相關(guān)申請的交叉引用

本專利基于專利申請并要求其申請日的權(quán)益：共同待決、共同受讓的美國臨時專利申請系列號62/062,302，2014年10月10日提交；共同待決、共同受讓的美國臨時專利申請系列號62/062,319，2014年10月10日提交；共同待決、共同受讓的美國臨時專利申請系列號62/066,399，2014年10月21日提交；共同待決、共同受讓的美國臨時專利申請系列號62/067,588，2014年10月23日提交；以及共同待決、共同受讓的美國臨時專利申請系列號62/210,520，2015年8月27日，每個申請整體并入本文。

發(fā)明領(lǐng)域

本發(fā)明涉及人心臟的心房或心室腔的電系統(tǒng)中發(fā)生的心臟心律失常或異常心臟節(jié)律的電管理。更特別地，本發(fā)明涉及皮下植入式除顫器和波形能量控制管理。

發(fā)明背景

室顫(vf)是心臟停搏和心臟性猝死的原因。vf期間，心室肌以比正常竇性心律期間無序得多(muchlessorganized)的模式收縮，所以心室不能將血泵入動脈和全身循環(huán)。vf是西方世界造成許多死亡的突然、致命的心律失常，主要由缺血性心臟病引起。vf是醫(yī)學急癥，每年10,000人中有約2人發(fā)生。如果心律失常持續(xù)超過幾秒，血液循環(huán)會停止(由沒有脈搏、血壓和呼吸印證)，并且會發(fā)生死亡。

盡管有很多工作，但是未完全理解vf的根本性質(zhì)。vf的大多數(shù)發(fā)作發(fā)生在患病心臟中，但是其它發(fā)作發(fā)生在結(jié)構(gòu)正常的心臟中。還必須進行很多工作以理解vf的機制。

室性心動過速(vt)是源自異位心室區(qū)的快速性心律失常，其特征在于通常大于100次/分鐘的速率和寬qrs波群(complex)。vt可以是單形的，即源自具有相同qrs波群的單一重復途徑，或者是多形的，即按照具有變化的qrs波群的變化途徑。非持續(xù)性vt定義為持續(xù)時間少于30秒的心動過速的發(fā)作；運行更久認為是持續(xù)性vt。

對于建立vt的存在沒有絕對的ecg標準。但是，幾個因素提示vt，包括以下：大于100次/分鐘(通常150-200)的速率，寬qrs波群(>120ms)，存在av分離以及融合搏動，它們整合入vt復合體。

vt可以發(fā)展而沒有血流動力學惡化。然而，其常引起嚴重的血流動力學損害，并且可以快速惡化為vf。因此，這種快速性心律失常也必須迅速解決以避免發(fā)病或死亡。

vt定義為在速率大于100次/分鐘，連續(xù)3次或更多次的心室起源的搏動。沒有看似正常的qrs波群。節(jié)律通常是規(guī)律的，但是偶爾其可以是適度不規(guī)律的。心律失?？梢允悄褪芰己玫?，或者與嚴重的危及生命的血流動力學損害相關(guān)。vt的血流動力學結(jié)果主要取決于存在或不存在心肌功能障礙(如可能由局部缺血或梗死所致)以及vt的速率。通常存在av分離，這表示竇房結(jié)以正常方式以等于或慢于心室速率的速率使心房去極化。因此，有時可以在qrs波群之間識別竇p波。它們與qrs波群沒有固定關(guān)系，除非心房和心室速率恰好相等。通常防止從心房傳導至心室，因為av節(jié)或心室傳導系統(tǒng)是難以治療的，這是由于vt引起的心室去極化。在沒有明顯心臟病的情況下vt是不常見的。

心肌梗死通過形成疤痕組織愈合，這可以導致vt。這可以發(fā)生在梗死之后數(shù)天、數(shù)月或數(shù)年。vt還可以由抗心律失常藥物(不希望的效果)或者改變的血液化學(如低鉀或鎂水平)、ph(酸-堿)改變或氧化不足所致。

快速房性心律失常如房顫(af)和房性心動過速(at)是異常的心臟節(jié)律，其在美國每年折磨約三百萬人。電性疾病的最普遍的電表現(xiàn)是激活不規(guī)則af小波的優(yōu)勢。這些不規(guī)則af小波經(jīng)常在肺靜脈(pv)中產(chǎn)生并傳導入左心房然后右心房，引起干擾正常竇房和房室(sa/av)結(jié)心臟電通路并產(chǎn)生快速、不規(guī)則的心室收縮的混亂和快速激活。這些不規(guī)則af小波可以是af或心房撲動形式，典型和非典型的，其可以在嚴重程度和速率方面不同。af使心室反應不規(guī)則和快速，從而其干擾流過心腔的正常血液，可以導致嚴重的結(jié)構(gòu)性心臟病，并且如果未有效治療則可以危及生命。雖然af和at期間心室收縮的不規(guī)則速率可以危害心輸出并引起疲勞，但是與af有關(guān)的許多增加的死亡是由于心房中的不良循環(huán)所致的血塊形成，其栓塞引起中風、腎梗死等。數(shù)周或數(shù)月持續(xù)的af特別危險。

治療af或at的方法是dc心臟復律電擊療法，將af/撲動轉(zhuǎn)化為竇性心律。這是優(yōu)秀的轉(zhuǎn)化工具；但是，除非解決af的根本原因，否則其很可能會復發(fā)。植入式心臟復律除顫器(icd)已用于af的轉(zhuǎn)化，但是，因為在傳遞電擊時患者神志清醒，許多個體發(fā)現(xiàn)不可忍受的電擊的不適。

現(xiàn)代icd基本上通過使用高壓電容放電操作，其由h-橋構(gòu)型的4個igbt或mosfet飽和開關(guān)組成，產(chǎn)生雙相截斷指數(shù)(bte)波形。這由組成bte波形的第1相正波形和第2相負波形組成。世界上僅有一些icd制造商，并且bte波形可能在品牌之間不同。但是，這是與第1相的峰值電壓，電容放電的傾斜角或衰減以及第1相和第2相的脈沖寬度可變性有關(guān)。陽極引線一般在rv心腔的尖端或最遠端插入rv中。陰極一般是“熱罐”，其是icd案例。

隨著第1相電擊的快速前沿遞送通過心臟，更復雜的這些技術(shù)對阻抗取樣。基于計算自初始第1相電擊的阻抗，icd內(nèi)的微處理器通過調(diào)整第1相脈沖寬度對第1相進行調(diào)整，其最小化來自電容的衰減或放電的傾斜或速率。換句話說，在去極化相，調(diào)整總脈沖寬度，試圖通過使第1相脈沖寬度變窄來保持第1相的傾斜角，試圖盡可能保持恒定的能量傳遞。

在稱作超極化相的第2相中，通過截斷或從一對igbt快速轉(zhuǎn)換至第二對產(chǎn)生脈沖，其將電容中儲存的剩余能量轉(zhuǎn)換為相對于ep零為負。傳遞剩余能量并且通常通過具有第1相峰值電壓的大約一半的外觀呈現(xiàn)，并且傳導，直至制造商確定足夠心室心臟合胞體超極化的預定脈沖寬度時間周期。外觀還呈現(xiàn)正向傾斜角，基于電容內(nèi)儲存的剩余能量的衰減速率。一些儲存的電壓和能量可以剩余在電容上。當電壓和電流改變第1相和第2相之間的方向時，陽極和陰極電交換。

關(guān)于第1相和第2相峰值電壓和時間周期，不同制造商做出他們自己的計算和他們自己的決定。

總的來說，心臟復律或除顫電擊期間可以即時(on-the-fly)進行的唯一動態(tài)、“實時”的調(diào)整是能夠(1)測量心肌的阻抗，以及(2)改變第1相和第2相脈沖寬度，試圖調(diào)整并保持傾斜角，特別是第1相，這會在統(tǒng)計學上最有效且可靠地心臟復律和/或除顫。這些波形包含0至約+600至+800v-dc的快速前沿上升時間。但是，剩余的第1和2相波形性質(zhì)下降，即，它們隨著時間的增加傳遞的能量減少。

上文描述的所有疾病狀況可以通過除顫治療，包括外部除顫或心臟復律。需要裝置傳遞更適當?shù)牟ㄐ坞姄粢约案倪M的波形管理系統(tǒng)。

發(fā)明目的

本發(fā)明的目的是提供一種新的基于放大器的皮下植入式心臟除顫器(icd)，其使用經(jīng)靜脈導線。

本發(fā)明的目的還是提供一種新的基于放大器的皮下植入式心臟除顫器(sicd)，其使用皮下導線。

本發(fā)明的另一目的是提供一種新的方法和裝置用于icd經(jīng)靜脈起搏、抗心動過速起搏(atp)、心臟復律和除顫，使用單線、基于放大器的系統(tǒng)。

本發(fā)明的另一目的是提供一種新的方法和裝置用于icd經(jīng)靜脈起搏、抗心動過速起搏(atp)、心臟復律和除顫，使用單線、基于放大器的系統(tǒng)，使用上升的隨意波形。

本發(fā)明的另一目的是提供一種新的方法和裝置用于sicd心臟復律和除顫，使用單線皮下系統(tǒng)。

本發(fā)明的另一目的是提供一種新的方法和裝置用于sicd心臟復律和除顫，使用皮下、單線、基于放大器的系統(tǒng)，使用上升的隨意波形。

本發(fā)明的另一目的是提供一種方法和裝置用于除顫波形能量控制系統(tǒng)。

本發(fā)明的另一目的是提供一種方法和裝置用于傳遞恒定電壓、恒定電流或恒定能量波形。

本發(fā)明的另一目的是基于放大器的外部除顫和/或心臟復律系統(tǒng)可以傳遞隨意波形，包括第1相和第2相的上升的斜坡、上升的指數(shù)、水平、曲線或任何其它波形，其可用于除顫和心臟復律的科學。

本發(fā)明的另一目的是提供一種方法和系統(tǒng)，其中高壓電擊采用隨著時間波形增加而增加的能量。

本發(fā)明的另一目的是提供一種方法和系統(tǒng)，其中采用隨意波形和較慢的變化速率，如上升的斜坡波形，以及降低的峰值電壓，導致心臟損傷減少，用于除顫和心臟復律。

本發(fā)明的另一目的是提供一種心臟復律和除顫的方法和系統(tǒng)，其中如果第一次心臟復律或除顫電擊失敗，可以選擇包含不同雙相波形的另一次電擊以增強和捕捉難以心臟復律或除顫的離群患者，從而增加需要心臟復律和/或除顫的患者的整體搶救率。

本發(fā)明的另一目的是提供一種方法和系統(tǒng)，其中可以將第1相和第2相隨意波形混合并匹配以確保較高的轉(zhuǎn)化率。

本發(fā)明的另一目的是提供一種產(chǎn)生第2相波形的方法和系統(tǒng)，其中電擊電壓可以相對于零交叉點“硬切換”為負至任何指定的負電壓電位。

本發(fā)明的另一目的是提供一種方法和系統(tǒng)，使用1-約3毫秒的窄的第2相脈沖寬度以在遞送第1相電擊之后使心肌超極化。

本發(fā)明的另一目的是提供一種方法和系統(tǒng)，第2相可使用任何隨意幾何圖形的窄的第2相脈沖寬度如上升的斜坡、上升的指數(shù)、水平、曲線或任何其它波形，其在遞送第1相電擊之后使心肌超極化。

從下文的描述和權(quán)利要求，本發(fā)明的這些和其它目的會變得更清楚。

發(fā)明概述

在本發(fā)明的一方面，一種方法和系統(tǒng)涉及獨特的隨意雙相上升的第1相和第2相波形的遞送、心臟復律和除顫電擊，其采用(1)恒定電流，(2)恒定電壓，或(3)恒定能量的操作模式。

在本發(fā)明的另一方面，一種系統(tǒng)使用獨特的波形控制，其中利用獨特的上升的第1相和第2相波形、心臟復律和除顫電擊遞送上升的波形電擊，其采用(1)恒定電流，(2)恒定電壓，或(3)恒定能量的操作模式，使用軟件命令改變電擊波形內(nèi)的總能量而不改變波形的峰值電壓。實例包括斬波(最有利地)第1相的一些部分中的上升波形，即，以一定速率打開和關(guān)閉波形，所述速率不影響除顫或心臟復律表現(xiàn)，但是減少電源和電池消耗的能量以及最小化icd或sicd內(nèi)的電力電子器件內(nèi)的功耗。

本發(fā)明的另一方面是在上升波形的最后1-2毫秒期間形成具有平臺的上升曲線波形，其中改變曲線會改變波形內(nèi)遞送的能量，并且通過不改變峰值電壓或脈沖寬度但改變遞送和使用的能量的軟件指令進行。

本發(fā)明的另一方面涉及放大器陣列的使用，其中為了產(chǎn)生高電壓/高電流上升電擊的目的通過軟件指令差異性地驅(qū)動每個放大器。

本發(fā)明的另一方面涉及一種產(chǎn)生第2相波形的方法和系統(tǒng)，其中電擊電壓相對于零交叉點“硬切換”為負至任何指定的負電壓電位，并且優(yōu)選地，使用1-3毫秒的窄脈沖寬度以在遞送第1相電擊之后使心肌超極化。

本發(fā)明的另一方面涉及一種產(chǎn)生第2相波形的方法和系統(tǒng)，其中電擊電壓遞送為關(guān)于零交叉點至任何指定的負電壓電位是負的上升斜坡、斬波、曲線正方形、直線或水平隨意波形，并且優(yōu)選地，使用1-4毫秒的窄脈沖寬度以在遞送第1相電擊之后超極化心肌。

在本發(fā)明的另一方面，如ahacirculation,september2012中記錄的，已證實上升除顫電擊波形的性質(zhì)與現(xiàn)有的icd技術(shù)中使用的標準雙相截斷指數(shù)波形相比顯著減少肌鈣蛋白i酶水平每電擊。

為了控制遞送的除顫和/或心臟復律電擊以轉(zhuǎn)化包括房顫(af)、房性心動過速(at)、室顫(vf)或室性心動過速(vt)在內(nèi)的心臟心律失常，使用差異性驅(qū)動的放大器電路拓撲結(jié)構(gòu)的心臟除顫和/或心臟復律波形能量控制系統(tǒng)。雙相隨意電擊波形遞送隨著時間增加而增加和/或水平的能量，由第1相上升斜坡、上升指數(shù)、上升斬波、上升階梯、上升曲線、正方形、靴形、直線或水平和/或幾何形狀的上升或水平波形的任何組合所示。對于第2相，可以采用任何隨意波形：上升負的或下降負的，可以利用軟件指令選擇任何脈沖寬度幾何或傾斜。而且，第1相和第2相選擇可以“硬切換”為簡單的電容放電，bte，或者形狀為完美直線負波形，以混合模式操作驅(qū)動的方式?？梢赃f送任何隨意波形，并且第1相可以是與第2相完全不同的波形?；旌喜⑵ヅ涞?相和第2相波形的能力可以在心臟復律/除顫的技術(shù)和科學中是有用的。

可以通過選擇軟件控制的除顫和/或心臟復律電擊波形的3種放大器操作模式之一遞送這些波形，其是(1)恒定電流，(2)恒定電壓，或(3)恒定能量，以便通過改變上升電擊的曲線或斜率來管理遞送的電擊能量，控制遞送的能量而不改變除顫或心臟復律電擊的峰值電壓或第1相脈沖寬度。

在本發(fā)明的另一方面，icd或sicd差異性驅(qū)動的放大器系統(tǒng)包括治療vf或vt的裝置，其采用雙相電擊波形，由第1相上升斜坡、上升指數(shù)、上升斬波、上升階梯、上升曲線、正方形、直線或水平和/或幾何形狀的上升波形的任何組合所示，其遞送隨著時間增加而增加和/或水平的能量。為了控制遞送的除顫和/或心臟復律電擊以轉(zhuǎn)化心臟心律失常，這些可以通過軟件控制的除顫和/或心臟復律電擊波形的3種放大器操作模式中的任一種遞送，其為(1)恒定電流，(2)恒定電壓，或(3)恒定能量。

在本發(fā)明的另一方面，裝置是安裝在左胸側(cè)肋區(qū)皮膚下的sicd盒或“熱罐”，并且具有有一個或多個遠端電擊線圈的導線，其在肋間的肋間隙行進，沿胸骨的左線/邊緣垂直通過。為了除顫或心臟復律的目的，電擊在熱罐和遠端線圈電極之間遞送，以便充分改變左心室和右心室中的跨膜電位以轉(zhuǎn)化vf或vt。

在本發(fā)明的另一方面中，icd經(jīng)靜脈差異性驅(qū)動的放大器系統(tǒng)包括治療心臟起搏障礙以及除顫和/或心臟復律的方法和裝置。單線右心室起搏導線和電擊線圈提供原發(fā)性起搏，atp，以及心臟內(nèi)安裝在右心室心尖的除顫/心臟復律。軟件指導的系統(tǒng)命令放大器電路提供選擇的心臟起搏、電流感測、抗心動過速起搏(atp)以及心室除顫和/或心室心臟復律。常規(guī)起搏/除顫icd系統(tǒng)使用分離的起搏線以及除顫或心臟復律高電壓電擊導線和線圈組裝的復合隔離組合，將其心臟內(nèi)包埋入右心室中的心尖，并且過早傾向于導線斷裂。

如本文所述的一線icd除顫或心臟復律電擊和經(jīng)靜脈起搏療法使用能夠遞送高壓除顫和/或心臟復律電擊的放大器電路以及起搏和atp療法，全部使用一條線。傳統(tǒng)的icd裝置使用與遞送起搏和atp療法的一套絕緣的起搏和傳感導線集成的單獨的高壓電擊線。

基于放大器或放大器技術(shù)本身適合一線高壓電擊和起搏療法的原因是精心設(shè)計的使用現(xiàn)代組件的放大器可以在一個放大器電路或差異性驅(qū)動的兩個放大器電路如icd心臟裝置內(nèi)從微處理器復制任何電壓波形或脈沖，從微伏至高達約2000v。放大器icd經(jīng)靜脈電路采樣放大器的起搏電流以調(diào)整捕捉和遞送電生理學家要求的使用上升或水平恒定電流、恒定電壓或恒定能量起搏脈沖的新概念，以便管理心動過緩(不可接受的慢心率)以及遞送抗心動過速起搏療法。此外，可以在放大器輸入端驅(qū)動輸入電壓以將電壓提高至除顫和/或心臟復律需要的非常高的電壓。

使得一線icd引人注目的優(yōu)勢和爭論是通過使用單個放大器電路除顫、心臟復律和/或起搏代替使用傳統(tǒng)的獨立高壓電路以及單獨的起搏和atp電路來實現(xiàn)簡單性。

斷裂的導線，特別是斷裂的起搏線已成為一個嚴重問題，并且在患者費用和涉及icd導線植入的失敗導線的召回方面是昂貴的。使用一線電擊和起搏系統(tǒng)具有很大優(yōu)勢，因為高壓電擊導線通常比絕緣起搏線更耐用。

本文描述的sicd系統(tǒng)并不表示用于需要抗心動過緩起搏的患者或者用于顯示心臟再同步的患有心力衰竭的那些患者。所述裝置可以遞送電擊后起搏療法，但是這樣做，其還起搏肌壁，這在有意識的患者中可以是令人不適的。其不可以提供抗心動過速起搏，抗心動過速起搏可以無痛地終止室性心動過速，并且不設(shè)計為以低于170bpm的速率治療室性心律失常。導線固定套管的使用減輕皮下導線遷移的風險。

sicd在終止誘導的室顫中與標準的經(jīng)靜脈裝置一樣有效，雖然有較高的能量要求(對于sicd37j±20jvs.對于經(jīng)靜脈icd11±9j)；皮下系統(tǒng)中固有的較高的阻抗和離心臟較大的距離對成功除顫增加能量要求約3x。但是，sicd不能起搏或為像心動過緩的問題遞送atp，除了在經(jīng)皮水平，這對于患者可以非常疼痛。

大多數(shù)患者更可能用恒定電流電擊心臟復律/除顫，因為無論怎樣調(diào)整心肌阻抗，這種方法遞送“恒定電流”，這通過軟件指令指定并通過放大器遞送。通過定義，放大器可以通過采樣在這種情況下是上升波形的信號的阻抗特征將恒定電流遞送入任何負載阻抗。在本文描述的技術(shù)中，理想輸出波形構(gòu)建自離散的時間點或uc中儲存的方程。在每個離散的時間點，在微秒級，uc通過數(shù)字到模擬轉(zhuǎn)換器(dac)輸出新波形值至放大器。在每個離散的時間點，利用模擬到數(shù)字轉(zhuǎn)換器(adc)數(shù)字轉(zhuǎn)化通過導線的電流。在多個時間樣品中平均這個數(shù)字化電流以產(chǎn)生移動平均值。uc使用這個移動電流平均值對理性輸出波形的每個離散時間點實時計算功率和能量。然后uc增加或減少理想輸出波形以保持期望的恒定電流或在波形完成時達到期望的總能量。

使用上升斜坡類型波形的恒定電流心臟復律/除顫器以前是未知的。但是，它們會是最優(yōu)選的，因為它們在搶救和一致的心臟轉(zhuǎn)化方面會更可預測。

在本發(fā)明的另一方面，治療患者的心臟心律失常的心臟除顫或心臟復律波形能量控制系統(tǒng)包括差異性驅(qū)動的放大器電路操作模式以控制除顫或心臟復律電擊的遞送，其中電擊波形是恒定電流、恒定電壓或恒定能量。

在本發(fā)明的另一方面，在治療患者的心臟心律失常的方法中，心臟除顫或心臟復律波形能量控制系統(tǒng)包括差異性驅(qū)動的放大器電路操作模式以控制除顫或心臟復律電擊的遞送，其中電擊波形是恒定電流、恒定電壓或恒定能量。

在本發(fā)明的方法或系統(tǒng)的另一方面，心臟心律失常是房顫(af)、房性心動過速(at)、室顫(vf)或室性心動過速(vt)。

在本發(fā)明的系統(tǒng)或方法的另一方面，雙相隨意電擊波形遞送隨著時間增加而增加和/或水平的能量，由第1相上升斜坡、上升指數(shù)、上升斬波、上升階梯、上升曲線、正方形、直線或水平和/或幾何形狀的上升或水平波形的任何組合所示。

在本發(fā)明的系統(tǒng)或方法的另一方面，除顫或心臟復律電擊波形模式的選擇和電擊的遞送是軟件控制的。

在本發(fā)明的系統(tǒng)或方法的另一方面，遞送獨特的隨意雙相上升的第1相和第2相波形，所述隨意波形遞送隨著時間增加而增加和/或水平的能量。

在本發(fā)明的另一方面，所述系統(tǒng)是植入式心臟除顫器或皮下植入式心臟除顫器。

在本發(fā)明的另一方面，所述系統(tǒng)是經(jīng)靜脈icd、單線植入式心臟除顫器。

在本發(fā)明的系統(tǒng)或方法的另一方面，經(jīng)靜脈單線系統(tǒng)遞送起搏電壓和除顫/-心臟復律電擊，在右心室內(nèi)遞送，這簡化系統(tǒng)并減少起搏線斷裂的可能性。

在本發(fā)明的另一方面，所述系統(tǒng)是具有皮下延伸導線的皮下植入式心臟除顫器(sicd)。

在本發(fā)明的另一方面，所述系統(tǒng)或方法在遞送隨著時間增加而增加和/或水平的能量的過程中提供更安全、更有效的隨意波形，并且因此采用較低的峰值電壓和較慢的變化速率。

在本發(fā)明的另一方面，所述系統(tǒng)包括a-z類或任何其它類別的放大器電路拓撲結(jié)構(gòu)以處理隨意上升或水平波形，其為正第1相遞送隨著時間增加而增加的能量且為第2相時間遞送負能量，時期范圍可以為約500ns-約100ms脈沖、斬波、階梯或連續(xù)波形，對第1相和第2相使用任何電壓，約0v至+/-1500vdc。

在本發(fā)明的另一方面，所述系統(tǒng)包括在心臟復律或除顫經(jīng)靜脈icd或sicd系統(tǒng)中的a-z類或任何其它類別的放大器以處理隨意波形，其為正第1相遞送隨著時間增加而增加的能量且為第2相遞送負能量，其中僅波形的最高功耗部分是脈沖或斬波的，以便利用軟件指令減少icd或sicd系統(tǒng)的心臟復律/除顫的電子輸出電路和組件裝置中的功耗。

在本發(fā)明的另一方面，所述系統(tǒng)包括在經(jīng)靜脈icd或sicd系統(tǒng)的心臟復律或除顫中的a-z類或任何其它類別的放大器用于控制第2相波形，其中所述波形從零交叉點“硬切換”至如軟件指令指定的負電壓電位，而且作為約1-約3毫秒的最小脈沖寬度，并且其中利用較低的峰值電壓遞送上升的隨意波形并產(chǎn)生在vf和vt的除顫期間優(yōu)化效率和安全的電擊矢量。

在本發(fā)明的另一方面，用于基于動態(tài)放大器的經(jīng)靜脈icd或sicd系統(tǒng)的系統(tǒng)是通過軟件指令控制的，并且除了使用上升波形的數(shù)千方案，還能夠遞送通過軟件指定的具有任何傾斜角度的所有已知的bte電擊波形，其提供恒定能量、恒定電壓或恒定電流操作模式，對本領(lǐng)域是獨特和新穎的。

在本發(fā)明的另一方面，在基于放大器的經(jīng)靜脈icd或sicd系統(tǒng)中，可以利用軟件指令遞送經(jīng)靜脈icd或sicd內(nèi)的儲存能量限制內(nèi)的任何上升的隨意波形，使得這個系統(tǒng)能夠最大化心臟損傷的減少并具有最高的統(tǒng)計心臟復律和除顫率。

在本發(fā)明的另一方面，使用軟件指令的基于放大器的icd或sicd系統(tǒng)可以在經(jīng)靜脈icd或皮下sicd中遞送恒定電流、恒定電壓或恒定電流模式。

在本發(fā)明的另一方面，可以利用軟件指令配置基于放大器的系統(tǒng)以遞送任何上升的第1相波形和遞送“硬切換的”第2相波形，其中命令放大器以飽和開關(guān)模式操作，所述模式可以以從電容中儲存的剩余能量快速垂直負向放電遞送第2相波形，并且第1相可以是任何幾何形狀的上升波形，而為了利用對除顫或心臟復律最有利的窄直線波形幾何形狀超極化心臟合胞體，第2相可以轉(zhuǎn)變?yōu)橄鄬τ趀p零為負而沒有任何可察覺的斜率或斜坡，其中這種能力允許混合方法，所述方法中可以采用任何第1相上升或水平幾何波形與任何第2相波形合作，包括快速直線或硬切換的第2相，其提供混合并匹配第1相和第2相波形幾何形狀的能力，當治療需要更復雜的心臟復律/除顫電擊方案的患者時給予心臟病專家/ep最多的選項以供選擇。

本發(fā)明包括一種產(chǎn)品，其具有會在此后描述的產(chǎn)品中示例的特征、特性和組件關(guān)系，并且本發(fā)明的范圍會在權(quán)利要求中指出。

附圖簡要說明

為了更好地理解本發(fā)明，參考與附圖有關(guān)的以下說明，其中：

圖1表示icd的本發(fā)明的實施方案的系統(tǒng)圖；

圖2表示sicd的本發(fā)明的實施方案的系統(tǒng)圖；

圖3是示出本發(fā)明的基于放大器的sicd布置的示意圖；

圖4是示出作為本發(fā)明的一線除顫心臟復律系統(tǒng)的經(jīng)靜脈icd和單rv經(jīng)靜脈起搏導線和電擊線圈的布置的示意圖；

圖5a-5c表示分別用恒定電壓、恒定電流和恒定能量操作模式遞送的放大器產(chǎn)生的上升斜坡電擊波形的實例，其中在示出的每個實例中遞送阻抗、電壓、電流和以焦耳計的能量。

圖6是本發(fā)明的能量管理的斜坡和可變指數(shù)曲線波形的示意圖；

圖7是本發(fā)明的能量管理的斜坡和可變曲線上升指數(shù)曲線波形與降低功耗斬波上升波形的示意圖；

圖8和9是ahacirculation,september11,2012中公開的波形范圍描圖的拷貝；以及

圖10-12各自表示本發(fā)明的功耗能量管理控制系統(tǒng)的波形。

附圖詳細說明

圖1表示的icd的系統(tǒng)圖說明根據(jù)本發(fā)明可用的基于放大器的除顫或心臟復律系統(tǒng)的一種實施方案。電池12提供電源給脈寬調(diào)制(pwm)和調(diào)節(jié)的dc/dc轉(zhuǎn)換器16，其轉(zhuǎn)而分配控制電壓至微處理器18，所述微處理器18轉(zhuǎn)而發(fā)送信號至ecgamp20和ecg傳感分析儀22。dc/dc轉(zhuǎn)換器16還分配高壓至電容電路28以及兩個放大器30和32。將導線植入右心室內(nèi)，通過胸阻抗電阻42、44表示。電極40是用作單起搏線或atp療法、除顫或心臟復律導線的單線。放大器30和熱罐31用作電極38。起搏傳感電路24、atpamp25以及傳感電阻48和49組成對微處理器18的電流反饋用于一線起搏和atp功能。

圖2表示的sicd的系統(tǒng)圖說明根據(jù)本發(fā)明可用的基于放大器的除顫系統(tǒng)的一種實施方案。電池52提供電源給脈寬調(diào)制(pwm)和調(diào)節(jié)的dc/dc轉(zhuǎn)換器56，其轉(zhuǎn)而分配控制電壓至微處理器58，所述微處理器58轉(zhuǎn)而發(fā)送信號至ecgamp60和ecg傳感分析儀62。dc/dc轉(zhuǎn)換器56還分配高壓至電容電路68以及兩個放大器70和72。具有單線的心室電極80用作單除顫或心臟復律線。所述裝置是安裝在左胸側(cè)肋區(qū)皮膚下的sicd盒或“熱罐”71，并且具有有一個或多個電擊線圈的導線，其在肋間的肋間隙行進，沿胸骨的左線/邊緣垂直通過，如圖3所示。為了除顫或心臟復律的目的，在安裝在患者胸部94的熱罐92和遠端線圈電極90之間遞送電擊，以便充分改變左心室和右心室中的跨膜電位以轉(zhuǎn)化vf或vt。起搏傳感電路64以及傳感電阻82和84組成給微處理器58的電流反饋用于一線起搏和電擊功能。

在圖4中，作為一線42的單rv起搏導線和電擊線圈包埋在右心室心尖44除顫心臟復律系統(tǒng)中，與圖1一致。如果必需，將能量遞送至右心室以幫助它正常收縮。

圖5a-5c表示分別用恒定電壓、恒定電流和恒定能量操作模式遞送的放大器產(chǎn)生的上升斜坡電擊波形實例。示出實例中遞送的阻抗、電壓和電流。

在圖6中，示出能量管理的斜坡和可變指數(shù)曲線波形。

在圖7中，示出能量管理的斜坡和可變曲線上升指數(shù)曲線波形與降低功耗斬波上升波形。

圖8表示ahacirculation,september11,2012中公開的實際上升斜坡波形范圍描圖。上升斜坡dft是8msec第1相為15j，而直線第2相是3.5msec第2相為4j。

圖9表示ahacirculation,september11,2012中公開的實際上升斜坡“功率帶”波形范圍描圖。功率輸出裝置中的第1相功耗為13.5j。應當注意上升斜坡波形的功率帶的形狀。

圖10表示功耗能量管理控制系統(tǒng)的上升指數(shù)斜坡，在斜坡中間有正斬波部分。其還表征為輸出裝置中的并進入心臟的上升斜坡軟件突發(fā)控制。

圖11表示功耗能量管理控制系統(tǒng)的上升指數(shù)斜坡，在斜坡中間有負曲線斬波部分。其還表征為輸出裝置中的并進入心臟的上升斜坡軟件突發(fā)控制。

圖12表示功耗能量管理控制系統(tǒng)的上升指數(shù)斜坡，在斜坡中間有等曲線斬波部分。其還表征為上升斜坡50％脈沖波形。

因此，會看到在從前面的描述顯而易見的那些中，有效實現(xiàn)了上文示出的目的，并且，因為可以在示出的裝置和方法中作出某些改變而不背離本發(fā)明的精神和范圍，上文描述中包含和附圖中示出的所有主題應當解釋為說明性的，并不是在限制意義上解釋。

還應當理解以下權(quán)利要求意圖覆蓋本文描述的發(fā)明的所有通用和特殊特征，并且作為語言問題，本發(fā)明范圍的所有陳述均可以說落在其間。