用于在双心室起搏期间从多极引线或多个电极导出的最佳电再同步的标准的制作方法

用于在双心室起搏期间从多极引线或多个电极导出的最佳电再同步的标准的制作方法
【专利摘要】一般地，本公开涉及采用右心室电极和多个左心室电极的心脏起搏的一个或多个方法或系统。使用右心室电极和左心室电极的第一左心室电极起搏并且在左心室电极的其他电极处测量激动时间。使用右心室电极和左心室电极的第二左心室电极起搏并且在左心室电极的其他电极处测量激动时间。使用测得的激动时间之和来选择左心室电极中的一个来用于传递后续的起搏脉冲。
【专利说明】用于在双心室起搏期间从多极引线或多个电极导出的最佳 电再同步的标准

【技术领域】
[0001] 本发明涉及可植入医疗设备（MD)，并且，更特定地，涉及从MD延伸的医疗电引 线上选择最佳左心室电极来传递心脏治疗。
[0002] 置量
[0003] 可植入医疗设备（MD)能够利用起搏治疗，诸如，心脏再同步治疗（CRT)，以维持 对患者的血流动力学益处。起搏治疗可从可植入发生器通过引线传递并至患者的心脏中。 存在优化起搏配置的多种方式。CRT治疗涉及双心室起搏或单心室起搏，双心室起搏包括 采用RV电极起搏右心室（RV)和采用LV电极起搏左心室（LV)，单心室起搏包括仅起搏左 心室。Ryu等人的美国专利公开2011/0137639公开了基于传导速度选择最佳左心室电极。 Gill等人的另一美国专利7, 917, 214公开了基于激动时间和ARI离散度选择最佳左心室电 极。期望的是开发用于优化双心室起搏的附加的方法。

【专利附图】

【附图说明】
[0004] 图1是包括示例性可植入医疗设备（IMD)的示例性系统的示意图。
[0005] 图2是图1的示例性MD的示意图。
[0006] 图3-3A为部署在左心室中的医疗电引线的远端的放大视图的示意图。
[0007] 图4为示例性MD的框图，例如，图1-2的頂D。
[0008] 图5为在没有用于选择最佳左心室电极来起搏左心室的基线的情况下，涉及确定 加权电不同步的示例性方法的一般流程图。
[0009] 图6A为涉及选择最佳左心室电极来起搏左心室的示例性方法的一般流程图。
[0010] 图6B为涉及选择最佳左心室电极来起搏左心室的另一示例性方法的一般流程 图。
[0011] 图7为在没有用于选择最佳A-V延迟的基线的情况下涉及确定加权电不同步的示 例性方法的一般流程图。
[0012] 图8为在没有用于选择最佳A-ν延迟的基线的情况下涉及确定加权电不同步的示 例性方法的一般流程图。

【具体实施方式】
[0013] 在以下实施例的详细描述中，对附图进行了参考，附图构成了实施例的一部分且 在其中作为示例示出了可实践本发明的具体实施例。应当理解，可以采用其它实施例，并且 在不背离本发明的范围的情况下（比如仍然落在本发明的范围之内）可以作出一些结构的 改变。
[0014] 如本文中所描述的，将医疗设备植入的内科医师可采用存储在编程器中的标准来 自动地选择用于传递心脏再同步治疗（CRT)的最佳位置（多个）和/或参数。例如，标准 可用于确定从其将电刺激传递至左心室的最佳左心室电极。在已选择最佳LV电极之后，其 他标准可用于优化用于最大心脏再同步的房室延迟，和/或心室间延迟。本公开的教导的 实现可潜在地改进患者的心脏再同步治疗（CRT)响应。
[0015] 参照图1-8描述示例性方法、设备、和系统。将理解，来自一个实施例的元件或过 程可与其他实施例的元件或过程结合采用，并且采用本文中所陈述的特征的组合的这种方 法、设备、和系统的可能实施例不限于附图中所示和/或本文所描述的特定实施例。此外， 将理解的是，此处描述的实施例可包括并不需要按比例绘制的很多元件。此外，将理解的 是，此处各个过程的定时以及各元件的大小和形状可被修改但仍落在本发明的范围内，虽 然某些定时、一个或多个形状和/或大小、或元件类型可相比其他更有利。
[0016] 图1为示出了可用于将起搏治疗传递至患者14的示例性治疗系统10的概念图。 患者14可以是但并不必然是人。治疗系统10可以包括可植入医疗设备16 (MD)，该MD可 以耦合到引线18、20、22以及编程器24。为了简洁起见，编程器24包括能够实现本文中所 包括的图4中所表示的功能的计算机。
[0017] MD 16可以是例如可植入起搏器、复律器、和/或去纤颤器，其经由耦合至引线 18、20和22中的一条或多条的电极将电信号提供至患者14的心脏12。
[0018] 引线18、20、22延伸至患者14的心脏12内，以感测心脏12的电活动和/或将电 刺激传递至心脏12。在图1所示的示例中，右心室（RV)引线18延伸通过一条或多条静脉 (未示出）、上腔静脉（未示出）、和右心房26并进入右心室28。左心室冠状窦引线20延 伸通过一条或多条静脉、腔静脉、右心房26,并进入冠状窦30以到达与心脏12的左心室32 的游离壁相邻的区域。右心房（RA)引线22延伸通过一条或多条静脉和腔静脉，并进入心 脏12的右心房26。
[0019] MD 16可经由耦合至引线18、20、22中的至少一个的电极来感测伴随于心脏12的 去极化和复极化的电信号以及其它。在一些示例中，頂D 16基于在心脏12内感测到的电 信号来将起搏治疗（例如，起搏脉冲）提供至心脏12。IMD 16可以是可操作的以调节与起 搏治疗相关联的一个或多个参数，例如，脉冲宽度、振幅、电压、脉冲串长度等。而且，頂D 16 可操作以使用各种电极配置来传递起搏脉冲，该电极配置可以是单极的或双极的。頂D 16 还可经由位于引线18、20、22中的至少一个引线上的电极来提供去纤颤治疗和/或复律治 疗。此外，IMD 16可检测心脏12的心律不齐（诸如心室28、32的纤颤），并将去纤颤治疗 以电脉冲的形式传递至心脏12。在一些示例中，IMD16可编程成传递连续的治疗，例如具有 增加能级的电脉冲，直到心脏12的纤颤停止为止。
[0020] 在一些示例中，用户（诸如，内科医生、技术人员、另一临床医生、和/或患者）可 使用可以是手持式计算设备或计算机工作站的编程器24,来与頂D 16通信（例如，以编程 MD 16)。例如，用户可与编程器24交互以取回关于与MD 16关联的一个或多个所检测的 或所指示的故障和/或使用MD 16传递的起搏治疗有关的信息。頂D 16和编程器24可经 由使用本领域已知的任何技术的无线通信来通信。通信技术的示例可包括，例如，低频或射 频（RF)遥测，但也考虑其他技术。
[0021] 图2是更详细地示出了图1中治疗系统10的MD 16以及引线18、20、22的概念 图。引线18、20、22可经由连接器块34电耦合至治疗传递模块（例如，用于传递起搏治疗）、 感测模块（例如，一个或多个电极以感测或监测心脏12的电活动以用于确定起搏治疗的有 效性）、和/或MD 16的任何其他模块。在一些示例中，引线18、20、22的近端可包括电触 头，其电耦合至ηω 16的连接器块34中的相应的电触头。此外，在一些示例中，引线18、 20、22可借助于定位螺丝、连接销、或另一合适的机械耦合机构机械地耦合至连接器块34。
[0022] 引线18、20、22的每一个包括细长绝缘引线体，该细长绝缘引线体可通过绝缘材 料（例如，管状绝缘护套）携载彼此隔开的多个导体（例如，同心盘绕导体，直导体等）。
[0023] 可有用于本公开的示例导线包括美国专利No. 5, 922, 014、美国专利 No. 5, 628, 778、美国专利 No. 4, 497, 326、5, 443, 492、美国专利 No. 7, 860, 580、或 2008 年 4月30日提交的美国专利申请20090036947,使得电极以类似于本申请的附图中所公开 的方式添加和/或间隔，所有所列出的专利和申请通过引用整体结合于此。在美国专利 No. 7, 031，777、美国专利No 6, 968, 237、和美国公开No. 2009/0270729中一般公开了本文 中所描述的可通过调节引线形状、长度、电极数量和/或电极来适用于本公开以有效避免 膈神经刺激的附加的引线和电极配置，以上所有专利和申请通过引用整体结合于此。此外， 通过引用结合的美国专利No. 7, 313, 444公开了 LV起搏引线，使得LV电极大约等距离地间 隔，这也可用于实现本公开。
[0024] 在所例示的示例中，双极或单极电极40、42(也被称为RV电极）邻近引线18的远 端定位。简要参照图3-3A，电极44、45、46邻近引线20的远端设置并且双极或单极电极56、 50 (图2)邻近引线22的远端设置。电极44、45、46和47可以是双极电极、单极电极、或双 极和单极电极的组合。附加地，电极44、45、46和47具有大约5. 3mm2至大约5. 8mm2的电极 表面积。电极44、45、46和47也分别被称为LV1 (电极1)、LV2 (电极2)、LV3 (电极3)、和 LV4(电极4)。如所示的，引线20包括近端92和远端94。远端94放置于LV组织中或附 近。本领域技术人员将理解，在引线20上的LV电极（S卩，左心室电极1 (LV1) 44、左心室电极 2 (LV2) 45、左心室电极3 (LV3) 46、和左心室4 (LV4) 47等等）可以可变的距离间隔开。例如， 电极44远离电极45距离96a (例如，大约21mm)，电极45和46彼此远离间隔距离96b (例 如，大约1. 3mm至大约1. 5mm)，以及电极46和47彼此远离间隔距离96c (例如，20mm至大 约 21mm)。
[0025] 电极40、44、45、46、47、48可采取环形电极的形式，并且电极42、47和50可采取 可伸展的螺旋尖端电极的形式，该可伸展的螺旋尖端电极分别可伸缩地安装在绝缘电极头 52、54和56内。电极40、42、44、45、46、47、48、50中的每一个可电耦合至其相关联的引线 18、20、22的引线体内的相应的导体，从而耦合至引线18、20、22的近端上的相应的电接触。 电极40、42、44、45、46、47、48、50可进一步被用于感测伴随于心脏12的去极化和复极化的 电信号。这些电信号经由相应的引线18、20、22被传导至頂D 16。在一些示例中，頂D 16 还可以经由电极40、42、44、45、46、47、48、50传递起搏脉冲，以引起患者的心脏12的心脏组 织的去极化。在一些示例中，如图2中所示，IMD 16包括一个或多个壳体电极，诸如壳体电 极58,其可与MD 16的壳体60 (比如气密式壳体）的外表面一体地形成或以其它方式耦合 至该壳体60。电极40、42、44、45、46、47、48和50中的任意电极可用于单极感测或与壳体电 极58相组合的起搏。而且，不用于传递起搏治疗的电极40、42、44、45、46、47、48、50、58中 的任意电极可用于在起搏治疗期间感测电活动（例如，用于确定电激动次数）。电激动时间 可用于基于从心室激动时间导出的电不同步的度量来确定起搏（例如，仅LV起搏或双心室 起搏）是否产生心脏的有效收缩。
[0026] 相对于基准的定时、全局心脏事件（例如，心脏的腔的收缩的定时、心脏的腔的起 搏的定时）的指示来确定电激动时间或局部电活动。例如，基准可以是QRS波的峰值（例 如，最小值、最小斜率、最大斜率）、近场或远场EGM的零交叉、阈值交叉等）、起搏电刺激的 应用的开始等等。在选择基准点之后，可通过测量在使用起搏电极的起搏刺激的传递和采 用由非起搏电极感测的电活动的合适的基准点之间的时间来确定激动时间。定时可以是起 搏信号的开始等等。传递起搏信号的设备可包括合适的电子产品以跟踪和标记起搏信号的 定时，其所标记或跟踪的时间可用于如上讨论的确定局部激动时间和电分散的目的。传递 起搏信号的设备可以是配置用于传递CRT的设备。
[0027] 如参照图4更详细地描述地，壳体60可封入治疗传递模块，该治疗传递模块可包 括用于产生心脏起搏脉冲和去极化或复律冲击的刺激发生器，以及用于监测患者心律的感 测模块。心脏起搏包括将电起搏脉冲传递至患者的心脏，例如，以保持患者的心脏跳动（例 如，调节患者的心脏跳动、以改进和/或保持患者的血液动力学效率等）。心脏起搏涉及传 递从大约0. 25伏特至大约8伏特的范围并且更优选地在2-3伏特之间的电起搏脉冲。
[0028] 引线18、20、22还可以分别包括细长的电极62、64、66，它们可采取线圈的形式。 IMD 16可经由细长电极62、64、66和壳体电极58的任意组合而将去纤_冲击传递至心脏 12。电极58、62、64、66也可以被用于将复律脉冲传递至心脏12。此外，电极62、64、66可由 任何合适的导电材料制成，诸如但不限于，钼、钼合金、和/或已知可用于可植入去纤颤电 极中的其他材料。由于电极62、64、66-般不配置成传递起搏治疗，因此，电极62、64、66中 的任意可用于在起搏治疗期间感测电活动（例如，用于确定激动时间）。在至少一个实施例 中，LV细长电极64可用于在起搏治疗的传递期间感测患者的心脏的电活动。用于从心脏 组织感测响应的电极被传输至A/D转换器以将模拟信号转换成数字信号。数字信号然后被 传输至微处理器80。微处理器80确定在特定电极处感测的响应的水平。
[0029] 图1-2所示的示例性治疗系统10的配置仅是一个示例。在其它示例中，作为图1 中所示的经静脉引线18、20、22的替代或附加，治疗系统可包括心外膜引线和/或贴片电 极。此外，在一个或多个实施例中，頂D 16不需要被植入到患者14体内。例如，頂D 16可 以经由经皮肤的引线将去纤颤冲击和其它治疗传递到心脏12,这些经皮肤的引线穿透患者 14的皮肤延伸至心脏12内部或外部的各种位置。在一个或多个实施例中，系统10可采用 无线起搏（例如，使用经由超声、感应耦合、RF等的到心脏内的起搏部件（多个）的能量传 输）并使用在容器/壳体和/或皮下的引线上的电极来感测心脏激动。
[0030] 在将电刺激治疗提供至心脏12的治疗系统的其他示例中，此类治疗系统可包括 耦合至MD 16的任何合适数量的引线，且每一个引线可延伸至心脏12内或附近的任何位 置。治疗系统的其他示例可包括如图1-3中所示设置的三个经静脉的引线。此外，其它治 疗系统可包括从頂D 16延伸至右心房26或右心室28中的单条引线、或延伸至相应的右心 室26和右心房28中的两条引线。
[0031] 图4是頂D 16的一个示例性的配置的功能框图。如图所示，頂D 16可以包括控 制模块81、治疗传递模块84(例如，可包括刺激发生器）、感测模块86以及电源90。
[0032] 控制模块81可以包括处理器80、存储器82以及遥测模块88。存储器82可以包 括计算机可读指令，当例如被处理器80执行时，这些计算机可读指令使MD 16和/或控制 模块81执行本文所描述的归因于MD 16和/或控制模块81的各种功能。此外，存储器 82可包括任何易失性、非易失性、磁、光、或电的介质，例如，随机存取存储器（RAM)、只读存 储器（ROM)、非易失性RAM (NVRAM)、电可擦除可编程ROM (EEPROM)、闪存、或任何其它数字介 质。
[0033] 控制模块81的处理器80可包括微处理器、控制器、数字信号处理器（DSP)、专用集 成电路（ASIC)、现场可编程门阵列（FPGA)、或等效的分立或集成的逻辑电路中的任意一个 或多个。在一些示例中，处理器80可包括多个组件，诸如一个或多个微处理器、一个或多个 控制器、一个或多个DSP、一个或多个ASIC、和/或一个或多个FPGA以及其它分立或集成的 逻辑电路的任意组合。归因于本文中的处理器80的功能可体现为软件、固件、硬件、或它们 的任意组合。
[0034] 控制模块81可控制治疗传递模块84,以根据可存储在存储器82中的所选择的一 个或多个治疗程序向心脏12传递治疗（例如，诸如起搏之类的电刺激治疗）。更特定地，控 制模块81 (例如，处理器80)可控制治疗传递模块84传递电刺激，诸如，例如使用由所选择 的一个或多个治疗程序（例如，起搏治疗程序、起搏恢复程序、捕获管理程序等等）指定的 振幅、脉冲宽度、频率、或电极极性的起搏脉冲。如所示的，治疗传递模块84例如经由相应 的引线18、20、22的导体或者在壳体电极58的情况下经由设置在MD 16的壳体60内的电 导体，电耦合至电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66。治疗传递模块84可被配置 成使用电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66中的一个或多个生成并且向心脏12 传递诸如起搏治疗之类的电刺激治疗。
[0035] 例如，治疗传递模块84可经由分别耦合至引线18、20、和22的环形电极40、44、 48,和/或分别耦合至引线18、20、和22的螺旋形尖端电极42、46、和50,来传递起搏刺激 (例如，起搏脉冲）。而且，例如，治疗传递模块84可经由电极58、62、64、66中的至少两个 将去纤颤冲击传递至心脏12。在一些示例中，治疗模块84可被配置成以电脉冲的形式传 递起搏、复律、或去纤颤刺激。在其他示例中，治疗传递模块84可被配置成以其他信号的形 式（诸如，正弦波、方波、和/或其他基本上连续的时间信号）来传递这些类型的刺激中的 一种或多种。
[0036] MD 16可进一步包括开关模块85和控制模块81 (例如，处理器80)，控制模块可 采用开关模块85例如，经由数据/地址总线来选择可用电极中的哪些用于传递治疗（诸 如，用于起搏治疗的起搏脉冲）、或可用电极中的哪些用于感测。开关模块85可包括开关阵 列、开关矩阵、复用器、或适合于将感测模块86和/或治疗传递模块84选择性地耦合至一 个或多个所选择的电极的任何其他类型的开关设备。更特定地，治疗传递模块84可包括多 个起搏输出电路。多个起搏输出电路的每个起搏输出电路可，例如，使用开关模块85,选择 性地耦合至电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66中的一个或多个（例如，将治疗 传递至起搏向量的一对电极）。换言之，每个电极可使用开关模块85选择性地耦合至治疗 传递模块的起搏输出电路中的一个。
[0037] 感测模块86被耦合至（例如，电耦合至）感测装置，感测装置可包括，除附加感 测装置外，电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、64、66，来监测心脏12的电活动，例如， 心电图（ECG)/电描记图（EGM)信号等。ECG/EGM信号可用于监测心率（HR)、心率变异性 (HRV)、心率振荡（HRT)、减速/加速能力、减速序列发生率、T波交替（TWA)、P波到P波间 隔（也称为P - P间隔或A - A间隔）、R波到R波间隔（也称为为R - R间隔或V - V间 隔）、P波到QRS波群间隔（也称为P - R间隔、A - V间隔、或P - Q间隔）、QRS波群形 态、ST段（S卩，连接QRS波群和T波的段）、T波变化、QT间隔、电矢量等。
[0038] 开关模块85还可与感测模块86 -起使用以选择采用可用电极中的哪些，例如，来 感测患者心脏的电活动。在一些示例中，控制模块81可例如，通过经由数据/地址总线提 供信号，经由感测模块86中的开关模块来选择起感测电极作用的电极。在一些示例中，感 测模块86可包括一个或多个感测通道，每个感测通道可包括放大器。
[0039] 在一些示例中，感测模块86包括一通道，该通道包括具有比R波或P波放大器相 对更宽的通带的放大器。来自被选择用于耦合至该宽带放大器的所选择的感测电极的信号 可被提供至多路复用器，并此后通过模数转换器转换成多位数字信号以作为心电图（EGM) 存储在存储器82中。在一些示例中，这种EGM到存储器82中的存储可在直接存储器存取 电路的控制下进行。处理器81 (例如，使用处理器80)可采用数字信号分析技术来表征存 储在存储器82中的数字化信号的特征以从电信号中检测并分类患者的心律。例如，处理器 80可被配置成通过采用本领域已知的许多信号处理方法中的任何方法，使用来自与心脏组 织接触或靠近心脏组织的一个或多个电极的EGM来测量心脏组织的激动次数。
[0040] 如果頂D 16被配置成向心脏12生成并传递起搏脉冲，则控制模块81可包括起搏 器定时和控制模块，该起搏器定时和控制模块可具体化为硬件、固定、软件、或它们的任何 组合。起搏器定时和控制模块可包括与处理器80 (诸如，微处理器）分离的专用硬件电路 (诸如ASIC)、和/或由可以是微处理器或ASIC的处理器80的部件执行的软件模块。起搏 器定时和控制模块可包括可编程计数器，其控制与DDD、VVI、DVI、VDD、AAI、DDI、DDDR、VVIR、 DVIR、VDDR、AAIR、DDIR和其他模式的单腔和双腔起搏相关联的基本时间间隔。在上述起搏 模式中，"D"可指示双腔室，"V"可指示心室，"I"可指示被禁止的起搏（例如，无起搏），以 及"A"可指示心房。起搏模式中的第一个字母可指示被起搏的腔室，第二个字母可指示其 中感测到电信号的腔室，而第三个字母可指示其中提供对感测的响应的腔室。
[0041] 由控制模块81中的起搏器定时与控制模块所定义的间隔可包括心房与心室逸 搏间隔、不应期（其中所感测的P-波和R-波不能有效地重启逸搏间隔的定时）、和/或 起搏脉冲的脉冲宽度。作为另一个示例，起搏器定时与控制模块可定义消隐期（blanking period)，并从感测模块86提供信号，以在将电刺激传递至心脏12的期间或之后，消隐一个 或多个通道（例如，放大器）达一段时间。可响应于存储器82中的所存储的数据来确定这 些间隔的持续时间。控制模块81的起搏器定时和控制模块还可确定心脏起搏脉冲的振幅。
[0042] 在起搏期间，在起搏器定时/控制模块内的逸搏间隔计数器可在感测到R波和P 波时被重置。治疗传递模块84 (例如，包括刺激发生器）可包括起搏器输出电路，该输出电 路，例如，通过开关模块85选择性地耦合至电极40、42、44、45、46、47、48、50、58、62、或66的 任意组合，该组合适于将单极或双极起搏脉冲传递至心脏12的一个腔。控制模块81可在 通过治疗传递模块84生成起搏脉冲时重置逸博间隔计数器，并且由此控制包括抗心动过 速起搏的心脏起搏功能的基本定时。
[0043] 在一些示例中，控制模块81可用作中断驱动设备，并且对来自起搏器定时和控制 模块的中断作出响应，其中该中断可对应于感测到的P波和R波的发生和心脏起搏脉冲的 生成。任何必要的数学计算可通过处理器80执行，且由起搏器定时与控制模块控制的值或 间隔的任何更新可在这些中断之后发生。存储器82的一部分可被配置作为多个再循环缓 存，该多个再循环缓存能保持一系列所测得的间隔，这一系列所测得的间隔可通过例如处 理器80响应于起搏或感测中断的发生来进行分析以确定患者的心脏12目前是否呈现房性 或室性快速性心律失常。
[0044] 控制模块81的遥测模块88可包括用于与另一设备（诸如，本文中关于图1所描 述的编程器24)通信的任何合适的硬件、固件、软件、或它们的任何组合。例如，在处理器80 的控制下，遥测模块88可借助于天线（可以是内部天线和/或外部天线）接收来自编程器 24的下行链路遥测以及将上行链路遥测发送至编程器24。处理器80可例如经由地址/数 据总线提供将被上行传输至编程器24的数据和用于遥测模块88内的遥测电路的控制信 号。在一些示例中，遥测模块88可经由复用器将接收到的数据提供至处理器80。在至少一 个实施例中，如果起搏治疗变得无效或不太有效，则遥测模块88可被配置成传输警告或警 报。
[0045] MD 16的各种组件被进一步耦合至电源90,电源90可包括可充电的和不可充电 的电池。虽然可充电池可例如，每天或每周感应地从外部设备充电，但是可选择不可充电电 池维持达数年。
[0046] 如图3中所示意性地示出的，在LV引线20已被正确地放置在LV组织上或附近之 后，可测试各种起搏配置（例如，双心室起搏配置、仅LV起搏等）。从每个起搏中生成的数 据可对于确定从其起搏LV的最佳LV电极是有用的。可在一个或多个LV电极起搏LV的同 时通过RV电极起搏RV来定义双心室起搏配置。每个双心室配置采用不同的LV电极（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/或设备基于从采用不同LV电极的每个双心室起 搏配置所测得的心脏电激动时间导出的电不同步的度量来评估起搏的有效性。图5-8流程 图呈现了用于选择最佳LV电极的不同示例性方法。
[0048] 在图5中所示的示例性方法100,评估不同的双心室起搏配置，以确定引线20上的 哪一个LV电极用于起搏LV是最佳的。通过编程器24基于电不同步的度量连续地测试并 评估可用的双心室起搏配置的每一个的有效性。基于这些度量中的一个或多个来选择最佳 双心室起搏配置。
[0049] 在框102处，编程器24将RV电极42和LV电极44、45、46、47之一切换至起搏模 式，同时其他LV电极维持处于感测模式。选择用于起搏LV的LV电极被指定为第j个LV 电极。从多个LV电极中选出的起搏LV的第一 LV电极在权利要求中被称为第一 LV电极。 编程器24包括脉冲发生器，该脉冲发生器在其他起搏脉冲（例如，2-3伏特振幅）通过RV 电极被传输至RV时，生成通过起搏LV电极传递至LV的起搏脉冲（例如，2-3伏特振幅）。 非起搏LV电极从LV组织感测电响应（诸如，激动时间）。所感测的信号被传输至A/D转换 器，该A/D转换器将模拟信号转换至数字信号。数字信号而后被传输至微处理器80,使得在 操作104处所感测的信号可被测量并然后被存储到存储器82中。
[0050] 在框106处，在非起搏电极处获得电激动时间（例如，相对于最早心室起搏的定时 或以任何其他合适的方法确定的）之后，微处理器80确定第一双心室起搏配置的加权电不 同步指数。电不同步或心脏不同步涉及心脏的一个或多个不同部分的不正确定时的电刺 激。
[0051] 可从在由i表示的每个感测LV电极处的电激动时间（AT (i, A, D))的线性组合中， 对每个起搏电极j计算LV电不同步的电不同步指数（ED)[ED(j，A，D)]。ED(j，A，D)的"A" 指的是心房感测（起搏）和第一心室起搏脉冲之间的房室延时，以及"D"指的是在RV和LV 中的起搏脉冲之间的时间延时。可在A和D的标称值处初始地确定每个LV电极的ED。"A" 的标称值可以为50ms，D的标称值可以大约Oms，这是同时双心室起搏。
[0052] 通过电激动时间的加权线性组合来确定ED，该根据引线几何形状和引线上的电极 间间距确定加权线性组合中的单个权值。特定地，ED通过合适的因子w(i，j)加权，该因子 w(i，j)是基于感测电极（指示为"i"）距离起搏电极（指示为"j"）的距离。因此，用于计 算加权的ED的方程式如下：
[0053]

【权利要求】
1. 一种心脏起搏的系统，所述系统米用右心室电极和多个左心室电极，所述系统包 括； a) 用于使用右心室电极和左心室电极中的第一左心室电极起搏并且在其他所述左心 室电极处测量激动时间的装置； b) 用于使用右心室电极和左心室电极的第二左心室电极起搏并且在其他所述左心室 电极处测量激动时间的装置；以及 c) 用于采用测得的激动时间之和来选择所述左心室电极中的一个来传递后续起搏脉 冲的装置。
2. 如权利要求1所述的系统，其特征在于，还包括： 用于确定当从所述右心室电极起搏时是所述左心室电极的所述第一左心室电极还是 所述第二左心室电极具有最低的测得的激动时间的装置。
3. 如权利要求2所述的系统，其特征在于，还包括： 用于确定与所述左心室电极的所述第一左心室电极相关联的第一电不同步指数（EDI) 和所述左心室电极的所述第二左心室电极的第二EDI的装置。
4. 如权利要求2所述的系统，其特征在于，左心室医疗电引线包括基本等间隔的左心 室电极。
5. 如权利要求2所述的系统，其特征在于，所述左心室医疗电引线包括至少两个紧密 间隔的左心室电极。
6. 如权利要求5所述的系统，其特征在于，至少两个紧密间隔的左心室电极在1. 5mm 内。
7. 如权利要求3所述的系统，其特征在于，还包括： 用于确定在双心室起搏期间哪一个左心室电极产生更小的EDI的装置。
8. 如权利要求1所述的系统，其特征在于，还包括： 用于选择所述左心室电极中的一个或多个来传递后续起搏脉冲的装置。
9. 如权利要求8所述的系统，其特征在于，基于更小的EDI来选择所述左心室电极中的 一个。
10. 如权利要求9所述的系统，其特征在于，还包括： 用于比较所述左心室电极的每一个的EDI的装置。
11. 如权利要求1所述的系统，其特征在于，还包括： 用于排序左心室电极的每一个的EDI的装置。
12. 如权利要求9所述的系统，其特征在于，还包括： 用于基于最小EDI的Δ T ms选择所述左心室电极中的一个左心室电极来传递后续起 搏脉冲的装置。
13. 如权利要求9所述的系统，其特征在于，还包括： 用于基于在最小的电不同步的ΛΤ ms内来选择所述左心室电极中的一个来传递后续 起搏脉冲的装置。
14. 如权利要求9所述的系统，其特征在于，所述左心室电极呈现大约相同的EDI ;且 Δ T为大约15毫秒或更少。
15. 如权利要求1所述的系统，其特征在于，采用左心室四端引线，所述左心室四端引 线包括基本等间隔的左心室电极。
16.如权利要求9所述的系统，其特征在于，还包括选择从中起搏的两个或两个以上的 左心室电极。
【文档编号】A61N1/362GK104220130SQ201380019802
【公开日】2014年12月17日 申请日期:2013年2月15日 优先权日:2012年2月17日
【发明者】S·戈什R·W·斯塔德勒 申请人:美敦力公司