基于心音的自适应心脏再同步治疗定时参数优化系统

摘要

用于控制心脏起搏治疗的医疗设备和相关联的方法，感测包括对应于心脏电事件的事件的第一心脏信号和包括对应于心脏血液动力学事件的事件的第二心脏信号。处理器被启用以使用第一心脏信号测量心脏传导时间间隔并且控制信号发生器传递起搏治疗。在起搏治疗传递期间，起搏控制参数被调节成多个设置。在应用每一个控制参数设置期间从第二心脏信号中测量血液动力学参数值。处理器从多个设置中标识最优设置并且求解因变于心脏传导时间间隔定义起搏控制参数的患者特定方程。

说明书

相关申请的交叉引用

本申请要求2012年4月4日提交的美国临时申请No.61/620,277的权 益。上述申请的公开内容通过引用整体结合于此。

技术领域

本公开一般涉及医疗设备，并且尤其涉及一种用于控制心脏再同步 治疗的医疗设备及相关的方法。

背景技术

心脏再同步治疗(CRT)是用于心脏衰竭患者的其中电刺激(起搏) 一个或多个心脏腔室以恢复或改善心室同步的治疗。改进的心脏腔室同步 预期提高心脏的诸如通过心室压力或心室压力的变化率或其他血液动力学 测量的血液动力学性能。从CRT实现积极的临床益处取决于若干治疗控制 参数，诸如房室(AV)延迟和心室间(VV)延迟。AV延迟控制心室起搏 脉冲相对于固有或起搏的心房去极化的定时。心室间(VV)延迟控制在一 个心室中的起搏脉冲相对于其他心室中的起搏或本征感测事件的定时。

已提出了选择用于控制CRT起搏脉冲的最优AV和VV延迟的很多方 法。例如，临床医生可使用多普勒超声波心动描记术选择最优AV或VV 延迟。这种临床技术是耗时的并且需要专家技术人员来执行。仍需要优化 CRT控制参数来实现积极结果。

发明内容

医疗设备和相关联的方法控制CRT的传递。本文中所公开的技术提供 可更新方程用于因变于测得的心脏传导时间计算优化的CRT控制参数。在 一些实施例中，用于因变于测得的心脏传导时间来计算控制参数的患者特 定(patient-specific)优化的方程的系数和/或截距(intercept)被存储在可 植入医疗设备的存储器中并由处理器使用来计算更新的控制参数设置。每 次测量心脏传导时间，存储的方程可由处理器用于更新相应控制参数。代 替使用固定方程和仅响应于心脏传导时间的新测量值而更新CRT控制参 数，方程本身也可被更新。当已知血液动力学优化的控制参数值和传导时 间测量值时，通过求解该方程中使用的系数和/或截距来更新方程。在一些 实施例中，可基于从心音信号导出的血液动力学参数值优化控制参数值。 一旦标识导致血液动力学参数值中的最大改进的控制参数值，可测量相关 的心脏传导时间，且求解存储系数或截距以定义用于计算优化的CRT控制 参数值的患者特定方程。在各个实施例中，控制参数为AV或VV延迟， 且用于计算AV或VV延迟的方程是心脏传导时间间隔的线性函数。心脏 传导时间间隔的示例包括AV传导时间间隔、P波持续时间、或QRS持续 时间。

附图简述

图1为其中可实现本文所公开的技术以向患者的心脏提供治疗的可 植入医疗设备(IMD)系统的一个实施例的示意图。

图2为示出了图1所示的IMD的一个示例配置的框图。

图3为根据一个实施例的用于控制CRT的方法的流程图。

图4为根据一个实施例的用于建立在仅LV起搏期间使用的最优AV 延迟的方法的流程图。

图5为根据一个实施例的用于设置双心室起搏期间的最优AV延迟的 方法的流程图。

图6为根据一个实施例的用于设置在双心室起搏期间的最优VV延迟 的方法的流程图。

图7为根据一个实施例的用于控制自适应CRT的方法的流程图。

具体实施方式

在以下描述中，对说明性实施例进行引用。应当理解，可使用其他实 施例而不背离本公开的范围。本文中所使用的“模块”指的是专用集成电 路(ASIC)、电子电路、执行一个或多个软件或固件程序的处理器(共享 的、专用的、或组)和存储器、组合逻辑电路、或提供所描述的功能的其 他合适的部件。

在“自适应CRT”中，起搏脉冲可在右心室和左心室两者(双心室起 搏)中或仅在左心室(仅LV起搏或单心室起搏)中选择性地传递。起搏 设备被配置成基于房室(AV)传导时间间隔在双心室起搏和单心室仅LV 起搏之间切换，房室(AV)传导时间间隔即，心房去极化传导至心室并且 引起心室去极化的时间。当AV传导受损，即，受阻或变慢时，传递双心 室起搏。当在预期“正常”时间间隔内发生AV传导时，仅LV起搏被传递 以允许发生本征AV传导并通过仅LV起搏改善心室同步。在双心室或单心 室仅LV起搏期间，心房腔室可能或可能不被起搏。

选择用于控制双心室起搏的CRT控制参数值(诸如，AV延迟)可能 不一定是用于控制仅LV起搏的最优控制参数值。此外，基于从患者群体 获得的临床结果设置的CRT控制参数可能对于单个患者不是最优的。单独 优化患者的CRT控制参数可能是耗时的并且需要相当的技术知识。本文中 描述了用于在自适应CRT期间控制CRT治疗传递参数的系统和相关联的 方法以提供在双心室和仅LV起搏模式两者期间患者特定优化的CRT控制 参数，而在每次调节控制参数时不需要血液动力学测量值。为了描述可能 实现用于传递自适应CRT的方法和设备，对美国专利No.7,254,442(van  Gelder等人)、美国专利No.7,181,284(Burnes等人)、和7,706,879(Burnes 等人)进行引用，所有上述专利通过引用整体结合于此。在美国公开No. 2008/0177344(Maskara等人)中一般公开了其中可实现本文所公开的技术 的用于传递CRT的设备的另一示例。

图1为其中可实现本文所公开的技术以向患者114的心脏112提供治 疗的可植入医疗设备(IMD)系统100的一个实施例的示意图。系统100 包括IMD 10，IMD 10耦合至携载多个电极的导线118、120、和122。IMD 10被配置用于与编程器170双向通信。例如，IMD 10可以是可植入起搏器 或可植入心脏复律除颤器(ICD)，其经由耦合至用于起搏、复律和除颤心 脏112的导线118、120、和122中的一个或多个的电极向心脏112提供电 信号。IMD 10能够至少传递双心室和仅LV起搏，并且在所示的实施例中， 被配置使用导线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测。

IMD 10使用RV尖端电极140和RV环形电极142来传递RV起搏脉 冲并感测RV心脏内电描记图(EGM)信号。RV导线118被显示成携载线 圈电极162，线圈电极162可用于传递高压复律或去纤颤冲击脉冲。IMD 10 使用由多极冠状窦导线120携载的电极144感测LV EGM信号并且传递LV 起搏脉冲，多极冠状窦导线120延伸通过RA 126并且经由冠状窦进入心静 脉130中。在一些实施例中，冠状窦导线120可包括沿着左心房(LA)136 定位的用于感测左心房(LA)EGM信号和传递LA起搏脉冲的电极。

IMD 10使用RA导线122感测RA EGM信号和传递RA起搏脉冲，RA 导线122携载尖端电极148和环形电极150。RA导线122被显示成携载线 圈电极166，线圈电极166可沿着上腔静脉(SVC)定位用于传递复律/去 纤颤冲击。在其他实施例中，RV导线118携载RV线圈电极162和SVC 线圈电极166两者。IMD 10可检测心脏112的心律失常(诸如心室128和 132的纤颤)和以电冲击脉冲的形式向心脏112传递复律或去纤颤治疗。虽 然IMD 10被显示为在图1中的右胸植入位置，但是尤其是当IMD 10实现 为ICD时，更典型的植入位置为左胸植入位置。

IMD 10包括用于执行归因于IMD 10的功能的内部电路，并且壳体160 封围内部电路。可以认识到，壳体160或其的部分可被配置为用于复律/去 纤颤冲击传递的有效电极158，或用作用于单极起搏或感测配置的中性电 极。IMD 10包括连接器块134，连接器块134具有用于接收导线118、120、 和122的近端导线连接器的连接器孔。经由包括在连接器块134中的各连 接器和电馈通实现由导线118、120、和122携载的电极和IMD内部电路 的电连接。

IMD 10配置用于传递CRT治疗，包括使用所选择的起搏向量以用于 利用多极LV导线120上的至少一个电极144的LV起搏。IMD 10被配置 成在心室128和132中的一个或两者中进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编程的起搏脉冲定时参数和可选择的起 搏向量向右心室和左心室传递起搏脉冲的双腔室或多腔室起搏器或ICD中 实现。具体地，IMD 10被配置成提供“自适应CRT”，自适应CRT响应 于患者的本征AV传导中的变化在双心室起搏和仅LV起搏之间切换。当 AV传导受损或受阻时，或更一般地当AV传导时间变慢时，传递双心室起 搏。当返回正常AV传导时，传递仅LV起搏。以这种方式，基于可能在时 间上波动的患者自身的AV状态，仅在需要时传递RV起搏。

编程器170包括显示器172、处理器174、用户界面176、和通信模块 178，通信模块178包括用于与IMD 10通信的无线遥测电路。在一些示例 中，编程器170可以是手持设备或基于微处理器的家庭监视器或床边编程 设备。用户(诸如医师、技术人员、或其他临床医生)可与编程器170交 互以与IMD 10通信。例如，用户可经由用户界面176与编程器170交互以 取回当前被编程的操作参数、由IMD 10收集的生理数据或来自IMD 10的 设备相关的诊断信息。用户还可与编程器170交互以编程IMD 10，例如， 选择用于IMD的操作参数的值。与编程器170交互的用户可请求IMD 10 执行CRT优化算法并将结果传输至编程器170，或请求由IMD 10存储的 关于由IMD 10周期性地自动执行的CRT优化过程的数据。在一些实施例 中，由IMD 10获取的信号数据可被传输至编程器170，并且编程器170使 用所传输的信号执行CRT优化算法以建立用于计算CRT控制参数的患者 特定优化的方程。所得的方程，或定义用于计算CRT控制参数的方程的系 数(多个)和截距(多个)将然后被传输回IMD 10。

编程器170包括通信模块178以实现与IMD 10无线通信。由系统100 使用的通信技术的示例包括低频或射频(RF)遥测，其可以是经由蓝牙、 WiFi、MICS建立的、或如美国专利No.5,683,432(Goedeke等人)中所描 述的RF链路。在一些示例中，编程器170可包括编程头，编程头接近患者 的身体靠近IMD 10植入部位放置，并且在其他示例中，编程器170和IMD 10可配置成使用距离遥测算法和不需要使用编程头和不需要用户干预来保 持通信链路的电路来通信。

可以设想，编程器170可经由用于将数据传送至远程数据库或计算机 的通信模块178耦合至通信网络，以允许使用本文所描述的技术远程监测 和管理患者114。远程患者管理系统可配置成利用目前所公开的技术使临床 医生能够查看心音数据和CRT优化结果并授权IMD起搏控制参数的编程。 对用于与可植入医疗设备一起使用以供远程患者监测和设备编程的网络通 信系统的一般描述和示例的共同转让的美国专利No.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)进行引用，所有这些专利通过引用整体结合于此。

图2是示出IMD 10的一个示例配置的框图。在图2所示的示例中，IMD 10包括处理器和控制单元80(在本文中也称为“处理器”80)、存储器82、 信号发生器84、感测模块86、和遥测模块88。IMD 10进一步包括心脏信 号分析器90、心音传感器92、和活动/姿势传感器94。

存储器82可包括计算机可读指令，当被处理器80执行时，使得IMD 10 和处理器80执行在本公开通篇中归因于IMD 10、处理器80、和心脏信号 分析器90的多个功能。可在存储器82中编码计算机可读指令。存储器82 可计算机可读存储介质，计算机可读存储介质包括任何易失性、非易失性、 磁的、光的、或电的介质，诸如随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、 非易失性RAM(NVRAM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)、闪存存 储器、或任何其他数字介质。

处理器和控制单元80可包括微处理器、控制器、数字信号处理器 (DSP)、专用集成电路(ASIC)、现场可编程门阵列(FPGA)、或等效 分立或集成逻辑电路中的任何一个或多个。在一些示例中，处理器80可包 括多个部件，诸如一个或多个微处理器、一个或多个控制器、一个或多个 DSP、一个或多个ASIC、或一个或多个FPGA的任何组合、以及其他分立 或集成逻辑电路。归因于本文中的处理器80的功能可具体化为软件、固件、 硬件、或它们的任何组合。在一个示例中，心脏信号分析器90可至少部分 地存储或编码为存储器82中的指令，指令通过处理器和控制80执行。

处理器和控制单元80包括治疗控制单元，治疗控制单元控制信号发生 器84根据可存储在存储器82中的所选择的一个或多个治疗程序将电刺激 治疗(例如，心脏起搏或CRT)传递至心脏112。信号发生器84例如经由 各自的导线118、120、122的导体、或在壳体电极158的情况下经由设置 在IMD 10的壳体160中的电导体电耦合至电极140、142、144A-144D(一 起称为144)、148、150、158、162、和166(所有电极在图1中示出)。 信号发生器84被配置成生成电刺激治疗并经由电极140、142、144、148、 150、158、162、和166的所选择的组合将电刺激治疗传递至心脏112。信 号发生器84根据在CRT期间的AV和/或VV延迟来传递心脏起搏脉冲。 如本文中将描述的那样，由分析器90基于心脏信号的分析设置这些延迟。

信号发生器84可包括开关模块(未示出)，并且处理器和控制80可 例如经由数据/地址总线来选择用于传递起搏脉冲的可用电极。处理器80 控制电极140、142、144A-144D、148、150、158、162、和166中的哪一 个被耦合至信号发生器84以供例如经由开关模块传递刺激脉冲。开关模块 可包括开关阵列、开关矩阵、复用器、或适合于选择性地将信号耦合至所 选择的电极的任何其他类型的开关设备。

感测模块86从电极140、142、144A-144D、148、150、158、162、或 166中的所选择的电极中监测用于感测心脏电事件的心脏电信号，以便监测 心脏112的电活动。感测模块86还可包括开关模块，开关模块来选择使用 哪些可用电极来感测心脏电活动。在一些示例中，处理器80经由感测模块 86中的开关模块选择电极来用作感测电极、或感测向量。

感测模块86包括多个感测通道，每个感测通道可选择性地耦合至电极 140、142、144A-144D、148、150、158、162、或166的各自的组合以检测 心脏112的特定腔室的电活动。每个感测通道可包括放大器，放大器响应 于在心脏112的各自腔室中的心脏去极化的感测向处理器80输出指示。以 这种方式，处理器80可接收对应于在心脏112的多个腔室中的R波和P 波的出现的感测事件信号。感测模块86可进一步包括用于向处理器80或 心脏信号分析器90提供数字化的EGM信号的数字信号处理电路。

心室中(例如，RV中)的R波的出现被用于监测本征AV传导时间。 具体地，在没有心室起搏(或在允许发生本征传导的扩展AV延迟处的起 搏)的期间的基于R波感测的AV传导时间的延长或AV阻塞(block)的 检测被用于控制自适应CRT。当AV传导受损时，由处理器80控制信号发 生器84传递双心室起搏，即使用所选择的AV延迟和所选择的VV延迟在 RV和LV中传递起搏脉冲。当AV传导未受损时，由处理器80控制信号 发生器84以所选择的AV延迟传递仅LV起搏以改善心室同步。

存储器82存储间隔、计数、或由处理器80使用的用于控制由信号发 生器84进行的起搏脉冲的传递的其他数据。这种数据可包括由处理器80 使用以控制起搏脉冲到CRT的左心室和右心室中的一个或两者的传递的间 隔和计数器。在一些实施例中，间隔和/或计数，被处理器80用于控制起搏 脉冲相对于在另一腔室中的本征或起搏事件的传递的定时。存储器82存储 建立用于计算最优CRT定时控制参数(诸如，AV和VV延迟)的方程。 如以下将更详细描述的，方程可以定义心脏传导时间间隔的函数(该函数 用于计算最优CRT定时控制参数)的系数和截距的形式存储。

心脏信号分析器90从心音传感器92接收信号以用于确定用于标识最 优CRT控制参数的基于心音的血液动力学度量。如本文中所使用地，术语 “血液动力学”涉及包含在血液循环中的运动，包括泵血时的心脏的运动， 诸如心脏瓣膜打开和关闭和心脏壁运动。在替代实施例中，不同生理传感 器可被附加使用或代替心音传感器92来向心脏信号分析器90提供与血液 动力学功能，尤其心室功能有关的心脏信号。替代的传感器可实现为机械、 光的或其他类型的换能器，诸如压力传感器、氧传感器、或响应于心脏功 能并且产生对应于心脏机械功能的信号或与心室同步有关的指示的任何其 他传感器。信号的分析可用于指导对用于控制CRT起搏脉冲的AV和VV 延迟的选择。心脏信号分析器90可使用来自感测模块86的信号提供附加 的EGM信号分析能力。

心音传感器92响应于由心脏112产生的声音或振动生成电信号。传感 器92可被实现为压电传感器、话筒、加速计、或其他类型的声学传感器。 在一些示例中，心音传感器92可用作声电换能器和用作电声换能器两者。 在这种示例中，传感器还可用于生成患者的可听警报，诸如嗡嗡声或蜂鸣 噪音。可响应于检测到跨越警报阈值的血液动力学度量提供警报。

在图2中，心音传感器92与其他电路一起被封围在IMD 10的外壳160 内。在其他示例中，心音传感器92可与壳体160的外表面或连接器块134 整体形成或形成于壳体160的外表面或连接器块134上。在另外其他示例 中，由导线118、120、122或耦合至IMD 10的另一个导线携载心音传感器 92。在一些实施例中，心音传感器92可实现为与IMD 10无线通信的远程 传感器。在这些示例的任一个中，传感器92电或无线耦合至心脏信号分析 器90以提供与由心脏112生成的声音相关的信号来导出血液动力学功能度 量。

图3为根据一个实施例的用于控制CRT的方法的流程图200。流程图 200和本文所提供的其他流程图旨在示出设备的功能操作，并且不应当被解 释为实现所描述的方法所必须的软件或硬件的具体形式的反映。可以认为， 软件、固件、硬件或它们的组合的具体形式将主要通过在设备中使用的具 体系统体系架构和通过由设备所使用的具体信号感测和治疗传递形态确 定。提供软件、固件、和/或硬件以在本文中的公开内容给出的任何现代医 疗设备的背景下完成所描述的功能是在本领域技术人员的能力范围内。

结合本文中提供的流程图所描述的方法可在非瞬态计算机可读介质中 实现，非瞬态计算机可读介质包括用于使可编程的处理器执行所描述的方 法的指令。“计算机可读介质”包括但不限于任何易失性或非易失性介质， 诸如，RAM、ROM、CD-ROM、NVRAM、EEPROM、闪存存储器等等， 唯一例外是瞬态传播信号。指令可被实现为可被它们自己执行或与其他软 件结合的一个或多个软件模块。

在框202处，开始CRT优化过程。可通过与编程器170交互的临床医 生或其他用户手动开始该过程。可附加地或替代地基于规定周期或响应于 指示心脏功能恶化的所监测的心率或血液动力学度量开始过程。首先，心 音信号用于在优化过程期间标识最优起搏控制参数设置。可在IMD实现时 或在临床医生监督下的寻医就诊期间执行标识最优设置的初始过程。可在 患者休息(例如，处于坐或躺位置)或处于其他受控条件时执行该初始过 程。

如果例如基于周期自动地开始过程，IMD处理器可使用其他感测输入 来建立发生该过程的期望条件。例如，从来自电感测模块86、姿势传感器 或活动传感器94的信号中确定的心率、呼吸速率、由于患者活动引起的传 感器信号上的噪声水平或伪像、或者它们的任意组合，可用于确认静息状 态或用于执行优化过程的其他期望状态。可以认识到，所描述的过程不一 定总是在静息状态下执行，而可期望地在各个活动或心率水平期间执行以 用于确定在不同心率和/或活动处的最佳CRT控制参数。

一旦开始该过程，在框204处，选择正被优化的CRT控制参数。例如， 由流程图200所示的过程可实现成优化在仅LV起搏期间使用的AV延迟和 在双心室起搏期间使用的AV延迟和VV延迟。可使用这里描述的过程来 优化单个参数或以连续的方式优化多个参数。在框204处选择的参数可部 分地取决于AV传导的状态和在执行该过程时选择的双心室或LV起搏模 式。

在框206处，基于在框204处所选择优化的起搏参数，测量本征传导 时间间隔。本征传导时间间隔可指的是在起搏或感测到的本征事件之后发 生所传导的事件的时间间隔。例如，可从心房起搏脉冲到本征传导的RV R 波(A起搏－RV感测间隔)或从本征心房感测的P波到本征传导的RV R 波(A感测－RV感测间隔)中测量AV传导时间间隔。A起搏－RV感测 间隔和A感测－RV感测间隔可被总称为A-RV感测间隔，尽管可以认识到， 每个可单独地被测量以提供用于在心房起搏的条件下和在心房感测的条件 下计算不同CRT控制参数设置。在一个示例中，如果正在优化在仅LV起 搏期间使用的AV延迟，则测量A-RV感测间隔。A-RV感测间隔是用于设 置AV延迟来控制在仅LV起搏期间LV起搏脉冲的传递的传导时间间隔。

在另一示例中，在框206处测得的传导时间间隔为测量作为在P波首 先被感测(或心房起搏脉冲)到P波的结束的时间之间的间隔。P波持续 时间(在本文中也称为“A-P结束”)可用于例如双心室期间计算AV延迟， 如在以下将进一步描述。在又一其他示例中，在框206处，QRS信号的宽 度或持续时间被测量作为传导时间间隔。QRS信号宽度可用于计算用于控 制双心室起搏的VV延迟。

一旦在框206处测得心脏传导时间，该值被存储或可稍后被更新以用 于设置CRT控制参数。在优化过程的初始阶段期间，在框208处选择正被 优化的控制参数的第一测试设置。控制参数的第一测试设置可以是默认的 或标称值，或最近经编程的值。在框210处，使用测试控制参数设置传递 脉冲。例如，可使用测试AV延迟设置传递仅LV起搏。在其他情况下，可 使用测试AV延迟设置或测试VV延迟设置传递双心室起搏。

在框210处，由心脏信号分析器90接收和分析由心音传感器92生成 的信号。从该信号导出一个或多个心音(HS)参数作为心脏功能的血液动 力学指标。在框210处测得的HS参数被存储用于正被优化的CRT控制参 数的多个测试设置。如果还没有测试所有设置，则如框212处所判定的， 过程返回至框208以调节控制参数设置并且在CRT传递期间使用测试设置 测量对应的HS参数值。

在确定并存储每个测试设置的HS参数之后，在框214处基于对HS参 数值的比较来标识最优设置。可由心脏信号分析器90从HS传感器信号中 导出多个HS参数值，该多个HS参数值与心室收缩和/或舒张功能相关。 在一个实施例中，S1-S2时间间隔被测量作为心室射血时间的指示。导致最 大S1-S2时间间隔的控制参数设置被确定为最优设置使得射血时间最大化。 在另一示例中，QRS-S1时间间隔被测量作为心室预射血间隔。在一个实施 例中，导致最小QRS-S1时间间隔的控制参数设置被确定为最优参数设置。

在又一实施例中，通过测量S1声音的宽度、S2声音的宽度、和S1-S2 间隔将心肌性能指标(MPI)确定为HS参数。MPI然后被计算为MPI＝(S1 宽度+S2宽度)/(S1-S2间隔)。上述HS参数中的任一个或组合可用于标 识最优控制参数设置。特定地，上述参数对确定在仅LV起搏期间使用的 最优AV延迟设置或在双心室起搏期间用于改进心室同步的VV延迟设置 是有用的。

在双心室期间和在仅LV起搏期间，HS参数还可用于标识最佳控制参 数以提高房室同步。例如，S3-S4时间间隔可被确定为心室充盈时间的指示。 导致最大S3-S4间隔的起搏控制参数可被识别为产生最大心室充盈的最优 参数。改变双心室起搏或仅LV起搏期间的AV延迟使处理器能够识别导致 主动充盈期的最小截断并因此导致最大化的心室充盈的AV延迟。

可从HS传感器信号导出其他HS参数作为血液动力学和/或心脏腔室 同步的指示。HS参数的任何组合可被确定并且用于标识CRT控制参数或 控制参数的组合的最优设置。可从在一个或多个心脏周期上的HS信号的测 量中确定HS参数。可从原始过滤的HS传感器信号中或在确定整体平均 HS信号之后测量HS参数。HS参数值可与目标值或HS参数的范围直接彼 此比较，该目标值或HS参数的范围可以是基于来自患者群体的数据的患者 特定目标值或范围。

已知最优控制参数设置和预先测得的传导时间间隔(从框206)，在 框216处计算在CRT操作期间用于计算控制参数设置的系数。例如，在最 优控制参数和测得的传导时间间隔之间的线性关系的情况下，用于自动调 节CRT定时参数的方程可一般表达为：

Y＝K*X+C

其中Y为定时参数设置，K为系数，X为测得的传导时间间隔，且C 为截距。在一些实施例中，K可以为1或C可以为零，从而将方程分别简 化成Y＝X+C或Y＝K*X。如以上所描述的，使用为每个测试设置测量的 一个或多个HS参数，从个测试设置中标识Y的最优值。通过具有在框206 处的预先测得的X(传导时间)，可在C被设置成常数(或0)时求解K。 替代地，可在K被设置成常数(或1)时求解C。以这种方式，在方程中 用来因变于测得的本征传导时间X计算CRT定时控制参数Y的系数K或 截距C基于HS信号分析被定制成患者自身的血液动力学性能。患者特定 优化的系数或截距被存储在IMD存储器中以实现每当重新测量传导时间间 隔时计算新控制参数。

在框218处，正被优化的起搏控制参数被设置成基于HS信号分析确 定的最优值。在框220处，使用优化的控制参数传递CRT。周期地，更新传 导时间测量以按需实现相关联的控制参数的更新或调节。如果如在框222 处确定的，是到更新传导时间间隔测量的时候，则在框224处测量传导时 间间隔。可以规定的间隔测量传导时间间隔，该时间间隔可以为大约每几 秒、分钟、小时、每周或其他所选间隔。

在框224处测量传导时间间隔之后，在框218处使用更新的传导时间 测量和在框216处确定的所存储的系数或截距来更新相关联的起搏控制参 数。以这种方式，响应于本征传导时间的变化使用在测得的传导时间和定 时控制参数之间的患者特定、血液动力学优化的关系动态地调节定时控制 参数。

除周期地更新传导时间间隔测量之外，可重复HS分析以更新用于计 算优化起搏控制参数的所存储的系数或截距。HS分析可被排定成以规定间 隔(例如，每天、每周、或每月)发生。如果如在框226处所确定的，是 重复HS分析的时候，则过程返回至框206以测量用于计算起搏控制参数的 传导时间间隔。在框208到212处，改变控制参数设置直到获得所有期望 的测试设置的HS参数测量。

如上所述，在框214处基于HS参数测量比较来标识最优起搏参数设 置。使用最优参数设置和当前测得的传导时间间隔求解更新的系数或截距。 在框216处存储因变于测得的传导时间定义控制参数的更新的系数或截距。 以这种方式，在整个CRT传递期间按需将用于计算最优控制参数设置的传 导时间间隔和方程(即，系数或截距值)自适应更新成患者特定值。可更 频繁地更新传导时间间隔以实现当患者传导状态变化时优化CRT控制参 数。可相比传导时间测量不那么频繁地执行血液动力学优化以实现当心脏 的机械功能变化时更新用于计算CRT控制参数的优化方程。

图4为用于建立在仅LV起搏期间使用的优化的AV延迟。在框302 处，设置初始A-LV延迟。可在心房起搏期间或在心房感测期间实现流程 图300所示的过程。可在起搏和感测期间有意地执行该过程以获得用于计 算在心房起搏周期期间的最优A起搏－LV延迟和在心房感测周期期间使 用的最优A感测－LV的独特方程。此外，可在不同本征和/或起搏心率处 执行该过程。所感测的心率可用于触发过程在不同心率范围或水平期间发 生。由此，可执行由流程图300所示的过程以获得用于计算在一个或多个 心率范围处心房起搏期间和在一个或多个心率范围处心房感测期间使用的 不同A-LV延迟设置。

在框304处，使用在框302处设置的测试A-LV延迟传递CRT。在框 306处测量一个或多个HS参数。在如在框308处所确定的，收集至少两个 不同A-LV延迟测试设置的HS参数测量之后，在框310处通过HS参数值 比较标识最优A-LV延迟。如上所述，在一些实施例中，从HS信号分析中 导出的最大化的射血间隔、最小化的预射血间隔、或最大化的心肌性能指 标可用于指示最优A-LV延迟。

在框312处，测量A-RV感测传导时间间隔。在一个实施例中，A-LV 被计算为因变于A-RV感测传导时间间隔。例如，A-LV延迟可被计算为 A-LV延迟＝K*(A-RV感测)+C。C被存储为可编程成所选择的正或负值的 常数。在一个实施例中，C可以为45,30,20或-65ms。C的最优值可基于 患者的群体的临床研究。例如，可使用从患者的人群测得的传导时间和血 液动力学度量执行最优控制参数的建模以用于确定用于C的最优值。

通过基于HS信号分析已知最优A-LV延迟，可使用测得的A-RV感测 间隔和C的固定值求解最优系数K。在框314处，K的值被存储并随后用 于在每当测量A-RV感测时计算更新的A-LV延迟。

替代地，K的固定值可用于方程A-LV延迟＝K*(A-RV感测)+C。在 这种情况下，C为基于HS优化的值。使用优化的A-LV延迟、测得A-RV 感测间隔、和K的固定值求解C的值。在该实施例中，C可被认为是预射 血间隔或PEI，其中C将控制LV相对于RV感测起搏多早(或多晚)。在 CRT传递期间，可通过从由所存储的C的值和K的固定值和A-RV感测的 更新测量定义的方程中计算A-LV延迟，来更新A-LV延迟设置的优化的值。 周期地，基于A-LV延迟的基于HS的优化来调节C的值。

在又一另一实施例中，可基于在时间上两个不同点处的基于HS的优 化，来确定K和C两者。在这种情况下，K和C为两个时间点的一组两个 方程的解：A-LV延迟₁＝K*(A-RV感测₁)+C,A-LV延迟₂＝K*(A-RV感测 ₂)+C。在CRT传递期间，从A-RV感测的周期测量和系数K和C计算A-LV 延迟。可基于A-LV延迟的基于HS的优化周期地调节系数K和截距C。在 某些时间处，K保持恒定在预先优化的值处以实现C的优化。在其他时间 处，C保持恒定在预先优化的值处以实现K的优化。

在所示的实施例中，A-LV延迟被定义为A-RV感测间隔的线性函数。 可以认识到，非线性函数也可被定义用于计算和设置起搏定时控制间隔。 用于计算控制参数值的方程因变于测得的本征传导时间。可基于定时参数 的HS优化，来更新和存储用于包括在定义方程中的截距或系数的可更新 值。此外，虽然A-LV延迟被确定为因变于A-RV感测间隔，可将不同的传 导时间可代入以上方程中。例如，在一些实施例中，A-LV延迟可被定义为 因变于P波持续时间。

图5为用于设置在双心室起搏期间的最优AV延迟的方法的流程图 400。在一个示例中，在双心室起搏期间使用的AV延迟控制RV起搏脉冲 相对于心房起搏或感测的事件的定时并且因此被称为A-RV延迟。然后可 由可以根据一个约定的为0mS(同时RV和LV起搏)、正值(导致LV 起搏在RV起搏脉冲之前)、或负值(导致LV起搏脉冲晚于RV起搏脉冲) 的VV延迟控制LV起搏脉冲。可以认识到，当传递RV和LV起搏脉冲两 者时，可使用其他约定来定义。在另一示例中，A-RV延迟和A-LV延迟每 个设置成分别控制RV和LV起搏脉冲相对于彼此和相对于心房激动的定时 在又一些其他约定中，A-LV延迟可用于控制LV起搏脉冲的定时，且在 VV延迟期满时传递RV起搏脉冲以控制RV起搏脉冲到LV起搏脉冲的相 对定时。所公开的使用心音分析确定最优起搏定时控制并然后在起搏或感 测的事件之后求解定义因变于测得的本征传导时间的起搏定时控制间隔的 方程中的最优系数或截距的技术一般可适用于这些约定中的任一个。

在图5的示例性实施例中，在框402处设置初始A-RV延迟。在框404 处，使用该初始A-RV延迟以双心室起搏模式传递CRT。在A-RV延迟的 优化期间，可使用标称VV延迟设置(例如，0ms的VV延迟)以在AV 延迟正被优化时同时提供双心室起搏。在框406处，测量用于初始A-RV 延迟设置的HS参数。在框402处，将A-RV延迟调节成一个或多个附接测 试设置直到如在判定框408处所确定的那样已针对多个测试设置测量HS 参数。

在框406处测得的HS参数可以是与舒张功能相关的参数，如，基于 HS信号导出的替代、S1幅度或S3-S4间隔、或S3或S4的幅度的A波的 截断。基于在框406处测量并存储的HS参数，在框410处将最优A-RV延 迟标识为例如不导致A波截断的最短A-RV延迟、或导致最大S1幅度或最 大S3-S4间隔的A-RV延迟。替代地，可基于收缩功能参数优化A-RV延迟。

测得的HS参数可包括S1-S2间隔、从心室起搏脉冲到S2的间隔、或 从RV感测到S2的间隔。最优A-RV延迟可被标识为最大化S1-S2间隔或 导致从RV感测或起搏事件到S2声音的间隔的突然改变的延迟。

将使用基于HS信号分析定义的方程将A-RV延迟计算为因变于测得的 传导时间。在框412处测量传导时间间隔。在一个实施例中，在框412处 测量P波持续时间。可从P波感测阈值交叉点(或起搏脉冲)的时间到P 波检测结束(例如，可以为负向交叉的第二阈值交叉点)测量P波持续时 间。A-RV延迟可被定义为本征P波持续时间加偏移(例如，截距)。在框 414处可对于已知最优A-RV延迟和测得的P波持续时间来求解偏移。最佳 偏移被存储并稍后用于每当更新P波持续时间测量时计算最优A-RV延迟。 在一个实施例中，每12-24小时(例如，每16小时)测量P波持续时间， 并且使用所存储的偏移计算新A-RV延迟。还可使用周期HS信号分析更新 最优偏移。可相比P波持续时间测量不那么频繁地更新偏移。可使用HS 信号分析技术例如每周更新偏移。

可以认识到，在替代实施例中，可测量其他心脏传导间隔以用于计算 A-RV延迟(诸如，本征A-RV感测间隔)。

图6为用于设置在双心室起搏期间的最优VV延迟的方法的流程图 500。以类似于以上描述的方法的方式，在CRT传递期间(框504)应用初 始VV延迟设置。测量HS参数(框506)。针对多个VV延迟设置测量 HS参数直到如在框508处判定地已在CRT传递期间应用所有期望的测试 设置。在应用各个VV延迟测试设置的期间，AV延迟可被设置成根据结合 图5所描述的方法优化的值。

在框510处，比较各种VV延迟设置测量的HS参数值以标识最优VV 延迟设置。在各个实施例中，用于优化VV延迟而测量的HS参数可包括 S1-S2间隔、QRS-S1间隔、在S1声音中的二尖瓣组件M1和三尖瓣组件 T1之间的分裂时间、或指示LV和RV腔室两者的同步的M1和T1的合并、 或如本文中以上提及的心肌性能指标、或从HS信号导出的任何其它参数或 特征。

在一个实施例中，在框512处测得的传导参数为A-RV感测间隔(A-RV 感测间隔可跟随起搏或感测的心房事件)。在一个实施例中，VV延迟被定 义为QRS持续事件的线性函数。可使用在框510处确定的已知最优VV延 迟、在框512处测得QRS持续时间、和用于截距C的固定值，来求解方程 VV延迟＝K*(QRS持续时间)+C中的系数K。在框514处存储系数K以 随后用于在每当重新测量QRS持续时间时计算更新的最优VV延迟，在一 些实施例中，可以每分钟如此频繁来重新测量QRS持续时间。

还可通过逐周期地重复HS信号分析更新系数K。可根据需要经常重 复在流程图500中所示的过程以使用系数K(或截距C)的优化值维持用 于定义因变于QRS持续时间的VV延迟的最优患者特定方程。

图7为根据一个实施例的用于控制自适应CRT的方法的流程图600。 如结合图4到6所描述的，在框602处，执行HS分析以建立定义因变于测 得的传导时间的CRT控制参数的方程。执行HS分析以确定在仅LV起搏 期间使用的最优AV延迟。存储在方程中用于更新因变于测得的传导时间 间隔的AV延迟的系数或截距。可对应于心房起搏、心房感测、和不同心 率来存储独特系数(或截距)。

类似地，执行HS分析以确定在双心室起搏期间使用的最优AV和VV 延迟。求解在定义作为因变于各测得的传导时间的AV延迟和VV延迟的 相应的方程中的系数(或截距)。可对应于心房起搏、心房感测和不同心 率存储独特系数(或截距)。

一旦对仅LV和双心室起搏两者存储用于定义用于计算优化的CRT定 时控制参数的方程的系数和/或截距，在框604处，可比较在仅LV起搏的 最优AV延迟处的HS参数(多个)和在双心室起搏的最优AV和VV延迟 处测得的HS参数(多个)。可针对仅静息心率或针对多个心率范围进行该 比较。即使当AV传导未受损时或在不同A-RV感测间隔或心率处，该比 较为可任选的，但可被执行以仍标识患者可更受益于仅LV起搏还是双心 室起搏。

在框606处可设置传导时间阈值和心率阈值以控制何时在仅LV起搏 或双心室起搏之间发生切换。这些阈值可至少部分地基于仅LV起搏和双 心室起搏的最佳HS参数值的比较。如果测得的AV传导时间比传导时间阈 值长，则IMD将从仅LV起搏切换到双心室起搏直到AV传导时间再次降 到低于切换阈值(可能需要维持达一个或多个心跳)。此外，可设置心率 阈值。在一个实施例中，如果A-RV感测传导时间小于约200或250ms， 并且心率小于100心跳每分钟，则传递仅LV起搏。否则，传递双心室起 搏。

在一些实施例中，在仅LV和双心室起搏的每一个的最优设置处的HS 参数之间的比较可用于调节仅LV起搏和双心室起搏的切换阈值。例如， 如果基于HS分析，即使在本征AV传导时间为正常时，双心室起搏仍导致 比仅LV起搏显著更好的血液动力学性能，则处理器可控制指令传递模块 总是或大多数时间传递双心室起搏直到执行下一HS信号分析。可通过调节 传导时间阈值和/或心率(HR)阈值来完成此举，传导时间阈值和/或心率 (HR)阈值在框606处控制仅LV和双心室起搏之间的切换。如果AV传 导时间阈值被设置为最小值和/或用于从双心室切换到LV起搏的HR阈值 被设置为最小值，则大多数时间将传递双心室起搏。只要AV传导时间比 最小设置阈值长和/或HR大于最小设置HR阈值，将会发生双心室起搏。

在一些实施例中，可对不同HR范围设置不同AV传导时间阈值以基 于哪个起搏模式产生给定HR范围的测得的HS参数(多个)的最大改进， 来控制对于不同HR范围是传递双心室起搏还是仅LV起搏。在其他实施例 中，响应于与仅LV起搏相比的在双心室起搏期间的优秀的血液动力学结 果，处理器80可将起搏模式固定为双心室模式直到执行下一HS信号分析。 响应于HR中的变化或本征AV传导时间的变化，起搏模式将不会从双心室 起搏切换到仅LV起搏。

在其他示例中，可即使在相对长的本征AV传导时间处仍发现LV起 搏优于双心室起搏。由此，在一些实施例中，与最优双心室相比在最优仅 LV起搏期间测得的HS参数的改进可导致触发仅LV和双心室起搏之间的 切换的增加AV传导时间阈值和/或增加HR阈值。这将通过增加传递仅LV 起搏的AV传导时间的范围和/或心率的范围增加仅LV起搏的可能性。

在其他实施例中，可在不比较最优仅LV和最优双心室HS参数值的情 况下，设置用于控制仅LV和双心室起搏模式的选择的传导时间阈值和HR 阈值。根据默认值、临床医生偏好、或基于在静息HR和/或不同HR范围 处测得的患者的本征AV传导时间，设置传导时间阈值。可设置与用于从 双心室起搏切换回仅LV起搏的阈值标准不同的用于从仅LV起搏到双心室 起搏的不同阈值标准。可能要求满足阈值标准的滞后作用或不同数量的最 近心脏周期。

在框608处，设置控制方程更新间隔的定时器。该更新间隔控制何时 重复HS信号分析以更新用于定义用于计算最优定时参数设置的所存储的 系数(多个)和/或截距(多个)。例如，方程更新间隔可被设置成24小时、 48小时、一周、一个月、或另一期望的间隔。

在框610处，测量AV传导时间以用于控制起搏模式。AV传导时间可 以为如在框610处所指示的A-RV感测间隔。如果该A-RV感测间隔小于 预先设置的传导时间阈值，则在框614处，其用于计算最佳A-LV延迟。 使用定义因变于A-RV感测的A-LV延迟的方程的预先存储的系数或截距。 如上所述，在一个实施例中，使用方程A-LV延迟＝K*(A-RV感测)+C， 其中在框602处求解并存储K，并且A-RV感测为当前测量的A-RV感测 间隔。在一个实施例中，截距C可以为可编程的值并且可在从约+45ms到 -65ms的范围内。可从由接收CRT的患者的群体中获得数据的线性建模中 确定C的最优值。在一些实施例中，可使用超声波心动描记术或其他临床 方法优化C。

可设置A-LV延迟的上限和下限，以防止非生理的或不良A-LV起搏 间隔。例如，在一个实施例中，A-LV延迟必须不导致在RV去极化之前的 小于40ms的起搏脉冲。。如果使用所存储的方程计算的A-LV延迟小于A-RV 感测–40ms，则A-LV延迟可被设置成等于A-RV感测–40ms的默认值。 比RV中的R波早小于40ms传递的LV起搏脉冲可导致假性融合。当LV 起搏脉冲诱发的响应与从RV传导的本征LV去极化基本同时发生时，发生 假性融合。

在设置可单独设置用于心房起搏和心房感测的A-LV延迟之后，在框 616处设置控制传导时间更新间隔的定时器。传导时间更新间隔为重复 A-RV感测传导时间的测量以用于更新最优A-LV延迟的时间间隔。在框618 处，使用计算的最优A-LV延迟传递仅LV起搏。如在框620处所确定的一 旦传导时间更新间隔期满，过程返回至框610以测量A-RV感测间隔。

如果A-RV感测间隔仍小于仅LV起搏的传导时间阈值，则在框614 处将A-LV延迟调节成使用最新测量的A-RV感测间隔和预先存储的系数 (或截距)计算的值。只要A-RV感测间隔保持低于传导时间阈值(并且 满足任何其他仅LV起搏标准，诸如心率标准)，就将继续仅LV起搏。一 旦每个排定的传导时间更新间隔期满，使用所存储的方程和更新的A-RV 感测的测量，来更新A-LV延迟。

如果如在框630处所确定的，方程更新间隔期满，则过程返回至框602 以重复HS信号的分析。基于HS信号分析标识最优CRT定时控制参数。 求解定义因变于相应的传导时间的控制参数的方程中的系数(多个)和/或 截距(多个)。如上所述，在框602处更新和存储系数和/或截距并且继续 过程。

如果在框612处A-RV感测间隔超过传导时间阈值，则IMD将切换至 双心室起搏并将前进至框622。如果需要测量除用于计算双心室起搏定时控 制参数的A-RV感测间隔之外的附加传导时间间隔，则在框622处测量这 些传导时间间隔。在一个实施例中，在框622处测量P波持续时间。因变 于P波持续时间，计算在双心室起搏期间的AV延迟。可使用测得的P波 持续时间和所存储的方程，来计算A-RV延迟或A-LV延迟。此外，在一个 实施例中，在框622处测量QRS持续时间。可因变于QRS持续时间和所 存储的方程计算在双心室起搏期间的VV延迟。

在框624处，这些P波持续时间和QRS持续时间测量用于计算最优双 心室起搏间隔。在一个实施例中，根据方程AV延迟＝(A-P结束)+偏移计 算AV延迟。A-P结束为在框622处测得的P波持续时间。偏移为在框602 处在HS分析期间求解的线性方程中的可更新截距并且存储在IMD存储器 中直到其在下一HS分析期间被更新。替代地，可将AV延迟定义为因变于 测得的A-RV感测间隔并且在HS信号分析期间求解乘以A-RV感测间隔的 系数或截距以建立定义最佳双心室AV延迟的方程。

在示例性实施例中，在根据方程VV延迟＝K*QRS持续时间+C计 算双心室起搏期间使用的VV延迟。可更新的系数K被存储于IMD存储器 中并且在每个HS信号分析期间更新。C可以是存储在IMD存储器中的固 定常数并且可基于在患者群体上执行的建模被选择。值得注意的是，在定 义控制参数的各种线性方程中，使用表示系数值的相同字母“K”和表示截 距值的“C”旨在表示用于不同控制参数的不同方程具有相同系数或截距值； 换言之，可针对广义方程Y＝K*X+C中的每个控制参数唯一地定义“K” 和“C。”

在框626处，设置控制传导时间更新间隔的定时器，且在框628处使 用计算的定时控制参数传递双心室起搏。如在框620处所确定的，一旦传 导时间更新间隔期满，过程可返回至框610以测量A-RV感测间隔。如果 A-RV感测间隔大于用于仅LV起搏的传导时间域值，则IMD保持在双心 室起搏模式。在框622处再次测量用于计算更新的起搏定时控制参数所需 的任何传导时间，例如，P波持续时间或QRS持续时间。在框624处，使 用来自框622的更新的传导时间测量计算更新的AV和VV延迟。

在一些实施例中，可与用于更新用于计算更新的定时控制参数的传导 时间间隔测量的间隔不同地定义测量A-RV感测间隔以用于控制在双心室 和仅LV起搏之间的切换的间隔。例如，可每分钟测量A-RV感测间隔以用 于控制双心室起搏，而可每15分钟测量P波持续时间和QRS持续时间以 用于调节定时控制参数。本文中所描述的方法不限于用于更新各个测得的 传导时间间隔和HS导出的血液动力学参数的任何特定的时间计划，并且每 个测得的参数可具有其自身的更新间隔。

如在框630处所确定的，一旦方程更新间隔期满，在框602处重复HS 信号分析。基于HS参数优化更新在因变于传导时间定义CRT定时控制参 数的方程中使用的任何系数和/或截距。由此，可根据传导时间间隔测量的 第一频率或速率更新控制参数。可根据执行心音信号分析的第二频率更新 用于计算控制参数的方程。可比执行心音信号分析以用于更新用于计算控 制参数的方程更频繁地更新控制参数。

本文中公开的技术提供用于因变于测得的心脏传导时间计算治疗控制 参数的可更新方程。代替需要全血液动力学信号分析以在每当调节控制参 数时标识最优控制参数，在不执行附加的血液动力学测量的情况下，存储 患者特定优化的方程并且仅使用所存储的方程和更新的传导时间测量来周 期地更新控制参数。此外，代替使用用于仅响应于心脏传导时间的新测量 更新控制参数的固定方程，方程本身也是可更新的。当执行血液动力学信 号分析以标识血液动力学优化的控制参数值时，通过求解定义方程的系数 或截距周期地更新方程。在更新方程之间的周期期间，仅使用所存储的方 程和定义方程的传导时间参数的更新的测量，来调节控制参数。

虽然本文中提供了有关CRT的定时参数和定义定时参数的方程的特定 示例，但可以认识到，可使用本文中所描述的技术优化用于控制传递至心 脏的治疗的任何治疗控制参数。此外，可结合作为HS传感器信号的附加或 替代的其他生理传感器信号，执行确定用于定义因变于测得的传导时间的 控制参数的患者特定方程。与心脏的血液动力学功能相关的任何信号可有 用于确定和更新系数和截距，系数和截距定义用于因变于心脏传导时间计 算最优起搏控制参数的方程。

本文中呈现的技术和流程图可在各个实施例中组合并且不限于本文所 描述的特定数量或顺序的步骤。可以认识到，可以不同顺序执行操作，并 且在不背离所公开技术的主旨的情况下下添加或去除一些操作。

因此，已在以上描述中参照具体实施例提供用于控制和传递起搏治疗 的医疗设备及相关方法。将理解，可作出对所引用的实施例的多种修改， 而不背离在以下权利要求中所述的公开的范围。