基于心音的自適應(yīng)心臟再同步治療定時(shí)參數(shù)優(yōu)化系統(tǒng)的制作方法
【專利摘要】用于控制心臟起搏治療的醫(yī)療設(shè)備和相關(guān)聯(lián)的方法，感測(cè)包括對(duì)應(yīng)于心臟電事件的事件的第一心臟信號(hào)和包括對(duì)應(yīng)于心臟血液動(dòng)力學(xué)事件的事件的第二心臟信號(hào)。處理器被啟用以使用第一心臟信號(hào)測(cè)量心臟傳導(dǎo)時(shí)間間隔并且控制信號(hào)發(fā)生器傳遞起搏治療。在起搏治療傳遞期間，起搏控制參數(shù)被調(diào)節(jié)成多個(gè)設(shè)置。在應(yīng)用每一個(gè)控制參數(shù)設(shè)置期間從第二心臟信號(hào)中測(cè)量血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)值。處理器從多個(gè)設(shè)置中標(biāo)識(shí)最優(yōu)設(shè)置并且求解因變于心臟傳導(dǎo)時(shí)間間隔定義起搏控制參數(shù)的患者特定方程。
【專利說明】基于心音的自適應(yīng)心臟再同步治療定時(shí)參數(shù)優(yōu)化系統(tǒng)
[0001]相關(guān)申請(qǐng)的交叉引用
[0002]本申請(qǐng)要求2012年4月4日提交的美國(guó)臨時(shí)申請(qǐng)N0.61/620,277的權(quán)益。上述申請(qǐng)的公開內(nèi)容通過引用整體結(jié)合于此。

【技術(shù)領(lǐng)域】
[0003]本公開一般涉及醫(yī)療設(shè)備，并且尤其涉及一種用于控制心臟再同步治療的醫(yī)療設(shè)備及相關(guān)的方法。

【背景技術(shù)】
[0004]心臟再同步治療(CRT)是用于心臟衰竭患者的其中電刺激(起搏)一個(gè)或多個(gè)心臟腔室以恢復(fù)或改善心室同步的治療。改進(jìn)的心臟腔室同步預(yù)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(dòng)力學(xué)測(cè)量的血液動(dòng)力學(xué)性能。從CRT實(shí)現(xiàn)積極的臨床益處取決于若干治療控制參數(shù)，諸如房室(AV)延遲和心室間(VV)延遲。AV延遲控制心室起搏脈沖相對(duì)于固有或起搏的心房去極化的定時(shí)。心室間(VV)延遲控制在一個(gè)心室中的起搏脈沖相對(duì)于其他心室中的起搏或本征感測(cè)事件的定時(shí)。
[0005]已提出了選擇用于控制CRT起搏脈沖的最優(yōu)AV和VV延遲的很多方法。例如，臨床醫(yī)生可使用多普勒超聲波心動(dòng)描記術(shù)選擇最優(yōu)AV或VV延遲。這種臨床技術(shù)是耗時(shí)的并且需要專家技術(shù)人員來(lái)執(zhí)行。仍需要優(yōu)化CRT控制參數(shù)來(lái)實(shí)現(xiàn)積極結(jié)果。


【發(fā)明內(nèi)容】

[0006]醫(yī)療設(shè)備和相關(guān)聯(lián)的方法控制CRT的傳遞。本文中所公開的技術(shù)提供可更新方程用于因變于測(cè)得的心臟傳導(dǎo)時(shí)間計(jì)算優(yōu)化的CRT控制參數(shù)。在一些實(shí)施例中，用于因變于測(cè)得的心臟傳導(dǎo)時(shí)間來(lái)計(jì)算控制參數(shù)的患者特定(patient-specific)優(yōu)化的方程的系數(shù)和/或截距(intercept)被存儲(chǔ)在可植入醫(yī)療設(shè)備的存儲(chǔ)器中并由處理器使用來(lái)計(jì)算更新的控制參數(shù)設(shè)置。每次測(cè)量心臟傳導(dǎo)時(shí)間，存儲(chǔ)的方程可由處理器用于更新相應(yīng)控制參數(shù)。代替使用固定方程和僅響應(yīng)于心臟傳導(dǎo)時(shí)間的新測(cè)量值而更新CRT控制參數(shù)，方程本身也可被更新。當(dāng)已知血液動(dòng)力學(xué)優(yōu)化的控制參數(shù)值和傳導(dǎo)時(shí)間測(cè)量值時(shí)，通過求解該方程中使用的系數(shù)和/或截距來(lái)更新方程。在一些實(shí)施例中，可基于從心音信號(hào)導(dǎo)出的血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)值優(yōu)化控制參數(shù)值。一旦標(biāo)識(shí)導(dǎo)致血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)值中的最大改進(jìn)的控制參數(shù)值，可測(cè)量相關(guān)的心臟傳導(dǎo)時(shí)間，且求解存儲(chǔ)系數(shù)或截距以定義用于計(jì)算優(yōu)化的CRT控制參數(shù)值的患者特定方程。在各個(gè)實(shí)施例中，控制參數(shù)為AV或VV延遲，且用于計(jì)算AV或VV延遲的方程是心臟傳導(dǎo)時(shí)間間隔的線性函數(shù)。心臟傳導(dǎo)時(shí)間間隔的示例包括AV傳導(dǎo)時(shí)間間隔、P波持續(xù)時(shí)間、或QRS持續(xù)時(shí)間。
[0007]附圖簡(jiǎn)沭
[0008]圖1為其中可實(shí)現(xiàn)本文所公開的技術(shù)以向患者的心臟提供治療的可植入醫(yī)療設(shè)備(IMD)系統(tǒng)的一個(gè)實(shí)施例的示意圖。
[0009]圖2為示出了圖1所示的IMD的一個(gè)示例配置的框圖。
[0010]圖3為根據(jù)一個(gè)實(shí)施例的用于控制CRT的方法的流程圖。
[0011]圖4為根據(jù)一個(gè)實(shí)施例的用于建立在僅LV起搏期間使用的最優(yōu)AV延遲的方法的流程圖。
[0012]圖5為根據(jù)一個(gè)實(shí)施例的用于設(shè)置雙心室起搏期間的最優(yōu)AV延遲的方法的流程圖。
[0013]圖6為根據(jù)一個(gè)實(shí)施例的用于設(shè)置在雙心室起搏期間的最優(yōu)VV延遲的方法的流程圖。
[0014]圖7為根據(jù)一個(gè)實(shí)施例的用于控制自適應(yīng)CRT的方法的流程圖。

【具體實(shí)施方式】
[0015]在以下描述中，對(duì)說明性實(shí)施例進(jìn)行引用。應(yīng)當(dāng)理解，可使用其他實(shí)施例而不背離本公開的范圍。本文中所使用的“模塊”指的是專用集成電路(ASIC)、電子電路、執(zhí)行一個(gè)或多個(gè)軟件或固件程序的處理器(共享的、專用的、或組)和存儲(chǔ)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(yīng)CRT”中，起搏脈沖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(shè)備被配置成基于房室(AV)傳導(dǎo)時(shí)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(dǎo)時(shí)間間隔即，心房去極化傳導(dǎo)至心室并且引起心室去極化的時(shí)間。當(dāng)AV傳導(dǎo)受損，S卩，受阻或變慢時(shí)，傳遞雙心室起搏。當(dāng)在預(yù)期“正常”時(shí)間間隔內(nèi)發(fā)生AV傳導(dǎo)時(shí)，僅LV起搏被傳遞以允許發(fā)生本征AV傳導(dǎo)并通過僅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]選擇用于控制雙心室起搏的CRT控制參數(shù)值(諸如，AV延遲)可能不一定是用于控制僅LV起搏的最優(yōu)控制參數(shù)值。此外，基于從患者群體獲得的臨床結(jié)果設(shè)置的CRT控制參數(shù)可能對(duì)于單個(gè)患者不是最優(yōu)的。單獨(dú)優(yōu)化患者的CRT控制參數(shù)可能是耗時(shí)的并且需要相當(dāng)?shù)募夹g(shù)知識(shí)。本文中描述了用于在自適應(yīng)CRT期間控制CRT治療傳遞參數(shù)的系統(tǒng)和相關(guān)聯(lián)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(yōu)化的CRT控制參數(shù)，而在每次調(diào)節(jié)控制參數(shù)時(shí)不需要血液動(dòng)力學(xué)測(cè)量值。為了描述可能實(shí)現(xiàn)用于傳遞自適應(yīng)CRT的方法和設(shè)備，對(duì)美國(guó)專利N0.7，254，442 (van Gelder等人)、美國(guó)專利N0.7，181，284 (Burnes等人)、和7，706，879 (Burnes等人)進(jìn)行引用，所有上述專利通過引用整體結(jié)合于此。在美國(guó)公開N0.2008/0177344 (Maskara等人)中一般公開了其中可實(shí)現(xiàn)本文所公開的技術(shù)的用于傳遞CRT的設(shè)備的另一示例。
[0018]圖1為其中可實(shí)現(xiàn)本文所公開的技術(shù)以向患者114的心臟112提供治療的可植入醫(yī)療設(shè)備(MD)系統(tǒng)100的一個(gè)實(shí)施例的示意圖。系統(tǒng)100包括MD 10，MD 10耦合至攜載多個(gè)電極的導(dǎo)線118、120、和122。MDlO被配置用于與編程器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(fù)律除顫器(ICD)，其經(jīng)由耦合至用于起搏、復(fù)律和除顫心臟112的導(dǎo)線118、120、和122中的一個(gè)或多個(gè)的電極向心臟112提供電信號(hào)。IMD10能夠至少傳遞雙心室和僅LV起搏，并且在所示的實(shí)施例中，被配置使用導(dǎo)線118、120、和122在右心房(RA) 126、右心室(RV) 128、和左心室(LV) 132中用于多腔室起搏和感測(cè)。
[0019]IMD 10使用RV尖端電極140和RV環(huán)形電極142來(lái)傳遞RV起搏脈沖并感測(cè)RV心臟內(nèi)電描記圖(EGM)信號(hào)。RV導(dǎo)線118被顯不成攜載線圈電極162,線圈電極162可用于傳遞高壓復(fù)律或去纖顫沖擊脈沖。IMD 10使用由多極冠狀竇導(dǎo)線120攜載的電極144感測(cè)LV EGM信號(hào)并且傳遞LV起搏脈沖，多極冠狀竇導(dǎo)線120延伸通過RA 126并且經(jīng)由冠狀竇進(jìn)入心靜脈130中。在一些實(shí)施例中，冠狀竇導(dǎo)線120可包括沿著左心房(LA) 136定位的用于感測(cè)左心房(LA)EGM信號(hào)和傳遞LA起搏脈沖的電極。
[0020]IMD 10使用RA導(dǎo)線122感測(cè)RA EGM信號(hào)和傳遞RA起搏脈沖，RA導(dǎo)線122攜載尖端電極148和環(huán)形電極150。RA導(dǎo)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)定位用于傳遞復(fù)律/去纖顫沖擊。在其他實(shí)施例中，RV導(dǎo)線118攜載RV線圈電極162和SVC線圈電極166兩者。MD 10可檢測(cè)心臟112的心律失常(諸如心室128和132的纖顫)和以電沖擊脈沖的形式向心臟112傳遞復(fù)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(dāng)MD 10實(shí)現(xiàn)為ICD時(shí)，更典型的植入位置為左胸植入位置。
[0021]IMD 10包括用于執(zhí)行歸因于MD 10的功能的內(nèi)部電路，并且殼體160封圍內(nèi)部電路?？梢哉J(rèn)識(shí)到，殼體160或其的部分可被配置為用于復(fù)律/去纖顫沖擊傳遞的有效電極158，或用作用于單極起搏或感測(cè)配置的中性電極。MD 10包括連接器塊134，連接器塊134具有用于接收導(dǎo)線118、120、和122的近端導(dǎo)線連接器的連接器孔。經(jīng)由包括在連接器塊134中的各連接器和電饋通實(shí)現(xiàn)由導(dǎo)線118、120、和122攜載的電極和MD內(nèi)部電路的電連接。
[0022]IMD 10配置用于傳遞CRT治療，包括使用所選擇的起搏向量以用于利用多極LV導(dǎo)線120上的至少一個(gè)電極144的LV起搏。MD 10被配置成在心室128和132中的一個(gè)或兩者中進(jìn)行起搏以用于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沖定時(shí)參數(shù)和可選擇的起搏向量向右心室和左心室傳遞起搏脈沖的雙腔室或多腔室起搏器或I⑶中實(shí)現(xiàn)。具體地，IMD 10被配置成提供“自適應(yīng)CRT”，自適應(yīng)CRT響應(yīng)于患者的本征AV傳導(dǎo)中的變化在雙心室起搏和僅LV起搏之間切換。當(dāng)AV傳導(dǎo)受損或受阻時(shí)，或更一般地當(dāng)AV傳導(dǎo)時(shí)間變慢時(shí)，傳遞雙心室起搏。當(dāng)返回正常AV傳導(dǎo)時(shí)，傳遞僅LV起搏。以這種方式，基于可能在時(shí)間上波動(dòng)的患者自身的AV狀態(tài)，僅在需要時(shí)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包括用于與MD 10通信的無(wú)線遙測(cè)電路。在一些示例中，編程器170可以是手持設(shè)備或基于微處理器的家庭監(jiān)視器或床邊編程設(shè)備。用戶(諸如醫(yī)師、技術(shù)人員、或其他臨床醫(yī)生)可與編程器170交互以與MD 10通信。例如，用戶可經(jīng)由用戶界面176與編程器170交互以取回當(dāng)前被編程的操作參數(shù)、由頂D 10收集的生理數(shù)據(jù)或來(lái)自MD 10的設(shè)備相關(guān)的診斷信息。用戶還可與編程器170交互以編程MD 10，例如，選擇用于MD的操作參數(shù)的值。與編程器170交互的用戶可請(qǐng)求MD 10執(zhí)行CRT優(yōu)化算法并將結(jié)果傳輸至編程器170，或請(qǐng)求由MD 10存儲(chǔ)的關(guān)于由MD 10周期性地自動(dòng)執(zhí)行的CRT優(yōu)化過程的數(shù)據(jù)。在一些實(shí)施例中，由MD 10獲取的信號(hào)數(shù)據(jù)可被傳輸至編程器170，并且編程器170使用所傳輸?shù)男盘?hào)執(zhí)行CRT優(yōu)化算法以建立用于計(jì)算CRT控制參數(shù)的患者特定優(yōu)化的方程。所得的方程，或定義用于計(jì)算CRT控制參數(shù)的方程的系數(shù)(多個(gè))和截距(多個(gè))將然后被傳輸回 IMD 10。
[0024]編程器170包括通信模塊178以實(shí)現(xiàn)與MD 10無(wú)線通信。由系統(tǒng)100使用的通信技術(shù)的示例包括低頻或射頻(RF)遙測(cè)，其可以是經(jīng)由藍(lán)牙、WiF1、MICS建立的、或如美國(guó)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，并且在其他示例中，編程器170和MDlO可配置成使用距離遙測(cè)算法和不需要使用編程頭和不需要用戶干預(yù)來(lái)保持通信鏈路的電路來(lái)通信。
[0025]可以設(shè)想，編程器170可經(jīng)由用于將數(shù)據(jù)傳送至遠(yuǎn)程數(shù)據(jù)庫(kù)或計(jì)算機(jī)的通信模塊178耦合至通信網(wǎng)絡(luò)，以允許使用本文所描述的技術(shù)遠(yuǎn)程監(jiān)測(cè)和管理患者114。遠(yuǎn)程患者管理系統(tǒng)可配置成利用目前所公開的技術(shù)使臨床醫(yī)生能夠查看心音數(shù)據(jù)和CRT優(yōu)化結(jié)果并授權(quán)IMD起搏控制參數(shù)的編程。對(duì)用于與可植入醫(yī)療設(shè)備一起使用以供遠(yuǎn)程患者監(jiān)測(cè)和設(shè)備編程的網(wǎng)絡(luò)通信系統(tǒng)的一般描述和示例的共同轉(zhuǎn)讓的美國(guó)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(jìn)行引用，所有這些專利通過引用整體結(jié)合于此。
[0026]圖2是示出IMD 10的一個(gè)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(chǔ)器82、信號(hào)發(fā)生器84、感測(cè)模塊86、和遙測(cè)模塊88。MD 10進(jìn)一步包括心臟信號(hào)分析器90、心音傳感器92、和活動(dòng)/姿勢(shì)傳感器94。
[0027]存儲(chǔ)器82可包括計(jì)算機(jī)可讀指令，當(dāng)被處理器80執(zhí)行時(shí)，使得MD 10和處理器80執(zhí)行在本公開通篇中歸因于MD 10、處理器80、和心臟信號(hào)分析器90的多個(gè)功能。可在存儲(chǔ)器82中編碼計(jì)算機(jī)可讀指令。存儲(chǔ)器82可計(jì)算機(jī)可讀存儲(chǔ)介質(zhì)，計(jì)算機(jī)可讀存儲(chǔ)介質(zhì)包括任何易失性、非易失性、磁的、光的、或電的介質(zhì)，諸如隨機(jī)存取存儲(chǔ)器(RAM)、只讀存儲(chǔ)器(ROM)、非易失性RAM(NVRAM)、電可擦除可編程ROM(EEPROM)、閃存存儲(chǔ)器、或任何其他數(shù)字介質(zhì)。
[0028]處理器和控制單元80可包括微處理器、控制器、數(shù)字信號(hào)處理器(DSP)、專用集成電路(ASIC)、現(xiàn)場(chǎng)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(gè)或多個(gè)。在一些示例中，處理器80可包括多個(gè)部件，諸如一個(gè)或多個(gè)微處理器、一個(gè)或多個(gè)控制器、一個(gè)或多個(gè)DSP、一個(gè)或多個(gè)ASIC、或一個(gè)或多個(gè)FPGA的任何組合、以及其他分立或集成邏輯電路。歸因于本文中的處理器80的功能可具體化為軟件、固件、硬件、或它們的任何組合。在一個(gè)示例中，心臟信號(hào)分析器90可至少部分地存儲(chǔ)或編碼為存儲(chǔ)器82中的指令，指令通過處理器和控制80執(zhí)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(hào)發(fā)生器84根據(jù)可存儲(chǔ)在存儲(chǔ)器82中的所選擇的一個(gè)或多個(gè)治療程序?qū)㈦姶碳ぶ委?例如，心臟起搏或CRT)傳遞至心臟112。信號(hào)發(fā)生器84例如經(jīng)由各自的導(dǎo)線118、120、122的導(dǎo)體、或在殼體電極158的情況下經(jīng)由設(shè)置在MD 10的殼體160中的電導(dǎo)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(hào)發(fā)生器84被配置成生成電刺激治療并經(jīng)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(hào)發(fā)生器84根據(jù)在CRT期間的AV和/或VV延遲來(lái)傳遞心臟起搏脈沖。如本文中將描述的那樣，由分析器90基于心臟信號(hào)的分析設(shè)置這些延遲。
[0030]信號(hào)發(fā)生器84可包括開關(guān)模塊(未示出)，并且處理器和控制80可例如經(jīng)由數(shù)據(jù)/地址總線來(lái)選擇用于傳遞起搏脈沖的可用電極。處理器80控制電極140、142、144A-144D、148、150、158、162、和166中的哪一個(gè)被耦合至信號(hào)發(fā)生器84以供例如經(jīng)由開關(guān)模塊傳遞刺激脈沖。開關(guān)模塊可包括開關(guān)陣列、開關(guān)矩陣、復(fù)用器、或適合于選擇性地將信號(hào)耦合至所選擇的電極的任何其他類型的開關(guān)設(shè)備。
[0031]感測(cè)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(jiān)測(cè)用于感測(cè)心臟電事件的心臟電信號(hào)，以便監(jiān)測(cè)心臟112的電活動(dòng)。感測(cè)模塊86還可包括開關(guān)模塊，開關(guān)模塊來(lái)選擇使用哪些可用電極來(lái)感測(cè)心臟電活動(dòng)。在一些示例中，處理器80經(jīng)由感測(cè)模塊86中的開關(guān)模塊選擇電極來(lái)用作感測(cè)電極、或感測(cè)向量。
[0032]感測(cè)模塊86包括多個(gè)感測(cè)通道，每個(gè)感測(cè)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(cè)心臟112的特定腔室的電活動(dòng)。每個(gè)感測(cè)通道可包括放大器，放大器響應(yīng)于在心臟112的各自腔室中的心臟去極化的感測(cè)向處理器80輸出指示。以這種方式，處理器80可接收對(duì)應(yīng)于在心臟112的多個(gè)腔室中的R波和P波的出現(xiàn)的感測(cè)事件信號(hào)。感測(cè)模塊86可進(jìn)一步包括用于向處理器80或心臟信號(hào)分析器90提供數(shù)字化的EGM信號(hào)的數(shù)字信號(hào)處理電路。
[0033]心室中(例如，RV中)的R波的出現(xiàn)被用于監(jiān)測(cè)本征AV傳導(dǎo)時(shí)間。具體地，在沒有心室起搏(或在允許發(fā)生本征傳導(dǎo)的擴(kuò)展AV延遲處的起搏)的期間的基于R波感測(cè)的AV傳導(dǎo)時(shí)間的延長(zhǎng)或AV阻塞(block)的檢測(cè)被用于控制自適應(yīng)CRT。當(dāng)AV傳導(dǎo)受損時(shí)，由處理器80控制信號(hào)發(fā)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中傳遞起搏脈沖。當(dāng)AV傳導(dǎo)未受損時(shí)，由處理器80控制信號(hào)發(fā)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(chǔ)器82存儲(chǔ)間隔、計(jì)數(shù)、或由處理器80使用的用于控制由信號(hào)發(fā)生器84進(jìn)行的起搏脈沖的傳遞的其他數(shù)據(jù)。這種數(shù)據(jù)可包括由處理器80使用以控制起搏脈沖到CRT的左心室和右心室中的一個(gè)或兩者的傳遞的間隔和計(jì)數(shù)器。在一些實(shí)施例中，間隔和/或計(jì)數(shù)，被處理器80用于控制起搏脈沖相對(duì)于在另一腔室中的本征或起搏事件的傳遞的定時(shí)。存儲(chǔ)器82存儲(chǔ)建立用于計(jì)算最優(yōu)CRT定時(shí)控制參數(shù)(諸如，AV和VV延遲)的方程。如以下將更詳細(xì)描述的，方程可以定義心臟傳導(dǎo)時(shí)間間隔的函數(shù)(該函數(shù)用于計(jì)算最優(yōu)CRT定時(shí)控制參數(shù))的系數(shù)和截距的形式存儲(chǔ)。
[0035]心臟信號(hào)分析器90從心音傳感器92接收信號(hào)以用于確定用于標(biāo)識(shí)最優(yōu)CRT控制參數(shù)的基于心音的血液動(dòng)力學(xué)度量。如本文中所使用地，術(shù)語(yǔ)“血液動(dòng)力學(xué)”涉及包含在血液循環(huán)中的運(yùn)動(dòng)，包括泵血時(shí)的心臟的運(yùn)動(dòng)，諸如心臟瓣膜打開和關(guān)閉和心臟壁運(yùn)動(dòng)。在替代實(shí)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(lái)向心臟信號(hào)分析器90提供與血液動(dòng)力學(xué)功能，尤其心室功能有關(guān)的心臟信號(hào)。替代的傳感器可實(shí)現(xiàn)為機(jī)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(yīng)于心臟功能并且產(chǎn)生對(duì)應(yīng)于心臟機(jī)械功能的信號(hào)或與心室同步有關(guān)的指示的任何其他傳感器。信號(hào)的分析可用于指導(dǎo)對(duì)用于控制CRT起搏脈沖的AV和VV延遲的選擇。心臟信號(hào)分析器90可使用來(lái)自感測(cè)模塊86的信號(hào)提供附加的EGM信號(hào)分析能力。
[0036]心音傳感器92響應(yīng)于由心臟112產(chǎn)生的聲音或振動(dòng)生成電信號(hào)。傳感器92可被實(shí)現(xiàn)為壓電傳感器、話筒、加速計(jì)、或其他類型的聲學(xué)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，傳感器還可用于生成患者的可聽警報(bào)，諸如嗡嗡聲或蜂鳴噪音?？身憫?yīng)于檢測(cè)到跨越警報(bào)閾值的血液動(dòng)力學(xué)度量提供警報(bào)。
[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(nèi)。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整體形成或形成于殼體160的外表面或連接器塊134上。在另外其他示例中，由導(dǎo)線118、120、122或耦合至MD 10的另一個(gè)導(dǎo)線攜載心音傳感器92。在一些實(shí)施例中，心音傳感器92可實(shí)現(xiàn)為與MD 10無(wú)線通信的遠(yuǎn)程傳感器。在這些示例的任一個(gè)中，傳感器92電或無(wú)線耦合至心臟信號(hào)分析器90以提供與由心臟112生成的聲音相關(guān)的信號(hào)來(lái)導(dǎo)出血液動(dòng)力學(xué)功能度量。
[0038]圖3為根據(jù)一個(gè)實(shí)施例的用于控制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(shè)備的功能操作，并且不應(yīng)當(dāng)被解釋為實(shí)現(xiàn)所描述的方法所必須的軟件或硬件的具體形式的反映?？梢哉J(rèn)為，軟件、固件、硬件或它們的組合的具體形式將主要通過在設(shè)備中使用的具體系統(tǒng)體系架構(gòu)和通過由設(shè)備所使用的具體信號(hào)感測(cè)和治療傳遞形態(tài)確定。提供軟件、固件、和/或硬件以在本文中的公開內(nèi)容給出的任何現(xiàn)代醫(yī)療設(shè)備的背景下完成所描述的功能是在本領(lǐng)域技術(shù)人員的能力范圍內(nèi)。
[0039]結(jié)合本文中提供的流程圖所描述的方法可在非瞬態(tài)計(jì)算機(jī)可讀介質(zhì)中實(shí)現(xiàn)，非瞬態(tài)計(jì)算機(jī)可讀介質(zhì)包括用于使可編程的處理器執(zhí)行所描述的方法的指令?！坝?jì)算機(jī)可讀介質(zhì)”包括但不限于任何易失性或非易失性介質(zhì)，諸如，RAM、ROM、CD-ROM、NVRAM、EEPROM、閃存存儲(chǔ)器等等，唯一例外是瞬態(tài)傳播信號(hào)。指令可被實(shí)現(xiàn)為可被它們自己執(zhí)行或與其他軟件結(jié)合的一個(gè)或多個(gè)軟件模塊。
[0040]在框202處，開始CRT優(yōu)化過程?？赏ㄟ^與編程器170交互的臨床醫(yī)生或其他用戶手動(dòng)開始該過程?？筛郊拥鼗蛱娲鼗谝?guī)定周期或響應(yīng)于指示心臟功能惡化的所監(jiān)測(cè)的心率或血液動(dòng)力學(xué)度量開始過程。首先，心音信號(hào)用于在優(yōu)化過程期間標(biāo)識(shí)最優(yōu)起搏控制參數(shù)設(shè)置。可在MD實(shí)現(xiàn)時(shí)或在臨床醫(yī)生監(jiān)督下的尋醫(yī)就診期間執(zhí)行標(biāo)識(shí)最優(yōu)設(shè)置的初始過程?？稍诨颊咝菹?例如，處于坐或躺位置)或處于其他受控條件時(shí)執(zhí)行該初始過程。
[0041]如果例如基于周期自動(dòng)地開始過程，IMD處理器可使用其他感測(cè)輸入來(lái)建立發(fā)生該過程的期望條件。例如，從來(lái)自電感測(cè)模塊86、姿勢(shì)傳感器或活動(dòng)傳感器94的信號(hào)中確定的心率、呼吸速率、由于患者活動(dòng)引起的傳感器信號(hào)上的噪聲水平或偽像、或者它們的任意組合，可用于確認(rèn)靜息狀態(tài)或用于執(zhí)行優(yōu)化過程的其他期望狀態(tài)?？梢哉J(rèn)識(shí)到，所描述的過程不一定總是在靜息狀態(tài)下執(zhí)行，而可期望地在各個(gè)活動(dòng)或心率水平期間執(zhí)行以用于確定在不同心率和/或活動(dòng)處的最佳CRT控制參數(shù)。
[0042]一旦開始該過程，在框204處，選擇正被優(yōu)化的CRT控制參數(shù)。例如，由流程圖200所示的過程可實(shí)現(xiàn)成優(yōu)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?？墒褂眠@里描述的過程來(lái)優(yōu)化單個(gè)參數(shù)或以連續(xù)的方式優(yōu)化多個(gè)參數(shù)。在框204處選擇的參數(shù)可部分地取決于AV傳導(dǎo)的狀態(tài)和在執(zhí)行該過程時(shí)選擇的雙心室或LV起搏模式。
[0043]在框206處，基于在框204處所選擇優(yōu)化的起搏參數(shù)，測(cè)量本征傳導(dǎo)時(shí)間間隔。本征傳導(dǎo)時(shí)間間隔可指的是在起搏或感測(cè)到的本征事件之后發(fā)生所傳導(dǎo)的事件的時(shí)間間隔。例如，可從心房起搏脈沖到本征傳導(dǎo)的RV R波(A起搏一 RV感測(cè)間隔)或從本征心房感測(cè)的P波到本征傳導(dǎo)的RV R波(A感測(cè)一 RV感測(cè)間隔)中測(cè)量AV傳導(dǎo)時(shí)間間隔。A起搏一RV感測(cè)間隔和A感測(cè)一 RV感測(cè)間隔可被總稱為A-RV感測(cè)間隔，盡管可以認(rèn)識(shí)到，每個(gè)可單獨(dú)地被測(cè)量以提供用于在心房起搏的條件下和在心房感測(cè)的條件下計(jì)算不同CRT控制參數(shù)設(shè)置。在一個(gè)示例中，如果正在優(yōu)化在僅LV起搏期間使用的AV延遲，則測(cè)量A-RV感測(cè)間隔。A-RV感測(cè)間隔是用于設(shè)置AV延遲來(lái)控制在僅LV起搏期間LV起搏脈沖的傳遞的傳導(dǎo)時(shí)間間隔。
[0044]在另一示例中，在框206處測(cè)得的傳導(dǎo)時(shí)間間隔為測(cè)量作為在P波首先被感測(cè)(或心房起搏脈沖)到P波的結(jié)束的時(shí)間之間的間隔。P波持續(xù)時(shí)間(在本文中也稱為“A-P結(jié)束”)可用于例如雙心室期間計(jì)算AV延遲，如在以下將進(jìn)一步描述。在又一其他示例中，在框206處，QRS信號(hào)的寬度或持續(xù)時(shí)間被測(cè)量作為傳導(dǎo)時(shí)間間隔。QRS信號(hào)寬度可用于計(jì)算用于控制雙心室起搏的VV延遲。
[0045]一旦在框206處測(cè)得心臟傳導(dǎo)時(shí)間，該值被存儲(chǔ)或可稍后被更新以用于設(shè)置CRT控制參數(shù)。在優(yōu)化過程的初始階段期間，在框208處選擇正被優(yōu)化的控制參數(shù)的第一測(cè)試設(shè)置?？刂茀?shù)的第一測(cè)試設(shè)置可以是默認(rèn)的或標(biāo)稱值，或最近經(jīng)編程的值。在框210處，使用測(cè)試控制參數(shù)設(shè)置傳遞脈沖。例如，可使用測(cè)試AV延遲設(shè)置傳遞僅LV起搏。在其他情況下，可使用測(cè)試AV延遲設(shè)置或測(cè)試VV延遲設(shè)置傳遞雙心室起搏。
[0046]在框210處，由心臟信號(hào)分析器90接收和分析由心音傳感器92生成的信號(hào)。從該信號(hào)導(dǎo)出一個(gè)或多個(gè)心音(HS)參數(shù)作為心臟功能的血液動(dòng)力學(xué)指標(biāo)。在框210處測(cè)得的HS參數(shù)被存儲(chǔ)用于正被優(yōu)化的CRT控制參數(shù)的多個(gè)測(cè)試設(shè)置。如果還沒有測(cè)試所有設(shè)置，則如框212處所判定的，過程返回至框208以調(diào)節(jié)控制參數(shù)設(shè)置并且在CRT傳遞期間使用測(cè)試設(shè)置測(cè)量對(duì)應(yīng)的HS參數(shù)值。
[0047]在確定并存儲(chǔ)每個(gè)測(cè)試設(shè)置的HS參數(shù)之后，在框214處基于對(duì)HS參數(shù)值的比較來(lái)標(biāo)識(shí)最優(yōu)設(shè)置?？捎尚呐K信號(hào)分析器90從HS傳感器信號(hào)中導(dǎo)出多個(gè)HS參數(shù)值，該多個(gè)HS參數(shù)值與心室收縮和/或舒張功能相關(guān)。在一個(gè)實(shí)施例中，S1-S2時(shí)間間隔被測(cè)量作為心室射血時(shí)間的指示。導(dǎo)致最大S1-S2時(shí)間間隔的控制參數(shù)設(shè)置被確定為最優(yōu)設(shè)置使得射血時(shí)間最大化。在另一示例中，QRS-Sl時(shí)間間隔被測(cè)量作為心室預(yù)射血間隔。在一個(gè)實(shí)施例中，導(dǎo)致最小QRS-Sl時(shí)間間隔的控制參數(shù)設(shè)置被確定為最優(yōu)參數(shù)設(shè)置。
[0048]在又一實(shí)施例中，通過測(cè)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(biāo)(MPI)確定為HS參數(shù)。MPI然后被計(jì)算為MPI = (SI寬度+S2寬度)/(Sl_S2間隔)。上述HS參數(shù)中的任一個(gè)或組合可用于標(biāo)識(shí)最優(yōu)控制參數(shù)設(shè)置。特定地，上述參數(shù)對(duì)確定在僅LV起搏期間使用的最優(yōu)AV延遲設(shè)置或在雙心室起搏期間用于改進(jìn)心室同步的VV延遲設(shè)置是有用的。
[0049]在雙心室期間和在僅LV起搏期間，HS參數(shù)還可用于標(biāo)識(shí)最佳控制參數(shù)以提高房室同步。例如，S3-S4時(shí)間間隔可被確定為心室充盈時(shí)間的指示。導(dǎo)致最大S3-S4間隔的起搏控制參數(shù)可被識(shí)別為產(chǎn)生最大心室充盈的最優(yōu)參數(shù)。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(shí)別導(dǎo)致主動(dòng)充盈期的最小截?cái)嗖⒁虼藢?dǎo)致最大化的心室充盈的AV延遲。
[0050]可從HS傳感器信號(hào)導(dǎo)出其他HS參數(shù)作為血液動(dòng)力學(xué)和/或心臟腔室同步的指示。HS參數(shù)的任何組合可被確定并且用于標(biāo)識(shí)CRT控制參數(shù)或控制參數(shù)的組合的最優(yōu)設(shè)置?？蓮脑谝粋€(gè)或多個(gè)心臟周期上的HS信號(hào)的測(cè)量中確定HS參數(shù)?？蓮脑歼^濾的HS傳感器信號(hào)中或在確定整體平均HS信號(hào)之后測(cè)量HS參數(shù)。HS參數(shù)值可與目標(biāo)值或HS參數(shù)的范圍直接彼此比較，該目標(biāo)值或HS參數(shù)的范圍可以是基于來(lái)自患者群體的數(shù)據(jù)的患者特定目標(biāo)值或范圍。
[0051]已知最優(yōu)控制參數(shù)設(shè)置和預(yù)先測(cè)得的傳導(dǎo)時(shí)間間隔(從框206)，在框216處計(jì)算在CRT操作期間用于計(jì)算控制參數(shù)設(shè)置的系數(shù)。例如，在最優(yōu)控制參數(shù)和測(cè)得的傳導(dǎo)時(shí)間間隔之間的線性關(guān)系的情況下，用于自動(dòng)調(diào)節(jié)CRT定時(shí)參數(shù)的方程可一般表達(dá)為:
[0052]Y = K*X+C
[0053]其中Y為定時(shí)參數(shù)設(shè)置，K為系數(shù)，X為測(cè)得的傳導(dǎo)時(shí)間間隔，且C為截距。在一些實(shí)施例中，K可以為I或C可以為零，從而將方程分別簡(jiǎn)化成Y = X+C或Y = κ*χ。如以上所描述的，使用為每個(gè)測(cè)試設(shè)置測(cè)量的一個(gè)或多個(gè)HS參數(shù)，從個(gè)測(cè)試設(shè)置中標(biāo)識(shí)Y的最優(yōu)值。通過具有在框206處的預(yù)先測(cè)得的X (傳導(dǎo)時(shí)間)，可在C被設(shè)置成常數(shù)(或O)時(shí)求解K。替代地，可在K被設(shè)置成常數(shù)(或I)時(shí)求解C。以這種方式，在方程中用來(lái)因變于測(cè)得的本征傳導(dǎo)時(shí)間X計(jì)算CRT定時(shí)控制參數(shù)Y的系數(shù)K或截距C基于HS信號(hào)分析被定制成患者自身的血液動(dòng)力學(xué)性能。患者特定優(yōu)化的系數(shù)或截距被存儲(chǔ)在頂D存儲(chǔ)器中以實(shí)現(xiàn)每當(dāng)重新測(cè)量傳導(dǎo)時(shí)間間隔時(shí)計(jì)算新控制參數(shù)。
[0054]在框218處，正被優(yōu)化的起搏控制參數(shù)被設(shè)置成基于HS信號(hào)分析確定的最優(yōu)值。在框220處，使用優(yōu)化的控制參數(shù)傳遞CRT。周期地，更新傳導(dǎo)時(shí)間測(cè)量以按需實(shí)現(xiàn)相關(guān)聯(lián)的控制參數(shù)的更新或調(diào)節(jié)。如果如在框222處確定的，是到更新傳導(dǎo)時(shí)間間隔測(cè)量的時(shí)候，則在框224處測(cè)量傳導(dǎo)時(shí)間間隔?？梢砸?guī)定的間隔測(cè)量傳導(dǎo)時(shí)間間隔，該時(shí)間間隔可以為大約每幾秒、分鐘、小時(shí)、每周或其他所選間隔。
[0055]在框224處測(cè)量傳導(dǎo)時(shí)間間隔之后，在框218處使用更新的傳導(dǎo)時(shí)間測(cè)量和在框216處確定的所存儲(chǔ)的系數(shù)或截距來(lái)更新相關(guān)聯(lián)的起搏控制參數(shù)。以這種方式，響應(yīng)于本征傳導(dǎo)時(shí)間的變化使用在測(cè)得的傳導(dǎo)時(shí)間和定時(shí)控制參數(shù)之間的患者特定、血液動(dòng)力學(xué)優(yōu)化的關(guān)系動(dòng)態(tài)地調(diào)節(jié)定時(shí)控制參數(shù)。
[0056]除周期地更新傳導(dǎo)時(shí)間間隔測(cè)量之外，可重復(fù)HS分析以更新用于計(jì)算優(yōu)化起搏控制參數(shù)的所存儲(chǔ)的系數(shù)或截距。HS分析可被排定成以規(guī)定間隔(例如，每天、每周、或每月)發(fā)生。如果如在框226處所確定的，是重復(fù)HS分析的時(shí)候，則過程返回至框206以測(cè)量用于計(jì)算起搏控制參數(shù)的傳導(dǎo)時(shí)間間隔。在框208到212處，改變控制參數(shù)設(shè)置直到獲得所有期望的測(cè)試設(shè)置的HS參數(shù)測(cè)量。
[0057]如上所述，在框214處基于HS參數(shù)測(cè)量比較來(lái)標(biāo)識(shí)最優(yōu)起搏參數(shù)設(shè)置。使用最優(yōu)參數(shù)設(shè)置和當(dāng)前測(cè)得的傳導(dǎo)時(shí)間間隔求解更新的系數(shù)或截距。在框216處存儲(chǔ)因變于測(cè)得的傳導(dǎo)時(shí)間定義控制參數(shù)的更新的系數(shù)或截距。以這種方式，在整個(gè)CRT傳遞期間按需將用于計(jì)算最優(yōu)控制參數(shù)設(shè)置的傳導(dǎo)時(shí)間間隔和方程(即，系數(shù)或截距值)自適應(yīng)更新成患者特定值?？筛l繁地更新傳導(dǎo)時(shí)間間隔以實(shí)現(xiàn)當(dāng)患者傳導(dǎo)狀態(tài)變化時(shí)優(yōu)化CRT控制參數(shù)?？上啾葌鲗?dǎo)時(shí)間測(cè)量不那么頻繁地執(zhí)行血液動(dòng)力學(xué)優(yōu)化以實(shí)現(xiàn)當(dāng)心臟的機(jī)械功能變化時(shí)更新用于計(jì)算CRT控制參數(shù)的優(yōu)化方程。
[0058]圖4為用于建立在僅LV起搏期間使用的優(yōu)化的AV延遲。在框302處，設(shè)置初始A-LV延遲?？稍谛姆科鸩陂g或在心房感測(cè)期間實(shí)現(xiàn)流程圖300所示的過程?？稍谄鸩透袦y(cè)期間有意地執(zhí)行該過程以獲得用于計(jì)算在心房起搏周期期間的最優(yōu)A起搏一 LV延遲和在心房感測(cè)周期期間使用的最優(yōu)A感測(cè)一 LV的獨(dú)特方程。此外，可在不同本征和/或起搏心率處執(zhí)行該過程。所感測(cè)的心率可用于觸發(fā)過程在不同心率范圍或水平期間發(fā)生。由此，可執(zhí)行由流程圖300所示的過程以獲得用于計(jì)算在一個(gè)或多個(gè)心率范圍處心房起搏期間和在一個(gè)或多個(gè)心率范圍處心房感測(cè)期間使用的不同A-LV延遲設(shè)置。
[0059]在框304處，使用在框302處設(shè)置的測(cè)試A-LV延遲傳遞CRT。在框306處測(cè)量一個(gè)或多個(gè)HS參數(shù)。在如在框308處所確定的，收集至少兩個(gè)不同A-LV延遲測(cè)試設(shè)置的HS參數(shù)測(cè)量之后，在框310處通過HS參數(shù)值比較標(biāo)識(shí)最優(yōu)A-LV延遲。如上所述，在一些實(shí)施例中，從HS信號(hào)分析中導(dǎo)出的最大化的射血間隔、最小化的預(yù)射血間隔、或最大化的心肌性能指標(biāo)可用于指示最優(yōu)A-LV延遲。
[0060]在框312處，測(cè)量A-RV感測(cè)傳導(dǎo)時(shí)間間隔。在一個(gè)實(shí)施例中，A-LV被計(jì)算為因變于A-RV感測(cè)傳導(dǎo)時(shí)間間隔。例如，A-LV延遲可被計(jì)算為A-LV延遲=K* (A-RV感測(cè))+C。C被存儲(chǔ)為可編程成所選擇的正或負(fù)值的常數(shù)。在一個(gè)實(shí)施例中，C可以為45，30, 20或-65ms。C的最優(yōu)值可基于患者的群體的臨床研究。例如，可使用從患者的人群測(cè)得的傳導(dǎo)時(shí)間和血液動(dòng)力學(xué)度量執(zhí)行最優(yōu)控制參數(shù)的建模以用于確定用于C的最優(yōu)值。
[0061]通過基于HS信號(hào)分析已知最優(yōu)A-LV延遲，可使用測(cè)得的A-RV感測(cè)間隔和C的固定值求解最優(yōu)系數(shù)K。在框314處，K的值被存儲(chǔ)并隨后用于在每當(dāng)測(cè)量A-RV感測(cè)時(shí)計(jì)算更新的A-LV延遲。
[0062]替代地，K的固定值可用于方程A-LV延遲=K* (A-RV感測(cè))+C。在這種情況下，C為基于HS優(yōu)化的值。使用優(yōu)化的A-LV延遲、測(cè)得A-RV感測(cè)間隔、和K的固定值求解C的值。在該實(shí)施例中，C可被認(rèn)為是預(yù)射血間隔或PEI，其中C將控制LV相對(duì)于RV感測(cè)起搏多早(或多晚)。在CRT傳遞期間，可通過從由所存儲(chǔ)的C的值和K的固定值和A-RV感測(cè)的更新測(cè)量定義的方程中計(jì)算A-LV延遲，來(lái)更新A-LV延遲設(shè)置的優(yōu)化的值。周期地，基于A-LV延遲的基于HS的優(yōu)化來(lái)調(diào)節(jié)C的值。
[0063]在又一另一實(shí)施例中，可基于在時(shí)間上兩個(gè)不同點(diǎn)處的基于HS的優(yōu)化,來(lái)確定K和C兩者。在這種情況下，K和C為兩個(gè)時(shí)間點(diǎn)的一組兩個(gè)方程的解:A-LV延遲I = K* (A-RV感測(cè)J +C，A-LV延遲2 = K* (A-RV感測(cè)2) +C。在CRT傳遞期間，從A-RV感測(cè)的周期測(cè)量和系數(shù)K和C計(jì)算A-LV延遲?？苫贏-LV延遲的基于HS的優(yōu)化周期地調(diào)節(jié)系數(shù)K和截距C。在某些時(shí)間處，K保持恒定在預(yù)先優(yōu)化的值處以實(shí)現(xiàn)C的優(yōu)化。在其他時(shí)間處，C保持恒定在預(yù)先優(yōu)化的值處以實(shí)現(xiàn)K的優(yōu)化。
[0064]在所示的實(shí)施例中，A-LV延遲被定義為A-RV感測(cè)間隔的線性函數(shù)?？梢哉J(rèn)識(shí)到，非線性函數(shù)也可被定義用于計(jì)算和設(shè)置起搏定時(shí)控制間隔。用于計(jì)算控制參數(shù)值的方程因變于測(cè)得的本征傳導(dǎo)時(shí)間?？苫诙〞r(shí)參數(shù)的HS優(yōu)化，來(lái)更新和存儲(chǔ)用于包括在定義方程中的截距或系數(shù)的可更新值。此外，雖然A-LV延遲被確定為因變于A-RV感測(cè)間隔，可將不同的傳導(dǎo)時(shí)間可代入以上方程中。例如，在一些實(shí)施例中，A-LV延遲可被定義為因變于P波持續(xù)時(shí)間。
[0065]圖5為用于設(shè)置在雙心室起搏期間的最優(yōu)AV延遲的方法的流程圖400。在一個(gè)示例中，在雙心室起搏期間使用的AV延遲控制RV起搏脈沖相對(duì)于心房起搏或感測(cè)的事件的定時(shí)并且因此被稱為A-RV延遲。然后可由可以根據(jù)一個(gè)約定的為OmS (同時(shí)RV和LV起搏)、正值(導(dǎo)致LV起搏在RV起搏脈沖之前)、或負(fù)值(導(dǎo)致LV起搏脈沖晚于RV起搏脈沖)的VV延遲控制LV起搏脈沖。可以認(rèn)識(shí)到，當(dāng)傳遞RV和LV起搏脈沖兩者時(shí)，可使用其他約定來(lái)定義。在另一示例中，A-RV延遲和A-LV延遲每個(gè)設(shè)置成分別控制RV和LV起搏脈沖相對(duì)于彼此和相對(duì)于心房激動(dòng)的定時(shí)在又一些其他約定中，A-LV延遲可用于控制LV起搏脈沖的定時(shí)，且在VV延遲期滿時(shí)傳遞RV起搏脈沖以控制RV起搏脈沖到LV起搏脈沖的相對(duì)定時(shí)。所公開的使用心音分析確定最優(yōu)起搏定時(shí)控制并然后在起搏或感測(cè)的事件之后求解定義因變于測(cè)得的本征傳導(dǎo)時(shí)間的起搏定時(shí)控制間隔的方程中的最優(yōu)系數(shù)或截距的技術(shù)一般可適用于這些約定中的任一個(gè)。
[0066]在圖5的示例性實(shí)施例中，在框402處設(shè)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(yōu)化期間，可使用標(biāo)稱VV延遲設(shè)置(例如，Oms的VV延遲)以在AV延遲正被優(yōu)化時(shí)同時(shí)提供雙心室起搏。在框406處，測(cè)量用于初始A-RV延遲設(shè)置的HS參數(shù)。在框402處，將A-RV延遲調(diào)節(jié)成一個(gè)或多個(gè)附接測(cè)試設(shè)置直到如在判定框408處所確定的那樣已針對(duì)多個(gè)測(cè)試設(shè)置測(cè)量HS參數(shù)。
[0067]在框406處測(cè)得的HS參數(shù)可以是與舒張功能相關(guān)的參數(shù)，如，基于HS信號(hào)導(dǎo)出的替代、SI幅度或S3-S4間隔、或S3或S4的幅度的A波的截?cái)唷；谠诳?06處測(cè)量并存儲(chǔ)的HS參數(shù),在框410處將最優(yōu)A-RV延遲標(biāo)識(shí)為例如不導(dǎo)致A波截?cái)嗟淖疃藺-RV延遲、或?qū)е伦畲骃I幅度或最大S3-S4間隔的A-RV延遲。替代地,可基于收縮功能參數(shù)優(yōu)化A-RV延遲。
[0068]測(cè)得的HS參數(shù)可包括S1-S2間隔、從心室起搏脈沖到S2的間隔、或從RV感測(cè)到S2的間隔。最優(yōu)A-RV延遲可被標(biāo)識(shí)為最大化S1-S2間隔或?qū)е聫腞V感測(cè)或起搏事件到S2聲音的間隔的突然改變的延遲。
[0069]將使用基于HS信號(hào)分析定義的方程將A-RV延遲計(jì)算為因變于測(cè)得的傳導(dǎo)時(shí)間。在框412處測(cè)量傳導(dǎo)時(shí)間間隔。在一個(gè)實(shí)施例中，在框412處測(cè)量P波持續(xù)時(shí)間?？蓮腜波感測(cè)閾值交叉點(diǎn)(或起搏脈沖)的時(shí)間到P波檢測(cè)結(jié)束(例如，可以為負(fù)向交叉的第二閾值交叉點(diǎn))測(cè)量P波持續(xù)時(shí)間。A-RV延遲可被定義為本征P波持續(xù)時(shí)間加偏移(例如，截距)。在框414處可對(duì)于已知最優(yōu)A-RV延遲和測(cè)得的P波持續(xù)時(shí)間來(lái)求解偏移。最佳偏移被存儲(chǔ)并稍后用于每當(dāng)更新P波持續(xù)時(shí)間測(cè)量時(shí)計(jì)算最優(yōu)A-RV延遲。在一個(gè)實(shí)施例中，每12-24小時(shí)(例如，每16小時(shí))測(cè)量P波持續(xù)時(shí)間，并且使用所存儲(chǔ)的偏移計(jì)算新A-RV延遲。還可使用周期HS信號(hào)分析更新最優(yōu)偏移?？上啾萈波持續(xù)時(shí)間測(cè)量不那么頻繁地更新偏移?？墒褂肏S信號(hào)分析技術(shù)例如每周更新偏移。
[0070]可以認(rèn)識(shí)到，在替代實(shí)施例中，可測(cè)量其他心臟傳導(dǎo)間隔以用于計(jì)算A-RV延遲(諸如，本征A-RV感測(cè)間隔)。
[0071]圖6為用于設(shè)置在雙心室起搏期間的最優(yōu)VV延遲的方法的流程圖500。以類似于以上描述的方法的方式，在CRT傳遞期間(框504)應(yīng)用初始VV延遲設(shè)置。測(cè)量HS參數(shù)(框506)。針對(duì)多個(gè)VV延遲設(shè)置測(cè)量HS參數(shù)直到如在框508處判定地已在CRT傳遞期間應(yīng)用所有期望的測(cè)試設(shè)置。在應(yīng)用各個(gè)VV延遲測(cè)試設(shè)置的期間，AV延遲可被設(shè)置成根據(jù)結(jié)合圖5所描述的方法優(yōu)化的值。
[0072]在框510處，比較各種VV延遲設(shè)置測(cè)量的HS參數(shù)值以標(biāo)識(shí)最優(yōu)VV延遲設(shè)置。在各個(gè)實(shí)施例中，用于優(yōu)化VV延遲而測(cè)量的HS參數(shù)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(shí)間、或指示LV和RV腔室兩者的同步的Ml和Tl的合并、或如本文中以上提及的心肌性能指標(biāo)、或從HS信號(hào)導(dǎo)出的任何其它參數(shù)或特征。
[0073]在一個(gè)實(shí)施例中，在框512處測(cè)得的傳導(dǎo)參數(shù)為A-RV感測(cè)間隔(A-RV感測(cè)間隔可跟隨起搏或感測(cè)的心房事件)。在一個(gè)實(shí)施例中，VV延遲被定義為QRS持續(xù)事件的線性函數(shù)。可使用在框510處確定的已知最優(yōu)VV延遲、在框512處測(cè)得QRS持續(xù)時(shí)間、和用于截距C的固定值，來(lái)求解方程VV延遲=K* (QRS持續(xù)時(shí)間)+C中的系數(shù)K。在框514處存儲(chǔ)系數(shù)K以隨后用于在每當(dāng)重新測(cè)量QRS持續(xù)時(shí)間時(shí)計(jì)算更新的最優(yōu)VV延遲，在一些實(shí)施例中，可以每分鐘如此頻繁來(lái)重新測(cè)量QRS持續(xù)時(shí)間。
[0074]還可通過逐周期地重復(fù)HS信號(hào)分析更新系數(shù)K?？筛鶕?jù)需要經(jīng)常重復(fù)在流程圖500中所示的過程以使用系數(shù)K (或截距C)的優(yōu)化值維持用于定義因變于QRS持續(xù)時(shí)間的VV延遲的最優(yōu)患者特定方程。
[0075]圖7為根據(jù)一個(gè)實(shí)施例的用于控制自適應(yīng)CRT的方法的流程圖600。如結(jié)合圖4到6所描述的，在框602處，執(zhí)行HS分析以建立定義因變于測(cè)得的傳導(dǎo)時(shí)間的CRT控制參數(shù)的方程。執(zhí)行HS分析以確定在僅LV起搏期間使用的最優(yōu)AV延遲。存儲(chǔ)在方程中用于更新因變于測(cè)得的傳導(dǎo)時(shí)間間隔的AV延遲的系數(shù)或截距?？蓪?duì)應(yīng)于心房起搏、心房感測(cè)、和不同心率來(lái)存儲(chǔ)獨(dú)特系數(shù)(或截距)。
[0076]類似地，執(zhí)行HS分析以確定在雙心室起搏期間使用的最優(yōu)AV和VV延遲。求解在定義作為因變于各測(cè)得的傳導(dǎo)時(shí)間的AV延遲和VV延遲的相應(yīng)的方程中的系數(shù)(或截距)?？蓪?duì)應(yīng)于心房起搏、心房感測(cè)和不同心率存儲(chǔ)獨(dú)特系數(shù)(或截距)。
[0077]—旦對(duì)僅LV和雙心室起搏兩者存儲(chǔ)用于定義用于計(jì)算優(yōu)化的CRT定時(shí)控制參數(shù)的方程的系數(shù)和/或截距，在框604處，可比較在僅LV起搏的最優(yōu)AV延遲處的HS參數(shù)(多個(gè))和在雙心室起搏的最優(yōu)AV和VV延遲處測(cè)得的HS參數(shù)(多個(gè))?？舍槍?duì)僅靜息心率或針對(duì)多個(gè)心率范圍進(jìn)行該比較。即使當(dāng)AV傳導(dǎo)未受損時(shí)或在不同A-RV感測(cè)間隔或心率處，該比較為可任選的，但可被執(zhí)行以仍標(biāo)識(shí)患者可更受益于僅LV起搏還是雙心室起搏。
[0078]在框606處可設(shè)置傳導(dǎo)時(shí)間閾值和心率閾值以控制何時(shí)在僅LV起搏或雙心室起搏之間發(fā)生切換。這些閾值可至少部分地基于僅LV起搏和雙心室起搏的最佳HS參數(shù)值的比較。如果測(cè)得的AV傳導(dǎo)時(shí)間比傳導(dǎo)時(shí)間閾值長(zhǎng)，則MD將從僅LV起搏切換到雙心室起搏直到AV傳導(dǎo)時(shí)間再次降到低于切換閾值(可能需要維持達(dá)一個(gè)或多個(gè)心跳)。此外，可設(shè)置心率閾值。在一個(gè)實(shí)施例中，如果A-RV感測(cè)傳導(dǎo)時(shí)間小于約200或250ms，并且心率小于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(shí)施例中，在僅LV和雙心室起搏的每一個(gè)的最優(yōu)設(shè)置處的HS參數(shù)之間的比較可用于調(diào)節(jié)僅LV起搏和雙心室起搏的切換閾值。例如，如果基于HS分析，即使在本征AV傳導(dǎo)時(shí)間為正常時(shí)，雙心室起搏仍導(dǎo)致比僅LV起搏顯著更好的血液動(dòng)力學(xué)性能，則處理器可控制指令傳遞模塊總是或大多數(shù)時(shí)間傳遞雙心室起搏直到執(zhí)行下一 HS信號(hào)分析?？赏ㄟ^調(diào)節(jié)傳導(dǎo)時(shí)間閾值和/或心率(HR)閾值來(lái)完成此舉，傳導(dǎo)時(shí)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(dǎo)時(shí)間閾值被設(shè)置為最小值和/或用于從雙心室切換到LV起搏的HR閾值被設(shè)置為最小值，則大多數(shù)時(shí)間將傳遞雙心室起搏。只要AV傳導(dǎo)時(shí)間比最小設(shè)置閾值長(zhǎng)和/或HR大于最小設(shè)置HR閾值，將會(huì)發(fā)生雙心室起搏。
[0080]在一些實(shí)施例中，可對(duì)不同HR范圍設(shè)置不同AV傳導(dǎo)時(shí)間閾值以基于哪個(gè)起搏模式產(chǎn)生給定HR范圍的測(cè)得的HS參數(shù)(多個(gè))的最大改進(jìn)，來(lái)控制對(duì)于不同HR范圍是傳遞雙心室起搏還是僅LV起搏。在其他實(shí)施例中，響應(yīng)于與僅LV起搏相比的在雙心室起搏期間的優(yōu)秀的血液動(dòng)力學(xué)結(jié)果，處理器80可將起搏模式固定為雙心室模式直到執(zhí)行下一 HS信號(hào)分析。響應(yīng)于HR中的變化或本征AV傳導(dǎo)時(shí)間的變化，起搏模式將不會(huì)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(duì)長(zhǎng)的本征AV傳導(dǎo)時(shí)間處仍發(fā)現(xiàn)LV起搏優(yōu)于雙心室起搏。由此，在一些實(shí)施例中，與最優(yōu)雙心室相比在最優(yōu)僅LV起搏期間測(cè)得的HS參數(shù)的改進(jìn)可導(dǎo)致觸發(fā)僅LV和雙心室起搏之間的切換的增加AV傳導(dǎo)時(shí)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(dǎo)時(shí)間的范圍和/或心率的范圍增加僅LV起搏的可能性。
[0082]在其他實(shí)施例中，可在不比較最優(yōu)僅LV和最優(yōu)雙心室HS參數(shù)值的情況下，設(shè)置用于控制僅LV和雙心室起搏模式的選擇的傳導(dǎo)時(shí)間閾值和HR閾值。根據(jù)默認(rèn)值、臨床醫(yī)生偏好、或基于在靜息HR和/或不同HR范圍處測(cè)得的患者的本征AV傳導(dǎo)時(shí)間，設(shè)置傳導(dǎo)時(shí)間閾值?？稍O(shè)置與用于從雙心室起搏切換回僅LV起搏的閾值標(biāo)準(zhǔn)不同的用于從僅LV起搏到雙心室起搏的不同閾值標(biāo)準(zhǔn)?？赡芤鬂M足閾值標(biāo)準(zhǔn)的滯后作用或不同數(shù)量的最近心臟周期。
[0083]在框608處，設(shè)置控制方程更新間隔的定時(shí)器。該更新間隔控制何時(shí)重復(fù)HS信號(hào)分析以更新用于定義用于計(jì)算最優(yōu)定時(shí)參數(shù)設(shè)置的所存儲(chǔ)的系數(shù)(多個(gè))和/或截距(多個(gè))。例如，方程更新間隔可被設(shè)置成24小時(shí)、48小時(shí)、一周、一個(gè)月、或另一期望的間隔。
[0084]在框610處,測(cè)量AV傳導(dǎo)時(shí)間以用于控制起搏模式。AV傳導(dǎo)時(shí)間可以為如在框610處所指示的A-RV感測(cè)間隔。如果該A-RV感測(cè)間隔小于預(yù)先設(shè)置的傳導(dǎo)時(shí)間閾值，則在框614處，其用于計(jì)算最佳A-LV延遲。使用定義因變于A-RV感測(cè)的A-LV延遲的方程的預(yù)先存儲(chǔ)的系數(shù)或截距。如上所述，在一個(gè)實(shí)施例中，使用方程A-LV延遲=K*(A-RV感測(cè))+C，其中在框602處求解并存儲(chǔ)K，并且A-RV感測(cè)為當(dāng)前測(cè)量的A-RV感測(cè)間隔。在一個(gè)實(shí)施例中，截距C可以為可編程的值并且可在從約+45ms到-65ms的范圍內(nèi)?？蓮挠山邮誄RT的患者的群體中獲得數(shù)據(jù)的線性建模中確定C的最優(yōu)值。在一些實(shí)施例中，可使用超聲波心動(dòng)描記術(shù)或其他臨床方法優(yōu)化C。
[0085]可設(shè)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(gè)實(shí)施例中，A-LV延遲必須不導(dǎo)致在RV去極化之前的小于40ms的起搏脈沖。。如果使用所存儲(chǔ)的方程計(jì)算的A-LV延遲小于A-RV感測(cè)-40ms，則A-LV延遲可被設(shè)置成等于A-RV感測(cè)-40ms的默認(rèn)值。比RV中的R波早小于40ms傳遞的LV起搏脈沖可導(dǎo)致假性融合。當(dāng)LV起搏脈沖誘發(fā)的響應(yīng)與從RV傳導(dǎo)的本征LV去極化基本同時(shí)發(fā)生時(shí)，發(fā)生假性融合。
[0086]在設(shè)置可單獨(dú)設(shè)置用于心房起搏和心房感測(cè)的A-LV延遲之后，在框616處設(shè)置控制傳導(dǎo)時(shí)間更新間隔的定時(shí)器。傳導(dǎo)時(shí)間更新間隔為重復(fù)A-RV感測(cè)傳導(dǎo)時(shí)間的測(cè)量以用于更新最優(yōu)A-LV延遲的時(shí)間間隔。在框618處，使用計(jì)算的最優(yōu)A-LV延遲傳遞僅LV起搏。如在框620處所確定的一旦傳導(dǎo)時(shí)間更新間隔期滿，過程返回至框610以測(cè)量A-RV感測(cè)間隔。
[0087]如果A-RV感測(cè)間隔仍小于僅LV起搏的傳導(dǎo)時(shí)間閾值，則在框614處將A-LV延遲調(diào)節(jié)成使用最新測(cè)量的A-RV感測(cè)間隔和預(yù)先存儲(chǔ)的系數(shù)(或截距)計(jì)算的值。只要A-RV感測(cè)間隔保持低于傳導(dǎo)時(shí)間閾值(并且滿足任何其他僅LV起搏標(biāo)準(zhǔn)，諸如心率標(biāo)準(zhǔn))，就將繼續(xù)僅LV起搏。一旦每個(gè)排定的傳導(dǎo)時(shí)間更新間隔期滿，使用所存儲(chǔ)的方程和更新的A-RV感測(cè)的測(cè)量，來(lái)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以重復(fù)HS信號(hào)的分析?；贖S信號(hào)分析標(biāo)識(shí)最優(yōu)CRT定時(shí)控制參數(shù)。求解定義因變于相應(yīng)的傳導(dǎo)時(shí)間的控制參數(shù)的方程中的系數(shù)(多個(gè))和/或截距(多個(gè))。如上所述，在框602處更新和存儲(chǔ)系數(shù)和/或截距并且繼續(xù)過程。
[0089]如果在框612處A-RV感測(cè)間隔超過傳導(dǎo)時(shí)間閾值，則MD將切換至雙心室起搏并將前進(jìn)至框622。如果需要測(cè)量除用于計(jì)算雙心室起搏定時(shí)控制參數(shù)的A-RV感測(cè)間隔之外的附加傳導(dǎo)時(shí)間間隔，則在框622處測(cè)量這些傳導(dǎo)時(shí)間間隔。在一個(gè)實(shí)施例中，在框622處測(cè)量P波持續(xù)時(shí)間。因變于P波持續(xù)時(shí)間，計(jì)算在雙心室起搏期間的AV延遲。可使用測(cè)得的P波持續(xù)時(shí)間和所存儲(chǔ)的方程，來(lái)計(jì)算A-RV延遲或A-LV延遲。此外，在一個(gè)實(shí)施例中，在框622處測(cè)量QRS持續(xù)時(shí)間。可因變于QRS持續(xù)時(shí)間和所存儲(chǔ)的方程計(jì)算在雙心室起搏期間的VV延遲。
[0090]在框624處，這些P波持續(xù)時(shí)間和QRS持續(xù)時(shí)間測(cè)量用于計(jì)算最優(yōu)雙心室起搏間隔。在一個(gè)實(shí)施例中，根據(jù)方程AV延遲=(A-P結(jié)束)+偏移計(jì)算AV延遲。A-P結(jié)束為在框622處測(cè)得的P波持續(xù)時(shí)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并且存儲(chǔ)在MD存儲(chǔ)器中直到其在下一 HS分析期間被更新。替代地，可將AV延遲定義為因變于測(cè)得的A-RV感測(cè)間隔并且在HS信號(hào)分析期間求解乘以A-RV感測(cè)間隔的系數(shù)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(shí)施例中，在根據(jù)方程VV延遲=K*QRS持續(xù)時(shí)間+C計(jì)算雙心室起搏期間使用的W延遲?？筛碌南禂?shù)K被存儲(chǔ)于MD存儲(chǔ)器中并且在每個(gè)HS信號(hào)分析期間更新。C可以是存儲(chǔ)在MD存儲(chǔ)器中的固定常數(shù)并且可基于在患者群體上執(zhí)行的建模被選擇。值得注意的是，在定義控制參數(shù)的各種線性方程中，使用表示系數(shù)值的相同字母“K”和表示截距值的“C”旨在表示用于不同控制參數(shù)的不同方程具有相同系數(shù)或截距值；換言之，可針對(duì)廣義方程Y = K*X+C中的每個(gè)控制參數(shù)唯一地定義“K”和“C?！?br> [0092]在框626處，設(shè)置控制傳導(dǎo)時(shí)間更新間隔的定時(shí)器，且在框628處使用計(jì)算的定時(shí)控制參數(shù)傳遞雙心室起搏。如在框620處所確定的，一旦傳導(dǎo)時(shí)間更新間隔期滿，過程可返回至框610以測(cè)量A-RV感測(cè)間隔。如果A-RV感測(cè)間隔大于用于僅LV起搏的傳導(dǎo)時(shí)間域值，則MD保持在雙心室起搏模式。在框622處再次測(cè)量用于計(jì)算更新的起搏定時(shí)控制參數(shù)所需的任何傳導(dǎo)時(shí)間，例如，P波持續(xù)時(shí)間或QRS持續(xù)時(shí)間。在框624處，使用來(lái)自框622的更新的傳導(dǎo)時(shí)間測(cè)量計(jì)算更新的AV和VV延遲。
[0093]在一些實(shí)施例中，可與用于更新用于計(jì)算更新的定時(shí)控制參數(shù)的傳導(dǎo)時(shí)間間隔測(cè)量的間隔不同地定義測(cè)量A-RV感測(cè)間隔以用于控制在雙心室和僅LV起搏之間的切換的間隔。例如，可每分鐘測(cè)量A-RV感測(cè)間隔以用于控制雙心室起搏，而可每15分鐘測(cè)量P波持續(xù)時(shí)間和QRS持續(xù)時(shí)間以用于調(diào)節(jié)定時(shí)控制參數(shù)。本文中所描述的方法不限于用于更新各個(gè)測(cè)得的傳導(dǎo)時(shí)間間隔和HS導(dǎo)出的血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)的任何特定的時(shí)間計(jì)劃，并且每個(gè)測(cè)得的參數(shù)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處重復(fù)HS信號(hào)分析?；贖S參數(shù)優(yōu)化更新在因變于傳導(dǎo)時(shí)間定義CRT定時(shí)控制參數(shù)的方程中使用的任何系數(shù)和/或截距。由此，可根據(jù)傳導(dǎo)時(shí)間間隔測(cè)量的第一頻率或速率更新控制參數(shù)?？筛鶕?jù)執(zhí)行心音信號(hào)分析的第二頻率更新用于計(jì)算控制參數(shù)的方程?？杀葓?zhí)行心音信號(hào)分析以用于更新用于計(jì)算控制參數(shù)的方程更頻繁地更新控制參數(shù)。
[0095]本文中公開的技術(shù)提供用于因變于測(cè)得的心臟傳導(dǎo)時(shí)間計(jì)算治療控制參數(shù)的可更新方程。代替需要全血液動(dòng)力學(xué)信號(hào)分析以在每當(dāng)調(diào)節(jié)控制參數(shù)時(shí)標(biāo)識(shí)最優(yōu)控制參數(shù)，在不執(zhí)行附加的血液動(dòng)力學(xué)測(cè)量的情況下，存儲(chǔ)患者特定優(yōu)化的方程并且僅使用所存儲(chǔ)的方程和更新的傳導(dǎo)時(shí)間測(cè)量來(lái)周期地更新控制參數(shù)。此外，代替使用用于僅響應(yīng)于心臟傳導(dǎo)時(shí)間的新測(cè)量更新控制參數(shù)的固定方程，方程本身也是可更新的。當(dāng)執(zhí)行血液動(dòng)力學(xué)信號(hào)分析以標(biāo)識(shí)血液動(dòng)力學(xué)優(yōu)化的控制參數(shù)值時(shí)，通過求解定義方程的系數(shù)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(chǔ)的方程和定義方程的傳導(dǎo)時(shí)間參數(shù)的更新的測(cè)量，來(lái)調(diào)節(jié)控制參數(shù)。
[0096]雖然本文中提供了有關(guān)CRT的定時(shí)參數(shù)和定義定時(shí)參數(shù)的方程的特定示例，但可以認(rèn)識(shí)到，可使用本文中所描述的技術(shù)優(yōu)化用于控制傳遞至心臟的治療的任何治療控制參數(shù)。此外，可結(jié)合作為HS傳感器信號(hào)的附加或替代的其他生理傳感器信號(hào)，執(zhí)行確定用于定義因變于測(cè)得的傳導(dǎo)時(shí)間的控制參數(shù)的患者特定方程。與心臟的血液動(dòng)力學(xué)功能相關(guān)的任何信號(hào)可有用于確定和更新系數(shù)和截距，系數(shù)和截距定義用于因變于心臟傳導(dǎo)時(shí)間計(jì)算最優(yōu)起搏控制參數(shù)的方程。
[0097]本文中呈現(xiàn)的技術(shù)和流程圖可在各個(gè)實(shí)施例中組合并且不限于本文所描述的特定數(shù)量或順序的步驟?？梢哉J(rèn)識(shí)到，可以不同順序執(zhí)行操作，并且在不背離所公開技術(shù)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(shí)施例提供用于控制和傳遞起搏治療的醫(yī)療設(shè)備及相關(guān)方法。將理解，可作出對(duì)所引用的實(shí)施例的多種修改，而不背離在以下權(quán)利要求中所述的公開的范圍。
【權(quán)利要求】
1.一種用于控制和傳遞心臟起搏治療的醫(yī)療設(shè)備，所述設(shè)備包括: 多個(gè)電極，所述多個(gè)電極用于感測(cè)第一心臟信號(hào)，所述第一心臟信號(hào)包括對(duì)應(yīng)于心臟電事件的第一事件； 生理傳感器，所述生理傳感器用于感測(cè)第二心臟信號(hào)，所述第二心臟信號(hào)包括對(duì)應(yīng)于心臟血液動(dòng)力學(xué)事件的第二事件； 信號(hào)發(fā)生器，所述信號(hào)發(fā)生器用于經(jīng)由所述多個(gè)電極向患者的心臟傳遞起搏治療；以及 處理器，所述處理器用于: 使用所述第一心臟信號(hào)測(cè)量心臟傳導(dǎo)時(shí)間間隔， 控制所述信號(hào)發(fā)生器在起搏治療傳遞期間傳遞起搏治療并且將第一起搏控制參數(shù)調(diào)節(jié)成多個(gè)設(shè)置， 對(duì)應(yīng)于多個(gè)設(shè)置的每一個(gè)從第二心臟信號(hào)測(cè)量血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)值， 響應(yīng)于測(cè)得的血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)值從多個(gè)設(shè)置中標(biāo)識(shí)最優(yōu)設(shè)置， 使用所述最優(yōu)設(shè)置和測(cè)得的心臟傳導(dǎo)時(shí)間間隔求解因變于心臟傳導(dǎo)時(shí)間間隔定義第一起搏控制參數(shù)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(dǎo)時(shí)間間隔計(jì)算第一起搏控制參數(shù)的設(shè)置。
2.如權(quán)利要求1所述的設(shè)備，其特征在于，求解患者特定方程包括計(jì)算系數(shù)和截距中的至少一個(gè)的患者特定值。
3.如權(quán)利要求1所述的設(shè)備，其特征在于，所述處理器進(jìn)一步配置成: 重復(fù)測(cè)量傳導(dǎo)時(shí)間間隔以獲得更新的傳導(dǎo)時(shí)間間隔；以及 使用更新的傳導(dǎo)時(shí)間間隔和患者特定方程計(jì)算第一起搏控制參數(shù)的更新設(shè)置。
4.如權(quán)利要求1所述的設(shè)備，其特征在于，所述處理器進(jìn)一步配置成: 設(shè)置用于更新方程的第一時(shí)間間隔； 從對(duì)應(yīng)于多個(gè)設(shè)置的每一個(gè)的第二心臟信號(hào)重復(fù)測(cè)量血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)值并且響應(yīng)于測(cè)得的血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)值從多個(gè)設(shè)置中標(biāo)識(shí)更新的最優(yōu)設(shè)置；以及 一旦所述第一時(shí)間間隔期滿，使用更新的最優(yōu)設(shè)置求解更新的患者特定方程。
5.如權(quán)利要求4所述的設(shè)備，其特征在于，所述處理器進(jìn)一步被配置成設(shè)置用于更新傳導(dǎo)時(shí)間間隔測(cè)量的第二時(shí)間間隔，所述第二時(shí)間間隔與所述第一時(shí)間間隔不同；以及 一旦所述第二時(shí)間間隔，計(jì)算所述第一起搏控制參數(shù)的更新設(shè)置。
6.如權(quán)利要求1所述的設(shè)備，其特征在于，所述處理器進(jìn)一步配置成: 使用響應(yīng)于所述第二心臟信號(hào)和第二心臟傳導(dǎo)時(shí)間間隔測(cè)量標(biāo)識(shí)的第二起搏控制參數(shù)的最優(yōu)設(shè)置，求解因變于心臟傳導(dǎo)時(shí)間間隔定義第二起搏控制參數(shù)的第二患者特定方程; 響應(yīng)于所述第一心臟信號(hào)控制信號(hào)發(fā)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(yīng)于選擇性地根據(jù)所述第一起搏模式傳遞起搏，使用第一患者特定方程計(jì)算第一起搏控制參數(shù)的最優(yōu)設(shè)置，以及響應(yīng)于選擇性地根據(jù)所述第二起搏模式傳遞起搏，使用第二起搏特異性方程計(jì)算第二起搏控制參數(shù)的最優(yōu)設(shè)置。
7.如權(quán)利要求6所述的設(shè)備，其特征在于，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(shù)包括房室延遲，且第二起搏控制參數(shù)包括心室間延遲。
8.如權(quán)利要求1所述的設(shè)備，其特征在于，所述血液動(dòng)力學(xué)信號(hào)包括心音信號(hào)。
9.如權(quán)利要求1所述的設(shè)備，其特征在于，所述第二事件包括收縮事件，使用收縮事件測(cè)量的血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)值。
10.如權(quán)利要求1所述的設(shè)備，其特征在于，所述第二事件包括舒張事件，使用舒張事件測(cè)量的血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)值。
11.如權(quán)利要求1所述的設(shè)備，其特征在于，所述起搏治療包括心臟再同步治療。
12.如權(quán)利要求1所述的設(shè)備，其特征在于，求解患者特定方程包括: 計(jì)算在第一時(shí)間點(diǎn)處的系數(shù)和截距中的一項(xiàng)的患者特定值； 從對(duì)應(yīng)于晚于所述第一時(shí)間點(diǎn)的第二時(shí)間點(diǎn)處的多個(gè)設(shè)置的每一個(gè)的第二心臟信號(hào)中重復(fù)測(cè)量血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)值， 響應(yīng)于在第二時(shí)間點(diǎn)處測(cè)得的血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)值從多個(gè)設(shè)置中標(biāo)識(shí)第二最優(yōu)設(shè)置，以及 使用第二最優(yōu)設(shè)置計(jì)算系數(shù)和截距中的另一項(xiàng)的患者特定值。
13.如權(quán)利要求1所述的設(shè)備，其特征在于，所述處理器進(jìn)一步配置成: 使用響應(yīng)于所述第二心臟信號(hào)和第二心臟傳導(dǎo)時(shí)間間隔測(cè)量標(biāo)識(shí)的第二起搏控制參數(shù)的最優(yōu)設(shè)置，求解因變于心臟傳導(dǎo)時(shí)間間隔定義第二起搏控制參數(shù)的第二患者特定方程。
14.如權(quán)利要求13所述的設(shè)備，其特征在于，所述處理器進(jìn)一步配置成: 響應(yīng)于所述第一心臟信號(hào)，控制信號(hào)發(fā)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(yīng)于選擇性地根據(jù)所述第一起搏模式傳遞起搏，使用第一患者特定方程計(jì)算第一起搏控制參數(shù)的最優(yōu)設(shè)置，以及響應(yīng)于選擇性地根據(jù)所述第二起搏模式傳遞起搏，使用第二起搏特定方程計(jì)算第二起搏控制參數(shù)的最優(yōu)設(shè)置。
15.如權(quán)利要求14所述的設(shè)備，其特征在于，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(shù)包括房室延遲，且第二起搏控制參數(shù)包括心室間延遲。
【文檔編號(hào)】A61N1/365GK104363956SQ201380029335
【公開日】2015年2月18日 申請(qǐng)日期:2013年4月4日 優(yōu)先權(quán)日:2012年4月4日
【發(fā)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(qǐng)人:美敦力公司