CN104220130A - 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 - Google Patents

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 Download PDF

Info

Publication number
CN104220130A
CN104220130A CN201380019802.0A CN201380019802A CN104220130A CN 104220130 A CN104220130 A CN 104220130A CN 201380019802 A CN201380019802 A CN 201380019802A CN 104220130 A CN104220130 A CN 104220130A
Authority
CN
China
Prior art keywords
electrode
left ventricular
ventricular electrode
pace
place
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
CN201380019802.0A
Other languages
English (en)
Other versions
CN104220130B (zh
Inventor
S·戈什
R·W·斯塔德勒
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Medtronic Inc
Original Assignee
Medtronic Inc
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Medtronic Inc filed Critical Medtronic Inc
Publication of CN104220130A publication Critical patent/CN104220130A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN104220130B publication Critical patent/CN104220130B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
    • A61N1/368—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions
    • A61N1/3686—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions configured for selecting the electrode configuration on a lead
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/3621—Heart stimulators for treating or preventing abnormally high heart rate
    • A61N1/3622—Heart stimulators for treating or preventing abnormally high heart rate comprising two or more electrodes co-operating with different heart regions
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/3627—Heart stimulators for treating a mechanical deficiency of the heart, e.g. congestive heart failure or cardiomyopathy
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
    • A61N1/368—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions
    • A61N1/3684—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions for stimulating the heart at multiple sites of the ventricle or the atrium
    • A61N1/36843—Bi-ventricular stimulation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
    • A61N1/368—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
    • A61N1/368—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions
    • A61N1/3684—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions for stimulating the heart at multiple sites of the ventricle or the atrium
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
    • A61N1/368—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions
    • A61N1/3684—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions for stimulating the heart at multiple sites of the ventricle or the atrium
    • A61N1/36842—Multi-site stimulation in the same chamber
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/37—Monitoring; Protecting
    • A61N1/371—Capture, i.e. successful stimulation

Abstract

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。

Description

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
本发明涉及可植入医疗设备(IMD)，并且，更特定地，涉及从IMD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。
背景
可植入医疗设备(IMD)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。
附图说明
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。
图2是图1的示例性IMD的示意图。
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。
图4为示例性IMD的框图，例如，图1-2的IMD。
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。
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。
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。
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。
图8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。
具体实施方式
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。
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。
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。
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(IMD)，该IMD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。
IMD 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。
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。
IMD 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，IMD 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，IMD 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。IMD 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。
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IMD 16通信(例如，以编程IMD 16)。例如，用户可与编程器24交互以取回关于与IMD 16关联的一个或多个所检测的或所指示的故障和/或使用IMD 16传递的起搏治疗有关的信息。IMD 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。
图2是更详细地示出了图1中治疗系统10的IMD 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IMD 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IMD 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。
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)。
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。
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(即，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)。
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IMD 16。在一些示例中，IMD 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IMD 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。
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。
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。
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颤冲击传递至心脏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，铂、铂合金、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、66一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。
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，IMD 16不需要被植入到患者14体内。例如，IMD 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。
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IMD 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IMD 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。
图4是IMD 16的一个示例性的配置的功能框图。如图所示，IMD 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。
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IMD 16和/或控制模块81执行本文所描述的归因于IMD 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。
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。
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IMD 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。
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。
IMD 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。
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(即，连接QRS波群和T波的段)、T波变化、QT间隔、电矢量等。
开关模块85还可与感测模块86一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。
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。
如果IMD 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。
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。
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。
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。
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。
IMD 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。
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，LV1、LV2、LV3、和LV4等)用于起搏。
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。
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。
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。
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。
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0ms，这是同时双心室起搏。
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：
ED ( j , A , D ) = Σ i = 1 n w ( i , j ) AT ( i , A , D )
“n”为LV电极的总数。
仅有效的ED用于确定从其起搏的最佳LV电极。有效的ED通常在从所选择的LV电极的起搏期间的多次心跳(例如，5次心跳等)上发生以确保测量是一致的并且是可重复的。此外，打开自动LV和RV捕获检测以确保在每个心室中传递的起搏脉冲捕获。例如，不计算其中RV或LV或RV和LV两者不捕获的ED。可通过确定在起搏电极处的诱发响应的振幅来验证捕获检测。例如，大于0.5mV的振幅可指示捕获。ED值的可变性应当小于某一预定的值，诸如，5ms。附加地，对于所有i，有效的ED要求AT(i,A,D)>0，其中i指示LV电极数量。省略一个或多个AT(i)的负值。AT(i,A,D)的负值可由异常心室激动(诸如，过早搏动)导致。如果|AT(i+1,A,D)-AT(i,A,D)|>50ms，则可能存在缓慢电传导或可在电极i和i+1之间标识出归因于梗塞或功能阻滞的阻塞。
在评估每个LV电极时，通常采用设置为恒定值的心室间(V-V)延时(D)值和/或房室延时(A)来计算ED。例如，对于每个双心室起搏配置，诸如LV1+RV、LV2+RV、LV3+RV、LV4+RV...LVN+RV(其中N为电极的总数)，A-V延时可设置在预选择的值(例如，0到大约50ms等)，同时V-V延时也可为预选择的(例如，0至55ms)。在评估每个LV电极时假设A＝50ms且D＝0(即，同时双心室起搏)，或如以下将更详细讨论的具有V-V延时。此外，本领域技术人员将理解，捕获组织的起搏电极的激动时间可以为0或可被跳过。
在已确定第一LV电极的ED后，在操作108处，编程器24自动地选择第二双心室起搏配置，在第二双心室起搏配置中第二LV电极起搏LV，同时RV电极起搏RV。第一LV电极被切换至感测模式。编程器24使脉冲发生器生成通过第二LV电极传递至LV的起搏脉冲(例如，2-3伏特振幅)，而其他起搏脉冲(例如，2-3伏特振幅)通过RV电极传输至RV。非起搏LV电极从LV组织感测电响应(诸如，激动时间数据等)。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110处所感测的信号可被测量并然后被存储到存储器82中。获得在非起搏电极处的电刺激之后，在操作112处，微处理器80确定与第二LV起搏电极相关联的加权电不同步指数。本领域技术人员将理解，对在引线20的远端处的所有剩余的LV电极(例如，LV3、LV4等)重复框108-112。
一旦已经计算两个或多个有效的ED，电极排除规则可应用于ED以排除LV电极，以便在操作114处确定最佳LV电极。可在应用该组规则之前，可针对一组电极确定每个电极的ED。可选地，可在确定任何两个电极的ED并且一旦排除了这两个电极中的一个之后，计算又一个电极的ED以与剩余的电极的ED相比较。
以下呈现其中关于LV医疗电引线20上所示的一组LV电极(即，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)来计算ED的方式的示例；然而，将理解，本文所提供的教导可应用于医疗电引线上的两个或多个LV电极。
当在同时双心室起搏(D＝0)期间从LV1起搏并且A＝50ms时，ED计算如下。对于A和D的这些标称值，采用第j个LV电极进行的双心室起搏的ED和在该双心室起搏期间的第i个LV电极处的激动时间分别由ED(j)和AT(i)表示。用于在LV1处起搏的加权ED可改写如下：
ED(1)＝AT(1)+AT(2,3)+AT(4)/2，其中AT(2,3)＝[AT(2)+AT(3)]/2。
由于LV2和LV3相当接近，因此LV2和LV3的AT一起取平均。将与LV4相关联的AT乘以常数w(i,j)。W(i,j)是加权因子，其取决于相比LV电极(2,3)和LV1之间的距离的从LV1到LV4的距离。在该示例中，由于从LV1到LV4的距离是从电极(2,3)到LV1的距离的两倍，因此w(4,1)为1/2。可根据LV医疗电引线和其上多个电极之间所使用的间距来调节W(i,j)。
在同时双心室起搏期间从四端引线20中的其他LV电极2、3和4起搏时，还可执行ED和激动传播的评估。用于计算在LV2或LV3处的加权ED的方程式如下：
ED(2)＝AT(1)+AT(2,3)+AT(4)
ED(3)＝AT(1)+AT(2,3)+AT(4)，其中AT(2,3)＝[AT(2)+AT(3)]/2。
由于LV2和LV3之间的间距小于2mm，并且LV1和LV4从LV2和LV3是大约等距的，因此，当计算LV2和LV3的ED时相等地加权激动时间。
用于计算LV4处的加权的ED的方程式如下：
ED(4)＝AT(1)/2+AT(2,3)+AT(4)其中AT(2,3)＝[AT(2)+AT(3)]/2。
在执行加权的ED计算之后，在框114处选择最佳LV电极。
图6A示出了通过电极排除过程从多个LV电极(例如，LV1、LV2、LV3、和LV4)选择最佳LV电极的方法200。排除的过程采用两种不同类型的电极比较，这两种不同类型的电极比较用于从每对电极排除一个电极直到唯一剩余的电极就被视为最佳LV电极。排除电极的过程开始于框202，其中在基线心律期间测量在LV电极(例如，LV1、LV2、LV3、和LV4)处的激动时间，基线心律可构成仅RV起搏或本征心律。当来自编程器24的脉冲发生器通过RV电极将电刺激(即，起搏脉冲)传递至RV并且没有LV电极被用于起搏LV时，发生仅RV起搏。可在LV引线20已经被置于LV组织附近和/或上之后，在仅RV起搏期间或在本征心律期间感测在所有LV电极(例如，LV1、LV2、LV3、和LV4)处的激动时间。例如，可在测试双心室起搏配置中的任意配置之前或之后发生仅RV起搏。
在框204处，将与每个LV电极相关联的激动时间存储在存储器82中。在框206处，初始化、设置变量阈值(T)水平、整数(I)、和电极的总数(N)(例如，在引线20的远端上N＝4)并将它们存储在存储器82中。阈值T可以是预定的并且在评估每个LV电极(例如，LV1、LV2、LV3、LV4)之前通过用户输入到编程器24中。优选地，T等于15ms或小于15ms。等于15ms或小于15ms的T的值可以是具有150ms的QRS的典型的左束支传导阻滞(LBBB)患者。附加地，等于15ms或小于15ms的T通常为总心室激动的大约10％时间。在一个或多个其他实施例中，T等于10ms或小于10ms。
I和N用于计数回路(即，框206、230和232)，计数回路确保在选择最佳LV电极之前分析了每个LV电极(例如，LV1、LV2、LV3和LV4)的数据。由于在框208处通过处理器80仅确定一个LV电极的ED并且存储在存储器82中，因此I＝1。可从LV电极(例如，LV1、LV2、LV3、和LV4)中的任一个选择用于确定一个LV电极的ED的数据。在框210处，通过处理器80从存储器82取回另一LV电极的数据。确定另一LV电极的ED意味着不事先分析任何其他LV电极数据。例如，如果在框208处的一个LV电极的ED为与LV1相关的数据，则另一LV电极的数据可能与LV2、LV3、或LV4相关。为了说明的目的，假设另一LV电极的数据与LV2相关联。因此，LV2的ED由处理器80计算并且存储在存储器82中。
在框212处，确定在一个ED数据和另一ED数据之间的大小之差。例如，一个电极(即，LV2)的ED数据减去另一电极(即，LV1)的ED数据。在框214处，将一个ED数据(即，ED1)和另一ED数据(即，ED2)之差与阈值水平T(也称为德尔塔T或ΔT)相比较。在框216处，如果差值不小于T，则可沿着NO路径到框218。在操作218处，与更大的ED相关联的任何电极被自动不予考虑为可能的最优LV电极，不论在本征心律或仅RV起搏期间获得的该所排除电极的激动时间是多少。
在框230处，计数回路使变量I加1。在框232处确定是否I＝N。由于在第一次通过计数回路I＝2且N＝4之后，NO路径将控制转移至框210以取回又一LV电极的ED数据。然后，计算又一LV电极(例如，LV3)的ED并而后存储到存储器82中。本领域技术人员将理解，在电极被排除之后，在框218或228处，取回另一电极的ED数据，可执行调换操作。例如，如果LV2的数据最初被指定为“另一LV电极”并且LV2被排除，则在框210处，将LV3的数据调换为LV2的ED数据并且现将LV3的ED数据存储在用于“另一ED数据”的寄存器中。然后，在LV1和LV3等等之间进行电极对比较，且以此类推。
返回至框216，如果ED值的差小于T，则YES路径将控制转移至框222。在框222处，将一个电极(即，LV1)的基线(本征心律或仅RV起搏)AT数据与另一个电极(即，LV3)的基线AT数据相比较。优选在本征心律或仅RV起搏期间获得基线AT数据。将一个基线AT与另一基线AT相比较可涉及将数据按升序或降序排列的排序功能。在框224处，确定一个基线AT是否小于另一基线AT。如果一个基线AT小于另一个基线AT，则可沿着YES路径到框226。
返回至框223，如果一个基线AT等于另一基线AT，则将两个电极都保留在优先列表中。在框225处，可基于附加的或其他标准(诸如，更低的捕获阈值、或更高的阻抗(即，起搏所需的减少的能量))来排除两个电极中的一个，或缺乏膈刺激可(被用户)考虑以选择具有等值的AT的两个电极中的最好的电极。
在框226处，排除一个电极(即，LV1)。在框230处，使I增加1。在框232处确定是否I＝N，其本质上是确定是否还有ED数据待取回。
返回至框224，如果一个基线AT不小于另一基线AT，则可沿着NO路径到框228，在框228中排除另一电极(即，LV2)。在框232处的计数回路而后用于确定是否必须处理任何附加的ED数据。在框232处，一旦I＝N，没有附加的ED数据需要被处理。因此，可沿着YES路径到框234。然后，最佳电极被指定为剩余的或还没有被排除的LV电极。设置最佳LV电极以通过编程器24自动地或由用户手动地起搏LV。
以下所提供的示例示出了用于选择最佳LV电极的电极排除过程。在这些示例中，作出假设。对于框222和224，在仅RV起搏期间或在本征心律期间执行LV电极的激动时间。相反，如本文在先所描述的，利用双心室起搏配置生成ED数据。此外，采用四端LV引线20，四端LV引线20包括四个LV电极，LV1、LV2、LV3、和LV4；然而，本领域技术人员将理解，其他实施例可使用引线20上的两个或更多个LV电极，诸如，在一个引线上的两个或更多个电极和另一引线上的两个或更多个电极。将相对于图6A描述每个示例。
在第一示例中，假设在仅RV起搏或本征起搏期间激动时间的顺序为AT(LV4)>AT(LV1)>AT(LV2)>AT(LV3)，其中LV4为最近激动时间以及LV3为最早激动时间。还假设从在先讨论的双心室配置确定的ED的值如下：ED(1)＝50ms、ED(2)＝55ms、ED(3)＝58ms、和ED(4)＝74ms。其他假设包括D＝0，A为常数(例如，50ms)，并且假设15ms的预定阈值T，来用于分析ED数据。在框208、210处，处理器80分别取回ED数据，诸如ED(1)和ED(2)。
在框212处，ED(1)和ED(2)之间的大小之差计算如下：
ED(2)-ED(1)＝55ms-50ms＝5ms。
在框214处，将ED(1)和ED(2)之差与阈值T相比较。在框216处，确定ED(1)和ED(2)之差是否小于15ms的预定的阈值。由于ED(1)和ED(2)之差(即，5ms)小于T，因此沿着YES路径到框222，在框222中，比较AT值(即，AT(1),AT(2))。在一个或多个实施例中，比较功能还可包括按升序或降序排序激动时间。
在框223处，如果一个基线AT等于另一基线AT，则将两个电极都保留在优先列表中。在框225处，基于在先描述的标准排除两个电极中的一个。如果一个AT不等于另一AT，则NO路径转到框224。
在框224处确定一个AT(即，AT1)是否小于另一AT(即，AT2)。如从给出的事实所已知的，一个AT(即，AT1)的激动时间大于另一AT(即，AT2)。可沿着NO路径到框228，排除另一电极(即，LV2)。在框230处，使变量I增加1。在框232处确定是否I＝N。由于I＝2且N＝4，因此I不等于N。NO路径返回至框210，使得处理器80从存储器82取回另一LV电极(例如，LV3)的另一ED值。
然后，在框212处，将LV3的ED值减去LV1的ED值。
ED(3)-ED(1)＝58ms-50ms＝8ms。
在框216处，ED(1)和ED(3)之间的大小之差(即，8ms)小于15ms的预定阈值。可沿着YES路径到框222。在框222处，将AT(1)和AT(3)之间的激动时间彼此相比较。如上所述，AT(1)大于AT(3)。然后，在框228处，基于与LV1相比更早的激动时间排除LV3。
在框230处，变量I再次加1，从而使I＝3。在框232处确定是否I＝N。由于I不等于N，因此沿着NO路径到框210。然后，在框210处取回下一电极的ED数据ED(4)。
在框212处，将与LV1相关联的ED(1)数据减去ED(4)。在框214处，ED值之差为24ms，其大于15ms的预定阈值。可沿着NO路径到框218，在框218中将被排除的电极与更大的ED数据相关联。在不在LV1和LV4的激动时间之间执行任何比较的情况下，排除具有更大的ED的电极，即，LV4。
在框230处，I再次增加1，从而I＝4.在框232处确定是否I＝N。由于I＝4并且N＝4，则I＝N。可沿着YES路径到框234，其由于LV1为没有在穷尽的电极对比较中被排除的最后剩余的电极，因此指定最佳电极为LV1。然后，LV1被选择为用于传递CRT的最终电极。
第二示例示出当所有电极的ED值几乎等值或相同时如何进行选择。例如，假设在本征心律(或仅RV起搏)期间的激动时间的顺序为AT(LV4)>AT(LV1)>AT(LV2)>AT(LV3)。LV4与最近激动时间相关联，且LV3与最早激动时间相关联。从双心室起搏配置，ED值被确定为使得ED(1)＝30ms，ED(2)＝33ms，ED(3)＝25ms，和ED(4)＝28ms。参照图6，在框208处取回一个LV电极的ED数据，诸如ED(1)。在框210处，取回另一LV电极的ED数据，诸如ED(2)。在框212处，ED值之差计算如下：
ED(2)-ED(1)＝33ms-30ms＝3ms。
在框214处，将ED(1)和ED(2)之差与15ms的预定阈值相比较。如上所示，ED(1)和ED(2)之差仅为3ms，其小于15ms的预定阈值。在框216处，确定ED值之差是否小于阈值。由于差值为3ms小于15ms，因此可沿着YES路径到框222，在框222中，将一个AT(即，AT(1))与另一AT(即，AT(2))相比较。根据比较，确定AT(1)大于AT(2)。在框224处，沿着NO路径到排除另一电极(即，LV2)的框228。在框230处，I增加1，从而使得I＝2。在框232处确定是否I＝N。由于I＝2且N＝4，因此I不等于N。因此，NO路径返回至框210，在框210中从存储器82取回另一ED数据(即，ED3)。
在框212处，ED(1)和ED(3)之差计算如下：
ED(1)-ED(3)＝30ms-25ms＝5ms。
在框216处，LV1和LV3的ED值之差为5ms，其小于15ms的阈值。可沿着YES路径到框222，框222将AT(1)与AT(3)相比较。由于AT(3)大于AT(1)，因此在框228处基于与电极LV1相比的其更早的激动时间排除电极LV3。而且，在框230处I增加1，并且在框232处作出是否I＝N的另一确定。由于I＝3，因此I不等于N。因此，从存储器82取回另一ED数据，诸如ED(4)。
然后，可将LV4与电极LV1相比较。电极LV1和电极LV4的ED值之差为2ms。在框224处，发现一个AT小于另一AT。由于与AT(4)相比，AT(LV1)具有更早的激动时间而排除电极LV1.而且，I增加1，从而使得I＝4。由于在框232处I＝N，因此最佳电极为LV4。由于LV4没有被排除，因此LV4被选择作为用于起搏LV的最终或最佳电极。
提供第三示例，其中在仅RV起搏或本征心律期间的四个电极的激动时间使得AT(LV4)>AT(LV1)>AT(LV2)>AT(LV3)。此外，从双心室起搏配置中生成的ED值为ED(1)＝60ms，ED(2)＝40ms，ED(3)＝38ms，和ED(4)＝62ms。参照图6，在框208、210处，处理器80从存储器82分别取回ED(1)数据和ED(2)数据。在框212处，ED值之差可按照如下计算：
ED(1)-ED(2)＝60ms-40ms＝20ms。
在框216处，由于与LV1和LV2相关联的ED值之差为20ms，其超过15ms的阈值，因此可沿着NO路径到框218，在框218中排除具有更高ED值的电极，即电极LV1。在框230处，使I增加1。在框232处确定是否I＝N。由于I＝2且N＝4，因此NO路径返回至框210以取回ED(3)数据。
在框212处，ED值之差可计算如下：
ED(3)-ED(2)＝38ms-40ms＝-2ms。
由于ED(2)和ED(3)之间的大小之差为2ms，其小于15ms的阈值，因此可沿着YES路径到框222。在框222处，将一个AT(即，LV3)与另一AT(即，LV2)相比较。LV3与小于LV2的AT的AT相关联。在框224处，确定一个AT(即，LV3)是否小于另一AT(即，LV2)。在框226处，排除电极LV3。
而且，在框230处，使I增加1。因此，I＝3。在框232处，由于I＝3且N＝4，因此I不等于N；因此，在框210处，从存储器82取回ED(4)。
在框212处，ED(4)和ED(2)之差可示出如下：
ED(4)-ED(2)＝62ms-40ms＝22ms。
由于它们的ED值之差为22ms，其充分大于15ms的阈值，因此可沿着NO路径到框218。在框218处，排除与更大的ED值相关联的电极。由于ED(4)(即，62ms)大于ED(2)(即，40ms)，因此排除LV4。在框230处，I再次增加1，从而使得I等于4。在框232处，I＝N；因此，可沿着YES路径到框234。最佳电极为LV2。然后LV2被用于起搏LV。
除了用框227代替框225，图6B中所呈现的方法与图6A中相同。如之前关于框223所描述的，如果一个基线AT等于另一基线AT，则将两个电极都保留在优先列表中。可基于附加或其他标准排除两个电极中的一个电极。例如，在框227处，可自动地调节(例如，增加或减小)起搏脉冲。通过返回至框202使用新的起搏标准在方法200下重新评估等值的电极，以确定两个电极之间是否存在差别。例如，起搏脉冲可增加0.25伏特、0.5伏特、0.75伏特等等。在使用增加的起搏脉冲在方法200下重新检查电极之后，更可能的是，在两个电极之间将存在差异并且排除了性能不良的电极。如果不，则再次修改起搏标准并且在方法200下重新检查电极。可连续调节起搏标准并且在方法200下评估电极直到在电极之间存在差异，并且可排除电极中的一个。如果一个AT不等于另一AT，则NO路径转到框224。
下面可归纳一组LV电极消除规则，其可应用于存在或不存在解剖结构块(anatomic block)的场景。解剖块为大于阈值的TAT的两个AT之差。一个LV电极消除规则为：当所有电极具有等值的ED值时，选择在仅RV起搏或本征心律期间的具有最近激动的LV电极用于最终CRT治疗。然而，如果与另一LV电极相比，一个LV电极与更高ED相关联(即，超过预定阈值的差值)，则无论在本征心律或仅RV起搏期间的激动时间时多少，具有更高ED的电极不被考虑为可能的选择。
下面提供五个示例，以举例说明用于选择最佳LV电极的规则的应用，包括从其中LV引线位于电正常组织的区域中的简单场景到其中LV引线在解剖结构块(例如，由于疤痕导致的)或功能块的区域上的更复杂的场景的不同场景。针对五个示例，进行假设。例如，引线20包括四个LV电极，诸如LV1、LV2、LV3、和LV4。此外，在仅RV起搏期间或通过本征心律确定基线激动时间。进一步假设，按顺序排列基线激动时间使得LV1>LV2>LV3>LV4，其中LV1与最近激动时间相关联。此外，从双心室起搏配置中生成ED数据。用于双心室起搏配置的起搏脉冲从大约0.25伏特到大约8伏特，并且更优选地，以2到3伏特振幅传递以用于RV和LV起搏。
第一示例或基线涉及在不具有功能或解剖结构块的正常传导组织中使用LV引线20。为了与其中存在解剖结构块的后续示例比较，可使用基线示例。假设在例如本征心律期间在LV电极1、2、3和4处所感测的激动时间按LV1>LV2>LV3>LV4的顺序排列，使得LV1为最近激动时间。
在已确定激动时间之后，可针对每个双心室起搏配置生成ED数据。例如，通过处理器80选择LV电极(诸如，LV1)来起搏LV。处于2到3伏特的起搏脉冲通过LV1传递至LV，而RV电极同时起搏RV。
响应于LV和RV的双心室起搏，感测LV电极的激动时间。由于LV1用于起搏LV，因此AT(1)等于0。针对每个非起搏LV电极(例如，LV2、LV3和LV4)感测并测量LV组织中的电AT。在25ms处测得AT(2,3)，而在50ms处测得AT(4)。用于计算关于LV1的ED的方程式如下：
ED(1)＝AT(1)+AT(2,3)+AT(4)/2＝0+25+(50/2)＝50ms。
然后以2到3伏特振幅选择并起搏LV2，同时RV电极(例如，以2至3伏特振幅)起搏RV。在非起搏LV电极处测量电激动时间。AT(2,3)等于0。在25ms处测得AT(1)，并且在25ms处测得AT(4)。用于计算关于LV2或LV3的ED的方程式如下：
ED(2或3)＝AT(1)+AT(2,3)+AT(4)＝(25+0+25)ms＝50ms。
然后，LV4被起搏，而RV电极同时将起搏脉冲传递至RV。由于LV4用于起搏LV，因此AT(4)等于0。电激动时间被测量，以使AT(1)等于50ms，并且AT(2,3)等于25ms。用于计算关于LV4的ED的方程式如下：
ED(4)＝AT(1)/2+AT(2,3)+AT(4)＝(25+25+0)ms＝50ms。
由于与每个LV电极的相关联的所有ED值是相似的(例如，一个ED值和另一个ED值之差等于或小于预定阈值，诸如15ms)，因此最佳起搏部位位于在本征心律或仅RV起搏期间的LV中的最近激动部位处。因此，LV1为用于起搏LV的最好或最佳LV电极。下面提供的表1对结果进行归纳。
表1归纳了用于其中在LV电极之间的LV中不存在块的基线示例的双心室起搏数据。
第二示例涉及位于LV1和LV2之间的LV组织中的解剖结构块(例如，疤痕)。如在第一示例中，此处应用在本征心律期间生成的相同顺序的激动时间。由于在本征心律期间的激动时间的顺序是已知的，因此根据先前讨论的双心室起搏配置计算ED数据生成。为了确定ED数据，处理器80选择LV1来将起搏脉冲传递至LV组织，同时RV电极起搏RV。响应于双心室起搏配置在LV电极处测量激动时间。由于LV1用于起搏LV，因此AT(1)等于0。在LV2、LV3和LV4处测量激动时间。在120ms处测得AT(2,3)，并且在110ms处测得LV4处的AT(4)。在LV1处的ED计算如下：
ED(1)＝AT(1)+AT(2,3)+AT(4)/2＝0+120+110/2＝175ms。
选择LV2和/或LV3来将起搏脉冲传输至LV组织。在电极LV2、LV3和LV4处测量电激动时间。由于LV3非常接近LV2并且在LV2和LV3之间的组织正常传导，因此AT(2,3)几乎等于0。在120ms处测得AT(1)，而在25ms处测得AT(4)。在LV2处的ED为150ms并且计算如下：
ED(2或3)＝AT(1)+AT(2,3)+AT(4)＝(120+5+25)ms＝150ms。
然后，选择LV4来起搏LV，同时RV电极起搏RV。响应于LV4将起搏脉冲传输至LV组织，在LV1、LV2或LV3处测量电激动时间。由于LV4用于起搏LV，因此AT(4)等于0。在120ms处测得在LV1处的AT(1)，并且在25ms处测得在LV电极2、3处的AT(2,3)。在LV2处的ED为85ms并且计算如下：
ED(4)＝AT(1)/2+AT(2,3)+AT(4)＝(120/2+25+0)ms＝85ms。
在物理上位于解剖结构块最远处的LV4产生小于其他三个LV电极的ED值达15ms以上的ED值。LV4为从中起搏LV的最好或最佳LV电极。表2归纳了其中在LV1和LV2之间的LV组织中存在解剖结构块(诸如，疤痕)的情况下所获得的起搏数据。
表2归纳了其中在LV1和LV2之间存在解剖结构块的示例2的起搏数据。
第三示例涉及在位于LV2和LV3之间的组织中的解剖结构块(例如，疤痕)。对每个双心室起搏配置进行评估以生成ED数据。
选择LV1来将起搏脉冲传递至LV，而RV电极同时将起搏脉冲传递至RV。响应于双心室起搏，在LV2、LV3和LV4处测量激动时间。由于LV1用于起搏LV，因此AT(1)等于0。在25ms处测得AT(2)，并且在125ms处测得在LV3处的AT(3)。因此，AT(2,3)＝[(25+125)/2]ms＝75ms，并且AT(4)为100ms。在LV1处的ED计算如下：
ED(1)＝AT(1)+AT(2,3)+AT(4)/2＝0+75+100/2＝125ms。
然后，LV2被起搏，同时RV电极起搏RV。由于LV2用于起搏LV，因此AT(2)等于0。响应于双心室起搏，在LV2、LV3和LV4处测量电激动时间。在25ms处测得AT(1)，在125ms处测得在LV3处的AT(3)，且在100ms处测得在LV4处的AT(4)。AT(2,3)＝(0+125)/2＝62.5ms。在LV2处的ED为187.5ms并且计算如下：
ED(2)＝AT(1)+AT(2,3)+AT(4)＝(25+62.5+100)ms＝187.5ms。
然后，LV3被起搏，而RV电极同时起搏RV。由于LV3用于起搏LV，因此AT(3)为0。响应于LV3将起搏脉冲传输至LV组织，在LV1、LV2和LV4处测量AT。在100ms处测得AT(1)，在125ms处测得AT(2)，且在25ms处测得AT(4)。在LV3处的ED计算如下：
ED(3)＝AT(1)+AT(2,3)+AT(4)＝(100+62.5+25)ms＝187.5ms。
然后，选择LV4来将起搏脉冲传递至LV，同时RV电极起搏RV。由于LV4用于起搏LV，因此AT(4)为0。在LV1、LV2和LV3处测量激动时间。在100ms处测得AT(1)，在125ms处测得AT(2)，以及在25ms处测得AT(3)。由于AT(2,3)＝(125+25)ms/2＝150ms/2，因此AT(2,3)＝75ms。在LV4处的ED计算如下：
ED(4)＝AT(1)/2+AT(2,3)+AT(4)＝(100/2+75+0)ms＝125ms。
由于ED(1)＝ED(4)，因此电激动的形式(pattern)更有利于LV1和LV4。由于在本征激动或仅RV起搏期间LV1附近的组织表现出最近激动时间，因此LV1被选择用于起搏LV。以下提供的表3示出了在LV2和LV3之间的解剖结构块的起搏数据。
表3归纳了其中在LV2和LV3之间存在解剖结构块的示例3的起搏数据。
起搏电极 AT(1)ms AT(2)ms AT(3)ms AT(4)ms ED ms
LV1 0 25 125 100 125
LV2 25 0 125 100 187.5
LV3 100 125 0 25 187.5
LV4 100 125 25 0 125
另一示例涉及位于LV3和LV4之间的LV组织中的解剖结构块(例如，疤痕)。选择LV1来起搏LV，同时RV电极起搏RV。由于LV1用于起搏LV，因此AT(1)等于0。响应于双心室起搏，在LV2、LV3和LV4处测量激动时间。在27.5ms处测得AT(2,3)，并且在125ms处测得AT(4)。在LV1处的ED计算如下：
ED(1)＝AT(1)+AT(2,3)+AT(4)/2＝[0+27.5+(125/2)]ms＝90ms。
然后，选择LV2或LV3来起搏LV，同时RV电极起搏RV。AT(2,3)等于5ms，但由于LV2用于起搏LV，所以AT(2,3)预期等于0。在起搏LV和RV时，在LV1、LV3和LV4处测量电激动时间。在25ms处测得AT(1)，并且在125ms处测得AT(4)。在LV2处的ED为150ms并且计算如下：
ED(2)＝AT(1)+AT(2,3)+AT(4)＝(25+5+120)ms＝150ms。
由于LV2和LV3紧密相间并且LV2和LV3之间的组织正常传导，因此来自LV3的起搏创建相同的ED。因此，ED(3)＝150ms。
然后，选择LV4来起搏LV，同时RV电极起搏RV。响应于双心室起搏，在LV1和LV(2,3)处测量AT，但由于LV4用于起搏LV，在AT(4)没有测得激动时间。AT(1)为100ms，并且在122.5ms处测得在LV(2,3)处的AT(2,3)。在LV2处的ED为172.5ms并且计算如下：
ED(4)＝AT(1)/2+AT(2,3)+AT(4)＝(100/2+122.5+0)ms＝172.5ms。
表4提供了该示例的起搏数据。
表4－归纳了其中在LV3和LV4之间存在解剖结构块(例如，疤痕)的示例4的起搏数据
典型地，位于解剖结构块最远端的LV电极实现在LV和RV之间的增加的再同步。因此，LV1是从中起搏的最佳电极。由于LV4完全阻塞LV组织的激动，因此LV4为用于起搏的最差LV电极。此外，从LV2或LV3起搏比LV1更差。
第五示例涉及在从LV1起搏时存在于LV1和LV2之间但在从LV2、LV3或LV4起搏时不存在的单向功能块。响应于LV1双心室起搏脉冲被传递至RV和LV，在LV2、LV3和LV4处测量电激动时间。由于LV1用于起搏LV，因此AT(1)等于0。在122.5ms处测得AT(2,3)，在100ms处测得AT(4)。在LV1处的ED计算如下：
ED(1)＝AT(1)+AT(2,3)+AT(4)/2＝(0+100/2+122.5)ms＝172.5ms。
然后，选择LV2或LV3来起搏LV，同时RV电极起搏RV。响应于该双心室起搏配置，在电极1、3和4处测量激动时间。由于LV2用于起搏LV，因此AT(2,3)几乎等于0(例如，5ms)。在25ms处测得在LV1处的AT(1)，并且在25ms处测得AT(4)。在LV2处的ED为55ms并且计算如下：
ED(2)＝AT(1)+AT(2,3)+AT(4)＝(25+5+25)ms＝55ms。
由于LV3与LV2紧密间隔，因此LV2和LV3之间的组织正常传导。因此，来自LV3的起搏创建与LV2相同的ED。特定地，ED(3)＝55ms。
然后，选择LV4来起搏LV，同时RV电极起搏RV。响应于LV4将起搏脉冲传输至LV组织，在LV1、和电极2、3处测量AT。由于LV4用于起搏LV，因此AT(4)等于0。在50ms处测得在LV1处的AT(1)，并且在22.5ms处测得在LV2,3处的AT(2,3)。在LV2处的ED为47.5ms并且计算如下：
ED(4)＝AT(1)/2+AT(2,3)+AT(4)＝(50/2+22.5+0)ms＝47.5ms。
ED(2)或ED(3)以及ED(4)是相似的(即，小于15ms)；因此，由于LV2或LV3电极的每一个与晚于LV4的激动时间相关联，可选择LV2或LV3来起搏LV。表5中提供了LV3和LV4之间的解剖结构块的起搏数据。
表5－归纳了其中在LV3和LV4之间存在解剖结构块的示例5的起搏数据
第六示例涉及位于不进行捕获的有疤痕的LV组织中或上的LV4。在第一双心室起搏配置中，LV1用于起搏LV。由于LV1用于起搏LV，因此AT(1)等于0。响应于LV1将起搏脉冲传输至LV组织，在LV2、LV3和LV4处测量激动时间。在25ms处测得在LV2处的AT(2,3)，并且在150ms处测得AT(4)。在LV1处的ED计算如下：
ED(1)＝AT(1)+AT(2,3)+AT(4)/2＝[0+25+(150/2)]ms＝100ms。
然后，起搏LV2或LV3。响应于LV2或LV3将起搏脉冲传输至LV组织，在LV1、LV3和LV4处测量电激动时间。由于LV2用于起搏LV，因此AT(2,3)几乎等于0(例如，5ms)。在25ms处测得AT(1)，并且在150ms处测得AT(4)。在LV2处的ED为180ms并且计算如下：
ED(2)＝AT(1)+AT(2,3)+AT(4)＝(25+5+150)ms＝180ms。
由于LV3与LV2紧密间隔，因此LV2和LV3之间的组织正常传导并且ED(3)＝ED(2)＝180ms。
以下提供的表6归纳了从示例1-5所获得的所有数据。
表6－归纳了与LV组织中的解剖结构块相关的起搏数据
虽然以上提供的五个示例使用具有预先指定的电极间距离的四端(qurdripolar)引线，但本领域技术人员将理解，加权电不同步测量的相同原理也可利用不同加权值应用于引线上的不同电极间间距。根据每个电极与起搏电极的相对距离来修改加权值。例如，如果LV引线上的LV电极都是等距的，则加权电不同步的公式将修改如下：
ED(1)＝AT(1)+AT(2)+AT(3)/2+AT(4)/3
ED(2)＝AT(1)+AT(2)+AT(3)+AT(4)/2
ED(3)＝AT(1)/2+AT(2)+AT(3)+AT(4)以及
ED(4)＝AT(1)/3+AT(2)/2+AT(3)+AT(4)。
在一个或多个实施例中，一旦选择了最佳LV电极，可分别通过图7-8的流程图中提供的示例性方法300或400确定最佳延时，诸如A-V延时(A)和/或V-V延时(D)。
在一个或多个实施例中，一旦选择了最佳LV电极，可通过图7的流程图中提供的示例性方法300确定最佳A-V延时。在一个或多个实施例中，以与被执行用于选择用于从中起搏的最佳LV电极相似的方式发生A-V延时优化。在一个或多个实施例中，可通过使用多个A-V延时的激动时间的加权和来执行A-V延时优化。在选择导致最低电不同步的A-V延时并且编程到编程器24中。
为了确定最佳A-V延时，必须针对至少两个或两个以上A-V延时采用V-V延时D的标称值来计算ED。例如，D可以被设置为0。此后，ED(j,A)表示在从RV电极和LV电极j同时双心室起搏期间的电不同步。“A”表示A-V延时，并且AT(i,A)表示在双心室起搏期间在LV电极处的激动时间。
ED包括A-V延时。
ED ( j , A ) = Σ i = 1 n w ( i , j ) AT ( i , A )
“n”为LV电极的总数。
对于本示例D为0；然而，本领域技术人员将理解构想V-V延时(D)为非零的替代实施例。一般地，只要V-V延时固定在恒定值(例如，零、非零、标称值)，就可充分确定最佳A-V延时。
如上所述，仅有效的ED用于确定从中起搏的最佳LV电极。一个或多个AT(i)的负值或其中LV或RV或LV和RV两者都不捕获的值被省略。编程器24可自动选择对于心房感测以5、10、15或20ms的增量从40ms的最低值到260ms的最高值范围的A-V延时。在心房起搏期间也选择相同的值。
在操作302处，在选择A-V延时之后，编程器24使脉冲发生器生成通过最佳LV电极传递至LV的起搏脉冲(例如，从大约0.25伏特到大约8伏特的范围，并且更优选地在2-3伏特之间)，而其他起搏脉冲(例如，从大约0.25伏特到8伏特的范围，并且更优选地在2-3伏特之间)通过RV电极传输至RV。可观察到对起搏脉冲的生理响应。
在操作304处测量在非起搏电极处的电激动时间之后，在操作306处，微处理器80使用以上与最佳LV起搏电极相关联的ED方程式来确定第一A-V延时的电不同步指数。例如，如上所讨论的，加权和方程式可考虑LV引线20上的LV电极之间的物理间距。例如，用于以40ms的A-V延时从RV和LV1的同步双心室起搏的电不同步度量可表示如下：
ED(1,40)＝AT(1,40)+AT([2,3],40)+AT(4,40)/2，其中AT([2,3],40)＝[AT(2,40)+AT(3,40)]/2。
由于LV2和LV3相当接近，因此LV2和LV3的AT一起取平均。将与LV4相关联的AT除以常数W。W为相对于LV电极(2,3)到1的距离的从LV1到LV4的距离。在该示例中，由于从LV1到LV4的距离是从电极(2,3)到LV1的距离的两倍，因此W为2。可取决于LV医疗电引线和其上多个电极之间所使用的间距来调节W。
用于计算给定值A-V延时的加权电不同步指数的ED方程式取决于所选择的最佳LV电极。例如，如果LV1为最佳LV电极，则ED(1)用于计算正被测试的A-V延时的每一个的ED。如果LV2为最佳LV电极，则ED(2)用于计算并且优化A-V延时。如果LV3为最佳LV电极，则ED(3)用于计算并且优化A-V延时。如果LV4为最佳LV电极，则ED(4)用于计算并且优化A-V延时。
在已经确定第一A-V延时的ED之后，编程器24自动地选择第二A-V延时。同样，在操作308处，通过RV电极和LV电极以第二A-V延时传递起搏脉冲，同时感测LV电极感测。在操作310处，然后测量第二A-V延时的非起搏LV电极的激动时间。在操作312处，使用与用于计算第一A-V延时的ED的相同ED方程式来计算第二A-V延时的EDI。在确定第二A-V的第二ED之后，编程器24自动地选择第三A-V延时，并且然后编程器24将起搏脉冲发送至RV电极和/或LV电极。然后计算第三A-V延时的第三ED。在计算第三ED之后，编程器24自动地计算多达N个A-V延时。典型地，编程器24自动地测试N个(例如，N可以是12－20等)所感测的A-V延时和M个起搏A-V延时达静息(resting)周期长度(例如，在诸如连续心房事件之类的两个事件之间的时间(ms))。通常N等于M，但是本领域技术人员将理解，由于确定所感测的A-V延时的ED值为与起搏A-V延时不同的操作，因此N不一定等于M。一般地，编程器24测试小于100个A-V延时。在一个或多个实施例中，编程器24可自动地测试20个或20个以下的A-V延时。在又一实施例中，编程器24可自动地测试10个或10个以下的A-V延时。因为在心房激动之前的心室的预激不是血流动力学最佳的，因此不测试负A-V延时。
下面提供的表7提供从短延时(即，40ms)到长延时(即，260ms)范围的SA-V延时的ED结果的示例。每个A-V延时按预定的时间增量(即，20ms)自动地间隔，但也可采用其他合适的时间增量值(例如，5ms、10ms、15ms等等)。使用特定A-V延时执行从LV1和RV的双心室起搏，同时将V-V延时保持在恒定或固定标称值，允许生成表7的示例性数据。提供最小ED的A-V延时被选择为最佳A-V延时。在该示例中，最佳A-V延时为对应于最小ED的180ms。
表7：在静息心率下的一系列感测的A-V(SA-V)延时的ED
在其中两个或更多个A-V延时具有相同的最小ED的情况下，最低A-V延时被选择为最佳A-V延时。
为了评估在心房起搏期间最佳A-V延时变化，以等于或刚好大于患者的静息窦性心率的速率来发起心房起搏。表8归纳了已使用与相对于SAV描述的相似的方法计算的起搏A-V延时(PAV)。在这种情况下，最佳PAV为200ms。
ΔAVrest为最佳PAV和最佳SAV之差并且表示如下：
ΔAVrest＝最佳PAV–最佳SAV＝(200-180)ms＝20ms。
从静息周期长度以50ms的步长递减的周期长度发起心房起搏。可重复相同过程以确定每个周期长度处的最佳PAV。例如，标识出最低ED并然后选择对应的PA-V。可通过将ΔAVrest从在该周期长度处的最佳PAV中减去来设置每个周期长度的对应的最佳SAV。以这种方式覆盖的周期长度的范围可从静息周期长度开始并且以上心房跟踪速率结束。
表8：在具有等于或刚好大于静息心率的周期长度的心房起搏处的一系列PAV延时的ED
表9为可用于对应于不同感测或起搏周期长度的A-V延时的最佳和动态适应的不同周期长度的最佳PAV和SAV值的查找表。特定地，A-V优化可根据心率的变化(例如，更快心脏或更低周期长度)自动调节A-V延时。编程器24或IMD 16可通过使用与周期长度、PAV和/或SAV相关的查找表来调节AV延时。例如，IMD 16可根据检测到的当前周期长度容易地调节AV延时(无论是心房感测还是心房起搏)。简要参照表9，周期长度750ms对应于180ms的PAV和160ms的SAV。因此，PAV可被调节或SAV可被调节至指定最佳水平。
表9通过编程器24自动地生成并且存储在存储器中。例如，编程器24可以不同速率发起心房起搏。可针对给定心房起搏速率确定最佳PAV并且将该最佳PAV存储在存储器中。可通过以上讨论的减去ΔAVrest来确定该相同速率的对应的最佳SAV并且存储该速率的最佳SAV值。
表9为从静息(1000ms)到上跟踪速率(500ms)的不同周期长度的最佳PAV和SAV的查找表。
周期长度(CL) 最佳PAV 最佳SAV
(ms) (ms) (ms)
1000 200 180
950 200 180
900 200 180
850 200 180
800 180 160
750 180 160
700 180 160
650 160 140
600 160 140
550 140 120
500 140 120
在已经优化A-V延时之后，V-V延时经受优化过程。以与被执行用于选择用于起搏的最佳LV电极相似的方式发生V-V延时优化。在一个或多个实施例中，V-V优化可通过采用多个V-V延时的激动时间的加权和来执行，并且在选择产生最低激动时间的V-V并被编程至编程器24中。
为了确定最佳V-V延时，必须针对两个或更多个V-V延时采用设置为最佳值Aopt的A-V延时来计算ED。
包括V-V延时的ED为：
ED ( j , Aopt , D ) = Σ i = 1 n w ( i , j ) AT ( i , Aopt , D ) .
如上所述，仅有效的ED用于确定用于起搏的最佳LV电极。一个或多个AT(i)的负值或其中RV或LV或RV和LV两者不捕获的实例被省略。
第一V-V延时可以是编程器24自动为特定患者选择的任何量的延时。可选地，编程器24可被自动设置以执行延时的增量，诸如，5ms延时、10ms、15ms…100ms延时等等。一般地，引入V-V延时可取决于患者的生理(例如，年龄、大小、性别等)。右心室到左心室延时或左心室到右心室延时可被用户输入到编程器24中。例如，编程器24可自动地开始在右心室和左心室之间引入80ms延时。
在操作402处，在选择V-V延时之后，编程器24使脉冲发生器生成通过最佳LV电极传递至LV的起搏脉冲(例如，从大约0.25伏特到大约8伏特的范围，并且更优选地在2-3伏特之间)，而其他起搏脉冲(例如，从大约0.25伏特到8伏特的范围，并且更优选地在2-3伏特之间)通过RV电极传输至RV。可观察到对起搏脉冲的生理响应。
在操作404处测量在非起搏电极处的电激动时间之后，在操作406处，处理器80利用以上与最佳LV起搏电极相关联的方程式确定第一V-V延时的电不同步指数。例如，如上所讨论的，加权和方程式可考虑LV引线20上的LV电极之间的物理间距。例如，在从RV电极和LV1电极的双心室起搏期间具有在心房(感测或起搏的)信号和第一心室起搏脉冲之间的设置为最佳值Aopt的A-V延迟的电不同步可被表达如下：
ED(1,Aopt,40)＝AT(1,Aopt,40)+AT([2,3],Aopt,40)+AT(4,Aopt,40)/2，其中AT([2,3],Aopt,40)＝[AT(2,Aopt,40)+AT(3,Aopt,40)]/2。
由于电极2和3相当靠近，因此电极2和3的AT一起取平均。将与LV4相关联的AT除以常数W。W为相对于LV电极(2,3)到1的距离的从LV1到LV4的距离。在该示例中，由于从LV1到LV4的距离是从电极(2,3)到LV1的距离的两倍，因此W为2。可根据LV医疗电引线和其上多个电极之间所使用的间距来调节W。
用于计算给定值V-V延时的加权电不同步指数的ED方程式取决于所选择的最佳LV电极。例如，如果LV1为最佳LV电极，则ED(1)用于计算正被测试的V-V延时的每一个的ED。如果LV2为最佳LV电极，则ED(2)用于计算并且优化V-V延时。如果LV3为最佳LV电极，则ED(3)用于计算并且优化V-V延时。如果LV4为最佳LV电极，则ED(4)用于计算并且优化V-V延时。
在已经确定第一V-V延时的ED之后，编程器24自动地选择第二V-V延时。同样，在操作408处，通过RV电极和LV电极以第二V-V延时传递起搏脉冲，同时感测LV电极进行感测。在操作410处，然后测量第二V-V延时的非起搏LV电极的激动时间。在操作412处，使用与用于计算第一V-V延时的ED的相同ED方程式来计算第二V-V延时的EDI。在确定第二V-V的第二ED之后，编程器24自动地选择第三V-V延时，并且然后编程器24将起搏脉冲发送至RV电极和/或LV电极。然后计算第三V-V延时的第三ED。在计算第三ED之后，编程器24可计算多达N个A-V延时。一般地，编程器24将测试小于100个V-V延时。在一个或多个其他实施例中，编程器24可测试20个或20个以下的V-V延时。在又一实施例中，编程器24可测试10个或10个以下的V-V延时。
在操作414处，在引入各V-V延时之后，选择产生最小ED的V-V延时。如果存在产生最小ED的一个以上的V-V延时，则具有最小绝对值的V-V延时将被编程到可植入医疗设备中作为患者的基线V-V延时。例如，如果产生最小电不同步指数的两个V-V延时为0ms(同时双心室起搏)和－10ms(在RV之前10ms的LV起搏)，则所编程的V-V延时将会是0ms。
在表6中呈现通过场景三示出的V-V优化，其中基于在同时双心室起搏期间(V-V延时＝0)的ED值将LV1选择为CRT治疗的最佳电极。ED(1)方程式用于计算在各个V-V延时下的ED。可在来自RV电极的起搏期间和通过引入以10ms间隔从-50ms(LV起搏在RV起搏之前50ms)到+50ms(LV起搏在RV起搏之后50ms)的可变V-V延时的来自LV上的最佳电极(电极1)的起搏期间，通过编程器24执行ED测量。以下提供的表11归纳了在来自RV电极的起搏期间和来自最佳LV电极(LV1)起搏期间对于场景三(表6中所归纳的)的具有可变V-V延时(以ms为单位)的ED测量(以ms为单位)。
在被设置为该情况下的最佳V-V延时的-20ms的V-V延时处获得最小ED值。
以下提供的表11包括使用各V-V延时的双心室起搏的示例性数据。
表11－使用一组V-V延时的双心室起搏数据
在优化A-V延时和V-V延时之前或之后，可确定引线中的一个是否应当被重新放置。例如，在已经获得每个LV电极(例如，LV1、LV2、LV3、和LV4)的ED数据之后，然后可将ED数据与阈值(例如，60ms)相比较。在一个或多个实施例中，有关在RV起搏或本征心律期间的LV激动时间的简单标准可用于确定是否应当移动LV引线20。例如，如果LV激动时间小于60ms，则应当移动引线20或应当不起搏那个电极。该简单标准可添加至以上用于选择起搏向量的标准中的任意标准。
虽然已经以其当前优选的形式描述了本发明，但将理解，本发明能够修改而不背离所附权利要求中所陈述的本发明的精神。例如，在一个或多个实施例中，可选择两个或更多个LV电极用于LV的多部位起搏。这种配置的示例可参看关于2004年10月12日授权、且转让给本发明的受让人的美国专利No.6,804,555，其内容通过引用整体结合于此。此外，虽然电极已被描述为能够感测或起搏，但本领域的技术人员将理解，其他实施例可采用能够感测和起搏两者的电极。此外，许多不同的医疗电引线可用于实现一个或多个实施例。例如，可使用圣犹大的(St Jude’s)QuartetTM四端、左心室起搏引线或波士顿科学公司(Boston Scientific’s)EASYTRAK左心室起搏/感测引线。
本公开中所描述的技术包括归因于IMD 16、编程器24、或各构成部件的那些技术，可以至少部分地以硬件、软件、固件或它们的任意组合来实现。例如，这些技术的各方面可在包括一个或多个微处理器、DSP、ASIC、FPGA或任何其他等效的集成或分立逻辑电路以及这些组件的任意组合的一个或多个处理器中实现、体现在诸如医生或患者的编程器、刺激器、图像处理设备或其他设备之类的编程器中。术语“模块”、“处理器”或“处理电路”一般可指独立的或结合其它逻辑电路的何前述逻辑电路、或任何其它等效电路。
这些硬件、软件、和/或固件可在同一设备或单独的设备内实现，以支持本文所描述的各种操作和功能。另外，所述单元、模块或组件中的任一个可一起实现或作为分立但可互操作的逻辑设备单独实现。将不同的特征描绘为模块或单元是为了凸显不同的功能方面，而不一定暗示这样的模块或单元必须通过单独的硬件或软件组件来实现。相反，与一个或多个模块或单元相关联的功能可由单独的硬件或软件组件来执行，或集成在共同或单独的硬件或软件组件之内。
本领域技术人员也将理解，在流程图中所提供的示例性方法旨在示出本文所描述的设备的一般功能操作，并且不应当被解释为实现本文所描述的所有方法所必须的特定形式的软件或硬件的反应。可以认为，软件的特定形式主要由设备(例如，IMD 16，编程器24)中所采用的特定系统体系结构以及设备和/或系统所采用的特定检测和治疗传递方法所确定。考虑到本文所揭示的内容，在任何现代的IMD的情境中提供实现所述方法的软件和/或硬件都在本领域技术人员的能力范围内。
当以软件实现时，归因于本公开中描述的系统、装置和技术的功能可具体化为计算机可读介质(诸如RAM、ROM、NVRAM、EEPROM、闪存、磁数据存储介质、光数据存储介质等等)上的指令。可由一个或多个处理器执行这些指令以支持本公开中所描述的功能的一个或多个方面。可以理解，LV电极可置于在LV附近和/或沿着LV的位置处。还可以理解，可采用四个以上的LV电极来监测电激动时间。
此外，将理解，ED因变于诸如起搏电极、A-V延时和V-V延时之类的多个变量。ED的优化是基于任何一个变量，同时保持其他变量为恒定值。此外，构想其中内科医生可任选地执行本文所描述的任何方法的一个或多个操作的其他实施例。
本申请要求2012年2月27日提交的美国临时申请No.61/600,462的优先权。上述申请的公开内容通过引用整体结合于此。
本发明已经参照所示的实施例进行了描述，并且并不意味着以限制的意思进行解释。如上所述，本领域技术人员将会认识到其它各种说明性应用都可以使用本文所描述的技术以利用本文所描述的装置和方法的有益特征。例如，可以构想其他实施例可使用配置成起搏和感测的电极。对这些实施例所作的各种修改以及本发明的另外的实施例在参照本说明书时将会是显而易见的。

Claims (16)

1.一种心脏起搏的系统，所述系统采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ΔT 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ΔT 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
ΔT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。
CN201380019802.0A 2012-02-17 2013-02-15 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 Active CN104220130B (zh)

Applications Claiming Priority (5)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US201261600462P 2012-02-17 2012-02-17
US61/600,462 2012-02-17
US13/464,181 US8948869B2 (en) 2012-02-17 2012-05-04 Criteria for optimal electrical resynchronization derived from multipolar leads or multiple electrodes during biventricular pacing
US13/464,181 2012-05-04
PCT/US2013/026366 WO2013123340A2 (en) 2012-02-17 2013-02-15 Criteria for optimal electrical resynchronization derived from multipolar leads or multiple electrodes during biventricular pacing

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN104220130A true CN104220130A (zh) 2014-12-17
CN104220130B CN104220130B (zh) 2016-04-06

Family

ID=48982842

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201380019802.0A Active CN104220130B (zh) 2012-02-17 2013-02-15 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

Country Status (4)

Country Link
US (6) US8615298B2 (zh)
EP (1) EP2814566B1 (zh)
CN (1) CN104220130B (zh)
WO (3) WO2013123340A2 (zh)

Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN108348755A (zh) * 2015-07-24 2018-07-31 心脏起搏器股份公司 用于刺激部位选择的系统和方法
CN108472489A (zh) * 2016-01-08 2018-08-31 心脏起搏器股份公司 使生理数据的多个源同步
CN108712878A (zh) * 2016-02-26 2018-10-26 美敦力公司 确定由于心脏起搏的组织夺获的程度非侵入性方法和系统
CN110152191A (zh) * 2019-05-22 2019-08-23 创领心律管理医疗器械（上海）有限公司 无导线起搏器
CN113616925A (zh) * 2021-08-10 2021-11-09 昆明医科大学第一附属医院 基于左束支区域起搏融合的双腔动态融合起搏系统及方法

Families Citing this family (65)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2013519428A (ja) 2010-02-12 2013-05-30 ブリガム・アンド・ウイミンズ・ホスピタル・インコーポレイテッド 心臓再同期療法の調節パラメータの自動調整のためのシステムおよび方法
US9510763B2 (en) 2011-05-03 2016-12-06 Medtronic, Inc. Assessing intra-cardiac activation patterns and electrical dyssynchrony
US8615298B2 (en) * 2012-02-17 2013-12-24 Medtronic, Inc. Criteria for optimal electrical resynchronization derived from multipolar leads or multiple electrodes during biventricular pacing
US9155897B2 (en) 2012-05-04 2015-10-13 Medtronic, Inc. Criteria for optimal electrical resynchronization during biventricular pacing
US9604064B2 (en) 2013-02-21 2017-03-28 Medtronic, Inc. Criteria for optimal electrical resynchronization during fusion pacing
US8929984B2 (en) * 2013-02-21 2015-01-06 Medtronic, Inc. Criteria for optimal electrical resynchronization during fusion pacing
US9278219B2 (en) 2013-03-15 2016-03-08 Medtronic, Inc. Closed loop optimization of control parameters during cardiac pacing
US9924884B2 (en) 2013-04-30 2018-03-27 Medtronic, Inc. Systems, methods, and interfaces for identifying effective electrodes
US10064567B2 (en) 2013-04-30 2018-09-04 Medtronic, Inc. Systems, methods, and interfaces for identifying optimal electrical vectors
US10251555B2 (en) 2013-06-12 2019-04-09 Medtronic, Inc. Implantable electrode location selection
US9877789B2 (en) 2013-06-12 2018-01-30 Medtronic, Inc. Implantable electrode location selection
US9486151B2 (en) 2013-06-12 2016-11-08 Medtronic, Inc. Metrics of electrical dyssynchrony and electrical activation patterns from surface ECG electrodes
US9278220B2 (en) 2013-07-23 2016-03-08 Medtronic, Inc. Identification of healthy versus unhealthy substrate for pacing from a multipolar lead
US9282907B2 (en) 2013-07-23 2016-03-15 Medtronic, Inc. Identification of healthy versus unhealthy substrate for pacing from a multipolar lead
US9265955B2 (en) 2013-07-26 2016-02-23 Medtronic, Inc. Method and system for improved estimation of time of left ventricular pacing with respect to intrinsic right ventricular activation in cardiac resynchronization therapy
US9265954B2 (en) 2013-07-26 2016-02-23 Medtronic, Inc. Method and system for improved estimation of time of left ventricular pacing with respect to intrinsic right ventricular activation in cardiac resynchronization therapy
US9248294B2 (en) 2013-09-11 2016-02-02 Medtronic, Inc. Method and apparatus for optimization of cardiac resynchronization therapy using vectorcardiograms derived from implanted electrodes
US9289145B2 (en) * 2013-12-05 2016-03-22 Medtronic, Inc. Identification of abnormal cardiac substrate during left-ventricular pacing
US9993172B2 (en) 2013-12-09 2018-06-12 Medtronic, Inc. Noninvasive cardiac therapy evaluation
US9320446B2 (en) 2013-12-09 2016-04-26 Medtronic, Inc. Bioelectric sensor device and methods
US9776009B2 (en) 2014-03-20 2017-10-03 Medtronic, Inc. Non-invasive detection of phrenic nerve stimulation
US9401562B2 (en) 2014-04-25 2016-07-26 Medtronic, Inc. Down the bore with open windows and manufacturing thereof
US9591982B2 (en) 2014-07-31 2017-03-14 Medtronic, Inc. Systems and methods for evaluating cardiac therapy
US9707400B2 (en) 2014-08-15 2017-07-18 Medtronic, Inc. Systems, methods, and interfaces for configuring cardiac therapy
US9586052B2 (en) 2014-08-15 2017-03-07 Medtronic, Inc. Systems and methods for evaluating cardiac therapy
US9586050B2 (en) 2014-08-15 2017-03-07 Medtronic, Inc. Systems and methods for configuration of atrioventricular interval
US9764143B2 (en) 2014-08-15 2017-09-19 Medtronic, Inc. Systems and methods for configuration of interventricular interval
US9662033B2 (en) * 2014-12-31 2017-05-30 Biosense Webster (Israel) Ltd. System and method for visualizing electrophysiology data
US11253178B2 (en) 2015-01-29 2022-02-22 Medtronic, Inc. Noninvasive assessment of cardiac resynchronization therapy
US10195442B2 (en) 2015-03-19 2019-02-05 Cardiac Pacemakers, Inc. Methods and systems for multi-site pacing
US10166396B2 (en) 2015-04-24 2019-01-01 Medtronic, Inc. Efficient delivery of multi-site pacing
US11289207B2 (en) 2015-07-09 2022-03-29 Peacs Investments B.V. System for visualizing heart activation
US10004906B2 (en) 2015-07-16 2018-06-26 Medtronic, Inc. Confirming sensed atrial events for pacing during resynchronization therapy in a cardiac medical device and medical device system
US9656087B2 (en) * 2015-07-31 2017-05-23 Medtronic, Inc. Delivery of bi-ventricular pacing therapy in a cardiac medical device and medical device system
US10780279B2 (en) 2016-02-26 2020-09-22 Medtronic, Inc. Methods and systems of optimizing right ventricular only pacing for patients with respect to an atrial event and left ventricular event
US10272248B2 (en) 2016-05-31 2019-04-30 Medtronic, Inc. Electrogram-based control of cardiac resynchronization therapy
US11458320B2 (en) 2016-09-06 2022-10-04 Peacs Investments B.V. Method of cardiac resynchronization therapy
US10532213B2 (en) 2017-03-03 2020-01-14 Medtronic, Inc. Criteria for determination of local tissue latency near pacing electrode
US10987517B2 (en) 2017-03-15 2021-04-27 Medtronic, Inc. Detection of noise signals in cardiac signals
EP3658227B1 (en) 2017-07-28 2021-05-12 Medtronic, Inc. Cardiac cycle selection
WO2019023472A1 (en) 2017-07-28 2019-01-31 Medtronic, Inc. GENERATION OF ACTIVATION TIME
US10713790B2 (en) * 2017-08-01 2020-07-14 Catheter Precision, Inc. Methods of cardiac mapping and directional guidance
US11246662B2 (en) 2017-08-01 2022-02-15 Catheter Precision, Inc. Methods of cardiac mapping and model merging
US10694967B2 (en) 2017-10-18 2020-06-30 Medtronic, Inc. State-based atrial event detection
US11278727B2 (en) 2017-11-22 2022-03-22 Medtronic, Inc. Efficient delivery of multi-site pacing
US10799703B2 (en) 2017-12-22 2020-10-13 Medtronic, Inc. Evaluation of his bundle pacing therapy
US10492705B2 (en) 2017-12-22 2019-12-03 Regents Of The University Of Minnesota Anterior and posterior electrode signals
US10433746B2 (en) 2017-12-22 2019-10-08 Regents Of The University Of Minnesota Systems and methods for anterior and posterior electrode signal analysis
US11419539B2 (en) 2017-12-22 2022-08-23 Regents Of The University Of Minnesota QRS onset and offset times and cycle selection using anterior and posterior electrode signals
US10786167B2 (en) 2017-12-22 2020-09-29 Medtronic, Inc. Ectopic beat-compensated electrical heterogeneity information
US10617318B2 (en) 2018-02-27 2020-04-14 Medtronic, Inc. Mapping electrical activity on a model heart
US10668290B2 (en) 2018-03-01 2020-06-02 Medtronic, Inc. Delivery of pacing therapy by a cardiac pacing device
US10918870B2 (en) 2018-03-07 2021-02-16 Medtronic, Inc. Atrial lead placement for treatment of atrial dyssynchrony
US10780281B2 (en) 2018-03-23 2020-09-22 Medtronic, Inc. Evaluation of ventricle from atrium pacing therapy
US11285312B2 (en) 2018-03-29 2022-03-29 Medtronic, Inc. Left ventricular assist device adjustment and evaluation
US11304641B2 (en) 2018-06-01 2022-04-19 Medtronic, Inc. Systems, methods, and interfaces for use in cardiac evaluation
US10940321B2 (en) 2018-06-01 2021-03-09 Medtronic, Inc. Systems, methods, and interfaces for use in cardiac evaluation
US11801390B2 (en) 2018-06-06 2023-10-31 Medtronic, Inc. Identification and adjustment for loss of effective cardiac resynchronization therapy
US11253699B1 (en) 2019-03-21 2022-02-22 Terrell M. Williams Cardiac pacing lead
US11547858B2 (en) 2019-03-29 2023-01-10 Medtronic, Inc. Systems, methods, and devices for adaptive cardiac therapy
US11697025B2 (en) 2019-03-29 2023-07-11 Medtronic, Inc. Cardiac conduction system capture
US11497431B2 (en) 2019-10-09 2022-11-15 Medtronic, Inc. Systems and methods for configuring cardiac therapy
US11642533B2 (en) 2019-11-04 2023-05-09 Medtronic, Inc. Systems and methods for evaluating cardiac therapy
US11813464B2 (en) 2020-07-31 2023-11-14 Medtronic, Inc. Cardiac conduction system evaluation
US11446486B1 (en) 2021-06-03 2022-09-20 Gopi Dandamudi Multielectrode medical lead

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20100152801A1 (en) * 2008-12-11 2010-06-17 Pacesetter, Inc. Cardiac Resynchronization Therapy Optimization Using Vector Measurements Obtained from Realtime Electrode Position Tracking
US20110137369A1 (en) * 2009-12-07 2011-06-09 Pacesetter, Inc. Optimal pacing configuration via ventricular conduction delays
US20110319954A1 (en) * 2010-06-28 2011-12-29 Pacesetter, Inc. Metrics and techniques for optimization of cardiac therapies

Family Cites Families (65)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4497326A (en) 1981-04-06 1985-02-05 Curry Paul V L Heart pacing lead
US4940052A (en) * 1989-01-25 1990-07-10 Siemens-Pacesetter, Inc. Microprocessor controlled rate-responsive pacemaker having automatic rate response threshold adjustment
US5443492A (en) 1994-02-02 1995-08-22 Medtronic, Inc. Medical electrical lead and introducer system for implantable pulse generator
US5628778A (en) 1994-11-21 1997-05-13 Medtronic Inc. Single pass medical electrical lead
US5922014A (en) 1997-09-02 1999-07-13 Medtronic, Inc. Single pass lead and method of use
US7313444B2 (en) 1998-11-20 2007-12-25 Pacesetter, Inc. Self-anchoring coronary sinus lead
US6236883B1 (en) * 1999-02-03 2001-05-22 The Trustees Of Columbia University In The City Of New York Methods and systems for localizing reentrant circuits from electrogram features
WO2002064205A2 (en) * 2001-02-13 2002-08-22 Quetzal Biomedical, Inc. Multi-electrode apparatus and method for treatment of congestive heart failure
US6477417B1 (en) * 2001-04-12 2002-11-05 Pacesetter, Inc. System and method for automatically selecting electrode polarity during sensing and stimulation
US6704598B2 (en) * 2001-05-23 2004-03-09 Cardiac Pacemakers, Inc. Cardiac rhythm management system selecting between multiple same-chamber electrodes for delivering cardiac therapy
US6804555B2 (en) 2001-06-29 2004-10-12 Medtronic, Inc. Multi-site ventricular pacing system measuring QRS duration
US6795732B2 (en) * 2001-10-30 2004-09-21 Medtronic, Inc. Implantable medical device employing sonomicrometer output signals for detection and measurement of cardiac mechanical function
US6959214B2 (en) * 2001-11-28 2005-10-25 Medtronic, Inc. Implantable medical device for measuring mechanical heart function
US6968237B2 (en) 2002-05-22 2005-11-22 Pacesetter, Inc. Implantable coronary sinus lead and lead system
US7031777B2 (en) 2002-09-27 2006-04-18 Medtronic, Inc. Cardiac vein lead with flexible anode and method for forming same
US20050038478A1 (en) * 2003-08-11 2005-02-17 Klepfer Ruth N. Activation recovery interval for classification of cardiac beats in an implanted device
US20050125041A1 (en) * 2003-11-05 2005-06-09 Xiaoyi Min Methods for ventricular pacing
US20050149138A1 (en) * 2003-12-24 2005-07-07 Xiaoyi Min System and method for determining optimal pacing sites based on myocardial activation times
US7787951B1 (en) * 2003-12-24 2010-08-31 Pacesetter, Inc. System and method for determining optimal stimulation sites based on ECG information
US7181284B2 (en) 2004-03-17 2007-02-20 Medtronic, Inc. Apparatus and methods of energy efficient, atrial-based Bi-ventricular fusion-pacing
US7254442B2 (en) 2004-03-17 2007-08-07 Medtronic, Inc. Apparatus and method for “LEPARS” interval-based fusion pacing
US7225014B1 (en) * 2004-05-18 2007-05-29 Pacesetter, Inc. Anti-arrhythmia therapy based on spatial and/or temporal information
EP1799101A4 (en) * 2004-09-02 2008-11-19 Proteus Biomedical Inc METHOD AND DEVICES FOR TISSUE ACTIVATION AND MONITORING
US20080058656A1 (en) * 2004-10-08 2008-03-06 Costello Benedict J Electric tomography
JP5027797B2 (ja) * 2005-03-31 2012-09-19 プロテウス バイオメディカル インコーポレイテッド 心臓再同期化のための多重電極ペーシングの自動最適化
US8214041B2 (en) 2005-04-19 2012-07-03 Medtronic, Inc. Optimization of AV intervals in single ventricle fusion pacing through electrogram morphology
US7289850B2 (en) * 2005-04-28 2007-10-30 Medtronics, Inc. System for enhanced cardiac function with combined PESP/NES
US10406366B2 (en) 2006-11-17 2019-09-10 Respicardia, Inc. Transvenous phrenic nerve stimulation system
US20070129762A1 (en) * 2005-12-01 2007-06-07 Seth Worley Cardiac pacemaker with dynamic conduction time monitoring
US20070191892A1 (en) 2006-02-03 2007-08-16 Mullen Thomas J Apparatus and methods for automatic adjustment of av interval to ensure delivery of cardiac resynchronization therapy
US7860580B2 (en) 2006-04-24 2010-12-28 Medtronic, Inc. Active fixation medical electrical lead
US7702390B1 (en) 2006-12-13 2010-04-20 Pacesetter, Inc. Rate adaptive biventricular and cardiac resynchronization therapy
US7912707B2 (en) * 2006-12-19 2011-03-22 Microsoft Corporation Adapting a language model to accommodate inputs not found in a directory assistance listing
US8195292B2 (en) * 2007-02-16 2012-06-05 Pacestter, Inc. Cardiac resynchronization therapy optimization using parameter estimation from realtime electrode motion tracking
US8160700B1 (en) * 2007-05-16 2012-04-17 Pacesetter, Inc. Adaptive single site and multi-site ventricular pacing
US8301246B2 (en) * 2007-06-07 2012-10-30 Pacesetter, Inc. System and method for improving CRT response and identifying potential non-responders to CRT therapy
US7917214B1 (en) * 2007-09-06 2011-03-29 Pacesetter, Inc. Methods and systems for identifying a preferred pacing configuration for a multi-electrode implantable cardiac electrotherapy device
US8175707B1 (en) * 2007-12-06 2012-05-08 Pacesetter, Inc. Enhancement of rate responsive IEGM-based AV/PV and VV delay algorithms
US8145308B2 (en) 2008-03-13 2012-03-27 Medtronic, Inc. Method and apparatus for determining a parameter associated with delivery of therapy in a medical device
US7941217B1 (en) * 2008-03-25 2011-05-10 Pacesetter, Inc. Techniques for promoting biventricular synchrony and stimulation device efficiency using intentional fusion
US8814798B2 (en) 2008-04-25 2014-08-26 Medtronic, Inc. Implantable device and method for monitoring venous diameter
US20090299423A1 (en) * 2008-06-03 2009-12-03 Pacesetter, Inc. Systems and methods for determining inter-atrial conduction delays using multi-pole left ventricular pacing/sensing leads
US8155739B2 (en) * 2008-06-20 2012-04-10 Pacesetter, Inc. Cardiac resynchronization therapy optimization using mechanical dyssynchrony and shortening parameters from realtime electrode motion tracking
US8126552B2 (en) * 2008-10-21 2012-02-28 Pacesetter, Inc. Measurement of cardiac information for CRT optimziation in the presence of conduction dysfunction or atrial arrhythmia
US8050760B2 (en) * 2008-11-13 2011-11-01 Pacesetter, Inc. System and method for evaluating mechanical cardiac dyssynchrony based on multiple impedance vectors using an implantable medical device
US8442634B2 (en) 2008-12-04 2013-05-14 Pacesetter, Inc. Systems and methods for controlling ventricular pacing in patients with long inter-atrial conduction delays
WO2010074611A1 (en) * 2008-12-22 2010-07-01 St. Jude Medical Ab Implantable medical device and method for monitoring synchronicity of the ventricles of a heart
US8323205B2 (en) * 2009-02-10 2012-12-04 Pacesetter, Inc. System and method for identifying a potential cause of pulmonary edema
US8010194B2 (en) * 2009-04-01 2011-08-30 David Muller Determining site-to-site pacing delay for multi-site anti-tachycardia pacing
US8326419B2 (en) 2009-04-07 2012-12-04 Pacesetter, Inc. Therapy optimization via multi-dimensional mapping
US8401639B2 (en) 2009-04-13 2013-03-19 Cardiac Pacemakers, Inc. Anodal stimulation detection and avoidance
US9387329B2 (en) * 2009-07-22 2016-07-12 Pacesetter, Inc. Systems and methods for determining ventricular pacing sites for use with multi-pole leads
US8265755B2 (en) * 2009-07-22 2012-09-11 Pacesetter, Inc. Systems and methods for optimizing ventricular pacing delays for use with multi-pole leads
US20110066202A1 (en) * 2009-09-17 2011-03-17 Pacesetter, Inc. Electrode and lead stability indexes and stability maps based on localization system data
US20110066203A1 (en) * 2009-09-17 2011-03-17 Pacesetter, Inc. Electrode and lead stability indexes and stability maps based on localization system data
US8401645B2 (en) * 2009-09-17 2013-03-19 Pacesetter, Inc. Electrode and lead stability indexes and stability maps based on localization system data
US8145311B2 (en) * 2009-10-22 2012-03-27 Pacesetter, Inc. Systems and methods for determining optimal electrode pairs for use in biventricular pacing using multi-pole ventricular leads
US9421381B2 (en) * 2009-10-28 2016-08-23 Paceseter, Inc. Systems and methods for optimizing multi-site left ventricular pacing based on interelectrode conduction delays
US8412327B2 (en) * 2009-11-18 2013-04-02 Pacesetter, Inc. Cardiac resynchronization therapy optimization using vector measurements obtained from realtime electrode position tracking
US8332033B2 (en) 2010-06-24 2012-12-11 Pacesetter, Inc. Systems and methods for use by an implantable medical device for controlling multi-site CRT pacing in the presence of atrial tachycardia
EP2402054B1 (en) * 2010-06-30 2013-03-20 St. Jude Medical AB Identification of pacing site
US9014820B2 (en) 2011-03-15 2015-04-21 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Neurostimulation system for matching ideal pole spacing with effective electrode separation
US9381362B2 (en) 2012-01-20 2016-07-05 Medtronic, Inc. Modifying atrioventricular delay based on activation times
US8615298B2 (en) * 2012-02-17 2013-12-24 Medtronic, Inc. Criteria for optimal electrical resynchronization derived from multipolar leads or multiple electrodes during biventricular pacing
EP2877240B1 (en) 2012-07-25 2016-05-18 Cardiac Pacemakers, Inc. Electrode displacement detection

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20100152801A1 (en) * 2008-12-11 2010-06-17 Pacesetter, Inc. Cardiac Resynchronization Therapy Optimization Using Vector Measurements Obtained from Realtime Electrode Position Tracking
US20110137369A1 (en) * 2009-12-07 2011-06-09 Pacesetter, Inc. Optimal pacing configuration via ventricular conduction delays
US20110319954A1 (en) * 2010-06-28 2011-12-29 Pacesetter, Inc. Metrics and techniques for optimization of cardiac therapies

Cited By (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN108348755A (zh) * 2015-07-24 2018-07-31 心脏起搏器股份公司 用于刺激部位选择的系统和方法
CN108472489A (zh) * 2016-01-08 2018-08-31 心脏起搏器股份公司 使生理数据的多个源同步
CN108472489B (zh) * 2016-01-08 2022-04-01 心脏起搏器股份公司 使生理数据的多个源同步
CN108712878A (zh) * 2016-02-26 2018-10-26 美敦力公司 确定由于心脏起搏的组织夺获的程度非侵入性方法和系统
CN108712878B (zh) * 2016-02-26 2022-06-17 美敦力公司 确定由于心脏起搏的组织夺获的程度非侵入性方法和系统
CN110152191A (zh) * 2019-05-22 2019-08-23 创领心律管理医疗器械（上海）有限公司 无导线起搏器
CN113616925A (zh) * 2021-08-10 2021-11-09 昆明医科大学第一附属医院 基于左束支区域起搏融合的双腔动态融合起搏系统及方法
CN113616925B (zh) * 2021-08-10 2024-03-26 昆明医科大学第一附属医院 基于左束支区域起搏融合的双腔动态融合起搏系统及方法

Also Published As

Publication number Publication date
US20150045849A1 (en) 2015-02-12
CN104220130B (zh) 2016-04-06
US20130218225A1 (en) 2013-08-22
US9511234B2 (en) 2016-12-06
WO2013123367A1 (en) 2013-08-22
US8768465B2 (en) 2014-07-01
US8948869B2 (en) 2015-02-03
WO2013123340A3 (en) 2013-10-31
US20130218223A1 (en) 2013-08-22
US8694099B2 (en) 2014-04-08
EP2814566A2 (en) 2014-12-24
US20130218226A1 (en) 2013-08-22
WO2013123340A2 (en) 2013-08-22
US20130218224A1 (en) 2013-08-22
US8620433B2 (en) 2013-12-31
US8615298B2 (en) 2013-12-24
EP2814566B1 (en) 2020-04-15
US20130218227A1 (en) 2013-08-22
WO2013123386A1 (en) 2013-08-22

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN104220130B (zh) 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
CN106029166B (zh) 用于检测失夺获的设备
CN103180011B (zh) 用于选择起搏向量的夺获阈值测量
CN105578955B (zh) 确定心脏去极化和复极化波的起始和终止
US8886315B2 (en) Effectiveness of ventricular sense response in CRT
US8452396B2 (en) Synchronization of electrical stimulation therapy to treat cardiac arrhythmias
US9604064B2 (en) Criteria for optimal electrical resynchronization during fusion pacing
US8565880B2 (en) His-bundle capture verification and monitoring
US9446246B2 (en) Identification of electro-mechanical dysynchrony with a non-cardiac resynchronization therapeutic device
CN104203339B (zh) 基于激动时间修改房室延迟
US20110098765A1 (en) Detecting lead related condition during delivery of therapeutic electrical signals
CN104968393A (zh) 用于基于所感测的信号的正偏转是否在该信号的负偏转之前的判定而确定捕获的装置
EP3024539A1 (en) Combination of feedback on mechanical and electrical resynchronization to select therapy parameters
US20210016096A1 (en) Method and device for verifying atrial activity oversensing consistency on his sensing channel
CN105980005B (zh) 左心室起搏过程中对异常心脏基质的识别
CN116157179A (zh) 心脏传导系统起搏
CN116194178A (zh) 用于心脏起搏的电流导引
CN104203340A (zh) 自适应心脏再同步治疗

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
C14 Grant of patent or utility model
GR01 Patent grant