用于检测因同步失调引起的协同失调的导管和方法与流程

本发明涉及一种导管，该导管可用于检测因同步失调引起的协同失调的系统和方法、确定心脏再同步化疗法的最佳电极数量和位置的系统和方法和/或测量融合时间作为确定心脏的并行激活程度的手段的方法和系统中。因此，本发明可用于患有同步失调性心脏衰竭的患者，并且更具体地，可适用于识别可能对再同步化治疗有响应的患者，以及任选地确定用于放置电极以刺激心脏的最佳位置。本发明还可用于患有同步失调性心脏衰竭的患者。

背景技术：

1、心脏再同步化疗法(crt)始终根据由国际医学会提供的公认的医学标准和指南提供，以治疗患有诸如增宽的qrs复合波、(左或右)束支性传导阻滞和心脏衰竭等各种病症的患者。关于在使用crt之前应当发生的具体条件，医学指南之间存在一些细微差别，这些具体条件是诸如qrs复合波有多宽、患有哪种类型的束支性传导阻滞以及心脏衰竭的程度。

2、crt与死亡率和发病率的降低相关联；然而，并非所有患者都能从这种疗法中获益。事实上，一些患者在治疗后可能会出现病情恶化，一些患者会出现破坏性的并发症，并且一些患者两者都会出现。

3、在这方面，提供一种统一的策略将是有益的，该策略可以减少对crt无响应者的数量并且优化可能响应者的治疗，从而提高疗法的有效性。

技术实现思路

1、从第一方面来看，本发明提供了一种用于评估心脏功能的导管，该导管包括

2、细长轴，该细长轴从近侧端部延伸到远侧端部，该轴包括：

3、管腔，该管腔用于导丝和/或盐水冲洗；

4、至少一个电极，该至少一个电极设置在轴上，以用于以双极或单极方式感测电信号并且对患者的心脏施加起搏；

5、至少一个传感器，该至少一个传感器设置在轴上，以用于检测与患者的左心室内压力增加速率的快速增加相关的事件；以及

6、通信装置，该通信装置被配置为传输从电极和传感器接收的数据。

7、如下文所讨论的，这样的导管可以在确定心脏的功能时提供特定用途，并且尤其是在提供指示患者内是否存在由同步失调引起的协同失调的量度时。当导管适当地定位在左心腔中同时电极在隔膜和对侧壁处彼此相对并且传感器在腔室内时，随着每次心脏搏动，记录在每个电极与参考电极之间的电压梯度。这样的电压梯度表示心脏在电极位点处的电激活。不同电极的激活的时间进程确定了同步失调的程度。此外，根据上述内容，传感器记录与协同作用的起始相关的事件，即与左心室内压力上升速率的快速增加相关的事件，这反映了心脏的所有节段开始主动或被动地变硬的点。将该事件的时间与电激活和同步失调的程度进行比较，并记录由同步失调导致的协同失调的存在。虽然本文提到了左心室压力的快速增加，但本领域技术人员将理解，这样的事件可以更普遍地表现为患者的心脏内的压力。以这种方式，导管可不必放置在患者的左心室内。

8、然后可以从一个或多个电极刺激心脏。随着每次心脏搏动，记录在每个电极与参考电极之间的电压梯度，该电压梯度如上所述可以表示心脏的电激活。一个或多个传感器再次记录与协同作用的起始相关的事件。然后可以将新的一组时间事件与第一组事件进行比较，并且记录再同步化的存在或不存在。

9、有利地，利用这样的系统，可以快速并且高效地确定电极的各种位置的此类量度。以这种方式，不仅可以确定患者是否确实是心脏再同步化疗法的可能响应者，而且可以快速确定电极的理想数量和位置。

10、至少一个传感器包括压力传感器、压电传感器、光纤传感器和/或加速度计。此类传感器可用于检测与左心室中压力增加速率的快速增加相关的事件，如下文进一步讨论的。

11、细长轴的刚度可沿其长度在近侧端部与远侧端部之间变化。以这种方式，细长轴可具有对于快速并且容易地定位在患者的心脏内是理想的结构。任选地，细长轴设置有刚性近侧端部、中等刚度的中间部和位于远侧端部处的柔性顶端。同样，这样的结构提供了可以容易地在心脏内操纵的导管。

12、至少一个电极可包括沿轴设置的多个电极，使得在使用中，至少两个电极可彼此相对地定位在患者的心脏中。任选地，至少一个电极被配置为放置在患者的隔膜内，并且至少一个电极被配置为放置在患者的对侧壁中。

13、在第二方面，提供了一种系统，包括

14、如上所述的导管；

15、信号放大器；

16、刺激器；和

17、数据处理模块；

18、其中导管被配置为与刺激器、放大器和数据处理模块进行信号通信，使得电极和传感器可以向数据处理模块提供感测数据以供进一步处理，并且电极可以为患者的心脏提供起搏。

19、这样的系统可用于快速并且容易地确定导管如何围绕心脏移动，并且因此确定移动附接的电极如何影响心脏的功能，并且尤其是起搏是否在减少同步失调和/或协同失调方面产生任何显著差异。

20、数据处理模块被配置为从与患者的左心室内压力增加速率的快速增加相关的事件中确定与心肌协同作用的起始相关的特征响应。

21、传感器可以是任何种类的适当传感器，或诸如加速度传感器、旋转传感器、振动传感器和/或压力传感器等的适当传感器的组合。传感器可以被配置为向数据处理模块提供关于心脏内的压力的数据，并且其中数据处理模块被配置为对压力数据进行滤波以识别与心肌协同作用的起始相关的特征响应。特征响应可以包括在压力信号的一阶谐波以上滤波的该压力信号中压力上升到压力底限以上的开始。特征响应可以包括压力信号的高频分量(40hz以上)的存在。特征响应可以包括带通滤波压力迹线过零点。通过对压力迹线进行滤波，可以去除相关联的噪声，并且更准确可靠地确定与心肌协同作用的起始相关的点。

22、另外地或另选地，传感器可以被配置为向数据处理模块提供来自心脏内的加速度数据，并且数据处理模块可以被配置为对该加速度数据进行滤波，以识别与心肌协同作用的起始相关的特征响应。例如，数据处理模块可以被配置为计算加速度数据的连续小波变换，以识别与心肌协同作用的起始相关的特征响应。数据处理模块可以被配置为计算连续小波变换的中心频率，其中特征响应是中心频率的峰值。数据处理模块被配置为对多个心脏周期的中心频率进行平均。通过对加速度迹线进行滤波，可以去除相关联的噪声，并且更准确可靠地确定与心肌协同作用的起始相关的点。

23、应当理解，除上述方法之外或作为上述方法的另选方案，本文还提供了几种另外的方法，这些方法能够确定与心肌协同作用的起始相关的特征响应。数据处理模块可以被配置为执行一种或多种此类方法。

24、例如，可以比较两种不同刺激下心脏内压力(例如，左心室内压力)随时间的增加。例如，可以比较由右心室起搏产生的压力曲线和由双心室起搏产生的压力曲线。由两种刺激引起的压力上升可以相对于它们的刺激定时拟合在一起，并且压力水平被调整为拟合心室起搏之前曲线的舒张部分。然后可以检测由刺激产生的压力曲线开始彼此偏离的点，该点指示导致最早压力上升的刺激的协同作用的起始的时间。

25、然后，压力上升曲线的在导致较早压力上升的刺激引起的压力曲线上的协同作用的起始时间之后的部分可以移动，以便拟合刺激的压力上升曲线的导致相对延迟的压力上升的部分。刺激的压力上升曲线上的导致相对延迟的压力上升的点(在该点处，在刺激的协同作用的起始之后的曲线导致较早的压力上升)是延迟的压力上升曲线中的协同作用的起始点。然后可以计算协同作用的起始的两个确定点之间的延迟。根据这样的计算，可以对在植入的起搏器中应当遵循哪种起搏方案提出建议。

26、上述过程可以是自动化的并且针对由任意数量的起搏方案/刺激产生的数据，无论是通过曲线的简单匹配(例如，通过使用最小二乘法将模板拟合到压力轨迹)还是通过表示曲线的数学公式的比较。以这种方式，可能不需要压力曲线的明确绘制和曲线的视觉匹配，而是可以分析原始数据以允许得出类似的结论。

27、以这种方式，在指数压力上升的数据中可以进行自动检测，直到由协同作用的起始产生的峰值dp/dt。可以自动计算拟合压力曲线的指数公式，并且可以确定指数公式拟合多条曲线中的一条曲线的时间。

28、可存在模板匹配，并且可计算指数公式与模板匹配之间的时间偏移量，或者同样地计算其他量度之间的互相关性。

29、上述方法同样可以使用滤波后的压力测量值来执行。

30、另外地或另选地，可以通过与另一种起搏相比在来自特定起搏方案的刺激的情况下带通滤波(例如4hz至40hz)压力曲线(tp)的过零的推进来检测协同作用的起始的推进。此类数据可用于指示在特定起搏方案情况下协同作用的存在，并且因此可期望用该起搏方案接受crt。

31、该方法可以包括通过确定内在心房激活(ta)与所产生的压力曲线(tp)的相关联的过零之间的时间段来计算基线间隔(b)。可以在ta之后在从第一电极以设定的起搏间隔(pi1)起搏之后计算对应的时间段(tp1)，并且起搏间隔减少直到ta至tp的间隔小于b。可以在ta之后在从第二电极以设定的起搏间隔(pi2)起搏之后计算对应的时间段(tp2)，并且起搏间隔减少直到ta至tp的间隔小于b。可以在ta之后在从第一电极和第二电极以设定的起搏间隔(pi3)起搏之后计算对应的时间段(tp3)，其中pi3是pi1和pi2中较低者的相同时间间隔。通过确定哪个起搏具有最短的对应时间段tp，可以识别导致最高程度协同作用的起搏方案。

32、数据处理模块被配置为通过识别由于起搏导致的心肌协同作用的起始的延迟的缩短来识别可逆性心脏同步失调。具体地，数据处理模块可以被配置为通过识别从一个或多个传感器接收的数据中的特征响应，使用至少一个传感器以测量与患者的左心室内压力增加速率的快速增加相关的事件的时间来识别患者的可逆性心脏同步失调，在心脏的每次收缩中与左心室内压力增加速率的快速增加相关的事件是可识别的。

33、数据处理模块可以被配置为通过以下方式来测量与左心室内压力增加速率的快速增加相关的事件的时间；

34、处理来自至少一个传感器的信号以确定与左心室内压力增加速率的快速增加相关的所识别的特征响应的所测量的时间与第一参考时间之间的第一时间延迟；

35、将与左心室内压力增加速率的快速增加相关的所识别的特征响应的所测量的时间与第一参考时间之间的第一时间延迟与心脏的电激活的持续时间进行比较；

36、如果第一时间延迟长于心脏的电激活的设定分数，则识别患者中的心脏同步失调的存在；

37、在通过至少一个电极和/或其他电极对患者的心脏施加起搏之后；

38、通过以下方式计算在与起搏之后左心室内压力增加速率的快速增加相关的所识别的特征响应与起搏之后的第二参考时间之间的第二时间延迟：

39、使用至少一个传感器来测量与起搏之后左心室内压力增加速率的快速增加相关的所识别的特征响应的定时；以及

40、处理来自至少一个传感器的信号以确定与左心室内压力增加速率的快速增加相关的所识别的特征响应的所确定的时间与起搏之后的第二参考时间之间的第二时间延迟；

41、将第一时间延迟与第二时间延迟进行比较；并且

42、如果第二时间延迟短于第一时间延迟，则识别到心肌协同作用的起始oos的延迟的缩短，表明直到心脏的所有节段开始主动或被动变硬的点的时间段已经缩短，从而识别可逆性心脏同步失调在患者中的存在。

43、此外，数据处理模块可以被配置为确定正在接受起搏的心脏的并行激活的程度。具体地，数据处理模块可以被配置为经由包括以下的方法来确定正在接受起搏的心脏的并行激活的程度：

44、从右心室起搏rvp和左心室起搏lvp计算心电向量图vcg或心电图ecg波形；

45、通过将rvp和lvp的vcg相加，或通过将rvp和lvp的ecg相加，生成合成的双心室起搏bivp波形起搏；

46、从真实的bivp计算对应的ecg或vcg波形；

47、将合成的bivp波形与真实的bivp波形进行比较；

48、通过确定来自rvp和lvp的激活相遇以及合成的和真实的bivp曲线开始偏离的时间点来计算融合时间；

49、其中

50、融合时间延迟指示更大量组织在电激活的波阵面相遇之前被激活，从而指示更高程度的并行激活。

51、此外，数据处理模块被配置为在所计算的心肌并行激活程度高于预定阈值的情况下，基于心脏的至少一部分的3d网格3d网格的节点来确定用于在患者的心脏上进行心脏再同步化疗法的最佳电极数量和位置。具体地，系统可以被配置为经由包括以下的方法来执行确定用于在患者的心脏上进行心脏再同步化疗法的最佳电极数量和位置的方法；

52、从患者的心脏的至少一部分的3d模型生成心脏的至少一部分的3d网格，或者使用心脏的通用3d模型来获得心脏的至少一部分的3d网格，心脏的至少一部分的3d网格包括多个节点；

53、将心脏的至少一部分的3d网格与患者的心脏的图像对齐；

54、将附加节点放置到对应于至少两个电极在患者上的位置的3d网格上；

55、计算对应于至少两个电极的位置的3d网格的节点之间的电激活的传播速度；

56、将传播速度外推到3d网格的节点中的全部；

57、针对3d网格的每个节点计算心肌的并行激活程度；以及

58、基于3d网格的节点确定患者的心脏上的最佳电极数量和位置，其中所计算的心肌的并行激活程度高于预定阈值。

59、导管可以被配置为通过动脉通路、静脉通路、锁骨下通路、桡骨通路和/或股骨通路被提供到患者的心脏中，使得能够在患者的心脏内提供在使用中的电极和传感器。