CN104363956B - 基于心音的自适应心脏再同步治疗定时参数优化系统 - Google Patents

基于心音的自适应心脏再同步治疗定时参数优化系统 Download PDF

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Abstract

用于控制心脏起搏治疗的医疗设备和相关联的方法，感测包括对应于心脏电事件的事件的第一心脏信号和包括对应于心脏血液动力学事件的事件的第二心脏信号。处理器被启用以使用第一心脏信号测量心脏传导时间间期并且控制信号发生器传递起搏治疗。在起搏治疗传递期间，起搏控制参数被调节成多个设置。在应用每一个控制参数设置期间从第二心脏信号中测量血液动力学参数值。处理器从多个设置中标识最优设置并且求解因变于心脏传导时间间期来定义起搏控制参数的患者专用方程。

Description

基于心音的自适应心脏再同步治疗定时参数优化系统
相关申请的交叉引用
本申请要求2012年4月4日提交的美国临时申请No.61/620,277的权益。上述申请的公开内容通过引用整体结合于此。
技术领域
本公开一般涉及医疗设备，并且尤其涉及一种用于控制心脏再同步治疗的医疗设备及相关的方法。
背景技术
心脏再同步治疗(CRT)是用于心脏衰竭患者的的一项治疗,其中电刺激(起搏)一个或多个心脏腔室以恢复或改善心室同步。改进的心脏腔室同步预期将提高心脏的血液动力学性能，诸如通过心室压力或心室压力的变化率或其他血液动力学测量。从CRT实现积极的临床益处取决于若干治疗控制参数，诸如房室(AV)延迟和心室间(VV)延迟。AV延迟控制心室起搏脉冲相对于固有或起搏的心房去极化的定时。心室间(VV)延迟控制在一个心室中的起搏脉冲相对于其他心室中的起搏或固有感测事件的定时。
已提出了选择用于控制CRT起搏脉冲的最优AV和VV延迟的很多方法。例如，临床医生可使用多普勒超声波心动描记术选择最优AV或VV延迟。这种临床技术是耗时的并且需要专家技术人员来执行。仍需要优化CRT控制参数来实现积极结果。
发明内容
医疗设备和相关联的方法控制CRT的传递。本文中所公开的技术提供用于因变于(asafunctionof)测得的心脏传导时间来计算优化的CRT控制参数的可更新的方程。在一些实施例中，用于因变于测得的心脏传导时间来计算控制参数的患者专用的(patient-specific)优化的方程的系数和/或截距(intercept)被存储在可植入医疗设备的存储器中并由处理器使用来计算更新的控制参数设置。每次测量心脏传导时间，存储的方程可由处理器用于更新相应控制参数。代替使用固定方程和仅响应于心脏传导时间的新测量值而更新CRT控制参数，方程本身也可被更新。当已知血液动力学优化的控制参数值和传导时间测量值时，通过求解该方程中使用的系数和/或截距来更新方程。在一些实施例中，可基于从心音信号导出的血液动力学参数值优化控制参数值。一旦标识出导致血液动力学参数值中的最大改进的控制参数值，可测量相关的心脏传导时间，且求解并存储系数或截距以定义用于计算优化的CRT控制参数值的患者专用方程。在各个实施例中，控制参数为AV或VV延迟，且用于计算AV或VV延迟的方程是心脏传导时间间期的线性函数。心脏传导时间间期的示例包括AV传导时间间期、P波持续时间、或QRS持续时间。
附图简述
图1为其中可实现本文所公开的技术以向患者的心脏提供治疗的可植入医疗设备(IMD)系统的一个实施例的示意图。
图2为示出了图1所示的IMD的一个示例配置的框图。
图3为根据一个实施例的用于控制CRT的方法的流程图。
图4为根据一个实施例的用于建立在仅LV起搏期间使用的最优AV延迟的方法的流程图。
图5为根据一个实施例的用于设置双心室起搏期间的最优AV延迟的方法的流程图。
图6为根据一个实施例的用于设置在双心室起搏期间的最优VV延迟的方法的流程图。
图7为根据一个实施例的用于控制自适应CRT的方法的流程图。
具体实施方式
在以下描述中，对说明性实施例进行引用。应当理解，可使用其他实施例而不背离本公开的范围。本文中所使用的“模块”指的是专用集成电路(ASIC)、电子电路、执行一个或多个软件或固件程序的处理器(共享的、专用的、或组)和存储器、组合逻辑电路、或提供所描述的功能的其他合适的部件。
在“自适应CRT”中，起搏脉冲可在右心室和左心室两者(双心室起搏)中或仅在左心室(仅LV起搏或单心室起搏)中选择性地传递。起搏设备被配置成基于房室(AV)传导时间间期在双心室起搏和单心室仅LV起搏之间切换，房室(AV)传导时间间期即，心房去极化传导至心室并且引起心室去极化的时间。当AV传导受损，即，受阻或变慢时，传递双心室起搏。当AV传导发生在预期“正常”时间间期内时，仅LV起搏被传递以允许固有AV传导发生，并通过仅LV起搏改善心室同步。在双心室或单心室仅LV起搏期间，心房腔室可能或可能不被起搏。
经选择用于控制双心室起搏的CRT控制参数值(诸如，AV延迟)可能不一定是用于控制仅LV起搏的最优控制参数值。此外，基于从患者群体获得的临床结果设置的CRT控制参数可能对于单个患者不是最优的。单独优化患者的CRT控制参数可能是耗时的并且需要相当的技术知识。本文中描述了用于在自适应CRT期间控制CRT治疗传递参数的系统和相关联的方法以在双心室和仅LV起搏模式两者期间提供患者专用的优化的CRT控制参数，而在每次调节控制参数时不需要血液动力学测量值。为了描述可能实现用于传递自适应CRT的方法和设备，对美国专利No.7,254,442(vanGelder等人)、美国专利No.7,181,284(Burnes等人)、和7,706,879(Burnes等人)进行引用，所有上述专利通过引用整体结合于此。在美国公开No.2008/0177344(Maskara等人)中一般公开了其中可实现本文所公开的技术的用于传递CRT的设备的另一示例。
图1为其中可实现本文所公开的技术以向患者114的心脏112提供治疗的可植入医疗设备(IMD)系统100的一个实施例的示意图。系统100包括IMD10，IMD10耦合至携载多个电极的导线118、120、和122。IMD10被配置用于与编程器170双向通信。例如，IMD10可以是可植入起搏器或可植入心脏复律除颤器(ICD)，其经由耦合至用于起搏、复律和除颤心脏112的导线118、120、和122中的一个或多个的电极向心脏112提供电信号。IMD10能够至少传递双心室和仅LV起搏，并且在所示的实施例中，被配置使用导线118、120、和122在右心房(RA)126、右心室(RV)128、和左心室(LV)132中用于多腔室起搏和感测。
IMD10使用RV尖端电极140和RV环形电极142来传递RV起搏脉冲并感测RV心脏内电描记图(EGM)信号。RV导线118被显示成携载线圈电极162，线圈电极162可用于传递高压复律或去纤颤冲击脉冲。IMD10使用由多极冠状窦导线120携载的电极144感测LVEGM信号并且传递LV起搏脉冲，多极冠状窦导线120延伸通过RA126并且经由冠状窦进入心静脉130中。在一些实施例中，冠状窦导线120可包括沿着左心房(LA)136定位的用于感测左心房(LA)EGM信号和传递LA起搏脉冲的电极。
IMD10使用RA导线122感测RAEGM信号和传递RA起搏脉冲，RA导线122携载尖端电极148和环形电极150。RA导线122被显示成携载线圈电极166，线圈电极166可沿着上腔静脉(SVC)定位用于传递复律/去纤颤冲击。在其他实施例中，RV导线118携载RV线圈电极162和SVC线圈电极166两者。IMD10可检测心脏112的心律失常(诸如心室128和132的纤颤)和以电冲击脉冲的形式向心脏112传递复律或去纤颤治疗。虽然IMD10被显示为在图1中的右胸植入位置，但是尤其是当IMD10实现为ICD时，更典型的植入位置为左胸植入位置。
IMD10包括用于执行归因于IMD10的功能的内部电路，并且壳体160封围内部电路。可以认识到，壳体160或其的部分可被配置为用于复律/去纤颤冲击传递的有效电极158，或用作用于单极起搏或感测配置的中性电极。IMD10包括连接器块134，连接器块134具有用于接收导线118、120、和122的近端导线连接器的连接器孔。经由包括在连接器块134中的各连接器和电馈通实现由导线118、120、和122携载的电极和IMD内部电路的电连接。
IMD10配置用于传递CRT治疗，包括使用所选择的起搏向量以用于利用多极LV导线120上的至少一个电极144的LV起搏。IMD10被配置成在心室128和132中的一个或两者中进行起搏以用于控制和改善心室同步。本文所描述的方法可在使用可编程的起搏脉冲定时参数和可选择的起搏向量向右心室和左心室传递起搏脉冲的双腔室或多腔室起搏器或ICD中实现。具体地，IMD10被配置成提供“自适应CRT”，自适应CRT响应于患者的固有AV传导中的变化而在双心室起搏和仅LV起搏之间切换。当AV传导受损或受阻时，或更一般地当AV传导时间变慢时，传递双心室起搏。当返回正常AV传导时，传递仅LV起搏。以这种方式，基于可能在时间上波动的患者自身的AV状态，仅在需要时传递RV起搏。
编程器170包括显示器172、处理器174、用户界面176、和通信模块178，通信模块178包括用于与IMD10通信的无线遥测电路。在一些示例中，编程器170可以是手持设备或基于微处理器的家庭监视器或床边编程设备。用户(诸如医师、技术人员、或其他临床医生)可与编程器170交互以与IMD10通信。例如，用户可经由用户界面176与编程器170交互以取回当前被编程的操作参数、由IMD10收集的生理数据或来自IMD10的设备相关的诊断信息。用户还可与编程器170交互以编程IMD10，例如，选择用于IMD的操作参数的值。与编程器170交互的用户可请求IMD10执行CRT优化算法并将结果传输至编程器170，或请求由IMD10存储的关于由IMD10周期性地自动执行的CRT优化过程的数据。在一些实施例中，由IMD10获取的信号数据可被传输至编程器170，并且编程器170使用所传输的信号执行CRT优化算法以建立用于计算CRT控制参数的患者专用优化的方程。所得的方程，或定义用于计算CRT控制参数的方程的系数(多个)和截距(多个)将然后被传输回IMD10。
编程器170包括通信模块178以实现与IMD10无线通信。由系统100使用的通信技术的示例包括低频或射频(RF)遥测，其可以是经由蓝牙、WiFi、MICS建立的、或如美国专利No.5,683,432(Goedeke等人)中所描述的RF链路。在一些示例中，编程器170可包括编程头，编程头接近患者的身体靠近IMD10植入部位放置，并且在其他示例中，编程器170和IMD10可配置成使用距离遥测算法和不需要使用编程头和不需要用户干预来保持通信链路的电路来通信。
可以设想，编程器170可经由用于将数据传送至远程数据库或计算机的通信模块178耦合至通信网络，以允许使用本文所描述的技术远程监测和管理患者114。远程患者管理系统可配置成利用目前所公开的技术使临床医生能够查看心音数据和CRT优化结果并授权IMD起搏控制参数的编程。对用于与可植入医疗设备一起使用以供远程患者监测和设备编程的网络通信系统的一般描述和示例的共同转让的美国专利No.6,599,250(Webb等人)、6,442,433(Linberg等人)、6,418,346(Nelson等人)、和6,480,745(Nelson等人)进行引用，所有这些专利通过引用整体结合于此。
图2是示出IMD10的一个示例配置的框图。在图2所示的示例中，IMD10包括处理器和控制单元80(在本文中也称为“处理器”80)、存储器82、信号发生器84、感测模块86、和遥测模块88。IMD10进一步包括心脏信号分析器90、心音传感器92、和活动/姿势传感器94。
存储器82可包括计算机可读指令，当被处理器80执行时，使得IMD10和处理器80执行在本公开通篇中归因于IMD10、处理器80、和心脏信号分析器90的多个功能。可在存储器82中编码计算机可读指令。存储器82可计算机可读存储介质，计算机可读存储介质包括任何易失性、非易失性、磁的、光的、或电的介质，诸如随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非易失性RAM(NVRAM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)、闪存存储器、或任何其他数字介质。
处理器和控制单元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)、或等效分立或集成逻辑电路中的任何一个或多个。在一些示例中，处理器80可包括多个部件，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、或一个或多个FPGA的任何组合、以及其他分立或集成逻辑电路。归因于本文中的处理器80的功能可具体化为软件、固件、硬件、或它们的任何组合。在一个示例中，心脏信号分析器90可至少部分地存储或编码为存储器82中的指令，指令通过处理器和控制80执行。
处理器和控制单元80包括治疗控制单元，治疗控制单元控制信号发生器84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将电刺激治疗(例如，心脏起搏或CRT)传递至心脏112。信号发生器84例如经由各自的导线118、120、122的导体、或在壳体电极158的情况下经由设置在IMD10的壳体160中的电导体电耦合至电极140、142、144A-144D(一起称为144)、148、150、158、162、和166(所有电极在图1中示出)。信号发生器84被配置成生成电刺激治疗并经由电极140、142、144、148、150、158、162、和166的所选择的组合将电刺激治疗传递至心脏112。信号发生器84根据在CRT期间的AV和/或VV延迟来传递心脏起搏脉冲。如本文中将描述的那样，由分析器90基于心脏信号的分析设置这些延迟。
信号发生器84可包括开关模块(未示出)，并且处理器和控制80可例如经由数据/地址总线来选择用于传递起搏脉冲的可用电极。处理器80控制电极140、142、144A-144D、148、150、158、162、和166中的哪一个被耦合至信号发生器84以供例如经由开关模块传递刺激脉冲。开关模块可包括开关阵列、开关矩阵、复用器、或适合于选择性地将信号耦合至所选择的电极的任何其他类型的开关设备。
感测模块86从电极140、142、144A-144D、148、150、158、162、或166中的所选择的电极中监测用于感测心脏电事件的心脏电信号，以便监测心脏112的电活动。感测模块86还可包括开关模块，开关模块来选择使用哪些可用电极来感测心脏电活动。在一些示例中，处理器80经由感测模块86中的开关模块选择电极来用作感测电极、或感测向量。
感测模块86包括多个感测通道，每个感测通道可选择性地耦合至电极140、142、144A-144D、148、150、158、162、或166的各自的组合以检测心脏112的特定腔室的电活动。每个感测通道可包括放大器，放大器响应于在心脏112的各自腔室中的心脏去极化的感测向处理器80输出指示。以这种方式，处理器80可接收对应于在心脏112的多个腔室中的R波和P波的出现的感测事件信号。感测模块86可进一步包括用于向处理器80或心脏信号分析器90提供数字化的EGM信号的数字信号处理电路。
心室中(例如，RV中)的R波的出现被用于监测固有AV传导时间。具体地，基于在没有心室起搏(或在允许发生固有传导的扩展AV延迟处进行起搏)期间的R波感测的AV传导时间的延长或AV阻塞(block)的检测被用于控制自适应CRT。当AV传导受损时，由处理器80控制信号发生器84传递双心室起搏，即使用所选择的AV延迟和所选择的VV延迟在RV和LV中传递起搏脉冲。当AV传导未受损时，由处理器80控制信号发生器84以所选择的AV延迟传递仅LV起搏以改善心室同步。
存储器82存储间期、计数、或由处理器80使用的用于控制由信号发生器84进行的起搏脉冲的传递的其他数据。这种数据可包括由处理器80使用以控制起搏脉冲到CRT的左心室和右心室中的一个或两者的传递的间期和计数器。在一些实施例中，间期和/或计数器，被处理器80用于控制起搏脉冲的传递相对于在另一腔室中的固有或起搏事件的定时。存储器82存储建立用于计算最优CRT定时控制参数(诸如，AV和VV延迟)的方程。如以下将更详细描述的，方程可以定义心脏传导时间间期的函数(该函数用于计算最优CRT定时控制参数)的系数和截距的形式存储。
心脏信号分析器90从心音传感器92接收信号以用于确定基于心音的血液动力学度量，此基于心音的血液动力学度量用于标识最优CRT控制参数。如本文中所使用地，术语“血液动力学”涉及包含在血液循环中的运动，包括泵血时的心脏的运动，诸如心脏瓣膜打开和关闭和心脏壁运动。在替代实施例中，不同生理传感器可被附加使用或代替心音传感器92来向心脏信号分析器90提供与血液动力学功能，尤其心室功能有关的心脏信号。替代的传感器可实现为机械、光的或其他类型的换能器，诸如压力传感器、氧传感器、或响应于心脏功能并且产生对应于心脏机械功能的信号或与心室同步有关的指示的任何其他传感器。信号的分析可用于指导对用于控制CRT起搏脉冲的AV和VV延迟的选择。心脏信号分析器90可使用来自感测模块86的信号提供附加的EGM信号分析能力。
心音传感器92响应于由心脏112产生的声音或振动生成电信号。传感器92可被实现为压电传感器、话筒、加速计、或其他类型的声学传感器。在一些示例中，心音传感器92可用作声电换能器和用作电声换能器两者。在这种示例中，传感器还可用于生成患者的可听警报，诸如嗡嗡声或蜂鸣噪音。可响应于检测到跨越警报阈值的血液动力学度量提供警报。
在图2中，心音传感器92与其他电路一起被封围在IMD10的外壳160内。在其他示例中，心音传感器92可与壳体160的外表面或连接器块134整体形成或形成于壳体160的外表面或连接器块134上。在另外其他示例中，由导线118、120、122或耦合至IMD10的另一个导线携载心音传感器92。在一些实施例中，心音传感器92可实现为与IMD10无线通信的远程传感器。在这些示例的任一个中，传感器92电或无线耦合至心脏信号分析器90以提供与由心脏112生成的声音相关的信号来导出血液动力学功能度量。
图3为根据一个实施例的用于控制CRT的方法的流程图200。流程图200和本文所提供的其他流程图旨在示出设备的功能操作，并且不应当被解释为实现所描述的方法所必须的软件或硬件的具体形式的反映。可以认为，软件、固件、硬件或它们的组合的具体形式将主要通过在设备中使用的具体系统体系架构和通过由设备所使用的具体信号感测和治疗传递形态确定。提供软件、固件、和/或硬件以在本文中的公开内容给出的任何现代医疗设备的背景下完成所描述的功能是在本领域技术人员的能力范围内。
结合本文中提供的流程图所描述的方法可在非瞬态计算机可读介质中实现，非瞬态计算机可读介质包括用于使可编程的处理器执行所描述的方法的指令。“计算机可读介质”包括但不限于任何易失性或非易失性介质，诸如，RAM、ROM、CD-ROM、NVRAM、EEPROM、闪存存储器等等，唯一例外是瞬态传播信号。指令可被实现为可被它们自己执行或与其他软件结合的一个或多个软件模块。
在框202处，开始CRT优化过程。可通过与编程器170交互的临床医生或其他用户手动开始该过程。可附加地或替代地基于规定周期或响应于指示心脏功能恶化的所监测的心率或血液动力学度量开始过程。首先，心音信号用于在优化过程期间标识出最优起搏控制参数设置。可在IMD实现时或在临床医生监督下的寻医就诊期间执行标识最优设置的初始过程。可在患者休息(例如，处于坐或躺位置)或处于其他受控条件时执行该初始过程。
如果例如基于周期自动地开始过程，IMD处理器可使用其他感测输入来建立发生该过程的期望条件。例如，从来自电感测模块86、姿势传感器或活动传感器94的信号中确定的心率、呼吸速率、由于患者活动引起的传感器信号上的噪声水平或伪像、或者它们的任意组合，可用于确认静息状态或用于执行优化过程的其他期望状态。可以认识到，所描述的过程不一定总是在静息状态下执行，而可期望地在各个活动或心率水平期间执行以用于确定在不同心率和/或活动时的最佳CRT控制参数。
一旦开始该过程，在框204处，选择正被优化的CRT控制参数。例如，由流程图200所示的过程可实现为用于优化在仅LV起搏期间使用的AV延迟和在双心室起搏期间使用的AV延迟和VV延迟。可使用这里描述的过程来优化单个参数或以连续的方式优化多个参数。在框204处选择的参数可部分地取决于AV传导的状态和在执行该过程时选择的双心室或LV起搏模式。
在框206处，基于在框204处被选择以进行优化的起搏参数，测量固有传导时间间期。固有传导时间间期可指的是在起搏的或感测到的固有事件之后发生经传导事件的时间间期。例如，可从心房起搏脉冲到经固有传导的RVR波(A起搏－RV感测间期)或从固有心房感测的P波到经固有传导的RVR波(A感测－RV感测间期)中测量AV传导时间间期。A起搏－RV感测间期和A感测－RV感测间期可被总称为A-RV感测间期，尽管可以认识到，每一个可单独地被测量以供用于在心房起搏的条件下和在心房感测的条件下计算不同CRT控制参数设置。在一个示例中，如果正在优化在仅LV起搏期间使用的AV延迟，则测量A-RV感测间期。A-RV感测间期是用于设置AV延迟来控制在仅LV起搏期间LV起搏脉冲的传递的传导时间间期。
在另一示例中，在框206处所测量的传导时间间期是P波持续时间，其被测量为在P波首先被感测(或心房起搏脉冲)的时刻到P波的结束之间的间期。P波持续时间(在本文中也称为“A-P结束”)可被用于在例如双心室期间计算AV延迟，如在以下将进一步描述。在又一其他示例中，在框206处，QRS信号的宽度或持续时间被测量作为传导时间间期。QRS信号宽度可用于计算用于控制双心室起搏的VV延迟。
一旦在框206处测得心脏传导时间，该值被存储或可稍后被更新以用于设置CRT控制参数。在优化过程的初始阶段期间，在框208处选择正被优化的控制参数的第一测试设置。控制参数的第一测试设置可以是默认的或标称值，或最近所编程的值。在框210处，使用测试控制参数设置传递脉冲。例如，可使用测试AV延迟设置传递仅LV起搏。在其他情况下，可使用测试AV延迟设置或测试VV延迟设置传递双心室起搏。
在框210处，由心脏信号分析器90接收和分析由心音传感器92生成的信号。从该信号导出一个或多个心音(HS)参数作为心脏功能的血液动力学指标。在框210处测得的HS参数被存储用于正被优化的CRT控制参数的多个测试设置。如果还没有测试所有设置，则如框212处所判定的，过程返回至框208以调节控制参数设置并且在CRT传递期间使用测试设置测量对应的HS参数值。
在确定并存储每个测试设置的HS参数之后，在框214处基于对HS参数值的比较来标识最优设置。可由心脏信号分析器90从HS传感器信号中导出多个HS参数值，该多个HS参数值与心室收缩和/或舒张功能相关。在一个实施例中，S1-S2时间间期被测量作为心室射血时间的指示。导致最大S1-S2时间间期的控制参数设置被确定为最优设置使得射血时间最大化。在另一示例中，QRS-S1时间间期被测量作为心室预射血间期。在一个实施例中，导致最小QRS-S1时间间期的控制参数设置被确定为最优参数设置。
在又一实施例中，通过测量S1声音的宽度、S2声音的宽度、和S1-S2间期将心肌性能指标(MPI)确定为HS参数。MPI然后被计算为MPI＝(S1宽度+S2宽度)/(S1-S2间期)。上述HS参数中的任一个或组合可用于标识最优控制参数设置。特定地，上述参数对确定在仅LV起搏期间使用的最优AV延迟设置或在双心室起搏期间用于改进心室同步的VV延迟设置是有用的。
在双心室期间和在仅LV起搏期间，HS参数还可用于标识最佳控制参数以提高房室同步。例如，S3-S4时间间期可被确定为心室充盈时间的指示。导致最大S3-S4间期的起搏控制参数可被识别为产生最大心室充盈的最优参数。改变双心室起搏或仅LV起搏期间的AV延迟使处理器能够识别出导致主动充盈期的最小截断并因此导致最大化的心室充盈的AV延迟。
可从HS传感器信号导出其他HS参数作为血液动力学和/或心脏腔室同步的指示。HS参数的任何组合可被确定并且用于标识CRT控制参数或控制参数的组合的最优设置。可从在一个或多个心脏周期上的HS信号的测量中确定HS参数。可从原始过滤的HS传感器信号中或在确定整体平均HS信号之后测量HS参数。HS参数值可与目标值或HS参数的范围直接彼此比较，该目标值或HS参数的范围可以是基于来自患者群体的数据的患者专用目标值或范围。
知晓了最优控制参数设置和预先测得的传导时间间期(从框206)，在框216处计算用于在CRT操作期间计算控制参数设置的系数。例如，在最优控制参数和测得的传导时间间期之间是线性关系的情况下，用于自动调节CRT定时参数的方程可一般表达为：
Y＝K*X+C
其中Y为定时参数设置，K为系数，X为测得的传导时间间期，且C为截距。在一些实施例中，K可以为1或C可以为零，从而将方程分别简化成Y＝X+C或Y＝K*X。如以上所描述的，使用为每个测试设置测量的一个或多个HS参数，从多个测试设置中标识出Y的最优值。在具有了在框206处的预先测得的X(传导时间)的情况下，可在C被设置成常数(或0)时求解K。替代地，可在K被设置成常数(或1)时求解C。以这种方式，在方程中用来因变于测得的固有传导时间X来计算CRT定时控制参数Y的系数K或截距C被基于HS信号分析而根据患者自身的血液动力学性能加以定制。患者专用优化的系数或截距被存储在IMD存储器中以实现每当重新测量传导时间间期时计算新控制参数。
在框218处，正被优化的起搏控制参数被设置成基于HS信号分析所确定的最优值。在框220处，使用优化的控制参数传递CRT。周期地，更新传导时间测量以按需实现相关联的控制参数的更新或调节。如果，如在框222处确定的，到了更新传导时间间期测量的时候，则在框224处测量传导时间间期。可以规定的间隔测量传导时间间期，该时间间隔可以为大约每几秒、分钟、小时、每周或其他所选间隔。
在框224处测量传导时间间期之后，在框218处使用更新的传导时间测量和在框216处确定的所存储的系数或截距来更新相关联的起搏控制参数。以这种方式，响应于固有传导时间的变化，使用在测得的传导时间和定时控制参数之间的患者专用、血液动力学优化的关系来动态地调节定时控制参数。
除周期地更新传导时间间期测量之外，可重复HS分析以更新用于计算优化起搏控制参数的所存储的系数或截距。HS分析可被排定成以规定间隔(例如，每天、每周、或每月)发生。如果如在框226处所确定的，是重复HS分析的时候，则过程返回至框206以测量用于计算起搏控制参数的传导时间间期。在框208到212处，改变控制参数设置直到获得所有期望的测试设置的HS参数测量。
如上所述，在框214处基于HS参数测量比较来标识最优起搏参数设置。使用最优参数设置和当前测得的传导时间间期来求解更新的系数或截距。在框216处存储因变于测得的传导时间来定义控制参数的更新的系数或截距。以这种方式，在整个CRT传递期间，按需地将用于计算最优控制参数设置的传导时间间期和方程(即，系数或截距值)二者自适应更新成患者专用值。可更为频繁地更新传导时间间期以实现当患者传导状态变化时优化CRT控制参数。可相比传导时间测量不那么频繁地执行血液动力学优化以实现当心脏的机械功能变化时更新用于计算CRT控制参数的优化方程。
图4为用于建立在仅LV起搏期间使用的优化的AV延迟。在框302处，设置初始A-LV延迟。可在心房起搏期间或在心房感测期间实现流程图300所示的过程。可在起搏和感测期间有意地执行该过程以获得用于计算在心房起搏周期期间的最优A起搏－LV延迟和在心房感测周期期间使用的最优A感测－LV的独特方程。此外，可在不同的固有和/或起搏心率下执行该过程。所感测的心率可用于触发过程在不同心率范围或水平期间发生。由此，可执行由流程图300所示的过程以获得用于计算不同的A-LV延迟设置的所有必要的系数或截距，这些不同的A-LV延迟设置用于在处于一个或多个心率范围心房起搏期间和在处于一个或多个心率范围下的心房感测期间。
在框304处，使用在框302处设置的测试A-LV延迟来传递CRT。在框306处测量一个或多个HS参数。在如在框308处所确定的，收集对于至少两个不同A-LV延迟测试设置的HS参数测量之后，在框310处通过HS参数值比较来标识出最优A-LV延迟。如上所述，在一些实施例中，从HS信号分析中导出的最大化的射血间期、最小化的预射血间期、或最大化的心肌性能指标可用于指示最优A-LV延迟。
在框312处，测量A-RV感测传导时间间期。在一个实施例中，因变于A-RV感测传导时间间期来计算A-LV。例如，A-LV延迟可被计算为A-LV延迟＝K*(A-RV感测)+C。C被存储为可编程成所选择的正或负值的常数。在一个实施例中，C可以为45,30,20或-65ms。C的最优值可基于患者的群体的临床研究。例如，可使用从患者的人群测得的传导时间和血液动力学度量执行最优控制参数的建模以用于确定用于C的最优值。
已知了基于HS信号分析已知最优A-LV延迟，可使用测得的A-RV感测间期和C的固定值求解最优系数K。在框314处，K的值被存储并随后用于在每当测量A-RV感测间期时计算出更新的A-LV延迟。
替代地，K的固定值可用于方程A-LV延迟＝K*(A-RV感测)+C。在这种情况下，C为基于HS的优化的值。使用优化的A-LV延迟、测得A-RV感测间期、和K的固定值来求解C的值。在该实施例中，C可被认为是预射血间期或PEI，其中C将控制相对于RV感测多早(或多晚)来起搏LV。在CRT传递期间，可通过从由所存储的C的值和K的固定值所定义的方程和A-RV感测的更新测量来计算出A-LV延迟，来更新A-LV延迟设置的优化的值。周期地，基于A-LV延迟的基于HS的优化来调节C的值。
在又一另一实施例中，可基于在时间上两个不同点处的基于HS的优化，来确定K和C两者。在这种情况下，K和C为一组两个方程对于两个时间点的解：A-LV延迟1＝K*(A-RV感测1)+C,A-LV延迟2＝K*(A-RV感测2)+C。在CRT传递期间，从A-RV感测的周期测量和系数K和C计算出A-LV延迟。可基于A-LV延迟的基于HS的优化来周期地调节系数K和截距C。在某些时间，K保持恒定在预先优化的值处以实现C的优化。在其他时间，C保持恒定在预先优化的值处以实现K的优化。
在所示的实施例中，A-LV延迟被定义为A-RV感测间期的线性函数。可以认识到，非线性函数也可被定义用于计算和设置起搏定时控制间期。用于计算控制参数值的方程因变于测得的固有传导时间。可基于定时参数的HS优化，来更新和存储用于包括在定义方程中的截距或系数的可更新值。此外，虽然A-LV延迟是因变于A-RV感测间期而确定的，可将不同的传导时间可代入以上方程中。例如，在一些实施例中，A-LV延迟可被定义为P波持续时间的函数。
图5为用于设置在双心室起搏期间的最优AV延迟的方法的流程图400。在一个示例中，在双心室起搏期间使用的AV延迟控制RV起搏脉冲相对于心房起搏或感测的事件的定时并且因此被称为A-RV延迟。然后可由0ms(同时RV和LV起搏)、正值(导致LV起搏在RV起搏脉冲之前)、或根据一种惯例(convention)为负值(导致LV起搏脉冲晚于RV起搏脉冲)的VV延迟来控制LV起搏脉冲。可以认识到，当传递RV和LV起搏脉冲两者时，可使用其他惯例来定义。在另一示例中，A-RV延迟和A-LV延迟各自设置成分别控制RV和LV起搏脉冲相对于彼此和相对于心房激动的定时。在又一些其他惯例中，A-LV延迟可用于控制LV起搏脉冲的定时，且在VV延迟期满时传递RV起搏脉冲以控制RV起搏脉冲到LV起搏脉冲的相对定时。所公开的使用心音分析确定最优起搏定时控制并然后求解因变于测得的在起搏或感测的事件之后的固有传导时间而定义起搏定时控制间期的方程中的最优系数或截距的技术一般可适用于这些惯例中的任一个。
在图5的示例性实施例中，在框402处设置初始A-RV延迟。在框404处，使用该初始A-RV延迟以双心室起搏模式传递CRT。在A-RV延迟的优化期间，可使用标称VV延迟设置(例如，0ms的VV延迟)以在AV延迟正被优化时同时提供双心室起搏。在框406处，测量对于初始A-RV延迟设置的HS参数。在框402处，将A-RV延迟调节成一个或多个附加测试设置，直到如在判定框408处所确定的那样已针对多个测试设置测量了HS参数。
在框406处测得的HS参数可以是与舒张功能相关的参数，如，基于HS信号导出的替代(surrogate)的A波的截断(truncation)、S1幅度或S3-S4间期、或S3或S4的幅度。基于在框406处测量并存储的HS参数，在框410处将最优A-RV延迟标识为例如不导致A波截断的最短A-RV延迟、或导致最大S1幅度或最大S3-S4间期的A-RV延迟。替代地，可基于收缩功能参数优化A-RV延迟。
测得的HS参数可包括S1-S2间期、从心室起搏脉冲到S2的间期、或从RV感测到S2的间期。最优A-RV延迟可被标识为最大化S1-S2间期或导致从RV感测或起搏事件到S2声音的间期的突然改变的延迟。
将使用基于HS信号分析定义的方程，因变于测得的传导时间来计算A-RV延迟。在框412处测量传导时间间期。在一个实施例中，在框412处测量P波持续时间。可从P波感测阈值交叉点(或起搏脉冲)的时间到P波检测结束(例如，可以为负向交叉的第二阈值交叉点)测量P波持续时间。A-RV延迟可被定义为固有P波持续时间加偏移(即，截距)。在框414处可对于已知最优A-RV延迟和测得的P波持续时间来求解出偏移。最佳偏移被存储并稍后用于每当更新P波持续时间测量时计算最优A-RV延迟。在一个实施例中，每12-24小时(例如，每16小时)测量P波持续时间，并且使用所存储的偏移计算新A-RV延迟。最优偏移还可使用周期性HS信号分析来更新。可相比P波持续时间测量不那么频繁地更新偏移。可使用HS信号分析技术例如每周更新偏移。
可以认识到，在替代实施例中，可测量其他心脏传导间期以用于计算A-RV延迟(诸如，固有A-RV感测间期)。
图6为用于设置在双心室起搏期间的最优VV延迟的方法的流程图500。以类似于以上描述的方法的方式，在CRT传递期间(框504)应用初始VV延迟设置。测量HS参数(框506)。针对多个VV延迟设置测量HS参数直到如在框508处判定地已在CRT传递期间应用所有期望的测试设置。在应用各个VV延迟测试设置的期间，AV延迟可被设置成根据结合图5所描述的方法而优化的值。
在框510处，比较对于各种VV延迟设置测量的HS参数值以标识出最优VV延迟设置。在各个实施例中，用于优化VV延迟而测量的HS参数可包括S1-S2间期、QRS-S1间期、在S1声音中的二尖瓣组分M1和三尖瓣组分T1之间的分裂时间、或指示LV和RV腔室两者的同步的M1和T1的合并、或如本文中以上提及的心肌性能指标、或从HS信号导出的任何其它参数或特征。
在一个实施例中，在框512处测得的传导参数为A-RV感测间期(A-RV感测间期可跟随起搏或感测的心房事件)。在一个实施例中，VV延迟被定义为QRS持续时间的线性函数。可使用在框510处确定的已知最优VV延迟、在框512处测得QRS持续时间、和用于截距C的固定值，来求解方程VV延迟＝K*(QRS持续时间)+C中的系数K。在框514处存储系数K以随后用于在每当重新测量QRS持续时间时计算出更新的最优VV延迟，在一些实施例中，可以像每分钟这样频繁地来重新测量QRS持续时间。
系数K还可通过逐周期地重复HS信号分析来更新。可根据需要经常重复在流程图500中所示的过程，以使用系数K(或截距C)的优化值以维护用于因变于QRS持续时间来定义VV延迟的最优患者专用方程。
图7为根据一个实施例的用于控制自适应CRT的方法的流程图600。如结合图4到6所描述的，在框602处，执行HS分析以建立因变于测得的传导时间来定义CRT控制参数的方程。执行HS分析以确定在仅LV起搏期间使用的最优AV延迟。在用于因变于测得的传导时间间期而更新AV延迟的方程中所使用的系数或截距被存储。可对应于心房起搏、心房感测、和不同心率来存储独特系数(或截距)。
类似地，执行HS分析以确定在双心室起搏期间使用的最优AV和VV延迟。求解出在因变于相应测得的传导时间来定义AV延迟和VV延迟的相应方程中的系数(或截距)。可对应于心房起搏、心房感测和不同心率存储独特系数(或截距)。
一旦对仅LV和双心室起搏两者存储了用于定义计算优化的CRT定时控制参数的方程的系数和/或截距，在框604处，可比较在用于仅LV起搏的最优AV延迟处的HS参数(多个)和在用于双心室起搏的最优AV和VV延迟处测得的HS参数(多个)。可针对仅静息心率或针对多个心率范围进行该比较。该比较为可任选的，但可被执行以标识患者可更受益于仅LV起搏还是更受益于双心室起搏,即使是当AV传导未受损时或处于不同A-RV感测间期或心率时。
在框606处可设置传导时间阈值和心率阈值以控制何时在仅LV起搏或双心室起搏之间发生切换。这些阈值可至少部分地基于仅LV起搏和双心室起搏的最佳HS参数值的比较。如果测得的AV传导时间比传导时间阈值长，则IMD将从仅LV起搏切换到双心室起搏直到AV传导时间再次降到低于切换阈值(可能需要维持达一个或多个心跳)。此外，可设置心率阈值。在一个实施例中，如果A-RV感测传导时间小于约200或250ms，并且心率小于100心跳每分钟，则传递仅LV起搏。否则，传递双心室起搏。
在一些实施例中，在仅LV起搏和双心室起搏的每一个的最优设置处的HS参数之间的比较可用于调节仅LV起搏和双心室起搏的切换阈值。例如，如果基于HS分析，即使在固有AV传导时间为正常时，双心室起搏仍导致比仅LV起搏显著更好的血液动力学性能，则处理器可控制指令传递模块总是或大多数时间传递双心室起搏直到执行下一HS信号分析。可通过调节传导时间阈值和/或心率(HR)阈值来完成此举，传导时间阈值和/或心率(HR)阈值在框606处控制仅LV和双心室起搏之间的切换。如果AV传导时间阈值被设置为最小值和/或用于从双心室切换到LV起搏的HR阈值被设置为最小值，则大多数时间将传递双心室起搏。只要AV传导时间比最小设置阈值长和/或HR大于最小化设置的HR阈值，将会发生双心室起搏。
在一些实施例中，可对不同HR范围设置不同AV传导时间阈值以基于哪个起搏模式产生给定HR范围的测得的HS参数(多个)的最大改进，来控制对于不同HR范围是传递双心室起搏还是仅LV起搏。在其他实施例中，响应于与仅LV起搏相比的在双心室起搏期间的优秀的血液动力学结果，处理器80可将起搏模式固定为双心室模式直到执行下一HS信号分析。响应于HR中的变化或固有AV传导时间的变化，起搏模式将不会从双心室起搏切换到仅LV起搏。
在其他示例中，可能即使在处于相对长的固有AV传导时间时仍发现LV起搏优于双心室起搏。由此，在一些实施例中，与最优双心室相比在最优仅LV起搏期间测得的HS参数的改进可导致增加AV传导时间阈值和/或增加触发仅LV和双心室起搏之间的切换的HR阈值。这将通过增加传递仅LV起搏的AV传导时间的范围和/或心率的范围而增加仅LV起搏的可能性。
在其他实施例中，可在不比较最优仅LV和最优双心室HS参数值的情况下，设置用于控制仅LV和双心室起搏模式的选择的传导时间阈值和HR阈值。根据默认值、临床医生偏好、或基于在静息HR和/或不同HR范围处测得的患者的固有AV传导时间，设置传导时间阈值。可设置与用于从双心室起搏切换回仅LV起搏的阈值标准不同的用于从仅LV起搏到双心室起搏的不同阈值标准。可能要求满足阈值标准的迟滞作用(hysteresiseffect)或不同数量的最近心脏周期。
在框608处，设置控制方程更新间隔的定时器。该更新间隔控制何时重复HS信号分析以更新用于定义计算最优定时参数设置的方程的所存储的系数(多个)和/或截距(多个)。例如，方程更新间期可被设置成24小时、48小时、一周、一个月、或其他期望的间期。
在框610处，测量AV传导时间以用于控制起搏模式。AV传导时间可以为如在框610处所指示的A-RV感测间期。如果该A-RV感测间期小于预先设置的传导时间阈值，则在框614处，其用于计算最佳A-LV延迟。使用因变于A-RV感测来定义A-LV延迟的方程的预先存储的系数或截距。如上所述，在一个实施例中，使用方程A-LV延迟＝K*(A-RV感测)+C，其中在框602处求解并存储K，并且A-RV感测为当前测量的A-RV感测间期。在一个实施例中，截距C可以为可编程的值并且可在从约+45ms到-65ms的范围内。可从由接受CRT的患者的群体中获得数据的线性建模中确定C的最优值。在一些实施例中，可使用超声波心动描记术或其他临床方法优化C。
可在A-LV延迟上设置上限和下限，以防止非生理的或不期望的A-LV起搏间期。例如，在一个实施例中，A-LV延迟必须不会导致在RV去极化之前的小于40ms的起搏脉冲。如果使用所存储的方程计算的A-LV延迟小于A-RV感测–40ms，则A-LV延迟可被设置成等于A-RV感测–40ms的默认值。比RV中的R波早小于40ms传递的LV起搏脉冲可导致假性融合(pseudo-fusion)。当LV起搏脉冲诱发的响应与从RV传导的固有LV去极化基本同时发生时，发生假性融合。
在设置可单独设置用于心房起搏和心房感测的A-LV延迟之后，在框616处设置控制传导时间更新间期的定时器。传导时间更新间期为重复A-RV感测传导时间的测量以用于更新最优A-LV延迟的时间间期。在框618处，使用经计算的最优A-LV延迟传递仅LV起搏。如在框620处所确定的一旦传导时间更新间期期满，过程返回至框610以测量A-RV感测间期。
如果A-RV感测间期仍小于仅LV起搏的传导时间阈值，则在框614处将A-LV延迟调节成使用最新测量的A-RV感测间期和预先存储的系数(或截距)计算的值。只要A-RV感测间期保持低于传导时间阈值(并且满足任何其他仅LV起搏标准，诸如心率标准)，就将继续仅LV起搏。一旦每个排定的传导时间更新间期期满，使用所存储的方程和更新的A-RV感测的测量，来更新A-LV延迟。
如果如在框630处所确定的，方程更新间期期满，则过程返回至框602以重复HS信号的分析。基于HS信号分析标识出最优CRT定时控制参数。求解因变于相应的传导时间而定义控制参数的方程的系数(多个)和/或截距(多个)。如上所述，在框602处更新和存储系数和/或截距并且继续过程。
如果在框612处A-RV感测间期超过传导时间阈值，则IMD将切换至双心室起搏并将前进至框622。如果需要测量除用于计算双心室起搏定时控制参数的A-RV感测间期之外的附加传导时间间期，则在框622处测量这些传导时间间期。在一个实施例中，在框622处测量P波持续时间。因变于P波持续时间，计算在双心室起搏期间的AV延迟。可使用测得的P波持续时间和所存储的方程，来计算A-RV延迟或A-LV延迟。此外，在一个实施例中，在框622处测量QRS持续时间。可因变于QRS持续时间和所存储的方程计算在双心室起搏期间的VV延迟。
在框624处，这些P波持续时间和QRS持续时间测量用于计算最优双心室起搏间期。在一个实施例中，根据方程AV延迟＝(A-P结束)+偏移来计算AV延迟。A-P结束为在框622处测得的P波持续时间。偏移为在框602处在HS分析期间求解出的线性方程中的可更新截距并且存储在IMD存储器中直到其在下一HS分析期间被更新。替代地，可因变于测得的A-RV感测间期定义AV延迟，并且在HS信号分析期间求解被A-RV感测间期所相乘的系数，或截距，以建立定义最佳双心室AV延迟的方程。
在示例性实施例中，根据方程VV延迟＝K*QRS持续时间+C来计算双心室起搏期间使用的VV延迟。可更新的系数K被存储于IMD存储器中并且在每个HS信号分析期间更新。C可以是存储在IMD存储器中的固定常数并且可基于在患者群体上执行的建模被选择。值得注意的是，在定义控制参数的各种线性方程中，使用表示系数值的相同字母“K”和表示截距值的“C”旨在表示用于不同控制参数的不同方程具有相同系数或截距值；换言之，可针对广义方程Y＝K*X+C中的每个控制参数唯一地定义“K”和“C”。
在框626处，设置控制传导时间更新间期的定时器，且在框628处使用计算的定时控制参数传递双心室起搏。如在框620处所确定的，一旦传导时间更新间期期满，过程可返回至框610以测量A-RV感测间期。如果A-RV感测间期大于用于仅LV起搏的传导时间阈值，则IMD保持在双心室起搏模式。在框622处再次测量用于计算更新的起搏定时控制参数所需的任何传导时间，例如，P波持续时间或QRS持续时间。在框624处，使用来自框622的更新的传导时间测量计算更新的AV和VV延迟。
在一些实施例中，可与用于更新用于计算更新的定时控制参数的传导时间间期测量的间隔不同地定义测量A-RV感测间期以用于控制在双心室和仅LV起搏之间的切换的间隔。例如，可每分钟测量A-RV感测间期以用于控制双心室起搏，而可每15分钟测量P波持续时间和QRS持续时间以用于调节定时控制参数。本文中所描述的方法不限于用于更新各个测得的传导时间间期和HS导出的血液动力学参数的任何特定的时间计划，并且每个测得的参数可具有其自身的更新间期。
如在框630处所确定的，一旦方程更新间期期满，在框602处重复HS信号分析。基于HS参数优化更新在因变于传导时间来定义CRT定时控制参数的方程中使用的任何系数和/或截距。由此，可根据传导时间间期测量的第一频率或速率更新控制参数。可根据执行心音信号分析的第二频率更新用于计算控制参数的方程。同执行心音信号分析以用于更新用于计算控制参数的方程相比，可更频繁地更新控制参数。
本文中公开的技术提供用于因变于测得的心脏传导时间来计算治疗控制参数的可更新的方程。代替需要完全的血液动力学信号分析以在每当调节控制参数时标识最优控制参数，在不执行附加的血液动力学测量的情况下，存储患者专用的优化的方程并且仅使用所存储的方程和更新的传导时间测量来周期地更新控制参数。此外，代替使用用于仅响应于心脏传导时间的新测量更新控制参数的固定方程，方程本身也是可更新的。当执行血液动力学信号分析以标识血液动力学优化的控制参数值时，通过求解定义方程的系数或截距来周期地更新方程。在更新方程之间的周期期间，仅使用所存储的方程和定义该方程的传导时间参数的更新的测量，来调节控制参数。
虽然本文中提供了有关CRT的定时参数和定义定时参数的方程的特定示例，但可以认识到，可使用本文中所描述的技术优化用于控制传递至心脏的治疗的任何治疗控制参数。此外，可结合除了HS传感器信号之外或代替HS传感器信号的其他生理传感器信号，来执行确定用于因变于测得的传导时间来定义控制参数的患者专用方程。与心脏的血液动力学功能相关的任何信号可有用于确定和更新系数和截距，该系数和截距定义用于因变于心脏传导时间来计算最优起搏控制参数的方程。
本文中呈现的技术和流程图可在各个实施例中组合并且不限于本文所描述的特定数量或顺序的步骤。可以认识到，可以不同顺序执行操作，并且在不背离所公开技术的主旨的情况下下添加或去除一些操作。
因此，已在以上描述中参照具体实施例提供用于控制和传递起搏治疗的医疗设备及相关方法。将理解，可作出对所引用的实施例的多种修改，而不背离在以下权利要求中所述的公开的范围。

Claims (15)

1.一种用于控制和传递心脏起搏治疗的医疗设备，所述设备包括：
多个电极，所述多个电极用于感测第一心脏信号，所述第一心脏信号包括对应于心脏电事件的第一事件；
生理传感器，所述生理传感器用于感测第二心脏信号，所述第二心脏信号包括对应于心脏血液动力学事件的第二事件；
信号发生器，所述信号发生器用于经由所述多个电极向患者的心脏传递起搏治疗；以及
处理器，所述处理器用于：
使用所述第一心脏信号测量心脏传导时间间期，
控制所述信号发生器在起搏治疗传递期间传递起搏治疗并且将第一起搏控制参数调节成多个设置，
对应于多个设置的每一个从第二心脏信号中测量血液动力学参数值，
响应于测得的血液动力学参数值从多个设置中标识出最优设置，
使用第一起搏控制参数的所述最优设置和测得的心脏传导时间间期求解因变于心脏传导时间间期来定义第一起搏控制参数的第一患者专用方程，以及
使用第一患者专用方程和心脏传导时间间期计算第一起搏控制参数的设置。
2.如权利要求1所述的设备，其特征在于，求解患者专用方程包括计算和该患者专用方程相关的系数和截距中的至少一个的患者专用值。
3.如权利要求1所述的设备，其特征在于，所述处理器进一步配置成：
重复测量传导时间间期以获得更新的传导时间间期；以及
使用更新的传导时间间期和患者专用方程计算第一起搏控制参数的更新设置。
4.如权利要求1所述的设备，其特征在于，所述处理器进一步配置成：
设置用于更新方程的第一时间间期；
从对应于多个设置的每一个的第二心脏信号重复测量出血液动力学参数值并且响应于测得的血液动力学参数值从多个设置中标识出更新的最优设置；以及
一旦所述第一时间间期期满，使用更新的最优设置求解更新的患者专用方程。
5.如权利要求4所述的设备，其特征在于，所述处理器进一步被配置成设置用于更新传导时间间期测量的第二时间间期，所述第二时间间期与所述第一时间间期不同；以及
一旦所述第二时间间期期满，计算所述第一起搏控制参数的更新设置。
6.如权利要求1所述的设备，其特征在于，所述处理器进一步配置成：
使用响应于所述第二心脏信号和第二心脏传导时间间期测量标识出的第二起搏控制参数的最优设置，求解因变于心脏传导时间间期来定义第二起搏控制参数的第二患者专用方程；
响应于所述第一心脏信号控制信号发生器选择性地以第一起搏模式和第二起搏模式中的一个传递起搏治疗；以及
响应于选择性地根据所述第一起搏模式传递起搏，使用第一患者专用方程计算第一起搏控制参数的最优设置，以及响应于选择性地根据所述第二起搏模式传递起搏，使用第二起搏特异性方程计算第二起搏控制参数的最优设置。
7.如权利要求6所述的设备，其特征在于，第一和第二起搏模式包括单心室起搏模式和双心室起搏模式，所述第一起搏控制参数包括房室延迟，且第二起搏控制参数包括心室间延迟。
8.如权利要求1所述的设备，其特征在于，所述血液动力学信号包括心音信号。
9.如权利要求1所述的设备，其特征在于，所述第二事件包括收缩事件，使用收缩事件测量的血液动力学参数值。
10.如权利要求1所述的设备，其特征在于，所述第二事件包括舒张事件，使用舒张事件测量的血液动力学参数值。
11.如权利要求1所述的设备，其特征在于，所述起搏治疗包括心脏再同步治疗。
12.如权利要求1所述的设备，其特征在于，求解患者专用方程包括：
计算在第一时间点处的和该患者专用方程相关的系数和截距中的一项的患者专用值；
从对应于晚于所述第一时间点的第二时间点处的多个设置的每一个的第二心脏信号中重复测量血液动力学参数值，
响应于在第二时间点处测得的血液动力学参数值从多个设置中标识出第二最优设置，以及
使用第二最优设置计算系数和截距中的另一项的患者专用值。
13.如权利要求1所述的设备，其特征在于，所述处理器进一步配置成：
使用响应于所述第二心脏信号和第二心脏传导时间间期测量标识出的第二起搏控制参数的最优设置，求解因变于心脏传导时间间期来定义第二起搏控制参数的第二患者专用方程。
14.如权利要求13所述的设备，其特征在于，所述处理器进一步配置成：
响应于所述第一心脏信号，控制信号发生器选择性地以第一起搏模式和第二起搏模式中的一个传递起搏治疗；以及
响应于选择性地根据所述第一起搏模式传递起搏，使用第一患者专用方程计算第一起搏控制参数的最优设置，以及响应于选择性地根据所述第二起搏模式传递起搏，使用第二起搏特定方程计算第二起搏控制参数的最优设置。
15.如权利要求14所述的设备，其特征在于，第一和第二起搏模式包括单心室起搏模式和双心室起搏模式，所述第一起搏控制参数包括房室延迟，且第二起搏控制参数包括心室间延迟。
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