用于对起搏器进行编程的装置和方法

专利名称：：用于对起搏器进行编程的装置和方法
技术领域：
：本发明涉及一种起搏器编程装置和一种用于起搏器编程装置的计算机程序。本发明还涉及一种用于确定安装有起搏器的个体内的感测起搏的差的方法；一种用于确定起搏器的AV延迟的方法；以及一种用于编程起搏器的方法。
背景技术：
：众所周知的是，将起搏器安装至患有慢性心力衰竭的患者，所述患者的心室(人心脏的主要泵室)壁不再同步。这种起搏器己知为双心室(或再同步)起搏器，其可以用于心脏再同步治疗(CRT)。双心室起搏器刺激心脏的左右两侧，以便于縮短房室延迟，并且提高心室收縮的同步性，而无需改变心率本身。已经发现，将双心室起搏器安装至合适的患者将会引起血液动力状态的迅速改善，同时心室内压力的峰值上升的增加，每搏量增加，并导致更高的体脉搏血压。大体上实际存在两类双心室起搏器。一种为心房双心室起搏器，其具有下列三个基本属性，所述属性的设置可以调整。1)心率。在具有再同步起搏器的许多患者中，患者的自然心率是令人满意的，因此仅编程起搏器以遵循自然心率。在其它患者中，自然心率太低，因此编程起搏器从而以更高速率起搏。在这两组患者中，例如当患者进行体育运动时，起搏器可以在遵循自然心率和主动控制心率之间变换。2)房室(atrioventricular,"AV")延迟。这是心房和心室在获得电刺激之间的时间间隔。当起搏器初始植入时，该延迟通常设置为约120ms。3)左心室对右心室(leftventricleversusrightventricle,"LV—RV"或简化为"VV")延迟。这是左心室和右心室获得电刺激之间的时间间隔。当生产起搏器时通常将其设置为Oms。一些厂商具有小的非零下P艮，例如4ms，在实践中可以将其视为Oms。另一类型的双心室起搏器具有两个心室电极导线，但与房室起搏器不同的是，仅可以调整VV延迟的设置，而不能调整AV延迟的设置。为了提供这些属性的最佳设置，尤其是房室(AV)延迟的最佳设置，针对具体患者，许多医疗机构使用超声心动图方法以选择起搏器编程。最普遍使用的方法是以静息心率确定与未受心室收縮干扰的完整心房收縮相关的最长填充时间。然而，该方法的一个问题是，几乎没有数据支持该方法最优化了具有慢性心力衰竭的安装有再同步起搏器的患者的血液动力。已经发现，血压随着双心室起搏的发作而上升，因而理论上可以通过在测量患者血压时调整起搏器的属性而最优化双心室起搏器的活性。使用具有臂带袖套的常规血压计测量这些情况下血压的问题在于，进行每次血压测量需要相当长的时间，并且在实践中，在最优处理期间必须进行许多不同的测量。因而，使用该方法进行最优化完全是不切实际的。同样已经提出的是，通过侵入式血液动力(invasivehaemodynamic)监视患者血压，而在最优化双心室起搏器属性的同时确定血压。然而，该方法的问题在于有关的临床复杂性以及与侵入式血压监视相关的显著风险使其不适于在正常实践中常规最优化起搏器属性设置。WO2006/008535公开了通过使用诸如fmapres(经指连续血压脉搏计)之类的非侵入式装置最优化起搏器设置、以确定安装有起搏器的患者血压的方法。WO2006/008535还公开了优选当患者心率升高时确定起搏器的最优设置。这是因为患有心力衰竭的患者通常在运动中有征兆。这种最优化起搏器属性设置的现有技术方法的一个问题在于，它们需要通过患者在最优化过程期间进行运动而升高心率。已经证明，使用现有方法在运动期间实现最优化在技术上是困难的。侵入式血液动力由于其侵入式属性而不合适，并且超声心动图技术由于在运动期间采集图像的实践局限性而具有有限的用途。即使使用诸如finapres之类的非侵入式装置确定血液动力，对于不能运动以升高心率的患者而言，问题仍然存在。在不能获得用于运动最优化的设备的医疗机构，问题同样存在。
发明内容'本发明寻求解决上述问题的方法，尤其关于患者起搏器的AV延迟的最优化的方法。根据本发明的一个方面，提供了一种起搏器编程装置，用于对个体内的起搏器进行编程，所述装置包括-确定装置，用于确定所述个体内的所述起搏器的感测起搏的差(sensed-paceddifference);第一测试装置，用于确定当所述起搏器以升高的心率心房起搏(atriallypacing)时的最优AV延迟；以及计算装置，用于进行如下计算将由所述第一测试装置确定的最优AV延迟减去所述感测起搏的差。有益地，用于确定所述起搏器的感测起搏的差的装置包括第二测试装置，用于确定当所述起搏器以特定心率P—同步(P-synchronous)起搏时的最优AV延迟；以及第三测试装置，用于确定当起搏器以特定心率或以接近所述特定心率的心率心房起搏时的最优AV延迟，所述计算装置通过从由所述第三测试装置确定的最优AV延迟中减除由所述第二测试装置确定的最优AV延迟来计算所述感测起搏的差。优选地，所述起搏器编程装置还包括与所述个体内的起搏器进行通信的装置。'根据本发明另一方面，提供一种用于起搏器编程装置的计算机程序，包括分析模块，用于确定个体内起搏器的感测起搏的差；第一测试模块，用于确定当起搏器以升高的心率心房起搏时的最优AV延迟；以及计算模块，用于进行如下计算将由所述第一测试模块确定的最优AV延迟减除所述感测起搏的差。有利地，所述分析模块包括第二测试模块，用于确定当起搏器以特定心率p—同步起搏时的最优AV延迟；以及第三测试模块，用于确定当起搏器以特定心率或以接近所述特定心率的心率心房起搏时的最优AV延迟，其中，所述计算模块通过从由所述第三测试模块确定的最优AV延迟中减除由所述第二测试模块确定的最优AV延迟来计算所述感测起搏的差。根据本发明的另一方面，提供了一种确定安装有起搏器的个体内的感测超搏的差的方法，包括如下步骤i)确定当所述起搏器以特定心率P—同步起搏时的最优AV延迟；ii)确定当所述起搏器以特定心率或以接近所述特定心率的心率心房起搏时的最优AV延迟；以及iii)确定在步骤i)处确定的最优AV延迟和在步骤ii)处确定的最优AV延迟之间的差。根据本发明的又一方面，提供一种确定个体内的起搏器的优选AV延迟的方法，包括如下步骤i)确定所述个体内的起搏器的感测起搏的差；ii)确定当所述起搏器以升高的心率心房起搏时的最优AV延迟；以及'iii)使用在步骤i)处确定的感测起搏的差调整在步骤ii)处确定的最优AV延迟。有益地，所述升高的心率在90至200bpm之间，优选在95至110bpm之间。优选地，在用于确定个体内起搏器的优选AV延迟的方法中，步骤i)包括用于如上所述确定个体内感测起搏的差的方法，而步骤iii)包括如下计算将以升高的心率确定的最优AV延迟减去当以特定心率或以接近所述特定心率的心率心房起搏时确定的最优AV延迟，再加上当以特定心率P—同步起搏时确定的最优AV延迟。.有利地，对个体内的起搏器进行编程的方法还包括如下步骤iv)使用在步骤iii)处确定的AV延迟来对所述起搏器进行编程。有益地，起搏器的所述最优AV延迟是提供个体最高血压的AV延迟。优选地，确定所述最优AV延迟包括在测量所述个体的血压时改变所述AV延迟，并且确定导致所述个体的最高血压的AV延迟。'有利地，通过在参考AV延迟和一定范围内的多个测试AV延迟之间交替变换所述起搏器的AV延迟来确定使所述个体血压相对增加最大的测试AV延迟，从而确定所述最优AV延迟。有益地，所述特定心率是静息心率。优选地，所述静息心率在60至100bpm之间，更优选地在65至80bpm之间。有利地，接近所述特定心率的心率在所述特定心率的10、15或20bpm的范围中，优选在所述特定心率的5bpm的范围中。.有益地，在确定个体内感测起搏的差的方法中，步骤iii)包括从在步骤ii)处确定的最优AV延迟中减除在步骤i)处确定的最优AV延迟。优选地，起搏器编程装置还包括用本发明的计算机程序编程的处理器。在本文中，个体内的起搏器的"感测起搏的差"表示在P—同步起搏和房室按序起搏(即"心房"起搏)之间所需的编程的AV延迟差，以便于在特定个体中以给定心率实现相同机械左侧AV延迟(左心房和左心室的收縮之间的延迟)。在一个实施例中，这是通过确定AV延迟差来实现的，需要所述AV延迟差以通过与心房起搏相比的P—同步起搏来实现个体内的最高血压。为了使得更好地理解本发明以及为了更完整地理解其进一步的特征，下面将参考附图描述本发明的实施例，在附图中图l是根据本发明一个实施例的起搏器编程装置的示意图；图2是示出对于左侧AV延迟可获得的随时间改变的图形，其取决于AV延迟是否为编程的p—波同步或者心房起搏；图3是示出下列三种延迟的血压对时间的一组程式化图形a)最优感测的AV延迟；b)设置为150ms的起搏AV延迟；以及c)假设实例中的最优起搏AV延迟；图4示出了四幅图形，提供了用于预测运动最优AV延迟的起搏模型中所用方法的个体患者的实例；图5示出了四幅图形，提供了个体患者中获得的血液动力响应曲线的实例；以及图6是示出运动期间识别的最优AV延迟与使用静息时的起搏模型预测的运动最优值的比较的图形。具体实施方式参考图1，现在将描述本发明的实施例。患者1安装有双心室起搏器2。为了最优化起搏器2的AV延迟的设置，将finapres3安装在患者的食指4上，'其继而连接至处理器5。处理器被编程以根据来自fmapres3的输入而计算个体的血压。处理器5还连接至发射器6，其位于患者1人体之外，但是相邻于植入的起搏器2，从而发射器能够与起搏器2通信。处理器5被编程以调整起搏器2的AV延迟和根据从finapres3接收的输入而针对AV延迟的每个设置评估患者的血压。应当理解的是，双心室起搏器2可以以两种不同的方式起搏患者1的心脏P—同步起搏和房室顺序起搏。在P—同步起搏中，患者的心房自行激励。该激励由起搏器2检测，并且在短暂延迟之后，随后起搏心室。在检测到心房激励和起搏心室之间存在延迟。在房室顺序起搏中，作为心房自行激励的代替，心房由起搏器起搏。因此，可以使用房室顺序起搏以将个体的心率增加至通常在运动期间达到的速率(诸如100bpm)。因而，可以使用房室顺序起搏以模拟运动期间心脏的活动。本发明的发明人已经发现，使起搏器的AV延迟最优化用于当患者运动时存在的情况。然而，当患者自然运动时，起搏器将用于P—同步起搏患者心脏。因而，为了提供真实运动期间患者的精确模型，当在模拟运动期间实施最优化时，模型必须考虑到P—同步起搏(感测的)和房室顺序正起搏(己起搏的)AV延迟之间的起搏的差。该"感测的起搏"差根据患者不同而改变，因而必须确定每个患者的己感测起搏的差。'具体而言，重要的是注意到当在起搏器上编程AV延迟时，这表示右侧AV延迟。然而，左心房和左心室之间的机械收缩延迟对系统血液动力3具有主要的作用。在需要考虑的P—同步起搏和房室顺序起搏之间存在三个主要的差别，即心房感测延迟、心房起搏等待期和心房内延迟的差。心房感测延迟在P—同步起搏期间，已编程的右侧AV延迟比实际右侧AV延迟短。这是因为一旦去极化的幅度到达特定大小，起搏器就仅检测心房去极化的发作。这在检测心房去极化的发作中产生时滞；心房感测延迟(图2)。心房起搏等待期当从右心房起搏时，从递送起搏刺激的时间到发作心房去极化存在延迟，即所谓的心房起搏等待期4。这意味着实际右侧AV延迟稍短于已编程的AV延迟(图2b)。心房内延迟激励左心房所用的时间有所不同，这取决于由固有心房活动还是由心房起搏初始化激励。通常，与固有激励相比，对于心房起搏的心跳，心房内延迟更长。该延迟可能是由于不太有效的心房内传导造成的。起搏的和感测的激励之间的心房内延迟的差呈现为具有患者专有性"3，这可能反应了潜在的传导、电极位置、心房尺寸和功能的差别。当心率改变时，心房内传导时间显得保持为相对恒定5。简言之，心输出量和AV延迟最优化的系统血液动力学效应最终取决于左心房至左心室的间隔。然而，通过起搏器编程右侧AV延迟。对于P—同步起搏(已感测的AV延迟)，由于起搏器感测心房去极化(心房感测延迟)发作所需的时间，实际右侧AV延迟稍长于被编程的延迟。如图2a，由于在心房去极化发作之前存在短等待期，当起搏右心房时，实际右侧AV延迟比编程的AV延迟短。除了这些差别，与P—同步起搏相比，在心房起搏期间，左侧AV延迟可获得的时间减少，这是因为如图2b中所示，心房起搏趋向于具有延长的心房间传导时间。因而，为了实现相同的左侧AV延迟，需要如图2c所示编程更长的起搏AV延迟。因而，使用中，在患者1已经安装有起搏器2之后，患者l经历了最优化起搏器2的AV延迟的设置的最优化过程。为了实现这一过程，患者血压由安装的fmapres3非侵入式地进行监视，fmapres3连接至处理器5。处理器5继而经由发射器6与起搏器2通信。第一步是确定患者1的已感测起搏的差。当处于静息心率(通常在65至80bpm的区域中)，起搏器2由处理器5设置成P—同步起搏。随后，由处理器5调整起搏器2的AV延迟，同时，经由fmapres3监视患者1的血压。'例如，在一个特定优选实施例中，处理器5将起搏器2设置到AV延迟的参考设置，用于持续预定数量心跳(例如，10次心跳)的测试周期，在该段时间期间测量患者血压。在该测试周期之后，将AV延迟的设置改变成第一测试设置，并且在第二测试周期中测量患者1的血压。随后，起搏器返回至用于第三测试周期的参考设置，在该时间期间确定患者的血压。随后，调整起搏器的AV延迟至用于另一测试周期的第二测试设置，在该时间期间测量患者1的血压。重复该过程，其中起搏器2的AV延迟的设置在参考设置和一定范围内的多个测试设置之间交替变换(altemate)。例如，参考设置可以表示120ms的AV延迟，而测试设置的范围为从40至240ms，以40ms为步幅。通过使用该方法，每个测试设置可以与在紧邻的之前和之后的参考设置处的血压相比，因而显示所达到的血压的改变，或者换句话说，"相当有益"。这消除了血压中任何渐变趋势的效应。因而，产生血压中最大相对增加的AV延迟是最优AV延迟。对最优AV延迟的测量的进一步论述公开在WO2006/008535中，其全部内容以引用方式合并到本文中。一旦已经确定P—同步起搏期间患者的最优AV延迟，处理器将起搏器2切换至心房起搏，并且重复最优化患者的AV延迟的过程。该最优化过程还在静息心率时实施。然而，实践中，经历心房起搏的患者的静息心率会稍高于(例如，5至10bpm)经历P—同步起搏的患者l的自然静息心率。这是囟为心房起搏可能还干扰心脏的自发起搏，这可能导致抑止活动而不是激励起搏。一旦在心房起搏期间已经确定患者的最优AV延迟，通过确定P—同步起搏期间确定的最优AV延迟和心房起搏期间确定的最优AV延迟之间的差，,来计算感测起搏的差。具体而言，从心房起搏期间确定的最优AV延迟中减除在P—同步起搏期间确定的最优AV延迟。下一步确定运动期间患者的最优AV延迟。处理器5调整起搏器2(其继续进行心房起搏)以增加患者1的心率至升高的心率(例如，100至110bpm)，以便于模拟患者运动。随后处理器5以与上文所述的相同方式确定升高心率时患者1的最优AV延迟。随后，通过计算心房起搏期间升高心率时确定的最优AV延迟减去心房起搏期间静息心率时确定的最优AV延迟，加上P—同步起搏期间静息心率时确定的最优AV延迟，而计算起搏器的预测最优AV延迟。这样，修改在模拟运动期间确定的最优AV延迟，以考虑患者1的感测起搏的差。最后，处理器5调整起搏器2至最优AV延迟，已经在运动期间针对P一同步起搏对其进行了预测。在上述实施例中，处理器5位于患者1外部。然而，在备选实施例中，处理器5也可以集成在植入的起搏器2中。在这些实施例中，在AV延迟最优化过程期间，使用finapres3监视患者1的血压，并且将finapres3产生的信号经由发射器6发送至患者1内的处理器5。实例实例l这是假设的实例，其说明了起搏的AV最优值比感测的AV最优值长的原因。左侧AV延迟对心输出量和系统血液动力具有重要作用。图3a示出最优感测的AV延迟的假设实例的血压与时间的关系图。左侧AV延迟可能在影响系统血液动力方面最为重要。在该实例中，产生最优系统血液动力的左侧AV延迟为110ms。如果通过心房感测而对其进行实现的话，就必须允许心房感测延迟(在此为30ms)和心房内延迟(在此为70ms)。该假设的患者因而需要110+70—30=150ms的感测的AV延迟。.图3b示出了相应的图形，但是其中起搏的AV延迟被编程为与感测的AV延迟相同的值(该情况下为150ms)。这未产生相同的左侧AV延迟。心房起搏等待期和更长的心房内延迟意味着感测的和起搏的AV延迟导致不同的左侧AV延迟。如果针对起搏的AV延迟编程相同的AV延迟，那么这产生了非最优左侧AV延迟(该实例中为40ms)。该差值因心房起搏等待期(在此为20ms)而产生，并且心房信号在右左心房之间行进所需的更长时间显示为更长的心房内延迟(在此为90ms)。在此，左侧AV延迟是150—20—90=40ms。图3c示出了相应的图形，其中，为了编程相同的左侧AV延迟，至于最优感测的AV延迟(如图3a中所示)，编程更长的起搏的AV延迟(在此情况下为220ms)。也就是说，为了获得最优左侧AV延迟，起搏的AV延迟被编程为更长的值，以便于考虑心房起搏等待期和更长的心房内延迟。该假设的患者需要110+90+20=220ms的编程的起搏AV延迟。实例2对象研究涉及了20个门诊患者，他们带有植入的双心室起搏器或双心室除颤器，用于临床指示(NYHAIII或IV心力衰竭，QRS>120ms，最大药物治疗)。排除未处于窦性心率、起搏依赖或不能行走或步行的患者。.测量数据采集使用Finometer(由位于荷兰阿姆斯特丹的FinapresMedicalSystems出品)进行非侵入式手指动脉压力测量。由Pena^和Wesseling7开发的该技术使用设置围绕手指的袖套、内置光电血色计和动态追随动脉压力的体积夹(volumeclap)电路。该技术充分地有效用于测量血压的瞬时改变8'9，1Q，"，12。还记录ECG信号。经由模数卡(由位于德克萨斯州的奥斯汀的NationalInstruments出品)，使用客户开发软件13而采集这些信号，并且使用基于的Matlab平台(由位于马萨诸塞州的内蒂克的MathWorks出品)的进一步的客户软件而进行离线分析。测量不同AV延迟上血压的相对改变在调整对象双心室起搏器的AV延迟期间，记录心跳至心跳的血压。如前所述，通过计算收縮血压(SBPd)的相对改变，来减少血压轨迹中背景噪声的影响。这是通过将每个转变与参考AV延迟比较并且执行多次交替变换以舉得每个SBPrel的至少6个重复的测量而实现。将这些组合以针对每个测试的延迟获得平均SBPrel。以上述方式，针对一定范围的AV延迟测量SBPrel，所述范围为40、80、120、140、160、200、240ms，当发生固有传导时，该序列停止。双心室延迟停在0ms，或者根据起搏器允许而尽可能接近Oms。AV延迟最优化序列在患者以坐姿在椅子上静息时，初始执行最优化。在该静息状态，对三个不同的情况执行AV延迟的血液动力最优化；以静息心率进行P—同步起搏、以高于患者静息心率5bpm进行心房起搏、以及以100bpm的心率进行动脉起搏。随后，患者步行运动，调整运动量以维持心率在100至110bpm之间，并且调整P—同步AV延迟。对于每个测试序列，以上述序列改变AV延迟，并且当发生固有传动时停止。用于通过静息起搏预测在运动期间的最优AV延迟的方法在AV延迟最优化期间识别的各个患者的最优AV延迟有所不同，这取决于静息时或者在运动期间执行最优化。为了识别静息时的运动最优AV延迟，通过心房起搏而增加心率至运动水平，并且对心房起搏AV延迟和P—同步AV延迟之间的差、即所谓的"感测起搏的差"而进行调整。通过确定当以高于患者静息心率5bpm而心房起搏时确定的最优AV延迟与在以静息心率而P—同步起搏期间确定的最优AV延迟之间的差，来计算"感测起搏的差"。随后，从当以100bpm的心率心房起搏时确定的最优AV延迟中减去"感测起搏的差"。这给出了运动期间确定的最优AV延迟的估计值。.综上所述，使用下列等式来确定最优运动AV延迟。运动最优AVD=optAVDapl0。bpm—(optAVDaprr—optAVDpsynchrr)optAVDapl。。bpm:当以100bpm的速率心房起搏时确定的最优AVD延迟。optAVDap^以高于患者固有心率5bpm的速率心房起搏时确定的最优AV延迟。0ptAVDpsyndHT:在以固有心率P—同步起搏期间确定的最优AV延迟。图4示出了经历以静息和升高的心率进行P—同步和心房起搏的患者的AV延迟与血压的关系的实例。使用用于预测运动最优AV延迟的起搏模型，进行如下计算。'预测的最优运动AVD=200—(169—97)二128ms。如所示的，128ms的最优运动AV延迟的预测有利地关联于测量到的122ms的最优AV延迟。统计通过从至少6个个体转变所观察得的血压改变获取平均值，对于与参考AV延迟(120ms)和VV延迟(Oms)相关的AV和VV延迟的每个测试的组合确定SBPw值。使用Student成对的t测试进行成对的比较。使用Fisher的精确测试进行比例的比较。将p值O.05作为统计上的显著性。使用统计包Statview5.0(由位于北卡罗来纳州的卡雷的SASInstitute公司出品)用于分析。结果患者特征研究涉及了具有平均己植入了12个月的双心室起搏器或双心室ICD的二十个患者。其中ll人为男性，9人为女性，年龄范围在46—79岁(平均年龄68.5岁)。ll人因心力衰竭而缺血，9人是先天性扩张。血压计测得的平均收缩血压是116.4+/—18.3mmHg。研究时患者的平均射血分数为30+/—4.9%。研究时，1个患者为NYHA类I，13个患者为NYHA类n，6个患者为NYHA类III。患者经告知已同意接受由地方伦理委员会(localethicalcommittee)批准的本研究。血液动力响应的抛物线形状'改变AV延迟的效应是曲线形的，而不是直线形的，并且非常接近抛物线，无论是以升高的心率还是降低的心率，无论是心房起搏还是p—同步起搏均是如此。因而，可以使用抛物线插值法以识别每个测试序列(图5)的峰值AV延迟。示出血液动力相应曲线，用于具有在100—110bpm之间的心率的运动期间、以100bpm心房起搏期间、以静息心率的P—同步起搏和高于静息心率5bpm心房起搏的AV延迟的最优化。在具有p—同步起搏的静息心率时，对AV延迟中改变的响应曲线具有匹配于0.77的抛物线的均值R2，远离抛物线的平均剩余方差仅为0.8mmHg2。对于以静息心率之上5bpm进行心房起搏而言，112为0.9，剩余方差为1.7mmHg2。在具有P—同步起搏的运动期间，112是0.8，剩余方差是1.9mmHg2，而以100bpm心房起搏时，112是0.9，剩余方差是4mmHg2。识别血液动力峰值使用血压的连续非侵入式测量，可以识别所有患者中的清楚的血液动力最优AV延迟，无论以静息心率还是具有更高的心率，无论是心房起搏还是P—同步起搏均是如此。所有患者可以步行运动，并且能够将他们的心率提升至100和110bpm之间，但在一些患者中，需要逐步执行运动最优化以便于允许患者在不同的测试AV延迟之间静息。识别为最优的AV延迟专属于个体患者。与P—同步起搏相比，当在心房起搏同时进行确定时，最优编程的AV延迟平均而言更长。这是同时具有较低和较高心率的情况。以100bpm心房起搏期间的平均最优AV延迟是183ms(范围为240—140ms);在具有100bpm心率的运动期间P—同步起搏时，平均最优AV延迟是125ms(范围为200—80ms)，以高于静息心率5bpm的心房起搏时，平均最优AV延迟是182ms(范围为240—140ms);而以静息心率P—同步起搏时，平均最优AV延迟是127ms(范围为200—80ms)(表1)°二次插值法最优AVD(ms)<table>tableseeoriginaldocumentpage18</column></row><table><table>tableseeoriginaldocumentpage19</column></row><table>表l:针对四种不同起搏情况中的每种情况，为每个个体患者识别最优的AV延迟。示出了使用二次插值法为每个个体患者识别最优的AV延迟，用于在以100—110bpm心率运动期间的最优化、以100bpm心房起搏时的最优化、在以静息心率P—同步起搏期间的最优化以及当以高于静息心率5bpm心房起搏时的最优化。示出预测的最优运动AV延迟(运动最优AVD=optAVD叩咖bpm_(optAVDaprr—optAVDpsynehrr))，并且示出了实际运动和预测之间的差，正如静息时和运动时P—同步最优化之间的差。示出了平均和标准偏差。起搏模型和运动的比较当对起搏模型和以静息心率P—同步起搏识别的最优AV延迟的平均值与运动期间识别的最优AV延迟的平均值差别不大时，在个体患者中，起搏模型示出了更接近的相关性。静息起搏模型与运动期间识别的最优AV延迟较好地相关，R2=0.88，差的标准偏差为12.2ms。然而，静息时以P—同步起搏识别的最优AV延迟示出了较差的相关性，其中运动W为0.57,差的标准偏差为12ms。图6中示出了在运动期间识别的最优AV延迟和使用静息时起搏模型预测的运动最优值之间的比较。在通过运动期间执行最优化确定的实际最优AV延迟和使用静息起搏模型确定的预测最优AV延迟之间存在较强相关。这意味着可以预测最优运动AV延迟，而患者无需运动。使用起搏模型和静息时P—同步起搏以选择已编程的AV延迟的血液动力结果为了评估运动期间使用起搏模型和静息时P—同步起搏以选择已编程的AV延迟的血液动力结果，根据对于每个个体患者运动血液动力抛物线的实际运动最优值计算SBPrel的改变。与使用在运动期间识别的实际AV延迟相比(p-NS)，当使用静息起搏模型以选择运动最优AV延迟时，在SBPrel中存在平均0.2mmHg(±0.5mmHg)的差，而当通过以静息心率使用P—同步起搏执行最优化而选择峰值AV延迟时(p二0.046)，在SBPrel中存在1.1mmHg(土2.2mmHg)的下降。讨论本研究证明了用于最优化CRT设备的AV延迟的方法，其允许在运动期间执行最优化。第二，研究显示，对AV延迟中改变的血液动力响应是曲线形的，而不是直线形的，并且在较低心率和升高心率时都近似抛物线。第三，研究显示，以静息心率P—同步起搏时的最优化选择AV延迟，其适度较好地与运动最优值相关。第四，研究显示通过使用用于静息时运动的起搏模型实质上可以改进与运动的相关性。最后，通过使用该起搏模型，患者在以静息心率P—同步起搏的标准最优化上获得显著的血液动力改进。当选择运动期间AV延迟时使用静息的起搏模型或P—同步最优化的血液动力结果剧烈血压改变中的0.9mmHg的差表示心脏功能的基本差。.在先前侵入式研究中，双心室起搏的发作产生了2mmHg的剧烈主动脉收縮脉搏压力的平均增长。这与具里程碑意义的实验的心脏再同步疗法一致，其示出了进入设备臂的患者的血压升高、以及症状减轻和存活概率的提高。例如，在COMPANION试验中，再同步臂中的患者首先获得收縮血压中(与控制臂相比)的大约2mmHg(未公布置信区间)，并且在发病率和死亡率的组合端点处具有18%的相对减少(95%置信度间隔，1%增长至42%减少)14。相似地示出了三个月时的Care-HF试验，由于处于设备臂中而造成的血压增长为5.8(95。/。置信度间隔，3.5X增长至8.2X减少)mmHg，并且死亡率下降为37(95%置信度间隔，23%增长至49%减少)％15。横截面观察数据显示了，在患有慢性心力衰竭的门诊患者中，相对于收縮血压中的每mmHg下降，死亡率相对增加4%(95%置信度间隔，3%增长至5%减少)16。这显示了，如果患者的AV延迟最优化适于提供当运动时的最优可能AV延迟(此时大部分患者有症状)，那么患者将进一步显著受益于他们的心脏再同步装置。结论使用剧烈非侵入式血液动力学以计算血压中平均相对改变，可以最优化患者运动时心脏再同步装置的AV延迟。在P-同步起搏期间以静息心率的最优化相关于与运动期间识别的最优值。然而，使用静息起搏模型，可以实质上改进该相关，其对于个体患者而言，具有显著的剧烈血液动力学上的优点。参考文献1ChaYM，NishimuraRA,HayesDLDifferencesinmechanicalatrioventriculardelaybetweenatrialsensingandatrialpacingmodesinpatientswithhypertrophicanddilatedcardoimyopathy:Anelectricalhemodynamiccatheterizationstudy,//她rvCani五/ec/ra//z戸'o/2002;6:133-140.WishM，FletcherRD,GottdienerJR，CohenAI,Importanceofleftatrialtimingintheprogrammingofdual-chamberpacemakers.為/Gani/o/1987;60:566-571.3JanosikDL，PearsonAC，BuckinghamTA，LabovitzAJ,ReddRM.Thehemodynamicbenefitofdifferentialatrioventriculardelayintervalsforsensedandpacedatrialeventsduringphysiologicpacing.J」mCo//C"Wo/1989;14:499-507.4CatoniaSL,Maue-DicksonAVDelayLatencyCompensation./五/ec鄉一油gv1987;1:242-249.5AusubelK，KlementowiczP，FurmanS.InteratrialConductionDuringCardiacpacing.ZMC五.1986;9:1026-1031.6PenazJPhotoelectricmeasurementofbloodpressure,volumeandflowinthefinger.DigestoftheinternationalConferenceonMedicineandBiologicalEngineering,Dresden,1973p104[abstract].7WesslingKH，DeWitB，VanderHoevenGM,VanGoudoverJandSettelsJ.PhysiocalcalibratingfingervascularphysiologyforFinapres./fomeo血^1995;36:67-82.8SmithNT,WesselingKH,deWitB.Evaluationoftwoprototypedevicesproducingnon-invasive,pulsatile,calibratedbloodpressuremeasurementfromafinger./C7/wAfowYwv'wg.1985:1;17-29.VanEgmondJ，HasenbosM,CrulJF:Invasiveversus,non-invasivemeasurementofarterialpressure.Comparisonoftwoautomaticmethodsandsimultaneouslymeasuresdirectintraarterialpressure.5r/^wa&s仇1985;57:434-444.1QPetersenME，WilliamsTR，SuttonR.Acomparisonofnon-invasivecontinuousfingerbloodpressuremeasurement(Finapres)withintra-arterialpressureduringprolongedhead-uptilt.//ie"WJoMma/1995;16:1647-1654.11JellemaWT，ImholzPM，vanGoudoeverJ，WesselingKH，vanLieshoutJ.Fingerarterialversusintrabrachialpressureandcontinuouscardiacoutputduringhead-uptilttestinginhealthysubjects.C7/wSc/1996;91:193-200.12ImholzBPM，WeilingW,MontfransGA,WesselingKH.Fifteenyearsexperiencewithfingerarterialpressuremonitoring:assessmentofthetechnology.CaWovosc.1998;38:605-616.13DaviesLC,FrancisDP,JurakP，KaraT,PiepoliM,CoatsAJS.Reproducibilityofmethodsforassessingbaroreflexsensitivityinnormalcontrolsandinpatientswithchronicheartfailure.CYz'w5W(Zo"《1999;97:515-522.14BristowMR,SaxonLA,BoehmerJ，KruegerS,KassDA,DeMarcoT,CarsonP，DiCarloL,DeMetsD,WhiteDeVriesDW，Feldman崖..Cardiac-resynchronizationTherapywithorwithoutanimplantableDefibrillatorinAdvancedChronicHeartFailure.7V五"g/Ji^fed2004;350:2140-50.15ClelandJQ>DaubertJC,ErdmannE，FreemantleN，GrasD,KappenbergerL,TavazziL.TheEffectofCardiacResynchronizationonMorbidityandMortalityinHeartFailure.W五wg//Med2005;352(15):1539-49.16ShamimW，FrancisDP,YousufUddinM，VarneyS，PieopliMF，AnkerSD，CoatsAJ.Intraventricularconductiondelay:aprognosticmarkerinchronicheartfailure.Carafe/.999;70:171-78.权利要求1、一种起搏器编程装置，用于对个体内的起搏器进行编程，所述装置包括确定装置，用于确定所述个体内的所述起搏器的感测起搏的差；第一测试装置，用于确定当所述起搏器以升高的心率进行心房起搏时的最优AV延迟；以及计算装置，用于进行如下计算将由所述第一测试装置确定的最优AV延迟减去所述感测起搏的差。2、根据权利要求1所述的起搏器编程装置，其中用于确定所述起搏器的感测起搏的差的所述确定装置包括第二测试装置，用于确定当所述起搏器以特定心率进行P—同步起搏时的最优AV延迟；以及第三测试装置，用于确定当起搏器以特定心率或以接近所述特定心率的心率进行心房起搏时的最优AV延迟，所述计算装置通过从由所述第三测试装置确定的最优AV延迟中减除由所述第二测试装置确定的最优AV延迟来计算所述感测起搏的差。3、根据权利要求1或2所述的起搏器编程装置，还包括与所述个体内的起搏器进行通信的装置。4、一种用于起搏器编程装置的计算机程序，包括分析模块，用于确定个体内起搏器的感测起搏的差；第一测试模块，用于确定当起搏器以升高的心率进行心房起搏时的最优AV延迟；以及计算模块，用于进行如下计算将由所述第一测试模块确定的最优AV延迟减去所述感测起搏的差。5、根据权利要求4所述的计算机程序，其中所述分析模块包括.第二测试模块，用于确定当起搏器以特定心率进行P—同步起搏时的最优AV延迟；以及第三测试模块，用于确定当起搏器以特定心率或以接近所述特定心率的心率进行心房起搏时的最优AV延迟，其中，所述计算模块通过从由所述第三测试模块确定的最优AV延迟中减除由所述第二测试模块确定的最优AV延迟来计算所述感测起搏的差。6、一种确定安装有起搏器的个体内的感测起搏的差的方法，包括如下步骤i)确定当所述起搏器以特定心率进行P—同步起搏时的最优AV延迟；ii)确定当所述起搏器以特定心率或以接近所述特定心率的心率进行心房起搏时的最优AV延迟；以及iii)确定在步骤i)处确定的最优AV延迟和在步骤ii)处确定的最优AV延迟之间的差。7、一种确定个体内的起搏器的优选AV延迟的方法，包括如下步骤i)确定所述个体内的起搏器的感测起搏的差；ii)确定当所述起搏器以升高的心率进行心房起搏时的最优AV延迟；以及iii)使用在步骤i)处确定的感测起搏的差来调整在步骤ii)处确定的最优AV延迟。8、根据权利要求1至3中任意一项权利要求所述的起搏器编程装置、根据权利要求4至5所述的计算机程序、或者根据权利要求7所述的方法，其中，所述升高的心率在90至200bpm之间，优选在95至110bpm之间。9、根据权利要求7或8所述的方法，其中，步骤i)包括权利要求6的方法，而步骤iii)包括如下计算将以升高的心率确定的最优AV延迟减去当以特定心率或以接近所述特定心率的心率进行心房起搏时确定的最优AV延迟，再加上当以特定心率进行P—同步起搏时确定的最优AV延迟。10、一种对个体中的起搏器进行编程的方法，包括实施权利要求7至9中任意一项权利要求的方法，并且还包括如下步骤iv)使用在步骤iii)处确定的AV延迟来对所述起搏器进行编程。11、根据权利要求1至3或8中任意一项权利要求所述的起搏器编程装置、根据权利要求4、5或8中任意一项权利要求所述的计算机程序、或者根据权利要求6至10中任意一项权利要求所述的方法，其中，起搏器的所述最优AV延迟是使个体的血压最高的AV延迟。12、根据权利要求1至3、8或11中任意一项权利要求所述的起搏器编程装置、根据权利要求4、5、8或11所述的计算机程序、或者根据权利要求6至11中任意一项权利要求所述的方法，其中，确定所述最优AV延迟包括在测量所述个体的血压时改变所述AV延迟，并且确定导致所述个体的血压最高的AV延迟。13、根据权利要求12所述的起搏器编程装置、计算机程序或者方法，其中，通过在参考AV延迟和一定范围内的多个测试AV延迟之间交替变换所述起搏器的AV延迟来确定使所述个体的血压相对增加最大的测试AV延迟，从而确定所述最优AV延迟。14、根据权利要求1至3、8、或11至13中任意一项权利要求所述的起搏器编程装置、根据权利要求4、5、8、11至13所述的计算机程序、或者根据权利要求4至13中任意一项权利要求所述的方法，其中，所述特定心率是静息心率。15、根据权利要求14所述的起搏器编程装置、计算机程序或方法，其中，.所述静息心率在60至100bpm之间，更优选地在65至80bpm之间。16、根据权利要求1至3、8、或11至15中任意一项权利要求所述的起搏器编程装置、根据权利要求4、5、8、或11至15所述的计算机程序、或者根据权利要求4至15中任意一项权利要求所述的方法，其中，接近所述特定心率的心率在所述特定心率上下10、15或20bpm的范围中，优选在所述特定心率上下5bpm的范围中。17、根据权利要求6所述的方法，其中，步骤iii)包括从在步骤ii)处确定的最优AV延迟中减除在歩骤i)处确定的最优AV延迟。18、根据权利要求1至3、8、或11至16中任意一项权利要求所述的起搏器编程装置，还包括使用权利要求4、5、8、或11至16中任意一项权利要求的计算机程序进行编程的处理器。全文摘要一种起搏器编程装置，用于对个体内的起搏器进行编程。所述装置包括确定装置，用于确定所述个体内的所述起搏器的感测起搏的差；第一测试装置，用于确定当所述起搏器以升高的心率进行心房起搏时的最优AV延迟；以及计算装置，用于进行如下计算将由所述第一测试装置确定的最优AV延迟减去所述感测起搏的差。文档编号A61N1/362GK101541376SQ200780022103公开日2009年9月23日申请日期2007年4月20日优先权日2006年4月21日发明者D·弗朗西斯,Z·惠尼特申请人:帝国改革有限公司