專利名稱：用于響應(yīng)性神經(jīng)刺激治療的可植入裝置的制作方法
用于響應(yīng)性神經(jīng)剌激治療的可植入裝置優(yōu)先權(quán)要求特此要求在2006年10月6日提交的美國專利申請序號11/539,289的 優(yōu)先權(quán)的利益，該優(yōu)先權(quán)申請通過參考結(jié)合于此。發(fā)明領(lǐng)域本專利申請涉及用電-刺激療法來治療疾病的方法和儀器。
背景技術(shù)：
心力衰竭(HF)是指心臟功能的異常引起低于正常的心臟輸出的一種臨 床綜合征，所述低于正常的心臟輸出可能低于足以滿足外周組織的代謝需 要的水平。它可能歸因于多種病因，最常見的是缺血性心臟病。在具有心 力衰竭或在心肌梗死(MI)或其它原因的減少的心臟輸出后的患者中，心室 的復(fù)雜的重塑過程的發(fā)生涉及結(jié)構(gòu)、生物化學(xué)、神經(jīng)激素和電生理學(xué)因素。 心室重塑由生理補(bǔ)償性機(jī)制引發(fā)，由于所謂的后向性衰竭(backward failure),所述生理補(bǔ)償性機(jī)制作用來增加心臟輸出，所述的后向性衰竭增 加心室的舒張充盈壓力并且由此增加所謂的前負(fù)荷(即，心室由在心舒張 期結(jié)束時(shí)在心室中的血液體積伸展的程度)。前負(fù)荷的增加在心臟收縮過 程中引起搏出量的增加，即一種稱為法-斯(Fmnk-Starling)原理的現(xiàn)象。然 而，當(dāng)心室在一段時(shí)間內(nèi)由于增加的前負(fù)荷而伸展時(shí)，心室變成擴(kuò)大的。 當(dāng)心臟開始擴(kuò)張時(shí)，傳入的壓力感受器和心肺感受器信號被發(fā)送到血管舒 縮中樞神經(jīng)系統(tǒng)控制中心，所述血管舒縮中樞神經(jīng)系統(tǒng)控制中心以激素分 泌和交感神經(jīng)放電作為響應(yīng)。血液動(dòng)力學(xué)、交感神經(jīng)系統(tǒng)和激素改變(例如， 存在或不存在血管緊張肽轉(zhuǎn)變酶(ACE)活性)的組合最終導(dǎo)致心室重塑中 所涉及的細(xì)胞結(jié)構(gòu)的有害改變。引起肥大的持續(xù)壓力誘導(dǎo)心臟肌肉細(xì)胞的 程序性細(xì)胞死亡(即，編程性細(xì)胞死亡)和最后的壁變薄，其引起心臟功能的進(jìn)一步惡化。已經(jīng)表明，心室重塑的程度與MI后和心力衰竭患者中 增加的死亡率正相關(guān)。MI后和HF患者中的心室重塑部分地是由于自主不平衡，其中，存在交感神經(jīng)活動(dòng)相對于副交感i中經(jīng)活動(dòng)的水平增加。類似的自主不平衡存在 于患有高血壓的患者中并且可能是該疾病發(fā)展和加重的一個(gè)因素。長期存 在的高血壓也是心力衰竭的常見原因。附圖簡述

圖1示例用于遞送神經(jīng)刺激的系統(tǒng)。圖2是用于遞送神經(jīng)刺激的可植入裝置的框圖。圖3是具有遞送神經(jīng)刺激的能力的可植入的心臟裝置的框圖。圖4和5示例用于遞送神經(jīng)刺激脈沖列的電路的不同實(shí)施方案。圖6示例在呼氣期間遞送神經(jīng)刺激脈沖的算法。圖7和8示例用于調(diào)節(jié)神經(jīng)刺激占空因數(shù)的算法。詳細(xì)描述如上所述，自主神經(jīng)系統(tǒng)的活動(dòng)至少部分是造成心室重塑的原因，所 述心室重塑作為MI或由于其它原因的心力衰竭的結(jié)果而產(chǎn)生，并且還可 能歸因于高血壓疾病。全部的這些病癥可以通過使用例如ACE抑制劑和卩-阻滯劑的藥理干預(yù)來治療。然而，藥理治療本身具有副作用的風(fēng)險(xiǎn)，并且 也難以以精確的方式調(diào)節(jié)藥物的作用。本文中所述的方法和裝置使用電神 經(jīng)刺激來調(diào)節(jié)自主活動(dòng)，并且允許根據(jù)反映自主活動(dòng)的生理學(xué)測量值滴定 (titration)神經(jīng)刺激治療。如以下所述，可植入醫(yī)療裝置可以配備有用于經(jīng)由適當(dāng)安置的電極對 一個(gè)或多個(gè)選擇的神經(jīng)部位遞送電刺激的脈沖發(fā)生器。為了治療心臟重塑 和/或高血壓疾病，以導(dǎo)致副交感神經(jīng)刺激和/或交感神經(jīng)抑制的方式施加 神經(jīng)刺激。這樣的神經(jīng)刺激可以被直接遞送到傳出的副交感神經(jīng)例如迷走 神經(jīng)，或被遞送到傳入神經(jīng)，例如經(jīng)由反射弧引起副交感神經(jīng)刺激和/或交 感神經(jīng)抑制的壓力感受器。迷走神經(jīng)為心臟提供對抗增加的交感神經(jīng)活動(dòng) 的作用的副交感神經(jīng)刺激，并且迷走神經(jīng)在神經(jīng)節(jié)前或神經(jīng)節(jié)后位點(diǎn)的刺6激產(chǎn)生冠狀動(dòng)脈的擴(kuò)張以及減小的心臟工作負(fù)荷?？梢岳缡褂媒咏宰?神經(jīng)安置(例如，在頸內(nèi)靜脈)的血管內(nèi)電極或使用神經(jīng)套囊(cuff)電極(例 如，放置在頸部迷走神經(jīng)束周圍)，遞送迷走神經(jīng)刺激。壓力感受器是位于 心臟和脈管系統(tǒng)中、受增加的流體壓力刺激的感覺神經(jīng)末梢。壓力感受器 的刺激引起脈沖經(jīng)由傳入路徑轉(zhuǎn)播到達(dá)腦干中的核，這導(dǎo)致副交感神經(jīng)活 化和交感神經(jīng)抑制?？梢允褂梅胖迷谥鲃?dòng)脈或頸動(dòng)脈的竇神經(jīng)周圍的神經(jīng) 套囊電極或使用安置在心臟或肺動(dòng)脈壓力感受器附近的血管內(nèi)電極，產(chǎn)生 壓力反射刺激?？梢灶愃频貙⑸窠?jīng)刺激遞送到其它的交感神經(jīng)/副交感神經(jīng) 目標(biāo)，例如化學(xué)感受器和神經(jīng)支配器官如腎。在哺乳動(dòng)物中也已經(jīng)證明的是，在呼吸吸氣過程中，心臟迷走神經(jīng)放 電受到阻滯。因此，在呼吸的吸氣階段過程中直接或間接地通過反射遞送 的迷走神經(jīng)的神經(jīng)刺激將幾乎不具有效果。為了避免不必要地消耗電池的 有限儲(chǔ)能容量，如在本文中所述的可植入神經(jīng)刺激裝置的一個(gè)實(shí)施方案被 配置用于僅在呼吸周期的呼氣階段期間遞送刺激。(作為在本文中所使用的 術(shù)語，應(yīng)當(dāng)將"呼氣階段"理解為是指在其過程中沒有吸氣的呼吸周期的 任何部分。)該裝置可以結(jié)合用于提供關(guān)于吸氣的開始和持續(xù)時(shí)間的信息的 微型換氣傳感器?？梢砸钥删幊痰恼伎找驍?shù)刺激神經(jīng)耙標(biāo)(例如，刺激歷時(shí)n秒，間斷m秒)。可以對神經(jīng)刺激占空因數(shù)進(jìn)行調(diào)節(jié)，以補(bǔ)償由吸氣引起的中斷，從而維持總的恒定的有效占空因數(shù)。還可以對神經(jīng)刺激占空因 數(shù)進(jìn)行調(diào)節(jié)，以將生理變量(例如，心率)滴定到可編程的目標(biāo)。該裝置可 以用于為心力衰竭、急性心肌梗死、心絞痛、腎病和/或高血壓提供治療。 該裝置能夠或不能與心臟再同步裝置、去纖顫器和/或起搏器組合使用。示例性神經(jīng)刺激器裝置圖1顯示了用于遞送神經(jīng)刺激的示例性系統(tǒng)的組件?？芍踩肷窠?jīng)刺激裝置100包括密封封閉的外殼130，其與心臟起搏器類似，被皮下地或肌 肉下地放置在患者的胸部中或其它便利位置。外殼130可以由導(dǎo)電金屬例 如鈦形成，并且可以用作通過單極導(dǎo)聯(lián)(lead)遞送電刺激的電極?？梢杂山^ 緣材料形成的頭部140被安裝在外殼130上，用于接收與外殼內(nèi)的電路電 連接的一條或多條導(dǎo)聯(lián)110。外殼130內(nèi)的電脈沖發(fā)生電路被連接到導(dǎo)聯(lián)7110，所述導(dǎo)聯(lián)110在它的末端結(jié)合雙極或單極電極，用于刺激神經(jīng)組織。 在一個(gè)實(shí)施方案中，將導(dǎo)聯(lián)110皮下穿過達(dá)到接近迷走神經(jīng)或傳入壓力感 受器神經(jīng)的特定的神經(jīng)節(jié)前或神經(jīng)節(jié)后刺激部位。在另一個(gè)實(shí)施方案中，將導(dǎo)聯(lián)110在血管內(nèi)穿過，以布置剌激電極接近目標(biāo)神經(jīng)。外殼130內(nèi)包 含的是電路132，所述電路132用于為本文中所述的裝置提供功能性，其可以包括電源，傳感電路，脈沖發(fā)生電路，用于控制該裝置的運(yùn)行的可編程的電子控制器，以及能夠與外部程序器或遠(yuǎn)程監(jiān)視裝置190通信的遙 測收發(fā)器。外部程序器與裝置100無線通信，并且使得臨床醫(yī)生能夠接收 數(shù)據(jù)并且更改控制器的程序設(shè)計(jì)。可以對神經(jīng)刺激裝置進(jìn)行配置，從而以 經(jīng)由遙測的開環(huán)方式或基于由該裝置所進(jìn)行的自主平衡的評估的閉環(huán)方 式控制神經(jīng)刺激的遞送。還可以安置磁力或觸覺致動(dòng)轉(zhuǎn)換器，其使得患者 能夠開始或停止神經(jīng)刺激脈沖的遞送。遠(yuǎn)程監(jiān)視裝置經(jīng)由遙測與裝置100 通信，并且可以進(jìn)一步與網(wǎng)絡(luò)195 (例如，互聯(lián)網(wǎng)連接)通過接口連接以與 患者管理服務(wù)器196通信，這使得在遙遠(yuǎn)位置的臨床人員能夠接收來自遠(yuǎn) 程監(jiān)視裝置的數(shù)據(jù)以及發(fā)布命令?？梢詫刂破鬟M(jìn)行編程，使得在監(jiān)視電 路檢測到具體的狀況時(shí)(例如，當(dāng)測量的參數(shù)超出規(guī)定的極限值或落到規(guī)定 的極限值之下時(shí))，該裝置將警報(bào)信息傳輸?shù)竭h(yuǎn)程監(jiān)視裝置和患者管理服務(wù) 器以警告臨床人員。圖2是包含在神經(jīng)刺激器的外殼130中的示例性電子元件的系統(tǒng)框圖。 可編程的電子控制器200與脈沖發(fā)生電路205通過接口連接，并且控制神 經(jīng)刺激脈沖的輸出。該控制器還可以與用于傳感心臟活動(dòng)或其它生理變量 的傳感電路通過接口連接?？刂破?00可以由與存儲(chǔ)器通信的微處理器構(gòu) 成，其中，所述存儲(chǔ)器可以包含用于程序存儲(chǔ)的ROM(只讀存儲(chǔ)器)和用于 數(shù)據(jù)存儲(chǔ)的RAM(隨機(jī)存取存儲(chǔ)器)。該控制器還可以由使用狀態(tài)機(jī)設(shè)計(jì)類 型的其它類型的邏輯電路(例如，分立元件或可編程的邏輯陣列)實(shí)現(xiàn)。作 為在本文中使用的術(shù)語，控制器的編程是指由微處理器執(zhí)行的編碼，或是 指用于實(shí)行具體功能的硬件元件的特定構(gòu)造。該控制器包括用于生成時(shí)鐘 信號的電路，所述時(shí)鐘信號用于獲知流逝時(shí)間間隔并且根據(jù)規(guī)定的時(shí)間表 遞送神經(jīng)刺激。脈沖發(fā)生電路205可以與心臟起搏器中使用的脈沖發(fā)生電 路類似，并且經(jīng)由導(dǎo)聯(lián)210將電刺激脈沖遞送到神經(jīng)刺激電極215(或在雙極導(dǎo)聯(lián)的情況下的多個(gè)電極)。外殼內(nèi)還含有為裝置提供電力的電池220。與控制器220通過接口連接的磁力或觸覺致動(dòng)轉(zhuǎn)換器240使得患者能夠開 始/或停止神經(jīng)刺激脈沖的遞送。 一旦開始，就可以將神經(jīng)剌激脈沖連續(xù)遞 送達(dá)預(yù)定長度的時(shí)間，或根據(jù)預(yù)定時(shí)間表遞送。此實(shí)施方案中的脈沖頻率、 脈沖寬度、脈沖幅度、脈沖極性、脈沖串(burst)持續(xù)時(shí)間和雙極/單極刺激 構(gòu)型是可編程的參數(shù)，它們的最佳設(shè)置取決于剌激電極的刺激部位和類 型。該裝置還可以配備有用于傳感由神經(jīng)刺激影響的生理變量的不同傳感 模態(tài)。然后可以對該裝置進(jìn)行編程，以將這些變量用于控制神經(jīng)刺激的遞 送。圖2中的裝置包括經(jīng)由導(dǎo)聯(lián)310與電極315(或在雙極導(dǎo)聯(lián)的情況下的 多個(gè)電極)連接的傳感電路305，其被靜脈內(nèi)地布置在心臟中，用于檢測心 臟電活動(dòng)。傳感電路305使得該裝置能夠測量心率，并且計(jì)算由其衍生的 參數(shù)例如心率變異性或心率紊亂，以用于控制神經(jīng)刺激的遞送?？梢蕴峁?分開的傳感通道，以檢測心房和心室兩者的搏動(dòng)。例如，迷走神經(jīng)刺激減 慢心率，可以對該裝置進(jìn)行編程，以根據(jù)檢測到的心率的變化滴定遞送的 神經(jīng)刺激的水平。還可以對該裝置進(jìn)行編程，以根據(jù)檢測到的由神經(jīng)刺激 影響的一種或多種其它傳感或衍生的變量的變化來滴定遞送的神經(jīng)刺激 的水平。例如，作為可能影響呼吸速率的神經(jīng)刺激，該裝置還包括微型換 氣傳感器250，并且可以被編程以類似地響應(yīng)于檢測到的呼吸速率的變化 而滴定遞送的神經(jīng)剌激的水平。加速度計(jì)260還與控制器通過接口連接， 其使得該裝置能夠檢測患者的活動(dòng)水平以及心音，所述心音的強(qiáng)度可以反 映心肌收縮性。通過測量在心臟收縮過程中的動(dòng)脈dP/dt，還可以將壓力 傳感器用于此目的。還可以提供壓力傳感器270用于測量患者的血壓，其 中，這樣的壓力傳感器可以被結(jié)合到布置在血管內(nèi)的導(dǎo)聯(lián)中，或可以是經(jīng) 由遙測與控制器無線通信的外部裝置。加速度計(jì)260還可以用于檢測由迷 走神經(jīng)刺激導(dǎo)致的咳嗽。于是可以對該裝置進(jìn)行編程，使得如果檢測到患 者持續(xù)咳嗽，則減小或停止神經(jīng)刺激。組合心臟裝置/神經(jīng)刺激器在稱為心臟再同步治療(CRT)的用于改善心力衰竭患者中的心房和/或 心室收縮的協(xié)同性的嘗試中，已經(jīng)開發(fā)了為一個(gè)或多個(gè)心室提供適當(dāng)定時(shí)的電刺激的可植入心臟裝置。心室再同步有效用于治療心力衰竭，原因在 于，盡管不是直接影響肌肉收縮力的，但是再同步可以導(dǎo)致心室的更協(xié)同 的收縮，其具有提高的泵送效率和增加的心臟輸出。當(dāng)前， 一種常見的
CRT形式對兩個(gè)心室施加剌激脈沖，同時(shí)地或由指定的兩心室偏移時(shí)間間 隔(offset interval)隔開，并且相對于檢測固有的心房收縮或遞送心房起搏在 指定的心房-心室延遲時(shí)間間隔后。還可以將例如如上所述的神經(jīng)刺激器整 合到可植入心臟裝置中，所述可植入心臟裝置配置用于遞送常規(guī)的心搏徐 緩起搏、抗快速性心律失常治療和域CRT。己經(jīng)發(fā)現(xiàn)，當(dāng)將CRT施加到心 室的預(yù)先興奮的具體區(qū)域時(shí)，CRT可以有益于減小有害的心室重塑，所述心 室重塑作為心臟泵送周期過程中由心室所經(jīng)歷的壁應(yīng)力分布的變化的結(jié)果而 可能在MI后和心力衰竭患者中發(fā)生。通過將心室中的一個(gè)或多個(gè)部位起搏， CRT提供了心肌區(qū)域的預(yù)先興奮，所述心肌區(qū)域否則將在心臟收縮過程中 更遲被激活并且經(jīng)歷增加的壁應(yīng)力。重塑區(qū)域相對于其它區(qū)域的預(yù)先興奮 使該區(qū)域擺脫機(jī)械應(yīng)力，并且允許發(fā)生重塑的逆轉(zhuǎn)或預(yù)防。
圖3示例神經(jīng)刺激器的一個(gè)實(shí)施方案，所述神經(jīng)刺激器被整合到具有 心臟起搏和/或心臟復(fù)律/去纖顫功能性的可植入心臟節(jié)律管理裝置中。該 裝置以電池為動(dòng)力并且配備有多個(gè)傳感和起搏通道，其可以以包括常規(guī)心 搏徐緩起搏和心臟再同步起搏的多種起搏模式，在物理上配置用于傳感和 /或起搏心房或心室。電池22為電路供給電力。控制器10根據(jù)編程的指令 和/或電路構(gòu)造控制該裝置的整體運(yùn)行，并且包括計(jì)時(shí)電路，例如用于執(zhí)行 用于測量流逝間隔和時(shí)間表事件的計(jì)時(shí)器的外部時(shí)鐘。與該控制器通過接 口連接的是傳感電路30和脈沖發(fā)生電路20，通過所述傳感電路30和脈沖 發(fā)生電路20，該控制器翻譯傳感信號，并且根據(jù)起搏模式控制起搏的遞送。 勞累(exertion)水平傳感器(例如圖3中所示的加速度計(jì)26或微型換氣傳感 器25，或測量與代謝需求有關(guān)的參數(shù)的其它傳感器)使得控制器能夠使起 搏速率適應(yīng)患者的身體活動(dòng)中的變化。遙測收發(fā)器80與所述控制器通過 接口連接，其使得該控制器能夠與外部裝置例如外部程序器和/或遠(yuǎn)程監(jiān)視 裝置通信。在此實(shí)施方案中，還顯示磁力或觸覺致動(dòng)轉(zhuǎn)換器24與控制器 通過接口連接。與圖2中示例的實(shí)施方案的操作相類似，轉(zhuǎn)換器24可以 由患者操作。
10傳感電路30從傳感電極接收心房和/或心室電描記圖信號，并且包括 傳感放大器、用于使來自傳感放大器的傳感信號輸入數(shù)字化的模數(shù)轉(zhuǎn)換 器，以及可以被書寫從而調(diào)節(jié)傳感放大器的增益和閾值的寄存器。脈沖發(fā) 生電路20將起搏脈沖遞送到布置在心臟中的起搏電極，并且包括電容性 放電或電源脈沖發(fā)生器、用于控制脈沖發(fā)生器的寄存器，以及用于調(diào)節(jié)起 搏參數(shù)例如脈沖能量(例如，脈沖幅度和寬度)的寄存器。該裝置允許對起 搏脈沖能量的調(diào)節(jié)，以保證心肌組織被起搏脈沖捕獲(即，傳播動(dòng)作電位的 引發(fā))。脈沖發(fā)生電路還可以包括在檢測到快速性心律失常時(shí)，用于經(jīng)由電 擊電極遞送去纖顫/心臟復(fù)律電擊的電擊脈沖發(fā)生器。
起搏通道由連接到電極的脈沖發(fā)生器構(gòu)成，同時(shí)傳感通道由連接到電
極的傳感放大器構(gòu)成。圖中顯示的是電極40,至40N，其中N是某一整數(shù)。 電極可以在同一或不同的導(dǎo)聯(lián)上，并且被電連接到MOS轉(zhuǎn)換器矩陣70。 轉(zhuǎn)換器矩陣70受控制器控制，并且用于將選擇的電極轉(zhuǎn)換到傳感放大器 的輸入或轉(zhuǎn)換到脈沖發(fā)生器的輸出，以分別配置傳感或起搏通道。該裝置 可以配備有可以任意組合以形成傳感或起搏通道的任意數(shù)量的脈沖發(fā)生 器、放大器和電極。為了遞送電刺激以刺激交感神經(jīng)和/或副交感神經(jīng)，還 可以通過適當(dāng)?shù)膶?dǎo)聯(lián)布置和脈沖能量/頻率設(shè)置來配置一個(gè)或多個(gè)起搏通 道。例如，可以接近迷走神經(jīng)放置具有剌激電極的導(dǎo)聯(lián)，以刺激該神經(jīng)并 且增加副交感神經(jīng)活動(dòng)。用于神經(jīng)刺激通道的脈沖發(fā)生器輸出一串神經(jīng)剌 激脈沖，所述神經(jīng)刺激脈沖可以在幅值、頻率、脈沖寬度和脈沖串持續(xù)時(shí) 間方面由控制器改變。
脈沖發(fā)生電路
圖4和5示例了用于遞送如上所述的神經(jīng)刺激脈沖串的電路(例如圖3 和圖2中的脈沖發(fā)生器)的不同實(shí)施方案。在圖4中，電源脈沖輸出電路 2003根據(jù)來自控制器1351的命令輸入，在刺激電極1258A和1258B之間 輸出電流脈沖。來自可以由用戶編程的控制器的命令輸入規(guī)定了脈沖的頻 率、脈沖寬度、電流幅值、脈沖極性，和是否要遞送單極或雙極刺激。圖 5示例了其中根據(jù)來自控制器1351的命令輸入而將電容性放電脈沖輸出 電路2001用于在刺激電極1258A和1258B之間輸出電壓脈沖的另一個(gè)實(shí)
ii施方案。在此實(shí)施方案中，來自可以由用戶編程的控制器的命令輸入規(guī)定 了脈沖的頻率、脈沖寬度、電壓幅值、脈沖極性，和是否要遞送單極或雙 極剌激。為了使控制器規(guī)定導(dǎo)致用于脈沖的理想電流幅值的電壓幅值，可 以通過導(dǎo)聯(lián)阻抗測量電路2002測量導(dǎo)聯(lián)阻抗。然后可以將脈沖輸出電路 的輸出電容器充電到關(guān)于每一個(gè)脈沖的適當(dāng)?shù)碾妷?。為了監(jiān)視導(dǎo)聯(lián)阻抗， 對控制器進(jìn)行編程，以周期地，或在經(jīng)由遙測來自用戶的命令時(shí)，將輸出 電容器充電到已知的電壓水平，將輸出電容器連接到刺激導(dǎo)聯(lián)以遞送刺激 脈沖，并且測量電容器電壓衰減一定量(例如，達(dá)到初始值的一半)所用的 時(shí)間。為了使患者的不適最小化，應(yīng)當(dāng)使用盡可能低的電壓進(jìn)行導(dǎo)聯(lián)阻抗 程序。在一個(gè)實(shí)施方案中，對控制器進(jìn)行編程，使其使用第一電壓幅值(例
如，l伏)，然后將測量計(jì)數(shù)(即，電容器衰減時(shí)間)與規(guī)定的最小值CntZMin 比較。如果測量計(jì)數(shù)低于CntZMin，則認(rèn)為該測試期間遞送的電流對于精 確的測量過小。然后在更高的第二電壓(例如，2伏)遞送第二測量脈沖。 如果該計(jì)數(shù)再次低于CntZMin，則在進(jìn)一步更高的第三電壓(例如，4伏) 遞送第三測量脈沖。使用典型的刺激導(dǎo)聯(lián)，此程序?qū)y量電流限制到粗略 地在1 mA和0.6mA之間。
神經(jīng)刺激的控制遞送
在一個(gè)示例性實(shí)施方案中，將例如如上所述的可植入神經(jīng)刺激裝置配 置得在神經(jīng)刺激(NS)狀態(tài)或非神經(jīng)刺激(非-NS)狀態(tài)操作之間改變。當(dāng)在 NS狀態(tài)下，該裝置根據(jù)編程的刺激參數(shù)遞送神經(jīng)刺激。在非-NS狀態(tài)下， 該裝置不遞送神經(jīng)刺激。因而NS和非-NS狀態(tài)的持續(xù)時(shí)間限定了神經(jīng)刺 激占空因數(shù)。例如，可以對該裝置進(jìn)行編程，使其遞送處于NS狀態(tài)的神 經(jīng)刺激脈沖的脈沖串歷時(shí)10秒，然后進(jìn)入其中不遞送刺激脈沖的非-NS 狀態(tài)歷時(shí)50秒。如以下所述，可以對該裝置進(jìn)行編程，使其通過響應(yīng)于 與患者的自主平衡有關(guān)和/或受神經(jīng)刺激治療影響的一種或多種測量的生 理變量而改變NS狀態(tài)的占空因數(shù)，和/或改變一種或多種其它的刺激參數(shù)， 以閉環(huán)的方式遞送神經(jīng)刺激。這樣的測量變量的實(shí)例包括心率、PR間隔、 呼吸速率、血壓和活動(dòng)水平。由于自主平衡還根據(jù)晝夜節(jié)律而改變，因此 另一個(gè)可能的測量的生理變量是一天的時(shí)間。在以下所述的實(shí)施方案中，提及可以表示更多的這樣的變量中的一種的普通生理變量pv。而且，生 理變量pv可以是即時(shí)的測量值或是在某一具體時(shí)期內(nèi)的先前測量值的平 均值。生理變量pv還可以表示單一變量的測量值或多個(gè)變量的復(fù)合函數(shù)。 例如，pv可以是心率、血壓、活動(dòng)水平和呼吸速率的加權(quán)平均值。
如上所述，在呼吸吸氣過程中，心臟迷走神經(jīng)放電受到阻滯。因此， 在一個(gè)具體實(shí)施方案中，對可植入神經(jīng)刺激裝置進(jìn)行配置，使其僅在呼吸 周期的呼氣階段期間遞送神經(jīng)刺激。圖6示例了可以通過用于遞送這種神 經(jīng)刺激的裝置的控制器執(zhí)行的示例性算法。該算法將與神經(jīng)刺激占空因數(shù)
同時(shí)執(zhí)行。在步驟601，裝置從微型換氣傳感器(或提供呼吸活動(dòng)的指示的 其它傳感器)得到信號，并且在602確定患者的呼吸是否當(dāng)前在呼氣階段。 如果不存在呼氣階段，在步驟603抑制神經(jīng)刺激的遞送。該裝置然后返回 到步驟601。如果呼氣階段存在，該裝置在步驟604允許神經(jīng)刺激遞送， 然后返回到步驟601。
在其中神經(jīng)刺激的遞送被例如圖6所示例的呼吸周期抑制的實(shí)施方案
中，由于刺激脈沖的間歇中斷，編程的神經(jīng)刺激占空因數(shù)將被減小到某一 有效的總占空因數(shù)。通過測量遞送的刺激脈沖在某一時(shí)期內(nèi)的累積持續(xù)時(shí) 間并且調(diào)節(jié)剌激占空因數(shù)，可以將控制器配置以對此進(jìn)行補(bǔ)償，從而獲得 理想的有效總占空因數(shù)。圖7示例了可以由控制器周期性地執(zhí)行以實(shí)現(xiàn)此 功能的示例性算法。此實(shí)施方案中的裝置被編程以具有在ns狀態(tài)中為m 秒并且在非-ns狀態(tài)中為t秒的占空因數(shù)。還配置該裝置以保持在其期間 實(shí)際遞送神經(jīng)刺激脈沖的時(shí)間記錄。在步驟701，該裝置得到在某一時(shí)期 y中已經(jīng)遞送的神經(jīng)刺激的累積持續(xù)時(shí)間x。因而比率x/y是由裝置實(shí)際 遞送的神經(jīng)刺激的有效總占空因數(shù)。該裝置然后將比率x/y與表示理想的 總占空因數(shù)的編程值r進(jìn)行比較。如在步驟702所確定的，如果比率x/y 小于r(或小于r達(dá)某一規(guī)定界限)，則該裝置在步驟703增加ns狀態(tài)的 持續(xù)時(shí)間m和/或減小非-ns狀態(tài)的持續(xù)時(shí)間t，并且返回到步驟701。如 在步驟704所確定的，如果比率x/y大于r(或大于r達(dá)某一規(guī)定界限)， 則該裝置在步驟705減小ns狀態(tài)的持續(xù)時(shí)間m和/或增加非-ns狀態(tài)的持 續(xù)時(shí)間t，并且返回到步驟701。否則，該裝置不改變占空因數(shù)并且返回 到步驟701以繼續(xù)算法的執(zhí)行。
13在另一個(gè)實(shí)施方案中，對控制器進(jìn)行編程，使其根據(jù)與患者自主平衡 有關(guān)的生理變量測量的測量值調(diào)節(jié)神經(jīng)刺激占空因數(shù)。例如，在生理變量 的測量值表明增加的交感神經(jīng)緊張時(shí)，可以增加用于遞送迷走神經(jīng)刺激的 占空因數(shù)。圖8示例了示例性算法，其可以通過控制器執(zhí)行以實(shí)現(xiàn)這種占 空因數(shù)。該算法在該裝置已經(jīng)退出神經(jīng)剌激狀態(tài)、并且在沒有遞送預(yù)-興奮
起搏時(shí)處于非-神經(jīng)刺激狀態(tài)以后開始。在步驟801，啟動(dòng)從零計(jì)數(shù)到T+M 秒(或其它的時(shí)間單位)的占空因數(shù)計(jì)時(shí)器，其中，T和M分別是相應(yīng)于非 -NS和NS狀態(tài)的持續(xù)時(shí)間的規(guī)定值。在步驟802，裝置進(jìn)入NS狀態(tài)并且 開始遞送神經(jīng)刺激。在步驟803，在繼續(xù)以NS狀態(tài)運(yùn)行的同時(shí)，該裝置 監(jiān)視占空因數(shù)計(jì)時(shí)器直至M秒己經(jīng)流逝，在所述點(diǎn)，所述裝置在步驟804 退出NS狀態(tài)。然后該裝置在步驟805監(jiān)視占空因數(shù)計(jì)時(shí)器直至T+M秒已 經(jīng)流逝。然后，該裝置在步驟806得到生理變量的測量值PV。然后在步 驟807作為生理變量的測量值PV的函數(shù)計(jì)算M的值。用于將生理變量的 測量值映射成M的值的函數(shù)可以簡單的，例如在M的值在根據(jù)生理變量 的測量值的值的兩個(gè)值之間改變的情況，或更加復(fù)雜。在后者情況中，可 以將該函數(shù)作為查閱表實(shí)施。除在步驟807調(diào)節(jié)占空因數(shù)以外，或代替在 步驟807調(diào)節(jié)占空因數(shù)，可以類似地將一種或多種其它的刺激參數(shù)的值作 為生理變量的測量值的函數(shù)計(jì)算。這樣的刺激參數(shù)的實(shí)例包括脈沖寬度、 脈沖頻率和脈沖幅度。
還可以對裝置進(jìn)行配置，使得在檢測到規(guī)定的進(jìn)入或退出條件時(shí)，分 別開始或停止神經(jīng)刺激。退出條件的實(shí)例是患者-致動(dòng)轉(zhuǎn)換器的致動(dòng)，用 于停止神經(jīng)刺激的遙測命令的接收，或達(dá)到某一規(guī)定值的生理變量，所述 某一規(guī)定值指示遞送神經(jīng)剌激將是危險(xiǎn)或否則不理想的。還可以對裝置進(jìn) 行配置，使得只有如果患者允許，如由患者致動(dòng)轉(zhuǎn)換器的致動(dòng)所指示的， 可以遞送神經(jīng)刺激，所述轉(zhuǎn)換致動(dòng)因而起進(jìn)入條件的作用?？梢詫⑦M(jìn)入和 退出條件直接編程為由裝置控制器執(zhí)行的分開的算法。執(zhí)行進(jìn)入和退出條 件的另一個(gè)途徑是將這樣的條件認(rèn)作生理變量的測量值，并且將它們結(jié)合 到如上關(guān)于圖8所述的用于改變神經(jīng)刺激占空因數(shù)的查找表中。例如，查 找表可以含有關(guān)于(經(jīng)由遙測或患者-致動(dòng)轉(zhuǎn)換器)停止神經(jīng)刺激的命令的 輸入，從而如果這樣的命令已經(jīng)發(fā)布，則神經(jīng)刺激占空因數(shù)關(guān)閉(即，通過將圖8中的M的值設(shè)置到零而調(diào)節(jié)占空因數(shù)，使得不遞送刺激)。如上所 述，自主平衡顯示晝夜變化，因而一天中的時(shí)間可以被認(rèn)作生理變量的測 量值。可以對查找表進(jìn)行構(gòu)造，使得神經(jīng)刺激占空因數(shù)根據(jù)一天中的時(shí)間 而開啟或關(guān)閉。在一個(gè)實(shí)施例中，構(gòu)造查找表，使得僅在期望患者睡眠時(shí) 的晚上遞送神經(jīng)刺激。査找表還可以含有用于確認(rèn)患者正在睡眠的另一個(gè) 條件，例如在某一規(guī)定值之下的測量的活動(dòng)水平。
盡管結(jié)合上述具體實(shí)施方案己經(jīng)描述了本發(fā)明，然而許多備選方案、 變化和更改將對于本領(lǐng)域普通技術(shù)人員是顯而易見的。這樣的備選方案、 變化和更改意欲落入下列后附權(quán)利要求的范圍內(nèi)。
權(quán)利要求
1. 一種用于遞送神經(jīng)刺激的可植入裝置，所述可植入裝置包括脈沖發(fā)生器，所述脈沖發(fā)生器用于輸出神經(jīng)刺激脈沖；一個(gè)或多個(gè)刺激電極，所述一個(gè)或多個(gè)刺激電極與所述脈沖發(fā)生器連接以將電刺激遞送到選擇的神經(jīng)部位，其中，所述刺激電極可配置用于將迷走神經(jīng)刺激遞送到患者；控制器，所述控制器與所述脈沖發(fā)生器連接以控制神經(jīng)刺激脈沖的輸出；其中，所述控制器被編程以根據(jù)占空因數(shù)遞送神經(jīng)刺激脈沖的脈沖串，所述占空因數(shù)在神經(jīng)刺激狀態(tài)和非-神經(jīng)刺激狀態(tài)之間交替；呼吸傳感器，所述呼吸傳感器與所述控制器連接以使能夠檢測吸氣和呼氣的呼吸階段；和，其中，所述控制器被編程以僅在呼氣的呼吸階段期間，當(dāng)在神經(jīng)刺激狀態(tài)中時(shí)，遞送神經(jīng)刺激脈沖。
2. 根據(jù)權(quán)利要求l所述的裝置，其中所述控制器被進(jìn)一步編程以 保持神經(jīng)刺激的累積持續(xù)時(shí)間的記錄并且導(dǎo)出有效的總占空因數(shù)； 將所述有效的總占空因數(shù)與期望的總占空因數(shù)比較；和 根據(jù)所述比較調(diào)節(jié)所述神經(jīng)剌激和非-神經(jīng)刺激狀態(tài)的持續(xù)時(shí)間。
3. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的裝置，所述裝置還包括一種或多種傳感模態(tài)，所述一種或多種傳感模態(tài)用于測量與患者的自 主平衡有關(guān)的一種或多種生理變量；其中，所述控制器被編程以根據(jù)所述一種或多種測量的生理變量來調(diào) 節(jié)遞送的神經(jīng)剌激的量。
4. 根據(jù)權(quán)利要求3所述的裝置，其中所述控制器被進(jìn)一步編程，以根 據(jù)所述生理變量的測量值調(diào)節(jié)所述神經(jīng)刺激和非-神經(jīng)剌激狀態(tài)的持續(xù)時(shí) 間。
5. 根據(jù)權(quán)利要求3所述的裝置，其中所述生理變量的測量值是在規(guī)定 時(shí)間期間產(chǎn)生的與患者的生理變量有關(guān)的信號的平均值。
6. 根據(jù)權(quán)利要求3所述的裝置，其中所述傳感模態(tài)是用于傳感心臟電活動(dòng)的心臟傳感通道，并且所述測量的生理變量是心率。
7. 根據(jù)權(quán)利要求3所述的裝置，其中所述傳感模態(tài)是用于傳感呼吸活 動(dòng)的傳感器，并且所述測量的生理變量是呼吸速率。
8. 根據(jù)權(quán)利要求3所述的裝置，其中所述傳感模態(tài)是加速度計(jì)，并且所述測量的生理變量是活動(dòng)水平。
9. 根據(jù)權(quán)利要求3所述的裝置，其中所述傳感模態(tài)是壓力傳感器，并 且所述測量的生理變量是血壓。
10. 根據(jù)權(quán)利要求3所述的裝置，其中所述控制器被編程，以根據(jù)測 量的生理變量的加權(quán)平均值來調(diào)節(jié)神經(jīng)刺激的量。
11. 根據(jù)權(quán)利要求3所述的裝置，其中所述控制器被編程，以僅在一 天的規(guī)定時(shí)間期間遞送神經(jīng)剌激。
12. 根據(jù)權(quán)利要求ll所述的裝置，其中所述控制器被編程，以僅在一 天中當(dāng)期望患者睡眠時(shí)的時(shí)間遞送神經(jīng)刺激。
13. 根據(jù)權(quán)利要求12所述的裝置，其中所述控制器被進(jìn)一步編程，以 僅當(dāng)患者的測量活動(dòng)水平低于規(guī)定值時(shí)遞送神經(jīng)刺激。
14. 一種用于遞送神經(jīng)刺激的方法，所述方法包括 根據(jù)在神經(jīng)刺激狀態(tài)和非-神經(jīng)刺激狀態(tài)之間交替的占空因數(shù)，將神經(jīng)刺激脈沖的脈沖串遞送到患者的迷走神經(jīng)剌激部位； 檢測所述患者的吸氣和呼氣的呼吸階段；禾口，允許神經(jīng)刺激脈沖僅在呼氣的呼吸階段期間、在神經(jīng)剌激狀態(tài)中時(shí)被 遞送。
15. 根據(jù)權(quán)利要求14所述的方法，所述方法還包括.-保持神經(jīng)刺激的累積持續(xù)時(shí)間的記錄并且導(dǎo)出有效的總占空因數(shù)； 將所述有效的總占空因數(shù)與期望的總占空因數(shù)比較；禾口 根據(jù)所述比較調(diào)節(jié)所述神經(jīng)刺激和非-神經(jīng)刺激狀態(tài)的持續(xù)時(shí)間。
16. 根據(jù)權(quán)利要求14所述的方法，所述方法還包括 測量與所述患者的自主平衡有關(guān)的一種或多種生理變量； 根據(jù)所述一種或多種測量的生理變量來調(diào)節(jié)遞送的神經(jīng)刺激的量。
17. 根據(jù)權(quán)利要求14所述的方法，所述方法還包括 根據(jù)所述生理變量的測量值來調(diào)節(jié)所述神經(jīng)刺激和非-神經(jīng)剌激狀態(tài)的持續(xù)時(shí)間。
18. 根據(jù)權(quán)利要求14所述的方法，所述方法還包括僅在一天的規(guī)定時(shí) 間期間遞送神經(jīng)刺激。
19. 根據(jù)權(quán)利要求18所述的方法，所述方法還包括僅在一天中當(dāng)期望 患者睡眠時(shí)的時(shí)間遞送神經(jīng)刺激。
20. 根據(jù)權(quán)利要求19所述的方法，所述方法還包括僅當(dāng)患者的測量活動(dòng)水平低于規(guī)定值時(shí)遞送神經(jīng)刺激。
全文摘要
本發(fā)明描述了通過以抑制交感神經(jīng)活動(dòng)和/或增強(qiáng)副交感神經(jīng)活動(dòng)的方式調(diào)節(jié)患者的自主平衡，利用電神經(jīng)刺激治療心力衰竭的方法和裝置。在一個(gè)實(shí)施方案中，根據(jù)一種或多種測量的生理變量調(diào)節(jié)用于遞送神經(jīng)刺激的占空因數(shù)。
文檔編號A61N1/362GK101522260SQ200780037531
公開日2009年9月2日 申請日期2007年6月1日 優(yōu)先權(quán)日2006年10月6日
發(fā)明者伊馬德·利布斯, 巴德里·阿穆德 申請人:心臟起搏器股份公司