超微型集成心脏起搏器和分布式心脏起搏系统

实现本发明的优选实施例

下面将参考附图对本发明进行详细描述。图1是根据本发明的第一个实施例的超微型集成心脏起搏器(100)的结构简图。

根据本发明的第一个实施例的超微型集成心脏起搏器(100)包括一个输出控制信号的控制单元(2)、响应所述控制信号并对心脏组织进行电刺激的心脏刺激装置(3)、检测心电图信息并输出给所述控制单元(2)的心电图信息检测装置(5)、对从所述控制单元(2)输出的控制信号和/或由所述心电图信息检测装置(5)检测到的心电图信息进行调制并将所述信息向外发送的传输装置(10)、接收并解调所述发送自外部的信息的接收装置(9)和提供驱动电源的电源单元(4)。

所述心脏刺激装置(3)响应从所述控制单元(2)输出的控制信号并对心脏组织进行电刺激。如图所示，所述心脏刺激装置(3)能够对心脏组织进行刺激，它包括用于响应从所述控制单元(2)输出的控制信号并输出对心脏组织进行刺激的心脏刺激脉冲的刺激单元(31)，和两个对心脏组织进行刺激以响应所述输出脉冲的心脏刺激电极(32)。

所述心电图信息检测装置(5)能够在植入所述超微型集成心脏起搏器的位置检测心电图信息。所检测到的心电图信息被输出到所述控制单元(2)。由所述心电图信息检测装置(5)所检测到的心电图信息包括P波信息、QRS复合波信息、T波信息或Q-T时间、A-H时间和H-V时间(其中A是心房电位，H是房室束电位，V是心室电位)。

如图所示的所述心电图信息检测装置(5)由两个在植入位置处检测所施用的现场心电图信息的心电图信息记录电极(53)、一个对心电图进行放大的放大单元(51)和一个将所检测到的心电图信息变换成数字信号的A/D变换单元(52)所组成。所述心电图信息检测装置(5)被设计成将所述经过变换的心电图信息输出到所述控制单元(2)。

所述传输装置(10)由输入和调制来自所述控制单元(2)的控制信号和/或心电图信息的调制装置(11)，和通过载波将所述经过调制的控制信号向外发送的传输单元(12)所组成；由此，经过调制的控制信号被发送到外界(如其它的超微型集成心脏起搏器，在图中未示出)。

在这种方式中，通过用载波向诸如其它的心脏起搏器那样的外部位置输送控制信号和心电图信息，就有可能，例如，将两个或多个心脏起搏器同步启动。而且，由于利用载波进行输送，所以就无需导线，并且这种方法避免了给使用者增加额外的负担。

所述接收装置(9)由接收从外部通过载波传输的信息的接收单元(91)，和对所接收到的信息进行解调的解调单元(92)所组成；所述接收装置(9)被设计成将所述经过解调的信息输出到所述控制单元(2)。根据此信息和/或心电图信息，在所述控制单元(2)中产生控制信号并输出到所述心脏刺激装置(3)。

发送自外部的信息包括心电图信息，从其它的心脏起搏器发送的控制信号，和控制信号。

通过对所述用于从例如其它的心脏起搏器接收信号的接收装置(9)进行配备，就有可能同步启动其它心脏起搏器。而且，由于利用载波进行输送，所以就无需导线，并且这种方法避免了给使用者增加额外的负担。

作为由所述传输装置(10)和所述接收装置(9)所实现的起搏器之间的通讯方式，有可能利用，例如，采用无线电波或超声波的频谱通讯和超宽带通讯。对通讯方式没有限制；只要能够在起搏器之间提供稳定的通讯，任何方式均可使用。

所述电源单元(4)被设计用来提供驱动所述超微型集成心脏起搏器所必需的电源。对于所述电源单元(4)，一般来说使用锂电池或燃料电池是可能的。不过，在普通的心脏起搏器中，提供电源的电源单元是最大的部件。为了使心脏起搏器超微型化，将电源单元小型化是必要的。对于根据本发明的超微型集成心脏起搏器(100)来说，将生物燃料电池用作所述电源单元(4)是理想的。

如果生物燃料电池用作所述电源单元，驱动所述生物燃料电池所必需的诸如葡萄糖和氧这样的生物燃料能够在体内持续得到供应。所述电源单元(4)的体积仅仅取决于电极的大小，这样使得将所述电源单元(4)的体积小型化成为可能。而且，糖(如葡萄糖)的代谢物和中间代谢产物，如水、二氧化碳和葡萄糖酸内酯对于人体来说是安全的，并能够通过血液流动而很快地从电极附近离开。将酶用作催化剂的生物燃料电池能够在适度的条件下运行，如中性pH值和室温下。

在本发明中所采用的生物燃料电池的例子是已知的普通生物燃料电池，这种生物燃料电池从生物燃料的氧化反应中提取电子。换言之，这种生物燃料电池利用如人体所提供的葡萄糖这样的糖和也是由人体提供的氧，并利用酶作为生物催化剂。

本发明中优选的生物燃料电池(40)的组成的例子将通过参考附图进行解释。图2是示出了在根据第一个实施例的超微型集成心脏起搏器(100)中用作电源单元的生物燃料电池(40)的结构的简图。

所述生物燃料电池(40)由一个阳极(41)和一个阴极(42)组成。这种生物燃料电池利用血液或体液作为电解液，并将血液和体液中的糖和氧用作生物燃料。因此，将阳极电极(41a)和阴极电极(42a)定位以使其与血液或体液接触。在图2中，所述阳极电极(41a)和阴极电极(42a)被设计成与血液接触，所述心脏刺激电极(32)和心电图信息记录电极(53)与心肌组织接触。

所述阳极(41)由阳极电极(41a)和被覆所述阳极电极(41a)表面的固定层(41b)组成。

金质电极等用作所述阳极电极(41a)。

生物燃料的氧化酶和生物燃料的氧化所必需的介质在所述阳极电极(41a)的表面是固定不变的。

碳水化合物用作生物燃料。碳水化合物的例子有单糖，如葡萄糖和果糖；二糖，如甘露醇和蔗糖，以及戊糖，如木糖醇和树胶醛醣。由于葡萄糖易于从体内提供，所以优选被用作所述燃料。

对于生物燃料的氧化酶没有特别的限制，只要它们是能够氧化生物燃料的酶即可。这种酶的例子有称为氧化酶和氢化酶的酶。在将葡萄糖用作生物燃料的情况下，例如，可以使用葡萄糖氧化酶和葡萄糖脱氢酶；优选使用葡萄糖脱氢酶。

对于介质没有特别的限制，只要它们能够将从所述生物燃料所释放的电子传送到所述阳极电极(41a)即可。例如，可以使用被称为辅酶的介质，如黄素腺嘌呤二核苷磷酸酯(flavin adenine dinucleotide phosphate)；酶，如虫漆酶；奎宁，如吡咯喹啉醌；锇复合物(osmium complex)，及其组合物。

生物燃料的氧化酶和介质在所述阳极电极(41a)的表面是固定不变的，以形成固定层(41b)。对于固定方法没有限制，已知的任何将酶固定到电极表面的方法均可使用。例如，可将金质圆盘电极用作酶作用物，氨基乙基硫醇(aminoethane-thiol)被吸附到所述金质电极的表面上以形成单分子膜，接着是氨基的调变。在此之后，所述方法是在烧杯中将氧化酶混和生物燃料、介质和清蛋白混和。然后加入戊二醛以使所述酶和介质与戊二醛交联，然后将该混合物涂覆在所述金质圆盘电极的表面上。

为了确保在所述阳极的反应充分，所述固定层(41b)优选被设计成阳极电极(41a)并不与进入体内的氧发生接触。

所述阴极(42)由阴极电极(42a)组成。

所述阴极电极(42a)的一个例子是铂金电极。要求在所述阴极电极(42a)有催化剂以强化氧的还原反应，并且所述铂金本身能够起到催化剂的作用。

为了确保在所述阴极的反应充分，理想的是在所述阴极电极的表面上形成薄层(42b)，这种薄层会阻止除了与所述阴极电极(42a)发生反应的氧以外的物质的渗入，同时允许氧和氢离子的渗入。

所述生物燃料电池(40)并没有充满电解液的容器，而是所述阴极电极(41a)和所述阳极电极(42a)与身体的血液或体液接触。在此情况下，血液和体液起着电解液的作用。在这种电解液中，生物燃料和氧由血液的流动持续地提供，同时代谢物溶解在血液中并由血液流动将其带走。生物燃料和氧的供应以及代谢物的去除通过体内平衡机制来保持恒定。

下面将对所述生物燃料电池(40)进行描述。

生物燃料溶解在血液和体液中并提供给所述阳极(41)的表面。提供给所述阳极(41)的表面的生物燃料通过固定在所述固定层(41b)中的生物燃料氧化酶的作用氧化并产生二氧化碳、氢离子和中间代谢物以及电子。二氧化碳、氢离子和中间代谢物溶解在血液或体液中分泌出去。电子通过介质输送到所述阳极电极(41a)。

向所述阴极(42)的表面提供溶解在血液和体液中的氧和氢离子，这些离子在从所述阳极电极(41a)向所述阴极电极(42a)传输的电子出现时发生反应并形成水。这种反应产生用作驱动电源的电流。

根据已经储存在存储器(7)的程序，从所述心电图信息检测装置(5)中输出的心电图信息，和从外部传输的信息，所述控制单元(2)产生控制信号并将所述信号输出到所述心脏刺激装置(3)中。

例如，所述控制单元(2)配有用于决定产生控制信号的刺激定时的刺激定时确定装置和用于改变产生控制信号的刺激定时的刺激定时改变装置。通常为这种单元编制程序以在刺激定时中以预定的频率产生控制信号。还为这种单元编制程序以在满足某种条件时改变刺激定时；例如，在一给定的时间段内检测到心内P波信息的情况下。

此外，本发明还可以配备通讯单元(6)。该通讯单元(6)与安装在所述超微型集成心脏起搏器外部的外部程序装置(8)进行联系，并用于改变储存在所述存储器(7)中的节律调节程序。通过这种装置，即便是在患者体内植入所述超微型集成心脏起搏器之后，也有可能利用所述外部程序装置(8)来改变储存在所述存储器(7)中的节律调节程序以适合于该患者。

当多个超微型集成心脏起搏器植入患者体内时，对于所述外部程序装置(8)与所述通讯单元(6)之间的通讯联系，通过例如对单独的超微型集成心脏起搏器设定不同的频率，有可能改变每个超微型集成心脏起搏器的节律调节程序。通过进行频谱通讯或给予每个起搏器一个ID，也有可能改变每个超微型集成心脏起搏器的节律调节程序。

下面对根据本发明的第二个实施例(110)的超微型集成心脏起搏器进行描述。根据本发明的第二个实施例(110)的超微型集成心脏起搏器与前述的根据本发明的第一个实施例(100)的超微型集成心脏起搏器之间的区别是，前者没有传输装置(10)或接收装置(9)。

根据第二个实施例(110)的超微型集成心脏起搏器可以在不需要与其它心脏起搏器同步的情况下使用。

根据已经储存在存储器(7)中的控制程序以及从所述心电图信息检测装置(5)中输出的心电图信息，所述控制单元(2)产生控制信号并将所述信号输出到所述心脏刺激装置(3)中。

其它的部件与前述的根据第一个实施例(100)的超微型集成心脏起搏器中的部件相同，因此就不再进行描述。在图3中，部件标号与图1中所示的根据第一个实施例(100)的超微型集成心脏起搏器中的部件标号相同。

下面对根据本发明的第三个实施例(120)的超微型集成心脏起搏器进行描述。图4是根据第三个实施例(120)的超微型集成心脏起搏器的结构简图。根据本发明的第三个实施例(120)的超微型集成心脏起搏器与前述的根据第一个实施例的超微型集成心脏起搏器之间的区别是，前者没有接收装置(9)。

通过利用载波向外部(如其它心脏起搏器)发送所述控制信号，根据第三个实施例(120)的超微型集成心脏起搏器，能够与例如一个或多个其它的心脏起搏器同步并一起运行。

根据已经储存在存储器(7)中的控制程序以及从所述心电图信息检测装置(5)中输出的心电图信息，所述控制单元(2)产生控制信号并将所述信号输出到所述心脏刺激装置(3)中。

其它的部件与前述的根据第一个实施例的超微型集成心脏起搏器中的部件相同，因此就不再进行描述。在图4中，部件标号与图1和图3中所示的根据第一个和第二个实施例的超微型集成心脏起搏器中的部件标号相同。

下面对根据本发明的第四个实施例(130)的超微型集成心脏起搏器进行描述。根据本发明的第四个实施例(130)的超微型集成心脏起搏器与前述的根据第一个实施例的超微型集成心脏起搏器之间的区别是，前者没有用于向外发送控制信号和/或心电图信息的传输装置(10)。

通过用于从外部，如其它的心脏起搏器接收信息的接收装置，根据第四个实施例(120)的超微型集成心脏起搏器能够与其它的心脏起搏器同步并一起运行。

根据已经储存在存储器(7)中的控制程序，以及从所述心电图信息检测装置(5)中输出的心电图信息，和从外部传输的信息，所述控制单元(2)产生控制信号并将所述信号输出到所述心脏刺激装置(3)中。

其它的部件与前述的根据第一个实施例的超微型集成心脏起搏器中的部件相同，因此就不再进行描述。在图5中，部件标号与图1、图3和图4中所示的根据第一个到第三个实施例的超微型集成心脏起搏器中的部件标号相同。

在前述的根据第一个到第四个实施例的超微型集成心脏起搏器中，所述心电图信息记录电极(53)和心脏刺激电极(32)作为单独的部件分别示出。在实践当中，所述心电图信息记录电极(53)和心脏刺激电极(32)可以共享。

而且，所述接收单元(91)和传输单元(12)作为单独的部件分别示出；不过，所述接收单元(91)和传输单元(12)也可以共享。

再者，通过在患者体内安装测量体温和血压的传感器，并将得自于这些传感器的生物信息输出到前述的根据第一个到第四个实施例的超微型集成心脏起搏器中的控制单元(2)，所述控制单元(2)能够根据这些生物数据产生控制信号。

此外，对于根据本发明的第一个到第四个实施例的超微型集成心脏起搏器，对在心脏中植入起搏器的方法没有特别的限制，而且可以采用一般的导管插入方法。例如，起搏器的植入可以通过将根据本发明的超微型集成心脏起搏器附在导管的末端、插入到预定的心脏中的位置并在将起搏器固定在心内膜之后仅将所述导管抽出来进行。在根据本发明的超微型集成心脏起搏器中，所述发生器的主体与电极结合在一起，从而就无需导线的使用。因此，根据本发明的超微型集成心脏起搏器的直径可制成2到3mm，并且无需将胸腔切开很大来将发生器的主体植入。

下面对使用根据本发明的第一个到第四个实施例的超微型集成心脏起搏器的、根据本发明的心脏起搏系统进行描述，并参考附图。

图6是示出了根据本发明的第一个实施例的心脏起搏系统的外形的示意图。将根据本发明的超微型集成心脏起搏器(111)植入患者的心房心内膜中。在图6以及下面所述的图7到图10中，H表示心脏。

根据第一个实施例的心脏起搏系统优选用于虽然在心房中的电活动和在心室中的电活动保持同步但心房还是不能够保持速率的指征中。例如，可以用于对虽然保持内心房传导和心房与心室传导但窦房结功能受到损害的病态窦房结综合症患者进行治疗。

植入心房的根据本发明的超微型集成心脏起搏器(111)配有一个输出控制信号的控制单元、响应所述控制信号并对心肌进行电刺激的心脏刺激装置、和检测至少包括心内P波信息的心电图信息的心电图信息检测装置。这种超微型集成心脏起搏器被设计成将所检测到的心电图信息输出到所述控制装置。换言之，虽然优选使用前述的根据本发明的第二个实施例的超微型集成心脏起搏器，但根据第一个、第三个和第四个实施例的超微型集成心脏起搏器也可以使用，只要它们具有上述设计即可。

所述控制单元也配有用于决定产生控制信号的刺激定时的刺激定时确定装置和用于改变产生控制信号的刺激定时的刺激定时改变装置。

下面将对根据本发明的第一个实施例的心脏起搏系统的运行的例子进行描述。通过所述刺激定时确定装置，产生根据预定的刺激定时的控制信号并且也对心房心内膜进行电刺激。这就会导致心房肌的兴奋和收缩，同时这种刺激也通过心房内传导路径传导到心房与心室结。然后，这种刺激从所述心房与心室结传导到房室束、左侧和右侧束支和浦肯雅(Purkinje)纤维，并最后刺激心室肌从而导致正常的心跳。

即便是在上述的病态窦房结综合症中，也可以发生自然的心跳。在所述心电图信息检测装置从先前的心跳中在预定的时间内检测到自然的心内P波信息的情况下，该自然的心内P波信息被输出到所述控制单元，同时产生控制信号的刺激定时也由该控制单元的刺激定时改变装置改变，心房调节也受到抑制。在检测到先前的心内P波信息之后的预定的时间段内没有检测到自然的心内P波信息的情况下，会根据所述预定的刺激定时对心房肌进行电刺激。

通过将根据本发明的超微型集成心脏起搏器植入患者的心室心内膜，对心室心内膜进行刺激就成为可能。通过将所述起搏器用于窦房结功能正常但心房与心室传导受到损害的病态窦房结综合症患者，保持临床所要求的最低数量的心室传导就成为可能，虽然心房与心室之间并没有同步。

下面对根据本发明的第二个实施例的心脏起搏系统进行描述，并参考附图。

图7是示出了根据本发明的第二个实施例的分布式心脏起搏系统的外形的示意图。该示意图示出了心房心内膜中的一个心电图信息检测装置(200)和心室心内膜中的一个根据本发明的超微型集成心脏起搏器(131)。图8是示出了所述心电图信息检测装置(200)外形的示意图。

根据第二个实施例的心脏起搏系统用于窦房结功能正常，仅心房与心室传导受到损害的患者。具体来讲，心房心内膜中的所述心电图信息检测装置(200)检测至少包括心内P波信息的心电图信息。将所检测到的包括自然心内P波信息的心电图信息传输到心室心内膜中的根据本发明的所述超微型集成心脏起搏器(131)。在从所述心电图信息检测装置(200)接收到所述自然心内P波信息的心电图信息并在给定的间隔之后(相当于心电图中的PQ间隔的心房与心室延迟)，根据本发明的所述超微型集成心脏起搏器(131)通过用所述心脏刺激装置对心室肌进行电刺激来进行心室调节。

即便是在上述的心房与心室受到损害的患者当中，也可以发生自然的心室收缩。在这些患者当中，如果在检测到心内P波信息之后的预定的时间段(心房与心室延迟)内(在检测到自然的心内QRS复合波信息的情况下)发生心室收缩，所述刺激定时就会被改变而且也不会进行心室调节。

图8是示出了置于心房心内膜中的所述心电图信息检测装置(200)外形的示意图。所述心电图信息检测装置(200)由用于检测至少包括心内P波信息的心电图信息并示出所述心电图数据的心电图信息检测装置(5)、用于发送所述心电图信息的传输装置(10)和控制单元(2)所组成。

在如图所示的所述心电图信息检测装置(200)中，所述心电图信息检测装置(5)由两个对心电图进行检测的心电图信息记录电极(53)、一个对心电图信息进行放大的放大单元(51)和一个将所述心电图信息变换成数字信息的A/D变换单元(52)所组成。

同样在如图所示的所述心电图信息检测装置(200)中，所述传输装置(10)由用于输入并调制从所述控制单元(2)输出的心电图信息的调制单元(11)，和用于通过特定载波发送所述经过调制的心电图信息的传输单元(12)所组成。所述经过调制的心电图信息被发送到置于心室心内膜中的超微型集成心脏起搏器(121)中。

根据本发明的置于心室的所述超微型集成心脏起搏器(131)由用于输出控制信号的控制单元，用于响应所述控制信号并对心室肌进行电刺激的心脏刺激装置，用于检测至少包括心内QRS复合波信息的心电图信息的心电图信息检测装置，和用于接收并解调从置于心房的所述心电图信息检测装置(200)发送所述心电图信息的传输装置。所述超微型集成心脏起搏器(131)被设计成将所述心电图信息的传输装置检测到的心电图信息和从其它装置发送的心电图信息输入所述控制装置。因此，在根据第二个实施例的分布式心脏起搏系统中，优选将前述的根据第四个实施例的超微型集成心脏起搏器用作置于所述心室心内膜的超微型集成心脏起搏器，但毫无疑问也可以使用根据第一个实施例的超微型集成心脏起搏器。

而且，前述控制单元也配有用于决定产生控制信号的刺激定时的刺激定时确定装置，和用于改变产生控制信号的刺激定时的刺激定时改变装置。

下面将对根据本发明的第二个实施例的心脏起搏系统的运行的例子进行描述。所述心室通常在由所述刺激定时确定装置所确定的刺激定时由控制信号的产生来进行调节(在检测到心内P波信息之后的给定时间段(心房与心室延迟)的调节)。

在检测到心内P波信息之后的给定时间段(心房与心室延迟)内检测到自然的心内QRS复合波信息的情况下，所述产生控制信号的刺激定时由所述刺激定时装置改变，并且不会产生控制信号。

所述超微型集成心脏起搏器(131)优选被设计成在检测到心内QRS复合波信息(由于自然的心室收缩或由于心脏起搏器的刺激)之后的给定时间间隔内没有从所述心电图信息检测装置(200)发出心内P波的情况下，对心室进行定期调节。这种设计在窦性静止或窦性阻滞发生时会保证安全性。

下面参考附图对根据本发明的第三个实施例的心脏起搏系统进行描述。图7是示出了根据本发明的第三个实施例的分布式心脏起搏系统的外形的示意图。该示意图示出了置于心房心内膜中的第一超微型集成心脏起搏器(101)和置于心室心内膜中的第二超微型集成心脏起搏器(102)。

根据第三个实施例的分布式心脏起搏系统用于窦房结功能障碍且心房与心室传导受到损害的患者。换言之，这种起搏器用于既表现出窦房机能停止和心房与心室传导阻滞的窦房结机能障碍综合症患者。

下面将对根据本发明的第三个实施例的分布式心脏起搏系统的运行的例子进行描述。置于心房心内膜中的所述第一超微型集成心脏起搏器(101)输出控制信号并通过所述心脏刺激装置对心房进行调节。该控制信号(和/或心房的心电图信息)被调制成载波并被传输到置于心室心内膜中的第二超微型集成心脏起搏器(102)。在从所述第一超微型集成心脏起搏器(101)接收到所述控制信号(和/或心房的心电图信息)时，所述第二超微型集成心脏起搏器(102)在由所述第一超微型集成心脏起搏器(102)进行的心房调节之后的给定间隔(相当于心电图的PQ间隔的心房与心室间隔)内输出控制信号，并对所述心室肌进行电刺激以完成心室调节。而且，所述控制信号(和/或心房的心电图信息)还被调制成载波并传输到所述第一超微型集成心脏起搏器(101)。所述第一超微型集成心脏起搏器(101)在从所述第二超微型集成心脏起搏器(102)接收到控制信号(和/或心房的心电图信息)之后，抑制对心内P波的检测并持续一段给定的时间。在此之后，所述第一超微型集成心脏起搏器(131)根据刺激定时并按照预定速率输出控制信号并刺激心房。

通过重复上述步骤，模仿自然生理状态对心脏进行调节就成为可能。

即便是既表现出窦房机能停止又表现出心房与心室传导阻滞的病态窦房结综合症患者也可以产生自然的心室收缩或心房收缩。在此情况下，即，如果从先前的心跳中在给定的时间内检测到自然的心内P波信息，那么所述心房调节就会被抑制。而且，在检测到心内P波信息(自然的或由于所述第一超微型集成心脏起搏器的原因)之后的给定时间间隔(心房与心室延迟)内检测到自然的心内QRS复合波信息的情况下，心室调节就会被抑制。

置于心房的所述第一超微型集成心脏起搏器(101)配有用于输出控制信号的控制单元、用于响应所述控制信号并对心房肌进行电刺激的心脏刺激装置、用于检测至少包括心内P波信息的心电图信息的心电图信息检测装置、用于调制所述控制信号或心电图信息并将所述信息发送到置于心室中的第二超微型集成心脏起搏器(102)的传输装置、和用于接收并解调从置于心室中的第二超微型集成心脏起搏器(102)发送的控制信号或心电图信息的接收装置。所述起搏器被设计成将所述第二超微型集成心脏起搏器(102)发送的控制信号和心电图信息输入所述控制装置。因此，在根据第三个实施例的分布式心脏起搏系统(101)中，优选将前述的根据第一个实施例的超微型集成心脏起搏器用作所述第一超微型集成心脏起搏器(101)。

所述第二超微型集成心脏起搏器(102)配有用于输出控制信号的控制单元、用于响应所述控制信号并对心室肌进行电刺激的心脏刺激装置、用于检测至少包括心内QRS复合波信息的心电图信息的心电图信息检测装置、用于调制所述控制信号或心电图信息并将所述信息发送到所述第一超微型集成心脏起搏器(101)的传输装置、和用于接收并解调从置于心室中的第一超微型集成心脏起搏器(101)发送的控制信号或心电图信息的接收装置。所述起搏器被设计成将所述第一超微型集成心脏起搏器(101)发送的控制信号和心电图信息输入所述控制装置。因此，在根据第三个实施例的分布式心脏起搏系统中，优选将前述的根据第一个实施例的超微型集成心脏起搏器用作所述第二超微型集成心脏起搏器(102)。

在所述第一超微型集成心脏起搏器(101)中，所述控制单元配有用于决定产生控制信号的刺激定时的刺激定时确定装置，和用于改变产生控制信号的刺激定时的刺激定时改变装置。

所述刺激定时确定装置通常决定控制信号产生刺激的定时，然后产生控制信号以进行心房调节。

下面将对所述第一超微型集成心脏起搏器(101)的运行的例子进行描述。在所述心电图信息学检测装置从先前的心跳中在给定的时间内检测到自然的心内P波信息的情况下，产生控制信号的刺激定时就会被改变，而且也不产生控制信号，心房调节也不进行。在所述心电图信息检测装置从最后的心跳中在给定的时间内没有检测到自然的心内P波信息的情况下，控制信号就会产生并且也会进行心房调节。

而且，在所述控制单元中，如果产生控制信号或检测到自然的心内P波信息，那么，所述信息就从所述传输单元发送到所述第二超微型集成心脏起搏器(102)。

在所述第二超微型集成心脏起搏器(102)中，所述控制单元配有用于决定产生控制信号的刺激定时的刺激定时确定装置，和用于改变产生控制信号的刺激定时的刺激定时改变装置。

下面将对所述第二超微型集成心脏起搏器(102)的运行的例子进行描述。控制信号通常定时产生，所述定时由所述定时确定装置所预定(控制信号在控制信号或心内P波信息从所述第一超微型集成心脏起搏器(101)发送之后，以给定的时间间隔(心房与心室延迟)产生)。

在给定时间(心房与心室延迟)内检测到自然的心内QRS复合波信息的情况下，产生控制信号的刺激定时就会由所述刺激定时改变装置改变，且心房调节也不进行。

而且，在所述控制单元中，如果产生控制信号或检测到自然的心内P波信息，那么，所述信息就从所述传输单元发送到所述第一超微型集成心脏起搏器(101)。所述第一超微型集成心脏起搏器(101)在从所述第二超微型集成心脏起搏器(102)接收到所述控制信号(或心室心电图信息)之后，在给定的时间间隔内对心内P波信息的检测进行抑制。这种设计对于避免由以下机制所导致的被称为起搏器心动过速的并发症是很重要的：当由自然的心室收缩引致的心内QRS复合波逆行到心房时，前述第一超微型集成心脏起搏器检测所述心内P波信息，而所述第二超微型集成心脏起搏器根据该心内P波信息对心室进行电刺激，这样就会导致对心室的重复电刺激。

下面对根据本发明的第四个实施例的分布式心脏起搏系统进行描述，并参考附图。图10是示出了根据本发明的第四个实施例的分布式心脏起搏系统的外形的示意图。该示意图示出了置于心房心内膜中的心电图信息检测装置(200)和置于心室心内膜中的多个(例如，在图10中总共是4个)超微型集成心脏起搏器(102)。

根据第四个实施例的分布式心脏起搏系统用于心室肌收缩的同步受损从而导致心室的收缩性降低的患者，或有致命心率失常危险的患者。

下面将对根据本发明的第四个实施例的分布式心脏起搏系统的运行的例子进行描述。置于心房心内膜中的所述心电图信息检测装置(200)检测至少包括心内P波信息的心电图信息。所检测到的心电图信息被发送到置于心室心内膜中的多个超微型集成心脏起搏器(102)。一旦心电图信息从所述心电图信息检测装置(200)发送出，所述多个超微型集成心脏起搏器(102)就产生刺激所述心室肌的控制信号，并且在按照时间间隔进行的心房收缩之后以一个延迟对心室进行调节，该心房收缩的时间间隔根据单独的超微型集成心脏起搏器(102)而有所不同。换言之，一旦心电图信息从所述心电图信息检测装置(200)发送出，所述多个超微型集成心脏起搏器(102)在预定的时间之后对心室进行调节，所述预定的时间根据单独的超微型集成心脏起搏器(102)在心室的不同位置而有所不同。

在自然的心室收缩发生的情况下，即在检测到心内P波信息之后的给定时间间隔(心房与心室延迟)检测到QRS复合波信息的情况下，心室调节会受到抑制。不过，即便是在检测到自然的QRS复合波信息的情况下，如果在给定的时间间隔内没有在置于心室心内膜中的其它超微型集成心脏起搏器(102)中检测到自然的心跳，在这些位置的心室调节就不会受到抑制。为了实现这个目的，由心室中的任何位置的起搏器(102)所记录的自然的QRS复合波信息会被传输到其它的心室起搏器(102)中。每个心室起搏器(102)相互接收由其它心室起搏器(102)所发送的信号。

置于心室心内膜中的所述超微型集成心脏起搏器(102)配有用于输出控制信号的控制单元、用于响应所述控制信号并对心室肌进行电刺激的心脏刺激装置、用于检测至少包括心内QRS复合波信息的心电图信息的心电图信息检测装置、用于调制所述控制信号或心电图信息并将所述信息发送到置于心室的其它超微型集成心脏起搏器的传输装置、和用于接收并解调从置于心房的所述心电图信息检测装置(200)和置于心室中的其它超微型集成心脏起搏器发送的控制信号或心电图信息的接收装置。因此，在根据第四个实施例的分布式心脏起搏系统中，优选将前述的根据第一个实施例的超微型集成心脏起搏器(100)用作所述第二超微型集成心脏起搏器(102)。

此外，根据患者的症状来适当确定放置所述超微型集成心脏起搏器的位置和使用起搏器的数量。

在所述超微型集成心脏起搏器(102)中，每个超微型集成心脏起搏器的控制单元均配有用于决定产生控制信号的刺激定时的刺激定时确定装置，和用于改变产生控制信号的刺激定时的刺激定时改变装置。

下面将对所述超微型集成心脏起搏器运行的例子进行描述。通过所述刺激定时确定装置，在预定的刺激定时产生控制信号(在自然的心内P波信息从所述心电图信息检测装置(200)传输之后的给定时间间隔产生控制信号)并进行心室调节。

每个超微型集成心脏起搏器的刺激定时都不同；换言之，刺激定时根据每个超微型集成心脏起搏器在心室心内膜中的不同位置而有所不同。例如，每个超微型集成心脏起搏器(102)都以不同的时间间隔进行刺激，该时间间隔取决于在正常的心室收缩中所述位置何时被刺激。但是，上述组合并没有限制，只要该组合可以最大地提高心脏的收缩性。

这种同步的心脏收缩也从电学角度降低了心室的不稳定性，并用于避免有致命心率失常危险的患者的心率失常，同时也用于避免由起搏器所引起的心率失常。

通过所述传输装置将由所述超微型集成心脏起搏器(102)所检测到的所述心内QRS复合波信息传输到其它的超微型集成心脏起搏器。在某个心室起搏器在预定的时间内检测到自然的心内QRS复合波信息，但该自然的跳动并没有在其它的心室起搏器中在给定的时间内被检测到的情况下，上述的设计确保对心室的调节也在这些位置进行。

在上述根据本发明的第四个实施例的分布式心脏起搏系统中，有可能像前述的根据第三个实施例的分布式心脏起搏系统那样，在心房心内膜中植入超微型集成心脏起搏器(101)而不是所述心电图信息检测装置(200)。正如前述的根据第三个实施例的分布式心脏起搏系统所描述的那样，植入心房心内膜中的所述超微型集成心脏起搏器配有刺激定时确定装置和刺激定时改变装置，因此，该超微型集成心脏起搏器可以用于心室伸缩性降低并伴有窦性静止和心房与心室阻滞的患者，也可以用于有致命心率失常危险并伴有窦性静止和心房与心室阻滞的患者。

在根据此经过修改的实施例的分布式心脏起搏系统中，出于植入心房心内膜中的所述超微型集成心脏起搏器的设计的目的，可以采用根据第三个实施例的植入心房心内膜中的所述分布式心脏起搏系统(101)的设计。而且，在根据此经过修改的实施例的分布式心脏起搏系统中，出于植入心室心内膜中的所述超微型集成心脏起搏器的设计的目的，可以采用根据第四个实施例的植入心室心内膜中的上述分离的分布式心脏起搏系统(102)的设计。

正如在上面所详细描述的那样，在权利要求4中所描述的超微型集成心脏起搏器能够向其它的超微型集成心脏起搏器传输控制信号或心电图信息，并同时能够从其它的超微型集成心脏起搏器接收控制信号或心电图信息；因此，这种超微型集成心脏起搏器能够与其它的超微型集成心脏起搏器同步地对心脏进行调节。

权利要求1中所描述的超微型集成心脏起搏器并不要求连接所述起搏器主体与刺激电极的导线；因此，这种超微型集成心脏起搏器能够对心脏进行调节而不给患者增加额外的负担。

权利要求2中所描述的超微型集成心脏起搏器能够向其它的超微型集成心脏起搏器传输控制信号或心电图信息；因此，这种超微型集成心脏起搏器能够与其它的超微型集成心脏起搏器同步地对心脏进行调节。

在权利要求3中所描述的超微型集成心脏起搏器能够从其它的超微型集成心脏起搏器接收控制信号或心电图信息；因此，这种超微型集成心脏起搏器能够与其它的超微型集成心脏起搏器同步地对心脏进行调节。

权利要求5中所描述的分布心脏起搏器系统能够用于虽然在心房中的电活动和在心室中的电活动保持同步但心房不能够保持速率的患者。

权利要求6中所描述的分布心脏起搏器系统能够用于窦房结功能正常仅心房与心室传导受到损害的患者。

权利要求7中所描述的分布心脏起搏器系统能够用于窦房结功能不正常而且心房与心室传导也受到损害的患者。

权利要求8中所描述的分布心脏起搏器系统能够用于心室不同部位收缩同步失调且心室伸缩性降低的患者，或心率失常的患者。

权利要求9中所描述的分布心脏起搏器系统能够用于心室伸缩性降低并伴有窦性静止和心房与心室阻滞的患者，也可以用于有致命心率失常危险并伴有窦性静止和心房与心室阻滞的患者。

工业应用潜力

有可能提供一种超微型集成心脏起搏器和分布式心脏起搏系统，所述超微型集成心脏起搏器和分布式心脏起搏系统能够对心脏进行调节，而无需普通的连接电极和起搏器主体的导线，所述超微型集成心脏起搏器和分布式心脏起搏系统还能够仅利用导管操纵就能够植入心脏而不用进行开胸手术，从而降低了患者的负担。