专利名称：房室延迟的调整的制作方法
技术领域：
本发明涉及心脏起博器，尤其涉及可起博心脏的一个心室或多个心室的心脏起博器。
背景技术：
房室同步双室起博模式，例如，多程控的VDD、VDDR、DDD和DDDR起博方式，已经被广泛地应用于植入式起博器，用于提供房室同步起博。采用这种起博方式工作的起博器可以包括一个心房检测放大器，可用于检测心房的退极化并根据心房退极化来产生心房检测事件信号。在某些起博器中，检测心房事件的同一电极也可以在心房难以自发激活的时候传递心房的起博脉冲。
跟随心房事件之后，无论是检测还是起博，以及在房室延迟结束之后，起博器就向一个心室或多个心室提供心室起博脉冲。在某些起博器中，当心室自发激活时，心室的起博脉冲的传递被禁止。某些DDD和DDDR方式的起博器采用分离的房室延迟，以便于检测和起博心房事件。
房室延迟对于房室同步和血液动力学的性能都是十分重要的。一般来说，房室同步的起博器具有跟踪病人的自然窦性心律并在一个宽的心率范围内保留心房收缩的血液动力学贡献。在美国专利Pat No.5,626,623中详细地讨论了房室机械同步的重要性，该内容通过引用包括于此。
在现有技术的起博器中，房室延迟不必是固定间隔的，并且根据各种因素可以拉长和缩短。某些现有技术的器件，例如，使用从心脏的右心室和/或左心室所获得的压力数据来调整房室的延迟。特别是，现有技术的器件是作为以在右心室中所测量到的估计肺动脉心脏舒张(ePAD)的压力的函数，或者作为以心脏的收缩力的函数，或者作为以测量到的心脏输出的函数来调整房室的延迟。其它现有技术器件是调整房室延迟并观察对心室压力所产生的效果。这些技术和器件的实例可以在下列表1所列举的美国专利中发现。
表1在表1中所列举的所有专利通过对其内容的引用包括于此。本领域中熟练技术人士一旦了解了以下所阐述的发明内容、较佳实施例的详细描述以及权利要求都会意识到，通过使用本发明的技术可有效地改进在表1列举的专利中所披露的许多器件和方法。
发明内容
本发明具有一定的目的。即，本发明的各个实施例对现有技术中有关根据检测因素来调整房室延迟所存在一个和多个问题提供了解决方案。这些问题包括，例如，缺乏调整房室延迟的能力，引起心室等容的收缩以与心室充盈的结束相一致。
本发明的一个目的是通过选择能够改进机械性房室同步性的房室延迟来改善血液动力学的性能。特别是，本发明的一个目的是一旦完成了心室的充盈就使心室立即发生等容量的收缩。在心室充盈之前就开始心室等容量的收缩时，或者如果在充盈的完成和等容量的收缩之间存在着延迟，可以减小心脏的输出。当等容量的收缩迅速跟着充盈时，病人的心脏输出被改善，并且使得心脏的血液动力学性能近似于最佳状态。
因此，本发明的一个优点是本发明改进了血液动力学的性能。本发明通过调整房室延迟使得一旦完成了心室的充盈就迅速发生心室等容量的收缩来改进血液动力学的性能。
本发明的另一目的是使用指示器来直接反映所感兴趣的数量。特别是，在心室压力中的迅速翻转可反映出等容量收缩的有力发作。通过监视压力曲线和/或压力曲线的偏离就能够检测到这一翻转。房室瓣膜的闭合是由流过该瓣膜的血液流量来反映的，例如，当流过该瓣膜的血液停止时，该瓣膜就闭合。本发明有利地采用了同步机械的直接指示器，而不是间接指示器。
本发明还有一个目的是提供房室延迟，它可以根据心律的变化来调整，从而可以在心律变化时继续保持着所增强的血液动力学性能。在本发明的一个实施例中，采用两种或多种心律来测量在心室起博和二尖瓣闭合之间的时间间隔。植入式器件可以根据在不同心律下的不同充盈时间来调整房室延迟。
因此，本发明是有利于适应改变条件。特别是，本发明有利于在变化的条件下保持血液动力学的性能，并且是自动进行的。
一般来说，本发明包括针对克服现有技术的缺陷和实现上述目的和优点的特征。特别是，本发明可以包括传感器，用于采集诸如来自左心室压力数据的压力数据。压力数据可以用于测量在心脏事件，例如，心室起博，和心室等容量收缩的发作之间的时间间隔。本发明也可以包括存储器，用于存储在心脏时间和心室充盈的完成之间的一个时间间隔或多个时间间隔的测量值。此外，本发明可以包括一个处理器，用于选择房室延迟，以同步等容量收缩的发作和心室充盈的完成。该处理器还可以作为病人心律的函数来调整房室的延迟。
本发明的各种实施例都具有解决至少一个上述问题的目的。
图1是在病人胸腔中的一个植入式医疗器件的示意图。
图2显示了放置在心脏内和附近的图1所示的植入式医疗器件。
图3是说明植入式医疗器件的构成部件的方框图。
图4显示了另一植入式医疗器件，放置在心脏内和附近的起博器-心律转变器-除颤器。
图5是一例植入式医疗器件的实施例的功能示意图。
图6是包括压力监视器和心脏起博器的系统的方框图。
图7是以人体心脏示意图，在右心房和右心室中放置了起博和检测的电极，以及在左心室中放置了压力传感器。
图8是说明不希望的房室延迟的时序图，包括心电图信号，相对应的左心室压力信号，左心室压力信号的微分，以及二尖瓣的流量图形。
图9是说明希望的房室延迟的时序图，包括心电图信号，相对应的左心室压力信号，左心室压力信号的微分，以及二尖瓣的流量图形。
图10是说明用于确定在心律和在心室起博和二尖瓣闭合之间时间间隔之间关系的技术的流程图。
图11是说明用于作为心律、电测量和压力测量的函数来调整房室延迟的技术的流程图。
具体实施例方式
在以下较佳实施例的详细描述中，可以参考附图实现本发明，附图构成了和显示了本发明的一部分，用于说明本发明可实施的示例性特定实施例。应该理解的是，也可以采用其它实施例，并且可进行结构或逻辑上的变化而不脱离本发明的范围。因此，下列描述并不能视为具有限制意义，而是本发明的范围由所附的权利要求所定义。
图1是一例根据本发明的植入式医疗器件(“IMD”)10的实施例的简化示意图。图1所示的IMD 10是一个心脏起博器，它包括至少一组起博和检测引线16和18，连接着真空密封盒14的连接器模块12且可植入人体或哺乳动物的心脏8附近。起博和检测引线16和18可检测伴随心脏8的退极化和再极化的电信号，并且还能够提供起博脉冲，以在心脏组织的末梢端附近产生退极化。引线16和18可以具有设置其中的单极性电极或者双极性电极，正如本领域中的熟练人士所熟知的那样。IMD 10的实例包括植入式心脏起博器，正如美国专利No.5,518,078(Bennett等人发明)，No.5,312,453(Shelton等人发明)，或者No.5,144,949(Olson发明)中所披露的，通过引用所有专利的各自内容包括与此。
图2显示了植入人体或哺乳动物的心脏8内和附近的IMD 10的连接器模块12和真空密封盒14。心房和心室的起博引线16和18分别从连接器模块12延伸至心脏的右心房和右心室。心房的电极20和21设置在心房起博引线16的末梢端，可放置在右心房内。心室电极28和29设置在心室起博引线18的末梢端，可放置在右心室内。
引线16和18可以检测右心房或右心室的活动，并且也可以传递刺激。引线16和18也可以向右心房或右心室传递刺激。在某些病人中，在IMD 10通过引线16检测到一个心房的激活之后，或者在IMD 10通过引线16向右心房传递一个起博脉冲之后，就产生心脏8右心室的刺激。在心房检测或起博和心室刺激之间的时间间隔称之为房室延迟。正如以下将更详细讨论的那样，IMD 10可以调整房室延迟，以改善心脏8的血液动力学的效率。
图3显示了说明根据本发明实施例的IMD 10结构部件的方框图，其中，IMD 10是一个基于微处理结构的起博器。所显示的IMD 10包括活动传感器或加速度计11，较佳的是压电陶瓷加速度计并可以与放置在盒14中的混合电路相结合的(见图1和图2)。活动传感器11一般(尽管并不一定)可提供检测输出，该输出可以作为病人的新陈代谢需求有关的测量参数的函数来变化。为了简化讨论，图3所示的IMD 10仅仅显示了连接着它的引线18。然而，应该理解的是，图3中没有明确显示的相类似电路和连接也适用于引线16(图1和图2所示)。
图3所示的IMD 10最佳的是可籍助于外部可编程单元(图中未显示)实现编程。一种这类编程器是商业化的Medtronic Model 9790编程器，这是基于微处理器并可以向IMD 10提供一系列编码信号，典型的是通过一个编程探头向IMD 10发送或遥感无线电频率(RF)编码信号。在美国专利No.5,312,453(由Wyborny等人发明)中讨论了这种遥感系统，通过引用其内容包括与此。在Wyborny等人所发明的美国专利No.5,312,453中所讨论的编程方法可以认为只适用于说明本发明的目的。可以采用在本领域所熟知的多种适用的可编程和遥感方法中的任何一种，只要能够向起博器发送所需信息或者从起博器接受所需信息。正如以下所讨论的，IMD 10可以使用通过遥感的方法向IMD 10所提供的数据来调整房室延迟。
正如图3所示，引线18通过输入电容器52与IMD 10中的结点50相耦合。活动传感器和加速度计11最佳的是与放置在IMD 10的真空密封盒14中的混合电路相连接。由活动传感器11所提供的输出信号耦合到输入/输出电路54。输入/输出电路54包含一个作为与心脏8接口的模拟电路、活动传感器11、天线56以及用于对心脏刺激脉冲的电路。心脏8的心律可以由存储于微计算机电路58中的软件实现算法来控制。
较佳的是，微计算机电路58包括板上电路60和离板电路62。电路58可以对应于在美国专利No.5,312,453(由Shelton等人发明)中所披露的微计算机电路，本文通过引用包括与此。较佳的是，板上电路60包括微处理器64、系统时钟电路66和板上RAM 68及ROM 70。较佳的是，离板电路62包括RAM/ROM单元。板上电路60和离板电路62各自通过数据通讯总线72与数字控制器/时序电路74相耦合。微计算机电路58可以包括用RAM/ROM元件所扩展的用户集成电路器件。
图3所显示的电子元件是由适用于植入的电池电源76供电，这可以采用本领域通常所采用的方法来实现。出于简化的目的，在附图并没有显示电池电源与IMD 10各种元件的耦合。
天线56连接着输入/输出电路54，从而允许通过RF发送器和接受器的遥感单元78进行上行链路/下行链路的遥感。举例来说，遥感单元78可以对应于在美国专利No.4,566,063(由Thompson等人发明)中所披露的内容，通过对其内容的引用包括与此，或者对应于在上述美国专利NO.453(由Wyborny等人发明)中所披露的内容。一般来说，较佳的是，可以选择特殊的编程和遥感方案使得心脏的心律响应参数的输入和存储。本文所提出的天线56、输入/输出电路54和遥感单元78的特殊实施例仅仅只是用于说明的目的，并不试图限制本发明的范围。
继续参考图3，VREF和偏置电路82最佳的是为输入/输出电路54中所包括的模拟电路产生一个稳定的电压参考和偏置电流。模拟数字转换器(ADC)和多路复用器单元84将模拟信号和电压数字化，以提供“实时”的遥感心脏内的信号和电池寿命结束(EOL)替换功能。用于控制IMD 10时序的操作命令可以通过数据总线72从微处理器64耦合至数字控制器/时序电路74，其中数字定时器和计数器建立IMD 10的整个流逝时间间隔，以及用于控制在输入/输出电路54中所设置的外围元件操作中的难解的、空的和其它时序窗口。
较佳的是，数字控制器/时序电路74与检测电路相耦合，包括检测放大器88、峰值检测和阈值测量单元90和比较器/阈值检测器92。较佳的是，电路74还可以与心电图(EGM)放大器相耦合，用于接受放大和处理由引线18所检测到的信号。检测放大器88放大所检测到的心脏信号并向峰值检测和阈值测量放大线路90提供一个放大的信号，由该放大电路依次在多个传导信号路径67上向数字控制器/时序电路74提供峰值检测电压和测量到的检测放大器的阈值电压的指示。放大后的检测放大器信号也提供给比较器/阈值检测器92。举例来说，检测放大器88可以对应于在美国专利No.4,379,459(由Stein发明)中所披露的检测放大器，通过引用该文包括与此。
当IMD 10通过外部编程器来查询以发送心脏模拟心电图时，可以采用由EGM放大器94所提供的心电图信号。见，例如，美国专利No.4,556,063(由Thompson等人发明)，通过引用该文内容包括于此。输出脉冲发生器96根据数字控制器/时序电路74在(a)每一次流逝间隔时间结束时或者(b)每一次接受到外部所发送的起博命令时所提供的起博触发信号或者(c)响应在起博领域中所熟知的其它存储命令，通过耦合电容器98向病人的心脏8提供放大的起博触发信号。举例来说，输出放大器96可以主要对应于在美国专利No.4,476,868(由Thompson发明所披露的输出放大器，通过引用该文内容包括与此。
在本文中所标识的检测放大器88、输出脉冲发送器96和EGM放大器94的特殊实施例仅仅只是用于说明的目的，但并不试图限制本发明的范围。这类电路的特殊实施例可以不局限于本发明所实现的某些实施例，只要它们能够具有产生刺激脉冲的部件以及能够提供心脏8的自然或刺激收缩的指示信号。
在本发明的某些较佳实施例中，IMD 10可以各种非心律响应的模式来工作，包括，但并不限制于，DDD、DDI、VVI、VOO和VVT模式。在本发明的其它较佳实施例中，IMD 10可以各种心律响应的模式来工作，包括，但并不限制于，DDDR、DDIR、VVIR、VOOR和VVTR模式。本发明的某些实施例能够以非心律响应和心律响应两种模式来工作。此外，在本发明的各种实施例中，IMD 10可以采用可编程地配置来工作，使得它响应一个或多个所选择的传感器产生的输出以变化心律的方式向心脏8传递刺激脉冲。本文所没有提及到的多种起博器的性能和功能都合并于IMD 10，同时保留在本发明的范围内。
本发明的范围并没有限制于单传感器或者双传感器起博器，并且没有只限制于活动或压力传感器的IMD所包括。本发明的范围没有限制于单腔起博器、用于起博器的单腔引线，或者双腔起博器，或者用于起博器的单传感器或双传感器引线。于是，本发明的各个实施例都可以与，例如，一种或多种引线或者与多腔起博器的结合来实现。至少本发明部分实施例也可以同样很好地应用单、双、三、或者四腔起博器的内容，或者其它类型IMD的内容。见，例如，美国专利No.5,800,465(由Thompson等人发明)，如同所有上述专利，通过引用并包括与此。
IMD 10也可以是起博器-心律转变器-除颤器(“PCD”)，对应于多种商业化的植入式PCD中的任何一种。本发明的各个实施例可以结合PCD一起来实现，例如，在美国专利No.5,314,430(由Bardy发明)，美国专利No.5,131,388(由Pless发明)，以及美国专利No.4,821,723(由Baker等人发明)，通过引用各自的内容包括与此。
图4和图5说明了本发明的IMD 10以及对应的引线组的一例实施例，其中，IMD 10是一PCD。在图4中，心室引线可以采用在美国专利No.5,099,838和No.5,314,430(由Bardy发明)中所披露的引线，并且包括一根伸长的绝缘引线主体1，该主体携带着三根采用管状绝缘护套彼此相互分离的同心芯线导体。放置在引线1的末梢端附近的是环状电极2，可收缩安装在绝缘电极头4中的可伸展的螺旋电极3，和可伸展的芯线电极5。各个电极都与在引线主体1中的一个芯线导体相耦合。电极2和3可用于心脏起博和用于检测心室的退极化。在引线的最接近一端是分为叉的导体6，它可以携带着三根电导体，各自与一个芯线导体相耦合。可伸长的芯线电极5是一个除颤电极5，可以由铂、铂合金或者其它用于植入式除颤器电极的熟知材料所制成，其长度大约为5cm。
图4所示的心房/SVC引线包括可伸长的绝缘引线主体7，该主体携带着三根采用管状绝缘护套彼此相互分离的同心芯线导体，对应于心室引线的结构。放置在引线的J形末梢端附近的是环状电极9和可收缩安装在绝缘电极头15中的可伸展的螺旋电极13。各个电极都与引线主体7中的一个芯线导体相耦合。电极13和9都可以用于心房起博和用于检测心房的退极化。可伸长芯线电极19设置在最接近于电极9的位置上，并且于引线主体7中的第三根导体相耦合。较佳的是，电极19长度为10cm或大于10cm，并构成从SVC延伸至三尖瓣。在本发明的一个实施例中，大约5cm长的右心房/SVC电极放置在右心房内，其剩余的5cm放置在SVC内。在引线的最接近一端是分叉电极17，它携带着三根电导体，各自与一个芯线导体相耦合。
在某些模式中，IMD 10可以在检测到心房活动之后，或者通过电极13和9起博且在房室延迟之后，采用电极2和3起博右心室。正如以下将更详细说明的那样，IMD 10可以调整房室延迟，以改善心脏8的血液动力学的效率。
图4所示的冠状窦性引线，假定冠状窦性引线的形状正如上述’838专利(由Bardy发明)中所披露的，并包括可伸长的绝缘引线主体41，它携带着一根芯线导体且耦合着可伸长的芯线除颤电极21。正如图4中以虚线所说明的，电极21放置在心脏的冠状窦和大的血管处。在引线的最接近一端是连接插头23，它携带着与芯线导体相耦合的电插头。可伸长的芯线除颤电极41可以大约5cm长。
图4所示的IMD 10与引线1、7和41，以及插入连接模块12的引线连接组件23、17和6相组合，可任选地，面对着IMD 10外壳14的绝缘可以采用塑料涂覆来提供，例如，热塑性塑料(聚对二甲苯基)或硅橡胶，正如在某些单极性心脏起博器中所使用的。然而，面向外侧的部分可以保持非绝缘的或者在绝缘和非绝缘部分之间可以采用其它的划分方法。外壳14的非绝缘部分可以作为皮下除颤电极，以对心房或心室的除颤。除了图4所示的引线结构也可以结合本发明来实现，例如，在美国专利No.5,690,686(由Min等人发明)，通过引用其内容包括与此。
图5是本发明的IMD 10的一例实施例的功能示意图。该图应该作为一种可以实施本发明的各种实施例的典型器件，但并不是限制，应该相信本发明可以很多种器件实施方法来实现，包括不提供房室起博治疗的心律转变器和除颤器。
IMD 10具备一个电极系统。如果采用图4所示的电极结构，则可对应于以下所说明的电极。图5所示的电极25包括IMD 10外壳的非绝缘部分。电极25、15、21和5耦合着高电压输出电路27，该电路包括由CV/分离纤维控制逻辑79通过控制总线31所控制的高电压开关。设置在电路27中的开关确定使用那一个电极和那一个电极在传递除颤脉冲的过程与电容器极板(包括电容器33和35)的正端和负端相耦合。
电极2和3放置在病人心室上或者心室中，并且与R波放大器37相耦合，较佳的是，它可采用自动增益控制放大器的方式以作为所测量到的R波幅度的函数来提供一个可调整的检测阈值。该信号可以在R输出线39上产生，无论在电极2和3之间所检测到的信号是否超过预置的检测阈值。
电极9和13放置在病人的心房上或者心房中，并且与P波放大器43相耦合，较佳的是，它采用自动增益控制放大器的方式以作为所测量到的P波幅度的函数来提供一个可调整的检测阈值。该信号可以在P输出线45上产生，无论在电极9和1 3之间所检测到的信号是否超过预置的检测阈值。R波和P波放大器37和43的一般操作可对应于在美国专利No.5,117,824(由Keimel等人发明)中所披露的，通过引用其内容包括与此。
开关矩阵47可用于选择有效的电极与宽带放大器(0.5-200Hz)49相耦合，用于数字信号的分析。电极的选择是由微处理器51通过数据/地址总线53来控制的，这种选择可以根据需要来变化。由耦合到宽带放大器49的选择电极输出的信号提供给多路复用器55，并随后由A/D转换器57转换成多位的数字信号，用于在直接存储器存取电路61的控制下存储于随机存取存储器59。微处理器51可以采用数字信号分析技术，来表征存储于随机存取存储器59中的数字化信号的特征，以采用本领域中所熟知的任何数字信号处理方法来识辨和分类病人的心律。
电路的其余部分是专用于心脏起博、心律转变和除颤治疗的的准备，并且本发明的目的可以对应于在本领域中熟练技术人士所熟知的电路。下列示例性装置是为实现起博、心律转变和除颤功能所披露的。较佳的是，起博时序/控制电路63包括可编程数字计数器，它可以控制与本领域中所熟知的DDD、VVI、DVI、VDD、AAI、DDI以及其它单腔和双腔起博方式有关的基本时间间隔。较佳的是，电路63也可采用心房和心室两种方式来控制与防止加快心律失常起博有关的流逝时间间隔，所采用的任何防止加快心律失常起博治疗都是本领域中所熟知的。此外，电路63可以控制房室延迟，它可以从一个起博的心室事件中分离出检测的或起博的心房事件。
由起博电路63所定义的时间间隔包括心房和心室起博所流逝的时间间隔，在检测到的P波和R波无效重新启动起博脉冲的流逝时间间隔和脉冲宽度的时序过程中难以控制的周期。这些时间间隔的周期都是由微处理器51根据存储于存储器59中的数据来确定的，并且通过地址/数据总线53与起博电路63相通讯。起博电路63也可以在微处理器53的控制下来确定心脏起博脉冲的幅度。
在起博的周期中，在起博时序/控制电路63中的流逝时间间隔计数器可以根据R波和P波的检测重新启动，正如在线39和45上的信号所指示的，也可以根据起博输出电路65和67的起博脉冲的时间结束的触发产生时所选择的起博模式重新启动，其中起博输出电路与电极9、13、2和3相耦合。流逝时间间隔计数器也可以根据起博脉冲的产生来重新启动，并从而控制心脏起博功能的基本时序，包括防止加快心律失常的起博。由流逝时间间隔定时器所定义的间隔周期是由微处理器51通过数据/地址总线53来确定的。在由检测到的P波和R波的重新启动时在流逝时间间隔计数器中所存在的计数值可以用于测量R-R时间间隔、P-P时间间隔、P-R时间间隔和R-P时间间隔的周期，该测量结果可以存储于存储器59并用于检测心律失常的存在。
微处理器51最佳的是作为一个中断驱动器件来工作，并且可以响应于来自起博器时序/控制电路63的中断，这对应于所检测到的P波的出现和R波和对应于心脏起博脉冲的产生。这些中断都可以通过数据/地址总线51来提供。微处理器53可以执行任何所需要的数学计算，并且由起博器的时序/控制电路63所控制的任何数值或间隔的更新都可这些中断而随着产生。
房性或室性加快心律失常的检测，正如本发明中所采用的，可以对应于在本领域中所熟知的加快心律失常检测算法。例如，房性或室性加快心律失常的存在可以通过检测加快心律失常的平均心律表示中的短R-R或P-P时间间隔的持续序列或者短R-R或P-P时间间隔的完整序列来确认。也可以在这时测量所检测到的高心率发作的速率、高心律的稳定数值，以及本领域中多项其它所熟知的因素。在美国专利No.4,726,380(由Vollmann发明)，美国专利No.4,880,005(由Pless等人发明)和美国专利No 4,830,006(由Haluska等人发明)中披露了适用于测量这些因素的室性加快心律失常的方法，通过引用其内容包括与此。在Olson等人发表的文章“有关植入式起博器-心律转变器-除颤器中的室性加快心律失常检测的发作和稳定”(发表于Computers inCardiology 1986年10月7-10日，IEEE计算机学会会刊，的167-170页)，通过引用其内容包括与此。在公开的PCT申请号序列号No.US92/02829，公告号No.WO92/8198(由Adams等人发明)，以及在Arzbaecher等人发表的文章“制动加快心动过速的识别”(发表于PACE，1984年5-6月期，pp541-547页)中披露了房性颤抖的检测方法，通过引用两者的内容包括与此。
在检测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疗中，用于控制防止加快心律失常起博治疗所产生的适当时间间隔是由微处理器51加载到起博时序和控制电路63，以控制其中的流逝时间间隔计数器的工作和定义在R波和P波无效重新启动流逝时间间隔计数器时期中难以控制的时间周期。
另一种选择是，正如在美国专利No.4,577,633(由Berkovis等人发明)，美国专利No.4,880,005(由Pless等人发明)，美国专利No.4,726,380(由Vollmann等人发明)，以及美国专利No.4,587,970(由Holley等人发明)中所讨论的，通过引用所有的内容包括与此，用于控制防止加快心律失常起博脉冲的时序和产生的电路也可以采用。
在需要心律转变或除颤脉冲产生的事件中，微处理器51可以采用流逝时间间隔计数器来控制这类心律转变或除颤脉冲的时序，以及相关联的难以控制的时间周期。响应于房性或室性颤抖的检测或加快心律失常需要心律转变脉冲，微处理器51激活心律转变/除颤控制电路79，由该电路在高电压充电控制线71的控制下通过充电电路69对高电压电容器22和35的初始充电。通过VCAP线73来监视在高电压电容器上的电压，该电压通过多路复用器55以及响应于达到由微处理器51所设置的预定电压，最终在Cap Full(CF)线77上产生一个逻辑信号，从而中断充电。之后，除颤和心律转变脉冲的传递时序是由起博器时序/控制电路63来控制。在颤抖或心动过速治疗传递之后，微处理器51就使器件返回到心脏起博方式，并等待由于起博或第二次房性或室性退极化的发生所引起的下一次连续的中断。
在美国专利No.5,188,105(由Keimel发明)，美国专利No.5,269,298(由Adams等人发明)以及美国专利No.4,316,472(由Mirowski等人发明)中讨论了适用于心室心律转变和除颤脉冲的传递和同步和用于控制与其有关的时序功能的专用系统的几个实施例，通过引用上述各自内容包括与此。然而，可以相信任何熟知的心律转变或除颤脉冲控制电路可以结合本发明的各种实施例来使用。例如，控制心律转变和除颤脉冲的时序和产生电路，例如，在美国专利No.4,384,585(由Zipes发明)，美国专利No.4,949,719(由Pless等人发明)和美国专利No.4,375,817(由Engle等人发明)中所披露的，通过引用各自内容包括与此。
继续参考图5，心律转变或除颤脉冲的传递可由输出电路27在控制电路79通过控制总线31的控制来完成。输出电路27确定所传递的是单相还是双相脉冲，电极的极性和那一个电极涉及传递该脉冲。输出电路27还包括高电压开关，它用于控制在脉冲的传递过程中是否电极被耦合在一起。另一种选择是，在脉冲的过程中趋向于耦合在一起的电极可以简单地永久相互耦合在一起，或者在器件外壳的外部或在器件外壳的内部，以及极性可以类似地被预置，正如在目前的植入式除颤器中那样。一例用于双相脉冲使用传递到多个电极系统的输出电路的实例可以在上述Mehra和美国专利No.4,727,877(由Kallok发明)中找到，通过引用其内容包括与此。
在美国专利No.5,163,427(由Keimel发明)中披露一例可以用于控制单相脉冲传递的电路实例，也通过引用其内容包括与此。在美国专利No.4,953,551(由Mehra等人发明)或者美国专利No.4,800,883(由Winstrom发明)中也披露类似的输出控制电路，通过引用两者内容包括与此，该电路可以结合本发明的各个实施例用于传递双相脉冲。
另一种选择是，IMD 10可以是一种植入式神经刺激仪或者是一种肌肉刺激仪，例如，在美国专利No.5,199428(由Obel等人发明)，美国专利No.5,207,218(由Carpentier等人发明)，或者美国专利No.5,330,507(由Schwartz发明)中所披露的，也可以是植入式监视器件，例如，在美国专利No.5,331,966(由Bennet等人发明)中所披露的，通过引用各自的内容包括与此。本发明相信可以发现广泛应用于任何形式结合电引线所使用的植入式电子器件。
图6显示了说明本发明实施例的系统100，在该系统中，可以使用压力测量来调整房室延迟。系统100可以植入人体或者哺乳动物，它包括心脏起博器102。起博器102可以使用一个或多个起博模式来起博心脏8的一个或多个腔室(图6未显示)。起博器102可以是，例如，一种检测和起博心脏8右侧部分的器件，正如图2所示，或者是一种可以检测和起博心脏8的右侧和左侧的起博器-心律转变器-除颤器，正如图4所示。然而，本发明并不限制于图2和图4所示的示例性起博器。
起博器102可以是以上所述植入式医疗器件10中的许多方式中的一种，也可以是外置式起博器。心房电极108可以对应于以上所讨论的电极9、13、20和21中的任何一种，心室电极110可以对应于以上所讨论的电极2、3、28和29中的任何一种。然而，本发明并不限制于图1至图5所示的示例性器件和系统。
系统100可以通过观察电极108和110所检测到的信号和/或通过监视电极108和110所传递的起博来持续监视病人的心率。起博器102可以还与引线112相耦合，该引线包括除颤线圈电极114。另一种选择是，除颤线圈电极114可以与引线104和106相耦合。例如，图4显示了与心室引线1相耦合的除颤线圈5。
本发明包括适用于按照病人心脏8内部的血液压力的函数来控制起博脉冲的时序的技术。系统100包括压力监视器116，它通过引线120与压力传感器118相耦合。压力传感器118可响应心脏8内部的绝对压力，并且可以是，例如，一个电容式和压电式绝对压力传感器。传感器118可以自身产生压力信号或者可以调制通过引线120所传导的压力信号。压力信号是设置压力传感器118处的流体压力的函数。在本发明的一例实施例中，压力传感器118设置在心脏8的左心室内。压力监视器116接受、监视和分析压力信号，正如以下将要详细讨论的。压力监视器116的一个实例是由Minnesota，Minneapolis的Medtronic公司所制造和出品的ChronicleTM可植入式血液动力学的监视器。
起搏器102和压力监视器116与处理器122相耦合。处理器122与存储器124相结合。所显示的处理器122与起搏器102和压力监视器116在逻辑上是分离的，但是实际上，处理器122可以安装在压力监视器116的内部，或者在起搏器102的内部。处理器102可以包括在，例如，图5所示的植入式医疗器件10实施例中的微处理器51和/或起搏器时序/控制电路63内。另一种选择是，处理器122与压力监视器116和起搏器102都是相分离的。此外，压力监视器116、起搏器102和处理器122可以作为一个单个植入器件来实现。
由起搏器102、压力监视器116和/或处理器122所采集到的数据都可以通过输入/输出器件来取回，该输入/输出器件包括远程分布链路126或RF遥感128。此外，起搏器102、压力监视器116和/或处理器122可以通过输入/输出器件126和128来接受信息，例如，数据或程序指令。远程分布链路126可以提供通过诸如电话线或通过互联网来上传或下载信息的信道。RF遥感128可以在专用信道上通讯信息。典型的是，当信息是要通过RF遥感128来上传或下载时，病人就需要来到内科医生的办公室。
图7是人体心脏的示意图，该图显示了本发明的一例典型应用。心房电极108设置在右心房130内。心室引线110设置在右心室132内。引线120下降到右心室132并且穿过室间的隔膜134。压力传感器118因此可设置在左心室136并且对左心室136内的压力作出响应。引线104、106和120从右心房130通过上腔静脉延伸。引线104、106和120还可通过循环系统来延伸，最终再从循环系统出来，并且与植入的压力监视器116或者起搏器102相耦合(图7中未显示)。
图7所示的引线、传感器和电极的位置只是用于说明的目的，并且本发明并不限制于所显示的应用。例如，心室电极110和压力传感器118可以包括在一个单个引线上。压力传感器118可以通过隔膜134设置在左心室136内，正如所显示的，但是心房电极110可以设置在接近于隔膜134的右心房132内。在其它变化中，压力引线120并没有下降到右心房130或者右心室132，而是设置在心脏8的外面并且穿过左心房壁140，从而将压力传感器118设置在左心房118内。
此外，本发明并不限制于将电极设置于右心房130和右心室132的应用，并且可以应用于许多应用，例如，将检测和/或起搏电极设置在心脏8的三腔或四腔内。此外，本发明可以采用将压力传感器118设置在右心室132内来实现，尽管左心室136内的压力通常是最有用的。本发明包含了所有的这些变化。
在一个心脏的周期中，心脏8放松充盈和收缩排空。在心房和心室的心脏舒张期，会发生被动的充盈。在被动充盈的过程中，含氧量较差的血液会通过上腔静脉138和下腔静脉142流入右心房130。含氧量较差的血液也会通过三尖瓣或右心房与心室的瓣膜144流入右心室132。同时，含氧量较丰富的血液通过肺部的静脉148流入左心房146，以及通过冠状或左心房与心室的瓣膜150流入左心室136。
心房的退极化使得心房130和146收缩，迫使来自心房130和146的血液流入心室132和136。由于心房收缩所引起的心室充盈称之为“有效充盈”。在整个有效充盈的过程中，三尖瓣144和冠状瓣膜150保持开启状态。在完成有效充盈之后，三尖瓣144和冠状瓣膜150闭合。
心室的心脏收缩以心室132和136的收缩开始。当收缩开始时，三尖瓣144和冠状瓣膜150就闭合，接着是肺瓣膜152和主动脉瓣膜154闭合。因为瓣膜144、150、152和154的闭合，就没有血液再能流入或留在心室132、136，并且收缩是等容量测定的。
在左心室136中，主动脉瓣膜154保持着闭合，直至左心室136中的压力超过在主动脉156中的压力。在这一时刻，迫使主动脉瓣膜154开启，并且血液流入进主动脉156。相类似，肺部瓣膜152保持着闭合，直至在右心室132中的压力超过在肺动脉158中的压力，在这一时刻，迫使肺部瓣膜152开启，并且血液流入进肺动脉158。随着心室132和136松驰，肺部瓣膜152和动脉瓣膜154就闭合，且心室132和136经历一段时间的等容量的松弛。当在心室132和136中的压力低于在动脉130和146中的压力，则房室之间的瓣膜144合150就开启，并且重新开始被动的充盈。
在起搏器辅助的心脏中，心房和/或心室收缩的时序可以由起搏器102控制。例如，在一个病人中，起搏器102可以通过电极108检测固有心房激活，并且可以在经过房室延迟之后通过电极110传递心室起搏脉冲。在另一病人中，起搏器102可以通过电极108传递心房起搏脉冲，并且在经过房室延迟之后通过电极110传递心室起搏脉冲。房室延迟是起搏器用于传递起搏的参数。本发明主要提出了一种适用于根据起搏器102所产生的起搏和/或测量和/或压力检测仪116所产生的测量来改变房室延迟的技术。特别是，本发明提出了一种技术，它可适用于改变房室延迟参数来同步心室等容量收缩与心室充盈的完成，从而改善心脏8的血液动力学的效率。
当起搏器102向诸如右心室132的心室传递起搏脉冲时，就存着右心室132的电激活。然而，一旦电激活，右心室132并没有立即开始心室的收缩。存在着一个时间间隔，称之为在电激活和等容量收缩的开始之间的“电-机械的延迟”。
理想的是，一旦主动充盈完成之后，就应该立即开始等容量收缩，这是紧跟着被动充盈的过程。如果等容量收缩是在完成充盈之前就开始的话，则在心室充盈之前心室就开始收缩。主动充盈结果被截断，从而减小了心脏的冲击容量。如果等容量收缩在充盈完成之后较长的时间才开始的话，则心室等待收缩开始。在心室等待的过程中，血液就会通过房室之间的瓣膜重新渗透到心房。渗透会产生反向的液体流动，并且会减小在心室中的血液，从而减小心脏的冲击容量。因而，一旦主动充盈完成之后，就迅速开始等容量收缩时，心脏就能更加有效的工作。当等容量收缩开始得较早或较晚，都会降低血液动力学的效率。
通过调整房室延迟，由起搏器102所传递的起搏脉冲可以被定时为使得一旦主动充盈完成之后迅速引起等容量的收缩。这样，本发明可以改进心脏的血液动力学的效率，并且可以避免由于过早或过晚的收缩所引起的心脏输出的下降，正如以上所讨论的。
图8是显示心电图(EVG)信号170和对应左心室压力172的时序图。例如，可以采用外部心电图仪上的电极来检测ECG 170。左心室压力172可以通过设置在左心室136内的压力传感器118来检测，正如图7所示。图8也显示了左心室压力172相当于时间的导数174，标记为dP/dt。导数dP/dt174可以由压力监视器116或者处理器122来计算。图8还显示了主动脉压力176，这仅仅是为参考的目的而显示的，但这并不是采用任何本文所讨论的仪器直接测得的。
图8还显示了流量图形178，表示通过二尖瓣150流入左心室136的血液流量。流量图形178示范显示了两个区分明显的波形。E波形180表示在被动充盈过程中流入到左心室136中的血液流量，而A波形182则表示在主动充盈过程中流入到左心室136中的血液流量。流量图形178可以采用诸如回声多普勒检测之类的技术来检测。
一般来说，回声多普勒检测技术包括使用超声波来观察心脏8内部和定位二尖瓣150。一旦二尖瓣150定位之后，就能够观察到通过二尖瓣150的血液流量。特别是，脉冲波形的回声多普勒技术可以用于观察血液流动的发作，流动的速度和方向，瓣膜的直径，以及流动停止的时间。对本发明来说，重要的是流动停止的时间，因为流动停止表示二尖瓣150的闭合。
流量图形可以采用另一种信号来测量，例如，ECG信号170。ECG是由电极108和110单独测量的。换句话说，诸如回声多普勒传感器之类的流量图形传感器可以包括一个专用电极，用于检测ECG信号170。因此，诸如回声多普勒传感器之类的流量图形传感器可测量在执行起搏脉冲188a的时间186a和二尖瓣闭合190a时间之间的时间间隔184a。该时间间隔184a，表示在心室起搏186a和二尖瓣闭合190a之间的时间，可以标记为PACE_CLOSURE_INTERVAL 184a。
PACE_CLOSURE_INTERVAL 184a的测量可能涉及病人到所需的诊所看病。由于特殊的考虑，例如，将流量图形传感器放置于最接近二尖瓣150的特殊问题，将流量图形传感器植入病人是不希望的。另外，最现实的是由医护人员在病人的体外来操作流量图形传感器。正如以下所讨论的，在一家诊所的看病过程中，需要进行PACE_CLOSURE_INTERVAL 184a的几次测量。特别是，PACE_CLOSURE_INTERVAL 184a可以作为心率的函数而变化，并且PACE_CLOSURE_INTERVAL 184a可以不同的心率来测量。
因为PACE_CLOSURE_INTERVAL 184a可以作为心率的函数进行变化，植入式系统100可以被编程，以根据作为心率的函数来选择PACE_CLOSURE_INTERVAL 184a的数值。特别是，系统100可以测量病人的心率并选择对应于所测量到的心率的PACE_CLOSURE_INTERVAL 184a的数值。以下更加详细的讨论PACE_CLOSURE_INTERVAL 184a与心率相关的技术。
当正在测量PACE_CLOSURE_INTERVAL 184a的同时，病人就接受心室起博。这些心室起博可以由，例如，附加在病人身上的心电图仪来检测。此外，心室起博可以在检测之后或者由所熟知的房室延迟的心房事件之后。这一“基本线”的房室延迟可以编程到起博器102中。一种典型的基本线房室延迟可以是，例如，在检测到的心房事件之后的150ms。相同的基本线房室延迟可以应用于在所有心律下的PACE_CLOSURE_INTERVAL 184a的所有测量。
图8显示了基本线房室延迟192a。基本线房室延迟192a表示在检测到心房事件196a的事件194a和心室起博脉冲188a的事件186a之间的时间间隔。基本线房室延迟192a是由系统100来调整的。特别是，系统100可以应用于比基本线房室延迟192a短或长的房室延迟。
正如图8所示，心房事件是检测到的P波196a。基本线房室延迟192a也可以表示在心房起博(未显示)和心室起博之间的时间间隔。当心房事件起博时，基本线房室延迟192a可持续一段时间周期，以及当心房事件起博时，基本线房室延迟可以持续不同的时间周期。典型的是，在起博心房事件之后的房室延迟比检测到的心房事件之后的房室延迟长大约30ms。本发明可以应用于起博心房事件之后的房室延迟以及应用于在检测心房事件之后的房室延迟。
植入式系统100可以测量时间间隔198a，该时间间隔可以标记为PACE_CONTRACTION_INTERVAL。PACE_CONTRACTION_INTERVAL 198a表示在心室起博188a的时间186a和等容量收缩200a的发作之间的时间间隔。在左心室压力曲线172上，电容量收缩的开始可以采用曲线中的尖锐上拐点202a来表示。该尖锐上拐点可以通过参考dP/dt 174曲线和检测过零点204a来检测。
当植入式系统100测量PACE_CONTRACTION_INTERVAL 198a时和当系统100获得PACE_CLOSURE_INTERVAL 184a的数值时，系统就能够计算出DELTA 206。DELTA 206是在PACE_CONTRACTION_INTERVAL 198a和PACE_CLOSURE_INTERVAL184a之间的时间差。当PACE_CONTRACTION_INTERVAL 198a减去PACE_CLOSURE_INTERVAL 184a时，则DELTA 206应该是正的。当DELTA 206是正的，正如在图8中所示，左心室136等待一个较短的时间间隔，以准备开始收缩。该等待时间间隔等于正的DELTA 206。在这一时间间隔中，在压力下的血液可以通过二尖瓣150从左心室136渗透到左心房146。通过缩短房室延迟192a，DELTA 206可以能够被驱动到零，从而一旦主动充盈完成之后就使等容量收缩能够迅速开始并随后增强心脏8的血液动力学的效率。
可选择基本线房室延迟192a，使得DELTA 206一般不会成为负的。当基本线房室延迟太短时，左心室136就在完成充盈之前开始等容量的收缩，并产生A波182的截断和减小心脏的输出。当使用诸如回声多普勒传感器之类的流量图形传感器来采集数据时，应该注意这一短的基本线房室延迟。特别是，A波182不会呈现出自然终止，但是会呈现出截断，这是因为二尖瓣150的提前闭合。在许多情况下，可以选择相当长的基本线房室延迟，例如，150ms，来防止A波182的截断。
植入式系统100可采用诸如多普勒之类的流量图形传感器所进行的测量的函数来计算DELTA 206。植入式系统100可以通过参考dP/dt曲线174来检测二尖瓣150开启的时间208a。当二尖瓣150开启时，dP/dt处于最小数值210。这一峰值可称之为峰值负的dP/dt或者-dP/dt max。换句话说，随着二尖瓣150的开启就开始了被动充盈的过程，这就在左心室的压力曲线172上产生一个曲折点212。然而，植入式系统100一般都不能精确地检测二尖瓣150的闭合时间，并因此也就不能够精确地检测PACE_CLOSURE_INTERVAL 184a。
图9显示ECG信号170的时序图，它对应于左心室压力172、dP/dt 174和流量图形178。在图9中，植入式系统100已经传递了心房事件检测之后的起博脉冲188b，一般称之为P波196b。系统100应用可调整的房室延迟192b，它的时间周期比图8所示的基本线房室延迟192a短。特别是，可调整的房室延迟192b比基本线房室延迟192a短一个EDLTA 206的时间间隔。因此，图9所示的在P波196b之后的起博脉冲188b比图8所示的在P波196a之后的起博脉冲更加接近。
图9所示的PACE_CONTRACTION_INTERVAL 198b与图8所示的PACE_CONTRACTION_INTERVAL 198a具有相同的持续期。但是，因为可调整的房室延迟192b短于基本线房室延迟192a，所以在心房事件196b之后的较早时间就开始容量收缩。该等容量收缩可以由左心室压力曲线172中的尖锐上拐点202b和在dP/dt曲线174中的过零点204b来表示。等容量收缩100b的发作与二尖瓣闭合190b的时间是相一致的。这是一个理想的结果，它表示一旦完成心室的充盈就立即着手开始等容量收缩，并且心脏8可以具有良好的血液动力学效率来泵吸。
在图9所示的二尖瓣闭合190b的时间相同于图8所示的二尖瓣闭合190a的时间，可以采用与二尖瓣开启208a和208b或者心房事件196a和196b的时间来进行测量。换句话说，改变房室延迟192a和192b的持续期不会影响心室充盈的持续期。其结果是，图9所示的在起博脉冲188b的执行时间186b和二尖瓣闭合190b之间时间间隔的持续期长于图8所示的PACE_CLOSURE_INTERVAL184a。
不同于PACE_CLOSURE_INTERVAL 184a，时间间隔184b不是使用诸如多普勒之类技术所测量到的时间间隔。可取代的是，时间间隔184b表示一个结果而不是一种测量。特别是，时间间隔184b表示新的PACE_CLOSURE_INTERVAL，这是由可调整的房室延迟192b所产生的。因为可调整的房室延迟192b短于基本线房室延迟192a，所以PACE_CLOSURE_INTERVAL 184b长于PACE_CLOSURE_INTERVAL 184a。
换句话说，通过应用较短的房室延迟192b，植入式系统100可使得PACE_CLOSURE_INTERVAL 184b等于PACE_CLOSURE_INTERVAL 184。因此，在图9中，DELTA是零，并且不会在图中出现。
图10说明了一种适用于发现在PACE_CLOSURE_INTERVAL和心律之间关系的技术。该技术可以采用诸如多普勒之类的流量图形传感器来进行。在定位的二尖瓣150(220)的位置之后，传感器可以观察流过二尖瓣150的流量(222)，并且在观察的过程中，可采用心电图仪来检测心室的起博脉冲(224)。基本线房室延迟可以超前于心室起博脉冲。传感器观察流过二尖瓣150的血液停止的时间(226)，表示二尖瓣已闭合。在起博脉冲和二尖瓣闭合之间的时间是病人当前心律的PACE_CLOSURE_INTERVAL(228)。该传感器可以通过，例如，测量在起博脉冲之间的时间间隔来计算心律。
PACE_CLOSURE_INTERVAL用于特定心律的记录(230)。病人心律随后可以被改变(232)，并且重复这一过程。这样，就可以测量和记录在多种心律下的多种PACE_CLOSURE_INTERVAL的数值。病人的心律可以通过，例如，指令起博器采用不同的速率传递起博，或者通过病人的锻炼来改变。
多种心律下的PACE_CLOSURE_INTERVAL数值可以多种方法中的任何一种方法来构成。例如，该数据可以被编译在一个查找表，或者从定义PACE_CLOSURE_INTERVAL作为心律作的函数的数据导出一个公式。
图10所示的技术可嵌入在诸如磁带和光带或者磁盘或只读存储器之类的计算机可读媒介所携带的指令中。该媒介可以包括使处理器能够进行图10所示的技术的指令。在某些实施例中，这类指令可以下载，例如，从编程器通过输入/输出器件126和128下载至植入式起博器。
图11说明了作为心脏心率、电测量和压力测量的函数来调整房室延迟的技术。在开始时，植入式系统100采用基本线房室延迟进行起博(240)。基本线房室延迟相同于在编译PACE_CLOSURE_INTERVAL测量时所使用的基本线房室延迟。在心房事件之后，例如，心房检测或者心房起博，以及在房室延迟之后，起博器102传递心室起博(242)。
植入式系统100通过分析由压力传感器118所接受到的压力数据来观察等容量收缩的发作时间(244)。特别是，处理器122可以通过观察在左心室压力曲线174中的上拐点，或者通过观察dP/dt曲线174正的上拐点开始的过零点来监视等容量收缩的发作。处理器122可以测量在心室起博(242)的传递和等容量收缩的发作((244)之间的时间间隔。该时间间隔是PACE_CONTRACTION_INTERVAL(246)。
正如以上所注意到的，植入式系统100可以基于连续的基础来监视病人的心律。处理器122可以选择PACE_CLOSURE_INTERVAL的一个数值，该数值对应于病人的心律(248)。在本发明的一个实施例中，PACE_CLOSURE_INTERVAL的数值可以存储于存储器124中的查找表中，并且处理器122可以从查找表中选择PACE_CLOSURE_INTERVAL的适当数值。处理器122也可以使用其它技术，例如，应用作为心脏心律的函数定义PACE_CLOSURE_INTERVAL公式，来选择PACE_CLOSURE_INTERVAL的适当数值。
处理器122，在测量了PACE_CONTRACTION_INTERVAL(246)和选择了PACE_CLOSURE_INTERVAL(248)之后，从中减去一个时间间隔以获得DELTA(250)。处理器122将DELTA与零相比较(252)。当DELTA等于零时，则就不需要对基本线房室延迟进行调整(254)，因为等容量收缩是在完成了主动充盈之后就立即开始。
当DELTA小于零时，则在完成充盈之前就已开始了等容量收缩。因此，处理器122就应用可调整的房室延迟，它比基本线房室延迟(256)长DELTA的绝对数值。当DELTA大于零时，则完成充盈当等容量收缩没有能够立即开始进行。因此，处理器122就应用可调整的房室延迟，它比基本线房室延迟(258)短DELTA的绝对数值。
本发明包含了多种这类技术的变化。例如，处理器122可以在测量PACE_CONTRACTION_INTERVAL之前就选择了PACE_CLOSURE_INTERVAL的数值。处理器122也可以通过从PACE_CLOSURE_INTERVAL中减去PACE_CONTRACTION_INTERVAL来计算DELTA。在该事件中，房室延迟应该是不大于零的。
图11所说明的技术可以重复。病人的心动可以是，例如，编程处理器122以在每天的设定的时间，或者响应于由图13所示的活动传感器11所检测到的活动，或者响应于心脏心率的变化来评估房室。在进行评估时，为了达到使用这些技术的目的，系统100可以暂时返回到基本线房室延迟(240)。
图11所示的技术可以嵌入在诸如磁带或光带或磁盘或光盘或只读存储器之类的计算机可读媒介中。该媒介可以包括使得处理器能够执行图11所示的技术。执行这些指令的处理器可以是图6所示的处理器122。
本发明在许多方面都具有优点。通过心室等容量收缩的发作与心室充盈的同步，本发明改善了血液动力学的性能。特别是，本发明可以减小在心室等容量收缩与心室充盈的完成不同步时所发生的冲击容积和心脏输出的损失。其结果是，心脏的血液动力学性能近似于最佳。此外，本发明也可以响应于心率的变换来调整，从而可以在病人心脏心率发生变化时保持着近似最佳的血液动力学的性能。
上述特殊实施例都是本发明实现的说明。应该理解的是，在本领域中熟练技术人士所熟知的其它经验或者在本文中所披露的内容都可以应用，这些都没有脱离本发明或者权利要求所定义的范围。例如，本发明并没有限制采用在病人体外的流量图形传感器来进行PACE_CLOSURE_INTERVAL的测量。有可能植入一个传感器，该传感器可以精确地测量在心室起搏和房室瓣膜闭合时间之间的时间间隔。在这种情况下，就可以在任何心脏心率下直接测量PACE_CLOSURE_INTERVAL，而不是从查找表中或者从公式计算中获得。
另外，本发明并没有限制与心室起搏有关的测量时间间隔。该时间间隔的测量可以与另一个心脏事件的发生有关，但是对于许多病人来说，心室的起搏可表示为最好的参考点。
时间间隔的测量可以与，例如，心房起搏有关。在该情况下，PACE_CLOSURE_INTERVAL和PACE_CONTRACTION_INTERVAL的测量与心房起搏有关，而不再与心室起搏有关。在另一方面，以上所讨论的技术都是相同的。特别是，DELTA的计算，以及把房室延迟调整DELTA。然而，通过比较，少数病人接受心房起搏和心室起搏两种方式，所以对这些病人使用心房起搏作为参考是不可用的。
本发明也包含了相对于心房检测事件，例如，P波测量的时间间隔。在这种情况下，PACE_CLOSURE_INTERVAL和PACE_CONTRACTION_INTERVAL可以由PWAVE_CLOSURE_INTERVAL和PWAVE_CONTRACTION_INTERVAL来替代。然而，在另一方面，以上所讨论的技术都是相同的。但是，使用P波作为检测参考存在着实现上的困难。例如，起搏器和流量图形传感器可以检测在不同位置下的P波，并且可以采用不同阈值的检测参数。因此，起搏器和流量图形传感器可以不在同一时间检测到P波。此外，当流量图形传感器使用心电图时，P波就难以检测出。通过比较，心室起搏可表示为“亮线”，对于起搏器和流量图形传感器两者都能明确无误和容易检测到的参考点。
本发明还在它的任何计算机可读媒介的范围内包括了操作可程控处理器(例如，微处理器)执行以上所讨论技术的指令。这种计算机可读媒介包括，但并不限制于，磁和光的存储媒介，以及只读存储器，例如，处理器可存取的可擦除的可编程只读存储器或者闪存存储器。例如，该媒介可以包括于植入式处理器可存取的编程器或者只读存储器。
上述以及其它实施例都在后附权利要求的范围之内。在权利要求中，方式附加功能的条款旨在覆盖本文所讨论说明的结构以执行所说明的功能，以及不仅覆盖结构的等效还覆盖等效的结构。因此，尽管在采用螺钉将圆形的表面与木质部件固定在一起时，螺钉和螺栓都不是结构的等效，但是螺钉采用螺旋型的表面，这在固定木质部件的环境中，螺钉和螺栓都是等效结构。
权利要求
1.一种植入式医疗器件系统，其特征在于，该系统包括一个起搏器，用于以心房事件之后的房室延迟来起搏心脏的心室；一个压力监视器，用于检测心脏的等容量收缩的发作；以及一个处理器，它用于选择表示在第一次心脏发生和房室瓣膜闭合之间时间的第一时间间隔，其中，心脏发生是心房检测、心房起搏和心室起搏中的一件；作为第二次心脏发生和等容量收缩发作之间的时间的函数来测量第二时间间隔；计算在第一时间间隔和第二时间间隔之间的差值；和，作为所计算的差值的函数来调整房室延迟。
2.根据权利要求1所述的系统，其特征在于，所述处理器按照所测量到的心脏心率的函数来选择第一时间间隔。
3.根据权利要求1所述的系统，其特征在于，所述第一时间间隔表示在心室起搏和二尖瓣闭合之间的时间。
4.根据权利要求1所述的系统，其特征在于，所述测量第二时间间隔包括测量在心脏左心室中的压力。
5.根据权利要求1所述的系统，其特征在于，所述测量第二时间间隔包括检测在心脏左心室中的压力导数的过零点。
6.根据权利要求1所述的系统，其特征在于，还包括设置在心脏左心室中的压力传感器，该压力传感器与压力监视器相耦合。
7.根据权利要求6所述的系统，其特征在于，还包括具有一个接近端和一个末梢端的引线，其中，所述压力传感器设置在引线的末梢端，而所述末梢端穿过心脏的房室之间的隔膜。
8.根据权利要求1所述的系统，其特征在于，还包括与起搏器相耦合的心房电极，所述心房电极设置在心脏的心房内。
9.根据权利要求1所述的系统，其特征在于，所述心房事件是一次检测到的心房激活。
10.根据权利要求1所述的系统，其特征在于，所述心房事件是一次心房的起搏脉冲。
11.根据权利要求1所述的系统，其特征在于，还包括存储器，它用于存储作为心脏心率的函数的第一时间间隔的数据查找表，并且其中，所述处理器可以按照所测量到的心脏心率的函数从查找表中选择第一时间间隔的数值。
12.根据权利要求1所述的系统，其特征在于，还包括存储器，它用于存储一作为心脏心率的函数定义第一时间间隔的公式，并且其中，所述处理器可以通过对测得的心脏心率应用所述公式来计算第一时间间隔值。
13.根据权利要求1所述的系统，其特征在于，所述起搏器、压力监视器和处理器都包括于一个单一的植入器件中。
14.根据权利要求1所述的系统，其特征在于，还包括与起搏器相耦合的心室电极，所述心室电极设置在接近心脏的心室处。
15.根据权利要求14所述的系统，其特征在于，所述心室电极设置在心脏的右心室内。
16.根据权利要求1所述的系统，其特征在于，所述处理器通过取得在第一时间间隔和第二时间间隔之间的差值来计算该计算差值。
17.一种方法，其特征在于，该方法包括选择表示在第一次心脏发生和房室瓣膜闭合之间时间的第一时间间隔，其中，心脏发生是心房检测、心房起搏和心室起搏中的一件；作为在第二次心脏发生和等容量收缩发作之间的时间的函数来测量第二时间间隔；计算在第一时间间隔和第二时间间隔之间的差值；和，按照所计算的差值的函数来调整房室延迟。
18.根据权利要求17所述方法，其特征在于，还包括测量心脏心率所述选择第一时间间隔的数值包括作为所测量到的心脏心率的函数来选择第一时间间隔的数值。
19.根据权利要求17所述方法，其特征在于，所述第一时间间隔表示在心室起搏和二尖瓣闭合之间的时间。
20.根据权利要求17所述方法，其特征在于，所述测量第二时间间隔包括测量在心脏左心室中的压力。
21.根据权利要求17所述方法，其特征在于，所述测量第二时间间隔包括检测在心脏左心室中的压力导数的过零点。
22.根据权利要求17所述方法，其特征在于，所述选择第一时间间隔的数值包括按照所测量到的心脏心率的函数从查找表中选择第一时间间隔的数值。
23.根据权利要求17所述方法，其特征在于，所述计算被计算的差值包括取得在所述第一时间间隔和所述第二时间间隔之间的差值。
24.根据权利要求17所述方法，其特征在于，所述计算被计算的差值包括从所述第二时间间隔中减去所述第一时间间隔。
25.根据权利要求24所述方法，其特征在于，所述调整房室延迟包括当被计算的差值是正的时缩短房室延迟。
26.一种计算机可读媒介，其特征在于，该媒介包括使得所述处理器进行下列动作的指令选择表示在第一次心脏发生和房室瓣膜闭合之间时间的第一时间间隔，其中，心脏发生是心房检测、心房起搏和心室起搏中的一件；作为在第二次心脏发生和等容量收缩发作之间的时间的函数来测量第二时间间隔；计算在第一时间间隔和第二时间间隔之间的差值；和，按照所计算的差值的函数来调整房室延迟。
27.根据权利要求26所述媒介，其特征在于，所述指令还包括使得所述处理器测量心脏心率，其中，选择所述第一时间间隔的数值包括作为所测量到的心脏心率的函数来选择所述第一时间间隔的数值。
28.根据权利要求26所述媒介，其特征在于，所述第一时间间隔表示在心室起搏和二尖瓣闭合之间的时间。
29.根据权利要求26所述媒介，其特征在于，所述测量第二时间间隔包括测量在心脏左心室中的压力。
30.根据权利要求26所述媒介，其特征在于，所述测量第二时间间隔包括检测在心脏左心室中的压力的导数的过零点。
31.根据权利要求26所述媒介，其特征在于，所述选择第一时间间隔的数值包括按照所测量到的心脏心率的函数从查找表中选择第一时间间隔的数值。
32.根据权利要求26所述媒介，其特征在于，所述计算被计算的差值包括取得在所述第一时间间隔和所述第二时间间隔之间的差值。
33.一种方法，其特征在于包括以第一心脏心率来测量在第一次心室起搏和第一次房室瓣膜闭合之间的第一时间间隔；以第二心脏心率来测量在第二次心室起搏和第二次房室瓣膜闭合之间的第二时间间隔；作为第一心脏心率的函数来记录第一时间间隔；以及，作为第二心脏心率的函数来记录第二时间间隔。
34.根据权利要求33所述方法，其特征在于，所述作为第一心脏心率的函数来记录第一时间间隔和作为第二心脏心率的函数来记录第二时间间隔包括产生一查找表，它将第一时间间隔映射到第一心脏心率以及将第二时间间隔映射到第二心脏心率。
35.根据权利要求33所述方法，其特征在于，所述作为第一心脏心率的函数来记录第一时间间隔和作为第二心脏心率的函数来记录第二时间间隔包括产生一个将时间间隔映射到心脏心率的公式。
36.根据权利要求33所述方法，其特征在于，所述第一房室瓣膜闭合和所述第二房室瓣膜闭合包括第一次二尖瓣闭合和第二次二尖瓣闭合。
37.根据权利要求33所述方法，其特征在于，所述测量在所述第一心室起搏和所述第一房室瓣膜闭合之间的第一时间间隔包括观察心室起搏；和，测量从心室起搏到流过第一房室瓣膜的血液停止的时间间隔。
38.一种计算机可读媒介，其特征在于，该媒介包括使得所述处理器进行下列动作的指令以第一心脏心率来测量在第一次心室起搏和第一次房室瓣膜闭合之间的第一时间间隔；以第二心脏心率来测量在第二次心室起搏和第二次房室瓣膜闭合之间的第二时间间隔；作为第一心脏心率函数来记录第一时间间隔；以及，作为第二心脏心率函数来记录第二时间间隔。
39.根据权利要求38所述媒介，其特征在于，所述作为第一心脏心率的函数来记录第一时间间隔和作为第二心脏心率的函数来记录第二时间间隔包括产生一查找表，它将第一时间间隔映射到第一心脏心率以及将第二时间间隔映射到第二心脏心率。
40.根据权利要求38所述媒介，其特征在于，所述作为第一心脏心率的函数来记录第一时间间隔和作为第二心脏心率的函数来记录第二时间间隔包括产生一个将时间间隔映射于心脏心率的公式。
41.根据权利要求38所述媒介，其特征在于，所述第一房室瓣膜闭合和所述第二房室瓣膜闭合包括第一次二尖瓣闭合和第二次二尖瓣闭合。
42.根据权利要求38所述媒介，其特征在于，所述指令使得所述处理器测量在所述第一心室起搏和所述第一房室瓣膜闭合之间的第一时间间隔，通过使所述处理器观察心室起搏；和，测量从心室起搏到流过第一房室瓣膜的血液停止的时间间隔。
43.一种植入式医疗器件系统，其特征在于，该系统包括一个起搏器，用于以接着心房事件之后的房室延迟来起搏心脏的心室；一个压力检测仪，用于监视心脏的等容量收缩的发作；以及一个处理器，它用于选择表示心脏起博和房室瓣膜闭合之间时间的第一时间间隔的值；作为第二次心室起博和等容量收缩发作之间的时间的函数来测量第二时间间隔；计算在第一时间间隔和第二时间间隔之间的差值；和，按照所计算的差值的函数来调整房室延迟。
44.根据权利要求43所述的系统，其特征在于，所述处理器按照所测量到的心脏心率的函数来选择第一时间间隔。
45.根据权利要求43所述的系统，其特征在于，所述测量第二时间间隔包括测量在心脏左心室中的压力。
46.根据权利要求43所述的系统，其特征在于，还包括设置在心脏左心室中的压力传感器，该压力传感器与压力监视器相耦合。
47.根据权利要求43所述的系统，其特征在于，所述起搏器、压力监视器和处理器都包括在一个单个可植入的器件中。
48.一种方法，其特征在于，该方法包括选择表示在第一次心室起搏和房室瓣膜闭合之间时间的第一时间间隔的值；作为在第二次心室起搏和等容量收缩发作之间的时间的函数来测量第二时间间隔；计算在第一时间间隔和第二时间间隔之间的差值；和，按照所计算的差值的函数来调整房室延迟。
49.根据权利要求48所述方法，其特征在于，还包括测量心脏心率，其中，选择第一时间间隔的值包括按照所测量到的心脏心率的函数来选择第一时间间隔的数值。
50.根据权利要求48所述方法，其特征在于，所述测量第二时间间隔包括检测在心脏左心室中的压力。
51.一种计算机可读媒介，其特征在于，该媒介包括使得所述处理器进行下列动作的指令选择表示在第一次心室起搏和房室瓣膜闭合之间时间的第一时间间隔，作为在第二次心室起搏和等容量收缩发作之间的时间的函数来测量第二时间间隔；计算在第一时间间隔和第二时间间隔之间的差值；和，按照所计算的差值的函数来调整房室延迟。
52.根据权利要求51所述媒介，其特征在于，所述指令还包括使得所述处理器测量心脏心率，其中，选择所述第一时间间隔的数值包括按照所测量到的心脏心率的函数来选择所述第一时间间隔的值。
53.根据权利要求51所述媒介，其特征在于，所述测量第二时间间隔包括测量在心脏左心室中的压力。
54.一种可植入式医疗器件系统，其特征在于，该系统包括用于以心房事件之后的房室延迟来起搏心脏心室的装置；用于监视心脏等容量收缩发作的装置；和，用于选择表示在第一次心脏发生和房室瓣膜闭合之间时间的第一时间间隔值的装置，其中，心脏发生是心房检测、心房起搏和心室起搏中的一件；用于作为在第二次心脏发生和等容量收缩发作之间的时间的函数来测量第二时间间隔的装置；用于计算在第一时间间隔和第二时间间隔之间的差值的装置；和，用于按照所计算的差值的函数来调整房室延迟的装置。
55.根据权利要求54所述的系统，其特征在于，还包括用于按照所测量到的心脏心率的函数来选择第一时间间隔的装置。
56.根据权利要求54所述的系统，其特征在于，还包括用于测量在心脏左心室内压力的装置。
57.根据权利要求54所述的系统，其特征在于，还包括用于检测心房激活的装置。
58.根据权利要求54所述的系统，其特征在于，还包括用于起搏心房的装置。
59.根据权利要求54所述的系统，其特征在于，还包括用于起搏心室的装置。
60.根据权利要求54所述的系统，其特征在于，还包括用于存储作为心脏心率的函数的第一时间间隔值的查找表的装置。
61.一个可植入式医疗器件，其特征在于，该器件包括一个脉冲发生器，用于对心脏心室施加起搏；一个控制器，用于控制脉冲发生器以心房事件之后的房室延迟来传递各个起搏，其中，所述房室延迟是表示第一心室起搏和房室瓣膜闭合之间的第一时间值，和作为第二心室起搏和等容量收缩发作之间的时间的函数的第二值之间差值得函数。
62.根据权利要求61所述器件，其特征在于，还包括用于检测等容量收缩发作的压力监视器。
63.根据权利要求62所述器件，其特征在于，还包括与所述压力监视器相耦合的压力传感器。
64.根据权利要求63所述器件，其特征在于，所述压力传感器设置在心脏的左心室内。
65.根据权利要求61所述器件，其特征在于，所述第一值是所测量到的心脏心率的函数。
66.根据权利要求61所述器件，其特征在于，所述心房事件是一次所感测到的心房激活。
67.一种方法，其特征在于，该方法包括测量表示在第一次心脏发生和房室瓣膜闭合之间时间的第一时间间隔，其中，心脏发生是心房检测、心房起搏和心室起搏中的一件；作为在第二次心脏发生和等容量收缩发作之间的时间的函数来测量第二时间间隔；调整房室延迟，使得第一时间间隔等于第二时间间隔。
68.根据权利要求67所述方法，其特征在于，还包括以第一心脏心率来测量主第一时间间隔；以及，以第二心脏心率来测量次第一时间间隔。
69.根据权利要求67所述方法，其特征在于，所述测量第一时间间隔包括测量通过房室瓣膜的流量。
70.根据权利要求67所述方法，其特征在于，还包括设置基本线房室延迟，并且其中，调整房室延迟包括设置一经调整的房室延迟，该延迟是不同于基本线房室延迟的持续期。
71.根据权利要求67所述方法，其特征在于，还包括编程可植入式医疗器件以根据经调整的房室延迟来起搏。
全文摘要
在一种包括心室起搏器的系统中，系统可调整房室延迟来同步等容量收缩的发作和心室充盈的完成。该系统可以按照来自心脏的电信号和压力信号的函数来调整房室延迟。该系统还可以按照诸如心室起搏的心脏事件和心室充盈完成之间的时间间隔的测量的函数来调整房室延迟。该系统还可以按照心脏心率的来调整房室延迟。
文档编号A61N1/39GK1662278SQ03814305
公开日2005年8月31日 申请日期2003年4月17日 优先权日2002年4月22日
发明者L·姆兰伯格, C·L·斯特鲁布尔 申请人:麦德托尼克公司