器，適用於利用所述一個或多個生理參數來調節用於所述心臟應力增加起搏序列的一個或多個起搏參數。
2. 才艮據衝又利要求1所述的系統，其中，所述一個或多個傳感器包 括適用於傳感用於指示所述心臟疾病進展的一個或多個基線 特徵信號的一個或多個基線特徵傳感器，所述信號分析器包括 適用於利用所述一個或多個基線特徵信號產生指示心臟疾病進展的一個或多個基線特徵參數的基線特徵分析器，而所述起 搏參數調節器適用於利用所述一個或多個基線特徵參數調節 所述起搏參數。
3. 根據權利要求2所述的系統，其中，所述基線特徵分析器適用 於對所述一個或多個基線特徵參悽t中的至少 一個產生一種趨勢。
4. 才艮才居—又利要求2和3中4壬一項所述的系統，其中，所述一個或多個基線特徵傳感器包括心臟傳感電^各以傳感一個或多個心 髒信號，並且所述基線特徵分析器包括適用於利用所述一個或 多個心臟信號產生HRV參數的心率變異性(HRV)分析器。
5. 才艮據權利要求2至4中任一項所述的系統，其中，所述一個或 多個基線特徵傳感器包括用於傳感活動信號的活動傳感器，而 所述基線特徵分析器包括適用於利用所述活動信號產生活動 水平參數的活動分析器。
6. 根據權利要求2至5中任一項所述的系統，其中，所述一個或 多個基線特徵傳感器包括用於傳感血壓信號的壓力傳感器，而 所述基線特4正分析器包括利用所述血壓信號產生收縮血壓參 數的壓力分析器。
7. 根據權利要求2至6中任一項所述的系統，其中，所述一個或 多個基線特徵傳感器包括用於傳感一個或多個指示心臟尺寸 的信號的一個或多個心臟尺寸傳感器，而所述基線特徵分析器 包含適用於利用所述一個或多個指示心臟尺寸的信號產生一 個或多個心臟尺寸參數的心臟尺寸分析器，所述一個或多個心 髒尺寸參悽t指示心腔直徑、心壁厚度和心容積中的 一個或多 水
8. 才艮據前述4又利要求中4壬一項所述的系統，其中，所述一個或多 個傳感器包括適用於傳感一個或多個指示急性心臟應力水平 的應力信號的一個或多個應力傳感器，所述信號分析器包括適 用於利用所述一個或多個應力信號產生指示所述急性心臟應 力水平的 一個或多個應力參悽t的應力分析器，而所述起搏參婆史 調節器適用於利用所述一個或多個應力參數調節所述起搏參 數。
9. 才艮據4又利要求8所述的系統，其中，所述一個或多個應力傳感 器包括用於傳感阻抗信號的阻抗傳感器，而所述應力分析器包 括適用於利用所述阻抗信號產生指示心臟異步程度的異步參 數的異步分析器。
10. 根據權利要求8和9中任一項所述的系統，其中，所述一個或 多個應力傳感器包括用於傳感血壓信號的壓力傳感器，而所述 應力分析器包括適用於利用所述血壓信號產生是心月幾收縮性 測量值的收縮性參數的收縮性分析器。
11. 才艮據前述4又利要求中4壬一項所述的系統，其中，所述一個或多 個傳感器包括適用於傳感一個或多個指示與心臟應力有關的 心臟危險程度的危險信號的一個或多個危險傳感器，所述信號 分析器包括適用於利用所述一個或多個危險信號產生一個或 多個指示心臟危險的危險參數的危險分析器。
12. 衝艮據4又利要求11所述的系統，其中，所述一個或多個危險傳 感器包括傳感血壓信號的壓力傳感器，而所述危險分析器包括 利用所述血壓信號適用於產生收縮壓的心臟輸出分析器和適 用於產生舒張壓的舒張功能分析器中的一個或多個。
13. 根據權利要求11和12中任一項所述的系統，其中，所述起4專 控制器包括安全開關，所述安全開關適用於當所述一個或多個 危險參數落入由一個或多個閾^直限定的預定危險區i或內時糹冬 止心臟應力增加起4專序列。
14. 根據前述權利要求中任一項所述的系統，其中，所述應力增加 起搏啟動器適用於根據心臟應力增加起搏時間表和至少一種 所述一個或多個生理^f言號啟動所述心臟應力增加起4專序列。
15. 根據前述權利要求中任一項所述的系統，其中，所述起搏控制 器包括起搏模式轉換器，所述起搏模式轉換器適用於當所述心 髒應力增加起搏序列啟動時將起搏模式從慢性起搏模式轉換 為間歇性起搏才莫式，並適用於當所述心臟應力增加起4粵序列完 成時將所述起搏模式從所述間歇性起搏模式轉換為所述慢性 起搏模式。
16. 根據前述權利要求中任一項所述的系統，進一步包括適用於傳 遞一種或多種非起搏療法的一個或多個非起搏療法裝置，以及 適用於利用所述一個或多個生理參悽t控制所述一種或多種非 起搏療法的傳遞的非起搏療法控制器。
17. 根據權利要求16所述的系統，包括可植入醫療裝置，其至少包括所述起搏電路、所述起搏 控制器和所述非起搏控制器；以及一個或多個另外的醫療裝置，其每一個通信連接於所述 可才直入醫療裝置，所述一個或多個另外的醫療裝置的每一個都 包括所述一個或多個非起搏療法裝置中的至少 一個。
18. —種用於才喿控心臟節4聿管理(CRM)系統的方法，所述方法 包括傳感一個或多個生理信號；利用所述一個或多個生理信號，產生指示心臟疾病進展 和急性心臟應力7K平的一個或多個生理參悽t;根據具有序列持續期且包括交替的起搏和非起搏周期的 心臟應力增加起搏序列，傳遞心臟起搏脈沖，所述起4專周期每 一個都具有起搏持續期，在該起搏持續期期間傳遞多個心臟起 搏脈沖，所述非起搏周期每一個都具有非起搏持續期，在該非 起搏持續期期間，不傳遞所述心臟起搏脈沖；以及利用所述一個或多個生理參悽t，調節所述心臟應力增加 起4專序列的一個或多個起4粵參悽丈。
19. 根據權利要求18所述的方法，其中，根據所述心臟應力增加 起搏序列傳遞所述心臟起搏脈沖包括利用 一個或多個選擇用 於增加心臟異步程度的起4專參數來傳遞所述心臟起4f脈衝。
20. 根據權利要求19所述的方法，其中，調節所述一個或多個起 搏參數包括調節房室延遲和室間延遲中的 一個或多個。
21. 根據權利要求18至20中任一項所述的方法，其中，傳感所述 一個或多個生理信號包括傳感一個或多個指示心臟疾病進展 的基線特徵信號，產生所述一個或多個生理參數包括利用所述 一個或多個基線特徵信號產生一個或多個指示心臟疾病進展 的基線特徵參數，而調節所述一個或多個起4專參數包括利用所 述一個或多個基線特徵參數調節所述一個或多個起搏參數。
22. 才艮據4又利要求21所述的方法，其中，產生所述一個或多個生 理參數包括對所述一個或多個基線特徵參悽史中的至少一個產生一種趨勢，而調節所述一個或多個起搏參^:包括利用所述趨勢調節所述一個或多個起搏參數。
23. 根據權利要求21和22中任一項所述的方法，其中，傳感所述一個或多個基線特徵信號包括傳感心臟信號、活動信號、血壓信號和心臟尺寸信號中的一個或多個，而產生所述一個或多個生理參數包括利用所述心臟信號產生心率變異性(HRV)參數、利用所述活動信號產生活動水平參數、利用所述血壓信號產生收縮壓參數和利用所述心臟尺寸信號產生一個或多個心臟尺寸參悽t中的一個或多個。
24. 才艮據4又利要求18至23中任一項所述的方法，其中，傳感所述一個或多個生理信號包括指示急性心臟應力水平的傳感一個或多個應力信號，產生所述一個或多個生理參數包括利用所述一個或多個應力信號產生一個或多個指示急性心臟應力水平的應力參數，而調節所述一個或多個起搏參數包括利用所述一個或多個應力參數調節所述一個或多個起搏參數，以4吏所述一個或多個應力參悽t^妄近用所述一個或多個應力參悽t的一個或多個值指定的目標值區域。
25. 才艮據4又利要求所24所述的方法，其中，傳感所述一個或多個應力信號包括傳感阻抗信號、血壓信號和應變信號中的一個或多個，而產生所述一個或多個應力參數包括利用所述阻抗信號產生指示心臟異步程度的異步參悽t以及利用所述血壓信號和所述應變信號中的至少 一個產生是心臟收縮性測量值的收縮性參數中的一個或多個。
26. 衝艮據4又利要求18至25所述的方法，其中，傳感所述一個或多個生理信號包括傳感一個或多個指示與心臟應力有關的心臟危險程度的危險信號，而產生所述一個或多個生理參數包括利用所述一個或多個危險信號產生一個或多個指示心臟危險的危險參數。
27. 才艮據衝又利要求26所述的方法，其中，傳感所述一個或多個危險信號包括傳感血壓信號和神經激素信號中的一個或多個，而產生所述一個或多個危險參lt包括利用所述血壓信號產生收縮壓、利用所述血壓信號產生舒張壓和利用所述神經激素信號產生神經激素水平中的一個或多個。
28. 才艮據4又利要求26所述的方法，進一步包4舌在所述一個或多個危險參數落入由 一 個或多個閾值限定的預定危險區域內時，才艮據所述心臟應力增加起搏序列終止所述心臟起搏脈衝的傳遞。
29. 根據權利要求18至28所述的方法，進一步包括利用在3小時至96小時之間可編程的應力增加起搏周期啟動基於大致周期性的所述心臟應力增加起搏序列，以及編程所述序列持續期為在5分鐘至90分鐘之間的一個持續期。
30. 根據權利要求18 29中任一項所述的方法，進一步包括才艮據心臟應力增加起搏時間表以及活動信號、姿態信號、呼吸信號和心臟^f言號中的 一個或多個而啟動所述心月莊應力增加起4粵序列。
全文摘要
心臟起搏系統通過傳遞心臟起搏以在心臟中產生或增加區域應力而控制心臟疾病如心力衰竭的進展。根據包括交替起搏和非起搏周期的心臟應力增加起搏序列，間歇地傳遞心臟起搏，例如周期性地傳遞。利用心臟疾病的基線特徵、由心臟起搏產生的急性心臟應力、和/或與心臟起搏相關的危險，監測一個或多個生理信號用於心臟起搏的閉環控制。
文檔編號A61N1/362GK101641132SQ200880007463
公開日2010年2月3日 申請日期2008年3月3日 優先權日2007年3月6日
發明者唐納德·L·霍珀, 塔瑪拉·科利特·貝納姆, 尚塔·阿科特-克裡希納穆爾蒂, 約瑟夫·M·帕斯託, 艾倫·C·舒羅斯 申請人:心臟起搏器公司