用于在雙心室起搏期間從多極引線或多個(gè)電極導(dǎo)出的最佳電再同步的標(biāo)準(zhǔn)的制作方法
【專利摘要】一般地，本公開(kāi)涉及采用右心室電極和多個(gè)左心室電極的心臟起搏的一個(gè)或多個(gè)方法或系統(tǒng)。使用右心室電極和左心室電極的第一左心室電極起搏并且在左心室電極的其他電極處測(cè)量激動(dòng)時(shí)間。使用右心室電極和左心室電極的第二左心室電極起搏并且在左心室電極的其他電極處測(cè)量激動(dòng)時(shí)間。使用測(cè)得的激動(dòng)時(shí)間之和來(lái)選擇左心室電極中的一個(gè)來(lái)用于傳遞后續(xù)的起搏脈沖。
【專利說(shuō)明】用于在雙心室起搏期間從多極引線或多個(gè)電極導(dǎo)出的最佳 電再同步的標(biāo)準(zhǔn)

【技術(shù)領(lǐng)域】
[0001] 本發(fā)明涉及可植入醫(yī)療設(shè)備（MD)，并且，更特定地，涉及從MD延伸的醫(yī)療電引 線上選擇最佳左心室電極來(lái)傳遞心臟治療。
[0002] 置量
[0003] 可植入醫(yī)療設(shè)備（MD)能夠利用起搏治療，諸如，心臟再同步治療（CRT)，以維持 對(duì)患者的血流動(dòng)力學(xué)益處。起搏治療可從可植入發(fā)生器通過(guò)引線傳遞并至患者的心臟中。 存在優(yōu)化起搏配置的多種方式。CRT治療涉及雙心室起搏或單心室起搏，雙心室起搏包括 采用RV電極起搏右心室（RV)和采用LV電極起搏左心室（LV)，單心室起搏包括僅起搏左 心室。Ryu等人的美國(guó)專利公開(kāi)2011/0137639公開(kāi)了基于傳導(dǎo)速度選擇最佳左心室電極。 Gill等人的另一美國(guó)專利7, 917, 214公開(kāi)了基于激動(dòng)時(shí)間和ARI離散度選擇最佳左心室電 極。期望的是開(kāi)發(fā)用于優(yōu)化雙心室起搏的附加的方法。

【專利附圖】

【附圖說(shuō)明】
[0004] 圖1是包括示例性可植入醫(yī)療設(shè)備（IMD)的示例性系統(tǒng)的示意圖。
[0005] 圖2是圖1的示例性MD的示意圖。
[0006] 圖3-3A為部署在左心室中的醫(yī)療電引線的遠(yuǎn)端的放大視圖的示意圖。
[0007] 圖4為示例性MD的框圖，例如，圖1-2的頂D。
[0008] 圖5為在沒(méi)有用于選擇最佳左心室電極來(lái)起搏左心室的基線的情況下，涉及確定 加權(quán)電不同步的示例性方法的一般流程圖。
[0009] 圖6A為涉及選擇最佳左心室電極來(lái)起搏左心室的示例性方法的一般流程圖。
[0010] 圖6B為涉及選擇最佳左心室電極來(lái)起搏左心室的另一示例性方法的一般流程 圖。
[0011] 圖7為在沒(méi)有用于選擇最佳A-V延遲的基線的情況下涉及確定加權(quán)電不同步的示 例性方法的一般流程圖。
[0012] 圖8為在沒(méi)有用于選擇最佳A-ν延遲的基線的情況下涉及確定加權(quán)電不同步的示 例性方法的一般流程圖。

【具體實(shí)施方式】
[0013] 在以下實(shí)施例的詳細(xì)描述中，對(duì)附圖進(jìn)行了參考，附圖構(gòu)成了實(shí)施例的一部分且 在其中作為示例示出了可實(shí)踐本發(fā)明的具體實(shí)施例。應(yīng)當(dāng)理解，可以采用其它實(shí)施例，并且 在不背離本發(fā)明的范圍的情況下（比如仍然落在本發(fā)明的范圍之內(nèi)）可以作出一些結(jié)構(gòu)的 改變。
[0014] 如本文中所描述的，將醫(yī)療設(shè)備植入的內(nèi)科醫(yī)師可采用存儲(chǔ)在編程器中的標(biāo)準(zhǔn)來(lái) 自動(dòng)地選擇用于傳遞心臟再同步治療（CRT)的最佳位置（多個(gè)）和/或參數(shù)。例如，標(biāo)準(zhǔn) 可用于確定從其將電刺激傳遞至左心室的最佳左心室電極。在已選擇最佳LV電極之后，其 他標(biāo)準(zhǔn)可用于優(yōu)化用于最大心臟再同步的房室延遲，和/或心室間延遲。本公開(kāi)的教導(dǎo)的 實(shí)現(xiàn)可潛在地改進(jìn)患者的心臟再同步治療（CRT)響應(yīng)。
[0015] 參照?qǐng)D1-8描述示例性方法、設(shè)備、和系統(tǒng)。將理解，來(lái)自一個(gè)實(shí)施例的元件或過(guò) 程可與其他實(shí)施例的元件或過(guò)程結(jié)合采用，并且采用本文中所陳述的特征的組合的這種方 法、設(shè)備、和系統(tǒng)的可能實(shí)施例不限于附圖中所示和/或本文所描述的特定實(shí)施例。此外， 將理解的是，此處描述的實(shí)施例可包括并不需要按比例繪制的很多元件。此外，將理解的 是，此處各個(gè)過(guò)程的定時(shí)以及各元件的大小和形狀可被修改但仍落在本發(fā)明的范圍內(nèi)，雖 然某些定時(shí)、一個(gè)或多個(gè)形狀和/或大小、或元件類型可相比其他更有利。
[0016] 圖1為示出了可用于將起搏治療傳遞至患者14的示例性治療系統(tǒng)10的概念圖。 患者14可以是但并不必然是人。治療系統(tǒng)10可以包括可植入醫(yī)療設(shè)備16 (MD)，該MD可 以耦合到引線18、20、22以及編程器24。為了簡(jiǎn)潔起見(jiàn)，編程器24包括能夠?qū)崿F(xiàn)本文中所 包括的圖4中所表示的功能的計(jì)算機(jī)。
[0017] MD 16可以是例如可植入起搏器、復(fù)律器、和/或去纖顫器，其經(jīng)由耦合至引線 18、20和22中的一條或多條的電極將電信號(hào)提供至患者14的心臟12。
[0018] 引線18、20、22延伸至患者14的心臟12內(nèi)，以感測(cè)心臟12的電活動(dòng)和/或?qū)㈦?刺激傳遞至心臟12。在圖1所示的示例中，右心室（RV)引線18延伸通過(guò)一條或多條靜脈 (未示出）、上腔靜脈（未示出）、和右心房26并進(jìn)入右心室28。左心室冠狀竇引線20延 伸通過(guò)一條或多條靜脈、腔靜脈、右心房26,并進(jìn)入冠狀竇30以到達(dá)與心臟12的左心室32 的游離壁相鄰的區(qū)域。右心房（RA)引線22延伸通過(guò)一條或多條靜脈和腔靜脈，并進(jìn)入心 臟12的右心房26。
[0019] MD 16可經(jīng)由耦合至引線18、20、22中的至少一個(gè)的電極來(lái)感測(cè)伴隨于心臟12的 去極化和復(fù)極化的電信號(hào)以及其它。在一些示例中，頂D 16基于在心臟12內(nèi)感測(cè)到的電 信號(hào)來(lái)將起搏治療（例如，起搏脈沖）提供至心臟12。IMD 16可以是可操作的以調(diào)節(jié)與起 搏治療相關(guān)聯(lián)的一個(gè)或多個(gè)參數(shù)，例如，脈沖寬度、振幅、電壓、脈沖串長(zhǎng)度等。而且，頂D 16 可操作以使用各種電極配置來(lái)傳遞起搏脈沖，該電極配置可以是單極的或雙極的。頂D 16 還可經(jīng)由位于引線18、20、22中的至少一個(gè)引線上的電極來(lái)提供去纖顫治療和/或復(fù)律治 療。此外，IMD 16可檢測(cè)心臟12的心律不齊（諸如心室28、32的纖顫），并將去纖顫治療 以電脈沖的形式傳遞至心臟12。在一些示例中，IMD16可編程成傳遞連續(xù)的治療，例如具有 增加能級(jí)的電脈沖，直到心臟12的纖顫停止為止。
[0020] 在一些示例中，用戶（諸如，內(nèi)科醫(yī)生、技術(shù)人員、另一臨床醫(yī)生、和/或患者）可 使用可以是手持式計(jì)算設(shè)備或計(jì)算機(jī)工作站的編程器24,來(lái)與頂D 16通信（例如，以編程 MD 16)。例如，用戶可與編程器24交互以取回關(guān)于與MD 16關(guān)聯(lián)的一個(gè)或多個(gè)所檢測(cè)的 或所指示的故障和/或使用MD 16傳遞的起搏治療有關(guān)的信息。頂D 16和編程器24可經(jīng) 由使用本領(lǐng)域已知的任何技術(shù)的無(wú)線通信來(lái)通信。通信技術(shù)的示例可包括，例如，低頻或射 頻（RF)遙測(cè)，但也考慮其他技術(shù)。
[0021] 圖2是更詳細(xì)地示出了圖1中治療系統(tǒng)10的MD 16以及引線18、20、22的概念 圖。引線18、20、22可經(jīng)由連接器塊34電耦合至治療傳遞模塊（例如，用于傳遞起搏治療）、 感測(cè)模塊（例如，一個(gè)或多個(gè)電極以感測(cè)或監(jiān)測(cè)心臟12的電活動(dòng)以用于確定起搏治療的有 效性）、和/或MD 16的任何其他模塊。在一些示例中，引線18、20、22的近端可包括電觸 頭，其電耦合至ηω 16的連接器塊34中的相應(yīng)的電觸頭。此外，在一些示例中，引線18、 20、22可借助于定位螺絲、連接銷、或另一合適的機(jī)械耦合機(jī)構(gòu)機(jī)械地耦合至連接器塊34。
[0022] 引線18、20、22的每一個(gè)包括細(xì)長(zhǎng)絕緣引線體，該細(xì)長(zhǎng)絕緣引線體可通過(guò)絕緣材 料（例如，管狀絕緣護(hù)套）攜載彼此隔開(kāi)的多個(gè)導(dǎo)體（例如，同心盤繞導(dǎo)體，直導(dǎo)體等）。
[0023] 可有用于本公開(kāi)的示例導(dǎo)線包括美國(guó)專利No. 5, 922, 014、美國(guó)專利 No. 5, 628, 778、美國(guó)專利 No. 4, 497, 326、5, 443, 492、美國(guó)專利 No. 7, 860, 580、或 2008 年 4月30日提交的美國(guó)專利申請(qǐng)20090036947,使得電極以類似于本申請(qǐng)的附圖中所公開(kāi) 的方式添加和/或間隔，所有所列出的專利和申請(qǐng)通過(guò)引用整體結(jié)合于此。在美國(guó)專利 No. 7, 031，777、美國(guó)專利No 6, 968, 237、和美國(guó)公開(kāi)No. 2009/0270729中一般公開(kāi)了本文 中所描述的可通過(guò)調(diào)節(jié)引線形狀、長(zhǎng)度、電極數(shù)量和/或電極來(lái)適用于本公開(kāi)以有效避免 膈神經(jīng)刺激的附加的引線和電極配置，以上所有專利和申請(qǐng)通過(guò)引用整體結(jié)合于此。此外， 通過(guò)引用結(jié)合的美國(guó)專利No. 7, 313, 444公開(kāi)了 LV起搏引線，使得LV電極大約等距離地間 隔，這也可用于實(shí)現(xiàn)本公開(kāi)。
[0024] 在所例示的示例中，雙極或單極電極40、42(也被稱為RV電極）鄰近引線18的遠(yuǎn) 端定位。簡(jiǎn)要參照?qǐng)D3-3A，電極44、45、46鄰近引線20的遠(yuǎn)端設(shè)置并且雙極或單極電極56、 50 (圖2)鄰近引線22的遠(yuǎn)端設(shè)置。電極44、45、46和47可以是雙極電極、單極電極、或雙 極和單極電極的組合。附加地，電極44、45、46和47具有大約5. 3mm2至大約5. 8mm2的電極 表面積。電極44、45、46和47也分別被稱為L(zhǎng)V1 (電極1)、LV2 (電極2)、LV3 (電極3)、和 LV4(電極4)。如所示的，引線20包括近端92和遠(yuǎn)端94。遠(yuǎn)端94放置于LV組織中或附 近。本領(lǐng)域技術(shù)人員將理解，在引線20上的LV電極（S卩，左心室電極1 (LV1) 44、左心室電極 2 (LV2) 45、左心室電極3 (LV3) 46、和左心室4 (LV4) 47等等）可以可變的距離間隔開(kāi)。例如， 電極44遠(yuǎn)離電極45距離96a (例如，大約21mm)，電極45和46彼此遠(yuǎn)離間隔距離96b (例 如，大約1. 3mm至大約1. 5mm)，以及電極46和47彼此遠(yuǎn)離間隔距離96c (例如，20mm至大 約 21mm)。
[0025] 電極40、44、45、46、47、48可采取環(huán)形電極的形式，并且電極42、47和50可采取 可伸展的螺旋尖端電極的形式，該可伸展的螺旋尖端電極分別可伸縮地安裝在絕緣電極頭 52、54和56內(nèi)。電極40、42、44、45、46、47、48、50中的每一個(gè)可電耦合至其相關(guān)聯(lián)的引線 18、20、22的引線體內(nèi)的相應(yīng)的導(dǎo)體，從而耦合至引線18、20、22的近端上的相應(yīng)的電接觸。 電極40、42、44、45、46、47、48、50可進(jìn)一步被用于感測(cè)伴隨于心臟12的去極化和復(fù)極化的 電信號(hào)。這些電信號(hào)經(jīng)由相應(yīng)的引線18、20、22被傳導(dǎo)至頂D 16。在一些示例中，頂D 16 還可以經(jīng)由電極40、42、44、45、46、47、48、50傳遞起搏脈沖，以引起患者的心臟12的心臟組 織的去極化。在一些示例中，如圖2中所示，IMD 16包括一個(gè)或多個(gè)殼體電極，諸如殼體電 極58,其可與MD 16的殼體60 (比如氣密式殼體）的外表面一體地形成或以其它方式耦合 至該殼體60。電極40、42、44、45、46、47、48和50中的任意電極可用于單極感測(cè)或與殼體電 極58相組合的起搏。而且，不用于傳遞起搏治療的電極40、42、44、45、46、47、48、50、58中 的任意電極可用于在起搏治療期間感測(cè)電活動(dòng)（例如，用于確定電激動(dòng)次數(shù)）。電激動(dòng)時(shí)間 可用于基于從心室激動(dòng)時(shí)間導(dǎo)出的電不同步的度量來(lái)確定起搏（例如，僅LV起搏或雙心室 起搏）是否產(chǎn)生心臟的有效收縮。
[0026] 相對(duì)于基準(zhǔn)的定時(shí)、全局心臟事件（例如，心臟的腔的收縮的定時(shí)、心臟的腔的起 搏的定時(shí)）的指示來(lái)確定電激動(dòng)時(shí)間或局部電活動(dòng)。例如，基準(zhǔn)可以是QRS波的峰值（例 如，最小值、最小斜率、最大斜率）、近場(chǎng)或遠(yuǎn)場(chǎng)EGM的零交叉、閾值交叉等）、起搏電刺激的 應(yīng)用的開(kāi)始等等。在選擇基準(zhǔn)點(diǎn)之后，可通過(guò)測(cè)量在使用起搏電極的起搏刺激的傳遞和采 用由非起搏電極感測(cè)的電活動(dòng)的合適的基準(zhǔn)點(diǎn)之間的時(shí)間來(lái)確定激動(dòng)時(shí)間。定時(shí)可以是起 搏信號(hào)的開(kāi)始等等。傳遞起搏信號(hào)的設(shè)備可包括合適的電子產(chǎn)品以跟蹤和標(biāo)記起搏信號(hào)的 定時(shí)，其所標(biāo)記或跟蹤的時(shí)間可用于如上討論的確定局部激動(dòng)時(shí)間和電分散的目的。傳遞 起搏信號(hào)的設(shè)備可以是配置用于傳遞CRT的設(shè)備。
[0027] 如參照?qǐng)D4更詳細(xì)地描述地，殼體60可封入治療傳遞模塊，該治療傳遞模塊可包 括用于產(chǎn)生心臟起搏脈沖和去極化或復(fù)律沖擊的刺激發(fā)生器，以及用于監(jiān)測(cè)患者心律的感 測(cè)模塊。心臟起搏包括將電起搏脈沖傳遞至患者的心臟，例如，以保持患者的心臟跳動(dòng)（例 如，調(diào)節(jié)患者的心臟跳動(dòng)、以改進(jìn)和/或保持患者的血液動(dòng)力學(xué)效率等）。心臟起搏涉及傳 遞從大約0. 25伏特至大約8伏特的范圍并且更優(yōu)選地在2-3伏特之間的電起搏脈沖。
[0028] 引線18、20、22還可以分別包括細(xì)長(zhǎng)的電極62、64、66，它們可采取線圈的形式。 IMD 16可經(jīng)由細(xì)長(zhǎng)電極62、64、66和殼體電極58的任意組合而將去纖_沖擊傳遞至心臟 12。電極58、62、64、66也可以被用于將復(fù)律脈沖傳遞至心臟12。此外，電極62、64、66可由 任何合適的導(dǎo)電材料制成，諸如但不限于，鉬、鉬合金、和/或已知可用于可植入去纖顫電 極中的其他材料。由于電極62、64、66-般不配置成傳遞起搏治療，因此，電極62、64、66中 的任意可用于在起搏治療期間感測(cè)電活動(dòng)（例如，用于確定激動(dòng)時(shí)間）。在至少一個(gè)實(shí)施例 中，LV細(xì)長(zhǎng)電極64可用于在起搏治療的傳遞期間感測(cè)患者的心臟的電活動(dòng)。用于從心臟 組織感測(cè)響應(yīng)的電極被傳輸至A/D轉(zhuǎn)換器以將模擬信號(hào)轉(zhuǎn)換成數(shù)字信號(hào)。數(shù)字信號(hào)然后被 傳輸至微處理器80。微處理器80確定在特定電極處感測(cè)的響應(yīng)的水平。
[0029] 圖1-2所示的示例性治療系統(tǒng)10的配置僅是一個(gè)示例。在其它示例中，作為圖1 中所示的經(jīng)靜脈引線18、20、22的替代或附加，治療系統(tǒng)可包括心外膜引線和/或貼片電 極。此外，在一個(gè)或多個(gè)實(shí)施例中，頂D 16不需要被植入到患者14體內(nèi)。例如，頂D 16可 以經(jīng)由經(jīng)皮膚的引線將去纖顫沖擊和其它治療傳遞到心臟12,這些經(jīng)皮膚的引線穿透患者 14的皮膚延伸至心臟12內(nèi)部或外部的各種位置。在一個(gè)或多個(gè)實(shí)施例中，系統(tǒng)10可采用 無(wú)線起搏（例如，使用經(jīng)由超聲、感應(yīng)耦合、RF等的到心臟內(nèi)的起搏部件（多個(gè)）的能量傳 輸）并使用在容器/殼體和/或皮下的引線上的電極來(lái)感測(cè)心臟激動(dòng)。
[0030] 在將電刺激治療提供至心臟12的治療系統(tǒng)的其他示例中，此類治療系統(tǒng)可包括 耦合至MD 16的任何合適數(shù)量的引線，且每一個(gè)引線可延伸至心臟12內(nèi)或附近的任何位 置。治療系統(tǒng)的其他示例可包括如圖1-3中所示設(shè)置的三個(gè)經(jīng)靜脈的引線。此外，其它治 療系統(tǒng)可包括從頂D 16延伸至右心房26或右心室28中的單條引線、或延伸至相應(yīng)的右心 室26和右心房28中的兩條引線。
[0031] 圖4是頂D 16的一個(gè)示例性的配置的功能框圖。如圖所示，頂D 16可以包括控 制模塊81、治療傳遞模塊84(例如，可包括刺激發(fā)生器）、感測(cè)模塊86以及電源90。
[0032] 控制模塊81可以包括處理器80、存儲(chǔ)器82以及遙測(cè)模塊88。存儲(chǔ)器82可以包 括計(jì)算機(jī)可讀指令，當(dāng)例如被處理器80執(zhí)行時(shí)，這些計(jì)算機(jī)可讀指令使MD 16和/或控制 模塊81執(zhí)行本文所描述的歸因于MD 16和/或控制模塊81的各種功能。此外，存儲(chǔ)器 82可包括任何易失性、非易失性、磁、光、或電的介質(zhì)，例如，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、或任何其它數(shù)字介 質(zhì)。
[0033] 控制模塊81的處理器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)、或等效的分立或集成的邏輯電路中的任意一個(gè) 或多個(gè)。在一些示例中，處理器80可包括多個(gè)組件，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、和/或一個(gè)或多個(gè)FPGA以及其它分立或集成的 邏輯電路的任意組合。歸因于本文中的處理器80的功能可體現(xiàn)為軟件、固件、硬件、或它們 的任意組合。
[0034] 控制模塊81可控制治療傳遞模塊84,以根據(jù)可存儲(chǔ)在存儲(chǔ)器82中的所選擇的一 個(gè)或多個(gè)治療程序向心臟12傳遞治療（例如，諸如起搏之類的電刺激治療）。更特定地，控 制模塊81 (例如，處理器80)可控制治療傳遞模塊84傳遞電刺激，諸如，例如使用由所選擇 的一個(gè)或多個(gè)治療程序（例如，起搏治療程序、起搏恢復(fù)程序、捕獲管理程序等等）指定的 振幅、脈沖寬度、頻率、或電極極性的起搏脈沖。如所示的，治療傳遞模塊84例如經(jīng)由相應(yīng) 的引線18、20、22的導(dǎo)體或者在殼體電極58的情況下經(jīng)由設(shè)置在MD 16的殼體60內(nèi)的電 導(dǎo)體，電耦合至電極40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66。治療傳遞模塊84可被配置 成使用電極40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66中的一個(gè)或多個(gè)生成并且向心臟12 傳遞諸如起搏治療之類的電刺激治療。
[0035] 例如，治療傳遞模塊84可經(jīng)由分別耦合至引線18、20、和22的環(huán)形電極40、44、 48,和/或分別耦合至引線18、20、和22的螺旋形尖端電極42、46、和50,來(lái)傳遞起搏刺激 (例如，起搏脈沖）。而且，例如，治療傳遞模塊84可經(jīng)由電極58、62、64、66中的至少兩個(gè) 將去纖顫沖擊傳遞至心臟12。在一些示例中，治療模塊84可被配置成以電脈沖的形式傳 遞起搏、復(fù)律、或去纖顫刺激。在其他示例中，治療傳遞模塊84可被配置成以其他信號(hào)的形 式（諸如，正弦波、方波、和/或其他基本上連續(xù)的時(shí)間信號(hào)）來(lái)傳遞這些類型的刺激中的 一種或多種。
[0036] MD 16可進(jìn)一步包括開(kāi)關(guān)模塊85和控制模塊81 (例如，處理器80)，控制模塊可 采用開(kāi)關(guān)模塊85例如，經(jīng)由數(shù)據(jù)/地址總線來(lái)選擇可用電極中的哪些用于傳遞治療（諸 如，用于起搏治療的起搏脈沖）、或可用電極中的哪些用于感測(cè)。開(kāi)關(guān)模塊85可包括開(kāi)關(guān)陣 列、開(kāi)關(guān)矩陣、復(fù)用器、或適合于將感測(cè)模塊86和/或治療傳遞模塊84選擇性地耦合至一 個(gè)或多個(gè)所選擇的電極的任何其他類型的開(kāi)關(guān)設(shè)備。更特定地，治療傳遞模塊84可包括多 個(gè)起搏輸出電路。多個(gè)起搏輸出電路的每個(gè)起搏輸出電路可，例如，使用開(kāi)關(guān)模塊85,選擇 性地耦合至電極40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66中的一個(gè)或多個(gè)（例如，將治療 傳遞至起搏向量的一對(duì)電極）。換言之，每個(gè)電極可使用開(kāi)關(guān)模塊85選擇性地耦合至治療 傳遞模塊的起搏輸出電路中的一個(gè)。
[0037] 感測(cè)模塊86被耦合至（例如，電耦合至）感測(cè)裝置，感測(cè)裝置可包括，除附加感 測(cè)裝置外，電極40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66，來(lái)監(jiān)測(cè)心臟12的電活動(dòng)，例如， 心電圖（ECG)/電描記圖（EGM)信號(hào)等。ECG/EGM信號(hào)可用于監(jiān)測(cè)心率（HR)、心率變異性 (HRV)、心率振蕩（HRT)、減速/加速能力、減速序列發(fā)生率、T波交替（TWA)、P波到P波間 隔（也稱為P - P間隔或A - A間隔）、R波到R波間隔（也稱為為R - R間隔或V - V間 隔）、P波到QRS波群間隔（也稱為P - R間隔、A - V間隔、或P - Q間隔）、QRS波群形 態(tài)、ST段（S卩，連接QRS波群和T波的段）、T波變化、QT間隔、電矢量等。
[0038] 開(kāi)關(guān)模塊85還可與感測(cè)模塊86 -起使用以選擇采用可用電極中的哪些，例如，來(lái) 感測(cè)患者心臟的電活動(dòng)。在一些示例中，控制模塊81可例如，通過(guò)經(jīng)由數(shù)據(jù)/地址總線提 供信號(hào)，經(jīng)由感測(cè)模塊86中的開(kāi)關(guān)模塊來(lái)選擇起感測(cè)電極作用的電極。在一些示例中，感 測(cè)模塊86可包括一個(gè)或多個(gè)感測(cè)通道，每個(gè)感測(cè)通道可包括放大器。
[0039] 在一些示例中，感測(cè)模塊86包括一通道，該通道包括具有比R波或P波放大器相 對(duì)更寬的通帶的放大器。來(lái)自被選擇用于耦合至該寬帶放大器的所選擇的感測(cè)電極的信號(hào) 可被提供至多路復(fù)用器，并此后通過(guò)模數(shù)轉(zhuǎn)換器轉(zhuǎn)換成多位數(shù)字信號(hào)以作為心電圖（EGM) 存儲(chǔ)在存儲(chǔ)器82中。在一些示例中，這種EGM到存儲(chǔ)器82中的存儲(chǔ)可在直接存儲(chǔ)器存取 電路的控制下進(jìn)行。處理器81 (例如，使用處理器80)可采用數(shù)字信號(hào)分析技術(shù)來(lái)表征存 儲(chǔ)在存儲(chǔ)器82中的數(shù)字化信號(hào)的特征以從電信號(hào)中檢測(cè)并分類患者的心律。例如，處理器 80可被配置成通過(guò)采用本領(lǐng)域已知的許多信號(hào)處理方法中的任何方法，使用來(lái)自與心臟組 織接觸或靠近心臟組織的一個(gè)或多個(gè)電極的EGM來(lái)測(cè)量心臟組織的激動(dòng)次數(shù)。
[0040] 如果頂D 16被配置成向心臟12生成并傳遞起搏脈沖，則控制模塊81可包括起搏 器定時(shí)和控制模塊，該起搏器定時(shí)和控制模塊可具體化為硬件、固定、軟件、或它們的任何 組合。起搏器定時(shí)和控制模塊可包括與處理器80 (諸如，微處理器）分離的專用硬件電路 (諸如ASIC)、和/或由可以是微處理器或ASIC的處理器80的部件執(zhí)行的軟件模塊。起搏 器定時(shí)和控制模塊可包括可編程計(jì)數(shù)器，其控制與DDD、VVI、DVI、VDD、AAI、DDI、DDDR、VVIR、 DVIR、VDDR、AAIR、DDIR和其他模式的單腔和雙腔起搏相關(guān)聯(lián)的基本時(shí)間間隔。在上述起搏 模式中，"D"可指示雙腔室，"V"可指示心室，"I"可指示被禁止的起搏（例如，無(wú)起搏），以 及"A"可指示心房。起搏模式中的第一個(gè)字母可指示被起搏的腔室，第二個(gè)字母可指示其 中感測(cè)到電信號(hào)的腔室，而第三個(gè)字母可指示其中提供對(duì)感測(cè)的響應(yīng)的腔室。
[0041] 由控制模塊81中的起搏器定時(shí)與控制模塊所定義的間隔可包括心房與心室逸 搏間隔、不應(yīng)期（其中所感測(cè)的P-波和R-波不能有效地重啟逸搏間隔的定時(shí)）、和/或 起搏脈沖的脈沖寬度。作為另一個(gè)示例，起搏器定時(shí)與控制模塊可定義消隱期（blanking period)，并從感測(cè)模塊86提供信號(hào)，以在將電刺激傳遞至心臟12的期間或之后，消隱一個(gè) 或多個(gè)通道（例如，放大器）達(dá)一段時(shí)間?？身憫?yīng)于存儲(chǔ)器82中的所存儲(chǔ)的數(shù)據(jù)來(lái)確定這 些間隔的持續(xù)時(shí)間?？刂颇K81的起搏器定時(shí)和控制模塊還可確定心臟起搏脈沖的振幅。
[0042] 在起搏期間，在起搏器定時(shí)/控制模塊內(nèi)的逸搏間隔計(jì)數(shù)器可在感測(cè)到R波和P 波時(shí)被重置。治療傳遞模塊84 (例如，包括刺激發(fā)生器）可包括起搏器輸出電路，該輸出電 路，例如，通過(guò)開(kāi)關(guān)模塊85選擇性地耦合至電極40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、或66的 任意組合，該組合適于將單極或雙極起搏脈沖傳遞至心臟12的一個(gè)腔。控制模塊81可在 通過(guò)治療傳遞模塊84生成起搏脈沖時(shí)重置逸博間隔計(jì)數(shù)器，并且由此控制包括抗心動(dòng)過(guò) 速起搏的心臟起搏功能的基本定時(shí)。
[0043] 在一些示例中，控制模塊81可用作中斷驅(qū)動(dòng)設(shè)備，并且對(duì)來(lái)自起搏器定時(shí)和控制 模塊的中斷作出響應(yīng)，其中該中斷可對(duì)應(yīng)于感測(cè)到的P波和R波的發(fā)生和心臟起搏脈沖的 生成。任何必要的數(shù)學(xué)計(jì)算可通過(guò)處理器80執(zhí)行，且由起搏器定時(shí)與控制模塊控制的值或 間隔的任何更新可在這些中斷之后發(fā)生。存儲(chǔ)器82的一部分可被配置作為多個(gè)再循環(huán)緩 存，該多個(gè)再循環(huán)緩存能保持一系列所測(cè)得的間隔，這一系列所測(cè)得的間隔可通過(guò)例如處 理器80響應(yīng)于起搏或感測(cè)中斷的發(fā)生來(lái)進(jìn)行分析以確定患者的心臟12目前是否呈現(xiàn)房性 或室性快速性心律失常。
[0044] 控制模塊81的遙測(cè)模塊88可包括用于與另一設(shè)備（諸如，本文中關(guān)于圖1所描 述的編程器24)通信的任何合適的硬件、固件、軟件、或它們的任何組合。例如，在處理器80 的控制下，遙測(cè)模塊88可借助于天線（可以是內(nèi)部天線和/或外部天線）接收來(lái)自編程器 24的下行鏈路遙測(cè)以及將上行鏈路遙測(cè)發(fā)送至編程器24。處理器80可例如經(jīng)由地址/數(shù) 據(jù)總線提供將被上行傳輸至編程器24的數(shù)據(jù)和用于遙測(cè)模塊88內(nèi)的遙測(cè)電路的控制信 號(hào)。在一些示例中，遙測(cè)模塊88可經(jīng)由復(fù)用器將接收到的數(shù)據(jù)提供至處理器80。在至少一 個(gè)實(shí)施例中，如果起搏治療變得無(wú)效或不太有效，則遙測(cè)模塊88可被配置成傳輸警告或警 報(bào)。
[0045] MD 16的各種組件被進(jìn)一步耦合至電源90,電源90可包括可充電的和不可充電 的電池。雖然可充電池可例如，每天或每周感應(yīng)地從外部設(shè)備充電，但是可選擇不可充電電 池維持達(dá)數(shù)年。
[0046] 如圖3中所示意性地示出的，在LV引線20已被正確地放置在LV組織上或附近之 后，可測(cè)試各種起搏配置（例如，雙心室起搏配置、僅LV起搏等）。從每個(gè)起搏中生成的數(shù) 據(jù)可對(duì)于確定從其起搏LV的最佳LV電極是有用的。可在一個(gè)或多個(gè)LV電極起搏LV的同 時(shí)通過(guò)RV電極起搏RV來(lái)定義雙心室起搏配置。每個(gè)雙心室配置采用不同的LV電極（例 如，1^1、1^2、1^3、和1^4等）用于起搏。
[0047] 本文中所描述的示例性方法和/或設(shè)備基于從采用不同LV電極的每個(gè)雙心室起 搏配置所測(cè)得的心臟電激動(dòng)時(shí)間導(dǎo)出的電不同步的度量來(lái)評(píng)估起搏的有效性。圖5-8流程 圖呈現(xiàn)了用于選擇最佳LV電極的不同示例性方法。
[0048] 在圖5中所示的示例性方法100,評(píng)估不同的雙心室起搏配置，以確定引線20上的 哪一個(gè)LV電極用于起搏LV是最佳的。通過(guò)編程器24基于電不同步的度量連續(xù)地測(cè)試并 評(píng)估可用的雙心室起搏配置的每一個(gè)的有效性?；谶@些度量中的一個(gè)或多個(gè)來(lái)選擇最佳 雙心室起搏配置。
[0049] 在框102處，編程器24將RV電極42和LV電極44、45、46、47之一切換至起搏模 式，同時(shí)其他LV電極維持處于感測(cè)模式。選擇用于起搏LV的LV電極被指定為第j個(gè)LV 電極。從多個(gè)LV電極中選出的起搏LV的第一 LV電極在權(quán)利要求中被稱為第一 LV電極。 編程器24包括脈沖發(fā)生器，該脈沖發(fā)生器在其他起搏脈沖（例如，2-3伏特振幅）通過(guò)RV 電極被傳輸至RV時(shí)，生成通過(guò)起搏LV電極傳遞至LV的起搏脈沖（例如，2-3伏特振幅）。 非起搏LV電極從LV組織感測(cè)電響應(yīng)（諸如，激動(dòng)時(shí)間）。所感測(cè)的信號(hào)被傳輸至A/D轉(zhuǎn)換 器，該A/D轉(zhuǎn)換器將模擬信號(hào)轉(zhuǎn)換至數(shù)字信號(hào)。數(shù)字信號(hào)而后被傳輸至微處理器80,使得在 操作104處所感測(cè)的信號(hào)可被測(cè)量并然后被存儲(chǔ)到存儲(chǔ)器82中。
[0050] 在框106處，在非起搏電極處獲得電激動(dòng)時(shí)間（例如，相對(duì)于最早心室起搏的定時(shí) 或以任何其他合適的方法確定的）之后，微處理器80確定第一雙心室起搏配置的加權(quán)電不 同步指數(shù)。電不同步或心臟不同步涉及心臟的一個(gè)或多個(gè)不同部分的不正確定時(shí)的電刺 激。
[0051] 可從在由i表示的每個(gè)感測(cè)LV電極處的電激動(dòng)時(shí)間（AT (i, A, D))的線性組合中， 對(duì)每個(gè)起搏電極j計(jì)算LV電不同步的電不同步指數(shù)（ED)[ED(j，A，D)]。ED(j，A，D)的"A" 指的是心房感測(cè)（起搏）和第一心室起搏脈沖之間的房室延時(shí)，以及"D"指的是在RV和LV 中的起搏脈沖之間的時(shí)間延時(shí)。可在A和D的標(biāo)稱值處初始地確定每個(gè)LV電極的ED。"A" 的標(biāo)稱值可以為50ms，D的標(biāo)稱值可以大約Oms，這是同時(shí)雙心室起搏。
[0052] 通過(guò)電激動(dòng)時(shí)間的加權(quán)線性組合來(lái)確定ED，該根據(jù)引線幾何形狀和引線上的電極 間間距確定加權(quán)線性組合中的單個(gè)權(quán)值。特定地，ED通過(guò)合適的因子w(i，j)加權(quán)，該因子 w(i，j)是基于感測(cè)電極（指示為"i"）距離起搏電極（指示為"j"）的距離。因此，用于計(jì) 算加權(quán)的ED的方程式如下：
[0053]

【權(quán)利要求】
1. 一種心臟起搏的系統(tǒng)，所述系統(tǒng)米用右心室電極和多個(gè)左心室電極，所述系統(tǒng)包 括； a) 用于使用右心室電極和左心室電極中的第一左心室電極起搏并且在其他所述左心 室電極處測(cè)量激動(dòng)時(shí)間的裝置； b) 用于使用右心室電極和左心室電極的第二左心室電極起搏并且在其他所述左心室 電極處測(cè)量激動(dòng)時(shí)間的裝置；以及 c) 用于采用測(cè)得的激動(dòng)時(shí)間之和來(lái)選擇所述左心室電極中的一個(gè)來(lái)傳遞后續(xù)起搏脈 沖的裝置。
2. 如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，還包括： 用于確定當(dāng)從所述右心室電極起搏時(shí)是所述左心室電極的所述第一左心室電極還是 所述第二左心室電極具有最低的測(cè)得的激動(dòng)時(shí)間的裝置。
3. 如權(quán)利要求2所述的系統(tǒng)，其特征在于，還包括： 用于確定與所述左心室電極的所述第一左心室電極相關(guān)聯(lián)的第一電不同步指數(shù)（EDI) 和所述左心室電極的所述第二左心室電極的第二EDI的裝置。
4. 如權(quán)利要求2所述的系統(tǒng)，其特征在于，左心室醫(yī)療電引線包括基本等間隔的左心 室電極。
5. 如權(quán)利要求2所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述左心室醫(yī)療電引線包括至少兩個(gè)緊密 間隔的左心室電極。
6. 如權(quán)利要求5所述的系統(tǒng)，其特征在于，至少兩個(gè)緊密間隔的左心室電極在1. 5mm 內(nèi)。
7. 如權(quán)利要求3所述的系統(tǒng)，其特征在于，還包括： 用于確定在雙心室起搏期間哪一個(gè)左心室電極產(chǎn)生更小的EDI的裝置。
8. 如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，還包括： 用于選擇所述左心室電極中的一個(gè)或多個(gè)來(lái)傳遞后續(xù)起搏脈沖的裝置。
9. 如權(quán)利要求8所述的系統(tǒng)，其特征在于，基于更小的EDI來(lái)選擇所述左心室電極中的 一個(gè)。
10. 如權(quán)利要求9所述的系統(tǒng)，其特征在于，還包括： 用于比較所述左心室電極的每一個(gè)的EDI的裝置。
11. 如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，還包括： 用于排序左心室電極的每一個(gè)的EDI的裝置。
12. 如權(quán)利要求9所述的系統(tǒng)，其特征在于，還包括： 用于基于最小EDI的Δ T ms選擇所述左心室電極中的一個(gè)左心室電極來(lái)傳遞后續(xù)起 搏脈沖的裝置。
13. 如權(quán)利要求9所述的系統(tǒng)，其特征在于，還包括： 用于基于在最小的電不同步的ΛΤ ms內(nèi)來(lái)選擇所述左心室電極中的一個(gè)來(lái)傳遞后續(xù) 起搏脈沖的裝置。
14. 如權(quán)利要求9所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述左心室電極呈現(xiàn)大約相同的EDI ;且 Δ T為大約15毫秒或更少。
15. 如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，采用左心室四端引線，所述左心室四端引 線包括基本等間隔的左心室電極。
16.如權(quán)利要求9所述的系統(tǒng)，其特征在于，還包括選擇從中起搏的兩個(gè)或兩個(gè)以上的 左心室電極。
【文檔編號(hào)】A61N1/362GK104220130SQ201380019802
【公開(kāi)日】2014年12月17日 申請(qǐng)日期:2013年2月15日 優(yōu)先權(quán)日:2012年2月17日
【發(fā)明者】S·戈什R·W·斯塔德勒 申請(qǐng)人:美敦力公司