心臟再同步治療已經(jīng)在臨床上證實(shí)可改善遭受各種心臟病癥例如充血性心力衰竭的患者的心臟功能。CRT可以將電刺激或起搏應(yīng)用到一個(gè)或兩個(gè)心室和/或心房以改善心臟腔室協(xié)調(diào)，這進(jìn)而可以改進(jìn)心搏量、泵送效率等。在起搏心房和心室之間的時(shí)間間期可以稱作AV延遲，并且在起搏心室的每個(gè)之間的時(shí)間間期可以稱作VV延遲。

例如，用于心力衰竭(HF)患者的CRT已經(jīng)顯示改善血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)、體力、長(zhǎng)期生活質(zhì)量，并且降低死亡率和發(fā)病率。為了使成功的再同步發(fā)生，可以優(yōu)化房室延遲(AV延遲)以及室間延遲(VV延遲)。已經(jīng)以各種感測(cè)機(jī)制例如心電描記法(ECG)、電描記圖(EGM)、動(dòng)脈血壓以及皮膚阻抗開(kāi)發(fā)了用以優(yōu)化這些參數(shù)延遲的方法，并且隨后將這些方法與超聲心動(dòng)描記術(shù)(例如超聲)優(yōu)化方法進(jìn)行比較。然而，用于CRT的回聲優(yōu)化方法通常是主觀性的并且示出高的個(gè)體內(nèi)和個(gè)體間變異性。

存在無(wú)需臨床醫(yī)師介入的具有AV和VV延遲的自動(dòng)化選擇的CRT系統(tǒng)。例如，自動(dòng)調(diào)節(jié)AV和VV延遲的系統(tǒng)可以總體上披露于屬于巴克爾(Bakels)等人的美國(guó)專利號(hào)6,223,082、屬于基翁(Chinchoy)的美國(guó)專利號(hào)7,548,784、以及屬于伯恩奇(Burnes)等人的美國(guó)專利號(hào)7,228,174中，將這些專利中的每者通過(guò)引用以其全文結(jié)合于此。

阻抗傳感器已經(jīng)用于起搏系統(tǒng)中以獲得與心臟功能相關(guān)聯(lián)的信息。例如，屬于普利斯基(Plicchi)等人的美國(guó)專利號(hào)5,501,702、以及屬于杰林斯基(Zielinski)等人的美國(guó)申請(qǐng)公開(kāi)號(hào)2009/0275854A1(將其各自通過(guò)引用以其全文結(jié)合于此)披露了使用各種電極組合測(cè)量阻抗。

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

在此的披露涉及結(jié)合用以輔助CRT優(yōu)化的心臟聽(tīng)診，用使用了傳感器的植入裝置測(cè)量血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)(例如像心內(nèi)阻抗)的方法。例如，基于與心動(dòng)周期的收縮和/或舒張部分相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)(例如，使用心音、阻抗最小值和最大值、R-R間期等獲取的基準(zhǔn)點(diǎn))進(jìn)行的心內(nèi)阻抗測(cè)量可以用于優(yōu)化一個(gè)或多個(gè)裝置參數(shù)(例如AV延遲、VV延遲等)。

在此披露的用于將CRT遞送至患者心臟的一種示例性可植入醫(yī)療裝置(其中心臟再同步治療是基于多個(gè)裝置參數(shù)來(lái)遞送)可以包括感測(cè)模塊、治療遞送模塊、以及控制模塊，該感測(cè)模塊被配置成至少監(jiān)測(cè)在至少兩個(gè)電極之間的心內(nèi)阻抗以提供心內(nèi)阻抗信號(hào)，該治療遞送模塊被配置成將心臟治療遞送至該患者心臟，該控制模塊聯(lián)接至該感測(cè)模塊和該治療遞送模塊并且被配置成：以這些裝置參數(shù)中的至少一個(gè)的多個(gè)選項(xiàng)(例如，多個(gè)起搏A-V延遲、多個(gè)起搏V-V延遲、多個(gè)起搏部位、多個(gè)起搏向量、引線放置的多個(gè)位置等)將心臟再同步治療遞送至患者，并且針對(duì)至少一個(gè)心動(dòng)周期獲取與該至少一個(gè)裝置參數(shù)的該多個(gè)選項(xiàng)中的每一個(gè)相關(guān)的選擇數(shù)據(jù)。獲取該裝置參數(shù)的多個(gè)選項(xiàng)中的每一個(gè)下的選擇數(shù)據(jù)可以包括：針對(duì)多個(gè)電極向量配置中的每一個(gè)，獲取與至少一個(gè)心動(dòng)周期的收縮部分的至少一部分相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)以及與該至少一個(gè)心動(dòng)周期的舒張部分的至少一部分相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)；以該多個(gè)電極向量配置中的每一個(gè)并且與所獲取的基準(zhǔn)點(diǎn)大約同時(shí)來(lái)獲取心內(nèi)阻抗信號(hào)；基于與至少一個(gè)心動(dòng)周期的收縮部分相關(guān)聯(lián)以及與該至少一個(gè)心動(dòng)周期的舒張部分相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)，從針對(duì)該多個(gè)電極向量配置中的每一個(gè)的心內(nèi)阻抗信號(hào)提取測(cè)量值；并且基于所提取的測(cè)量值，針對(duì)該多個(gè)電極向量配置中的每一個(gè)確定選擇數(shù)據(jù)。該控制模塊可以被進(jìn)一步配置為使用與該裝置參數(shù)的該多個(gè)選項(xiàng)中的每一個(gè)相關(guān)的、所獲取的選擇數(shù)據(jù)來(lái)設(shè)定該多個(gè)選項(xiàng)中的一個(gè)選項(xiàng)以用于將心臟再同步治療遞送至該患者心臟。

用于將心臟再同步治療遞送至患者心臟的一種示例性可植入醫(yī)療裝置方法(例如其中心臟再同步治療是基于多個(gè)裝置參數(shù)來(lái)遞送)可以包括以這些裝置參數(shù)中的至少一個(gè)的多個(gè)選項(xiàng)將心臟再同步治療遞送至患者；針對(duì)至少一個(gè)心動(dòng)周期獲取與該至少一個(gè)裝置參數(shù)的多個(gè)選項(xiàng)中的每一個(gè)相關(guān)的選擇數(shù)據(jù)(例如其中獲取該裝置參數(shù)的多個(gè)選項(xiàng)中的每一個(gè)下的選擇數(shù)據(jù)可以包括針對(duì)多個(gè)電極向量配置中的每一個(gè)，獲取與至少一個(gè)心動(dòng)周期的收縮部分的至少一部分相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)以及與該至少一個(gè)心動(dòng)周期的舒張部分的至少一部分相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)，以該多個(gè)電極向量配置中的每一個(gè)并且與所獲取的至少一個(gè)心動(dòng)周期的收縮部分和舒張部分的基準(zhǔn)點(diǎn)大約同時(shí)來(lái)獲取心內(nèi)阻抗信號(hào)，基于與至少一個(gè)心動(dòng)周期的收縮部分相關(guān)聯(lián)以及與該至少一個(gè)心動(dòng)周期的舒張部分相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)，從針對(duì)該多個(gè)電極向量配置中的每一個(gè)的心內(nèi)阻抗信號(hào)提取測(cè)量值，并且基于所提取的測(cè)量值，針對(duì)該多個(gè)電極向量配置中的每一個(gè)確定選擇數(shù)據(jù))；并且使用與該裝置參數(shù)的該多個(gè)選項(xiàng)中的每一個(gè)相關(guān)的、所獲取的選擇數(shù)據(jù)來(lái)設(shè)定該多個(gè)選項(xiàng)中的一個(gè)選項(xiàng)以用于將心臟再同步治療遞送至該患者。

另一種用于在將治療遞送至患者心臟中使用的示例性可植入醫(yī)療裝置可以包括感測(cè)模塊，該感測(cè)模塊被配置成監(jiān)測(cè)至少兩個(gè)電極之間的心內(nèi)阻抗以提供心內(nèi)阻抗信號(hào)，并且監(jiān)測(cè)患者的心音(例如，感測(cè)的心音可以代表二尖瓣關(guān)閉和主動(dòng)脈瓣關(guān)閉)；治療遞送模塊，該治療遞送模塊被配置成將心臟再同步治療遞送至該患者心臟；以及控制模塊，該控制模塊聯(lián)接至該感測(cè)模塊和該治療遞送模塊，并且被配置成針對(duì)至少一個(gè)心動(dòng)周期獲取與多個(gè)起搏傳導(dǎo)延遲(例如，多個(gè)起搏A-V延遲和多個(gè)起搏V-V延遲中的至少一個(gè))中的每一個(gè)相關(guān)的選擇數(shù)據(jù)(例如，其中以每一個(gè)起搏傳導(dǎo)延遲獲取這些選擇數(shù)據(jù)可以包括針對(duì)多個(gè)電極向量配置中的每一個(gè)，感測(cè)限定了與該至少一個(gè)心動(dòng)周期的至少舒張部分相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)的心音，以該多個(gè)電極向量配置中的每一個(gè)并且與所感測(cè)的心音大約同時(shí)來(lái)獲取心內(nèi)阻抗信號(hào)，至少部分地基于所限定的與該至少一個(gè)心動(dòng)周期的舒張部分相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)從針對(duì)該多個(gè)電極向量配置中的每一個(gè)的心內(nèi)阻抗信號(hào)提取測(cè)量值，并且基于所提取的測(cè)量值，針對(duì)該多個(gè)電極向量配置中的每一個(gè)確定選擇數(shù)據(jù))；并且使用所獲取的與該多個(gè)傳導(dǎo)延遲中的每一個(gè)相關(guān)的選擇數(shù)據(jù)，以設(shè)定該多個(gè)傳導(dǎo)延遲中的一個(gè)傳導(dǎo)延遲以用于將心臟再同步治療遞送至該患者。

另一種示例性可植入醫(yī)療裝置方法可以包括以多個(gè)起搏傳導(dǎo)延遲將心臟再同步治療遞送至患者；針對(duì)至少一個(gè)心動(dòng)周期獲取與該多個(gè)起搏傳導(dǎo)延遲中的每一個(gè)相關(guān)的選擇數(shù)據(jù)(例如，其中以每一個(gè)起搏傳導(dǎo)延遲獲取這些選擇數(shù)據(jù)可以包括針對(duì)多個(gè)電極向量配置中的每一個(gè)，感測(cè)限定了與該至少一個(gè)心動(dòng)周期的至少舒張部分相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)的心音，以該多個(gè)電極向量配置中的每一個(gè)并且與所感測(cè)的心音大約同時(shí)來(lái)獲取心內(nèi)阻抗信號(hào)，至少部分地基于所限定的與該至少一個(gè)心動(dòng)周期的舒張部分相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)從針對(duì)該多個(gè)電極向量配置中的每一個(gè)的心內(nèi)阻抗信號(hào)提取測(cè)量值，并且基于心內(nèi)阻抗測(cè)量值，針對(duì)該多個(gè)電極向量配置中的每一個(gè)確定選擇數(shù)據(jù))；并且使用所獲取的與該多個(gè)傳導(dǎo)延遲中的每一個(gè)相關(guān)的選擇數(shù)據(jù)，以設(shè)定該多個(gè)傳導(dǎo)延遲中的一個(gè)傳導(dǎo)延遲以用于將心臟再同步治療遞送至該患者。

另一種用于在將治療遞送至患者心臟中使用的示例性可植入醫(yī)療裝置可以包括感測(cè)模塊，該感測(cè)模塊被配置成監(jiān)測(cè)至少兩個(gè)電極之間的心內(nèi)阻抗以提供心內(nèi)阻抗信號(hào)，并且監(jiān)測(cè)患者的心音；治療遞送模塊，該治療遞送模塊被配置成將心臟治療遞送至該患者心臟；以及控制模塊，該控制模塊聯(lián)接至該感測(cè)模塊和該治療遞送模塊，并且被配置成控制將心臟再同步治療以多個(gè)起搏傳導(dǎo)延遲遞送至患者，針對(duì)至少一個(gè)心動(dòng)周期獲取與該多個(gè)起搏傳導(dǎo)延遲中的每一個(gè)相關(guān)的選擇數(shù)據(jù)(例如，其中獲取選擇數(shù)據(jù)可以包括針對(duì)多個(gè)電極向量配置中的每一個(gè)，感測(cè)限定了與至少一個(gè)心動(dòng)周期的收縮部分相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)并限定了與該至少一個(gè)心動(dòng)周期的舒張部分相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)的心音，以該多個(gè)電極向量配置中的每一個(gè)并且與所感測(cè)的心音大約同時(shí)來(lái)獲取心內(nèi)阻抗信號(hào)，至少部分地基于所限定的與至少一個(gè)心動(dòng)周期的收縮部分相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)以及所限定的與該至少一個(gè)心動(dòng)周期的舒張部分相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)從針對(duì)該多個(gè)電極向量配置中的每一個(gè)的心內(nèi)阻抗信號(hào)提取測(cè)量值，并且基于所提取的測(cè)量值，針對(duì)該多個(gè)電極向量配置中的每一個(gè)確定選擇數(shù)據(jù))，并且使用所獲取的與該多個(gè)傳導(dǎo)延遲中的每一個(gè)相關(guān)的選擇數(shù)據(jù)，以設(shè)定該多個(gè)傳導(dǎo)延遲中的一個(gè)傳導(dǎo)延遲以用于將心臟再同步治療遞送至該患者。

另一種示例性可植入醫(yī)療裝置方法可以包括以多個(gè)起搏傳導(dǎo)延遲將心臟再同步治療遞送至患者；針對(duì)至少一個(gè)心動(dòng)周期獲取與該多個(gè)起搏傳導(dǎo)延遲中的每一個(gè)相關(guān)的選擇數(shù)據(jù)(例如，其中以每一個(gè)起搏傳導(dǎo)延遲獲取這些選擇數(shù)據(jù)可以包括針對(duì)多個(gè)電極向量配置中的每一個(gè)，感測(cè)限定了與至少一個(gè)心動(dòng)周期的收縮部分相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)并限定了與該至少一個(gè)心動(dòng)周期的舒張部分相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)的心音，以該多個(gè)電極向量配置中的每一個(gè)并且與所感測(cè)的心音大約同時(shí)來(lái)獲取心內(nèi)阻抗信號(hào)，至少部分地基于所限定的與至少一個(gè)心動(dòng)周期的收縮部分相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)以及所限定的與該至少一個(gè)心動(dòng)周期的舒張部分相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)從針對(duì)該多個(gè)電極向量配置中的每一個(gè)的心內(nèi)阻抗信號(hào)提取測(cè)量值，并且基于心內(nèi)阻抗測(cè)量值，針對(duì)該多個(gè)電極向量配置中的每一個(gè)確定選擇數(shù)據(jù))；并且使用所獲取的與該多個(gè)傳導(dǎo)延遲中的每一個(gè)相關(guān)的選擇數(shù)據(jù)，以設(shè)定該多個(gè)傳導(dǎo)延遲中的一個(gè)傳導(dǎo)延遲以用于將心臟再同步治療遞送至該患者。

另外，這些裝置或方法的一個(gè)或多個(gè)實(shí)施例可以包括以下中的一者或多者：該控制模塊可以被配置成針對(duì)多個(gè)電極向量配置中的每一個(gè)，獲取與至少一個(gè)心動(dòng)周期的收縮部分或收縮部分內(nèi)的限定區(qū)段相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)以及與該至少一個(gè)心動(dòng)周期的舒張部分或舒張部分內(nèi)的限定區(qū)段相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)，與至少一個(gè)心動(dòng)周期的收縮部分相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)以及與該至少一個(gè)心動(dòng)周期的舒張部分相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)可以至少包括代表二尖瓣關(guān)閉(MVC)和主動(dòng)脈瓣關(guān)閉(AVC)的心音；這些與至少一個(gè)心動(dòng)周期的收縮部分相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)以及這些與該至少一個(gè)心動(dòng)周期的舒張部分相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)可以包括由至少心內(nèi)阻抗信號(hào)最小點(diǎn)和最大點(diǎn)限定的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)(例如，其中獲取選擇數(shù)據(jù)可以包括至少部分地基于由該心內(nèi)阻抗信號(hào)最小點(diǎn)和最大點(diǎn)限定的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)，從針對(duì)該多個(gè)電極向量配置中的每一個(gè)的心內(nèi)阻抗信號(hào)提取測(cè)量值)，這些與至少一個(gè)心動(dòng)周期的收縮部分相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)可以至少包括與R-R間期的第一預(yù)定部分相關(guān)聯(lián)的點(diǎn)，并且這些與該至少一個(gè)心動(dòng)周期的舒張部分相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)至少包括與該R-R間期的第二預(yù)定部分相關(guān)聯(lián)的點(diǎn)(例如，其中獲取選擇數(shù)據(jù)可以包括至少部分地基于與R-R間期的第一預(yù)定部分相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)并且至少部分地基于與R-R間期的第二預(yù)定部分相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)，從針對(duì)該多個(gè)電極向量配置中的每一個(gè)的心內(nèi)阻抗信號(hào)提取測(cè)量值)，針對(duì)至少一個(gè)心動(dòng)周期獲取與該裝置參數(shù)的該多個(gè)選項(xiàng)中的每一個(gè)相關(guān)的選擇數(shù)據(jù)可以包括針對(duì)在呼吸周期結(jié)束時(shí)發(fā)生的至少多個(gè)心動(dòng)周期獲取與該裝置參數(shù)的該多個(gè)選項(xiàng)中的每一個(gè)相關(guān)的選擇數(shù)據(jù)，并且從該心內(nèi)阻抗信號(hào)提取測(cè)量值可以包括提取一個(gè)或多個(gè)參數(shù)，這些參數(shù)包括最小值、最大值、斜率、積分、微分、以及此類參數(shù)中的一個(gè)或多個(gè)相對(duì)于一個(gè)或多個(gè)基準(zhǔn)點(diǎn)發(fā)生的時(shí)機(jī)，該控制模塊(例如，用以使用與該裝置參數(shù)的該多個(gè)選項(xiàng)中的每一個(gè)相關(guān)的、所獲取的選擇數(shù)據(jù)來(lái)設(shè)定該多個(gè)選項(xiàng)中的一個(gè)選項(xiàng)以用于將心臟再同步治療遞送至患者)可以被配置成基于針對(duì)每一個(gè)向量配置在該多個(gè)起搏傳導(dǎo)延遲中的每一個(gè)下所獲取的選擇數(shù)據(jù)來(lái)提供該裝置參數(shù)的該多個(gè)選項(xiàng)中的每一個(gè)的得分，并且基于該裝置參數(shù)的該多個(gè)選項(xiàng)的得分選擇該裝置參數(shù)的多個(gè)選項(xiàng)中的選項(xiàng)以用于將心臟再同步治療遞送至該患者(例如，可以基于針對(duì)每一個(gè)向量配置所獲取的選擇數(shù)據(jù)，通過(guò)為基于這些心內(nèi)阻抗測(cè)量值所確定的一個(gè)或多個(gè)選擇數(shù)據(jù)參數(shù)給出在確定得分中與其他選擇數(shù)據(jù)參數(shù)不同的權(quán)重，來(lái)提供該裝置參數(shù)的該多個(gè)選項(xiàng)中的每一個(gè)的得分)；該控制模塊可以被配置成使用所獲取的選擇數(shù)據(jù)以選擇電極向量配置以用于將心臟再同步治療遞送至該患者；從該心內(nèi)阻抗信號(hào)提取測(cè)量值可以至少包括提取阻抗的一階導(dǎo)數(shù)和/或相對(duì)于基準(zhǔn)點(diǎn)而言最小阻抗的時(shí)機(jī)；并且該控制模塊可以被進(jìn)一步配置為允許使用者設(shè)定允許的起搏傳導(dǎo)延遲窗，該傳導(dǎo)延遲可以設(shè)定到該窗。以上概述并不意圖描述本披露的每個(gè)實(shí)施例或每一個(gè)實(shí)施方式。通過(guò)參考以下的詳細(xì)描述和權(quán)利要求書，結(jié)合附圖，使更加完整的理解變得清楚和為人所領(lǐng)會(huì)。

附圖簡(jiǎn)述

圖1是包括示例性可植入醫(yī)療裝置(IMD)的示例性系統(tǒng)的簡(jiǎn)圖。

圖2A是圖1的示例性IMD的簡(jiǎn)圖。

圖2B是放置在圖2A的左心室中的電引線的遠(yuǎn)端的放大視圖的簡(jiǎn)圖。

圖3A是示例性IMD(例如圖1-2的IMD)的框圖。

圖3B是可在例如示于圖1-2中的系統(tǒng)中采用的、用于提供多個(gè)感測(cè)信道和相對(duì)應(yīng)的起搏信道的示例性IMD(例如可植入的脈沖發(fā)生器)電路和相關(guān)聯(lián)的引線的另一個(gè)框圖。

圖4是用于例如使用圖1-3的IMD優(yōu)化裝置參數(shù)以便將治療遞送至患者心臟的示例性方法的流程圖。

圖5是用于如總體上例如在圖4的方法中所示的獲取選擇數(shù)據(jù)的示例性方法的流程圖。

圖6是歷經(jīng)在呼吸周期上疊加的多個(gè)心動(dòng)周期的阻抗波形的示例性圖解描繪，以用于描述例如示于如圖5中的一種或多種示例性方法。

圖7是用于如總體上例如在圖4的方法中所示的獲取選擇數(shù)據(jù)以便優(yōu)化AV延遲的示例性方法的流程圖。

圖8是圖7的方法的一部分(包括獲取時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn))的示例性實(shí)施例的流程圖。

圖9是心動(dòng)周期事件的示例性圖解描繪，以用于描述例如示于如圖8中的一種或多種示例性方法。

圖10是圖7的方法的一部分(包括獲取時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn))的示例性實(shí)施例的另一個(gè)流程圖。

圖11是與射血和充盈相關(guān)聯(lián)的阻抗波形形態(tài)的示例性圖解描繪，以用于描述例如示于如圖10中的一種或多種示例性方法。

圖12是圖7的方法的一部分(包括獲取時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn))的示例性實(shí)施例的另一個(gè)流程圖。

圖13是R-R間期與射血和充盈相關(guān)的示例性圖解展示，以用于描述例如示于如圖12中的一種或多種示例性方法。

圖14是歷經(jīng)心動(dòng)周期的阻抗波形的示例性圖解描繪，以用于描述例如示于如圖5中的、獲取選擇數(shù)據(jù)的一種或多種示例性方法。

圖15-22是如例如在圖5的方法中總體上示出的、包括示例性評(píng)定方法的更詳細(xì)的用于優(yōu)化AV延遲的示例性方法的流程圖。

圖23A-23C和24是用于在描述評(píng)定方法以優(yōu)化AV延遲中使用的表格。

示例性實(shí)施方案的詳細(xì)說(shuō)明

在以下的說(shuō)明性實(shí)施例的詳細(xì)說(shuō)明中，參考形成詳細(xì)說(shuō)明的一部分的附圖，并且通過(guò)圖解的方式示出可以實(shí)踐的具體實(shí)施例。應(yīng)當(dāng)理解的是，可以利用其他實(shí)施例并且可以發(fā)生結(jié)構(gòu)變化而不會(huì)脫離(例如仍然落入)由此展示的本披露的范圍。

將參考圖1-24描述示例性方法、裝置、和系統(tǒng)。對(duì)于本領(lǐng)域技術(shù)人員應(yīng)清楚的是，一個(gè)實(shí)施例中的元件或過(guò)程可以結(jié)合其他實(shí)施例的元件或過(guò)程來(lái)使用，并且使用在此闡明的特征的組合的這類方法、裝置和系統(tǒng)的可能實(shí)施例并不限于圖中所示的和/或在此所描述的具體實(shí)施例。進(jìn)一步地，應(yīng)當(dāng)認(rèn)識(shí)到，在此描述的實(shí)施例可以包括不一定按比例示出的許多元件。再進(jìn)一步地，應(yīng)當(dāng)認(rèn)識(shí)到，可以對(duì)在此的這些過(guò)程的時(shí)序以及各種元件的大小和形狀進(jìn)行修改，但是仍然落入本披露的范圍內(nèi)，盡管某些時(shí)序、元件的一個(gè)或多個(gè)形狀和/或大小或類型可能比其他的更為有利。

如在此所述的，各種示例性系統(tǒng)、儀器和方法可以采用被配置成遞送治療至患者的組織和/或感測(cè)來(lái)自該患者的組織的一個(gè)或多個(gè)信號(hào)(例如心內(nèi)阻抗等)的電極。例如，電極可以被包括作為可植入醫(yī)療裝置(IMD)的一部分，并且位于一根或多根引線上，這些引線被配置成位于患者心臟的一個(gè)或多個(gè)部分附近。

可以通過(guò)包括至少一個(gè)電極和/或聯(lián)接至至少一個(gè)電極上的一個(gè)或多個(gè)(例如兩個(gè)或更多個(gè)、多個(gè)等)系統(tǒng)、儀器、和裝置來(lái)利用并實(shí)施在此描述的示例性方法和過(guò)程。例如，可以通過(guò)在此參考圖1-3所述的示例性治療系統(tǒng)10來(lái)使用示例性方法和過(guò)程。雖然在此描述并描繪了治療系統(tǒng)10，應(yīng)理解的是，可以通過(guò)任何包括能夠分析來(lái)自一個(gè)或多個(gè)電極的信號(hào)的計(jì)算儀器的系統(tǒng)來(lái)使用示例性方法和過(guò)程。計(jì)算儀器例如可以位于外部計(jì)算機(jī)或編程器中，可以位于IMD中，或可以位于附接至網(wǎng)絡(luò)上的服務(wù)器上。

圖1是展示了可用于向患者14遞送起搏治療的示例性治療系統(tǒng)10的概念圖。患者14可以但并不必須是人。治療系統(tǒng)10可以包括可聯(lián)接至引線18、20、22和/或編程器24上的可植入醫(yī)療裝置16(IMD)。IMD16可以是例如可植入的起搏器、復(fù)律器和/或除顫器，經(jīng)由聯(lián)接至引線18、20、22中的一根或多根上的電極向患者14的心臟12提供電信號(hào)。

引線18、20、22伸入患者14的心臟12以感測(cè)心臟12的電活動(dòng)和/或向心臟12遞送電刺激。在圖1所示的實(shí)例中，右心室(RV)引線18延伸通過(guò)一個(gè)或多個(gè)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(LV)冠狀竇引線20延伸通過(guò)一個(gè)或多個(gè)靜脈、腔靜脈、右心房26，并進(jìn)入冠狀竇30至鄰近心臟12的左心室32的游離壁的區(qū)域。右心房(RA)引線22延伸通過(guò)一個(gè)或多個(gè)靜脈和腔靜脈，并且進(jìn)入心臟12的右心房26。

IMD 16可以經(jīng)由聯(lián)接至引線18、20、22中的至少一根引線的電極而除了別的以外感測(cè)伴隨心臟12的去極化和復(fù)極化而來(lái)的電信號(hào)。IMD 16可以被配置成使用在此描述的示例性方法和過(guò)程，用例如在系統(tǒng)的電極(例如位于引線18、20、22上的電極)處感測(cè)到的阻抗信號(hào)優(yōu)化一個(gè)或多個(gè)裝置參數(shù)(例如起搏AV延遲、起搏VV延遲等)。在一些實(shí)例中，IMD 16基于心臟12內(nèi)感測(cè)到的電信號(hào)來(lái)向心臟12提供起搏治療(例如起搏脈沖、CRT等)。IMD 16可以是可操作的，以便調(diào)節(jié)與起搏治療相關(guān)聯(lián)的一個(gè)或多個(gè)裝置參數(shù)，例如像，起搏AV延遲和其他各種時(shí)機(jī)、脈沖寬度、振幅、電壓、突發(fā)長(zhǎng)度等。進(jìn)一步地，IMD 16可以是可操作的，以便使用不同的電極配置來(lái)遞送起搏治療，這些電極配置可以是單極的、雙極的、四極的或其他多極的。例如，多極引線可包括若干可用于遞送起搏治療的電極。因此，多極引線系統(tǒng)可以向起搏提供或給予多個(gè)電向量。起搏向量可包括至少一個(gè)陰極，該至少一個(gè)陰極可以是定位在至少一根引線上的至少一個(gè)電極；以及至少一個(gè)陽(yáng)極，該至少一個(gè)陽(yáng)極可以是定位在至少一根引線(例如同一根引線或不相同的引線)上和/或在該IMD的殼體或罐上的至少一個(gè)電極。而起搏治療引起的心臟功能的改善可主要取決于陰極，如阻抗、起搏閾值電壓、漏電流、壽命等電參數(shù)可更依賴于包括陰極和陽(yáng)極兩者的起搏向量。IMD 16還可經(jīng)由定位在引線18、20、22中至少一根上的電極提供除顫治療和/或心臟復(fù)律治療。進(jìn)一步地，IMD 16可檢測(cè)心臟12的心律不齊，如心室28、32的纖維性顫動(dòng)，并且向心臟12遞送電脈沖形式的除顫治療。在一些實(shí)例中，IMD 16可被編程以遞送治療的進(jìn)展，例如具有升高的能量水平的脈沖，直至心臟12的纖維性顫動(dòng)停止。

在一些實(shí)例中，可以是手持型計(jì)算裝置或計(jì)算機(jī)工作站的編程器24可以由使用者例如醫(yī)師、技術(shù)員、其他臨床醫(yī)師、和/或患者使用以與IMD 16通信(例如為IMD 16編程)。例如，使用者可以與編程器24互作以檢索關(guān)于一個(gè)或多個(gè)電向量的、涉及心臟改善信息、壽命信息的信息(例如奪獲閾值信息、阻抗值等)，和/或提供感測(cè)的數(shù)據(jù)(例如，心音數(shù)據(jù)、阻抗信號(hào)等)。另外，使用者可以與編程器24互作以選擇例如用于在遞送治療中使用的一個(gè)或多個(gè)最佳裝置參數(shù)(例如AV延遲和VV延遲，有待用于起搏的電極向量等)。另外，使用者可以與編程器24互作，以檢索涉及與IMD 16和/或同此一起遞送的起搏治療相關(guān)聯(lián)的選擇數(shù)據(jù)的信息。例如，位于IMD 16和編程器24之一中或兩者中的計(jì)算儀器可以被配置成分析或評(píng)估信號(hào)(例如，阻抗信號(hào)、心音、R-R間期等，或與其相關(guān)聯(lián)的數(shù)據(jù))以鑒定一個(gè)或多個(gè)最佳裝置參數(shù)(例如AV延遲)。IMD 16和編程器24可以使用本領(lǐng)域已知的任何技術(shù)經(jīng)由無(wú)線通信進(jìn)行通信。通信技術(shù)的實(shí)例可以包括例如低頻或射頻(RF)遙測(cè)術(shù)，但其他技術(shù)也被涵蓋在內(nèi)。可以使用IMD和編程器來(lái)用如在此所述的經(jīng)優(yōu)化的裝置參數(shù)使IMD初始化，或者IMD可以在不用編程器的情況下進(jìn)行這種優(yōu)化(例如可以在植入時(shí)或植入后提供優(yōu)化)。

圖2A是更詳細(xì)地展示了圖1的治療系統(tǒng)10的IMD 16和引線18、20、22的概念圖。引線18、20、22可經(jīng)由連接塊34電聯(lián)接至治療遞送模塊(例如用于起搏治療的遞送)、感測(cè)模塊(例如用于從一個(gè)或多個(gè)電極感測(cè)一個(gè)或多個(gè)信號(hào))和/或IMD 16的任何其他模塊。在一些實(shí)例中，引線18、20、22的近端可包括電觸頭，這些電觸頭電聯(lián)接至IMD 16的連接塊34內(nèi)的各自的電觸頭。另外，在一些實(shí)例中，引線18、20、22可借助于固定螺釘、連接銷或另一種合適的機(jī)械聯(lián)接機(jī)構(gòu)機(jī)械地聯(lián)接至連接塊34。

引線18、20、22中的每者包括細(xì)長(zhǎng)的絕緣引線體，該引線體可載有許多通過(guò)隔離件(例如管狀絕緣鞘)而彼此分隔開(kāi)的導(dǎo)體(例如同心盤繞導(dǎo)體、直導(dǎo)體等)。在所示的實(shí)例中，雙極電極40、42定位于接近引線18的遠(yuǎn)端。另外，雙極電極44、45、46、47定位于接近引線20的遠(yuǎn)端，并且雙極電極48、50定位于接近引線22的遠(yuǎn)端。

電極40、44、45、46、47、48可以采取相對(duì)于絕緣電極頭52、54、56安裝的環(huán)形電極的形式，并且電極42、50可以采取可回縮地安裝在這些絕緣電極頭內(nèi)的可延長(zhǎng)的螺旋尖端電極的形式。電極40、42、44、45、46、47、48、50中的每一個(gè)可以電聯(lián)接至其相關(guān)聯(lián)的引線18、20、22的引線體內(nèi)的對(duì)應(yīng)導(dǎo)體(例如螺旋的和/或直的)，并且由此聯(lián)接至引線18、20、22的近端的對(duì)應(yīng)電觸頭。

另外，電極44、45、46和47可具有約5.3mm²到約5.8mm²的電極表面積。電極44、45、46和47還可對(duì)應(yīng)地指LV1、LV2、LV3和LV4。引線20上的LV電極(即左心室電極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)可以按可變的距離間隔開(kāi)。例如，電極44可與電極45距離例如約21毫米(mm)，電極45和46可以彼此間隔例如距離約1.3mm至約1.5mm，并且電極46和47可以彼此間隔例如距離20mm至約21mm。

電極40、42、44、45、46、47、48、50可進(jìn)一步用于感測(cè)伴隨心臟12的去極化和復(fù)極化而來(lái)的電信號(hào)(例如電描記圖(EGM)內(nèi)的形態(tài)波形等)、感測(cè)心內(nèi)阻抗等。感測(cè)到的電信號(hào)可用于確定是電極40、42、44、45、46、47、48、50中的哪些電極最有效地改善心臟功能，可如在此所述的用于優(yōu)化裝置參數(shù)、獲取選擇數(shù)據(jù)，等。這些電信號(hào)經(jīng)由各自的引線18、20、22而傳導(dǎo)至IMD 16。在一些實(shí)例中，IMD 16還可經(jīng)由電極40、42、44、45、46、47、48、50遞送起搏脈沖，以引起該患者的心臟12的心臟組織的去極化。在一些實(shí)例中，如圖2A所示，IMD 16包括一個(gè)或多個(gè)殼電極，如殼電極58，可與IMD 16的殼60(例如氣密殼)的外表面一體地形成或另外聯(lián)接至殼60。電極40、42、44、45、46、47、48和50中的任一個(gè)可用于單極感測(cè)或與殼電極58相組合的起搏。換言之，電極40、42、44、45、46、47、48、50、58中的任一個(gè)可組合使用以形成感測(cè)向量(例如可用于評(píng)估和/或分析起搏治療、用于獲取選擇數(shù)據(jù)、獲取心內(nèi)阻抗信號(hào)等的感測(cè)向量)。本領(lǐng)域技術(shù)人員所通常理解的是還可以選擇其他電極來(lái)限定或用于起搏和感測(cè)向量。進(jìn)一步地，不用于遞送起搏治療的電極40、42、44、45、46、47、48、50、58中的任一個(gè)可用于在起搏治療過(guò)程中感測(cè)電活動(dòng)。

如參照?qǐng)D3A-3B進(jìn)一步詳細(xì)描述的，殼60可圍住治療遞送模塊，該治療遞送模塊可包括用于產(chǎn)生心臟起搏脈沖和除顫或心臟復(fù)律電擊的刺激發(fā)生器、以及用于監(jiān)測(cè)該患者的心率的感測(cè)模塊。引線18、20、22還可分別包括可采取線圈形式的細(xì)長(zhǎng)電極62、64、66。IMD 16可經(jīng)由細(xì)長(zhǎng)電極62、64、66與殼電極58的任何組合來(lái)向心臟12遞送除顫電擊。電極58、62、64、66還可用于向心臟12遞送心臟復(fù)律脈沖。進(jìn)一步地，電極62、64、66可由任何適合的電傳導(dǎo)材料制成，諸如但不限于鉑、鉑合金和/或已知可用于可植入的除顫電極的其他材料。因?yàn)殡姌O62、64、66通常不被配置成遞送起搏治療，電極62、64、66中的任一個(gè)可用于感測(cè)電活動(dòng)(例如用于在獲取心內(nèi)阻抗波形中使用，用于獲取信號(hào)以用于提供阻抗測(cè)量值，用于在分析起搏治療有效性中使用，等)，并且可與電極40、42、44、45、46、47、48、50、58中的任一個(gè)組合使用。在至少一個(gè)實(shí)施例中，RV細(xì)長(zhǎng)電極62可用于在起搏治療的遞送過(guò)程中感測(cè)患者心臟的電活動(dòng)(例如結(jié)合形成RV加長(zhǎng)線圈的殼電極58，或除顫電極到殼電極向量)。

圖1-2中所示的示例性治療系統(tǒng)10的配置僅僅是一個(gè)實(shí)例。在其他實(shí)例中，該治療系統(tǒng)可包括心外膜引線和/或片電極，取代或另加至圖1所示的經(jīng)靜脈引線18、20、22。進(jìn)一步地，在一個(gè)或多個(gè)實(shí)施例中，IMD 16不需要植入患者14內(nèi)。例如，IMD 16可經(jīng)由延伸穿過(guò)患者14的皮膚至心臟12內(nèi)或外的多種位置的經(jīng)皮引線向心臟12遞送不同心臟治療。在一個(gè)或多個(gè)實(shí)施例中，系統(tǒng)10可利用無(wú)線起搏(例如使用經(jīng)由超聲、電感耦合、RF等的向一個(gè)或多個(gè)心臟內(nèi)起搏部件的能量傳輸)，并且使用罐/殼和/或皮下引線上的電極感測(cè)心臟活動(dòng)。

在向心臟12提供電刺激治療的治療系統(tǒng)的其他實(shí)例中，這類治療系統(tǒng)可包括任何合適數(shù)量的聯(lián)接至IMD 16的引線，并且這些引線中的每者可延伸至心臟12內(nèi)或附近的任何位置。例如，治療系統(tǒng)的其他實(shí)例可包括三個(gè)如圖1-2所示定位的經(jīng)靜脈引線。再進(jìn)一步地，其他治療系統(tǒng)可包括從IMD 16延伸進(jìn)入右心房26或右心室28的單個(gè)引線，或延伸分別進(jìn)入右心房26和右心室28的兩根引線。

圖3A是IMD 16的一種示例性配置的功能框圖。如所示的，IMD 16可包括控制模塊81、治療遞送模塊84(例如可包括刺激發(fā)生器)、感測(cè)模塊86和電源90。

控制模塊81可包括處理器80、存儲(chǔ)器82和遙測(cè)模塊88。存儲(chǔ)器82可包括計(jì)算機(jī)可讀指令，當(dāng)例如由處理器80執(zhí)行這些指令時(shí)，導(dǎo)致IMD 16和/或控制模塊81執(zhí)行在此描述的歸屬于IMD 16和/或控制模塊81的不同功能(例如包括奪獲管理)。進(jìn)一步地，存儲(chǔ)器82可以包括任何易失、非易失、磁、光和/或電介質(zhì)，諸如隨機(jī)存取存儲(chǔ)器(RAM)、只讀存儲(chǔ)器(ROM)、非易失RAM(NVRAM)、電可擦除可編程ROM(EEPROM)、閃存和/或任何其他數(shù)字介質(zhì)。示例性?shī)Z獲管理模塊可以是在2010年3月23日發(fā)布的并且標(biāo)題為“LV閾值測(cè)量和奪獲管理(LV THRESHOLD MEASUREMENT AND CAPTURE MANAGEMENT)”的美國(guó)專利號(hào)7,684,863中描述的左心室?jiàn)Z獲管理(LVCM)模塊，將該專利通過(guò)引用以其全文結(jié)合在此。

控制模塊81的處理器80可以包括微處理器、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)和/或等效離散或集成邏輯電路中的任何一個(gè)或多個(gè)。在一些實(shí)例中，處理器80可以包括多個(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和/或一個(gè)或多個(gè)FPGA、以及其他離散或集成邏輯電路的任何組合。歸屬于在此的處理器80的功能可以具體化為軟件、固件、硬件或其任何組合。

控制模塊81可以用于使用在此所述的示例性方法和/或過(guò)程，根據(jù)所選的、可以存儲(chǔ)在存儲(chǔ)器82中的一個(gè)或多個(gè)程序確定裝置參數(shù)(例如起搏AV延遲、起搏VV延遲、有效電極向量配置等)。進(jìn)一步地，控制模塊81可根據(jù)可存儲(chǔ)在存儲(chǔ)器82中的所選的一個(gè)或多個(gè)治療方案來(lái)控制治療遞送模塊84以向心臟12遞送治療(例如電刺激治療，諸如起搏)。更具體地，控制模塊81(例如處理器80)可控制治療遞送模塊84遞送的電刺激的各種參數(shù)，例如像AV延遲、VV延遲、起搏脈沖的振幅、脈沖寬度、頻率，或電極的極性等，其可由一個(gè)或多個(gè)所選的治療方案指定(例如，如在此所述的AV延遲選擇和/或調(diào)節(jié)方案、如在此所述的VV延遲選擇和/或調(diào)節(jié)方案、起搏治療方案、起搏恢復(fù)方案、奪獲管理方案等)。如所示的，治療遞送模塊84例如經(jīng)由各自的引線18、20、22的導(dǎo)體而電聯(lián)接至電極40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66，或在殼電極58的情況下是經(jīng)由被放置在IMD 16的殼60內(nèi)的電導(dǎo)體。治療遞送模塊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)產(chǎn)生并向心臟12遞送電刺激治療，如起搏治療。

例如，治療遞送模塊84可經(jīng)由分別聯(lián)接至引線18、20和22的環(huán)形電極40、44、45、46、47、48和/或引線18和22的螺旋尖端電極42和50來(lái)遞送起搏刺激(例如起搏脈沖)。進(jìn)一步地，例如，治療遞送模塊84可經(jīng)由電極58、62、64、66中的至少兩個(gè)而向心臟12遞送除顫電擊。在一些實(shí)例中，治療遞送模塊84可被配置成遞送起搏、心臟復(fù)律、或電脈沖形式的除顫刺激。在其他實(shí)例中，治療遞送模塊84可被配置成遞送處于其他信號(hào)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))的這些刺激類型的一種或多種。

IMD 16可進(jìn)一步包括切換模塊85，并且控制模塊81(例如處理器80)可使用切換模塊85以例如經(jīng)由數(shù)據(jù)/地址總線來(lái)選擇哪些可用電極是用于遞送治療的，諸如用于起搏治療的起搏脈沖，或哪些可用電極是用于感測(cè)的(例如，選擇電極向量配置以用于起搏，選擇電極向量配置以用于感測(cè)，等)。切換模塊85可包括切換陣列、切換矩陣、多路復(fù)用器或適合于將感測(cè)模塊86和/或治療遞送模塊84選擇性地聯(lián)接到一個(gè)或多個(gè)所選電極上的任何其他類型的切換裝置。更具體地，治療遞送模塊84可包括多個(gè)起搏輸出電路。該多個(gè)起搏輸出電路中的每個(gè)起搏輸出電路可例如使用切換模塊85選擇性地聯(lián)接至電極40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66中的一個(gè)或多個(gè)電極(例如用于向起搏向量遞送治療的一對(duì)電極)。換言之，每個(gè)電極可以使用切換模塊85選擇性地聯(lián)接至該治療遞送模塊的起搏輸出電路之一。

感測(cè)模塊86聯(lián)接(例如電聯(lián)接)至感測(cè)儀器，其在另外的感測(cè)儀器中可包括電極40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66以監(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)可以用于提供針對(duì)一種或多種功能的信息，包括在此所述的用于設(shè)定一個(gè)或多個(gè)裝置參數(shù)的那些(例如初始化和/或調(diào)節(jié)裝置參數(shù)例如AV延遲和VV延遲以提供其優(yōu)化，例如通過(guò)監(jiān)測(cè)或測(cè)量信號(hào)以便由控制模塊81、編程器24等進(jìn)行分析)。進(jìn)一步地，ECG/EGM信號(hào)可用于測(cè)量或監(jiān)測(cè)激動(dòng)時(shí)間(例如心室激動(dòng)時(shí)間等)、心率(HR)、心率變異性(HRV)、心率震蕩(HRT)、減速/加速能力、減速序列發(fā)生率、T波交替(TWA)、P波到P波的間期(也被稱為P-P間期或A-A間期)、R波到R波的間期(也被稱為R-R間期或V-V間期)、P波到QRS波群的間期(也被稱為P-R間期、A-V間期或P-Q間期)、QRS波群的形態(tài)、ST段(即連接QRS波群和T波的段)、T波改變、QT間期、電向量等。

切換模塊85還可與感測(cè)模塊86一起使用，以選擇可使用或激活哪些可用電極以感測(cè)例如該患者的心臟的電活動(dòng)(例如使用電極40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66的任何組合的一個(gè)或多個(gè)電向量配置)。同樣地，切換模塊85還可與感測(cè)模塊86一起使用，以選擇不使用(例如禁用)哪些可用電極以感測(cè)例如該患者的心臟的電活動(dòng)(例如使用電極40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66的任何組合的一個(gè)或多個(gè)電向量配置)等。在一些實(shí)例中，控制模塊81可以經(jīng)由感測(cè)模塊86內(nèi)的該切換模塊選擇作用為感測(cè)電極的這些電極，例如，通過(guò)經(jīng)由數(shù)據(jù)/地址總線提供信號(hào)。

在一些實(shí)例中，感測(cè)模塊86包括信道，該信道包括具有比R波或P波放大器相對(duì)較寬的通帶的放大器?？梢韵蚨嗦窂?fù)用器提供來(lái)自所選的感測(cè)電極的信號(hào)，其后由模擬-數(shù)字轉(zhuǎn)換器轉(zhuǎn)換成多比特?cái)?shù)字信號(hào)而例如作為電描記圖(EGM)而存儲(chǔ)在存儲(chǔ)器82中。在一些實(shí)例中，將這種EGM存儲(chǔ)在存儲(chǔ)器82中可處于直接存儲(chǔ)器存取電路的控制下?？刂颇K81(例如使用處理器80)可以利用數(shù)字信號(hào)分析技術(shù)來(lái)表征存儲(chǔ)于存儲(chǔ)器82中的數(shù)字化信號(hào)，以分析和/或劃分EGM信號(hào)的一種或多種形態(tài)波形以確定起搏治療有效性等。例如，處理器80可以被配置成確定或獲得在患者心臟的一種或多種電向量?jī)?nèi)的一種或多種感測(cè)的形態(tài)波形的一個(gè)或多個(gè)特征，并且將該一個(gè)或多個(gè)特征存儲(chǔ)于存儲(chǔ)器82內(nèi)以用于比較波形的特征、值等從而設(shè)定裝置參數(shù)等。

在一些實(shí)例中，控制模塊81可用作中斷驅(qū)動(dòng)裝置，并且可以響應(yīng)于起搏器計(jì)時(shí)和控制模塊的中斷，其中這些中斷可以對(duì)應(yīng)于感測(cè)到的P波和R波的出現(xiàn)和心臟起搏脈沖的產(chǎn)生。通過(guò)處理器80可以進(jìn)行任何需要的數(shù)學(xué)計(jì)算，并且在這類中斷之后可發(fā)生由該起搏器計(jì)時(shí)和控制模塊控制的這些值或間期的任何更新。一部分存儲(chǔ)器82可被配置成多個(gè)再循環(huán)緩沖器，能夠保留一個(gè)或多個(gè)系列的測(cè)量間期，這些測(cè)量間期可通過(guò)例如處理器80響應(yīng)于起搏或感測(cè)中斷的發(fā)生而被分析，以確定該患者的心臟12是否目前表現(xiàn)出房性或室性心律失常。

在一個(gè)或多個(gè)實(shí)施例中，可以進(jìn)一步使用例如使用了電極40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66和/或任何其他電極的任何組合的一個(gè)或多個(gè)電向量配置來(lái)感測(cè)阻抗(例如患者心臟12內(nèi)的心內(nèi)阻抗信號(hào))?？梢酝ㄟ^(guò)在兩個(gè)或更多個(gè)所選電極之間注入電流時(shí)測(cè)量?jī)蓚€(gè)或更多個(gè)所選電極之間的電壓，在位于這些電極中的任何兩個(gè)或更多個(gè)之間的電極向量場(chǎng)中的組織區(qū)段(例如，心臟組織區(qū)段)中測(cè)量阻抗信號(hào)；例如基于注入的電流和測(cè)量的電壓確定阻抗。阻抗可以由于電極向量場(chǎng)中組織的特征的改變(例如因疾病造成的細(xì)胞壁的退化)、由于電極之間的距離的改變(例如在左心室和右心房之間的距離的改變)、和/或由于電極向量場(chǎng)包含的血容量的改變而改變。

例如，IMD 16可以通過(guò)注入電流并測(cè)量電極向量配置的電極(例如所選電極)之間的電壓來(lái)測(cè)量心內(nèi)阻抗信號(hào)。例如，IMD 16可以通過(guò)在電極42和位于右心室中接近三尖瓣的電極(未描繪)之間注入電流(例如，非起搏閾值電流)并且測(cè)量電極40和位于右心室中接近三尖瓣的電極(未描繪)之間的電壓來(lái)測(cè)量阻抗信號(hào)。再進(jìn)一步地，例如，IMD 16可以通過(guò)在電極50和電極42之間注入電流并且測(cè)量電極48和電極40之間的電壓來(lái)測(cè)量阻抗信號(hào)。技術(shù)人員應(yīng)意識(shí)到可以將其他向量對(duì)配置用于刺激和測(cè)量?？梢栽诎鼑信d趣的組織或心臟腔室的任一組電極之間測(cè)量阻抗。因此，技術(shù)人員可以注入電流并且測(cè)量電壓以計(jì)算相同兩個(gè)電極(雙極配置)上的阻抗，或注入電流并測(cè)量單獨(dú)的兩對(duì)電極(所以為四極配置)上的電壓(例如，一對(duì)用于電流注入，并且一對(duì)用于電壓感測(cè))。對(duì)于四極電極配置，電流注入電極和電壓感測(cè)電極應(yīng)與彼此成一直線(或緊密平行于彼此)，并且電壓感測(cè)電極應(yīng)處于電流感測(cè)場(chǎng)之內(nèi)。例如，如果技術(shù)人員在SVC線圈電極和RV尖端電極之間注入電流，則電壓感測(cè)可以是在RVC線圈電極和RV環(huán)形電極之間。阻抗向量可以被配置成包圍感興趣的特定解剖學(xué)區(qū)域，例如心房或心室。

在此描述的示例性方法和/或裝置可以監(jiān)測(cè)一個(gè)或多個(gè)電極向量配置。進(jìn)一步地，可以相對(duì)于彼此并行地和/或周期性地測(cè)量多個(gè)阻抗向量。在至少一個(gè)實(shí)施例中，示例性方法和/或裝置可以使用阻抗波形來(lái)獲取選擇數(shù)據(jù)(例如，以發(fā)現(xiàn)可應(yīng)用的基準(zhǔn)點(diǎn)，以允許從此類波形中提取測(cè)量值，等)以用于優(yōu)化CRT。

如在此使用的，術(shù)語(yǔ)“阻抗信號(hào)”不限于原始阻抗信號(hào)。應(yīng)暗示的是，原始阻抗信號(hào)可以經(jīng)處理、標(biāo)準(zhǔn)化、和/或過(guò)濾(例如以去除偽像、噪音、靜電、EMI、和/或外來(lái)信號(hào))以提供阻抗信號(hào)。另外地，術(shù)語(yǔ)“阻抗信號(hào)”可以包括它的各種數(shù)學(xué)導(dǎo)數(shù)(包括阻抗信號(hào)的實(shí)部和虛部)、基于該阻抗的電導(dǎo)信號(hào)(即阻抗的倒數(shù)(reciprocal或inverse))等。換言之，術(shù)語(yǔ)“阻抗信號(hào)”可以理解為包括電導(dǎo)信號(hào)，即作為阻抗信號(hào)的倒數(shù)的信號(hào)。

進(jìn)一步地，其他傳感器儀器93可以經(jīng)由任何適合的接口(例如電聯(lián)接，經(jīng)由放大器、模擬-數(shù)字轉(zhuǎn)換器、緩沖器聯(lián)接，等)聯(lián)接至感測(cè)模塊86，以監(jiān)測(cè)其他心臟相關(guān)活性，例如聲學(xué)數(shù)據(jù)(例如心音，包括如在此所述的二尖瓣關(guān)閉和主動(dòng)脈瓣關(guān)閉S1和S2，等)。例如，在一個(gè)或多個(gè)實(shí)施例中，這種傳感器儀器93可以包括任何適合的換能器部件(例如，安裝在植入的裝置內(nèi)，安裝在裝置的罐上，等)以用于感測(cè)瓣活性，例如聲吶微測(cè)量?jī)x、加速計(jì)、在植入的引線上采用內(nèi)嵌式壓電材料的心臟機(jī)械傳感器(CMES)或可替代的壓電式傳感器。在其他實(shí)施例中，可以使用非聲學(xué)傳感器來(lái)檢測(cè)心臟瓣膜事件例如二尖瓣關(guān)閉和主動(dòng)脈瓣關(guān)閉，這些非聲學(xué)傳感器包括例如嵌入在心肌中的傳感器或植入的用以檢測(cè)腔室壓力的壓力傳感器等。此類檢測(cè)的瓣膜事件(例如心音)可以用于提供針對(duì)一種或多種功能的信息，包括在此所述的用于設(shè)定一個(gè)或多個(gè)裝置參數(shù)的那些(例如初始化或調(diào)節(jié)裝置參數(shù)例如AV延遲和VV延遲以提供其優(yōu)化，例如通過(guò)監(jiān)測(cè)或測(cè)量信號(hào)以便由控制模塊81、編程器24等進(jìn)行分析)。

控制模塊81的遙測(cè)模塊88可包括用于與例如編程器24(如在此關(guān)于圖1所述的)的另一個(gè)裝置通信的任何適合的硬件、固件、軟件或其任何組合。例如，在處理器80的控制下，借助于可以是內(nèi)部和/或外部的天線，遙測(cè)模塊88可接收編程器24的下行遙測(cè)并向編程器24發(fā)送上行遙測(cè)。例如經(jīng)由地址/數(shù)據(jù)總線，處理器80可提供要向編程器24向上傳輸?shù)臄?shù)據(jù)以及用于遙測(cè)模塊88內(nèi)的遙測(cè)電路的控制信號(hào)。在一些實(shí)例中，遙測(cè)模塊88可以經(jīng)由多路復(fù)用器向處理器80提供所接收數(shù)據(jù)。

在至少一個(gè)實(shí)施例中，控制模塊81可以使用遙測(cè)模塊88向外部裝置(例如編程器24)傳輸阻抗信號(hào)數(shù)據(jù)(例如通過(guò)使用各種接近患者心臟12的電極產(chǎn)生的)和/或可用于設(shè)定如在此所述的裝置參數(shù)的任何其他數(shù)據(jù)，以使得臨床醫(yī)師和/或患者可以使用此類數(shù)據(jù)來(lái)優(yōu)化CRT。換言之，IMD 16可以基于阻抗信號(hào)數(shù)據(jù)將數(shù)據(jù)傳輸至外部裝置，以使得臨床醫(yī)師可以使用這些數(shù)據(jù)用于診斷目的、隨訪調(diào)整、治療調(diào)整(例如CRT調(diào)整)等。例如，臨床醫(yī)師可以使用傳輸?shù)臄?shù)據(jù)來(lái)優(yōu)化由IMD 16提供的CRT(例如修改或調(diào)節(jié)AV和/或VV延遲)。

IMD 16的各種部件被進(jìn)一步聯(lián)接至電源90上，該電源可包括可充電的電池或不可充電的電池?？蛇x擇不可充電的電池以持續(xù)數(shù)年，而可充電的電池可以例如每天或每周從外部裝置進(jìn)行感應(yīng)充電。

圖3B是IMD 16的功能框圖的另一個(gè)實(shí)施例。圖3B描繪了雙極RA引線22、雙極RV引線18和雙極LV CS引線20，其沒(méi)有LA CS起搏/感測(cè)電極并與可植入的脈沖發(fā)生器(IPG)電路31聯(lián)接，該可植入的脈沖發(fā)生器電路具有可編程模式以及起搏現(xiàn)有技術(shù)中已知的雙心室DDD/R類型的參數(shù)。進(jìn)而，傳感器信號(hào)處理電路91間接聯(lián)接至計(jì)時(shí)電路83，并且經(jīng)由數(shù)據(jù)和控制總線聯(lián)接至微型計(jì)算機(jī)電路33。在通常被分為微型計(jì)算機(jī)電路33和起搏電路21的功能框圖中展示了IPG電路31。起搏電路21包括數(shù)字控制器/計(jì)時(shí)器電路83、輸出放大器電路51、感測(cè)放大器電路55、RF遙測(cè)收發(fā)器41、活動(dòng)傳感器電路35以及在下文描述的許多其他電路和部件。

晶體振蕩器電路89為起搏電路21提供基本計(jì)時(shí)時(shí)鐘，而電池29提供動(dòng)力。上電復(fù)位電路87響應(yīng)于該電路與該電池的初始連接，用于限定初始操作條件，并且類似地響應(yīng)于低電池電量的檢測(cè)而重置該裝置的運(yùn)行狀態(tài)。參考模式電路37產(chǎn)生用于起搏電路21內(nèi)的模擬電路的穩(wěn)定的基準(zhǔn)電壓和電流，而模擬-數(shù)字轉(zhuǎn)換器ADC和多路復(fù)用器電路39使模擬信號(hào)和電壓數(shù)字化以提供來(lái)自感測(cè)放大器55的心臟信號(hào)經(jīng)由RF發(fā)射器和接收器電路41向上傳輸?shù)膶?shí)時(shí)遙測(cè)?；鶞?zhǔn)電壓和偏壓電路37、ADC和多路復(fù)用器39、上電復(fù)位電路87和晶體振蕩器電路89可對(duì)應(yīng)于目前市售的可植入的心臟起搏器中的目前使用的那些中的任一個(gè)。

如果將該IPG編程至速率反應(yīng)模式，則由一個(gè)或多個(gè)生理傳感器輸出的信號(hào)被用作速率控制參數(shù)(RCP)以得出生理逸搏間期。例如，與在描繪的、示例性IPG電路31中的患者活動(dòng)傳感器(PAS)電路35中出現(xiàn)的該患者的活動(dòng)水平成比例地調(diào)節(jié)逸搏間期?；颊呋顒?dòng)傳感器27被聯(lián)接至該IPG殼上，并且可采取本領(lǐng)域熟知的壓電晶體換能器的形式，并且其輸出信號(hào)被處理并用作RCP。傳感器27響應(yīng)于感測(cè)到的身體活動(dòng)而產(chǎn)生電信號(hào)，這些電信號(hào)由活動(dòng)電路35處理并向數(shù)字控制器/計(jì)時(shí)器電路83提供?；顒?dòng)電路35和相關(guān)聯(lián)傳感器27可以對(duì)應(yīng)于1991年10月1日發(fā)布的標(biāo)題為“用于在脈沖發(fā)生器中植入活動(dòng)感測(cè)的方法和裝置(METHOD AND APPARATUS FOR IMPLEMENTING ACTIVITY SENSING IN A PULSE GENERATOR)”的美國(guó)專利號(hào)5,052,388和1984年1月31日發(fā)布的標(biāo)題為“速率自適應(yīng)起搏器(RATE ADAPTIVE PACER)”的美國(guó)專利號(hào)4,428,378中披露的電路，將這些專利中的每者通過(guò)引用以其全文結(jié)合在此。

類似地，在此描述的示例性系統(tǒng)、儀器和方法可以結(jié)合交替類型的傳感器來(lái)實(shí)踐，如氧合傳感器、壓力傳感器、pH傳感器和呼吸傳感器，所有這些傳感器都公知地用于提供起搏功能。例如，至少在一個(gè)實(shí)施例中，呼吸可以使用經(jīng)胸阻抗(例如在植入在心臟的電極和植入的裝置的殼上的電極之間的阻抗，例如像通過(guò)測(cè)量電極40和電極58之間的電壓)的測(cè)量值來(lái)感測(cè)；可以使用EGM衍生的呼吸(例如其可以衍生自由于呼吸造成的遠(yuǎn)場(chǎng)EGM的振幅的變化，例如通過(guò)電極66和58感測(cè)的)來(lái)感測(cè)；可以通過(guò)所選的電極向量配置來(lái)獲取呼吸信號(hào)，所選的電極向量配置用于測(cè)量：呼吸速率、呼吸潮氣容積、吸氣努力、以及呼氣努力；等。

進(jìn)一步地，聲學(xué)傳感器(未示出)可以如在此所述的使用(例如，以檢測(cè)心音)，或可以使用其他傳感器(例如，用于檢測(cè)瓣膜關(guān)閉)，其中代表這些傳感器的此類信號(hào)被適配為由IPG電路31使用?？商娲?，QT時(shí)間可用作速率指示參數(shù)，在這種情況下不需要額外的傳感器。類似地，在此描述的這些示例性實(shí)施例還可以在非頻率反應(yīng)式起搏器中實(shí)踐。

通過(guò)遙測(cè)天線57和相關(guān)聯(lián)的RF收發(fā)器41完成向外部編程器和從外部編程器傳輸數(shù)據(jù)，用于解調(diào)接收到的向下傳輸?shù)倪b測(cè)以及向上傳輸遙測(cè)。向上傳輸遙測(cè)的能力將典型地包括對(duì)存儲(chǔ)的數(shù)字信息進(jìn)行傳輸?shù)哪芰?，所述?shù)字信息是例如運(yùn)行模式和參數(shù)、EGM直方圖、以及其他事件，連同心房和/或心室電活動(dòng)和標(biāo)記信道脈沖的實(shí)時(shí)EGM(指示在心房和心室中感測(cè)到的和起搏的去極化的發(fā)生)，如起搏領(lǐng)域中熟知的。

微型計(jì)算機(jī)33包含微處理器80和相關(guān)聯(lián)的系統(tǒng)時(shí)鐘以及對(duì)應(yīng)地在處理器上的RAM和ROM芯片82A和82B。另外，微型計(jì)算機(jī)電路33包括單獨(dú)的RAM/ROM芯片82C以提供另外的存儲(chǔ)器容量。微處理器80通常以降低功率消耗的模式來(lái)運(yùn)行，并且是中斷驅(qū)動(dòng)的。微處理器80響應(yīng)于限定的中斷事件而被喚醒，這些事件可尤其包括由數(shù)字計(jì)時(shí)器/控制器電路83中的計(jì)時(shí)器生成的觸發(fā)A、觸發(fā)RV、觸發(fā)LV信號(hào)、以及由感測(cè)放大器電路55生成的事件A、事件RV和事件LV信號(hào)。通過(guò)來(lái)自編程參數(shù)值和運(yùn)行模式的數(shù)據(jù)和控制總線，由微型計(jì)算機(jī)電路33來(lái)控制由數(shù)字控制器/計(jì)時(shí)器電路83超時(shí)的間期和延遲的特定值。另外，如果進(jìn)行編程以用作頻率反應(yīng)式起搏器，則可以例如每一個(gè)周期或每?jī)擅胩峁┯?jì)時(shí)中斷，用以允許該微處理器分析活動(dòng)傳感器的數(shù)據(jù)并更新基本A-A、V-A或V-V逸搏間期，如可應(yīng)用的。另外，微處理器80還可用于限定可變的有效AV延遲間期以及遞送至每個(gè)心室的能量。

在一個(gè)實(shí)施例中，微處理器80是被適配成以常規(guī)方式取得并執(zhí)行存儲(chǔ)在RAM/ROM單元82中的指令的定制微處理器。然而，預(yù)期其他實(shí)施方式可適于實(shí)踐本發(fā)明。例如，現(xiàn)成的市售微處理器或微控制器、或定制的專用固定線路邏輯器或狀態(tài)機(jī)式電路可執(zhí)行微處理器80的功能。

數(shù)字控制器/計(jì)時(shí)器電路83在微型計(jì)算機(jī)33的總體控制下操作以控制起搏電路21內(nèi)的計(jì)時(shí)及其他功能，并且包括一組計(jì)時(shí)和相關(guān)聯(lián)的邏輯電路，對(duì)其中一些與本發(fā)明有關(guān)的進(jìn)行了描繪。所描繪的計(jì)時(shí)電路包括URI/LRI計(jì)時(shí)器83A、V-V延遲計(jì)時(shí)器83B、用于對(duì)過(guò)去的事件V到事件V間期或事件V到事件A間期或V-V傳導(dǎo)間期進(jìn)行計(jì)時(shí)的固有間期計(jì)時(shí)器83C、用于對(duì)起搏逸搏間期A-A、V-A和/或V-V進(jìn)行計(jì)時(shí)的逸搏間期計(jì)時(shí)器83D、用于對(duì)以前的事件A或觸發(fā)A的A-LVp延遲(或A-RVp延遲)進(jìn)行計(jì)時(shí)的AV延遲間期計(jì)時(shí)器83E、用于對(duì)后心室時(shí)間周期進(jìn)行計(jì)時(shí)的后心室計(jì)時(shí)器83F、以及日期/時(shí)間時(shí)鐘83G。

AV延遲間期計(jì)時(shí)器83E加載有用于一個(gè)心室腔的適當(dāng)?shù)难舆t間期(例如使用已知方法確定的A-RVp延遲或A-LVp延遲)以從先前的起搏A或事件A超時(shí)啟動(dòng)。間期計(jì)時(shí)器83E觸發(fā)了起搏刺激的遞送，并且可以基于一個(gè)或多個(gè)前心動(dòng)周期(或根據(jù)為給定患者從經(jīng)驗(yàn)推導(dǎo)的數(shù)據(jù)集)。

事件后計(jì)時(shí)器83F使事件RV或事件LV或觸發(fā)RV或觸發(fā)LV之后的后心室時(shí)間周期以及事件A或觸發(fā)A之后的后心房時(shí)間周期超時(shí)。事件后時(shí)間周期的持續(xù)時(shí)間還可以選擇作為微型計(jì)算機(jī)33中存儲(chǔ)的可編程的參數(shù)。后心室時(shí)間周期包括PVARP、后心房心室空白期(PAVBP)、心室空白期(VBP)、后心室心房空白期(PVARP)和心室不應(yīng)期(VRP)，盡管可以至少部分地根據(jù)起搏機(jī)采用的有效電路而適當(dāng)?shù)叵薅ㄆ渌麜r(shí)期。后心房時(shí)間周期包括心房不應(yīng)期(ARP)，在其過(guò)程中為了重置任何AV延遲的目的而忽略事件A，以及心房空白期(ABP)，在其過(guò)程中禁用心房感測(cè)。應(yīng)注意到，后心房時(shí)間周期和AV延遲的開(kāi)始可以與每個(gè)事件A或觸發(fā)A的開(kāi)始或結(jié)束大致同時(shí)開(kāi)始，或者在觸發(fā)A的情況下，是在觸發(fā)A之后的起搏A結(jié)束時(shí)。類似地，后心室時(shí)間周期和V-A逸搏間期的開(kāi)始可以與事件V或觸發(fā)V的開(kāi)始或結(jié)束大致同時(shí)開(kāi)始，或者在觸發(fā)V的情況下，是在觸發(fā)V之后的起搏V結(jié)束時(shí)。微處理器80還任選地計(jì)算AV延遲、后心室時(shí)間周期和后心房時(shí)間周期，隨響應(yīng)于一個(gè)或多個(gè)RCP和/或用固有心房率而建立的基于傳感器的逸搏間期是變化的。

輸出放大器電路51包含RA起搏脈沖發(fā)生器(如果提供LA起搏則是LA起搏脈沖發(fā)生器)、RV起搏脈沖發(fā)生器和LV起搏脈沖發(fā)生器，或者對(duì)應(yīng)于目前在提供心房和心室起搏的任何市售心臟起搏器中使用的那些的任一個(gè)。為了觸發(fā)起搏RV或起搏LV脈沖的產(chǎn)生，通過(guò)AV延遲間期計(jì)時(shí)器83E(或V-V延遲計(jì)時(shí)器83B)，數(shù)字控制器/計(jì)時(shí)器電路83在A-RVp延遲超時(shí)(在RV預(yù)激的情況下)時(shí)產(chǎn)生觸發(fā)RV信號(hào)或在A-LVp延遲超時(shí)(在LV預(yù)激的情況下)產(chǎn)生觸發(fā)LV。類似地，在由逸搏間期計(jì)時(shí)器83D計(jì)時(shí)的V-A逸搏間期結(jié)束時(shí)，數(shù)字控制器/計(jì)時(shí)器電路83產(chǎn)生觸發(fā)起搏RA脈沖的輸出的觸發(fā)RA信號(hào)(或如果提供的話，觸發(fā)起搏LA脈沖的輸出的觸發(fā)LA信號(hào))。

輸出放大器電路51包括用于聯(lián)接從引線導(dǎo)體中選擇的起搏電極對(duì)和IND_CAN電極20至RA起搏脈沖發(fā)生器(和LA起搏脈沖發(fā)生器，如果提供的話)、RV起搏脈沖發(fā)生器和LV起搏脈沖發(fā)生器的切換電路。起搏/感測(cè)電極對(duì)的選擇和控制電路53選擇要聯(lián)接至輸出放大器電路51內(nèi)的心房和心室輸出放大器的引線導(dǎo)體和相關(guān)聯(lián)的起搏電極對(duì)而用于完成RA、LA、RV和LV起搏。

感測(cè)放大器電路55包含對(duì)應(yīng)于在當(dāng)前的用于心房和心室起搏和感測(cè)的心臟起搏器中目前采用的那些中的任一個(gè)。高阻抗P波和R波感測(cè)放大器可用于放大由心臟去極化波陣面的通道穿過(guò)感測(cè)電極對(duì)生成的壓差信號(hào)。高阻抗感測(cè)放大器使用高增益來(lái)放大低振幅信號(hào)，并依賴于通帶濾波器、時(shí)域?yàn)V波和振幅閾值比較，以從背景電噪聲中區(qū)分P波或R波。數(shù)字控制器/計(jì)時(shí)器電路83控制心房和心室感測(cè)放大器55的靈敏度設(shè)置。

感測(cè)放大器通常在向該起搏系統(tǒng)的任何起搏電極遞送起搏脈沖之前、之中和之后的空白期期間與感測(cè)電極解聯(lián)接以避免感測(cè)放大器的飽和。感測(cè)放大器電路55包括用于在ABP、PVABP和VBP過(guò)程中使引線導(dǎo)體的所選對(duì)和IND-CAN電極20與該RA感測(cè)放大器(和LA感測(cè)放大器，如果提供的話)、RV感測(cè)放大器和LV感測(cè)放大器的輸入解聯(lián)接的消隱電路。感測(cè)放大器電路55還包括用于使所選的感測(cè)電極引線導(dǎo)體和IND-CAN電極20聯(lián)接至RA感測(cè)放大器(和LA感測(cè)放大器，如果提供的話)、RV感測(cè)放大器和LV感測(cè)放大器的切換電路。再次，感測(cè)電極的選擇和控制電路53選擇導(dǎo)體和相關(guān)聯(lián)的感測(cè)電極對(duì)，以聯(lián)接至輸出放大器電路51內(nèi)的心房和心室感測(cè)放大器和用于完成沿著所希望的單極和雙極感測(cè)向量的RA、LA、RV和LV感測(cè)的感測(cè)放大器電路55。

由該RA感測(cè)放大器感測(cè)到的RA感測(cè)信號(hào)中的右心房去極化或P波引起了傳播至數(shù)字控制器/計(jì)時(shí)器電路83的事件RA信號(hào)。類似地，由該LA感測(cè)放大器(如果提供的話)感測(cè)到的LA感測(cè)信號(hào)中的左心房去極化或P波引起了傳播至數(shù)字控制器/計(jì)時(shí)器電路83的事件LA信號(hào)。由心室感測(cè)放大器感測(cè)到的RV感測(cè)信號(hào)中的心室去極化或R波引起了傳播至數(shù)字控制器/計(jì)時(shí)器電路83的事件RV信號(hào)。類似地，由心室感測(cè)放大器感測(cè)到的LV感測(cè)信號(hào)中的心室去極化或R波引起了傳播至數(shù)字控制器/計(jì)時(shí)器電路83的事件LV信號(hào)。事件RV、事件LV、事件RA和LA感測(cè)信號(hào)可以是應(yīng)答的或不應(yīng)的，并且可以不利地由電噪聲信號(hào)或異常傳導(dǎo)的去極化波觸發(fā)，而不是真的R波或P波。

在此處描述的方法和/或裝置的一個(gè)或多個(gè)實(shí)施例中，各種患者生理學(xué)參數(shù)(例如心內(nèi)阻抗、心音、心動(dòng)周期間期如R-R間期，等)可以被監(jiān)測(cè)以用于在獲取選擇數(shù)據(jù)以優(yōu)化CRT中使用(例如，設(shè)定AV和/或VV延遲，優(yōu)化心肌收縮性(例如通過(guò)使用和/或測(cè)量阻抗一階導(dǎo)數(shù)dZ/dt)，選擇起搏部位，選擇起搏向量，引線放置，或從電和機(jī)械觀點(diǎn)兩者上評(píng)價(jià)起搏奪獲(例如電奪獲可以不是意味著機(jī)械奪獲，并且心音和阻抗可以通過(guò)查看來(lái)自心音和阻抗的機(jī)械信息輔助評(píng)價(jià)電刺激是否奪獲心臟)，選擇有效電極向量配置以用于起搏等)。例如，在兩個(gè)或更多個(gè)電極之間的心內(nèi)阻抗信號(hào)可以被監(jiān)測(cè)以用于在提供這種優(yōu)化中使用。用于監(jiān)測(cè)患者心臟和/或優(yōu)化心臟治療的示例性一般化方法130(例如設(shè)定裝置參數(shù)，調(diào)節(jié)裝置參數(shù)，初始化裝置參數(shù)，等)圖解地描繪于圖4中。方法130旨在展示在此描述的裝置和/或系統(tǒng)的總體功能操作，并且不應(yīng)解釋為反映實(shí)踐在此描述的所有方法所必需的軟件或硬件的具體形式。認(rèn)為軟件的具體形式將主要通過(guò)裝置(例如IMD 16)中采用的具體系統(tǒng)架構(gòu)并且通過(guò)由裝置和/或系統(tǒng)采用的監(jiān)測(cè)和治療遞送方法來(lái)決定。在考慮到在此的披露的情況下，在任何現(xiàn)代IMD的背景下提供軟件和/或硬件以完成所述方法在本領(lǐng)域技術(shù)人員的能力之內(nèi)。

圖4的方法130可以大體上描述為數(shù)據(jù)收集過(guò)程，例如基于心內(nèi)阻抗收集測(cè)量數(shù)據(jù)，以用于在設(shè)定一個(gè)或多個(gè)裝置參數(shù)中使用。例如，方法130可以包括以多個(gè)裝置參數(shù)選項(xiàng)遞送起搏治療(例如CRT治療)(框132)(例如多個(gè)任選的AV延遲、多個(gè)VV延遲、多個(gè)電極向量配置、不同起搏部位、不同引線放置等)。針對(duì)至少一個(gè)心動(dòng)周期(例如，在呼吸周期結(jié)束時(shí)的多個(gè)心動(dòng)周期)針對(duì)該多個(gè)選項(xiàng)中的每個(gè)選項(xiàng)可以獲取選擇數(shù)據(jù)(例如框134)(例如，針對(duì)每個(gè)任選的AV延遲、針對(duì)每個(gè)VV延遲、針對(duì)用于起搏心臟的每個(gè)任選的電極向量配置等)。例如，此類選擇數(shù)據(jù)可以包括基于與該心動(dòng)周期的收縮部分的至少一部分和/或舒張部分的至少一部分相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)(例如以一種或多種不同方式確定的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)，例如使用采用聲學(xué)傳感器檢測(cè)的心音、使用最小和最大阻抗信號(hào)檢測(cè)、使用應(yīng)用于生理學(xué)參數(shù)如R-R間期的一種或多種算法等)從心內(nèi)阻抗信號(hào)提取的各種測(cè)量值。

在針對(duì)每個(gè)裝置參數(shù)選項(xiàng)收集或獲取此類選擇數(shù)據(jù)(框134)之后，可以將選擇數(shù)據(jù)用于設(shè)定(例如，初始化、調(diào)整、重置、應(yīng)用等)該多個(gè)任選的裝置參數(shù)中的一個(gè)任選的裝置參數(shù)以用于遞送治療(框136)(例如CRT)。例如，選擇數(shù)據(jù)可以用于評(píng)定算法中以確定哪些裝置參數(shù)選項(xiàng)會(huì)提供比其他更好的CRT結(jié)果(例如，哪個(gè)裝置參數(shù)會(huì)提供最佳結(jié)果)。例如，一種或多種評(píng)定技術(shù)將在此關(guān)于最佳AV延遲的選擇而描述(參見(jiàn)，例如圖23-24)。

圖5示出方法150的一個(gè)示例性實(shí)施例，該方法用于針對(duì)裝置參數(shù)選項(xiàng)中的一個(gè)來(lái)獲取選擇數(shù)據(jù)(例如，可以用于優(yōu)化CRT的可選擇裝置參數(shù)中的一個(gè)，例如可以是最佳參數(shù)的潛在AV延遲)。例如，如在圖5中所示，使用多個(gè)裝置選項(xiàng)中的一個(gè)來(lái)遞送起搏治療(框152)(例如該多個(gè)裝置參數(shù)選項(xiàng)可以是經(jīng)選擇、確定和/或計(jì)算的AV延遲，例如固有AV延遲的百分比，比如固有AV延遲的40％、固有AV延遲的50％、固有AV延遲的60％、固有AV延遲的70％、固有AV延遲的80％等)。對(duì)于用于起搏的裝置參數(shù)選項(xiàng)(框152)，以多個(gè)電極向量配置中的每一個(gè)來(lái)獲取選擇數(shù)據(jù)(例如經(jīng)多個(gè)心動(dòng)周期監(jiān)測(cè)心內(nèi)阻抗，并且使用這種阻抗信號(hào)提取選擇數(shù)據(jù))。如由決定框154所指示的，如果選擇數(shù)據(jù)尚未從所有希望的電極向量配置中獲取到，則重復(fù)獲取選擇數(shù)據(jù)的循環(huán)(例如由框158、160、162、和164展示的循環(huán))。如果已經(jīng)從所有希望的電極向量配置獲取到選擇數(shù)據(jù)，則使用另一個(gè)不同的裝置參數(shù)選項(xiàng)來(lái)遞送治療，并且重復(fù)圖5的方法150(例如，針對(duì)不同的裝置參數(shù)選項(xiàng))，直到已經(jīng)針對(duì)所有不同的裝置參數(shù)選項(xiàng)獲取到選擇數(shù)據(jù)(例如選擇數(shù)據(jù)是針對(duì)不同裝置參數(shù)選項(xiàng)中的每一個(gè)以多個(gè)電極向量配置中的每一個(gè)收集的)。

如針對(duì)所希望的電極向量配置中的每一個(gè)，在獲取選擇數(shù)據(jù)的重復(fù)循環(huán)(例如框158、160、162、和164)中所示，該多個(gè)電極向量配置中的一個(gè)被選擇用于在獲取選擇數(shù)據(jù)中使用(框158)。針對(duì)所選擇的電極向量配置，獲取與至少一個(gè)心動(dòng)周期的收縮部分的至少一部分相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)和/或與至少一個(gè)心動(dòng)周期的舒張部分的至少一部分相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)(框160)(例如，比如使用心音，分析阻抗信號(hào)最小值和最大值，基于生理學(xué)參數(shù)如R-R間期應(yīng)用算法，等)。例如，可以獲取與心動(dòng)周期的收縮部分和/或舒張部分相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)，可以獲取與心動(dòng)周期的收縮部分和/或舒張部分內(nèi)的一個(gè)或多個(gè)限定區(qū)段相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)，和/或可以獲取在心動(dòng)周期的收縮部分和/或舒張部分的一個(gè)或多個(gè)點(diǎn)和/或部分內(nèi)的或與該一個(gè)或多個(gè)點(diǎn)和/或部分相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)。又進(jìn)一步地，例如，可以獲取與心動(dòng)周期的僅收縮部分或僅舒張部分相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)，可以獲取與心動(dòng)周期的僅收縮部分或僅舒張部分內(nèi)的一個(gè)或多個(gè)限定區(qū)段相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)，和/或可以獲取在心動(dòng)周期的僅收縮部分或僅舒張部分的一個(gè)或多個(gè)點(diǎn)和/或部分內(nèi)的或與該一個(gè)或多個(gè)點(diǎn)和/或部分相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)。換言之，可以獲取與心動(dòng)周期的收縮部分和舒張部分兩者相關(guān)聯(lián)的基準(zhǔn)點(diǎn)或者與心動(dòng)周期的此類部分中的僅一者相關(guān)聯(lián)的基準(zhǔn)點(diǎn)。進(jìn)一步地，例如，此類基準(zhǔn)點(diǎn)可以代表或指示測(cè)量窗和/或時(shí)期(例如間期、點(diǎn)等)，在該測(cè)量窗和/或時(shí)期期間可以如在此所述的測(cè)量心內(nèi)阻抗以用于在分析中使用。

在大約相同的時(shí)間表中(例如，大約與所獲取的基準(zhǔn)點(diǎn)同時(shí))，以所選的電極向量配置獲取心內(nèi)阻抗信號(hào)(框162)。在具有獲取的基準(zhǔn)點(diǎn)和獲取的心內(nèi)阻抗信號(hào)的情況下，基于時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)提取來(lái)自阻抗信號(hào)的測(cè)量值(框164)(例如，限定于基準(zhǔn)點(diǎn)之間的測(cè)量窗中的阻抗信號(hào)的積分、限定于基準(zhǔn)點(diǎn)之間的測(cè)量窗中的阻抗信號(hào)的最大斜率、在基準(zhǔn)點(diǎn)之間的時(shí)間、在基準(zhǔn)點(diǎn)處的最大阻抗等)。一個(gè)或多個(gè)此類測(cè)量值可以與此類測(cè)量值的希望值是可比較的，從而允許確定該測(cè)量值是否可以指示裝置參數(shù)選項(xiàng)可以是用于優(yōu)化治療的有效裝置參數(shù)(例如，可以使用評(píng)定算法、基于多個(gè)此類測(cè)量值是否滿足一定標(biāo)準(zhǔn)或閾值來(lái)確定裝置參數(shù)選項(xiàng)是否可以是最佳參數(shù))。

針對(duì)裝置參數(shù)選項(xiàng)的每一個(gè)的測(cè)量數(shù)據(jù)(例如，如在圖5中所述的來(lái)獲得)是針對(duì)至少一個(gè)心動(dòng)周期來(lái)確定的。在一個(gè)或多個(gè)實(shí)施例中，針對(duì)多個(gè)心動(dòng)周期獲取此類測(cè)量數(shù)據(jù)。在期間獲取測(cè)量數(shù)據(jù)的心動(dòng)周期可以是任何適合的心動(dòng)周期。在一個(gè)或多個(gè)實(shí)施例中，在期間獲取測(cè)量數(shù)據(jù)的所選心動(dòng)周期是基于呼吸周期。在至少一個(gè)實(shí)施例中，在呼吸周期結(jié)束時(shí)(例如，接近呼氣結(jié)束)發(fā)生的心動(dòng)周期期間獲取測(cè)量數(shù)據(jù)。

例如，圖6是用于選擇心動(dòng)周期(在這些心動(dòng)周期期間可以進(jìn)行測(cè)量)的算法的一個(gè)實(shí)施例的示意圖。在圖6中展示的算法的目標(biāo)在于確定在呼氣結(jié)束時(shí)的三(3)個(gè)心動(dòng)周期測(cè)量窗，以允許測(cè)量預(yù)定義的阻抗參數(shù)(例如，經(jīng)由電極向量配置，例如針對(duì)具體的裝置參數(shù)選項(xiàng))。圖6描繪了在呼吸周期結(jié)束時(shí)獲取的測(cè)量窗，以用于心臟功能的三節(jié)拍評(píng)價(jià)(例如，在使用裝置參數(shù)選項(xiàng)遞送的具體起搏時(shí))。針對(duì)每個(gè)裝置參數(shù)選項(xiàng)以每個(gè)向量配置獲取的阻抗信號(hào)經(jīng)歷三節(jié)拍分析，并且可以使用衍生自測(cè)量值的選擇數(shù)據(jù)設(shè)定經(jīng)優(yōu)化的裝置參數(shù)(例如可以在電極向量配置內(nèi)以及在其他向量配置之間比較測(cè)量值，以優(yōu)化用于CRT的裝置參數(shù))。

圖6示出經(jīng)多個(gè)心動(dòng)周期獲取的、疊加在多個(gè)呼吸周期174(例如，兩個(gè)呼吸周期示意性地示于圖6中)上的阻抗信號(hào)170(例如，框172顯示經(jīng)三個(gè)心動(dòng)周期窗的阻抗信號(hào)170)。呼吸周期174可以按如在此所述的任何適合的方式監(jiān)測(cè)(例如，監(jiān)測(cè)經(jīng)胸阻抗信號(hào))，以確定呼吸結(jié)束，使得接近呼吸結(jié)束的多個(gè)循環(huán)可以被選擇用于數(shù)據(jù)的測(cè)量。在如圖6所示的一個(gè)實(shí)施例中，期間進(jìn)行測(cè)量的心動(dòng)周期的位置可以通過(guò)檢測(cè)呼吸峰176和/或此類呼吸峰176之間的持續(xù)時(shí)間，并且然后將時(shí)間區(qū)域定位于此類代表呼吸循環(huán)結(jié)束(例如呼氣結(jié)束)的呼吸峰176之間的中間區(qū)域中來(lái)確定。例如，可以將檢測(cè)到的在呼吸峰176之間的持續(xù)時(shí)間分成兩半，以定位中間區(qū)域，并且可以選擇在中間區(qū)域內(nèi)或附近處的經(jīng)多個(gè)心動(dòng)周期的阻抗信號(hào)170(例如在框172中的信號(hào))以用于在提供測(cè)量數(shù)據(jù)(例如，心臟阻抗參數(shù))中使用。技術(shù)人員應(yīng)意識(shí)到可以使用選擇具體心動(dòng)周期(經(jīng)這些心動(dòng)周期進(jìn)行測(cè)量)的其他方法，例如基于呼吸循環(huán)和/或其他生理學(xué)數(shù)據(jù)。

本領(lǐng)域技術(shù)人員應(yīng)意識(shí)到可以按如在此所述的方式來(lái)優(yōu)化任何數(shù)量的裝置參數(shù)(例如，AV延遲、VV延遲、起搏向量、起搏部位、起搏向量、引線放置、從電和機(jī)械觀點(diǎn)兩者評(píng)價(jià)起搏奪獲(例如，電奪獲可以并非意味著機(jī)械奪獲，并且心音和阻抗可以通過(guò)查看來(lái)自心音和阻抗的機(jī)械信息輔助評(píng)價(jià)電刺激是否奪獲心臟)等)。出于簡(jiǎn)單目的，AV延遲的優(yōu)化將詳細(xì)地在此描述。然而，可以按類似方式使用在此所述的方法中的任一種來(lái)優(yōu)化其他裝置參數(shù)中的任一個(gè)(例如VV延遲的優(yōu)化可以類似于AV延遲的優(yōu)化)。

例如，圖7示出方法180的一個(gè)示例性實(shí)施例，該方法用于針對(duì)可以用于優(yōu)化CRT的多個(gè)可選擇潛在AV延遲中的一個(gè)AV延遲來(lái)獲取選擇數(shù)據(jù)。如在此所述的，針對(duì)可以可能被設(shè)定為最佳參數(shù)的每個(gè)潛在AV延遲，重復(fù)方法180。例如，如在圖7中所示，使用多個(gè)AV延遲中的一個(gè)來(lái)遞送起搏治療(框182)(例如該多個(gè)AV延遲可以是經(jīng)選擇、確定和/或計(jì)算的AV延遲，例如固有AV延遲的百分比，比如固有AV延遲的40％、固有AV延遲的50％、固有AV延遲的60％、固有AV延遲的70％、固有AV延遲的80％等)?？梢栽试S使用者設(shè)定容許的任選AV延遲窗。例如，在裝置的初始編程期間，使用者可以設(shè)定該裝置的參數(shù)，僅允許任選的AV延遲在一定范圍內(nèi)，例如固有AV傳導(dǎo)時(shí)間的40％至80％。

對(duì)于用于起搏的具體AV延遲(例如，所選的固有AV延遲的40％)(框182)，以多個(gè)電極向量配置中的每一個(gè)來(lái)獲取選擇數(shù)據(jù)(例如經(jīng)多個(gè)心動(dòng)周期監(jiān)測(cè)心內(nèi)阻抗，并且使用這種阻抗信號(hào)提取選擇數(shù)據(jù))。如由決定框184所指示的，如果選擇數(shù)據(jù)尚未從所有希望的電極向量配置中獲取到，則重復(fù)獲取選擇數(shù)據(jù)的循環(huán)(例如框188、190、192、和194)。如果已經(jīng)從所有希望的電極向量配置獲取到選擇數(shù)據(jù)，則使用另一個(gè)AV延遲選項(xiàng)來(lái)遞送治療，并且重復(fù)圖7的方法180(例如，針對(duì)不同的AV延遲)，直到已經(jīng)針對(duì)所有潛在的不同AV延遲選項(xiàng)獲取到選擇數(shù)據(jù)(例如選擇數(shù)據(jù)是針對(duì)AV延遲中的每一個(gè)以多個(gè)電極向量配置中的每一個(gè)收集的)。技術(shù)人員應(yīng)意識(shí)到可以首先設(shè)定電極向量配置，隨后繼續(xù)進(jìn)行從而以具體的電極向量配置評(píng)估所有的裝置參數(shù)選項(xiàng)，并且然后可以設(shè)定另一個(gè)不同的電極向量配置，隨后收集測(cè)量值從而以新設(shè)定的電極向量配置評(píng)估所有的裝置參數(shù)選項(xiàng)，以此類推。至少在一個(gè)實(shí)施例中，針對(duì)每個(gè)裝置參數(shù)選項(xiàng)以每個(gè)希望的電極向量配置進(jìn)行測(cè)量。

如針對(duì)所希望的電極向量配置中的每一個(gè)，在獲取選擇數(shù)據(jù)的重復(fù)循環(huán)(例如框188、190、192、和194)中所示，該多個(gè)電極向量配置中的一個(gè)被選擇用于在獲取選擇數(shù)據(jù)中使用(框188)。針對(duì)所選擇的電極向量配置，獲取與至少一個(gè)心動(dòng)周期的收縮部分的至少一部分相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)和/或與該至少一個(gè)心動(dòng)周期的舒張部分的至少一部分相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)(框190)(例如，比如使用心音，分析阻抗信號(hào)最小值和最大值，基于生理學(xué)參數(shù)如R-R間期應(yīng)用算法，等)。在大約相同的時(shí)間表中(例如，大約與所獲取的基準(zhǔn)點(diǎn)同時(shí))，以所選的電極向量配置獲取心內(nèi)阻抗信號(hào)(框192)。在具有獲取的基準(zhǔn)點(diǎn)和獲取的心內(nèi)阻抗信號(hào)的情況下，基于時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)提取來(lái)自阻抗信號(hào)的測(cè)量值(框194)(例如，在基準(zhǔn)點(diǎn)之間的阻抗信號(hào)的積分、在基準(zhǔn)點(diǎn)之間的阻抗信號(hào)的最大斜率、在基準(zhǔn)點(diǎn)之間的時(shí)間等)。

一個(gè)或多個(gè)此類測(cè)量值可以與此類測(cè)量值的希望值是可比較的，從而允許確定該測(cè)量值是否可以指示AV延遲選項(xiàng)可以是用于優(yōu)化治療(例如CRT)的有效AV延遲(例如，可以使用評(píng)定算法、基于多個(gè)此類測(cè)量值是否滿足一定標(biāo)準(zhǔn)或閾值來(lái)確定AV延遲是否可以是最佳AV延遲)?？梢葬槍?duì)一個(gè)或多個(gè)所選心動(dòng)周期獲取針對(duì)AV延遲選項(xiàng)中的每一個(gè)的測(cè)量值，例如參考圖6所述(例如在呼吸周期中呼氣結(jié)束時(shí))。

基于與至少一個(gè)心動(dòng)周期的收縮部分的至少一部分相關(guān)聯(lián)和/或與該至少一個(gè)心動(dòng)周期的舒張部分的至少一部分相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)，針對(duì)該多個(gè)電極向量配置中的每一個(gè)從心內(nèi)阻抗信號(hào)提取測(cè)量值(例如，如示于圖5中的包括158、160、162、和164的選擇數(shù)據(jù)獲取循環(huán)，或如示于圖7中的包括188、190、192、和194的選擇數(shù)據(jù)獲取循環(huán))可以按一種或多種方式實(shí)施(例如，使用依據(jù)在此所述的函數(shù)的一種或多種算法)。例如，用以優(yōu)化AV和/或VV間期(例如，其是CRT優(yōu)化裝置參數(shù)的集合群的部分)的方法基于來(lái)自阻抗波形形態(tài)的所選測(cè)量值(例如在阻抗波形基準(zhǔn)點(diǎn)之間的量級(jí)數(shù)據(jù)，在阻抗波形基準(zhǔn)點(diǎn)之間的持續(xù)時(shí)間，在阻抗波形基準(zhǔn)點(diǎn)之間的正斜率和負(fù)斜率，在阻抗波形基準(zhǔn)點(diǎn)之間的積分，在阻抗波形基準(zhǔn)點(diǎn)之間的面積，在波形形態(tài)中用以評(píng)價(jià)血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)例如舒張末期容積/尺寸、收縮末期容積/尺寸和心博量、等容收縮和舒張時(shí)間、射血時(shí)間和充盈時(shí)間(例如，比如用超聲心動(dòng)描記術(shù)方法常規(guī)測(cè)量的、用以優(yōu)化CRT的那些)的其他偏差，等)，檢測(cè)腔室血容量和/或腔室尺寸、等容收縮時(shí)間和射血時(shí)間以及等容舒張時(shí)間和充盈時(shí)間上的相對(duì)或絕對(duì)變化。

例如，如在此所述的，一種示例性算法限定了一種測(cè)量在從單獨(dú)的電極向量配置中獲取的心內(nèi)阻抗波形形態(tài)上的基準(zhǔn)點(diǎn)之間限定的參數(shù)的方法。從每個(gè)電極向量配置獲取的信息可以制成表，并且可以基于來(lái)自所有的阻抗電極向量配置的綜合評(píng)定方法來(lái)確定最佳的AV和/或VV延遲設(shè)置。例如，在阻抗波形基準(zhǔn)點(diǎn)之間獲取的測(cè)量值可以包括阻抗最小值和最大值、持續(xù)時(shí)間、積分、斜率等等以在心臟循環(huán)射血期和充盈期上提供閉環(huán)反饋。在這種示例性算法中，心動(dòng)周期射血涵蓋等容收縮和射血，它是心動(dòng)周期持續(xù)時(shí)間的大約40％，而心動(dòng)周期持續(xù)時(shí)間的其余60％由等容舒張和舒張性充盈構(gòu)成，如圖9中所示。

圖8示出示例性方法200的一個(gè)實(shí)施例，該方法用于基于與至少一個(gè)心動(dòng)周期的收縮部分相關(guān)聯(lián)和/或與該至少一個(gè)心動(dòng)周期的舒張部分相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)，從針對(duì)該多個(gè)電極向量配置中的每一個(gè)的心內(nèi)阻抗信號(hào)提取測(cè)量值。方法200基于由瓣膜關(guān)閉限定的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)來(lái)提取測(cè)量值(例如由心音限定的測(cè)量窗)。例如，可以獲取由心音(例如，S1-二尖瓣關(guān)閉/三尖瓣關(guān)閉和S2主動(dòng)脈瓣關(guān)閉/肺動(dòng)脈瓣關(guān)閉，如圖9中所示)限定的與至少一個(gè)心動(dòng)周期的收縮部分和/或舒張部分的至少一部分相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)(框202)(例如與收縮部分和/或舒張部分相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn))。例如，可以限定時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)的心音描述于參考文獻(xiàn)：吉東(Guyton)和哈爾(Hall)，醫(yī)學(xué)生理學(xué)課本(Textbook of Medical Physiology)，第265-268頁(yè)(2011年第12版)，將其通過(guò)引用以其全文結(jié)合在此。

大約與所獲取的基準(zhǔn)點(diǎn)同時(shí)，以所選的電極向量配置獲取心內(nèi)阻抗信號(hào)(框204)。在具有獲取的基準(zhǔn)點(diǎn)和獲取的心內(nèi)阻抗信號(hào)的情況下，可以基于由心音限定的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)來(lái)提取來(lái)自阻抗信號(hào)的測(cè)量值(框206)。

圖9示出描繪左心的心動(dòng)周期的事件的簡(jiǎn)圖。在優(yōu)化裝置參數(shù)中感興趣的一個(gè)區(qū)域是在心音S1-二尖瓣關(guān)閉(MVC)與S2-主動(dòng)脈瓣關(guān)閉(AVC)之間的收縮射血期，涵蓋等容收縮和射血。該時(shí)期占據(jù)心動(dòng)周期的40％。隨后，舒張充盈期(在心音S2和后隨心動(dòng)周期的S1心音之間)占據(jù)心動(dòng)周期的其余60％。在一個(gè)或多個(gè)實(shí)施例中，在這兩個(gè)時(shí)期內(nèi)的阻抗波形測(cè)量值或其衍生的比率可以用于優(yōu)化CRT。

如在此所述的可檢測(cè)的感興趣基準(zhǔn)點(diǎn)(例如，使用聲學(xué)傳感器)包括S1(MVC)和S2(AVC)。這些點(diǎn)可以分別與阻抗波形最小點(diǎn)和最大點(diǎn)相關(guān)聯(lián)，由此涵蓋心動(dòng)周期的射血部分或收縮部分。此外，心音S1和S2的使用進(jìn)一步輔助限定心動(dòng)周期的射血部分，并且可以用于確定針對(duì)阻抗波形測(cè)量值的時(shí)間間期。阻抗波形最大值以及由此它的相關(guān)聯(lián)的心音S2確定心動(dòng)周期的收縮部分的結(jié)束和心動(dòng)周期的舒張充盈部分的開(kāi)始。同樣，心音S1確定心動(dòng)周期的舒張部分的結(jié)束和心動(dòng)周期的收縮外流部分的開(kāi)始。因此，心音S1和S2可以用于確定針對(duì)心動(dòng)周期的收縮期和/或舒張期的阻抗波形測(cè)量值的時(shí)間間期。換言之，心音S1和S2可以用作時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)(例如，以限定測(cè)量窗，在該測(cè)量窗期間從阻抗信號(hào)提取一個(gè)或多個(gè)測(cè)量值，這些測(cè)量值例如像是在心動(dòng)周期的心音S1和S2之間的正和/或負(fù)斜率、在第一心動(dòng)周期的心音S2和后隨心動(dòng)周期的心音S1之間的正和/或負(fù)斜率、在心音之間的阻抗信號(hào)的積分等)。

圖10示出另一種示例性方法220的實(shí)施例，該方法用于基于與至少一個(gè)心動(dòng)周期的收縮部分相關(guān)聯(lián)和/或與該至少一個(gè)心動(dòng)周期的舒張部分相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)，從針對(duì)該多個(gè)電極向量配置中的每一個(gè)的心內(nèi)阻抗信號(hào)提取測(cè)量值。方法220包括獲取心內(nèi)阻抗信號(hào)(框222)，并且然后基于由心內(nèi)阻抗信號(hào)最小值和最大值限定的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)(例如，與心音S1和S2相關(guān)聯(lián)的和/或相對(duì)應(yīng)的信號(hào)的點(diǎn))提取測(cè)量值(框224)。例如，可以獲取由心內(nèi)阻抗信號(hào)的最小點(diǎn)和最大點(diǎn)限定的、與至少一個(gè)心動(dòng)周期的收縮部分和/或舒張部分的至少一部分相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)(例如，如例如在圖11中所示，這些時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)基本上與心動(dòng)周期的收縮部分和舒張部分的開(kāi)始和結(jié)束相對(duì)齊)(框224)(例如與收縮部分和/或舒張部分相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn))。此外，在具有獲取的基準(zhǔn)點(diǎn)和獲取的心內(nèi)阻抗信號(hào)的情況下，可以基于由此限定的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)來(lái)提取來(lái)自阻抗信號(hào)的測(cè)量值(框226)。

方法220(例如選擇數(shù)據(jù)獲取或測(cè)量算法)依賴于以下概念：射血期主要與阻抗波形最小值和最大值之間的持續(xù)時(shí)間相關(guān)聯(lián)，而充盈期主要與阻抗波形最大值到后隨的在下個(gè)心動(dòng)周期上的阻抗最小值相關(guān)聯(lián)。因此，基于阻抗波形最小和最大基準(zhǔn)點(diǎn)將阻抗波形心動(dòng)周期分為收縮期和舒張期，以及測(cè)量例如阻抗波形最小點(diǎn)和最大點(diǎn)之間的時(shí)間間期、在阻抗波形最小點(diǎn)和最大點(diǎn)之間的信號(hào)的正和負(fù)斜率、以及在阻抗波形最小點(diǎn)和最大點(diǎn)之間的信號(hào)的積分，可以獨(dú)立地采用或作為一個(gè)或多個(gè)衍生的比率采用以確定最佳的CRT設(shè)置。

圖11描繪了用以確定主要與射血230相關(guān)聯(lián)的阻抗波形形態(tài)區(qū)域、以及主要與充盈232相關(guān)聯(lián)的區(qū)域的方法。圖11中示出左心室(LV)壓力波形形態(tài)(在簡(jiǎn)圖的頂部)以及相關(guān)聯(lián)的阻抗波形形態(tài)(在簡(jiǎn)圖的底部)。在阻抗波形和LV壓力最小值234之間存在輕微時(shí)間延遲(Δt)。使用阻抗最小值和最大值獲取測(cè)量值的方法是基于以下概念：射血期主要與阻抗波形最小值和最大值之間的持續(xù)時(shí)間相關(guān)聯(lián)，而充盈期主要與阻抗波形最大值到后隨的在下個(gè)心動(dòng)周期上的阻抗最小值相關(guān)聯(lián)?？梢曰谟勺杩棺钚↑c(diǎn)和最大點(diǎn)限定的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)獲取使用了阻抗信號(hào)的測(cè)量值(例如，比如，如圖11中所示的在心動(dòng)周期的最小值240和最大值242之間的正斜率236，如圖11中所示的在最大值242和下一個(gè)心動(dòng)周期上的后隨阻抗最小值244之間的負(fù)斜率238，如圖11中所示的在心動(dòng)周期的最小值244和最大值246之間的持續(xù)時(shí)間(例如射血期)，如圖11中所示的在最大值246和后隨阻抗最小值248之間的持續(xù)時(shí)間(例如充盈期)，如圖11中所示的在最小值244和后隨阻抗最小值248之間的持續(xù)時(shí)間，如圖11中所示的在心動(dòng)周期的最小值248和最大值250之間的積分(例如射血期)，如圖11中所示的在最大值250和后隨阻抗最小值252之間的積分(例如充盈期)，如圖11中所示的在最小值248和后隨阻抗最小值252之間的積分，和/或任何可以定量地用于優(yōu)化CRT的其他測(cè)量值)。

如在此指示的，檢測(cè)的MVC和AVC分別與阻抗波形最小點(diǎn)和最大點(diǎn)相關(guān)聯(lián)。這樣，心音S1和S2的使用可以進(jìn)一步輔助限定心動(dòng)周期的射血部分，并且可以作為驗(yàn)證傳感器用于確定針對(duì)阻抗波形測(cè)量值(例如，比如基于最小和最大阻抗的那些)的時(shí)間間期。同樣，阻抗波形最小點(diǎn)和最大點(diǎn)可以用于驗(yàn)證與心音相關(guān)聯(lián)的時(shí)間間期。

圖12示出又另一種示例性方法260的實(shí)施例，該方法用于基于與至少一個(gè)心動(dòng)周期的收縮部分相關(guān)聯(lián)和/或與該至少一個(gè)心動(dòng)周期的舒張部分相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)，從針對(duì)該多個(gè)電極向量配置中的每一個(gè)的心內(nèi)阻抗信號(hào)提取測(cè)量值。方法260基于時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)提取測(cè)量值，這些時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)是基于R-R間期限定的(框262)(例如，將算法應(yīng)用至R-R間期，以用于限定代表心動(dòng)周期的收縮部分和舒張部分的部分)。例如，與至少一個(gè)心動(dòng)周期的收縮部分相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)可以至少包括與R-R間期的第一預(yù)定部分相關(guān)聯(lián)的點(diǎn)，和/或與該至少一個(gè)心動(dòng)周期的舒張部分相關(guān)聯(lián)的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)可以至少包括與R-R間期的第二預(yù)定部分相關(guān)聯(lián)的點(diǎn)。

大約與所獲取的基準(zhǔn)點(diǎn)同時(shí)，以所選的電極向量配置獲取心內(nèi)阻抗信號(hào)(框264)。在具有獲取的基于R-R間期的基準(zhǔn)點(diǎn)以及獲取的心內(nèi)阻抗信號(hào)的情況下，可以基于它們提取來(lái)自阻抗信號(hào)的測(cè)量值(框266)。

參考圖10-11描述的方法對(duì)于在一種設(shè)置中收集數(shù)據(jù)可以是有效的，在該設(shè)置中阻抗波形最小值和最大值被清晰限定。然而，在阻抗波形可包含如在圖13的阻抗波形(在底部的波形)中所示的多個(gè)峰的設(shè)置中，可以轉(zhuǎn)而使用基于R-R間期的圖12的方法260(例如，將R-R間期的一部分限定為阻抗波形測(cè)量窗的算法或子程序)。例如，R-R間期可以如在此所述的并且如在圖13的頂部的波形中所示的來(lái)檢測(cè)(例如，固有R-R間期為0.665秒)。在接受R-R間期的預(yù)定義百分比與心動(dòng)周期的收縮部分相關(guān)聯(lián)并且R-R間期的另一個(gè)預(yù)定義百分比與心動(dòng)周期的舒張部分相關(guān)聯(lián)的情況下，則例如心動(dòng)周期(R-R間期)的大約40％可以與心臟收縮相關(guān)聯(lián)，并且心動(dòng)周期的其余60％可以與心臟舒張相關(guān)聯(lián)。這樣，基于R-R間期的基準(zhǔn)點(diǎn)可以包括與心動(dòng)周期的第一預(yù)定部分相關(guān)聯(lián)的點(diǎn)(例如，從最小阻抗272到心動(dòng)周期中的由設(shè)定百分比如40％確定的點(diǎn)274)以及與心動(dòng)周期的第二預(yù)定部分相關(guān)聯(lián)的點(diǎn)(例如，從心動(dòng)周期中的由設(shè)定百分比如40％確定的點(diǎn)274到后隨周期的最小阻抗276)。

圖13描繪了用于基于心動(dòng)周期或R-波到R-波間期的百分比時(shí)間確定射血期和充盈期的方法。在此實(shí)例中，R-R間期是665毫秒。計(jì)算該間期的40％可以限定266毫秒的收縮期和399毫秒的舒張期。可以測(cè)量這些間期之間的阻抗參數(shù)(例如，以上參考圖10-11所述的那些)以用于CRT優(yōu)化(例如間期272至274、274至276、和/或272至276)。

本領(lǐng)域技術(shù)人員應(yīng)意識(shí)到任何用于獲取選擇數(shù)據(jù)(例如測(cè)量值和/或衍生自此類測(cè)量值的數(shù)據(jù))的方法可以獨(dú)立地使用和/或與一種或多種其他獲取方法組合使用。例如，參考圖12-13所述的方法可以與心音組合使用，以限定由基準(zhǔn)點(diǎn)建立的測(cè)量窗間期。進(jìn)一步地，可以使用此類獲取方法中的一種或多種驗(yàn)證在此所述的其他獲取方法中的一種或多種。例如，可以使用參考圖10-11所述的使用了阻抗最小值和最大值的數(shù)據(jù)獲取方法驗(yàn)證基于心音對(duì)基準(zhǔn)點(diǎn)的獲取。換言之，在此所述的此類方法的多個(gè)組合可以用于收集或獲取選擇數(shù)據(jù)以設(shè)定用于CRT的最佳裝置參數(shù)。

進(jìn)一步地，基于時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)使用阻抗信號(hào)提取的測(cè)量值可以包括可用作如在此所述的選擇數(shù)據(jù)的各種測(cè)量值(例如正和負(fù)斜率、積分等)。選擇數(shù)據(jù)可以基于此類提取的測(cè)量值來(lái)確定。例如，此類提取的測(cè)量值可以獨(dú)立地使用，或可以用于從其衍生一種或多種類型的選擇數(shù)據(jù)(例如，此類測(cè)量值可以用于確定或計(jì)算其他有用的值)。例如，參考圖11，如圖11中所示的在心動(dòng)周期的最小值248和最大值250之間(例如射血期)的積分可以作為選擇數(shù)據(jù)獨(dú)立地使用或者可以用于產(chǎn)生與最大值250和后隨阻抗最小值252之間(例如充盈期)的積分的比率。各種類型的選擇數(shù)據(jù)可以通過(guò)在此參考圖15-24描述的更詳細(xì)的示例性方法如清晰所示的來(lái)產(chǎn)生。

圖14描繪了可以用于進(jìn)一步提供另外的數(shù)據(jù)的完整的心動(dòng)周期測(cè)量方法。使用測(cè)量和分析的方法確定阻抗最小值280、阻抗最大值282、和在從阻抗最小值280到后隨最小值284的阻抗曲線下面積以及在這兩個(gè)最小點(diǎn)280、284之間的積分(未示出)。該分析描繪測(cè)量每一心動(dòng)周期的參數(shù)，而并非將心動(dòng)周期分為射血和充盈區(qū)段并且制作針對(duì)心動(dòng)周期的這些部分的測(cè)量值。

圖14的簡(jiǎn)圖描繪了基于在從阻抗波形最小值280到后隨波形最小點(diǎn)284測(cè)量的曲線下面積評(píng)估阻抗變化的方式。在此實(shí)例中示出的數(shù)據(jù)描繪了在基線(BL)處和在犬中4周高速率起搏(HF)結(jié)束時(shí)阻抗波形面積的變化。數(shù)據(jù)描繪了在次佳心臟功能期間對(duì)于在阻抗曲線下面積變化的阻抗波形靈敏度。

如在此參考圖4總體上提供的，方法130包括使用與該裝置參數(shù)(例如AV延遲)的多個(gè)選項(xiàng)中的每一個(gè)相關(guān)的、所獲取的選擇數(shù)據(jù)來(lái)設(shè)定該多個(gè)選項(xiàng)中的一個(gè)選項(xiàng)以用于將CRT遞送至該患者?？梢允褂萌魏斡靡苑治鏊@取的選擇數(shù)據(jù)(例如，針對(duì)多個(gè)任選裝置參數(shù)中的每一個(gè)來(lái)獲取)并且選擇任選的裝置參數(shù)中的一個(gè)以用于在CRT中使用的有效方法。例如，此類選擇數(shù)據(jù)可以包括基于以如在此所述的一種或多種方式獲取的時(shí)間基準(zhǔn)點(diǎn)，如在此所述的從阻抗信號(hào)提取的測(cè)量值(例如斜率、積分、面積、最小值、最大值、持續(xù)時(shí)間等)，從阻抗信號(hào)的此類提取的測(cè)量值衍生的值(例如，比率、組合、總和、使用此類測(cè)量值經(jīng)算法計(jì)算的值等)，阻抗信號(hào)的與完整心動(dòng)周期相關(guān)的測(cè)量值，阻抗周期的與心動(dòng)周期的收縮部分相關(guān)的測(cè)量值，與心動(dòng)周期的舒張部分相關(guān)的測(cè)量值，和/或基于阻抗信號(hào)的所提取測(cè)量值的任何其他值。選擇數(shù)據(jù)可以與基線數(shù)據(jù)、預(yù)定值、統(tǒng)計(jì)學(xué)上建立的標(biāo)準(zhǔn)、在不同時(shí)期獲取的心動(dòng)周期的選擇數(shù)據(jù)、用于建立基線數(shù)據(jù)的選擇數(shù)據(jù)、已知值和/或理論值等進(jìn)行比較，例如以便確定裝置參數(shù)選項(xiàng)(例如，為此如參考圖5或圖7所述的獲取此類選擇數(shù)據(jù))是否會(huì)是用于遞送CRT的最佳參數(shù)。

針對(duì)相對(duì)應(yīng)裝置參數(shù)選項(xiàng)獲取的選擇數(shù)據(jù)的分析可以進(jìn)行比較，以使得可以選擇所得最佳裝置參數(shù)。例如，針對(duì)多個(gè)AV延遲(例如固有AV延遲的40％、固有AV延遲的50％、固有AV延遲的60％、以及固有AV延遲的70％)中的每一個(gè)獲取的選擇數(shù)據(jù)可以針對(duì)相對(duì)應(yīng)的AV延遲中的每一個(gè)來(lái)獨(dú)立地分析。然后此類獨(dú)立分析可以針對(duì)最佳的AV延遲選擇彼此進(jìn)行比較。

進(jìn)行這種分析和比較的一種方法可以包括適合于評(píng)估和選擇最佳參數(shù)的一種或多種評(píng)定技術(shù)。例如，一種示意性評(píng)定方法可以包括基于針對(duì)每個(gè)向量配置的所獲取選擇數(shù)據(jù)(例如，最大值、斜率、積分、比率等)提供針對(duì)該裝置參數(shù)的多個(gè)選項(xiàng)中的每一個(gè)(例如，針對(duì)固有AV延遲的40％、固有AV延遲的50％、固有AV延遲的60％、和固有AV延遲的70％中的每一個(gè))的得分?？梢曰卺槍?duì)該裝置參數(shù)的多個(gè)選項(xiàng)的得分來(lái)選擇該多個(gè)選項(xiàng)中的一個(gè)(例如，固有AV延遲的50％)，以用于將CRT遞送至該患者。

在評(píng)定方法的一個(gè)或多個(gè)實(shí)施例中，每一類型的選擇數(shù)據(jù)(例如，最大值、斜率、積分、比率等)可以在評(píng)定方法中給定相同的權(quán)重，或者一種或多種類型的選擇數(shù)據(jù)可以賦予不同的權(quán)重，這例如取決于在確定最佳設(shè)置中這種類型的選擇數(shù)據(jù)是否可能更準(zhǔn)確和/或做出更多貢獻(xiàn)。例如，選擇數(shù)據(jù)比如在射血期間阻抗信號(hào)的斜率與在充盈期間阻抗信號(hào)的斜率的比率，與當(dāng)獨(dú)立地考慮時(shí)的僅在充盈期間阻抗信號(hào)的斜率相比，可以提供更有效裝置參數(shù)的更好指示。技術(shù)人員應(yīng)意識(shí)到可以如進(jìn)行選擇數(shù)據(jù)的分析和最佳裝置參數(shù)的選擇所必需的來(lái)獲取并且存儲(chǔ)選擇數(shù)據(jù)。

本披露中描述的技術(shù)，包括附屬于IMD 16、編程器24或各種組成部件的那些技術(shù)可以至少部分地在硬件、軟件、固件或其任何組合中實(shí)現(xiàn)。例如，技術(shù)的不同方面可以在一個(gè)或多個(gè)處理器中實(shí)現(xiàn)，包括一個(gè)或多個(gè)微處理器、DSP、ASIC、FPGA或任何其他等效集成或離散邏輯電路以及此類部件的任何組合，這些部件在編程器，諸如臨床醫(yī)師或患者編程器、刺激器、圖像處理裝置或其他裝置中體現(xiàn)。術(shù)語(yǔ)“模塊”、“處理器”或“處理電路”可以大體指前述邏輯電路中的任一個(gè)，單獨(dú)地或結(jié)合其他邏輯電路或任何其他等效電路。

此類硬件、軟件和/或固件可以在同一裝置或單獨(dú)裝置內(nèi)實(shí)現(xiàn)以便支持本披露中描述的不同操作和功能。另外，所描述單元、模塊或部件中的任一個(gè)可以一起實(shí)現(xiàn)或者作為離散但互相合用的邏輯裝置單獨(dú)實(shí)現(xiàn)。如模塊或單元的不同特征的描繪旨在突出不同功能方面并且不必然地暗示此類模塊或單元必須由單獨(dú)硬件或軟件部件實(shí)現(xiàn)。相反，與一個(gè)或多個(gè)模塊或單元相關(guān)聯(lián)的功能性可以由單獨(dú)硬件或軟件部件執(zhí)行，或者整合在共用或單獨(dú)硬件或軟件部件內(nèi)。

當(dāng)在軟件中實(shí)現(xiàn)時(shí)，本披露中描述的系統(tǒng)、裝置和技術(shù)所賦予的功能性可以體現(xiàn)為計(jì)算機(jī)可讀介質(zhì)上的指令，這些計(jì)算機(jī)可讀介質(zhì)是諸如RAM、ROM、NVRAM、EEPROM、FLASH存儲(chǔ)器、磁性數(shù)據(jù)存儲(chǔ)介質(zhì)、光數(shù)據(jù)存儲(chǔ)介質(zhì)等。這些指令可由一個(gè)或多個(gè)處理器來(lái)執(zhí)行，以支持在本披露中描述的功能性的一個(gè)或多個(gè)方面。

針對(duì)AV延遲優(yōu)化的示例性算法將參考圖15-24描述。該算法包括四個(gè)子程序的定義和使用。然而，顯然這種功能性可以按許多方式實(shí)施，并且提供示例性算法來(lái)簡(jiǎn)單展示在此所述的用于優(yōu)化AV延遲的各種方法(例如，測(cè)量值的提取、評(píng)定等)。如先前所指示，可以使用類似方法用于優(yōu)化其他參數(shù)，如V-V延遲。

開(kāi)始算法(框300)，并且如圖15中所示的進(jìn)行用于實(shí)施算法的各種選擇。例如，如在框302中所示，可以選擇阻抗向量配置的類型。例如，可以選擇單一阻抗向量配置以用于使用，可以從多種可用阻抗向量配置中選擇各種阻抗向量配置，或可以選擇所有可用的阻抗向量配置。此類所選擇的阻抗向量配置(例如，由如在此所述的所選擇的電極限定)可以用于提供心內(nèi)阻抗信號(hào)，測(cè)量值可以從這些心內(nèi)阻抗信號(hào)提取。

進(jìn)一步地，例如，如框304中所示，可以選擇一種或多種不同類型的測(cè)量技術(shù)。例如，以下與阻抗(Z)信號(hào)相關(guān)的測(cè)量技術(shù)中的一種或多種(例如，如參考圖8-14所述的；基于一個(gè)或多個(gè)基準(zhǔn)點(diǎn)；與由基準(zhǔn)點(diǎn)限定的間期相關(guān)，等)可以被選擇用于在提供選擇數(shù)據(jù)中使用：1)Z_最大-Z_最小和面積(例如，從Z_最小至下一個(gè)周期的Z_最小)；2)時(shí)間(例如在基準(zhǔn)點(diǎn)之間)、斜率(例如在Z_最小和Z_最大之間，例如參見(jiàn)圖11)、以及積分(例如在Z_最小和Z_最大之間，例如參見(jiàn)圖11)；3)R-R間期的％(例如，用于提供基準(zhǔn)點(diǎn)以建立測(cè)量窗，例如參見(jiàn)圖12和圖13)；以及4)心音(例如S1和S2，參見(jiàn)圖8和圖9)。如在框304中所示，可以選擇此類測(cè)量技術(shù)中的任一種，可以選擇此類可用測(cè)量技術(shù)中的任何一種或多種(例如，如由“5)選擇的”指示的)，或可以選擇此類測(cè)量技術(shù)中的全部(例如，如由“6)全部”指示的)。

在做出此類選擇的情況下，可以進(jìn)行固有R-R間期的測(cè)量(框306)(例如，用于在例如參考圖12和圖13所述的過(guò)程中使用)，并且可以進(jìn)行計(jì)算以提供基準(zhǔn)點(diǎn)以建立測(cè)量窗，例如如參考圖12和圖13所述的(框308)。例如，此類計(jì)算可以包括建立收縮測(cè)量窗部分(例如R-R間期的40％)和/或舒張測(cè)量窗部分(例如R-R間期的60％)。

進(jìn)一步地，在做出此類選擇的情況下，可以進(jìn)行固有AV傳導(dǎo)時(shí)間的測(cè)量(框310)(例如，用于在確定潛在AV延遲起搏參數(shù)中使用，例如用于在提供CRT起搏中使用以使得可以按照如參考圖7所述的方式針對(duì)此類AV延遲起搏參數(shù)中的每一個(gè)收集選擇數(shù)據(jù))。例如，可以進(jìn)行計(jì)算以提供潛在的最佳起搏AV間期中的每一個(gè)，針對(duì)這些潛在的最佳起搏AV間期中的每一個(gè)，可以按照獨(dú)立方式通過(guò)取得固有A-V傳導(dǎo)時(shí)間的一定百分比(例如像固有AV延遲的20％、固有AV延遲的30％、固有AV延遲的40％、固有AV延遲的50％、固有AV延遲的60％、固有AV延遲的70％、固有AV延遲的80％、固有AV延遲的90％)來(lái)收集選擇數(shù)據(jù)(框312)。

在已經(jīng)限定了潛在地可選擇的起搏AV間期中的每一個(gè)(框312)時(shí)，可以通過(guò)以下方式針對(duì)此類限定的起搏AV間期中的一個(gè)來(lái)獲取選擇數(shù)據(jù)：設(shè)定或選擇所限定的起搏AV間期中的一個(gè)用于遞送起搏(框314)并且設(shè)定一個(gè)或多個(gè)阻抗向量配置(框316)以用于獲取可以提取測(cè)量值的信號(hào)(例如，選擇數(shù)據(jù)可以基于這些信號(hào))。如應(yīng)從下文說(shuō)明書中變得清楚的，可以通過(guò)以下方式針對(duì)其他限定的起搏AV間期選項(xiàng)(例如，計(jì)算的固有AV傳導(dǎo)的％值)中的每一個(gè)來(lái)獲取選擇數(shù)據(jù)：將這些選項(xiàng)中的每一個(gè)設(shè)定為用于遞送起搏并且將一個(gè)或多個(gè)阻抗向量配置設(shè)定為用于獲取信號(hào)(可以獨(dú)立于其他選項(xiàng)，針對(duì)此類AV間期選項(xiàng)中的每一個(gè)來(lái)從這些信號(hào)提取測(cè)量值)。

針對(duì)設(shè)定的AV間期(例如固有傳導(dǎo)時(shí)間的20％)獲取選擇數(shù)據(jù)的過(guò)程，如圖16中所示，可以包括在設(shè)定的或預(yù)設(shè)的AV間期處持續(xù)一段時(shí)間(例如20秒)的AV起搏(框320)。在這種時(shí)期結(jié)束時(shí)，定位多個(gè)心動(dòng)周期(框322)(例如，三個(gè)心動(dòng)周期定位于呼吸循環(huán)中的呼氣結(jié)束處，例如像參考圖6所述)。

如由圖16中的決定框324所示，如果選擇與每個(gè)心動(dòng)周期的Z_最大-Z_最小和面積的分析相關(guān)的測(cè)量技術(shù)，則將此類參數(shù)測(cè)量和存儲(chǔ)(框326)(例如可以如參考圖14所述的進(jìn)行此類測(cè)量)為用于在用以確定最佳AV延遲的分析中使用的選擇數(shù)據(jù)。如果未選擇這種測(cè)量技術(shù)，則應(yīng)確定與每個(gè)心動(dòng)周期的時(shí)間、斜率、和積分的分析相關(guān)的測(cè)量技術(shù)是否被選擇(框328)。

每種在此所述的算法的此類參數(shù)以及其他測(cè)量且存儲(chǔ)的參數(shù)的測(cè)量和存儲(chǔ)示意性地示于圖23A-23C中。進(jìn)一步地，衍生自所測(cè)量參數(shù)的參數(shù)的存儲(chǔ)也在其中展示(例如，如示意性地示于圖23C中的計(jì)算的和存儲(chǔ)的比率)。

如由決定框328所示，如果選擇與每個(gè)心動(dòng)周期的時(shí)間、斜率和積分的分析相關(guān)的測(cè)量技術(shù)，則進(jìn)行子程序1。子程序1限定了測(cè)量持續(xù)時(shí)間、阻抗波形斜率、以及阻抗波形積分的方法，該方法使用阻抗波形最小值期到最大值期作為心動(dòng)周期的收縮部分并且使用阻抗波形最大值到下一個(gè)心動(dòng)周期的后隨最小值作為心動(dòng)周期的舒張部分(參見(jiàn)例如圖11)。例如，如在圖18中所示，子程序1可以包括進(jìn)行并存儲(chǔ)以下項(xiàng)，如框501-506中所示：(框501)測(cè)量并存儲(chǔ)從阻抗波形最小值Z_最小1到第一最大值Z_最大的持續(xù)時(shí)間(標(biāo)簽＝t_射血)；(框502)測(cè)量并存儲(chǔ)從阻抗波形最小值Z_最小1到第一最大值Z_最大的斜率(標(biāo)簽＝SL_射血)；(框503)測(cè)量并存儲(chǔ)從阻抗波形最小值Z_最小1到第一最大值Z_最大的積分(標(biāo)簽＝INT_射血)；(框504)測(cè)量并存儲(chǔ)從阻抗波形最大值Z_最大到第二最小值Z_最小2的持續(xù)時(shí)間(標(biāo)簽＝t_充盈)；(框505)測(cè)量并存儲(chǔ)從阻抗波形最大值Z_最大到第二最小值Z_最小2的斜率(標(biāo)簽＝SL_充盈)；以及(框506)測(cè)量并存儲(chǔ)從阻抗波形最大值Z_最大到第二最小值Z_最小2的積分(標(biāo)簽＝INT_充盈)。

如由決定框328所示，如果未選擇與每個(gè)心動(dòng)周期的時(shí)間、斜率、和積分相關(guān)的測(cè)量技術(shù)，則應(yīng)確定與R-R間期的％的分析相關(guān)的測(cè)量技術(shù)是否被確定(框330)。如由決定框330所示，如果選擇與R-R間期的％的分析相關(guān)的測(cè)量技術(shù)，則進(jìn)行子程序2。子程序2限定了可以測(cè)量阻抗波形斜率和阻抗波形積分的方法，該方法使用R-R間期的40％作為心動(dòng)周期的收縮部分的限定期并且使用R-R間期的其余60％作為心動(dòng)周期的舒張部分(參見(jiàn)例如圖12和圖13)。例如，如在圖19中所示，子程序2可以包括進(jìn)行并存儲(chǔ)以下項(xiàng)，如框510-513中所示：(框510)測(cè)量并存儲(chǔ)從阻抗波形最小值Z_最小1到R→R間期的40％時(shí)間的斜率(標(biāo)簽＝SL40％_射血)；(框511)測(cè)量并存儲(chǔ)從阻抗波形最小值Z_最小1到R→R間期的40％時(shí)間的積分(標(biāo)簽＝INT40％_射血)；(框512)測(cè)量并存儲(chǔ)從R→R間期的阻抗波形40％時(shí)間到第二最小值Z_最小2的斜率(標(biāo)簽＝SL60％_充盈)；以及(框513)測(cè)量并存儲(chǔ)從R→R間期的阻抗波形40％時(shí)間到第二最小值Z_最小2的積分(標(biāo)簽＝INT60％_充盈)。

如由決定框330所示，如果未選擇與R-R間期的％的分析相關(guān)的測(cè)量技術(shù)，則應(yīng)確定與每個(gè)心動(dòng)周期使用了心音的分析相關(guān)的測(cè)量技術(shù)是否被選擇(框332)。如由決定框332所示，如果選擇與使用了心音的分析相關(guān)的測(cè)量技術(shù)，則進(jìn)行子程序3。子程序3限定了用以測(cè)量阻抗波形斜率和阻抗波形積分的方法，該方法使用心音S1到S2作為心動(dòng)周期的收縮部分并且使用下一個(gè)心動(dòng)周期的心音S2至S1作為心動(dòng)周期的舒張部分。例如，如在圖20中所示，子程序3可以包括進(jìn)行并存儲(chǔ)以下項(xiàng)，如框520-523中所示：(框520)測(cè)量并存儲(chǔ)從心音S1到S2的阻抗斜率(標(biāo)簽＝SL_S1→S2)；(框521)測(cè)量并存儲(chǔ)從心音S1到S2的阻抗積分(標(biāo)簽＝INT_S1→S2)；(框522)測(cè)量并存儲(chǔ)從心音S2到S1的阻抗斜率(標(biāo)簽＝SL_S2→S1)；以及(框523)測(cè)量并存儲(chǔ)從心音S2到S1的阻抗積分(標(biāo)簽＝INT_S2→S1)。

如由決定框332所示，如果未選擇與使用了心音的分析相關(guān)的測(cè)量技術(shù)，或如果完成子程序3，則如圖17中所示的，應(yīng)如決定框340中所展示的確定是否已經(jīng)針對(duì)所有的AV間期選項(xiàng)(例如，固有AV傳導(dǎo)的20％、固有AV傳導(dǎo)的30％等)獲取了測(cè)量值。如果確定尚未針對(duì)所有AV間期選項(xiàng)(例如，固有AV傳導(dǎo)的20％、固有AV傳導(dǎo)的30％等)獲取測(cè)量值，則設(shè)定另一個(gè)AV間期選項(xiàng)(框342)并且重復(fù)算法的測(cè)量部分(例如子程序1-3)。同樣，如果尚未針對(duì)所有的阻抗向量配置在AV間期選項(xiàng)(例如，固有AV傳導(dǎo)的20％、固有AV傳導(dǎo)的30％等)中的每一個(gè)下來(lái)獲取測(cè)量值(框344)，則設(shè)定另一個(gè)或下一個(gè)阻抗向量配置(框346)并且重復(fù)算法的測(cè)量部分(例如子程序1-3)。應(yīng)意識(shí)到至少在一個(gè)實(shí)施例中，在阻抗向量配置中的每一個(gè)下，可以設(shè)定任選的AV間期并且可以收集測(cè)量值，或者在至少一個(gè)實(shí)施例中，可以設(shè)定阻抗向量配置中的每一個(gè)并且然后將任選的AV間期用于起搏以允許獲取測(cè)量值。無(wú)論進(jìn)行測(cè)量的順序如何，至少在一個(gè)實(shí)施例中，針對(duì)每一個(gè)任選的AV間期在每一個(gè)所選的阻抗向量配置下進(jìn)行測(cè)量。

在完成針對(duì)該多個(gè)任選的AV間期中的每一個(gè)在每個(gè)阻抗向量配置下的測(cè)量之后，可以進(jìn)行如展示于圖21-22中的子程序4(例如，可以確定更多的選擇數(shù)據(jù)，可以選擇最佳的AV延遲設(shè)置，等)。例如，子程序4限定了在每個(gè)電極向量配置下對(duì)阻抗波形參數(shù)進(jìn)行計(jì)算并制成表格從而基于獨(dú)立的阻抗值或其衍生的比率確定最佳CRT治療的過(guò)程。在圖23A-23C中所示的表格示出測(cè)量的阻抗參數(shù)，經(jīng)三個(gè)心動(dòng)周期窗基于在心動(dòng)周期的收縮部分和舒張部分期間測(cè)量的時(shí)間、斜率和積分值計(jì)算的所有測(cè)量的參數(shù)的均值±標(biāo)準(zhǔn)差以及計(jì)算的參數(shù)的比率。示于圖24中的表格，是向量?jī)?yōu)化表格，基于評(píng)定算法例如針對(duì)每個(gè)測(cè)量的參數(shù)的命中頻率確定了哪種AV延遲設(shè)置是最佳的。

例如，如圖21中所示，計(jì)算(框540)并儲(chǔ)存(例如，如通過(guò)代表存儲(chǔ)器存儲(chǔ)、數(shù)據(jù)庫(kù)配置等的圖23A-23B所展示的)在每個(gè)阻抗向量配置下所有測(cè)量的參數(shù)的均值+/-標(biāo)準(zhǔn)差。進(jìn)一步地，例如，計(jì)算(框542)并存儲(chǔ)(例如，如通過(guò)代表存儲(chǔ)器存儲(chǔ)、數(shù)據(jù)庫(kù)配置等的圖23C所展示的)在每個(gè)阻抗向量配置下所有測(cè)量的參數(shù)的射血/充盈比率，并且進(jìn)行分析表的任何另外的完成(框544)。

在完成數(shù)據(jù)收集和存儲(chǔ)之后，可以實(shí)施各種類型的分析以確定該多個(gè)AV延遲選項(xiàng)中的一個(gè)是否要被設(shè)定為用于在提供治療中使用的最佳AV延遲。例如，如由決定框546所示，如果Z_最大-Z_最小和面積(例如，如參考圖14所述的來(lái)確定)處于最大量級(jí)，則標(biāo)記用于進(jìn)行此類測(cè)量的阻抗向量配置，并且將進(jìn)行此類測(cè)量的起搏AV間期設(shè)定為最佳(框548)。例如，至少在一個(gè)實(shí)施例中，在選擇向量配置之后對(duì)AV延遲進(jìn)行優(yōu)化。例如，關(guān)于面積，技術(shù)人員可以針對(duì)多個(gè)向量配置中的一個(gè)向量配置計(jì)算在每個(gè)不同的AV延遲設(shè)置下的面積的總和，并且然后使用加和的面積來(lái)選擇給出最大加和面積的向量配置。如果情況并非如此，根據(jù)決定框546，射血時(shí)間對(duì)比充盈時(shí)間的比率是根據(jù)決定框550進(jìn)行分析的。

例如，如由決定框550所示，如果射血時(shí)間/充盈時(shí)間(例如，基于收縮和舒張代表性基準(zhǔn)點(diǎn)，使用阻抗測(cè)量值確定的比率)在所選比率下小于一，則用于進(jìn)行此類測(cè)量的阻抗向量配置被標(biāo)記并且將進(jìn)行此類測(cè)量的起搏AV間期設(shè)定為最佳(框560)。如果情況并非如此，射血斜率對(duì)比充盈斜率的比率是根據(jù)決定框562進(jìn)行分析的。

例如，如由決定框562所示，如果射血斜率/充盈斜率(例如，基于收縮和舒張代表性基準(zhǔn)點(diǎn)，使用阻抗測(cè)量值確定的比率)在所選比率下小于一，則用于進(jìn)行此類測(cè)量的阻抗向量配置被標(biāo)記并且將進(jìn)行此類測(cè)量的起搏AV間期設(shè)定為最佳(框564)。如果情況并非如此，根據(jù)決定框562，射血積分對(duì)比充盈積分的比率是根據(jù)決定框566進(jìn)行分析的。

例如，如由決定框566所示，如果射血積分/充盈積分(例如，基于收縮和舒張代表性基準(zhǔn)點(diǎn)，使用阻抗測(cè)量值確定的比率)在所選比率下小于一，則用于進(jìn)行此類測(cè)量的阻抗向量配置被標(biāo)記并且將進(jìn)行此類測(cè)量的起搏AV間期設(shè)定為最佳(框568)。如情況并非如此，根據(jù)決定框566，則完成每個(gè)電極向量配置的向量?jī)?yōu)化表格(例如，比如圖24中所示)以用于進(jìn)一步的分析。

例如，示于圖24中的針對(duì)具體向量的一個(gè)示意性向量配置表格在左欄包括各種類型的選擇數(shù)據(jù)的列表?？梢葬槍?duì)任選的起搏AV間期(例如，固有AV傳導(dǎo)時(shí)間的％)中的每一個(gè)來(lái)分析此類數(shù)據(jù)，例如通過(guò)與閾值比較、與彼此比較、周期與周期間比較等，以確定哪些任選的AV間期會(huì)比其他的更有效。例如，如針對(duì)t_充盈的值所示的，相對(duì)應(yīng)于固有AV傳導(dǎo)時(shí)間的60％的任選AV延遲在評(píng)定命中時(shí)被指示；如針對(duì)SL_射血的值所示的，相對(duì)應(yīng)于固有AV傳導(dǎo)時(shí)間的70％的任選AV延遲在評(píng)定命中時(shí)被指示，等。進(jìn)一步地，如圖24中所示，針對(duì)起搏AV延遲所得出的大多數(shù)被評(píng)定的命中相對(duì)應(yīng)于固有AV傳導(dǎo)時(shí)間的70％。這樣，在這個(gè)具體的評(píng)定實(shí)施例中，相對(duì)應(yīng)于固有AV傳導(dǎo)時(shí)間的70％的起搏AV延遲被設(shè)定為用于治療的最佳AV延遲。

雖然在圖24中示出的實(shí)施例舉例證明了被選作最佳的任選AV延遲是具有最多評(píng)定命中的AV延遲，應(yīng)意識(shí)到可以使用各種評(píng)定方法(例如可以使用加權(quán)方法)。例如，與針對(duì)與固有AV傳導(dǎo)時(shí)間的70％相對(duì)應(yīng)的起搏AV延遲而言那些所評(píng)定的命中相比，針對(duì)與固有AV傳導(dǎo)時(shí)間的60％相對(duì)應(yīng)的AV延遲而言所評(píng)定的命中中的一個(gè)或多個(gè)可以被給予不同的權(quán)重；導(dǎo)致針對(duì)與固有AV傳導(dǎo)的60％相對(duì)應(yīng)的AV延遲而言更高的加權(quán)命中得分，與固有AV傳導(dǎo)時(shí)間的70％形成對(duì)照。換言之，這種加權(quán)命中得分會(huì)導(dǎo)致與固有AV傳導(dǎo)時(shí)間的60％相對(duì)應(yīng)的起搏AV延遲的選擇，與70％形成對(duì)照?？梢允褂酶鞣N加權(quán)技術(shù)。例如，當(dāng)前在圖24中，沒(méi)有應(yīng)用加權(quán)(即，每個(gè)命中相等地以一(1)加權(quán))。例如，在圖14中，所有不同的參數(shù)，例如Z_最大、Z_最小、Z_最大-Z_最小、面積等具有相同的權(quán)重(例如，是一(1))。這樣，在圖24的表格中，由于對(duì)于每個(gè)參數(shù)的權(quán)重是1，固有AV的70％具有15個(gè)命中，所以加權(quán)命中數(shù)仍然是15，類似地固有AV的60％具有加權(quán)命中數(shù)7并且固有AV的50％具有加權(quán)命中數(shù)2。這樣，優(yōu)選的設(shè)置是固有AV的70％。然而，在可以更代表實(shí)際情況的至少一個(gè)實(shí)施例中，每個(gè)參數(shù)可能在優(yōu)化AV延遲方面不同地進(jìn)行。在計(jì)算最終加權(quán)命中時(shí)，每個(gè)參數(shù)可能被給定不同的權(quán)重。例如，面積可能被給定5的權(quán)重，INT_射血可能被給定4的權(quán)重，t_射血/t_充盈可能被給定3的權(quán)重，然而，Z_最大可能被給定0.5的權(quán)重，并且Z_最小可能也被給定0.5的權(quán)重，SL_充盈具有2的權(quán)重；以這種方式，如果再計(jì)算加權(quán)命中，技術(shù)人員應(yīng)針對(duì)固有AV的70％得到加權(quán)命中數(shù)14，對(duì)于AV的60％得到加權(quán)命中數(shù)16，對(duì)于AV的50％得到加權(quán)命中數(shù)3。這樣，最佳設(shè)置是固有AV的60％而并非固有AV的70％。

在一個(gè)或多個(gè)實(shí)施例中，通常電路徑的阻抗值可以按照與心血管壓力波形限定周期函數(shù)或包含在該周期函數(shù)內(nèi)的部分的方式幾乎相同的方式來(lái)限定周期函數(shù)，例如波形，該波形的周期可以與心動(dòng)周期或其部分和該患者的心率相關(guān)。例如，實(shí)施在此所述的過(guò)程的裝置可以將第一周期的阻抗、斜率、面積、積分或持續(xù)時(shí)間與后隨周期的阻抗參數(shù)進(jìn)行比較。該裝置還可以將第一周期的范圍(相對(duì)應(yīng)于在波形最大值和波形最小值之間的差)與后隨周期的范圍進(jìn)行比較。在任何情況下，該裝置可以基于在白天、黑夜或晝夜節(jié)律期間的周期之間的此類比較來(lái)確定該患者的血液動(dòng)力學(xué)狀態(tài)是否已經(jīng)改變，并且基于來(lái)自所有測(cè)量時(shí)期的輸入優(yōu)化CRT。

如在此所述，成功地實(shí)施CRT可需要優(yōu)化AV和VV延遲。已經(jīng)用各種感測(cè)機(jī)構(gòu)如EGM、動(dòng)脈血壓、皮膚阻抗等優(yōu)化AV和VV延遲，并且隨后將此優(yōu)化與標(biāo)準(zhǔn)的超聲心動(dòng)描記術(shù)優(yōu)化方法進(jìn)行比較。然而，用于CRT的超聲心動(dòng)描記術(shù)優(yōu)化方法通常是主觀性的并且示出高的個(gè)體內(nèi)和個(gè)體間變異性。這樣，在此的一個(gè)或多個(gè)實(shí)施例通過(guò)用植入的裝置測(cè)量血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)解決了此問(wèn)題，該植入的裝置使用用以感測(cè)心內(nèi)阻抗的單一傳感器和用以感測(cè)心音數(shù)據(jù)的另一個(gè)傳感器?？梢允褂眯囊魯?shù)據(jù)來(lái)確認(rèn)數(shù)據(jù)被基于以下理論而從阻抗信號(hào)提取的窗時(shí)期：射血期主要與阻抗波形最小點(diǎn)和最大點(diǎn)之間的時(shí)間相關(guān)聯(lián)，而充盈期主要與阻抗波形最大值到后隨的在下個(gè)心動(dòng)周期上的阻抗最小點(diǎn)相關(guān)聯(lián)。例如，基于R-R間期的％，基于最小點(diǎn)和最大點(diǎn)或在這些點(diǎn)之間的間期，將阻抗波形分為收縮期和舒張期，并且然后通過(guò)心音S1和S2驗(yàn)證測(cè)量窗，可以在限定心臟收縮和心臟舒張中是有用的。例如，圖24包括示例性表格，該表格示出通過(guò)針對(duì)每個(gè)固有AV延遲而獲得的參數(shù)命中的最大數(shù)來(lái)選擇最佳AV傳導(dǎo)時(shí)間。使用從心內(nèi)阻抗數(shù)據(jù)提取的數(shù)據(jù)來(lái)計(jì)算每個(gè)參數(shù)，并且然后將核查標(biāo)記置于最佳的固有AV延遲欄中。另外地，每個(gè)參數(shù)可以被給予不同的權(quán)重。

以下步驟和/或特征中的一個(gè)或多個(gè)可以被包括在醫(yī)療裝置和/或可植入醫(yī)療裝置方法中：(a)從電極獲取心音S1和S2；(b)大約與心音S1和S2同時(shí)來(lái)從第一電極向量配置獲取心內(nèi)阻抗信號(hào)；(c)在心內(nèi)阻抗信號(hào)上提取基準(zhǔn)點(diǎn)之間的心內(nèi)阻抗數(shù)據(jù)；(d)使每個(gè)參數(shù)與來(lái)自一組傳導(dǎo)時(shí)間的最佳傳導(dǎo)時(shí)間相關(guān)聯(lián)；(e)確定參數(shù)的最大數(shù)最佳地與來(lái)自該組傳導(dǎo)時(shí)間的傳導(dǎo)時(shí)間相關(guān)聯(lián)；(f)響應(yīng)于步驟(e)，將有效性得分指定給第一電極向量配置；(g)針對(duì)第二電極向量配置重復(fù)步驟(a)-(f)；并且(h)基于第一和第二電極向量配置的對(duì)應(yīng)的有效性得分，選擇該第一和第二電極向量配置中的一個(gè)。例如，在一個(gè)或多個(gè)實(shí)施例中，傳導(dǎo)時(shí)間可以與A-V延遲和V-V延遲中的一個(gè)相關(guān)聯(lián)；有效性得分可以與A-V延遲和V-V延遲中的一個(gè)相關(guān)聯(lián)；阻抗基準(zhǔn)點(diǎn)可以包括MVC和AVC，其各自分別與阻抗波形最小點(diǎn)和最大點(diǎn)相關(guān)聯(lián)；S1和S2可以核實(shí)第一心動(dòng)周期的射血部分和用于從第一和第二心內(nèi)阻抗信號(hào)提取阻抗波形測(cè)量值的時(shí)間間期；阻抗波形最大值到后隨阻抗波形最小值以及其相關(guān)聯(lián)的后隨心音S1可以確定心動(dòng)周期的舒張期的阻抗波形測(cè)量值的時(shí)間間期，而阻抗波形最小值及其相關(guān)聯(lián)的后隨心音S2可以確定心動(dòng)周期的收縮部分的結(jié)束和心動(dòng)周期的舒張充盈部分的開(kāi)始。

將所有的專利、專利文件以及在此引用的參考文獻(xiàn)以其全文而結(jié)合，就如同它們各自被單獨(dú)結(jié)合一樣。已經(jīng)參考說(shuō)明性實(shí)施例提供本披露并且不意圖在限制意義上進(jìn)行解釋。如先前所述，本領(lǐng)域技術(shù)人員應(yīng)認(rèn)識(shí)到其他不同說(shuō)明性應(yīng)用可以使用如在此所述的技術(shù)來(lái)利用在此所述的儀器和方法的有利特性。說(shuō)明性實(shí)施例的不同修改以及本披露的另外的實(shí)施例將在參考本說(shuō)明書時(shí)而變得清楚。