CN103415320B - 使用心室激动模拟和体表ecg记录进行心脏再同步治疗控制参数生成的系统与方法 - Google Patents

Abstract

一种心脏再同步治疗（“CRT”）的系统与方法，其中使用基线心脏电活动的模型（诸如从各种体表心电图（“ECG”）信号中导出的全局基线心脏电活动的模型），来自动地调节心脏植入性电设备（“CIED”）的起搏控制参数。以迭代方式用模拟的起搏控制参数修改基线模型，直到心室电异步被最小化。使用导致最小心室电异步的模拟的起搏控制参数来生成心室活动的更新模型，且使用这个更新的模型来生成使用QRS字形形态学框架的CIED的控制参数。

Description

使用心室激动模拟和体表ECG记录进行心脏再同步治疗控制 参数生成的系统与方法

相关申请的交叉引用

本申请要求在2011年2月1日提交的、且名为“Integration of VentricularActivation Simulations and Surface ECG Registration with System and Methodsfor Automatically Generating Ventricular Activation Wavefront Fusion DuringMultisite Pacing Therapy（在多部位起搏治疗期间将心室激动模拟和体表ECG记录同用于自动生成心室活动波融合的系统和方法相集成）”的系列号为No.61/462,366的美国临时专利申请的权益。

发明背景

本发明的领域是心律管理的系统与方法。更具体地，本发明涉及用于执行心脏再同步治疗的系统与方法，其中相关于所模拟和导出的心脏电活动模型（诸如所模拟和导出的全局心脏电活动模型）来自动地做出起对于起搏控制参数的调节。

由于束支阻滞引起的左心室传导延迟引起收缩与延展的区域异质性、或异步，这减少了泵血功能并刺激了不利的左心室重构，诸如增加的腔室体积。实验性模型展示了左心室电激动、心脏力学、和重构之间的直接关联。用于异步心力衰竭的多部位起搏（也被称为心脏再同步治疗（“CRT”）或双心室起搏）的概念基础，是最小化心室传导延迟，这减少了收缩异步并改进了腔室力学。电机械激动的再同步引起所谓“逆向”重构（表征为心室体积减少）、和改进的泵血功能（表征为增加的心室射血分数）。逆向重构相关联于减少的心力衰竭发病率和死亡率。然而，高达三分之一的患者进行CRT后没有改善。

响应于用于异步心力衰竭的多部位起搏的逆向体积重构的转换机制是心室激动波阵面（wavefront）融合，这在起搏的12导联体表ECG上很明显。不论基线底物条件如何，心室激动波阵面融合的存在预测了逆向重构的增加的概率，而没有激动波阵面融合则预测了重构的减少的概率。

不利的底物条件，诸如较高的心肌瘢痕量或少量心室传导延迟，不可由起搏技术所修改。反之，起搏策略可易于适用于修改心室激动，且可在具有心脏植入性电设备（“CIED”）的全流动性患者中自动地实现这样的指令。最近的实验证据表明，仅有三分之二的CIED患者在常规CRT过程中具有心室激动波阵面融合的起搏体表ECG迹象。这暗示了：尽管有常规的CRT起搏，心室传导延迟的未予校正仍然极大地造成体积重构无响应。

现有CIED方法对于CRT的起搏控制系统的自动或半自动调节的限制在于它们仅依靠有限的基于设备的测量，而这些测量没有被相关联于任何临床结果测量（特别是逆向容积重构）的改进。

因此期望的是提供用于生成患者特有的心脏再同步治疗起搏控制参数的系统与方法，该系统与方法更准确地导致全局心室激动图案所表征的心室激动波阵面融合。

发明内容

本发明通过提供心脏再同步治疗（“CRT”）的系统与方法来克服了上述缺陷，在该系统与方法中，使用基线心脏电活动的模型（诸如从各种体表心电图（“ECG”）信号中导出的全局基线心脏电活动的模型），来自动地调节心脏植入性电设备（“CIED”）的起搏控制参数。以迭代方式用模拟的起搏控制参数修改基线模型，直到心室电异步被最小化。使用导致最小心室电异步的模拟的起搏控制参数来生成心室激动的更新模型，且使用这个更新的模型、使用QRS字形形态学框架来生成CIED的控制参数。

本发明的一方面在于提供用于使用心律管理（“CRM”）设备向患者心脏传递心脏再同步治疗的方法。使用心电图体表导线电极采集代表患者心脏内的基线心脏电活动的信号，并使用这些信号形成心室传导的基线模型。迭代地修改该基线模型从而最小化心室电异步。从经迭代地修改的基线模型中，生成表示心室激动波阵面融合的全局心室传导的更新的模型。然后，使用QRS象形符号形态学框架，这个更新的模型被转换为CRM设备的起搏控制参数。

本发明的另一方面是提供用于向患者心脏传递心脏再同步治疗的心脏植入性电设备（“CIED”）。该CIED包括用于从心电图体表导联中接收代表心脏内基线心脏电活动的信号的输入、用于向心脏传递电脉冲从而向心脏提供心脏再同步治疗的脉冲传递系统、用于存储起搏控制参数的存储器、和与该存储器通信的处理器。该处理器被配置为接收代表患者心脏内的基线心脏电活动的信号、使用所接收到的信号形成心室传导的基线模型、迭代地修改该基线模型来最小化心室电异步、使用经迭代地修改的基线模型来生成表示心室激动波阵面融合的全局心室传导的更新的模型、使用QRS象形符号形态学框架来将该更新的模型转换为起搏控制参数、并与脉冲传递系统通信来根据该起搏控制参数向心脏提供心脏再同步治疗。

本发明的又一个方面在于可使用对多部位起搏过程中心脏电激动的实时的患者专用的模拟来标识出生成心室激动波阵面融合的最大迹象的最优条件。

本发明的又一个方面在于上述模拟依赖于可相关于体表上的特定心电图（“ECG”）记录的心脏电激动的模型（“正向方案”）。

本发明的又一个方面在于体表ECG信号可相关于心脏电激动（“逆向方案”）。

本发明的又一个方面在于，使用“逆向方案”，复制基线心室激动序列来形成心室传导的基线模型。

本发明的又一个方面在于，可使用心脏再同步治疗(“CRT”)的起搏模拟来迭代地修改这个基线心室激动序列模型，从而生成心室激动波阵面融合的最大迹象。

本发明的又一个方面在于，可使用最终最佳拟合的激动波阵面融合模拟来生成全局心室激动的对应的独特体表ECG记录的“正向方案”。

本发明的又一个方面在于，通过将模拟软件与体表ECG链接至CIED编程器来实时进行患者特有的模拟与建模过程。

本发明的又一个方面在于，基线心室激动的逆向方案的最终参数被存储在CIED和/或CIED编程器的寄存器中。

本发明的又一个方面在于，对应于每一个正向方案起搏模拟的关键时序参数（诸如单腔室心室时序、跨腔室心室时序、跨腔室心房-心室时序、变化的刺激强度和脉冲持续时间、或者对于本领域技术人员而言已知的其他参数）的记录被自动存储在CIED和/或CIED编程器的寄存器中。

本发明的又一个方面在于，这些记录可被随后取回，从而在不必重新创建逆向和正向方案过程的情况下在以后的日期可调回、修改、和实现由该模拟所生成的任何期望的关键时序控制参数集合。

本发明的又一个方面在于，在其中由正向方案过程生成的心室活动融合的QRS象形符签名不能由基于CIED的EGM替代项合适地复制的情况下，可通过实现生成由正向方案导出的激动波阵面融合的关键时序参数（被存储在设置寄存器内）来指令CIED操作。在这个情况下，通过重复逆向和正向方案模拟过程，而不是自动使用基于CIED的EGM替代项，可实现对于关键控制参数的周期性自动更新。

本发明的又一个方面在于，可将对应的体表ECG记录转换为基于CIED的体表ECG替代项，形式为多个、互补的、心脏内的、远场（包括体表）的EGM QRS字形，且所得CIED EGMQRS字形模板图案可被用于以连续（如，逐心跳）或近乎连续的方式来持续地改变起搏控制参数来确保最优全局心室激动波阵面融合。

本发明的又一个方面在于，这些增强提供了附加优势，包括患者特有的实时心室激动序列；对于心室激动序列的不同起搏刺激位置、时序关系、和底物条件的效果进行特别建模的能力；预期对于实现心室激动波阵面融合的最大迹象所必须的时序要求的能力；直接转换为体表ECG记录辅助标识和选择用于自动修改并更新关键起搏控制参数来确保全局心室激动波阵面融合的枢要CIED QRS字形模板图案的能力；以及增加和/或消除心室激动序列分析的常规12-导联体表ECG的能力。

本发明的另一方面在于提供用于采用用于CRM的CIED传递心脏再同步治疗至患者心脏的方法。使用心脏电活动的模型（诸如从基线和起搏体表心电图信号导出的全局心脏电活动的模型）来持续地且自动地调节用于引导治疗的起搏控制和定时(timing)参数。示例性定时参数包括房室间期（“AVI”），诸如本征AVI（“iAVI”）、起搏器AVI（“pAVI”）、和有效AVI（“eAVI”）。

本发明的又一个方面在于提供用于自动地增加CIED的心房敏感度的方法，从而克服不能在多部位起搏过程中获得心室激动波阵面融合的最大迹象的问题，并且在不牺牲心室激动波阵面融合的最大迹象的情况下减少诸如心脏舒张功能障碍之类的左心室充盈异常的风险。

本发明的前述及其他方面以及优点将在以下描述中呈现。在该描述中，参考了形成本发明的一部分的附图，在这些附图中作为说明示出了本发明的优选实施例。然而，这些实施例未必表示本发明的全部范围，并且因此参考权利要求书和本文来解释本发明的范围。

附图说明

图1是在实现本发明的实施例时采用的用于心律管理（“CRM”）的示例性心脏植入性电设备（“CIED”）的图示；

图2是一组示例性QRS复杂象形符号、或“象形符”的图示，其形成用于将心脏电活动的CIED测量与全局心脏电活动的体表ECG测量相关联的形态学框架；和

图3是流程图，阐明根据本发明的一些实施例的用于生成心脏再同步治疗的起搏控制参数的方法的示例的步骤。

具体实施方式

利用被植入的心律管理（“CRM”）设备（诸如起搏器和具有起搏功能的植入性复律除颤器（“ICD”））的常规心脏起搏，涉及经由与心脏的期望部分电接触的心脏内电极传递电起搏脉冲至患者心脏。该CRM设备一般被皮下地植入在患者胸部。

现在参看图1，示出了被用于心脏再同步治疗（“CRT”）的示例性心脏植入性电设备（“CIED”）100。这样的示例性CIED100包括与心脏内导线系统104电通信的植入性脉冲发生器102。

通过上部静脉系统的血管（诸如上腔静脉），心脏内导线系统104的部分可被插入患者心脏106。心脏内导线系统104包括一个或多个电极，该一个或多个电极被配置为产生代表在电极位置处、在空间上间隔开的电极之间、或在电极的各种组合与脉冲发生器102的外壳108之间所感测到的心脏电活动的电描记图（“EGM”）信号，或者被配置为传递起搏电脉冲至电极的位置。任选地，心脏内导线系统104可包括一个或多个电极，该一个或多个电极被配置为感测诸如心腔压力或温度之类的生理学参数。

导线系统104可包括被置于一个或多个心腔内、上、或周围的一个或多个心脏内电极110-114，用于从患者心脏106感测电信号并传递起搏脉冲至心脏106。心脏内电极110-114，诸如图1中所示的电极，可被用于感测心脏的一个或多个腔室中的电活动或用于起搏心脏的一个或多个腔室，包括左心室、右心室、左心房、和右心房。导线系统104可包括用于传递复律/去纤颤电击至心脏的一个或多个去纤颤电极。

脉冲发生器102包括用于检测心律失常、并控制通过导线系统104被传递至心脏106的电刺激脉冲或电击形式的起搏或去纤颤治疗的电路。脉冲发生器102的外壳108还与各种可选择的心脏内电极110-114组合来作为用于记录远场EGM的感测电极。这样的控制器由与用于程序和数据存储的存储器电通信的微处理器形成。其它控制器设计对于本领域技术人员而言是容易理解的。

该控制器被配置为以数个编程模式来操作CIED100，每一个编程模式定义了响应于所感测到的心脏电活动或者在没有自发心脏电活动的情况下如何输出起搏脉冲。还提供了通信电路用于帮助控制器和外部通信设备之间的通信，外部通信设备诸如是，例如，便携式或床侧通信台、患者携载/佩戴的通信台、或外部编程器。通信电路还可辅助与一个或多个植入的；外部的；皮肤或皮下生理学或非生理学传感器；患者输入设备；或信息系统之间的单向或双向通信。

控制器根据存储于存储器中的编程指令来控制CIED100的整体操作。控制器编译从心脏内电极110-114、和用脉冲发生器102的外壳108形成的远场电极感测到的电描记信号，并根据编程起搏模式来控制起搏电脉冲的传递。CIED100的感测电路根据由特定通道的电极所感测到的电压，单独地或以各种组合地，产生多个心房、心室、和远场电描记信号。电描记是对于局部、区域、或全局心脏电活动的基于设备的记录，类似于体表ECG且指示了发生在本征或被起搏的心跳过程中的心脏去极化的时间过程与幅值。

提供采用CIED获得的EGM和采用导联系统的心电图仪（“ECG”）设备采集的心电图的直接、比较性分析的形态学框架在共同待审的专利中已经呈现，该专利申请号为PCT/US10/42337、2010年7月16日提交、且名为“System and Method for AutomatedAdjustment of Cardiac Resynchronization Therapy Control Parameters（心脏再同步治疗控制参数的自动调节系统和方法）”，该专利通过引用全部并入此处。这个形态学框架包括根据用CRM设备起搏之前和之后所采集的ECG而形成的心脏电活动的模型。因此，该模型传递了与异常基线全局心脏电活动、由CRM设备完成的全局心脏电活动中的变化、以及最大化心室激动波阵面融合的理想全局心脏电活动相关的信息，藉此确保心脏泵血功能改进的最大可能性。尽管EGM与由ECG设备通常采用的体表导联系统没有采用相同的视角来记录全局心脏活动，通过形态学框架的方式，心脏电活动的模型可被直接与由CIED所记录的EGM所比较。因此，多个CIED EGM用作全局心脏电活动的体表ECG测量的形态学替代项。

形态学框架被称为心室激动图案比较的QRS象形符号框架（hieroglyphicframework）。简而言之，在每一个体表导联（surface lead）中起搏前和起搏后QRS复合体被解构为四个可能的波形元素：R、S、Q、和QS。

每一个QRS复合体的所有元素的以毫伏（“mV”）计的绝对幅值和以毫秒（“ms”）计的持续时间被用于表征特定激动图案。每一个导联中的心室激动可用九个可能的图案、或QRS象形符号（“字形”）来表征，如下述表格1所描述和图2所示的那样。

表1：

字形 Description

R	仅出现R-波
		RS	R-波和S-波出现，具有相同幅值
Rs	R-波和S-波出现，R-波具有较大幅值
		rS	R-波和S-波出现，S-波具有较大幅值
QS	Q-波和S-波出现，具有相同幅值
		qR	Q-波和R-波出现，R-波具有较大幅值
QR	Q-波和R-波出现，具有相同幅值
		Qr	Q-波和R-波出现，Q-波具有较大幅值
QRS	Q-波、R-波、和S-波全部出现

在左侧束支阻滞（“BBB”）过程中的典型心室激动表现为额面中的右向左、水平面中的前向后、和体表ECG中的可变轴。以示例的方式用于表征在QRS象形符号框架中用导联所记录的心脏电活动，这个心室传导阻滞产生印刷术象形符号签名，用导联I,aVL中的主导正作用力（字形：R、Rs）、aVR中的负作用力（字形：QS）、II,III,AVF中的可变作用力（字形：R,Rs,rS,QS）、V1-V2中的主导负作用力（字形：QS,rS）、V3-V5中的瞬变（字形：rS变为Rs,R）、和V5-V6中的主导正作用力（字形：R,Rs）。可为其他形式的心室传导阻滞类似地构建其他特征QRS象形符号签名。

以连续步骤来进行用于制定生成心室激动波阵面融合的最大迹象的患者特有方案的过程。一般而言，第一步骤包括复制患者基线条件。例如，基线条件可包括将予以修正的基线传导干扰。这个基线心室激动序列的模拟被称为“逆向方案”。可通过使用对于患者基线体表ECG的分析来修改正常心室传导的模型模拟，来实现基线模拟。可使用这些独特的体表ECG信号来规定基线心脏电激动的模拟。

如下文所述，该基线模型被迭代地修改来生成左心室激动中的延迟。尽管是从ECG信号中生成的基线模拟，但是可通过分析这些变化对于基线模型的QRS象形符号签名的效果来估定对于基线模型的修改。

一般而言，然后该过程生成对应于激动波阵面融合的最终模型的体表ECG记录的正向方案。然后，通过正向方案生成的且对应于最小化心室电异步的模拟的起搏的心室激动序列的ECG QRS字形图案，可被用于指令并更新CIED时序操作。

现在参看图3，示出了说明用于生成心脏再同步治疗的起搏控制参数的方法的示例的步骤的流程图。该方法开始于对于患者基线心室激动序列的分析和表征，如步骤302所示。例如，通过标识心室激动序列的重要组分，可使用体表ECG导联来表征这个基线心室激动序列。这些重要组分的示例包括右心室激动时间（“VAT”）、左VAT、瘢痕量、QRS持续时间、和电轴。

在表征基线心室激动序列后，生成基线模型，如步骤304处所示。这个基线模型复制了所表征的基线心室激动序列，且产生这样的模型的目的在于创建逆向方案模拟，该方案复制了全局基线心室传导的准确的患者特有的QRS象形符号签名。优选地，基线模型将最低程度满足如下相关的条件。首先，基线模型将包括在体表ECG上的相同的QRS象形符号签名，且对于枢要导联予以特别关注。其次，基线模型将包括相同的左心室激动时间（“VAT”）和右VAT作为表征的基线心室激动序列，如体表ECG的分析所确定的。且再次，基线模型将包括复制区域心肌瘢痕分布，这与激动波阵面传播相互作用，如体表ECG的分析所确定的。

还优选的是，基线模型提供与左束支阻滞（“BBB”）的QRS分数对应的左心室瘢痕量的量化。心肌瘢痕对于左BBB表面记录的影响转换为特定的QRS象形符号签名、由梗死区域表现为无对立的向右电作用力。通过加入低传播速度区和特定解剖区的其他测量，来考虑左心室瘢痕对于基线心室激动模型的影响。可通过其他已知方法来生成瘢痕的特定解剖分布和总体心室瘢痕量的类似信息，包括心脏磁共振成像；超声成像，诸如心回波描记术；和基于导管的心内膜或心外膜电激动映射。测量瘢痕量与分布的准确技术并不是最重要的，只要该技术提供对于心室激动模拟的正确的解剖学指示。

在基线模型中，一个或多个区域的改变大小的延迟可能必须的，以实现患者特有的心室传导图案的复制。这个配置的通用特性是在室间隔左侧上激动波阵面的缓慢传播。延迟的初始点基本随患者而变化且可在基于对ECG或有关心室电机械激动的生理学信息的其他源的分析的模拟内而变化。期待的是，与生理学观察结果一致，最新的激动的段经常在后基底左心室内，除非通过干涉瘢痕来修改，或通过对于波阵面传播、或有关心室电机械激动的生理学信息的其他源的其他中断来修改。从左心室分支（breakout）（电激动的最早的点）到最近的刺激的时间应该接近于由体表ECG分析或本领域技术人员已知的其他测量技术所确定的左VAT。

如步骤306处所示，使用不同组的模拟起搏控制参数来不断地且迭代地修改该基线模型。这些修改被应用来寻找心室激动波阵面融合的生成。模拟的起搏刺激部分（多个）的解剖区，对应于位于各患者的心内膜或心外膜表面上的刺激电极（多个）的已知的或期望的位置。以示例的方式，在基线模型上执行的起搏刺激可包括单腔心室时序、跨腔室心室时序、跨腔室心房-心室时序的各种操作、以及变化的刺激强度和脉冲持续时间。些起搏刺激的方法可使用CIED实现，且对于本领域技术人员而言是已知的。

分析经修改的基线模型来确定使用模拟的起搏控制参数是否最小化了心室电异步，如步骤308处所示。用于最小化心室电异步的方法的示例包括单腔室心室起搏、在各腔内单一部位处的双心室起搏、以及在各腔内多部位处的双心室起搏。在特定患者中采用的起搏部位部署在正向方法模型中被复制，如下所述。分析所得心室激动波阵面的实时分析直到实现融合。使用本领域技术人员已知的各种准则来记录融合激动。因此，如果模拟的起搏控制参数没有最小化心室电异步，如判定框310处所判定的，则在步骤312处选择起搏控制参数的新的集合并使用这些新的起搏控制参数来进一步修改基线模型。当确定了最小化心室电异步的模拟的起搏控制参数时，参数的这个集合作为逆向方案条件被存储在CIED或编程器存储器中，如步骤314处所示。

所存储的起搏控制参数和逆向方案条件接着被用于生成体表ECG记录的正向方案，如步骤316处所示。一般而言，体表ECG记录的正向方案对应于心室激动波阵面融合的最终模型。然后该正向方案的起搏控制参数被存储在CIED或编程器存储器中，如步骤318处所示。

预期的是，在多部位起搏过程中波阵面相对和翻转将获得波阵面融合的可预测的ECG迹象。可通过如下条件来粗略地表征这个迹象。一个条件是额面电轴中的预期变化，诸如正常或电轴左偏变化为电轴右偏。额面电轴中的这个变化表示额面中激动的翻转。另一个条件是QRS象形符号签名中的预期变化。例如，在具有明显向左作用力的导联中可出现向右作用力，这可表示额面中激动的翻转。QRS字形签名中的这样的变化可表示为导联I和aVL中的R字形变化为qR、QR、或QS字形。作为另一个示例，向前作用力可出现在具有明显向后作用力的导联中，这表示水平面中激动的翻转。QRS字形签名中的这样的变化将表示为导联V1中的QS字形变化为rS、RS、Rs、或R字形；导联V2中的QS或rS字形变化为RS、Rs、或R字形；以及导联V3中rS、或RS字形变化为Rs或R字形。

表征心室融合的迹象的可选方法是，使用表示在起搏前后激动波阵面逆向的期望方向中的最大R-波幅值变化的局部或全局性测量。

局部或区域QRS象形符号签名中的预期变化最多地显现在体表ECG导联I、aVL、V1、和V2中，这些导联是指定的枢要导联。使用这些枢要导联，可在正交的额面和水平面中表征全局心室激动。导联I和aVL表示右向左方向（额面）的全局激动，而导联V1和V2表示前面向后面方向（水平面）中的全局激动。因此，分析全局心室激动的另一个可选方法可将体表ECG输入限制在减少的导联组中，而不会牺牲准确度。这个导联组包括用于评估额面中的活动波阵面翻转的1-2导联（I、aVL）和在水平面中的1-2导联（V1、V2）。

以示例的方式，QRS象形符号签名中的上述变化在额面的导联I和水平面的导联V1中最大。因此，仅包括枢要导联I和V1的更为简单的体表ECG导联集合可提供用于检测两个正交的面中的激动波阵面翻转的足够的观察力。

如步骤320处所示，使用上述QRS字形形态学框架，将正向方案参数转换为CIED起搏控制参数。通过将模拟软件和体表ECG链接至CIED编程器，实时地进行这个患者专用的模拟与建模过程。作为示例，CIED编程器一般维持到植入性CIED的连续的有线或无线遥感链接。包括在这个过程中的是，生成形态学模板，该模板可用作表示心室激动融合的QRS象形符号签名的替代项。

基线心室激动的逆向方案的最终参数被存储在CIED和/或CIED编程器上的寄存器中。需要时、或响应于患者的重要变化、或者患者特有的底物条件，这些最终参数可用于将来的模拟尝试以及对于正向方案参数的更新。类似地，对应于每一个正向方案起搏模拟的关键时序参数（单腔室心室时序、跨腔室（cross-chamber）心室时序、跨腔室心房-心室时序、变化的刺激强度和脉冲持续时间、或者对于本领域技术人员而言已知的其他时序参数）的记录被自动存储在CIED和/或CIED编程器的寄存器中。这些记录可被随后取回，从而在不必重新创建逆向和正向方案过程的情况下在以后的日期可调回、修改、和实现由该模拟所生成的任何期望的关键时序控制参数集合。

如步骤322中所示，该QRS字形模板被通信至CIED或编程器存储器，并在心律管理过程中被用于CIED的操作。以示例的方式，使用QRS字形模板来自动地且周期性地调节CIED的起搏控制参数。在其中从正向方案中导出的心室激动融合的QRS字形签名不能由基于CIED的替代项合适地复制的情况下，从正向方案中计算出的所存储的起搏控制参数可被用于控制CIED的操作。在这个情况下，通过重复逆向和正向方案模拟过程，而不是自动使用基于CIED的EGM替代项，可实现对于关键控制参数的周期性自动更新。

因此，已经提供了在CRT的单或多部位起搏的前后，用于生成高度准确的且有信息量的心室激动波阵面传播的患者专用的模拟的系统与方法。一般而言，使用起搏前的12-导联ECG来创建于基线心室传导干扰相关联的心室激动序列的逆向方案。然后通过起搏刺激来操作模拟的心室激动序列，以展示激动波阵面融合。然后，在12-导联ECG上优化起搏的过程中，使用融合模拟来创建正向方案。对于经起搏的ECG的QRS象形符号分析标识出之后通过自动设备时序指令被安排（orchestrated）的患者特有的激动序列。

QRS象形符号分析被用于表征患者特有的基线心室激动序列，并执行基线心室激动序列的关键元素的准确的数字量化。基线心室激动序列的关键元素的示例包括右VAT、左VAT、瘢痕量、QRS持续时间、电轴，等。使用12-导联体表ECG用于导出并量化这些关键元素。实现了对于左心室和右心室模拟部位（多个）的自动准确的了解。为了引导生成起搏控制参数，被定义为了心室电异步最小化的建模过程的数字可量化的端点，被使用且被表示为心室激动波阵面融合。

使用本发明的系统与方法来标识对应于最小化心室电异步的模拟的心室激动序列的患者特有的、起搏后的ECG QRS字形图案。执行对于这个QRS字形图案的标识从而自动指令并周期性更新CIED时序操作从而最大化逆向左心室重构、改进的左心室泵血功能、和CRT过程中复合临床改进的可能性。

已在一个或多个优选实施例方面描述了本发明，并且应当理解，除明确陈述以外的许多等效物、替代项、变体、以及变型都是可能的且落在本发明的范围内。

Claims (8)

1.一种用于将心脏再同步治疗传递至患者心脏的心脏植入性电设备，所述心脏植入性电设备包括：

用于从心电图体表导线电极处接收表示所述心脏内的基线心脏电活动的信号的输入装置；

脉冲传递系统，用于传递电脉冲至所述心脏从而将心脏再同步治疗传递至所述心脏处；

用于存储起搏控制参数的存储器；

与所述存储器通信的处理器，所述处理器被配置为：

接收代表在所述患者心脏中的基线心脏电活动的所接收的信号，使用所接收的信号来形成心室传导的基线模型；

迭代地修改所述基线模型来最小化心室电异步；

使用经迭代地修改的基线模型，生成表示心室激动波阵面融合的全局心室传导的更新的模型；

使用QRS象形符号形态学框架将所述更新的模型转换为起搏控制参数；和

与所述脉冲传递系统通信来根据所述起搏控制参数向所述心脏提供心脏再同步治疗。

2.如权利要求1所述的心脏植入性电设备，其特征在于，所述处理器被进一步配置为通过表征在所接收的信号中的基线心室激动序列来形成心室传导的基线模型。

3.如权利要求2所述的心脏植入性电设备，其特征在于，所述处理器被配置为通过标识心室激动序列的组分来表征所述基线心室激动序列。

4.如权利要求3所述的心脏植入性电设备，其特征在于，被标识的组分包括右心室激动时间、左心室激动时间、瘢痕量、QRS持续时间和电轴。

5.如权利要求2所述的心脏植入性电设备，其特征在于，所述处理器被配置为通过复制由所述基线心室激动序列所表示的全局基线心室传导的患者特有的QRS象形符号签名来形成所述基线模型。

6.如权利要求1所述的心脏植入性电设备，其特征在于，所述处理器被配置为使用模拟的起搏控制参数来迭代地修改所述基线模型。

7.如权利要求6所述的心脏植入性电设备，其特征在于，模拟的起搏控制参数包括单腔室心室时序、跨腔室心室时序、跨腔室心房-心室时序、刺激强度和脉冲持续时间。

8.如权利要求1所述的心脏植入性电设备，其特征在于，所述处理器被配置为通过生成作为表示心室激动融合的QRS象形符号签名的替代项的QRS字形模板来生成更新的模型。