基於心音的自適應心臟再同步治療定時參數優化系統的製作方法

2023-09-22 22:36:50

基於心音的自適應心臟再同步治療定時參數優化系統的製作方法
【專利摘要】用於控制心臟起搏治療的醫療設備和相關聯的方法，感測包括對應於心臟電事件的事件的第一心臟信號和包括對應於心臟血液動力學事件的事件的第二心臟信號。處理器被啟用以使用第一心臟信號測量心臟傳導時間間隔並且控制信號發生器傳遞起搏治療。在起搏治療傳遞期間，起搏控制參數被調節成多個設置。在應用每一個控制參數設置期間從第二心臟信號中測量血液動力學參數值。處理器從多個設置中標識最優設置並且求解因變於心臟傳導時間間隔定義起搏控制參數的患者特定方程。
【專利說明】基於心音的自適應心臟再同步治療定時參數優化系統
[0001]相關申請的交叉引用
[0002]本申請要求2012年4月4日提交的美國臨時申請N0.61/620,277的權益。上述申請的公開內容通過引用整體結合於此。

【技術領域】
[0003]本公開一般涉及醫療設備，並且尤其涉及一種用於控制心臟再同步治療的醫療設備及相關的方法。

【背景技術】
[0004]心臟再同步治療(CRT)是用於心臟衰竭患者的其中電刺激(起搏)一個或多個心臟腔室以恢復或改善心室同步的治療。改進的心臟腔室同步預期提高心臟的諸如通過心室壓力或心室壓力的變化率或其他血液動力學測量的血液動力學性能。從CRT實現積極的臨床益處取決於若干治療控制參數，諸如房室(AV)延遲和心室間(VV)延遲。AV延遲控制心室起搏脈衝相對於固有或起搏的心房去極化的定時。心室間(VV)延遲控制在一個心室中的起搏脈衝相對於其他心室中的起搏或本徵感測事件的定時。
[0005]已提出了選擇用於控制CRT起搏脈衝的最優AV和VV延遲的很多方法。例如，臨床醫生可使用都卜勒超聲波心動描記術選擇最優AV或VV延遲。這種臨床技術是耗時的並且需要專家技術人員來執行。仍需要優化CRT控制參數來實現積極結果。


【發明內容】

[0006]醫療設備和相關聯的方法控制CRT的傳遞。本文中所公開的技術提供可更新方程用於因變於測得的心臟傳導時間計算優化的CRT控制參數。在一些實施例中，用於因變於測得的心臟傳導時間來計算控制參數的患者特定(patient-specific)優化的方程的係數和/或截距(intercept)被存儲在可植入醫療設備的存儲器中並由處理器使用來計算更新的控制參數設置。每次測量心臟傳導時間，存儲的方程可由處理器用於更新相應控制參數。代替使用固定方程和僅響應於心臟傳導時間的新測量值而更新CRT控制參數，方程本身也可被更新。當已知血液動力學優化的控制參數值和傳導時間測量值時，通過求解該方程中使用的係數和/或截距來更新方程。在一些實施例中，可基於從心音信號導出的血液動力學參數值優化控制參數值。一旦標識導致血液動力學參數值中的最大改進的控制參數值，可測量相關的心臟傳導時間，且求解存儲係數或截距以定義用於計算優化的CRT控制參數值的患者特定方程。在各個實施例中，控制參數為AV或VV延遲，且用於計算AV或VV延遲的方程是心臟傳導時間間隔的線性函數。心臟傳導時間間隔的示例包括AV傳導時間間隔、P波持續時間、或QRS持續時間。
[0007]附圖簡沭
[0008]圖1為其中可實現本文所公開的技術以向患者的心臟提供治療的可植入醫療設備(IMD)系統的一個實施例的示意圖。
[0009]圖2為示出了圖1所示的IMD的一個示例配置的框圖。
[0010]圖3為根據一個實施例的用於控制CRT的方法的流程圖。
[0011]圖4為根據一個實施例的用於建立在僅LV起搏期間使用的最優AV延遲的方法的流程圖。
[0012]圖5為根據一個實施例的用於設置雙心室起搏期間的最優AV延遲的方法的流程圖。
[0013]圖6為根據一個實施例的用於設置在雙心室起搏期間的最優VV延遲的方法的流程圖。
[0014]圖7為根據一個實施例的用於控制自適應CRT的方法的流程圖。

【具體實施方式】
[0015]在以下描述中，對說明性實施例進行引用。應當理解，可使用其他實施例而不背離本公開的範圍。本文中所使用的「模塊」指的是專用集成電路(ASIC)、電子電路、執行一個或多個軟體或固件程序的處理器(共享的、專用的、或組)和存儲器、組合邏輯電路、或提供所描述的功能的其他合適的部件。
[0016]在「自適應CRT」中，起搏脈衝可在右心室和左心室兩者(雙心室起搏)中或僅在左心室(僅LV起搏或單心室起搏)中選擇性地傳遞。起搏設備被配置成基於房室(AV)傳導時間間隔在雙心室起搏和單心室僅LV起搏之間切換，房室(AV)傳導時間間隔即，心房去極化傳導至心室並且引起心室去極化的時間。當AV傳導受損，S卩，受阻或變慢時，傳遞雙心室起搏。當在預期「正常」時間間隔內發生AV傳導時，僅LV起搏被傳遞以允許發生本徵AV傳導並通過僅LV起搏改善心室同步。在雙心室或單心室僅LV起搏期間，心房腔室可能或可能不被起搏。
[0017]選擇用於控制雙心室起搏的CRT控制參數值(諸如，AV延遲)可能不一定是用於控制僅LV起搏的最優控制參數值。此外，基於從患者群體獲得的臨床結果設置的CRT控制參數可能對於單個患者不是最優的。單獨優化患者的CRT控制參數可能是耗時的並且需要相當的技術知識。本文中描述了用於在自適應CRT期間控制CRT治療傳遞參數的系統和相關聯的方法以提供在雙心室和僅LV起搏模式兩者期間患者特定優化的CRT控制參數，而在每次調節控制參數時不需要血液動力學測量值。為了描述可能實現用於傳遞自適應CRT的方法和設備，對美國專利N0.7，254，442 (van Gelder等人)、美國專利N0.7，181，284 (Burnes等人)、和7，706，879 (Burnes等人)進行引用，所有上述專利通過引用整體結合於此。在美國公開N0.2008/0177344 (Maskara等人)中一般公開了其中可實現本文所公開的技術的用於傳遞CRT的設備的另一示例。
[0018]圖1為其中可實現本文所公開的技術以向患者114的心臟112提供治療的可植入醫療設備(MD)系統100的一個實施例的示意圖。系統100包括MD 10，MD 10耦合至攜載多個電極的導線118、120、和122。MDlO被配置用於與編程器170雙向通信。例如，頂D10可以是可植入起搏器或可植入心臟復律除顫器(ICD)，其經由耦合至用於起搏、復律和除顫心臟112的導線118、120、和122中的一個或多個的電極向心臟112提供電信號。IMD10能夠至少傳遞雙心室和僅LV起搏，並且在所示的實施例中，被配置使用導線118、120、和122在右心房(RA) 126、右心室(RV) 128、和左心室(LV) 132中用於多腔室起搏和感測。
[0019]IMD 10使用RV尖端電極140和RV環形電極142來傳遞RV起搏脈衝並感測RV心臟內電描記圖(EGM)信號。RV導線118被顯不成攜載線圈電極162,線圈電極162可用於傳遞高壓復律或去纖顫衝擊脈衝。IMD 10使用由多極冠狀竇導線120攜載的電極144感測LV EGM信號並且傳遞LV起搏脈衝，多極冠狀竇導線120延伸通過RA 126並且經由冠狀竇進入心靜脈130中。在一些實施例中，冠狀竇導線120可包括沿著左心房(LA) 136定位的用於感測左心房(LA)EGM信號和傳遞LA起搏脈衝的電極。
[0020]IMD 10使用RA導線122感測RA EGM信號和傳遞RA起搏脈衝，RA導線122攜載尖端電極148和環形電極150。RA導線122被顯示成攜載線圈電極166，線圈電極166可沿著上腔靜脈(SVC)定位用於傳遞復律/去纖顫衝擊。在其他實施例中，RV導線118攜載RV線圈電極162和SVC線圈電極166兩者。MD 10可檢測心臟112的心律失常(諸如心室128和132的纖顫)和以電衝擊脈衝的形式向心臟112傳遞復律或去纖顫治療。雖然IMD10被顯示為在圖1中的右胸植入位置，但是尤其是當MD 10實現為ICD時，更典型的植入位置為左胸植入位置。
[0021]IMD 10包括用於執行歸因於MD 10的功能的內部電路，並且殼體160封圍內部電路。可以認識到，殼體160或其的部分可被配置為用於復律/去纖顫衝擊傳遞的有效電極158，或用作用於單極起搏或感測配置的中性電極。MD 10包括連接器塊134，連接器塊134具有用於接收導線118、120、和122的近端導線連接器的連接器孔。經由包括在連接器塊134中的各連接器和電饋通實現由導線118、120、和122攜載的電極和MD內部電路的電連接。
[0022]IMD 10配置用於傳遞CRT治療，包括使用所選擇的起搏向量以用於利用多極LV導線120上的至少一個電極144的LV起搏。MD 10被配置成在心室128和132中的一個或兩者中進行起搏以用於控制和改善心室同步。本文所描述的方法可在使用可編程的起搏脈衝定時參數和可選擇的起搏向量向右心室和左心室傳遞起搏脈衝的雙腔室或多腔室起搏器或I⑶中實現。具體地，IMD 10被配置成提供「自適應CRT」，自適應CRT響應於患者的本徵AV傳導中的變化在雙心室起搏和僅LV起搏之間切換。當AV傳導受損或受阻時，或更一般地當AV傳導時間變慢時，傳遞雙心室起搏。當返回正常AV傳導時，傳遞僅LV起搏。以這種方式，基於可能在時間上波動的患者自身的AV狀態，僅在需要時傳遞RV起搏。
[0023]編程器170包括顯示器172、處理器174、用戶界面176、和通信模塊178，通信模塊178包括用於與MD 10通信的無線遙測電路。在一些示例中，編程器170可以是手持設備或基於微處理器的家庭監視器或床邊編程設備。用戶(諸如醫師、技術人員、或其他臨床醫生)可與編程器170交互以與MD 10通信。例如，用戶可經由用戶界面176與編程器170交互以取回當前被編程的操作參數、由頂D 10收集的生理數據或來自MD 10的設備相關的診斷信息。用戶還可與編程器170交互以編程MD 10，例如，選擇用於MD的操作參數的值。與編程器170交互的用戶可請求MD 10執行CRT優化算法並將結果傳輸至編程器170，或請求由MD 10存儲的關於由MD 10周期性地自動執行的CRT優化過程的數據。在一些實施例中，由MD 10獲取的信號數據可被傳輸至編程器170，並且編程器170使用所傳輸的信號執行CRT優化算法以建立用於計算CRT控制參數的患者特定優化的方程。所得的方程，或定義用於計算CRT控制參數的方程的係數(多個)和截距(多個)將然後被傳輸回 IMD 10。
[0024]編程器170包括通信模塊178以實現與MD 10無線通信。由系統100使用的通信技術的示例包括低頻或射頻(RF)遙測，其可以是經由藍牙、WiF1、MICS建立的、或如美國專利N0.5，683，432 (Goedeke等人)中所描述的RF鏈路。在一些示例中，編程器170可包括編程頭，編程頭接近患者的身體靠近MD 10植入部位放置，並且在其他示例中，編程器170和MDlO可配置成使用距離遙測算法和不需要使用編程頭和不需要用戶幹預來保持通信鏈路的電路來通信。
[0025]可以設想，編程器170可經由用於將數據傳送至遠程資料庫或計算機的通信模塊178耦合至通信網絡，以允許使用本文所描述的技術遠程監測和管理患者114。遠程患者管理系統可配置成利用目前所公開的技術使臨床醫生能夠查看心音數據和CRT優化結果並授權IMD起搏控制參數的編程。對用於與可植入醫療設備一起使用以供遠程患者監測和設備編程的網絡通信系統的一般描述和示例的共同轉讓的美國專利N0.6，599，250 (Webb等人)、6，442, 433 (Linberg 等人)、6，418, 346 (Nelson 等人)、和 6，480, 745 (Nelson 等人)進行引用，所有這些專利通過引用整體結合於此。
[0026]圖2是示出IMD 10的一個示例配置的框圖。在圖2所示的示例中，IMDlO包括處理器和控制單元80 (在本文中也稱為「處理器」80)、存儲器82、信號發生器84、感測模塊86、和遙測模塊88。MD 10進一步包括心臟信號分析器90、心音傳感器92、和活動/姿勢傳感器94。
[0027]存儲器82可包括計算機可讀指令，當被處理器80執行時，使得MD 10和處理器80執行在本公開通篇中歸因於MD 10、處理器80、和心臟信號分析器90的多個功能。可在存儲器82中編碼計算機可讀指令。存儲器82可計算機可讀存儲介質，計算機可讀存儲介質包括任何易失性、非易失性、磁的、光的、或電的介質，諸如隨機存取存儲器(RAM)、只讀存儲器(ROM)、非易失性RAM(NVRAM)、電可擦除可編程ROM(EEPROM)、快閃記憶體存儲器、或任何其他數字介質。
[0028]處理器和控制單元80可包括微處理器、控制器、數位訊號處理器(DSP)、專用集成電路(ASIC)、現場可編程門陣列(FPGA)、或等效分立或集成邏輯電路中的任何一個或多個。在一些示例中，處理器80可包括多個部件，諸如一個或多個微處理器、一個或多個控制器、一個或多個DSP、一個或多個ASIC、或一個或多個FPGA的任何組合、以及其他分立或集成邏輯電路。歸因於本文中的處理器80的功能可具體化為軟體、固件、硬體、或它們的任何組合。在一個示例中，心臟信號分析器90可至少部分地存儲或編碼為存儲器82中的指令，指令通過處理器和控制80執行。
[0029]處理器和控制單元80包括治療控制單元，治療控制單元控制信號發生器84根據可存儲在存儲器82中的所選擇的一個或多個治療程序將電刺激治療(例如，心臟起搏或CRT)傳遞至心臟112。信號發生器84例如經由各自的導線118、120、122的導體、或在殼體電極158的情況下經由設置在MD 10的殼體160中的電導體電耦合至電極140、142、144A-144D (—起稱為144)、148、150、158、162、和166 (所有電極在圖1中示出)。信號發生器84被配置成生成電刺激治療並經由電極140、142、144、148、150、158、162、和166的所選擇的組合將電刺激治療傳遞至心臟112。信號發生器84根據在CRT期間的AV和/或VV延遲來傳遞心臟起搏脈衝。如本文中將描述的那樣，由分析器90基於心臟信號的分析設置這些延遲。
[0030]信號發生器84可包括開關模塊(未示出)，並且處理器和控制80可例如經由數據/地址總線來選擇用於傳遞起搏脈衝的可用電極。處理器80控制電極140、142、144A-144D、148、150、158、162、和166中的哪一個被耦合至信號發生器84以供例如經由開關模塊傳遞刺激脈衝。開關模塊可包括開關陣列、開關矩陣、復用器、或適合於選擇性地將信號耦合至所選擇的電極的任何其他類型的開關設備。
[0031]感測模塊86 從電極 140、142、144A-144D、148、150、158、162、* 166 中的所選擇的電極中監測用於感測心臟電事件的心臟電信號，以便監測心臟112的電活動。感測模塊86還可包括開關模塊，開關模塊來選擇使用哪些可用電極來感測心臟電活動。在一些示例中，處理器80經由感測模塊86中的開關模塊選擇電極來用作感測電極、或感測向量。
[0032]感測模塊86包括多個感測通道，每個感測通道可選擇性地耦合至電極140、142、144A-144D、148、150、158、162、或166的各自的組合以檢測心臟112的特定腔室的電活動。每個感測通道可包括放大器，放大器響應於在心臟112的各自腔室中的心臟去極化的感測向處理器80輸出指示。以這種方式，處理器80可接收對應於在心臟112的多個腔室中的R波和P波的出現的感測事件信號。感測模塊86可進一步包括用於向處理器80或心臟信號分析器90提供數位化的EGM信號的數位訊號處理電路。
[0033]心室中(例如，RV中)的R波的出現被用於監測本徵AV傳導時間。具體地，在沒有心室起搏(或在允許發生本徵傳導的擴展AV延遲處的起搏)的期間的基於R波感測的AV傳導時間的延長或AV阻塞(block)的檢測被用於控制自適應CRT。當AV傳導受損時，由處理器80控制信號發生器84傳遞雙心室起搏，即使用所選擇的AV延遲和所選擇的VV延遲在RV和LV中傳遞起搏脈衝。當AV傳導未受損時，由處理器80控制信號發生器84以所選擇的AV延遲傳遞僅LV起搏以改善心室同步。
[0034]存儲器82存儲間隔、計數、或由處理器80使用的用於控制由信號發生器84進行的起搏脈衝的傳遞的其他數據。這種數據可包括由處理器80使用以控制起搏脈衝到CRT的左心室和右心室中的一個或兩者的傳遞的間隔和計數器。在一些實施例中，間隔和/或計數，被處理器80用於控制起搏脈衝相對於在另一腔室中的本徵或起搏事件的傳遞的定時。存儲器82存儲建立用於計算最優CRT定時控制參數(諸如，AV和VV延遲)的方程。如以下將更詳細描述的，方程可以定義心臟傳導時間間隔的函數(該函數用於計算最優CRT定時控制參數)的係數和截距的形式存儲。
[0035]心臟信號分析器90從心音傳感器92接收信號以用於確定用於標識最優CRT控制參數的基於心音的血液動力學度量。如本文中所使用地，術語「血液動力學」涉及包含在血液循環中的運動，包括泵血時的心臟的運動，諸如心臟瓣膜打開和關閉和心臟壁運動。在替代實施例中，不同生理傳感器可被附加使用或代替心音傳感器92來向心臟信號分析器90提供與血液動力學功能，尤其心室功能有關的心臟信號。替代的傳感器可實現為機械、光的或其他類型的換能器，諸如壓力傳感器、氧傳感器、或響應於心臟功能並且產生對應於心臟機械功能的信號或與心室同步有關的指示的任何其他傳感器。信號的分析可用於指導對用於控制CRT起搏脈衝的AV和VV延遲的選擇。心臟信號分析器90可使用來自感測模塊86的信號提供附加的EGM信號分析能力。
[0036]心音傳感器92響應於由心臟112產生的聲音或振動生成電信號。傳感器92可被實現為壓電傳感器、話筒、加速計、或其他類型的聲學傳感器。在一些示例中，心音傳感器92可用作聲電換能器和用作電聲換能器兩者。在這種示例中，傳感器還可用於生成患者的可聽警報，諸如嗡嗡聲或蜂鳴噪音。可響應於檢測到跨越警報閾值的血液動力學度量提供警報。
[0037]在圖2中，心音傳感器92與其他電路一起被封圍在IMD 10的外殼160內。在其他不例中，心音傳感器92可與殼體160的外表面或連接器塊134整體形成或形成於殼體160的外表面或連接器塊134上。在另外其他示例中，由導線118、120、122或耦合至MD 10的另一個導線攜載心音傳感器92。在一些實施例中，心音傳感器92可實現為與MD 10無線通信的遠程傳感器。在這些示例的任一個中，傳感器92電或無線耦合至心臟信號分析器90以提供與由心臟112生成的聲音相關的信號來導出血液動力學功能度量。
[0038]圖3為根據一個實施例的用於控制CRT的方法的流程圖200。流程圖200和本文所提供的其他流程圖旨在示出設備的功能操作，並且不應當被解釋為實現所描述的方法所必須的軟體或硬體的具體形式的反映。可以認為，軟體、固件、硬體或它們的組合的具體形式將主要通過在設備中使用的具體系統體系架構和通過由設備所使用的具體信號感測和治療傳遞形態確定。提供軟體、固件、和/或硬體以在本文中的公開內容給出的任何現代醫療設備的背景下完成所描述的功能是在本領域技術人員的能力範圍內。
[0039]結合本文中提供的流程圖所描述的方法可在非瞬態計算機可讀介質中實現，非瞬態計算機可讀介質包括用於使可編程的處理器執行所描述的方法的指令。「計算機可讀介質」包括但不限於任何易失性或非易失性介質，諸如，RAM、ROM、CD-ROM、NVRAM、EEPROM、快閃記憶體存儲器等等，唯一例外是瞬態傳播信號。指令可被實現為可被它們自己執行或與其他軟體結合的一個或多個軟體模塊。
[0040]在框202處，開始CRT優化過程。可通過與編程器170交互的臨床醫生或其他用戶手動開始該過程。可附加地或替代地基於規定周期或響應於指示心臟功能惡化的所監測的心率或血液動力學度量開始過程。首先，心音信號用於在優化過程期間標識最優起搏控制參數設置。可在MD實現時或在臨床醫生監督下的尋醫就診期間執行標識最優設置的初始過程。可在患者休息(例如，處於坐或躺位置)或處於其他受控條件時執行該初始過程。
[0041]如果例如基於周期自動地開始過程，IMD處理器可使用其他感測輸入來建立發生該過程的期望條件。例如，從來自電感測模塊86、姿勢傳感器或活動傳感器94的信號中確定的心率、呼吸速率、由於患者活動引起的傳感器信號上的噪聲水平或偽像、或者它們的任意組合，可用於確認靜息狀態或用於執行優化過程的其他期望狀態。可以認識到，所描述的過程不一定總是在靜息狀態下執行，而可期望地在各個活動或心率水平期間執行以用於確定在不同心率和/或活動處的最佳CRT控制參數。
[0042]一旦開始該過程，在框204處，選擇正被優化的CRT控制參數。例如，由流程圖200所示的過程可實現成優化在僅LV起搏期間使用的AV延遲和在雙心室起搏期間使用的AV延遲和VV延遲。可使用這裡描述的過程來優化單個參數或以連續的方式優化多個參數。在框204處選擇的參數可部分地取決於AV傳導的狀態和在執行該過程時選擇的雙心室或LV起搏模式。
[0043]在框206處，基於在框204處所選擇優化的起搏參數，測量本徵傳導時間間隔。本徵傳導時間間隔可指的是在起搏或感測到的本徵事件之後發生所傳導的事件的時間間隔。例如，可從心房起搏脈衝到本徵傳導的RV R波(A起搏一 RV感測間隔)或從本徵心房感測的P波到本徵傳導的RV R波(A感測一 RV感測間隔)中測量AV傳導時間間隔。A起搏一RV感測間隔和A感測一 RV感測間隔可被總稱為A-RV感測間隔，儘管可以認識到，每個可單獨地被測量以提供用於在心房起搏的條件下和在心房感測的條件下計算不同CRT控制參數設置。在一個示例中，如果正在優化在僅LV起搏期間使用的AV延遲，則測量A-RV感測間隔。A-RV感測間隔是用於設置AV延遲來控制在僅LV起搏期間LV起搏脈衝的傳遞的傳導時間間隔。
[0044]在另一示例中，在框206處測得的傳導時間間隔為測量作為在P波首先被感測(或心房起搏脈衝)到P波的結束的時間之間的間隔。P波持續時間(在本文中也稱為「A-P結束」)可用於例如雙心室期間計算AV延遲，如在以下將進一步描述。在又一其他示例中，在框206處，QRS信號的寬度或持續時間被測量作為傳導時間間隔。QRS信號寬度可用於計算用於控制雙心室起搏的VV延遲。
[0045]一旦在框206處測得心臟傳導時間，該值被存儲或可稍後被更新以用於設置CRT控制參數。在優化過程的初始階段期間，在框208處選擇正被優化的控制參數的第一測試設置。控制參數的第一測試設置可以是默認的或標稱值，或最近經編程的值。在框210處，使用測試控制參數設置傳遞脈衝。例如，可使用測試AV延遲設置傳遞僅LV起搏。在其他情況下，可使用測試AV延遲設置或測試VV延遲設置傳遞雙心室起搏。
[0046]在框210處，由心臟信號分析器90接收和分析由心音傳感器92生成的信號。從該信號導出一個或多個心音(HS)參數作為心臟功能的血液動力學指標。在框210處測得的HS參數被存儲用於正被優化的CRT控制參數的多個測試設置。如果還沒有測試所有設置，則如框212處所判定的，過程返回至框208以調節控制參數設置並且在CRT傳遞期間使用測試設置測量對應的HS參數值。
[0047]在確定並存儲每個測試設置的HS參數之後，在框214處基於對HS參數值的比較來標識最優設置。可由心臟信號分析器90從HS傳感器信號中導出多個HS參數值，該多個HS參數值與心室收縮和/或舒張功能相關。在一個實施例中，S1-S2時間間隔被測量作為心室射血時間的指示。導致最大S1-S2時間間隔的控制參數設置被確定為最優設置使得射血時間最大化。在另一示例中，QRS-Sl時間間隔被測量作為心室預射血間隔。在一個實施例中，導致最小QRS-Sl時間間隔的控制參數設置被確定為最優參數設置。
[0048]在又一實施例中，通過測量SI聲音的寬度、S2聲音的寬度、和S1-S2間隔將心肌性能指標(MPI)確定為HS參數。MPI然後被計算為MPI = (SI寬度+S2寬度)/(Sl_S2間隔)。上述HS參數中的任一個或組合可用於標識最優控制參數設置。特定地，上述參數對確定在僅LV起搏期間使用的最優AV延遲設置或在雙心室起搏期間用於改進心室同步的VV延遲設置是有用的。
[0049]在雙心室期間和在僅LV起搏期間，HS參數還可用於標識最佳控制參數以提高房室同步。例如，S3-S4時間間隔可被確定為心室充盈時間的指示。導致最大S3-S4間隔的起搏控制參數可被識別為產生最大心室充盈的最優參數。改變雙心室起搏或僅LV起搏期間的AV延遲使處理器能夠識別導致主動充盈期的最小截斷並因此導致最大化的心室充盈的AV延遲。
[0050]可從HS傳感器信號導出其他HS參數作為血液動力學和/或心臟腔室同步的指示。HS參數的任何組合可被確定並且用於標識CRT控制參數或控制參數的組合的最優設置。可從在一個或多個心臟周期上的HS信號的測量中確定HS參數。可從原始過濾的HS傳感器信號中或在確定整體平均HS信號之後測量HS參數。HS參數值可與目標值或HS參數的範圍直接彼此比較，該目標值或HS參數的範圍可以是基於來自患者群體的數據的患者特定目標值或範圍。
[0051]已知最優控制參數設置和預先測得的傳導時間間隔(從框206)，在框216處計算在CRT操作期間用於計算控制參數設置的係數。例如，在最優控制參數和測得的傳導時間間隔之間的線性關係的情況下，用於自動調節CRT定時參數的方程可一般表達為:
[0052]Y = K*X+C
[0053]其中Y為定時參數設置，K為係數，X為測得的傳導時間間隔，且C為截距。在一些實施例中，K可以為I或C可以為零，從而將方程分別簡化成Y = X+C或Y = κ*χ。如以上所描述的，使用為每個測試設置測量的一個或多個HS參數，從個測試設置中標識Y的最優值。通過具有在框206處的預先測得的X (傳導時間)，可在C被設置成常數(或O)時求解K。替代地，可在K被設置成常數(或I)時求解C。以這種方式，在方程中用來因變於測得的本徵傳導時間X計算CRT定時控制參數Y的係數K或截距C基於HS信號分析被定製成患者自身的血液動力學性能。患者特定優化的係數或截距被存儲在頂D存儲器中以實現每當重新測量傳導時間間隔時計算新控制參數。
[0054]在框218處，正被優化的起搏控制參數被設置成基於HS信號分析確定的最優值。在框220處，使用優化的控制參數傳遞CRT。周期地，更新傳導時間測量以按需實現相關聯的控制參數的更新或調節。如果如在框222處確定的，是到更新傳導時間間隔測量的時候，則在框224處測量傳導時間間隔。可以規定的間隔測量傳導時間間隔，該時間間隔可以為大約每幾秒、分鐘、小時、每周或其他所選間隔。
[0055]在框224處測量傳導時間間隔之後，在框218處使用更新的傳導時間測量和在框216處確定的所存儲的係數或截距來更新相關聯的起搏控制參數。以這種方式，響應於本徵傳導時間的變化使用在測得的傳導時間和定時控制參數之間的患者特定、血液動力學優化的關係動態地調節定時控制參數。
[0056]除周期地更新傳導時間間隔測量之外，可重複HS分析以更新用於計算優化起搏控制參數的所存儲的係數或截距。HS分析可被排定成以規定間隔(例如，每天、每周、或每月)發生。如果如在框226處所確定的，是重複HS分析的時候，則過程返回至框206以測量用於計算起搏控制參數的傳導時間間隔。在框208到212處，改變控制參數設置直到獲得所有期望的測試設置的HS參數測量。
[0057]如上所述，在框214處基於HS參數測量比較來標識最優起搏參數設置。使用最優參數設置和當前測得的傳導時間間隔求解更新的係數或截距。在框216處存儲因變於測得的傳導時間定義控制參數的更新的係數或截距。以這種方式，在整個CRT傳遞期間按需將用於計算最優控制參數設置的傳導時間間隔和方程(即，係數或截距值)自適應更新成患者特定值。可更頻繁地更新傳導時間間隔以實現當患者傳導狀態變化時優化CRT控制參數。可相比傳導時間測量不那麼頻繁地執行血液動力學優化以實現當心臟的機械功能變化時更新用於計算CRT控制參數的優化方程。
[0058]圖4為用於建立在僅LV起搏期間使用的優化的AV延遲。在框302處，設置初始A-LV延遲。可在心房起搏期間或在心房感測期間實現流程圖300所示的過程。可在起搏和感測期間有意地執行該過程以獲得用於計算在心房起搏周期期間的最優A起搏一 LV延遲和在心房感測周期期間使用的最優A感測一 LV的獨特方程。此外，可在不同本徵和/或起搏心率處執行該過程。所感測的心率可用於觸發過程在不同心率範圍或水平期間發生。由此，可執行由流程圖300所示的過程以獲得用於計算在一個或多個心率範圍處心房起搏期間和在一個或多個心率範圍處心房感測期間使用的不同A-LV延遲設置。
[0059]在框304處，使用在框302處設置的測試A-LV延遲傳遞CRT。在框306處測量一個或多個HS參數。在如在框308處所確定的，收集至少兩個不同A-LV延遲測試設置的HS參數測量之後，在框310處通過HS參數值比較標識最優A-LV延遲。如上所述，在一些實施例中，從HS信號分析中導出的最大化的射血間隔、最小化的預射血間隔、或最大化的心肌性能指標可用於指示最優A-LV延遲。
[0060]在框312處，測量A-RV感測傳導時間間隔。在一個實施例中，A-LV被計算為因變於A-RV感測傳導時間間隔。例如，A-LV延遲可被計算為A-LV延遲=K* (A-RV感測)+C。C被存儲為可編程成所選擇的正或負值的常數。在一個實施例中，C可以為45，30, 20或-65ms。C的最優值可基於患者的群體的臨床研究。例如，可使用從患者的人群測得的傳導時間和血液動力學度量執行最優控制參數的建模以用於確定用於C的最優值。
[0061]通過基於HS信號分析已知最優A-LV延遲，可使用測得的A-RV感測間隔和C的固定值求解最優係數K。在框314處，K的值被存儲並隨後用於在每當測量A-RV感測時計算更新的A-LV延遲。
[0062]替代地，K的固定值可用於方程A-LV延遲=K* (A-RV感測)+C。在這種情況下，C為基於HS優化的值。使用優化的A-LV延遲、測得A-RV感測間隔、和K的固定值求解C的值。在該實施例中，C可被認為是預射血間隔或PEI，其中C將控制LV相對於RV感測起搏多早(或多晚)。在CRT傳遞期間，可通過從由所存儲的C的值和K的固定值和A-RV感測的更新測量定義的方程中計算A-LV延遲，來更新A-LV延遲設置的優化的值。周期地，基於A-LV延遲的基於HS的優化來調節C的值。
[0063]在又一另一實施例中，可基於在時間上兩個不同點處的基於HS的優化,來確定K和C兩者。在這種情況下，K和C為兩個時間點的一組兩個方程的解:A-LV延遲I = K* (A-RV感測J +C，A-LV延遲2 = K* (A-RV感測2) +C。在CRT傳遞期間，從A-RV感測的周期測量和係數K和C計算A-LV延遲。可基於A-LV延遲的基於HS的優化周期地調節係數K和截距C。在某些時間處，K保持恆定在預先優化的值處以實現C的優化。在其他時間處，C保持恆定在預先優化的值處以實現K的優化。
[0064]在所示的實施例中，A-LV延遲被定義為A-RV感測間隔的線性函數。可以認識到，非線性函數也可被定義用於計算和設置起搏定時控制間隔。用於計算控制參數值的方程因變於測得的本徵傳導時間。可基於定時參數的HS優化，來更新和存儲用於包括在定義方程中的截距或係數的可更新值。此外，雖然A-LV延遲被確定為因變於A-RV感測間隔，可將不同的傳導時間可代入以上方程中。例如，在一些實施例中，A-LV延遲可被定義為因變於P波持續時間。
[0065]圖5為用於設置在雙心室起搏期間的最優AV延遲的方法的流程圖400。在一個示例中，在雙心室起搏期間使用的AV延遲控制RV起搏脈衝相對於心房起搏或感測的事件的定時並且因此被稱為A-RV延遲。然後可由可以根據一個約定的為OmS (同時RV和LV起搏)、正值(導致LV起搏在RV起搏脈衝之前)、或負值(導致LV起搏脈衝晚於RV起搏脈衝)的VV延遲控制LV起搏脈衝。可以認識到，當傳遞RV和LV起搏脈衝兩者時，可使用其他約定來定義。在另一示例中，A-RV延遲和A-LV延遲每個設置成分別控制RV和LV起搏脈衝相對於彼此和相對於心房激動的定時在又一些其他約定中，A-LV延遲可用於控制LV起搏脈衝的定時，且在VV延遲期滿時傳遞RV起搏脈衝以控制RV起搏脈衝到LV起搏脈衝的相對定時。所公開的使用心音分析確定最優起搏定時控制並然後在起搏或感測的事件之後求解定義因變於測得的本徵傳導時間的起搏定時控制間隔的方程中的最優係數或截距的技術一般可適用於這些約定中的任一個。
[0066]在圖5的示例性實施例中，在框402處設置初始A-RV延遲。在框404處，使用該初始A-RV延遲以雙心室起搏模式傳遞CRT。在A-RV延遲的優化期間，可使用標稱VV延遲設置(例如，Oms的VV延遲)以在AV延遲正被優化時同時提供雙心室起搏。在框406處，測量用於初始A-RV延遲設置的HS參數。在框402處，將A-RV延遲調節成一個或多個附接測試設置直到如在判定框408處所確定的那樣已針對多個測試設置測量HS參數。
[0067]在框406處測得的HS參數可以是與舒張功能相關的參數，如，基於HS信號導出的替代、SI幅度或S3-S4間隔、或S3或S4的幅度的A波的截斷。基於在框406處測量並存儲的HS參數,在框410處將最優A-RV延遲標識為例如不導致A波截斷的最短A-RV延遲、或導致最大SI幅度或最大S3-S4間隔的A-RV延遲。替代地,可基於收縮功能參數優化A-RV延遲。
[0068]測得的HS參數可包括S1-S2間隔、從心室起搏脈衝到S2的間隔、或從RV感測到S2的間隔。最優A-RV延遲可被標識為最大化S1-S2間隔或導致從RV感測或起搏事件到S2聲音的間隔的突然改變的延遲。
[0069]將使用基於HS信號分析定義的方程將A-RV延遲計算為因變於測得的傳導時間。在框412處測量傳導時間間隔。在一個實施例中，在框412處測量P波持續時間。可從P波感測閾值交叉點(或起搏脈衝)的時間到P波檢測結束(例如，可以為負向交叉的第二閾值交叉點)測量P波持續時間。A-RV延遲可被定義為本徵P波持續時間加偏移(例如，截距)。在框414處可對於已知最優A-RV延遲和測得的P波持續時間來求解偏移。最佳偏移被存儲並稍後用於每當更新P波持續時間測量時計算最優A-RV延遲。在一個實施例中，每12-24小時(例如，每16小時)測量P波持續時間，並且使用所存儲的偏移計算新A-RV延遲。還可使用周期HS信號分析更新最優偏移。可相比P波持續時間測量不那麼頻繁地更新偏移。可使用HS信號分析技術例如每周更新偏移。
[0070]可以認識到，在替代實施例中，可測量其他心臟傳導間隔以用於計算A-RV延遲(諸如，本徵A-RV感測間隔)。
[0071]圖6為用於設置在雙心室起搏期間的最優VV延遲的方法的流程圖500。以類似於以上描述的方法的方式，在CRT傳遞期間(框504)應用初始VV延遲設置。測量HS參數(框506)。針對多個VV延遲設置測量HS參數直到如在框508處判定地已在CRT傳遞期間應用所有期望的測試設置。在應用各個VV延遲測試設置的期間，AV延遲可被設置成根據結合圖5所描述的方法優化的值。
[0072]在框510處，比較各種VV延遲設置測量的HS參數值以標識最優VV延遲設置。在各個實施例中，用於優化VV延遲而測量的HS參數可包括S1-S2間隔、QRS-Sl間隔、在SI聲音中的二尖瓣組件Ml和三尖瓣組件Tl之間的分裂時間、或指示LV和RV腔室兩者的同步的Ml和Tl的合併、或如本文中以上提及的心肌性能指標、或從HS信號導出的任何其它參數或特徵。
[0073]在一個實施例中，在框512處測得的傳導參數為A-RV感測間隔(A-RV感測間隔可跟隨起搏或感測的心房事件)。在一個實施例中，VV延遲被定義為QRS持續事件的線性函數。可使用在框510處確定的已知最優VV延遲、在框512處測得QRS持續時間、和用於截距C的固定值，來求解方程VV延遲=K* (QRS持續時間)+C中的係數K。在框514處存儲係數K以隨後用於在每當重新測量QRS持續時間時計算更新的最優VV延遲，在一些實施例中，可以每分鐘如此頻繁來重新測量QRS持續時間。
[0074]還可通過逐周期地重複HS信號分析更新係數K。可根據需要經常重複在流程圖500中所示的過程以使用係數K (或截距C)的優化值維持用於定義因變於QRS持續時間的VV延遲的最優患者特定方程。
[0075]圖7為根據一個實施例的用於控制自適應CRT的方法的流程圖600。如結合圖4到6所描述的，在框602處，執行HS分析以建立定義因變於測得的傳導時間的CRT控制參數的方程。執行HS分析以確定在僅LV起搏期間使用的最優AV延遲。存儲在方程中用於更新因變於測得的傳導時間間隔的AV延遲的係數或截距。可對應於心房起搏、心房感測、和不同心率來存儲獨特係數(或截距)。
[0076]類似地，執行HS分析以確定在雙心室起搏期間使用的最優AV和VV延遲。求解在定義作為因變於各測得的傳導時間的AV延遲和VV延遲的相應的方程中的係數(或截距)。可對應於心房起搏、心房感測和不同心率存儲獨特係數(或截距)。
[0077]—旦對僅LV和雙心室起搏兩者存儲用於定義用於計算優化的CRT定時控制參數的方程的係數和/或截距，在框604處，可比較在僅LV起搏的最優AV延遲處的HS參數(多個)和在雙心室起搏的最優AV和VV延遲處測得的HS參數(多個)。可針對僅靜息心率或針對多個心率範圍進行該比較。即使當AV傳導未受損時或在不同A-RV感測間隔或心率處，該比較為可任選的，但可被執行以仍標識患者可更受益於僅LV起搏還是雙心室起搏。
[0078]在框606處可設置傳導時間閾值和心率閾值以控制何時在僅LV起搏或雙心室起搏之間發生切換。這些閾值可至少部分地基於僅LV起搏和雙心室起搏的最佳HS參數值的比較。如果測得的AV傳導時間比傳導時間閾值長，則MD將從僅LV起搏切換到雙心室起搏直到AV傳導時間再次降到低於切換閾值(可能需要維持達一個或多個心跳)。此外，可設置心率閾值。在一個實施例中，如果A-RV感測傳導時間小於約200或250ms，並且心率小於100心跳每分鐘，則傳遞僅LV起搏。否則，傳遞雙心室起搏。
[0079]在一些實施例中，在僅LV和雙心室起搏的每一個的最優設置處的HS參數之間的比較可用於調節僅LV起搏和雙心室起搏的切換閾值。例如，如果基於HS分析，即使在本徵AV傳導時間為正常時，雙心室起搏仍導致比僅LV起搏顯著更好的血液動力學性能，則處理器可控制指令傳遞模塊總是或大多數時間傳遞雙心室起搏直到執行下一 HS信號分析。可通過調節傳導時間閾值和/或心率(HR)閾值來完成此舉，傳導時間閾值和/或心率(HR)閾值在框606處控制僅LV和雙心室起搏之間的切換。如果AV傳導時間閾值被設置為最小值和/或用於從雙心室切換到LV起搏的HR閾值被設置為最小值，則大多數時間將傳遞雙心室起搏。只要AV傳導時間比最小設置閾值長和/或HR大於最小設置HR閾值，將會發生雙心室起搏。
[0080]在一些實施例中，可對不同HR範圍設置不同AV傳導時間閾值以基於哪個起搏模式產生給定HR範圍的測得的HS參數(多個)的最大改進，來控制對於不同HR範圍是傳遞雙心室起搏還是僅LV起搏。在其他實施例中，響應於與僅LV起搏相比的在雙心室起搏期間的優秀的血液動力學結果，處理器80可將起搏模式固定為雙心室模式直到執行下一 HS信號分析。響應於HR中的變化或本徵AV傳導時間的變化，起搏模式將不會從雙心室起搏切換到僅LV起搏。
[0081]在其他示例中，可即使在相對長的本徵AV傳導時間處仍發現LV起搏優於雙心室起搏。由此，在一些實施例中，與最優雙心室相比在最優僅LV起搏期間測得的HS參數的改進可導致觸發僅LV和雙心室起搏之間的切換的增加AV傳導時間閾值和/或增加HR閾值。這將通過增加傳遞僅LV起搏的AV傳導時間的範圍和/或心率的範圍增加僅LV起搏的可能性。
[0082]在其他實施例中，可在不比較最優僅LV和最優雙心室HS參數值的情況下，設置用於控制僅LV和雙心室起搏模式的選擇的傳導時間閾值和HR閾值。根據默認值、臨床醫生偏好、或基於在靜息HR和/或不同HR範圍處測得的患者的本徵AV傳導時間，設置傳導時間閾值。可設置與用於從雙心室起搏切換回僅LV起搏的閾值標準不同的用於從僅LV起搏到雙心室起搏的不同閾值標準。可能要求滿足閾值標準的滯後作用或不同數量的最近心臟周期。
[0083]在框608處，設置控制方程更新間隔的定時器。該更新間隔控制何時重複HS信號分析以更新用於定義用於計算最優定時參數設置的所存儲的係數(多個)和/或截距(多個)。例如，方程更新間隔可被設置成24小時、48小時、一周、一個月、或另一期望的間隔。
[0084]在框610處,測量AV傳導時間以用於控制起搏模式。AV傳導時間可以為如在框610處所指示的A-RV感測間隔。如果該A-RV感測間隔小於預先設置的傳導時間閾值，則在框614處，其用於計算最佳A-LV延遲。使用定義因變於A-RV感測的A-LV延遲的方程的預先存儲的係數或截距。如上所述，在一個實施例中，使用方程A-LV延遲=K*(A-RV感測)+C，其中在框602處求解並存儲K，並且A-RV感測為當前測量的A-RV感測間隔。在一個實施例中，截距C可以為可編程的值並且可在從約+45ms到-65ms的範圍內。可從由接收CRT的患者的群體中獲得數據的線性建模中確定C的最優值。在一些實施例中，可使用超聲波心動描記術或其他臨床方法優化C。
[0085]可設置A-LV延遲的上限和下限，以防止非生理的或不良A-LV起搏間隔。例如，在一個實施例中，A-LV延遲必須不導致在RV去極化之前的小於40ms的起搏脈衝。。如果使用所存儲的方程計算的A-LV延遲小於A-RV感測-40ms，則A-LV延遲可被設置成等於A-RV感測-40ms的默認值。比RV中的R波早小於40ms傳遞的LV起搏脈衝可導致假性融合。當LV起搏脈衝誘發的響應與從RV傳導的本徵LV去極化基本同時發生時，發生假性融合。
[0086]在設置可單獨設置用於心房起搏和心房感測的A-LV延遲之後，在框616處設置控制傳導時間更新間隔的定時器。傳導時間更新間隔為重複A-RV感測傳導時間的測量以用於更新最優A-LV延遲的時間間隔。在框618處，使用計算的最優A-LV延遲傳遞僅LV起搏。如在框620處所確定的一旦傳導時間更新間隔期滿，過程返回至框610以測量A-RV感測間隔。
[0087]如果A-RV感測間隔仍小於僅LV起搏的傳導時間閾值，則在框614處將A-LV延遲調節成使用最新測量的A-RV感測間隔和預先存儲的係數(或截距)計算的值。只要A-RV感測間隔保持低於傳導時間閾值(並且滿足任何其他僅LV起搏標準，諸如心率標準)，就將繼續僅LV起搏。一旦每個排定的傳導時間更新間隔期滿，使用所存儲的方程和更新的A-RV感測的測量，來更新A-LV延遲。
[0088]如果如在框630處所確定的，方程更新間隔期滿，則過程返回至框602以重複HS信號的分析。基於HS信號分析標識最優CRT定時控制參數。求解定義因變於相應的傳導時間的控制參數的方程中的係數(多個)和/或截距(多個)。如上所述，在框602處更新和存儲係數和/或截距並且繼續過程。
[0089]如果在框612處A-RV感測間隔超過傳導時間閾值，則MD將切換至雙心室起搏並將前進至框622。如果需要測量除用於計算雙心室起搏定時控制參數的A-RV感測間隔之外的附加傳導時間間隔，則在框622處測量這些傳導時間間隔。在一個實施例中，在框622處測量P波持續時間。因變於P波持續時間，計算在雙心室起搏期間的AV延遲。可使用測得的P波持續時間和所存儲的方程，來計算A-RV延遲或A-LV延遲。此外，在一個實施例中，在框622處測量QRS持續時間。可因變於QRS持續時間和所存儲的方程計算在雙心室起搏期間的VV延遲。
[0090]在框624處，這些P波持續時間和QRS持續時間測量用於計算最優雙心室起搏間隔。在一個實施例中，根據方程AV延遲=(A-P結束)+偏移計算AV延遲。A-P結束為在框622處測得的P波持續時間。偏移為在框602處在HS分析期間求解的線性方程中的可更新截距並且存儲在MD存儲器中直到其在下一 HS分析期間被更新。替代地，可將AV延遲定義為因變於測得的A-RV感測間隔並且在HS信號分析期間求解乘以A-RV感測間隔的係數或截距以建立定義最佳雙心室AV延遲的方程。
[0091]在示例性實施例中，在根據方程VV延遲=K*QRS持續時間+C計算雙心室起搏期間使用的W延遲。可更新的係數K被存儲於MD存儲器中並且在每個HS信號分析期間更新。C可以是存儲在MD存儲器中的固定常數並且可基於在患者群體上執行的建模被選擇。值得注意的是，在定義控制參數的各種線性方程中，使用表示係數值的相同字母「K」和表示截距值的「C」旨在表示用於不同控制參數的不同方程具有相同係數或截距值；換言之，可針對廣義方程Y = K*X+C中的每個控制參數唯一地定義「K」和「C。」
[0092]在框626處，設置控制傳導時間更新間隔的定時器，且在框628處使用計算的定時控制參數傳遞雙心室起搏。如在框620處所確定的，一旦傳導時間更新間隔期滿，過程可返回至框610以測量A-RV感測間隔。如果A-RV感測間隔大於用於僅LV起搏的傳導時間域值，則MD保持在雙心室起搏模式。在框622處再次測量用於計算更新的起搏定時控制參數所需的任何傳導時間，例如，P波持續時間或QRS持續時間。在框624處，使用來自框622的更新的傳導時間測量計算更新的AV和VV延遲。
[0093]在一些實施例中，可與用於更新用於計算更新的定時控制參數的傳導時間間隔測量的間隔不同地定義測量A-RV感測間隔以用於控制在雙心室和僅LV起搏之間的切換的間隔。例如，可每分鐘測量A-RV感測間隔以用於控制雙心室起搏，而可每15分鐘測量P波持續時間和QRS持續時間以用於調節定時控制參數。本文中所描述的方法不限於用於更新各個測得的傳導時間間隔和HS導出的血液動力學參數的任何特定的時間計劃，並且每個測得的參數可具有其自身的更新間隔。
[0094]如在框630處所確定的，一旦方程更新間隔期滿，在框602處重複HS信號分析。基於HS參數優化更新在因變於傳導時間定義CRT定時控制參數的方程中使用的任何係數和/或截距。由此，可根據傳導時間間隔測量的第一頻率或速率更新控制參數。可根據執行心音信號分析的第二頻率更新用於計算控制參數的方程。可比執行心音信號分析以用於更新用於計算控制參數的方程更頻繁地更新控制參數。
[0095]本文中公開的技術提供用於因變於測得的心臟傳導時間計算治療控制參數的可更新方程。代替需要全血液動力學信號分析以在每當調節控制參數時標識最優控制參數，在不執行附加的血液動力學測量的情況下，存儲患者特定優化的方程並且僅使用所存儲的方程和更新的傳導時間測量來周期地更新控制參數。此外，代替使用用於僅響應於心臟傳導時間的新測量更新控制參數的固定方程，方程本身也是可更新的。當執行血液動力學信號分析以標識血液動力學優化的控制參數值時，通過求解定義方程的係數或截距周期地更新方程。在更新方程之間的周期期間，僅使用所存儲的方程和定義方程的傳導時間參數的更新的測量，來調節控制參數。
[0096]雖然本文中提供了有關CRT的定時參數和定義定時參數的方程的特定示例，但可以認識到，可使用本文中所描述的技術優化用於控制傳遞至心臟的治療的任何治療控制參數。此外，可結合作為HS傳感器信號的附加或替代的其他生理傳感器信號，執行確定用於定義因變於測得的傳導時間的控制參數的患者特定方程。與心臟的血液動力學功能相關的任何信號可有用於確定和更新係數和截距，係數和截距定義用於因變於心臟傳導時間計算最優起搏控制參數的方程。
[0097]本文中呈現的技術和流程圖可在各個實施例中組合併且不限於本文所描述的特定數量或順序的步驟。可以認識到，可以不同順序執行操作，並且在不背離所公開技術的主旨的情況下下添加或去除一些操作。
[0098]因此，已在以上描述中參照具體實施例提供用於控制和傳遞起搏治療的醫療設備及相關方法。將理解，可作出對所引用的實施例的多種修改，而不背離在以下權利要求中所述的公開的範圍。
【權利要求】
1.一種用於控制和傳遞心臟起搏治療的醫療設備，所述設備包括: 多個電極，所述多個電極用於感測第一心臟信號，所述第一心臟信號包括對應於心臟電事件的第一事件； 生理傳感器，所述生理傳感器用於感測第二心臟信號，所述第二心臟信號包括對應於心臟血液動力學事件的第二事件； 信號發生器，所述信號發生器用於經由所述多個電極向患者的心臟傳遞起搏治療；以及 處理器，所述處理器用於: 使用所述第一心臟信號測量心臟傳導時間間隔， 控制所述信號發生器在起搏治療傳遞期間傳遞起搏治療並且將第一起搏控制參數調節成多個設置， 對應於多個設置的每一個從第二心臟信號測量血液動力學參數值， 響應於測得的血液動力學參數值從多個設置中標識最優設置， 使用所述最優設置和測得的心臟傳導時間間隔求解因變於心臟傳導時間間隔定義第一起搏控制參數的第一患者特定方程，以及 使用第一患者特定方程和心臟傳導時間間隔計算第一起搏控制參數的設置。
2.如權利要求1所述的設備，其特徵在於，求解患者特定方程包括計算係數和截距中的至少一個的患者特定值。
3.如權利要求1所述的設備，其特徵在於，所述處理器進一步配置成: 重複測量傳導時間間隔以獲得更新的傳導時間間隔；以及 使用更新的傳導時間間隔和患者特定方程計算第一起搏控制參數的更新設置。
4.如權利要求1所述的設備，其特徵在於，所述處理器進一步配置成: 設置用於更新方程的第一時間間隔； 從對應於多個設置的每一個的第二心臟信號重複測量血液動力學參數值並且響應於測得的血液動力學參數值從多個設置中標識更新的最優設置；以及 一旦所述第一時間間隔期滿，使用更新的最優設置求解更新的患者特定方程。
5.如權利要求4所述的設備，其特徵在於，所述處理器進一步被配置成設置用於更新傳導時間間隔測量的第二時間間隔，所述第二時間間隔與所述第一時間間隔不同；以及 一旦所述第二時間間隔，計算所述第一起搏控制參數的更新設置。
6.如權利要求1所述的設備，其特徵在於，所述處理器進一步配置成: 使用響應於所述第二心臟信號和第二心臟傳導時間間隔測量標識的第二起搏控制參數的最優設置，求解因變於心臟傳導時間間隔定義第二起搏控制參數的第二患者特定方程; 響應於所述第一心臟信號控制信號發生器選擇性地以第一起搏模式和第二起搏模式中的Iv傳遞起搏治療；以及 響應於選擇性地根據所述第一起搏模式傳遞起搏，使用第一患者特定方程計算第一起搏控制參數的最優設置，以及響應於選擇性地根據所述第二起搏模式傳遞起搏，使用第二起搏特異性方程計算第二起搏控制參數的最優設置。
7.如權利要求6所述的設備，其特徵在於，第一和第二起搏模式包括單心室起搏模式和雙心室起搏模式，所述第一起搏控制參數包括房室延遲，且第二起搏控制參數包括心室間延遲。
8.如權利要求1所述的設備，其特徵在於，所述血液動力學信號包括心音信號。
9.如權利要求1所述的設備，其特徵在於，所述第二事件包括收縮事件，使用收縮事件測量的血液動力學參數值。
10.如權利要求1所述的設備，其特徵在於，所述第二事件包括舒張事件，使用舒張事件測量的血液動力學參數值。
11.如權利要求1所述的設備，其特徵在於，所述起搏治療包括心臟再同步治療。
12.如權利要求1所述的設備，其特徵在於，求解患者特定方程包括: 計算在第一時間點處的係數和截距中的一項的患者特定值； 從對應於晚於所述第一時間點的第二時間點處的多個設置的每一個的第二心臟信號中重複測量血液動力學參數值， 響應於在第二時間點處測得的血液動力學參數值從多個設置中標識第二最優設置，以及 使用第二最優設置計算係數和截距中的另一項的患者特定值。
13.如權利要求1所述的設備，其特徵在於，所述處理器進一步配置成: 使用響應於所述第二心臟信號和第二心臟傳導時間間隔測量標識的第二起搏控制參數的最優設置，求解因變於心臟傳導時間間隔定義第二起搏控制參數的第二患者特定方程。
14.如權利要求13所述的設備，其特徵在於，所述處理器進一步配置成: 響應於所述第一心臟信號，控制信號發生器選擇性地以第一起搏模式和第二起搏模式中的Iv傳遞起搏治療；以及 響應於選擇性地根據所述第一起搏模式傳遞起搏，使用第一患者特定方程計算第一起搏控制參數的最優設置，以及響應於選擇性地根據所述第二起搏模式傳遞起搏，使用第二起搏特定方程計算第二起搏控制參數的最優設置。
15.如權利要求14所述的設備，其特徵在於，第一和第二起搏模式包括單心室起搏模式和雙心室起搏模式，所述第一起搏控制參數包括房室延遲，且第二起搏控制參數包括心室間延遲。
【文檔編號】A61N1/365GK104363956SQ201380029335
【公開日】2015年2月18日 申請日期:2013年4月4日 優先權日:2012年4月4日
【發明者】X·張, P·J·迪格魯特, J·M·吉爾伯格, T·J·馬倫, A·T·桑貝拉什威利 申請人:美敦力公司